一種應用于體外自動除顫器的經胸阻抗測量系統

祁琦，余明，葛劍徽，張廣，陳鋒

1.中國人民解放軍軍事科學院系統工程研究院 衛勤保障技術研究所 戰傷救治與醫技保障研究室，天津 300000；2.中國人民解放軍聯勤保障部隊無錫聯勤保障中心 藥品儀器監督檢驗站 衛生器材監督檢修科，江蘇 南京 210000

引言

心臟性猝死是指急性癥狀出現1 h內發生的以意識喪失為特征、由心臟原因導致的自然死亡，死亡的時間與形式都在意料之外[1]。早期電除顫被認為是救治心臟性猝死最重要的關鍵性治療[2]。電除顫成功的目標是用足夠的電流使心臟停止纖維性顫動，恢復心臟的自發循環[3]。早期電除顫的時機是治療室顫的關鍵，每延遲1 min，心臟性猝死的生存率以7%～10%遞減[4]。體外自動除顫器（Automated External Defibrillator，AED）是自二十世紀80年代末開始提供給院前發病現場電除顫的急救設備[5]，AED與傳統除顫器不同之處在于，AED具有自動心律分析、經胸阻抗測量、自動阻抗補償以及語音提示操作等功能，可以供受過訓練的非專業人員使用[6]。經胸阻抗是影響除顫的關鍵因素之一，除顫能量需要經過經胸阻抗的衰減后才能到達心臟[7-9]。經胸阻抗測量是AED的重要功能之一。經胸阻抗的大小一般在25～200 Ω[10]，影響經胸阻抗的因素有很多，包括電極的類型和面積、電極板和皮膚間的接觸狀態等[11-14]。經胸阻抗測量是AED最重要的功能之一，該功能可以使AED根據患者經胸阻抗大小實時調整除顫能量的大小，同時可以對導聯脫落、導聯電極接觸異常等危險狀況實現預警[15-16]。目前的人體阻抗測量分析中，大多研究仍然采用經典三元等效電路模型，這個模型指出人體的等效阻抗主要是由細胞內電阻、細胞體液電阻以及細胞膜所形成的等效電容C三者組成的[17]，目前多數市場在售的AED使用基于此原理的雙電極恒流源激勵電壓測量的方法在除顫前對患者進行經胸阻抗測量[18]，具體做法是在電極連接完成后，AED的恒流源激勵電路向患者發送一個高頻低壓激勵信號，隨后信號檢測電路檢測經過經胸阻抗衰減的激勵信號，通過計算得到患者的經胸阻抗信息。目前該方法的不足之處在于需要對患者施加額外的電流激勵，且需要額外的時間成本，有向患者施加不當除顫的風險。本文設計了一種將經胸阻抗測量與除顫過程相結合的阻抗測量系統，此方法的優點在于將測量過程與除顫過程相結合，無須對患者施加額外的電流激勵，同時此方法的經胸阻抗測量與施加除顫之間無時間間隔，經胸阻抗測量的時效性更強。經實測，本系統的經胸阻抗檢測精度可以滿足后續的經胸阻抗補償功能需要，對AED阻抗測量技術的發展有一定參考意義。

1 材料與方法

本研究中經胸阻抗測量系統原理基于歐姆定律，在AED除顫開始階段，利用儲能電容釋放的能量對經胸阻抗進行檢測，當AED識別到需要除顫的心律并將儲能電容充至預設電壓后，在除顫放電的開始階段，檢測通過患者的除顫電流峰值，結合儲能電容上的充電電壓峰值，在很短的時間內（≤0.1 ms），計算得到患者經胸阻抗信息，根據阻抗信息進行下一步操作：若測得的經胸阻抗值為異常值，則說明患者導聯連接有異常需要操作者調整，此時AED會立即停止對患者放電，儲能電容上的電量將會通過內部放電回路釋放，并語音指示操作者做出適當調整；若測得的經胸阻抗值在正常值范圍內，AED則根據測得的經胸阻抗大小選擇不同阻抗補償方式，包括增減補償電阻、調整正負相除顫時長等[19]。另外，系統有獨立的導聯檢測功能，確保在電極脫落的異常情況下不會進入除顫環節，確保不會出現無效放電。

經胸阻抗檢測系統框圖如圖1所示，高壓檢測方面主要包括雙路高壓檢測和電阻分壓、運放降壓：首先，高壓檢測階段在儲能電容充電過程中進行，為保證檢測到的儲能電容兩端高壓值穩定可靠，本系統采用雙路高壓檢測，隨后通過耐壓大電阻分壓、運算放大器降壓兩個步驟，將電容兩端的大電壓線性縮小為可供AD檢測的較小電壓值。而除顫電流檢測在除顫開始階段進行，由于AED除顫電流峰值可能會達到40 A甚至更高[20]，為使檢測過程不影響除顫過程并且保證檢測的安全性，故采用電流互感的非接觸方式測量除顫電流，在電流互感器將流經患者的大電流轉換為電壓值后供AD采集。AD采集模塊將高壓檢測與除顫電流檢測的結果相結合，再經過異常值排除、峰值檢測等環節，最后便可計算出經胸阻抗大小，若得到的經胸阻抗值在正常范圍內則指導AED根據阻抗大小調整能量繼續除顫，若得到異常值則停止除顫并語音提示操作者排除異常。

圖1 經胸阻抗測量系統框圖

1.1 高壓檢測電路

高壓檢測電路對儲能電容上的電壓進行檢測，一方面反饋至充電電路，確保將電容充至預設電壓，另一方面，經過AD轉換，將充電完成后電容上的最高電壓值進行記錄以供經胸阻抗計算時使用。高壓檢測電路原理圖如圖2所示，設計需滿足以下要求：輸入范圍0～2200 V，輸出范圍0～3.3 V，耐壓3000 V以上。

圖2 高壓檢測電路示意圖

根據要求輸入電壓范圍較大，輸出電壓范圍小，所以必須將輸入電壓進行線性衰減，本系統采用電阻分壓和運放降壓兩步來實現。另外，本研究利用放電回路特有的“H”橋結構，選擇了雙路高壓檢測的方式，確保高壓檢測的穩定可靠。

電阻分壓部分原理如圖2所示，R1～R12均為電阻值為2.2 mΩ的耐高壓大電阻，精度為1%，雙路高壓檢測的采集點分別在R1～R2、R5～R6、R7～R8和R11～R12，為保證電路對稱性和降壓倍數的準確性，R13～R16和HR1～HR4均為高精度電阻，精度為0.1%。假設儲能電容兩端電壓為VH，由此可得電阻分壓部分的輸出電壓V1的計算方法如公式(1)所示。

運放降壓部分原理如圖2所示，U1B與U2B部分均為典型電壓放大器電路，假設其增益系數分別為KU1B和KU2B，則其計算方法如公式(2)所示。

綜合電阻分壓與運放降壓兩部分可得，高壓檢測電路最終輸出電壓VOUT1的計算方法如公式(3)所示。

即高壓檢測電路將儲能電容兩端電壓線性降壓1000倍后輸出供AD采樣，此倍數可以將2200 V的最大輸入電壓降至2.2 V，滿足系統檢測要求。

1.2 除顫電流檢測電路

除顫電流檢測電路如圖3所示，出于除顫電流值較大的考慮，本系統選擇通過電流互感器將除顫大電流線性轉化為小電壓進行數據采集，這樣非接觸式的測量方式可以保證測量的準確性和安全性，為防止在除顫電流檢測時，除顫峰值電流過大超出電流互感器的量程范圍，本研究選擇在除顫回路中串聯50 Ω的機內補償電阻Rc來防止除顫電流過大。本研究選用RL-3430電流互感器，其匝數比為200∶1，負載的高精度電阻Rt=10 Ω，假設除顫電流的大小為I，則AD采集的輸出電壓VOUT2的計算方法如公式(4)所示。

圖3 除顫電流檢測電路示意圖

1.3 AD采集與數據處理

高壓檢測和除顫電流檢測的AD采集由兩個12位、1 M SPS的模數轉換器復用實現。在儲能電容充電階段，2個AD轉換器同時工作采集兩路高壓值，若兩路高壓測量值之差超過了允許誤差，則代表電路異常，需要立即停止充電；若兩路高壓測量值之差始終在允許誤差范圍內，則將兩路高壓測量值的均值反饋至充電控制程序，控制充電電路將電容充到預設的電壓值，并將儲能電容上的電壓峰值保存待用。

AED停止充電后，模數轉換器立刻切換至除顫電流值的采集，在除顫之前，由于除顫回路中沒有除顫電流，此時除顫電流檢測的數值為0，當操作者按照語音提示按下除顫鍵后，除顫電流檢測電路會檢測到一個時間極短的電流信號，模數轉換器會將其峰值記錄并計算經胸阻抗值保存待用，以上過程大約耗時0.1 ms。

由于測量除顫電流時除顫回路中有50 Ω的機內阻抗，則經胸阻抗RTTI的計算方法如式(5)所示。

為提高系統測量精度，由于本經胸阻抗計算方法為線性運算，故引入修正系數K、D對系統測量誤差進行修正，K為斜率修正系數，D為截距修正系數，在25～200 Ω范圍內，尋找2～3個標定點，使用高精度電阻作為標準負載，對上述經胸阻抗計算公式進行線性修正，再將標定后的修正系數K、D寫入對應阻抗計算代碼中，可以明顯減小由硬件電路、AD采樣等環節帶來的誤差。

2 結果

本研究采用Fluke Impulse 6000D除顫分析儀和Fluke 7000 DP經皮起搏器分析儀進行室顫心律和經胸阻抗模擬，模擬的經胸阻抗值分別為25、50、75、100、125、150、175和200 Ω，儲能電容電壓實測值為1844 V，前期經誤差修正得到修正系數為K=0.992，D=10.752，測量數據如表1所示。

表1 經胸阻抗測量結果

3 討論

對于一般經胸阻抗來講，本系統可以將經胸阻抗測量的誤差控制在4 Ω以下，分析可得系統主要誤差可能主要來自以下四個方面。

（1）AD采樣率的影響。由于除顫電流的峰值持續時間很短，AD采樣率低可能會導致無法測到準確的電流峰值而導致引入誤差，擬在下一步研究中采用獨立的高速AD采集模塊對除顫電流進行檢測，提高檢測精度，減小測量誤差。

（2）補償電阻的影響。由于本測量系統會將補償電阻串聯進除顫回路，這樣便會在測量回路上引入誤差，且經胸阻抗越小，誤差越明顯。

（3）增益系數的影響。隨著測量時間的推進，增益系數會隨著溫度的變化而變化，這樣導致每一次測量經胸阻抗的時候，增益系數都會有微小波動，擬在下一步研究中對運放選型進行優化。

（4）經胸阻抗相位部分的影響。由于本系統未對阻抗的相位測量做過多考慮，此原因可能會影響到阻抗測量的精度，擬在下一步研究中，針對生物阻抗模型進行阻抗模擬，對電阻成分和電容成分混合的模擬阻抗進行測量校準，進一步提高檢測精度。

為了進一步提高系統測量精度，可以考慮在進一步提高AD采樣率、增加阻抗相位測量功能等方向進行研究。鑒于AED的阻抗補償策略多是將經胸阻抗劃分為若干個階段分區處理，本經胸阻抗測量系統的測量精度可以滿足后續AED阻抗補償需求，擬在下步研究中，通過長白豬制顫、除顫實驗來進一步驗證本系統的經胸阻抗測量效能。

本研究針對現有AED的經胸阻抗檢測方法的不足之處，創新地設計并實現了一種與AED除顫過程相結合的經胸阻抗測量系統，相較于傳統恒流源激勵-電壓測量的經胸阻抗檢測方法，本測量系統有兩點優勢：① 利用除顫能量測量經胸阻抗就決定了本系統不會向患者施加不必要的電流刺激，安全性更高；② 傳統的經胸阻抗測量系統在測量與除顫間有一定的時間間隔，測量時效性較差，本系統減小了經胸阻抗測量的時間成本，測量與除顫之間無時間間隔，測量時效性更強，經胸阻抗測量不準確的風險就更低。經過對本系統進行經胸阻抗的模擬測試，結果表明本系統可以將經胸阻抗測量的誤差控制在4 Ω以下，即本經胸阻抗測量系統的測量精度可以滿足AED后續阻抗補償的需求。

4 結論

本研究首先闡述了AED中阻抗測量的作用意義，并提出了一種依附于除顫過程的經胸阻抗測量系統，并對本系統的原理及具體實現方式做了詳細闡述，模擬經胸阻抗實測驗證表明本系統可以安全有效地測量經胸阻抗，測量精度滿足AED相關功能需求。本測量系統的優點是與除顫過程相結合，不會對患者造成非必要的電流激勵，同時經胸阻抗的測量時效性更強，測量時間成本更低；但本系統在經胸阻抗相位的測量、測量準確度、呼吸對經胸阻抗大小的影響等方面仍有許多不足和欠缺，將在進一步研究中加以完善。