體外除顫技術及應用研究進展

【作 者】呂鵬飛，葉繼倫, ，張旭, ，孫陽，彭嘉鵬

1 深圳大學醫學院生物醫學工程系，深圳市，518060

2 廣東省生物醫學信號檢測與超聲成像重點實驗室，深圳市，518060

3 深圳市生物醫學重點實驗室，深圳市，518060

0 引言

目前，我國心血管疾?。–ardiovascular Death，CVD）導致的死亡已成為城鄉居民死亡的首要原因，遠高于腫瘤和其他疾病[1]。CVD患者致死的主要原因是心源性猝死（Sudden Cardiac Death，SCD），資料顯示我國SCD的總死亡人數高達每年50萬之多，居全球之首。SCD 80% 以上是由心室纖顫引起的，占心血管病患者死亡總數的一半以上[2]。CVD患者發生心室纖顫時，由于其突發性的特點，常常難以及時進行搶救，從而使患者失去生還的機會。

除顫（Defibrillation）是治療室顫等心律失常的有效手段。國際復蘇指南中指出，早期電除顫是目前已知的最有效的除顫方法。能夠進行電除顫的儀器稱為除顫儀（Def i brillator），是目前唯一能夠進行有效的早期電除顫的醫療儀器，它能夠產生適當的瞬時高壓脈沖作用于心臟從而消除室顫，使心臟恢復正常竇性心率。

20世紀90年代美國通過法案實行了“公眾可獲取的除顫儀”計劃，如今，在美國公共場所已隨處可見除顫儀，搶救成功率接近70%；日本至今已設置超過10萬臺除顫儀，搶救成功率可達50%[3]。反觀國內，目前我國每年心源性猝死人數高達50萬人，居全球之首，但除顫儀配置數量卻屈指可數，除了一些大城市有配置少量除顫儀外，在中小型城市幾乎難以見到除顫儀，搶救成功率不到1%[4]。由此可見，我國對除顫儀有極大的需求量，與國外除顫儀已高度普及的情況相反，我國的除顫儀發展有一個廣闊的市場前景。

1 除顫簡介

1.1 除顫發展歷史

最早的除顫記錄可以追溯到1788年，英國救援協會的醫生在搶救一個3歲的墜樓女孩時，無意間電擊女孩使其心臟復蘇的報道，并且當時電擊女孩的機器成為了最原始的除顫儀的模型。之后隨著19世紀末電力在美國普遍使用，觸電事故驟增，人們開始注意到電擊與心臟驟停的關系。1899年Prevost和Battelli通過動物實驗證實，市電交流電電擊心臟會導致室顫，而高強度的電擊卻可以終止室顫，這開啟了電擊除顫世界的大門。1933年約翰霍普金斯大學對狗誘顫和除顫實驗的成功，證實了電擊除顫的可能性。1947年，Dr. Beck通過電擊患者心臟，成功實現了臨床上第一例人體電擊除顫。1955年Zoll完成了第一例交流電經胸體外除顫[5]。隨后電除顫技術迅速發展：1960年Lown團隊研發出第一臺便攜式交流體外除顫儀；同時，該團隊通過驗證大量動物實驗數據，提出了直流電擊除顫效果優于交流電擊除顫的觀點，促進了直流電擊除顫技術的發展； 1996年飛利浦推出了第一臺雙相波除顫儀，將除顫帶入雙相波時代；1999年美國相關機構認證了自動體外除顫儀（Automatic External Def i brillator，AED），AED開始進入市場[6]。

1.2 除顫儀的基本結構與原理

除顫儀一般由心電檢測部分、高壓除顫部分、主控電路部分以及其他附件部分組成，其系統原理框圖如圖1所示。

圖1 除顫儀系統原理框圖Fig.1 Def i brillator system principle diagram

（1）心電檢測部分包括心電檢測模塊、心電電極等，是除顫儀的重要組成部分。心率異常是室顫最顯著的特征，通過心電測量能夠最快速最準確地確診室顫癥狀，及時對患者進行下一步治療。

（2）高壓除顫部分包括升壓儲能模塊、除顫放電模塊、經胸阻抗模塊以及除顫電極等部分，是除顫儀的關鍵核心組成。

圖2展示了除顫放電過程的基本工作原理：除顫開始時先將開關K1、K2與1端聯通，通過升壓變壓器將直流低壓升為高壓，然后經高壓整流器為電容充電，待電容中的能量達到預設值時就將K1、K2與2端相連，電容中的能量通過電極釋放到人體。電感L的作用是減小放電時的電流尖峰從而降低除顫過程對人體的傷害。

經胸阻抗大小是除顫成功與否的重要因素，經胸阻抗決定了除顫時經過心臟的電流和能量大小，從而影響除顫的成功率。胸阻抗正常范圍是幾十歐姆到幾百歐姆，當胸阻抗過大時，表明電極與人體接觸較差不能放電；過小時，說明人體有短路也不能放電。同時，放電能量與胸阻抗值緊密相連，當人體阻抗變化時，需要調整放電電壓或電流才能保證除顫能量不改變。

圖2 除顫充放電過程基本工作原理圖Fig.2 Schematic diagram of def i brillation charge and discharge process

（3）主控電路部分包括MCU控制模塊、數據傳輸模塊、數據處理模塊、開關控制模塊等，是除顫儀的主導部分。數據傳輸模塊將檢測到的心電信號與胸阻抗信號傳輸到MCU進行分析處理，MCU可根據分析結果對開關控制模塊進行控制，從而控制充電能量、放電波形、放電時間等除顫參數。

（4）其他附件部分包括電源部分、顯示部分、數據存儲部分以及相關接口電路和隔離保護電路等部分。電源部分包括直流供電電路以及電池充電電路，為系統提供電力；顯示部分用以觀測患者心電情況；數據存儲可將患者數據和操作紀錄存儲下來方便日后查閱；接口電路提供各個模塊之間的連接接口；隔離保護電路用以將高壓部分與低壓部分隔離從而保證操作者和患者的安全。

2 除顫的關鍵技術及應用現狀

2.1 電容快速充電技術

為滿足除顫需求，除顫儀需要在極短時間內將儲能電容充電到很高的電壓，以達到足夠預期除顫能量。為電容充電時，電容作為負載，其兩端電壓是變化的，所以為電容充電的電路應具有很寬范圍的負載調節能力。實際應用在比較成熟的高壓電容器充電方式有三種：帶限流電阻的RC充電；工頻LC諧振充電；采用電力電子技術的高頻變換器充電。

帶限流電阻的RC充電電路將高壓直流電源通過電阻R為電容C充電，直至電容上的電壓與高壓直流電源相等，工作原理見圖3。該方式的充電效率小于50%，并且充電時間較長，所以一般只用于低功率和充電效率要求低的地方。工頻LC諧振充電電路在ω2LC=1的條件下，可以控制變壓器以恒定電流的方式為電容充電，但此方法的充電電壓精度低，充電時間長，在早期曾廣泛應用，現在已在逐漸被高頻變換器充電電路取代[7]。綜上所述這兩種方式均不適用于作為除顫儀的電容充電電路使用。

圖3 帶限流電阻的RC充電電路和工頻LC諧振充電電路工作原理圖Fig.3 Schematic diagram of the RC charging circuitry with current limiting resistor and LC resonant frequency charging circuit

高頻變換器充電電路通過開關器件控制變壓器以電流脈沖的形式對電容充電，通過對電流的控制來提高充電電壓精度。另外因為變壓器的大小與變壓器的工作頻率相關，工作頻率越高，變壓器體積越小，從而該充電電路的總體積遠遠小于前兩種電路。所以現在除顫儀中普遍采用該方式對電容進行充電（圖4）。

圖4 高頻變換器充電電路工作原理圖Fig.4 Schematic diagram of high frequency converter charging circuit

高頻變換器充電電路有多種拓撲結構，常見的有Boost拓撲變換器、Word拓撲變換器以及Flyback拓撲變換器等。Boost拓撲開關損耗，適合頻率相對較低的應用；Word拓撲可實現零電流關斷技術，但電路結構繁瑣、計算復雜，不適用于小型儀器；Flyback拓撲電路結構簡單，適用于充電功率較小的應用，是除顫儀充電電路的合適之選。

現在市場上的除顫儀基本全部采用Flyback拓撲為電容充電，充電時間均能達到10 s以內，最快的可在3 s完成，如飛利浦和卓爾公司的除顫儀。瑞士席勒公司的除顫儀可在7 s內完成充電，深圳邁瑞公司的除顫儀可在6～8 s完成充電。

2.2 經胸阻抗檢測技術

經胸阻抗大小是除顫成功與否的重要因素，成人正常經胸阻抗值在50 Ω左右，當經胸阻抗過高時，流經心臟的電流會減小，不能達到有效的除顫效果；當經胸阻抗值較低時，流經心臟的電流會增大，使放電能量升高，同時對心臟造成二次傷害，大大降低了除顫成功率，所以除顫儀中包含一款高精度經胸阻抗檢測模塊是十分必要的。

經胸阻抗檢測需要將一定頻率（一般為幾十千赫茲到幾兆赫茲）的激勵電流施加到人體，建立經胸阻抗與電極采集到的電壓之間的關系。圖5給出了經胸阻抗檢測原理框圖，正弦波產生電路用以產生一定頻率的激勵信號，經恒流源轉換為電流信號后流入人體，通過電極將采集到的信號送入放大及解調電路，解調之后去除了施加的激勵信號，只留下了有用的經胸阻抗信號，該經胸阻抗信號經過放大和A/D轉換后傳入MCU進行分析處理[8]。

圖5 經胸阻抗檢測系統Fig.5 Transthoracic impedance detection system

現在市場上的除顫儀全部都加入了經胸阻抗檢測功能以滿足對阻抗補償技術的需求。

2.3 阻抗補償技術

不同患者的經胸阻抗是不同的，即便是同一患者也會因為先前放電而引起經胸阻抗的變化，這會導致達到患者心臟的能量改變。阻抗補償技術是為保證放電能量精確度，在除顫時根據檢測出來的經胸阻抗值來調節放電過程中的參數，從而確保除顫能量精度以提高除顫的成功率，同時減小除顫時對心臟的二次損傷。

阻抗補償的方式有三種：第一種是通過調節放電電流大小來實現對不同經胸阻抗患者除顫的能量調節，該方式的放電回路阻抗由患者經胸阻抗和除顫儀器內部阻抗共同構成，從而可通過儀器內部電阻來調節流經患者的除顫電流；第二種是通過調節除顫脈沖的寬度來調節除顫能量；第三種是通過改變除顫時電容上的初始電壓值來調節除顫時到達患者的能量。

對于三種阻抗補償方式，就除顫效果而言，第一種方式是最好的，其除顫成功率會高于其它兩種。但因為人們對除顫的電生理機制還處于假說，所以到現在為止沒有任何理論依據可以證明第一種方式優于另外兩種。同時有很多除顫儀產品的阻抗補償機制并非單一的調節方式，而是結合了兩種或三種方式，從而可以達到更好的除顫效果。

2.4 除顫波形

目前除顫中主要使用的有單相波和雙相波兩種波形。單相波是指除顫電流在除顫儀的兩個電極之間單向流動，雙相波是指除顫電流在除顫儀的兩個電極之間雙向流動。兩者相比，單相波較雙相波有兩個明顯缺點：一是單相波放電能量高于雙相波，對心肌造成損傷的可能性更大；二是單相波的阻抗補償能力差，尤其對經胸阻抗高的患者除顫效果不理想。同時，大量實驗以及臨床數據證明雙相波除顫效率優于單相波[9]，所以單相波除顫正在逐步被雙相波除顫所取代，目前市場上幾乎所有新款的除顫儀均采用了雙相波除顫波形。

圖6 單相波與雙相波波形Fig.6 Monophasic wave and biphasic waves

雙相波的波形也會對除顫的效果產生影響，主要有波形形狀、脈沖寬度、電壓梯度等因素。在多種類型的雙相波中，得到普遍認可的有截斷指數雙相波、雙相方波以及多脈沖雙相波等波形，這些波形都在實際應用中得到了比較理想的除顫效果，但哪一種更有優勢卻沒有定論。脈沖寬度方面，在多種波形、多種阻抗補償機制的混合作用下，沒有統一標準可以描述脈沖寬度的優劣。復旦大學的研究團隊曾針對截斷指數雙相波的脈沖寬度與除顫能量閾值之間的關系進行過動物實驗，得出了在截斷指數雙相波的脈沖寬度為1 ms—1 ms到3 ms—3 ms之間時，除顫能量閾值最低的結論[9]。瑞士的除顫儀公司席勒（Schiller）也曾指出4 ms—4 ms的多脈沖雙相波能最大程度地滿足除顫的安全性和有效性[10]。

至今為止除顫的電生理機制仍是不明確的，人們目前只能通過大量實驗來驗證最優的除顫波形，同時通過實驗結果來分析除顫的電生理機制，這還需要人們付出更多的努力來完成。

3 除顫技術進展

21世紀以來除顫技術一直在迅猛發展，人們一直在探索更安全、更有效的除顫方法，已經發展了除顫監護儀、除顫儀、自動除顫儀和可植入體內除顫儀等一系列具有除顫功能的產品，相關的技術仍在不斷完善，目前的研究進展主要在以下幾個方面。

3.1 低能量除顫波形

研究顯示當除顫能量高于某個“閾值”時，除顫成功率可以從0升至100%，即除顫能量能否達到這個“閾值”決定了除顫是否能成功。這個“閾值”并不在單一的值，而是在一定的小范圍內。這個閾值的大小與心臟的大小、電極形狀和放置的位置、經胸阻抗的大小以及除顫波形等很多因素相關。低能量的除顫波形更是低能量除顫研發的熱點。

在臨床上已經證明了低能量的雙相波比高能量的單相波更有優勢。目前人們也在研發更低能量的除顫波形，其中大部分是對雙相波形的調整，如卓爾的雙相方波以及席勒的多脈沖雙相波都取得過很好的效果。另外還有一部分在研究其他可以降低除顫能量的除顫波形，如三相波、四相波等，但均處于實驗研究階段，距離臨床應用還需要更多的探索。

3.2 植入式心率轉復除顫儀

植入式心率轉復除顫儀（Implantable Cardioverter Defibrillator，ICD）是專為高危型心律失?；颊咴O計的除顫儀，目前已在臨床上廣為使用，該儀器使高危型心律失?；颊叩拟里L險大大減小。早期ICD存在很多問題，諸如使用壽命短、除顫能量高、除顫時機不準等。隨著近些年對ICD技術研發力度的加大，已經克服了很多之前的問題，如現在大部分的ICD采用的鋰碘電池已大大延長了ICD的使用壽命；低能量除顫波形的使用也降低了ICD的除顫能量水平；另外，新的可靠的QRS波識別算法也極大地提升了對除顫時機的準確把握。

在克服了早期除顫問題的基礎上，ICD還發展出了很多新的技術?！胺旨壇熜А惫δ軐⑹倚孕膭舆^速與心室纖顫區別開來，分別采用不同的能量等級進行除顫，減小了ICD放電時患者所受的痛苦。皮下ICD技術的誕生解決了幼兒、靜脈閉塞患者以及長期透析患者ICD植入困難的問題。另外，新的無導線式ICD技術研究，更是希望通過電磁或超聲的方式將除顫能量傳輸到植入體內的ICD電極上，但目前傳輸損耗巨大，仍在初始研究階段。

3.3 穿戴式體外自動除顫儀

穿戴式體外自動除顫儀（Wearable Cardioverter Defibrillator，WCD）由一件方便穿著的上衣和一套除顫系統組成，上衣內側有進行心電檢測的電極和進行除顫的除顫電極，除顫系統可根據檢測到的信號進行自主除顫。WCD是從體外自動除顫儀（AED）發展而來的一種新式除顫儀，它兼具了AED和ICD兩者共同的優點?；颊叽┐鱓CD后，心電檢測裝置會持續監測患者心電狀態，當室顫發生時，它會發出警示聲音來提醒患者進行除顫操作，當患者清醒地認為WCD檢測錯誤時可手動取消該次除顫；當認為WCD檢測無誤時，患者不需要進行操作，該設備會自動進行除顫放電，使患者心率恢復。

WCD的功能作用與ICD類似，但是不需要植入體內，減小了患者痛苦以及感染的風險。ICD是完全由系統控制的，可能發生誤放電，在一些情況下誤放電概率高達27%～41%，而WCD的除顫機制只有極小的可能發生誤放電。但是，由于WCD是體外除顫，受到的干擾會更多，所以其除顫成功率沒有ICD高。2009年美國FDA批準了卓爾公司生產的Life Vest 除顫器（WCD）進入市場，從此WCD的研發備受人們關注。目前WCD還需要減小重量，加強穿著舒適度，做到盡可能地不影響患者生活，同時需要配合更有效的低能量除顫波形來提升除顫成功率以及減少患者除顫時的痛苦。

4 討論

作為必要的急救設備，除顫儀的作用已在當今社會越來越顯著。電除顫技術經過多年發展已越來越成熟，除顫產品應用也越來越普及，特別是為公共安全配置的AED也逐步得到廣泛應用。今后除顫產品的研發會借助于現代傳感、新材料、儲能及數字信號處理等技術的發展向著能量低、損傷小、除顫成功率高的方向發展，更快速、準確和智能的自動除顫儀也是除顫產品發展的必然趨勢；同時更安全可靠的植入式、穿戴式除顫產品也將得到快速發展，并借助于遠程的智能診斷與分析，能更加方便基層和社區的心臟病患者使用，這些都將成為未來除顫技術及產品研發的熱點。

[1] 中國心血管病報告編寫組.《中國心血管病報告2016》概要[J].中國循環雜志, 2017, 32(6): 521-530.

[2] Mozaffarian D, Benjamin E J, Go A S, et a1. Heart disease and stroke statistics-20l5 update: a report from the American Heart Association[J]. Circulation, 2015, 131: e1-294.

[3] Kitamura T, Morita S, Kiyohara K, et al. Trends in survival among elderly patients with out-of-hospital cardiac arrest: a prospective,population-based observation from 1999 to 2011 in Osaka[J].Resuscitation, 2014, 85(11): 1432-1438.

[4] 馮丹龍. 抓住猝死急救"黃金十分鐘"[J]. 民主與科學, 2017(2):21.

[5] Geddes L A, Hamlin R. The fi rst human heart def i brillation[J]. Am J Cardiol, 1983, 52(3): 403-405.

[6] 何慶, 萬智. 心臟電除顫發展史[J]. 中華醫史雜志, 2007, 37(3):161-164.

[7] Creel K. Transformer design for charging defibrillator capacitors[DB/OL]. http://www.datatronic.com.hk/tech.jsp.html.

[8] Redmond C. 病人監護中的經胸阻抗測量[J]. 電子產品世界,2013(12): 22-24.

[9] 谷云飛, 惠杰. 雙相波除顫及復律研究進展[J]. 實用醫學雜志,2008, 24(24): 4172-4174.

[10] Gazmuri R J. Effects of repetitive electrical shocks on postresuscitation myocardial function [J]. Crit Care Med, 2000,28(11 Suppl): 228-232.