心脏除颤器的类型及其基本原理

3．2　心脏除颤器的类型及其基本原理

3．2．1　心脏除颤器的类型

1．按是否与R波同步分类

（1）非同步型除颤器。非同步型除颤器在除颤时与患者自身R波不同步，主要用于救治室颤和室扑等。因为在除颤救治室颤和室扑时，人体心脏没有振幅足够高、斜率足够大的R波，所以只能以非同步方式除颤。

（2）同步型除颤器。同步型除颤器在除颤时与患者自身的R波同步。一般是利用电子控制电路，用R波控制电流脉冲的释放，使除颤脉冲刚好落在R波的下降支，这样使除颤脉冲不会落在心肌细胞的易激期，从而避免心室纤颤。同步型除颤器可用于治疗除室颤和室扑以外的所有快速性心律失常，如室上性及室性心动过速、房颤和房扑等。

2．按电极放置的位置分类

（1）体内除颤器。体内除颤器是将电极放置在胸内直接接触心肌进行除颤，早期主要用于开胸心脏手术时直接电击心肌，结构较为简单。现代的体内除颤器一般是植入人体的，使用心内膜或心外膜电极来感知心律失常，称作植入式心律转复除颤器（Implantable Cardioverter Defibrillator，ICD），它除了能够自动除颤以外，还能自动进行监护，判断心律失常类型，选择方案进行治疗。目前，ICD所用的心内膜电极集感知、起搏和除颤于一身，最远端为一对起搏和感知电极，其后为除颤电极，增加了抗心动过速（VT）起搏、VVI或DDD起搏治疗的功能，大大减小了由室速（VT）诱发室颤（VF）的可能，在很大程度上提高了除颤的可靠性与安全性。

（2）体外除颤器。体外除颤器是将电极放在胸壁，经胸间接接触心肌进行除颤。目前临床使用的除颤器大多属于这一类型。近年来，全自动体外除颤器（Automatic External Defibrillator，AED）的发展引人注目。AED又称公众电除颤技术（Public Access Defibrillation，PAD），其广泛应用使得院外猝死抢救的成功率从3%～8%神奇般地提高到50%左右，成为人类征服猝死的又一个里程碑。

3．按放电技术方式分类

随着技术的发展，先后出现了交流除颤器、电容放电除颤器、电容放电延迟线除颤器、方波除颤器和双相波除颤器等多种类型。临床使用时每一类型的除颤器一般都有体内除颤和体外除颤两种工作方式。

3．2．2　心脏除颤器典型放电技术方式的基本原理

1．交流除颤器

交流除颤器是最早出现的一种除颤器，它是将工业用交流市电经变压器变压后获得高电压和大电流，经胸壁或直接对心脏除颤。其电原理图如图3．9所示。交流市电经变压器T变换为多种电压（通常为80～720V之间，电流为4～6A），以抽头开关的形式选择所需电压值，经除颤电极作用于人体。体外除颤时一般选用160～720V，体内除颤时选用80～300V。

接通启动开关后，脉冲时间控制器使开关S接通约250ms时间，在此期间电极输出10～12个正弦电压周期，其输出波形如图3．9所示。

图3．9　交流除颤器电路原理图及其输出波形

交流除颤器的优点是结构简单，但比直流除颤器所需能量大，除颤作用时间也长，强烈地刺激骨骼肌并释放过大能量，对人体有一定损害，尤其在临近除颤结束时容易重现心室颤动和骨骼痉挛，故目前除了在心脏手术中有时还采用交流除颤器外，临床上已逐渐被直流除颤所取代。

2．电容放电式直流除颤器

电容放电式直流除颤器的电路原理如图3．10所示。其中B₁为自耦变压器，用于调节输出电压大小。B₂为升压变压器，交流市电经升压后，再经R1和D组成的整流器变成直流电压。当高压继电器S置于位置“1”时，高压电容器C被充电。电路元件的典型数值是C＝16μF，L＝100mH。为了获得约400J的电击能量，电容器C上充电电压值须达到2～9kV。除颤时将高压继电器S置于位置“2”，此时电容C上所储存的电能通过电感器L放电，经电极板向人体释放除颤脉冲。此时储能电容C、电感L及人体（负荷）串联接通，使之构成RLC（R为人体电阻、导线本身电阻、人体与电极的接触电阻三者之和）串联谐振衰减振荡电路，即为阻尼振荡放电电路。

图3．10　电容放电式直流除颤器电路原理图

图3．10中，电感L的作用是对输出波形起整形作用。如果不设置L，除颤电路变为RC放电结构，则放电曲线将呈指数波形（如图3．11中曲线a所示）。而加置L后，除颤电路成为RLC结构，放电曲线变为阻尼正弦波（如图3．11中曲线b所示）。指数放电波的波幅高，起始时能量过分集中于瞬间，对心肌组织损伤较大，除颤效果差。而阻尼正弦放电波的波幅较低，峰值变圆，动物实验和临床使用均证明这种放电波形对心肌损害小，除颤效果好，所需电能量约为RC放电式的一半。RLC除颤器电路中的电流，可由式3．6求得，其初始条件为：①流过电感器的电流是0；②充电后电容器两端的电压为U。

图3．11　RC和RLC放电曲线

需要注意，电容器的输出电流可能是欠阻尼、临界阻尼或过阻尼，这决定于在除颤器电路元件的选择以及输出回路的阻抗（包括治疗对象的阻抗）。图3．12总结了在不同阻尼时方程式3．6解的电流波形。

图3．12　RLC除颤器的三种输出状态

图3．10的RLC除颤电路的充电时间常数R₁C一般为2s，通常经过5倍的R₁C时间，即可使电容器C充电达幅值的99%。放电时间一般为4～10ms，可以适当选取L、C实现。电感L应采用开路铁心线圈，以防止放电时因大电流引起铁心饱和造成电感值下降，而使输出波形改变。另外，除颤中存在高电压，对操作者和患者都有意外电击危险，因此必须防止错误操作和采取各种防护电路。电路中接有瓦秒表，可直接读出电能量值。临床实践证明，电容C上储存的能量传给人体的仅占60%，其余部分都消耗在放电电路中和电极上，因而RLC除颤电路的效率较低。

3．延迟线式电容放电直流除颤器

这种除颤器的电路原理图如图3．13所示。其中L₁和L₂构成延迟线路，调节其互感系数M，即可改善输出波形。延迟线式电容放电除颤器的放电波形如图3．14所示，它具有长方形特点。与电容放电式除颤器相比，在电路储存能量相同的条件下，它输出波形的维持时间较长，即它的能量集中在平顶期，因此在相同除颤能量要求下，它所用的放电电流可以较小。但延迟型波形中有一段较长的拖尾，将影响除颤效果。因为“长拖尾”的波形可引起心室再次颤动。下面讨论的方波除颤器可以克服这个弊端。

图3．13　延迟线式电容放电直流除颤器电路原理图

图3．14　延迟线式电容放电波形

4．方波除颤器

方波除颤器原理框图如图3．15所示，它包括一个充电电容器和两个可控硅元件。其中可控硅D₁与电容器C串联，控制电路产生的控制电压U_g改变D₁的导通角，从而控制对C充电电压大小。D₂与电容器C并联，除颤时接通开关S，电容C上储存的电能立即经电极向人体释放。其放电时间长短取决于放电时间控制电路何时输出控制脉冲，一旦控制脉冲使D₂管导通，则电容C放电，立刻终止向人体释放能量。电容C储存的电能通过D₂迅速释放，从而消除了放电波形的拖尾现象，提高了除颤效果。

图3．15　方波除颤器原理图

方波除颤器不使用电感器，充放电电容C尺寸较小，这些都是其主要优点。

3．2．3　心脏除颤器的主要性能指标

1．最大储能值

最大储能值是指在除颤器电击前必须先向除颤器内的电容器充电，使之储存电能。衡量电能大小的单位是Ws（J）。通过大量动物实验和临床实践证明，电击的安全剂量以不超过400Ws为宜，即除颤器的最大储能值为400J。电容C的储能W及其电压U有如下关系：

从上式可知，当电容C确定后，W便由U确定。

2．释放电能量

释放电能量是指除颤器实际向患者释放电能的多少。这个性能指标十分重要，因为它直接关系到实际除颤剂量。能量储存多少并不等于就能给患者释放多少，这是因为在释放电能时，电容器的电阻、电极和皮肤接触电阻以及电极接插件的接触电阻等都要消耗电能，所以对不同的患者（相当于不同的释放负荷），同样的储存电能就有可能释放出不同的电能量，因此，释放电能量的大小必须以一定的负荷值为前提。通常以负荷50Ω作为患者的等效电阻值。

3．释放效率

释放效率是指释放能量和储存电能之比。对于不同的除颤器有不同的释放效率。大多除颤器释放效率在50%～80%之间。

4．最大储能时间

最大储能时间是指电容器从没有电能充电到最大储能值时所需要的时间。储能时间短，就可以缩短抢救和治疗的准备时间，所以希望这个时间越短越好。但因受电源内阻的限制，不可能无限度地缩短这个时间。目前最大储能时间多在5～10s范围内。

5．最大释放电压

最大释放电压是指除颤器以最大储能值向一定负荷释放能量时在负荷上的最高电压值。这同样也是一个安全指标，即在电击时防止患者承受过高的电压。国际电工委员会暂作这样的规定：除颤器以最大储能值向100Ω电阻负荷释放时，在负荷上的最高电压值不应该超过5 000V。