本文刊登於2020年第15卷第7期

AED原理與低能量除顫

李宗浩，葛 鑫

李宗浩，急救醫學專家，主任醫師、教授、博導、《中國急救復甦與災害醫學雜誌》總編輯

葛 鑫，博士，飛利浦中國研究院高階專家，從事 AED 研究 15 年

AED 自問世以來，廣泛應用於院外急救中，挽救了無數室顫患者的生命。電擊除顫是目前治療室顫的首選 方案，但是高能量的除顫可能會對患者傷害。如何在安全性和有效性之間進行平衡，學術界和工業界進行了一 系列研究，並取得了豐碩的成果。

1室顫與電擊除顫

1。1 心室纖顫及其機理研究 室顫是最嚴重的心律失常，是導致心源性猝死（SCD）的最主要原因。室顫發生 時，心室肌收縮處於無序狀態，無法產生有效的收縮期張力，動脈壓突然下降到極低的水平，由於重要器官缺少 氧氣輸送，在沒有及時搶救的情況下，通常患者會在 10 min 內死亡

［1］

。

對室顫機制研究的目標是揭示室顫時心臟電活動的起源。除極波的傳導途徑以及其湮滅和再生過程，其意 義在於幫助人們尋求終止室顫進而根治室顫的有效途徑。雖然人們很早就瞭解到室顫的存在，但到目前為止， 對於室顫的發生和維持機制尚無定論。在室顫研究的早期，人們只能透過體表心電圖瞭解室顫，室顫在體表心 電圖上的呈現波形不斷改變形態幅度以及方向的行為，學者們推測是室顫時心室肌的電激動是完全隨機無任 何規律可言的，除極波在心室壁中隨意遊走，各自獨立地改變形態和方向，室顫被描述為“狂暴的”或“混沌的”。這一觀點後來被予以否定，科學家們逐漸認識到：纖顫並不是一個完全隨機的無組織過程，即有隨機性的一面， 也有確定性的表現

［2-3］

。

1887 年 McWilliam 首次提出

［4］

，興奮傳導阻滯可能是造成心臟顫動的原因。30 年之後， Garrey 和 Mines 建 立了引起心律失常的折返機制理論

［5］

。Garrey 的重要貢獻還包括他證實了心臟顫動並不是由單一的快速興奮點 引起的， 並且顫動的維持需要一定數量的心肌組織的參與。20 世紀中葉以後，隨著計算機模擬技術和高精度標測技術的發展，有了更多的手段，人們對室顫的理 解也逐漸加深。目前對於室顫的機制主要有兩種假說，即“多子波”假說和“母轉子”假說

［6］

。“多子波”假 說［7］ 是由 Moe 等人提出來的，透過計算機模擬研究，他認為心臟纖顫是由一串週期略高於心肌組織最小不 應期的刺激觸發，由於刺激發放如此之密，使得某些不應期高於刺激週期的心肌細胞來不及恢復而無法 產生動作電位，從而導致波前破碎形成多子波。之後，纖顫由一系列不斷出現，分裂，碰撞以及相互整合 的不穩定小波維持。所有心肌組織對於纖顫的維持具有相同的重要性。“母轉子”假說

［1］

的雛形出現較早， 而後由 Jalife 等人重申此假說並加以改進。這一假說認為纖顫是由一個穩定的折返源驅動，這個折返源 也被稱為“母轉子”。在傳播過程中，興奮波前無法保證向前傳播。由母轉子發出的除極波在傳播過程中 遭遇間歇性傳導阻滯，產生多重不規則電興奮模式。波破碎對於纖顫維持並不重要，母轉子所在區域才 是纖顫維持的關鍵。

早期人們認為這兩種機制是互斥的， 後來，隨著研究的深入，越來越多的證據 表明兩種機制可能是並存的，並可能在一 定條件下相互轉化

［3， 8］

。

1。2 電擊除顫機理研究 電擊除顫是目 前所知治療室顫的唯一有效方法。人們 對於電擊除顫的認識是一個實踐先於理 論的過程，早在 1900 年，Prevost 和 Batelli 就透過動物實驗發現，弱電擊可產生心室 纖維性顫動，而強大的電流可以除顫［9］。除顫器作為臨床上終止室顫的首選治療 手段也有了半個多世紀

［10］

。但直到今天，人們仍然未能對了解電擊除顫的原理有完整的瞭解。關於電擊除顫機 制目前普遍認同的觀點是，在放電形成的電場作用下，足夠數量心肌細胞被強制除極，同時進入不應期，使得室 顫的波前無法繼續傳播，原本雜亂無章的電活動得到抑制

［11］

。之後在竇房結的自發興奮的帶動下，心肌恢復正 常心律。

Dillon 等人

［3， 12］

透過光學標測發現，成功除顫時，細胞不應期延長要比失敗時長。他們提出了不應期延長假 說，認為成功除顫需要將處於相對不應期的心肌細胞的不應期延長，使得室顫的波前無法傳遞。

Zipes 等人

［3， 13］

在動物實驗和臨床研究的基礎上，認為電擊只要能夠終止”臨界質量”心肌中的電興奮，電擊 沒有消除掉的激動由於剩下的心肌質量不足而無法維持纖顫，將會自動消亡。他們還認為狗心室的臨界質量 大約在心室質量的 75%。

Chen 等人

［3， 14

］ 發現無論電擊擊除顫是否成功，電擊後室顫的模式和電擊前的模式不一樣，這種現象無法用臨 界質量假說解釋。據此他們提出“易損期上界假說”，認為失敗的除顫實際上等同於誘顫機制，如果一個電擊略 低於除顫所需的強度的話，那麼除了消除了原先室顫的激動波之外，還引起某些區域處於“易損期”細胞的興 奮，從而誘發新的室顫。這個除顫所需的強度，就是所謂的“易損期上界”。

Effimov 等人

［15-16］

提出虛擬電極假說。他們透過標測實驗發現，電擊可以導致心肌產生除極和超極化兩個互 鄰的區域。除極區域已經進入到不應期狀態，無法傳播興奮波，但超極化區域則是可以興奮的，所以如果條件 合適，除極區域的興奮可以傳播到超極化區域的話，那麼可能可以導致折返，最終重新誘發室顫。

1。3 除顫能量和除顫電流 雖然這些假說對電擊除顫機理的解釋仍然莫衷一是，但大都指向一個現象，即成 功的除顫需要達到一定閾值的電擊強度。由於能量是最方便的衡量電擊強度的指標，通常除顫器都採用除顫 能量作為主要標稱引數。然而目前公認的觀點是，流經心肌的電流強度才是決定除顫成功與否的關鍵因素

［17-18］

。

由於患者經胸阻抗的不同，同樣的電擊能量在對於不同的患者產生的效果是不同的。Kerber 等人

［19］

研究發 現，同樣 100J 的電擊能量，對於經胸阻抗較低的患者，其除顫能量的 70% 作用於除顫，而對於經胸阻抗較高（> 97 歐）的患者，僅 20% 的能量作用於除顫。

Kerber 等人

［20］

、Geddes 等人

［21］

、Lerman 等人

［22］

的研究均證實，經胸電流與除顫成功率有很好的一致性。這一 結論也得到了美國心臟學會和歐洲復甦委員會的認可

［18， 23］

。在歐洲復甦委員會發布的臨床指南中明確指出：“雖然除顫選擇了能量水平作為標準，實現除顫效果的其實是流經心肌的電流強度。電流與成功的除顫和心臟 復律有很好的相關性”，“越來越清楚的是，由於除顫波形的不同和阻抗補償技術的使用導致經胸電流不同，選 擇能量作為比較不同除顫裝置的指標是一個很差的標準。最佳能量水平最終可能會因不同的製造商和不同的 波形而有所不同”

［17］

。

2自動體外除顫器原理

2。1 AED 硬體原理 Braga 等人

［24］

的文章總結了除顫器電路的基本原理，如圖 2 所示。除顫器的核心其實是一 個（或多個）大電容。除顫器的工作過程可以分為充電和放電兩個階段。在充電階段，電容與患者不連線，電源 （a）多子波圖示 （b）母轉子圖示 圖 1“多子波”和“母轉子”圖示

［3］

· 757 ·專家論壇 中國急救復甦與災害醫學雜誌 2020 年7月 第 15 卷 第7期 Chin J Emerg Resusc Disaster Med，July 2020，Vol。 15 No。7 給電池充電，將電容迅速充滿。放 電階段，充電迴路斷開，電容中的電 流在幾毫秒到十幾毫秒的短暫時間 內釋放到患者，從而透過大電流達 到除顫的效果。

需要注意的是，圖 2 中給出的 僅僅是除顫器原理的一個核心原理 圖，實用的除顫器電路需要考慮諸 多因素，如系統控制、充電效率、放電波形控制、阻抗監測與 補償、電氣隔離與安全等，因而有很高的複雜度

［25-28］

。

相比手動除顫器，自動體外除顫器 AED 在此基礎上增 加了心電監測、分析和控制模組。圖 3 給出了一個典型的 AED 裝置的硬體框架圖。圖中的除顫單元提供了除顫相關 的核心功能，心電採集單元負責採集一導聯 ECG 訊號用於 分析。監護控制單元是系統的中心，除了常規的顯示、存 儲、控制功能外，其中的分析判別模組是心電分析演算法，用於患者的心電圖是否是室顫或者其他可電擊心電，若是，則 提示使用者進行相應除顫操作。

2。2 AED 自動分析演算法 AED 自動分析演算法解決的其實是一個心電圖分類問題，主要目的是區分是否需要進 行電擊。美國心臟學會 AHA 建議 AED 演算法將心電圖分為可電擊心律（shockable rhythms）、不可電擊心律（nonshockable rhythms）和中間心律（intermediate rhythms）三類，並提出了相應的效能指標

［30］

。其中可電擊心律包括粗 顫（Coarse VF）、快室速（Rapid VT）；不可電擊心律包括正常竇性心律、房顫、竇性心動過緩， 室上性心動過速， 傳導 阻滯、室性自主心律， 室性早搏、停搏等；中間心律包括細顫（fine VF）和其他型別的室速。AHA 建議，對於可電擊 心律，演算法應當達到相應的靈敏度要求（粗顫 95% 以上，快室速 75% 以上）；對於不可電擊心律，演算法應達到相應 的特異性要求（正常竇性心律 99% 以上，其他 95% 以上）。

自從發明 AED 以來，為了有效判別是否需要除顫，人們已經提出了許多種演算法

［29］

。比如，幅度機率密度函 數演算法，心率與變異性分析演算法

［31］

，自相關函式演算法

［32］

，快速模板匹配演算法

［33］

，VF-filter 演算法

［34］

，頻譜分析演算法

［35］

， 時頻分析演算法

［36］

，高階譜分析演算法

［37］

、小波分析演算法

［38］

等等。

3低能量除顫研究

3。1 強電擊的副作用和低能量除顫 前文指出，成功的電擊除顫是有一定的閾值的，那麼除顫器是否能量越 高越好呢？答案是否定的。Walcott 等人

［39］

對放電能量與心肌損傷的關係做了研究，他們以不同的放電能量對狗進行體外除顫，得到圖 4（a）的能量劑最響應曲線圖。當放電能量 超過除顫的能量閾值的 5 倍時，可看到心 肌的組織學損傷；當放電能量超過能量閾 值的 20 倍時，則會造成動物死亡。Gold 等 人給出了不同安培數和時間的除顫電擊與 除顫成功率的關係圖，見圖 4（b），稱為“輪廓 圖”。可以發現在某些電擊時間寬度下，高 安培數的電擊反而只有更低的除顫機率。使用高電擊強度初衷是更高成功率，但實 際卻剛好相反，這顯然不是我們所希望看 到的

［40］

。

研究表明，強電擊的副作用包括但不限於：①改變動作電位時程和波形

［42］

；②改變靜息電位的除極化過程

［43］

；③提高起搏閾值

［44］

；④興奮性喪失

［45］

；⑤可能導致瞬時異位後除極化

［46］

，進而誘發除顫後心律失常；⑥造成 心肌機械功能的短期障礙

［47］

：加重收縮性和血流動力學方面的症狀

［48］

。

歐洲復甦學會指出，“除顫需要傳遞足夠的電能，以使心肌的臨界質量除顫，消除 VF 的波陣面並以有組織 的節律形式恢復自發的同步電活動。除顫的最佳能量是在實現除顫的同時將心肌損害降至最低的程度。選擇 適當的能量水平還可以減少重複性電擊的次數，從而限制了心肌的損害。”

［17］

理想的除顫器希望在達到除顫效果 的前提下儘可能地降低除顫能量，從而減少除顫器釋放的高電流對患者的傷害。這就是所謂的低能量除顫。

目前對除顫器低能量化的研究主要在這樣幾個方面展開

［3］

：放電波形對除顫效果的影響

［30-32， 34-38， 49］

；經胸阻 抗對除顫效果的影響

［50-53］

；除顫電極（電極的形狀、面積以及安放位置等）對除顫效果的影響

［54-55］

；放電時的電流分 布對除顫效果的影響

［56-57］

等。其中前兩類技術是低能量除顫的重點研究方向，下文中將主要討論這兩種技術。

3。2 除顫波形研究和雙相波除顫 除顫波形是影響除顫效果和除顫能量的關鍵因素。在除顫波形的研究上， 人們取得了豐碩的成果。圖 5 給出了除顫發展史上出現的一些主流波形。在除顫發展的早期，交流電除顫佔 據主要地位，關於直流和交流孰優孰劣的問題一直有所爭論。直到 20 世紀 60 年代，Lawn 及其同事工作證明了 除顫技術中，直流電相對於交流電的優越性和安全性［58］，從此以後，交流除顫逐漸配拋棄。

早期的直流除顫採用的是正弦衰減波，又稱為阻尼正弦波。後來又出現了單相指數截尾波。在單相波時 代，典型的除顫能量是 360 J。20 世紀 80 年代，隨著植入式體外除顫器的發明，出現了雙相指數截尾波。上世 紀 80~90 年代，人們圍繞著雙相波除顫的效果和安全性展開了一系列的研究。研究發現

［59-61］

，使用雙相波可以 在 150~200 J 的除顫能量下，達到與 360 J 單相波類似甚至更高的成功率。同時，在預後效果和對心臟機能的 影響方面，雙相波也優於單相波。

例如，Clark 等人

［62］

對雙相指數截尾波與單相指數截尾波的對比研究表明，在除顫能量低於 200 J 的情況下， BTE 的除顫成功率明顯高於 MTE，甚至除顫能量為 100 J 的 BTE 的除顫成功率已經超過了除顫能量為 200 J 的 MTE 的除顫成功率。Reddy RK 等人

［49］

的研究表明：使用 115 J 和 130 J 的雙相波除顫後，ECG 中 ST 段的改變要 小於使用 200 J 單相波除顫後的改變。Tang W 等人

［63］

的研究表明：用三個非遞增的低能量（150 J）雙相波除顫 後，心室功能障礙的出現機率要低於用遞增能量（200 J-300 J-360 J）的單相波除顫。

20 世紀 90 年代末，美國心臟學會 AHA 組織專家

［64］

對雙相波除顫的安全性和有效性進行了系統性的研究 論證，最終認為低能量雙相波是“安全的、可接受的和臨床上有效的”，從此以後，雙相波進入 AHA 和 ERC 的臨 床指南，取代單相波成為臨床上主要推薦的除顫波形

［17， 23］

。

1996 年 9 月，FDA 批准了第一款採用雙相波的除顫器

［65］

，即 HeartStream 公司（現飛利浦公司）的 ForeRunner™， 該除顫器採用雙相指數截尾波（BTE）。從此開啟了雙相波除顫的新時代。

3。3 阻抗補償技術 前文所述，決定除顫效果的 關鍵其實是電流而不是能量。因此，人們想到可以通 過測量經胸阻抗動態的調整放電波形、能量、電壓、電 流、時長等引數，從而達到更好的除顫效果，並降低除 顫能量，這就是所謂的阻抗補償技術

［50］

。

Kerber 等人

［51］

對阻抗補償技術進行了研究，他們 透過測量經胸阻抗，在阻抗超過一定閾值時，將除顫 能量提高 40%~100%。透過對狗的動物實驗研究， 他們發現該方案可以有效的提高高阻抗情況下的除 顫電流，進而有效的提高除顫成功率。

Gliner 等人

［52］

的專利給出了實用的配合雙向指數截尾波的阻抗補償方案。由於研究發現

［53］

，雙相波的傾斜 度（即放電結束電壓與初始放電電壓的比值）會對除顫效果產生影響。傾斜度較低的放電波形能得到更好除顫 效果。然而，對於相同的初始放電電壓和放電時長，由於患者經胸阻抗的不同，對於高阻抗的患者其波形傾斜 度會比較高，這進一步導致了高阻抗的患者除顫效果較差。該方案透過對放電電壓和時長等引數進行調整，使 得在高阻抗和低阻抗的患者的都達到相近的波形斜率，從而有效的改進除顫效果。

阻抗補償技術作為低能量除顫重要研究成果之一，同雙相波技術一起，在臨床上得到了廣泛認可和普遍應 用。1998，美國心臟學會將“採用低能量（150 J）、非遞進（150 J-150 J-150 J）、採用阻抗補償技術的雙相波電擊”作 為主要推薦方案寫入了臨床指南

［

65］

。

4總結和展望

本文首先從心室纖顫和電擊除顫的機理研究出發，介紹了現在流行的主要假說，並指出了電流對於除顫效 果的決定性作用。隨後，對自動體外除顫器（AED）的基本電路原理、心電分析演算法的目標和主力方案做了回顧。電擊除顫的機理研究發現，除顫是有一定的閾值效應的，然而，過高的除顫能量有會給人體造成不同型別 的傷害。理想的除顫策略應當是在能夠達到除顫效果的同時，儘可能地降低強電擊的副作用。於是，低能量除 顫成為了除顫器研究的核心領域之一。在除顫器技術發展方面，伴隨著低能量除顫研究的深入，學術界和產業界圍繞提高除顫成功率和降低除顫 副作用展開了深入的研究，提出了以雙向指數截尾波和阻抗補償為代表的除顫技術，透過模擬研究、動物實驗、 臨床試驗、專家評估等一系列研究，這些技術逐漸取代了傳統的單相波技術，在臨床上得到了廣泛認可和普遍 應用，並寫入了美國心臟學會和歐洲復甦學會的臨床指南，成為除顫器發展史繼 20 世紀 60 年代從交流除顫到 直流除顫的變革後，又一個具有里程碑性質的變革。當然，目前對於室顫和除顫的研究遠沒有達到完美的地步，許多理論研究仍然停留在假說階段。雙相波除 顫雖然已經在 AED 領域廣泛應用了 20 多年，其效果和安全性在實踐中得到了廣泛的證實，但迄今為止對於其 作用機理仍未有完美的解釋。室顫和電擊除顫機理的進一步研究有助於人們進一步對除顫器和除顫效率進行 最佳化改進，從而達到低能量除顫的“更高成功率、更低傷害”的完美效果。

參考文獻： 略