一种应用于体外自动除颤器的经胸阻抗测量系统

祁琦，余明，葛剑徽，张广，陈锋

1.中国人民解放军军事科学院系统工程研究院 卫勤保障技术研究所 战伤救治与医技保障研究室，天津 300000；2.中国人民解放军联勤保障部队无锡联勤保障中心 药品仪器监督检验站 卫生器材监督检修科，江苏 南京 210000

引言

心脏性猝死是指急性症状出现1 h内发生的以意识丧失为特征、由心脏原因导致的自然死亡，死亡的时间与形式都在意料之外[1]。早期电除颤被认为是救治心脏性猝死最重要的关键性治疗[2]。电除颤成功的目标是用足够的电流使心脏停止纤维性颤动，恢复心脏的自发循环[3]。早期电除颤的时机是治疗室颤的关键，每延迟1 min，心脏性猝死的生存率以7%～10%递减[4]。体外自动除颤器（Automated External Defibrillator，AED）是自二十世纪80年代末开始提供给院前发病现场电除颤的急救设备[5]，AED与传统除颤器不同之处在于，AED具有自动心律分析、经胸阻抗测量、自动阻抗补偿以及语音提示操作等功能，可以供受过训练的非专业人员使用[6]。经胸阻抗是影响除颤的关键因素之一，除颤能量需要经过经胸阻抗的衰减后才能到达心脏[7-9]。经胸阻抗测量是AED的重要功能之一。经胸阻抗的大小一般在25～200 Ω[10]，影响经胸阻抗的因素有很多，包括电极的类型和面积、电极板和皮肤间的接触状态等[11-14]。经胸阻抗测量是AED最重要的功能之一，该功能可以使AED根据患者经胸阻抗大小实时调整除颤能量的大小，同时可以对导联脱落、导联电极接触异常等危险状况实现预警[15-16]。目前的人体阻抗测量分析中，大多研究仍然采用经典三元等效电路模型，这个模型指出人体的等效阻抗主要是由细胞内电阻、细胞体液电阻以及细胞膜所形成的等效电容C三者组成的[17]，目前多数市场在售的AED使用基于此原理的双电极恒流源激励电压测量的方法在除颤前对患者进行经胸阻抗测量[18]，具体做法是在电极连接完成后，AED的恒流源激励电路向患者发送一个高频低压激励信号，随后信号检测电路检测经过经胸阻抗衰减的激励信号，通过计算得到患者的经胸阻抗信息。目前该方法的不足之处在于需要对患者施加额外的电流激励，且需要额外的时间成本，有向患者施加不当除颤的风险。本文设计了一种将经胸阻抗测量与除颤过程相结合的阻抗测量系统，此方法的优点在于将测量过程与除颤过程相结合，无须对患者施加额外的电流激励，同时此方法的经胸阻抗测量与施加除颤之间无时间间隔，经胸阻抗测量的时效性更强。经实测，本系统的经胸阻抗检测精度可以满足后续的经胸阻抗补偿功能需要，对AED阻抗测量技术的发展有一定参考意义。

1 材料与方法

本研究中经胸阻抗测量系统原理基于欧姆定律，在AED除颤开始阶段，利用储能电容释放的能量对经胸阻抗进行检测，当AED识别到需要除颤的心律并将储能电容充至预设电压后，在除颤放电的开始阶段，检测通过患者的除颤电流峰值，结合储能电容上的充电电压峰值，在很短的时间内（≤0.1 ms），计算得到患者经胸阻抗信息，根据阻抗信息进行下一步操作：若测得的经胸阻抗值为异常值，则说明患者导联连接有异常需要操作者调整，此时AED会立即停止对患者放电，储能电容上的电量将会通过内部放电回路释放，并语音指示操作者做出适当调整；若测得的经胸阻抗值在正常值范围内，AED则根据测得的经胸阻抗大小选择不同阻抗补偿方式，包括增减补偿电阻、调整正负相除颤时长等[19]。另外，系统有独立的导联检测功能，确保在电极脱落的异常情况下不会进入除颤环节，确保不会出现无效放电。

经胸阻抗检测系统框图如图1所示，高压检测方面主要包括双路高压检测和电阻分压、运放降压：首先，高压检测阶段在储能电容充电过程中进行，为保证检测到的储能电容两端高压值稳定可靠，本系统采用双路高压检测，随后通过耐压大电阻分压、运算放大器降压两个步骤，将电容两端的大电压线性缩小为可供AD检测的较小电压值。而除颤电流检测在除颤开始阶段进行，由于AED除颤电流峰值可能会达到40 A甚至更高[20]，为使检测过程不影响除颤过程并且保证检测的安全性，故采用电流互感的非接触方式测量除颤电流，在电流互感器将流经患者的大电流转换为电压值后供AD采集。AD采集模块将高压检测与除颤电流检测的结果相结合，再经过异常值排除、峰值检测等环节，最后便可计算出经胸阻抗大小，若得到的经胸阻抗值在正常范围内则指导AED根据阻抗大小调整能量继续除颤，若得到异常值则停止除颤并语音提示操作者排除异常。

图1 经胸阻抗测量系统框图

1.1 高压检测电路

高压检测电路对储能电容上的电压进行检测，一方面反馈至充电电路，确保将电容充至预设电压，另一方面，经过AD转换，将充电完成后电容上的最高电压值进行记录以供经胸阻抗计算时使用。高压检测电路原理图如图2所示，设计需满足以下要求：输入范围0～2200 V，输出范围0～3.3 V，耐压3000 V以上。

图2 高压检测电路示意图

根据要求输入电压范围较大，输出电压范围小，所以必须将输入电压进行线性衰减，本系统采用电阻分压和运放降压两步来实现。另外，本研究利用放电回路特有的“H”桥结构，选择了双路高压检测的方式，确保高压检测的稳定可靠。

电阻分压部分原理如图2所示，R1～R12均为电阻值为2.2 mΩ的耐高压大电阻，精度为1%，双路高压检测的采集点分别在R1～R2、R5～R6、R7～R8和R11～R12，为保证电路对称性和降压倍数的准确性，R13～R16和HR1～HR4均为高精度电阻，精度为0.1%。假设储能电容两端电压为VH，由此可得电阻分压部分的输出电压V1的计算方法如公式(1)所示。

运放降压部分原理如图2所示，U1B与U2B部分均为典型电压放大器电路，假设其增益系数分别为KU1B和KU2B，则其计算方法如公式(2)所示。

综合电阻分压与运放降压两部分可得，高压检测电路最终输出电压VOUT1的计算方法如公式(3)所示。

即高压检测电路将储能电容两端电压线性降压1000倍后输出供AD采样，此倍数可以将2200 V的最大输入电压降至2.2 V，满足系统检测要求。

1.2 除颤电流检测电路

除颤电流检测电路如图3所示，出于除颤电流值较大的考虑，本系统选择通过电流互感器将除颤大电流线性转化为小电压进行数据采集，这样非接触式的测量方式可以保证测量的准确性和安全性，为防止在除颤电流检测时，除颤峰值电流过大超出电流互感器的量程范围，本研究选择在除颤回路中串联50 Ω的机内补偿电阻Rc来防止除颤电流过大。本研究选用RL-3430电流互感器，其匝数比为200∶1，负载的高精度电阻Rt=10 Ω，假设除颤电流的大小为I，则AD采集的输出电压VOUT2的计算方法如公式(4)所示。

图3 除颤电流检测电路示意图

1.3 AD采集与数据处理

高压检测和除颤电流检测的AD采集由两个12位、1 M SPS的模数转换器复用实现。在储能电容充电阶段，2个AD转换器同时工作采集两路高压值，若两路高压测量值之差超过了允许误差，则代表电路异常，需要立即停止充电；若两路高压测量值之差始终在允许误差范围内，则将两路高压测量值的均值反馈至充电控制程序，控制充电电路将电容充到预设的电压值，并将储能电容上的电压峰值保存待用。

AED停止充电后，模数转换器立刻切换至除颤电流值的采集，在除颤之前，由于除颤回路中没有除颤电流，此时除颤电流检测的数值为0，当操作者按照语音提示按下除颤键后，除颤电流检测电路会检测到一个时间极短的电流信号，模数转换器会将其峰值记录并计算经胸阻抗值保存待用，以上过程大约耗时0.1 ms。

由于测量除颤电流时除颤回路中有50 Ω的机内阻抗，则经胸阻抗RTTI的计算方法如式(5)所示。

为提高系统测量精度，由于本经胸阻抗计算方法为线性运算，故引入修正系数K、D对系统测量误差进行修正，K为斜率修正系数，D为截距修正系数，在25～200 Ω范围内，寻找2～3个标定点，使用高精度电阻作为标准负载，对上述经胸阻抗计算公式进行线性修正，再将标定后的修正系数K、D写入对应阻抗计算代码中，可以明显减小由硬件电路、AD采样等环节带来的误差。

2 结果

本研究采用Fluke Impulse 6000D除颤分析仪和Fluke 7000 DP经皮起搏器分析仪进行室颤心律和经胸阻抗模拟，模拟的经胸阻抗值分别为25、50、75、100、125、150、175和200 Ω，储能电容电压实测值为1844 V，前期经误差修正得到修正系数为K=0.992，D=10.752，测量数据如表1所示。

表1 经胸阻抗测量结果

3 讨论

对于一般经胸阻抗来讲，本系统可以将经胸阻抗测量的误差控制在4 Ω以下，分析可得系统主要误差可能主要来自以下四个方面。

（1）AD采样率的影响。由于除颤电流的峰值持续时间很短，AD采样率低可能会导致无法测到准确的电流峰值而导致引入误差，拟在下一步研究中采用独立的高速AD采集模块对除颤电流进行检测，提高检测精度，减小测量误差。

（2）补偿电阻的影响。由于本测量系统会将补偿电阻串联进除颤回路，这样便会在测量回路上引入误差，且经胸阻抗越小，误差越明显。

（3）增益系数的影响。随着测量时间的推进，增益系数会随着温度的变化而变化，这样导致每一次测量经胸阻抗的时候，增益系数都会有微小波动，拟在下一步研究中对运放选型进行优化。

（4）经胸阻抗相位部分的影响。由于本系统未对阻抗的相位测量做过多考虑，此原因可能会影响到阻抗测量的精度，拟在下一步研究中，针对生物阻抗模型进行阻抗模拟，对电阻成分和电容成分混合的模拟阻抗进行测量校准，进一步提高检测精度。

为了进一步提高系统测量精度，可以考虑在进一步提高AD采样率、增加阻抗相位测量功能等方向进行研究。鉴于AED的阻抗补偿策略多是将经胸阻抗划分为若干个阶段分区处理，本经胸阻抗测量系统的测量精度可以满足后续AED阻抗补偿需求，拟在下步研究中，通过长白猪制颤、除颤实验来进一步验证本系统的经胸阻抗测量效能。

本研究针对现有AED的经胸阻抗检测方法的不足之处，创新地设计并实现了一种与AED除颤过程相结合的经胸阻抗测量系统，相较于传统恒流源激励-电压测量的经胸阻抗检测方法，本测量系统有两点优势：① 利用除颤能量测量经胸阻抗就决定了本系统不会向患者施加不必要的电流刺激，安全性更高；② 传统的经胸阻抗测量系统在测量与除颤间有一定的时间间隔，测量时效性较差，本系统减小了经胸阻抗测量的时间成本，测量与除颤之间无时间间隔，测量时效性更强，经胸阻抗测量不准确的风险就更低。经过对本系统进行经胸阻抗的模拟测试，结果表明本系统可以将经胸阻抗测量的误差控制在4 Ω以下，即本经胸阻抗测量系统的测量精度可以满足AED后续阻抗补偿的需求。

4 结论

本研究首先阐述了AED中阻抗测量的作用意义，并提出了一种依附于除颤过程的经胸阻抗测量系统，并对本系统的原理及具体实现方式做了详细阐述，模拟经胸阻抗实测验证表明本系统可以安全有效地测量经胸阻抗，测量精度满足AED相关功能需求。本测量系统的优点是与除颤过程相结合，不会对患者造成非必要的电流激励，同时经胸阻抗的测量时效性更强，测量时间成本更低；但本系统在经胸阻抗相位的测量、测量准确度、呼吸对经胸阻抗大小的影响等方面仍有许多不足和欠缺，将在进一步研究中加以完善。