【作 者】宋彪，王建飞，金炼，邬小玫

复旦大学电子工程系，上海市，200433

体外除颤器放电能量精确控制方法研究

【作 者】宋彪，王建飞，金炼，邬小玫

复旦大学电子工程系，上海市，200433

该文提出了一种除颤器放电能量精确控制方法。从基于经胸阻抗的储能电容充电目标电压计算，以及充电电压、放电脉冲宽度的精确控制方面分别进行电路设计与编程。实际测试结果显示该方法有效，适用于各类体外除颤器。

除颤器；放电能量；精确控制

0 引言

心脏猝死(Sudden Cardiac Death, SCD)是心血管疾病的主要死亡原因，占心血管病死亡总数的50%以上[1]。心室纤颤（简称室颤）是造成SCD的主要原因。室颤是心脏电活动极度混乱的表现，一般很难自行终止[2]。动物实验和临床研究都已证明，电击是目前临床可以终止室颤的唯一有效方法[3]。

电击除颤是由除颤器释放高压、大电流的电脉冲实现的，放电能量的大小是决定除颤成败的关键因素[4]。临床上的电击除颤均需要很高的放电能量(体外200～360 J，体内最高可达30 J)，但高能量的电击不仅会造成电极贴靠部位皮肤的灼伤和水肿，更会损伤患者的心肌[5]。然而，能量过低又无法达到除颤阈值而导致除颤失败。因此，除颤放电能量的精确控制对于提高除颤成功率、减少对人体的损伤具有重要的意义。

除颤器的基本工作原理是通过充电电路，将储能电容充电至目标电压；之后通过控制H型放电桥路使电流瞬间流过人体，实现除颤[6-7]。可见，对放电能量的精确控制可以转化为对储能电容充电电压以及放电过程的精确控制。本文以本实验室研制的双相指数截尾波体外除颤器为基础[4,8-9]，针对目前体外除颤器放电能量精确控制方面存在的问题进行了改进设计，实际测试结果表明，放电能量误差不超过±7.5%。

1 方法

电击除颤向人体释放的高压、大电流电脉冲的能量由储能电容提供，放电能量大小由储能电容初始电压、经胸阻抗、储能电容容值、放电时间决定。上述各参数的关系如式（1）所示。其中E为放电能量，C为储能电容容值，U0为电容初始电压，R为经胸阻抗，t1为放电脉冲宽度。

由公式(1)可见，当储能电容的容值C一定时，放电能量取决于储能电容的初始电压、经胸阻抗和放电脉冲宽度，为了实现对放电能量的精确控制，必须实现对这些参数的精确测量或控制。

除颤器通常根据设定的放电能量E和放电脉冲宽度t1计算储能电容充电目标电压（即初始电压U0），如公式(2)所示。

普通除颤器常假设经胸阻抗为50 Ω，将其代入公式(2)计算得到储能电容充电目标电压。而实际的经胸阻抗可在较大范围内变化，根据动物实验的数据和有关资料，大致范围为25～200 Ω[6-7]。此时，实际放电能量与设定放电能量之间将存在高达百分之几十的误差，严重影响除颤效果。本文设计的经胸阻抗实时测量电路与能量补偿很好地解决了这个问题。另外，精确控制储能电容充电电压和放电脉冲宽度也是实现放电能量精确控制的重要环节。

1.1 经胸阻抗测量与能量补偿

图1为经胸阻抗测量的原理图。本阻抗测量方法的出发点是欧姆定理U=I×R。具体为用恒流源激励经胸阻抗，并测量它两端的电压，即可计算出经胸阻抗。研究表明，人体组织(包括心肌阻抗)是同时具有阻容特性的复合网络，需采用交流恒流源激励；且频率为几万赫兹时可在经胸阻抗两端建立起稳定可测的交流电压。本文采用30 kHz恒流源激励经胸阻抗，该交变电流会在除颤电极的两端建立起微弱的正弦电压信号，该电压幅值与经胸阻抗值线性对应。将除颤电极两端的电压经过检波后得到与正弦电压幅值成线性关系的直流电压Vout_R(该直流电压也正比于人体经胸阻抗)，之后送入单片机进行模数转换，将转换结果与程序映射表中的数值进行比较，得到经胸阻抗值。

图1 经胸阻抗测量的原理图Fig.1 Schematic diagram of transthoracic impedance measurement

正弦信号发生单元采用直接数字频率合成(DDS)技术[10]。DDS电路的输出连接到压控电流源的输入端，将交变的电压源信号变换成恒流源信号，保证负载阻抗在一定范围变化的情况下，输出电流幅值不变。为了尽量减少激励电流对人体的影响，其强度控制在200 μA以下。检波电路将检测到的电压放大、全波整流、低通滤波，输出为直流电压Vout_R，其幅值与经胸阻抗正相关。

将Vout_R电压值连接到单片机的ADC引脚，经过模数转换后得到唯一一个对应于当前电压值的数字量，该数字量同时唯一对应当前经胸阻抗值。本文用25～100 Ω的一系列的定值电阻代替人体经胸阻抗，用上述电路测量这组电阻所对应的一组数字量，在单片机中建立了一个映射表，通过数字量判断当前经胸阻抗值。这组定值电阻以5 Ω递增，共16个梯度，每个梯度对应着一个数字量，每个数字量根据相应梯度附近的阻抗对应的一些数字量共同决定。

依据经胸阻抗值及公式(2)，在本实验样机储能电容容值为195 μF，放电脉冲宽度为10 ms的条件下，建立充电目标电压—经胸阻抗表。根据测量到的经胸阻抗设定充电目标电压，可实现放电能量的补偿。

1.2 充电与高压检测

经计算，在本实验样机确定的系统参数下，要达到对100 Ω负载释放200 J能量的要求，除颤器的放电电压达到1 800 V，远高于除颤器所使用的电池电压，必须设计一种能将储能电容充电至目标电压的电路。该电路包括充电电路和高压检测电路两部分，如图2、图3所示。

图2 高压充电电路原理图Fig.2 Schematic diagram of high voltage charging circuit

图3 高压检测电路原理图Fig.3 Schematic diagram of high voltage detection circuit

图2 为高压充电电路原理图，其工作过程为：

(1) 当变压器T1存储的能量通过二极管D1向储能电容C释放完毕时，比较器U1A正端V2＜1.2 V，U1A翻转，使得RS触发器置位，驱动反激式开关Q1导通，变压器初级有电流通过，此时次级有感应电动势，但由于二极管D1的反向阻挡，次级没有电流, 能量被存储在变压器T1之中。

(2) 当Q1的源极电流增至12 A时，V1增大，U1B翻转，RS触发器复位，Q1关闭，初级电流骤减为0，由于变压器磁通不能突变，次级会感应出反相电动势，此时D1被导通，刚才储存的能量，通过二极管向储能电容充电。

RS触发器在单片机高压使能控制信号HV_EN_ L、高压检测输出控制信号VCapVoltage以及充电电路的反馈电压V1、V2三者共同的控制下不断被置位、复位，在A处产生PWM型驱动电流，控制反激式开关[11]不断地导通、截止，通过变压器向储能电容充电。

在充电过程中，需要对储能电容电压进行实时监测，并据此控制充电过程。由于充电目标电压的范围是0～1 800 V，而ADC模数转换芯片的输入电压通常小于5 V，所以必须对储能电容上的高压进行分压之后，再进行模数转换最后送到单片机相应的引脚。而且，高压检测电路的两端分别连接高压和低压模块，为了保证安全，必须实现高低压模块的隔离。

图3为高压检测电路原理图，考虑到分压电阻可能造成储能电容放电，因此选用的电阻阻值较大：分压总电阻为10.2 MΩ，采样电阻为27 kΩ，分压比为27 k/10.2 M=1:378，对于1 800 V的高压，采样后的电压为4.76 V＜5 V，满足设计要求。分压电路输出稳定的电压值VCapVoltage。将VCapVoltage作为ADC芯片的输入，将模数转换结果送入单片机，经过计算后转换为当前储能电容两端的电压，并与目标电压比较，当达到目标电压时终止充电程序的运行。

当设定好充电目标电压后，单片机根据设定的电压值产生相应占空比的PWM波信号PWM_L，该信号经过光耦器件送入二阶低通滤波器，输出为稳定的0～5 V的正比于PWM波占空比的直流电压值V3；将V3与VCapVoltage相比较，当VCapVoltage的值大于V3时，比较器反相，产生充电关断信号，终止充电。为了使V3具有精确的控制充电的作用，必须使V3等于当前设定充电高压对应的分压值VCapVoltage，所以需建立起准确的充电目标电压与PWM波占空比的映射关系，即令最大占空比对应最大充电电压，并且占空比与充电目标电压具有线性。

单片机的ADC引脚、PWM输出信号、高压使能信号均通过光耦器件与高压模块相连，实现了高低压模块的隔离，安全性能好。

1.3 双相指数截尾波的实现

放电能量直接受放电时间影响，因此必须精确控制脉冲宽度，这主要通过对图4所示的H型放电电路开关管的控制实现。单片机通过程序控制导通信号Q0、Q1的逻辑电平和持续时间：当Q0为高、Q1为低（持续5 ms），左上与右下的两个开关被导通，电流从左至右流过人体，产生正相的5 ms脉冲；当Q0、Q1同时为低时（持续1 ms），所有的管子被关闭，没有电流流过人体，进入休止期1 ms；当Q0为低，Q1为高（持续5 ms），右上与左下的管子被导通，电流从右至左流过人体，产生负相的5 ms脉冲。由于放电过程中，开关管的内阻可忽略不计，电容上的电压会根据人体经胸阻抗和储能电容的时间常数呈现指数衰减，因此在人体上形成了双相指数截尾波。放电时间由延迟程序控制，误差不超过0.1%。

图4 H形放电桥路图Fig.4 Diagram of H shaped discharge bridge circuit

2 测试结果

在上述工作的基础上，制作了除颤器实验样机，并进行了测试。

2.1 经胸阻抗测量电路测试

测量不同阻值的标准电阻对应的检波电路输出电压幅度的AD转换值，绘制得到如图5所示曲线。由于ADC转换是具有线性的，所以当阻抗在一定范围内变化时，检波电路的输出电压随阻抗增加而变大，呈较好的线性关系。且线性范围覆盖了除颤情况下正常经胸阻抗的范围，测量误差不超过3 Ω。

图5 AD转换值-经胸阻抗关系图Fig.5 Diagram of AD conversion value- transthoracic impedance

2.2 高压充电电路测试

充电性能评估主要从三方面进行，分别是充电精度、充电速度和充电效率。

图6表示的是在阻抗为50 Ω，设放电能量为10 J时，使用高压探头记录充电与自放电过程中储能电容上的电压变化。从图中得知充电电压达到344 V，充电时间为0.6 s。从供电直流电源上读取的电压为12.4 V，平均电流为2 A，储能电容容值为195 μF，由此粗略地推算充电效率η：

图6 充电与自放电过程中储能电容的电压变化图Fig.6 Diagram of voltage variation on storage capacitor in the process of charging and self discharge

依据上述测量和计算原理，测量并记录阻抗为50 Ω时所有能量级别的充电参数，得到表1，充电电压的误差在4%之内。

表1 充电性能评估表Tab.1 Evaluation table of charging performance

2.3 高压放电电路测试

以阻抗50 Ω为例，则RC时间常数为9.75 ms，由于放电波形为高压大电流电脉冲，所以测试时负载要采用大功率电阻。用8个大功率电阻（100 Ω 5 W）串并联组成50 Ω功率电阻，设定的高压值为344 V，放电能量为10 J，高压探头接在功率电阻两端，示波器以单次触发方式记录到除颤波形如图7所示。

图7 除颤波形图Fig.7 Diagram of defibrillation waveform

从图7中观察到，除颤波形为双相指数截尾波形，脉冲正相与负相宽度各为5 ms，中间休止1 ms。储能电容两端的初始电压为336 V，放电结束后剩余的电压约为105 V，那么可以计算实际放电能量为：

放电能量为初始储存能量减去剩余能量：

能量误差仅为0.68%。测量并记录放电能量为10 J时，不同阻抗情况下的放电波形和放电参数，如表2所示。

表2 放电性能评估表Tab.2 Evaluation table of discharge performance

设定目标放电能量为10 J时，实际放电能量的误差在±2%之内，经胸阻抗在中间范围（50～75 Ω）内时的放电能量的精确度高于其他阻抗值。根据表1中的200 J对应的充电目标电压误差，计算出最大放电能量误差不超过±7.5%。

3 讨论及结论

本文提出并实现了一种除颤器放电能量精确控制方法：通过经胸阻抗测量、放电能量补偿、充电电压与放电脉冲宽度的精确控制，将除颤器的放电能量误差下降到不超过±7.5%。经胸阻抗测量具有不超过3 Ω的系统误差，可以通过建立更全面详细的阻抗映射表来改善。其他误差主要来源于充电控制电路具有一定的响应时间，导致储能电容上的实际电压大于目标电压。关断充电电路的精确度也是误差来源，应适当调整采样电阻值（分压比），同时调整PWM波占空比与充电目标电压的线性映射关系以达到最佳的控制效果。

本文中的方法可精确控制除颤放电能量，适用于包括AED在内的各类体外除颤器。

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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

邬小玫，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