【作 者】宋彪，王建飛，金煉，鄔小玫

復(fù)旦大學(xué)電子工程系，上海市，200433

體外除顫器放電能量精確控制方法研究

【作 者】宋彪，王建飛，金煉，鄔小玫

復(fù)旦大學(xué)電子工程系，上海市，200433

該文提出了一種除顫器放電能量精確控制方法。從基于經(jīng)胸阻抗的儲(chǔ)能電容充電目標(biāo)電壓計(jì)算，以及充電電壓、放電脈沖寬度的精確控制方面分別進(jìn)行電路設(shè)計(jì)與編程。實(shí)際測試結(jié)果顯示該方法有效，適用于各類體外除顫器。

除顫器；放電能量；精確控制

0 引言

心臟猝死(Sudden Cardiac Death, SCD)是心血管疾病的主要死亡原因，占心血管病死亡總數(shù)的50%以上[1]。心室纖顫（簡稱室顫）是造成SCD的主要原因。室顫是心臟電活動(dòng)極度混亂的表現(xiàn)，一般很難自行終止[2]。動(dòng)物實(shí)驗(yàn)和臨床研究都已證明，電擊是目前臨床可以終止室顫的唯一有效方法[3]。

電擊除顫是由除顫器釋放高壓、大電流的電脈沖實(shí)現(xiàn)的，放電能量的大小是決定除顫成敗的關(guān)鍵因素[4]。臨床上的電擊除顫均需要很高的放電能量(體外200～360 J，體內(nèi)最高可達(dá)30 J)，但高能量的電擊不僅會(huì)造成電極貼靠部位皮膚的灼傷和水腫，更會(huì)損傷患者的心肌[5]。然而，能量過低又無法達(dá)到除顫閾值而導(dǎo)致除顫失敗。因此，除顫放電能量的精確控制對于提高除顫成功率、減少對人體的損傷具有重要的意義。

除顫器的基本工作原理是通過充電電路，將儲(chǔ)能電容充電至目標(biāo)電壓；之后通過控制H型放電橋路使電流瞬間流過人體，實(shí)現(xiàn)除顫[6-7]。可見，對放電能量的精確控制可以轉(zhuǎn)化為對儲(chǔ)能電容充電電壓以及放電過程的精確控制。本文以本實(shí)驗(yàn)室研制的雙相指數(shù)截尾波體外除顫器為基礎(chǔ)[4,8-9]，針對目前體外除顫器放電能量精確控制方面存在的問題進(jìn)行了改進(jìn)設(shè)計(jì)，實(shí)際測試結(jié)果表明，放電能量誤差不超過±7.5%。

1 方法

電擊除顫向人體釋放的高壓、大電流電脈沖的能量由儲(chǔ)能電容提供，放電能量大小由儲(chǔ)能電容初始電壓、經(jīng)胸阻抗、儲(chǔ)能電容容值、放電時(shí)間決定。上述各參數(shù)的關(guān)系如式（1）所示。其中E為放電能量，C為儲(chǔ)能電容容值，U0為電容初始電壓，R為經(jīng)胸阻抗，t1為放電脈沖寬度。

由公式(1)可見，當(dāng)儲(chǔ)能電容的容值C一定時(shí)，放電能量取決于儲(chǔ)能電容的初始電壓、經(jīng)胸阻抗和放電脈沖寬度，為了實(shí)現(xiàn)對放電能量的精確控制，必須實(shí)現(xiàn)對這些參數(shù)的精確測量或控制。

除顫器通常根據(jù)設(shè)定的放電能量E和放電脈沖寬度t1計(jì)算儲(chǔ)能電容充電目標(biāo)電壓（即初始電壓U0），如公式(2)所示。

普通除顫器常假設(shè)經(jīng)胸阻抗為50 Ω，將其代入公式(2)計(jì)算得到儲(chǔ)能電容充電目標(biāo)電壓。而實(shí)際的經(jīng)胸阻抗可在較大范圍內(nèi)變化，根據(jù)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的數(shù)據(jù)和有關(guān)資料，大致范圍為25～200 Ω[6-7]。此時(shí)，實(shí)際放電能量與設(shè)定放電能量之間將存在高達(dá)百分之幾十的誤差，嚴(yán)重影響除顫效果。本文設(shè)計(jì)的經(jīng)胸阻抗實(shí)時(shí)測量電路與能量補(bǔ)償很好地解決了這個(gè)問題。另外，精確控制儲(chǔ)能電容充電電壓和放電脈沖寬度也是實(shí)現(xiàn)放電能量精確控制的重要環(huán)節(jié)。

1.1 經(jīng)胸阻抗測量與能量補(bǔ)償

圖1為經(jīng)胸阻抗測量的原理圖。本阻抗測量方法的出發(fā)點(diǎn)是歐姆定理U=I×R。具體為用恒流源激勵(lì)經(jīng)胸阻抗，并測量它兩端的電壓，即可計(jì)算出經(jīng)胸阻抗。研究表明，人體組織(包括心肌阻抗)是同時(shí)具有阻容特性的復(fù)合網(wǎng)絡(luò)，需采用交流恒流源激勵(lì)；且頻率為幾萬赫茲時(shí)可在經(jīng)胸阻抗兩端建立起穩(wěn)定可測的交流電壓。本文采用30 kHz恒流源激勵(lì)經(jīng)胸阻抗，該交變電流會(huì)在除顫電極的兩端建立起微弱的正弦電壓信號(hào)，該電壓幅值與經(jīng)胸阻抗值線性對應(yīng)。將除顫電極兩端的電壓經(jīng)過檢波后得到與正弦電壓幅值成線性關(guān)系的直流電壓Vout_R(該直流電壓也正比于人體經(jīng)胸阻抗)，之后送入單片機(jī)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，將轉(zhuǎn)換結(jié)果與程序映射表中的數(shù)值進(jìn)行比較，得到經(jīng)胸阻抗值。

圖1 經(jīng)胸阻抗測量的原理圖Fig.1 Schematic diagram of transthoracic impedance measurement

正弦信號(hào)發(fā)生單元采用直接數(shù)字頻率合成(DDS)技術(shù)[10]。DDS電路的輸出連接到壓控電流源的輸入端，將交變的電壓源信號(hào)變換成恒流源信號(hào)，保證負(fù)載阻抗在一定范圍變化的情況下，輸出電流幅值不變。為了盡量減少激勵(lì)電流對人體的影響，其強(qiáng)度控制在200 μA以下。檢波電路將檢測到的電壓放大、全波整流、低通濾波，輸出為直流電壓Vout_R，其幅值與經(jīng)胸阻抗正相關(guān)。

將Vout_R電壓值連接到單片機(jī)的ADC引腳，經(jīng)過模數(shù)轉(zhuǎn)換后得到唯一一個(gè)對應(yīng)于當(dāng)前電壓值的數(shù)字量，該數(shù)字量同時(shí)唯一對應(yīng)當(dāng)前經(jīng)胸阻抗值。本文用25～100 Ω的一系列的定值電阻代替人體經(jīng)胸阻抗，用上述電路測量這組電阻所對應(yīng)的一組數(shù)字量，在單片機(jī)中建立了一個(gè)映射表，通過數(shù)字量判斷當(dāng)前經(jīng)胸阻抗值。這組定值電阻以5 Ω遞增，共16個(gè)梯度，每個(gè)梯度對應(yīng)著一個(gè)數(shù)字量，每個(gè)數(shù)字量根據(jù)相應(yīng)梯度附近的阻抗對應(yīng)的一些數(shù)字量共同決定。

依據(jù)經(jīng)胸阻抗值及公式(2)，在本實(shí)驗(yàn)樣機(jī)儲(chǔ)能電容容值為195 μF，放電脈沖寬度為10 ms的條件下，建立充電目標(biāo)電壓—經(jīng)胸阻抗表。根據(jù)測量到的經(jīng)胸阻抗設(shè)定充電目標(biāo)電壓，可實(shí)現(xiàn)放電能量的補(bǔ)償。

1.2 充電與高壓檢測

經(jīng)計(jì)算，在本實(shí)驗(yàn)樣機(jī)確定的系統(tǒng)參數(shù)下，要達(dá)到對100 Ω負(fù)載釋放200 J能量的要求，除顫器的放電電壓達(dá)到1 800 V，遠(yuǎn)高于除顫器所使用的電池電壓，必須設(shè)計(jì)一種能將儲(chǔ)能電容充電至目標(biāo)電壓的電路。該電路包括充電電路和高壓檢測電路兩部分，如圖2、圖3所示。

圖2 高壓充電電路原理圖Fig.2 Schematic diagram of high voltage charging circuit

圖3 高壓檢測電路原理圖Fig.3 Schematic diagram of high voltage detection circuit

圖2 為高壓充電電路原理圖，其工作過程為：

(1) 當(dāng)變壓器T1存儲(chǔ)的能量通過二極管D1向儲(chǔ)能電容C釋放完畢時(shí)，比較器U1A正端V2＜1.2 V，U1A翻轉(zhuǎn)，使得RS觸發(fā)器置位，驅(qū)動(dòng)反激式開關(guān)Q1導(dǎo)通，變壓器初級(jí)有電流通過，此時(shí)次級(jí)有感應(yīng)電動(dòng)勢，但由于二極管D1的反向阻擋，次級(jí)沒有電流, 能量被存儲(chǔ)在變壓器T1之中。

(2) 當(dāng)Q1的源極電流增至12 A時(shí)，V1增大，U1B翻轉(zhuǎn)，RS觸發(fā)器復(fù)位，Q1關(guān)閉，初級(jí)電流驟減為0，由于變壓器磁通不能突變，次級(jí)會(huì)感應(yīng)出反相電動(dòng)勢，此時(shí)D1被導(dǎo)通，剛才儲(chǔ)存的能量，通過二極管向儲(chǔ)能電容充電。

RS觸發(fā)器在單片機(jī)高壓使能控制信號(hào)HV_EN_ L、高壓檢測輸出控制信號(hào)VCapVoltage以及充電電路的反饋電壓V1、V2三者共同的控制下不斷被置位、復(fù)位，在A處產(chǎn)生PWM型驅(qū)動(dòng)電流，控制反激式開關(guān)[11]不斷地導(dǎo)通、截止，通過變壓器向儲(chǔ)能電容充電。

在充電過程中，需要對儲(chǔ)能電容電壓進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測，并據(jù)此控制充電過程。由于充電目標(biāo)電壓的范圍是0～1 800 V，而ADC模數(shù)轉(zhuǎn)換芯片的輸入電壓通常小于5 V，所以必須對儲(chǔ)能電容上的高壓進(jìn)行分壓之后，再進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換最后送到單片機(jī)相應(yīng)的引腳。而且，高壓檢測電路的兩端分別連接高壓和低壓模塊，為了保證安全，必須實(shí)現(xiàn)高低壓模塊的隔離。

圖3為高壓檢測電路原理圖，考慮到分壓電阻可能造成儲(chǔ)能電容放電，因此選用的電阻阻值較大：分壓總電阻為10.2 MΩ，采樣電阻為27 kΩ，分壓比為27 k/10.2 M=1:378，對于1 800 V的高壓，采樣后的電壓為4.76 V＜5 V，滿足設(shè)計(jì)要求。分壓電路輸出穩(wěn)定的電壓值VCapVoltage。將VCapVoltage作為ADC芯片的輸入，將模數(shù)轉(zhuǎn)換結(jié)果送入單片機(jī)，經(jīng)過計(jì)算后轉(zhuǎn)換為當(dāng)前儲(chǔ)能電容兩端的電壓，并與目標(biāo)電壓比較，當(dāng)達(dá)到目標(biāo)電壓時(shí)終止充電程序的運(yùn)行。

當(dāng)設(shè)定好充電目標(biāo)電壓后，單片機(jī)根據(jù)設(shè)定的電壓值產(chǎn)生相應(yīng)占空比的PWM波信號(hào)PWM_L，該信號(hào)經(jīng)過光耦器件送入二階低通濾波器，輸出為穩(wěn)定的0～5 V的正比于PWM波占空比的直流電壓值V3；將V3與VCapVoltage相比較，當(dāng)VCapVoltage的值大于V3時(shí)，比較器反相，產(chǎn)生充電關(guān)斷信號(hào)，終止充電。為了使V3具有精確的控制充電的作用，必須使V3等于當(dāng)前設(shè)定充電高壓對應(yīng)的分壓值VCapVoltage，所以需建立起準(zhǔn)確的充電目標(biāo)電壓與PWM波占空比的映射關(guān)系，即令最大占空比對應(yīng)最大充電電壓，并且占空比與充電目標(biāo)電壓具有線性。

單片機(jī)的ADC引腳、PWM輸出信號(hào)、高壓使能信號(hào)均通過光耦器件與高壓模塊相連，實(shí)現(xiàn)了高低壓模塊的隔離，安全性能好。

1.3 雙相指數(shù)截尾波的實(shí)現(xiàn)

放電能量直接受放電時(shí)間影響，因此必須精確控制脈沖寬度，這主要通過對圖4所示的H型放電電路開關(guān)管的控制實(shí)現(xiàn)。單片機(jī)通過程序控制導(dǎo)通信號(hào)Q0、Q1的邏輯電平和持續(xù)時(shí)間：當(dāng)Q0為高、Q1為低（持續(xù)5 ms），左上與右下的兩個(gè)開關(guān)被導(dǎo)通，電流從左至右流過人體，產(chǎn)生正相的5 ms脈沖；當(dāng)Q0、Q1同時(shí)為低時(shí)（持續(xù)1 ms），所有的管子被關(guān)閉，沒有電流流過人體，進(jìn)入休止期1 ms；當(dāng)Q0為低，Q1為高（持續(xù)5 ms），右上與左下的管子被導(dǎo)通，電流從右至左流過人體，產(chǎn)生負(fù)相的5 ms脈沖。由于放電過程中，開關(guān)管的內(nèi)阻可忽略不計(jì)，電容上的電壓會(huì)根據(jù)人體經(jīng)胸阻抗和儲(chǔ)能電容的時(shí)間常數(shù)呈現(xiàn)指數(shù)衰減，因此在人體上形成了雙相指數(shù)截尾波。放電時(shí)間由延遲程序控制，誤差不超過0.1%。

圖4 H形放電橋路圖Fig.4 Diagram of H shaped discharge bridge circuit

2 測試結(jié)果

在上述工作的基礎(chǔ)上，制作了除顫器實(shí)驗(yàn)樣機(jī)，并進(jìn)行了測試。

2.1 經(jīng)胸阻抗測量電路測試

測量不同阻值的標(biāo)準(zhǔn)電阻對應(yīng)的檢波電路輸出電壓幅度的AD轉(zhuǎn)換值，繪制得到如圖5所示曲線。由于ADC轉(zhuǎn)換是具有線性的，所以當(dāng)阻抗在一定范圍內(nèi)變化時(shí)，檢波電路的輸出電壓隨阻抗增加而變大，呈較好的線性關(guān)系。且線性范圍覆蓋了除顫情況下正常經(jīng)胸阻抗的范圍，測量誤差不超過3 Ω。

圖5 AD轉(zhuǎn)換值-經(jīng)胸阻抗關(guān)系圖Fig.5 Diagram of AD conversion value- transthoracic impedance

2.2 高壓充電電路測試

充電性能評估主要從三方面進(jìn)行，分別是充電精度、充電速度和充電效率。

圖6表示的是在阻抗為50 Ω，設(shè)放電能量為10 J時(shí)，使用高壓探頭記錄充電與自放電過程中儲(chǔ)能電容上的電壓變化。從圖中得知充電電壓達(dá)到344 V，充電時(shí)間為0.6 s。從供電直流電源上讀取的電壓為12.4 V，平均電流為2 A，儲(chǔ)能電容容值為195 μF，由此粗略地推算充電效率η：

圖6 充電與自放電過程中儲(chǔ)能電容的電壓變化圖Fig.6 Diagram of voltage variation on storage capacitor in the process of charging and self discharge

依據(jù)上述測量和計(jì)算原理，測量并記錄阻抗為50 Ω時(shí)所有能量級(jí)別的充電參數(shù)，得到表1，充電電壓的誤差在4%之內(nèi)。

表1 充電性能評估表Tab.1 Evaluation table of charging performance

2.3 高壓放電電路測試

以阻抗50 Ω為例，則RC時(shí)間常數(shù)為9.75 ms，由于放電波形為高壓大電流電脈沖，所以測試時(shí)負(fù)載要采用大功率電阻。用8個(gè)大功率電阻（100 Ω 5 W）串并聯(lián)組成50 Ω功率電阻，設(shè)定的高壓值為344 V，放電能量為10 J，高壓探頭接在功率電阻兩端，示波器以單次觸發(fā)方式記錄到除顫波形如圖7所示。

圖7 除顫波形圖Fig.7 Diagram of defibrillation waveform

從圖7中觀察到，除顫波形為雙相指數(shù)截尾波形，脈沖正相與負(fù)相寬度各為5 ms，中間休止1 ms。儲(chǔ)能電容兩端的初始電壓為336 V，放電結(jié)束后剩余的電壓約為105 V，那么可以計(jì)算實(shí)際放電能量為：

放電能量為初始儲(chǔ)存能量減去剩余能量：

能量誤差僅為0.68%。測量并記錄放電能量為10 J時(shí)，不同阻抗情況下的放電波形和放電參數(shù)，如表2所示。

表2 放電性能評估表Tab.2 Evaluation table of discharge performance

設(shè)定目標(biāo)放電能量為10 J時(shí)，實(shí)際放電能量的誤差在±2%之內(nèi)，經(jīng)胸阻抗在中間范圍（50～75 Ω）內(nèi)時(shí)的放電能量的精確度高于其他阻抗值。根據(jù)表1中的200 J對應(yīng)的充電目標(biāo)電壓誤差，計(jì)算出最大放電能量誤差不超過±7.5%。

3 討論及結(jié)論

本文提出并實(shí)現(xiàn)了一種除顫器放電能量精確控制方法：通過經(jīng)胸阻抗測量、放電能量補(bǔ)償、充電電壓與放電脈沖寬度的精確控制，將除顫器的放電能量誤差下降到不超過±7.5%。經(jīng)胸阻抗測量具有不超過3 Ω的系統(tǒng)誤差，可以通過建立更全面詳細(xì)的阻抗映射表來改善。其他誤差主要來源于充電控制電路具有一定的響應(yīng)時(shí)間，導(dǎo)致儲(chǔ)能電容上的實(shí)際電壓大于目標(biāo)電壓。關(guān)斷充電電路的精確度也是誤差來源，應(yīng)適當(dāng)調(diào)整采樣電阻值（分壓比），同時(shí)調(diào)整PWM波占空比與充電目標(biāo)電壓的線性映射關(guān)系以達(dá)到最佳的控制效果。

本文中的方法可精確控制除顫放電能量，適用于包括AED在內(nèi)的各類體外除顫器。

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Study on Accurately Controlling Discharge Energy Method Used in External Defibrillator

【 Writers 】SONG Biao, WANG Jianfei, JIN Lian, WU Xiaomei
Department of Electronic Engineering, Fudan University, Shanghai, 200433

defibrillator, discharge energy, accurate control

R541.75

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2016.01.005

1671-7104(2016)01-0017-05

2015-10-30

鄔小玫，E-mail: xiaomeiwu@fudan.edu.cn

【 Abstract 】This paper introduces a new method which controls discharge energy accurately. It is achieved by calculating target voltage based on transthoracic impedance and accurately controlling charging voltage and discharge pulse width. A new defibrillator is designed and programmed using this method. The test results show that this method is valid and applicable to all kinds of external defibrillators