【作 者】王可伍，肖圣祥，汲永涛，范玉秋

0 引言

自动体外除颤仪（Automated External Defibrillator，AED）是指用于心室颤动导致心脏骤停，需给予电击来停止颤动的患者，使其心跳恢复正常的医疗设备。AED的基本工作是通过调制区方程（MDF）自动识别与分析室性以及室上性心律失常，自动进行充放电。大量临床数据显示，实施除颤的速度是增加抢救存活率的关键措施之一，心脏性猝死后快速实施除颤能达到良好的治疗效果。

传统除颤采用单相波除颤，不同的除颤患者的除颤波形也不相同，且无法控制放电过程。20世纪90年代，美国率先实现了利用低能量双向脉冲除颤，除颤结果与传统单向除颤相比，除颤成功率高，患者自主恢复率亦高。通过双向脉冲除颤的存活者机体与神经系统功能恢复均佳。此外通过1994年美国AHA/ACC制定有关建议，实现了AED系统的全面应用研究，到90年代末发展为全自动体外除颤器（F-AED）[1]。

目前国外发达国家均将AED安装在了工作场所或是生活社区[2]；而在国内只有医院以及少数机场等配备但并不普及。国内AED主要依赖国外进口，自主研制量很少[3]。为此本文拟设计一种自动体外除颤仪，采用双相波除颤提高患者自主恢复率，最终实现对患者进行心电分析及心室除颤，并在使用时实现LCD屏幕实时显示图片信息以及语音同步提示操作信息，将每次使用情况进行记录，可在本地计算机上查询使用记录。

1 系统设计

因为AED是一种由计算机编程与控制，用于体外电除颤以及自动化程度极高的医疗设备。因此AED系统必须具备人体阻抗测量、心律测量和分析、点击咨询等功能，需要实时处理大量数据，并准确做出电击判断[4]。根据系统要求和国内外设计方案，本文提出基于STM32系列单片机硬件开发平台的自动体外除颤控制系统设计方案。通过芯片PIC24FJ256DA210控制LCD显示屏实时显示除颤信息。其中主控制芯片型号为STM32F103VC，该芯片为Cortex-M3内核，主频达72 MHz，具有串口以及定时器等丰富的外设资源，能很好地满足本设计中医疗器械产品的开发需求。

1.1 系统硬件

自动体外除颤器硬件模块主要包括人体电阻采集与测量模块、人体心电信号的采集与分析模块、除颤仪充电模块、除颤仪放电模块、LCD显示及语音提示模块。结合本设计的主要创新点将详细介绍除颤器放电模块和LCD显示模块。系统设计方案如图1所示。

图1 系统模块框图Fig.1 Control chart of system

1.1.1 心电信号和人体胸阻抗采集模块

人体生理参数是通过除颤电极片进行采集，无需用其他监护设备，达到快速、有效以及方便的使用效果。

人体生理参数通过电极片的采集传入设备，再经硬件电路的放大及滤波后传输给型号为ADS8345的模数转换器。ADS8345具有16 bit精度和8路输入端，只使用其中两路作为信号采集端，ADS8345与主控IC之间采用SPI的传输方式，与主控制芯片的PB14、PB15管脚连接。考虑到对采样速度的要求，硬件设计和软件开发采用硬件SPI的传输模式，以实现较快的速度传输采集到的数据。同时，需要对输入端的两路信号循环交替采集，实现交叉获取数据。

1.1.2 心电信号分析模块

通过参考欧洲复苏委员会指南2010里所提出的心电检测算法[5]，本文将采用样本熵算法作为心电信号检测算法，对采集得到的心电数据进行实时分析，最终决定被测对象是否需要进行除颤操作。室颤心电信号显示为形态不同、大小各异、极不均匀的颤动波，其临床表现是QRS波群以及T波完全消失，传统的心电信号识别法对此类疾病很难精确检测。通过相关文献的查阅，主要是基于信号幅频参数统计的方法以及非线性动力学原理复杂度与复杂率的方法对心电信号的自动检测。而随着非线性理论的快速发展，更多的研究熵相关算法可利用相对较短的心电数据就能快速地判别心电信号，相关研究主要有近似熵、多分辨率熵、非广度熵、Kolmogorov熵等。

本文采用改进的样本熵算法，并且将其与传统的近似熵算法对比，研究得出了样本熵在心室纤颤（Ventricular Fibrillation, VF）/心动过速（Ventricular Tachycardia, VT）检测方面比近似熵这些传统的方法具有更高的特异性和准确率，且样本熵算法计算量小，具有分析速度快，可准确作出判断的优点。

为验证本文设计的样本熵算法的可靠性，从数据库中选取50段非VF和50段VF信号，每段时间长度均为 5 s，共1 250个采样点。对采集到的数据分析，得到相应的样本熵值与近似熵值如图2所示，nonVF表示近似熵值，VF表示样本熵值。

图2 50段非VF信号和VF信号的样本熵值效果Fig.2 Sample entropy results of 50 section of nonVF and VF signal

从图2中很容易得出同一个人心电数据的非VF信号和VF信号的样本熵值有明显的差异，VF心电信号的样本熵值高于正常的心电信号，两者不存在任何重叠的部分。这表明利用样本熵算法检测VF是可行的。本文通过样本熵值来区分非VF和VF信号，如果同一心电信号样本熵值大于特定门限时，则此信号为VF信号，否则为非VF。考虑到判断结果的准确性与及时性，再监视9 s心电信号后，仪器对符合除颤条件的提示充电。

1.1.3 除颤模块

2005年国际心肺复苏与心血管急救科学推荐治疗共识会议，建议双相波除颤仪（BTE）首次电击选择150～200 J，RBW为120 J；后续电击选择相同或递增的能量水平[6]。由于成人与儿童在相同节律下有不同的特征，可能会影响AED算法的准确性[7]，因此应将两者分开来针对性地使用AED。本文所设计的AED主要是针对成人所使用的。

（1）除颤器充电模块

当本文设计的除颤仪判定患者需要除颤时，仪器将启动充电过程。

与传统的正激式电路相比，本系统采用反激式开关电源电路，电路简单以及充电快速、高效。此电路中的反激式变压器，在无需太多匝数的情况下，能够快速充电到1 kV以上，如图3所示。电路中占空比为50%的PWM用来控制开关管Q的导通和关闭，由主控制器STM32F103VET6的TIM4通道2产生输出，其频率可调。若为正向PWM波，Q将会导通，则此时原级线圈为电源电压，二级整流管D便被截止。这将会导致电路中的充电电容C不能进行有效的充电，而电路中的电源能量将以磁能方式存储于线圈中。当正向PWM波结束后，反向PWM波到达时，Q将会截至。原级磁通量将逐渐减少，导致之前的电压极性反向，此时次级线圈的电压极性也随之反向，图中的二级整流管D被导通。一旦D被导通后，由于受到电磁感应的作用，之前存储在次级线圈中的能量将被释放出来，对电容C进行充电。在充电的整个过程中变压器T起到了变压、储存能量、能量传递的作用。对同样的负载进行不同能量放电的测试，结果如表1。由表1可知：除颤充电电路在正常情况下测试充电电压误差均在5%之内。

图3 充电电路Fig.3 Charging circuit

（2）除颤器放电模块

本设计中将实现AED根据不同人体的需求选择相应的除颤能量，并且除颤能量的释放误差不超过设定值的±15%。除颤能量损失率：在充电完毕后15 s内，或在内部自动放电之前，仪器释放的能量应不小于起始释放能量的85%。充电至最大能量的时间不超过15 s。

表1 除颤充电电路测试结果Tab.1 Test result of charging circuit

本文设计的过阻尼二阶放电电路是采用H桥开关结构来产生一组或者多组双相指数截尾波。双相波为阻抗补偿双相衰减指数（Biphasic Truncated Exponential，BTE）波形，是指依次有二个电流脉冲，第二个与第一个的方向相反。双相波除颤技术一般具有以下两个优势：① 随经胸阻抗而变化，首次电击成功率较高；② 选择的能量较小，电流峰值较低或相对“恒定”，对心肌功能的损伤轻微[8]。

电路设计将除颤负载通过开关连接到储能电容器上，则需要开关具有较高的额定电压、额定电流，较高的开启与闭合灵敏度。系统设计采用了B0、B1绝缘栅双极型晶体管（Insulated Gate Bipolar Transistor,IGBT）作为除颤开关，IGBT的使用通常需要相应的驱动电路或脉冲变压器驱动。完成驱动的前提是正向偏压达到+15V，负向偏压为-5到-15V。图4中B0、B1所构成的四个开关是形成除颤双向波的主要技术。用固定脉冲宽度驱动B0、B1的导通。除颤放电时，B0为高电平，电路中两个以B0为驱动信号的IGBT导通，以B1为驱动信号的IGBT截止，正向的放电脉冲宽度将持续5 ms。脉冲结束时B0为驱动信号的IGBT截止，B0变为低电平，等待1 ms后， B1为高电平，以B1为驱动信号的两个IGBT导通，进行反相放电，同样持续5 ms。然后B0、B1同时截止，此时一组双相波放电结束。由于H桥的四个开关是通过主控制器进行控制，则也可通过主控制器来控制放电的波形和脉冲的宽度。

图4 放电电路Fig.4 Discharge circuit

根据目前查到的除颤脉冲资料，负载电阻100 Ω时，360 J的放电脉冲，脉冲宽度为30 ms，我们设计目标对100 Ω的负载放电脉冲宽度必须小于这个值，计算分析各个参数的大小，选取适当的电容值和最大电压值。

图4中L1为除颤仪的放电电路电感，L2为负载电感，L2在放电时，L1保护其不会在短时间内达到过高的电感电动势，而将其他电路元件短路。

电容对阻性负载放电的函数：

Uf是放电结束时电容的电压，R是人体负载，L是电感，C是储能电容。

当t=0.027 5 s时，对于100Ω的负载，如果除颤电容值是397 μF，对应的除颤最高点压是：1 555 V，如果使用的IGBT最高耐压值是1 500 V，需要增加电容的容值，对应的放电曲线将更平缓，满足电容放电前后的电压比Vf/Vs=0.5的放电规律需要的时间就更长。所以提高放电前后的除颤电容电压比可以使放电时间缩短，该比值直接影响除颤电容充入能量和释放能量的比值。

目前临床上除颤的放电时间还是取决于放电回路中的R、L、C参数，基于50 Ω的人体负载放电时间一般在4～10 ms[9]。

根据临床实验得到如下结果，当人体电阻从25Ω到175Ω，输出360 J的能量，本文设计的除颤器与普通除颤仪达到双相波正向电流脉冲峰值(Ip1)和反向电流脉冲峰(Ip2)的时间比较如表2所示。

由表2可以得出：本文设计的放电电路，对临床上规定除颤时测得人体标准电阻抗为50Ω的负载释放相同的能量值时，达到脉冲峰值的时间(Tphase1)比普通的AED要短。其中phase1是正向时相，phase2是负向时相。图5为双相波波形。

图5 双相波波形Fig.5 Bidirectional pulse

除颤放电能量的选择受到多因素的影响，如：性别、体重、年龄、生理参数——胸阻抗等。相关研究表明人体的胸阻抗为20～200Ω，通过不同的胸阻抗患者选择不同的除颤能量。由于实验条件有限，本文只能用电阻来代替人体进行胸阻抗和除颤能量的关系实验研究。研究中放电电路采用所设计的过阻尼二阶放电电路，其中电路中的电容选择0.48 mF，电感总和为0.8 mH，电容两端电压为930 V，放电时间为0.03 s。整个实验过程中保证这些参数值不变，电阻选用20，25，30，35，…，200 Ω这一组电阻，进行实验。实验得到的胸阻抗与实际除颤能量的关系如图6所示。

1.1.4 LCD显示及语音提示模块

本设计中采用双核技术，主芯片STM32F103VC单片机和控制LCD显示采用的PIC24FJ256DA210芯片，主要目的是加快机器的运行速度，延长机器使用寿命。

本设计中的AED具有本机查询使用除颤器信息的功能，通过按键可以进行信息查询，将每次除颤器的使用信息显示在本机的LCD上，并可以显示除颤时所采集的病人心电信息。信息存储功能具备存储100次以上除颤的信息容量。

表2 本文设计的AED与普通AED达到(Ip1)和(Ip2)的时间比较Tab.2 Comparison of reaching time of Ip1 and Ip2 between the AED be designed in this paper and ordinary AED

图6 胸阻抗与实际除颤能量的关系Fig.6 Relationship between chest impedance and def i brillation energy

除颤过程的每个步骤，将通过LCD进行图片提示和语音提示。本设计中L C D显示采用PIC24FJ256DA210系列器件对Microchip现有的16位单片机产品线扩展，增加了新的图形控制器（GFX）模块与图形LCD显示屏接口，还增加了高达96 kB的数据RAM。该系列器件允许CPU使用EPMP模块直接从外部存储器读取数据。PIC24FJ256DA210通过串口从外部FLASH中读取数据，然后通过按钮选择进行相应信息的显示。

1.2 系统软件设计方案

系统软件流程图详见图7。

2 结论

本研究设计了一种基于STM32F103VC单片机主控的多功能自动体外除颤仪。本文详细介绍了基于过阻尼二阶放电电路的双相波除颤仪的放电模块，以及基于芯片PIC24FJ256DA210控制的实时的除颤信息LCD显示及语音提示模块。该设计能够满足市场的需求，采用双相波能够快速进行除颤放电，实时心电分析和LCD显示及语音提示模块能够方便不同经验层的人员使用。除颤仪体积小，方便户外及公共场合使用。目前本文设计的AED已经形成样机，正处于调试和实验阶段，希望有很好的应用前景。

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