第6章　脈沖發生器及導線

一、脈沖發生器

用脈沖發生器發放人工脈沖電流刺激心臟，使其產生有效收縮的方法稱為人工心臟起搏。目前應用的起搏器雖然體積較小，但并不是簡單的電刺激器。它具有復雜的計時周期、自動轉換起搏方式、超速抑制起搏、存儲信息、診斷、程控遙測等功能，是可在體內連續工作8～10年的微處理器。

（一）人工心臟起搏系統的組成

人工心臟起搏系統由四部分組成：①起搏器（脈沖發生器及電池）；②導線系統（導線）（圖6-1）；③心內膜/導線界面；④程控儀。本章只介紹脈沖發生器及導線部分。

（二）脈沖發生器的結構

1.脈沖發生器外殼

脈沖發生器亦稱為起搏器。外殼多由鈦合金鑄制，鈦合金與組織相容性好，植入體內基本不會發生異物反應，不受液體腐蝕，壓鑄容易，密封嚴實，導電性能良好。

2.脈沖發生器電路

起搏器的控制電子線路是脈沖發生器的心臟，用CMOS技術將這樣一個多功能程控起搏系統集成在一個16mm2硅片（silicon chip）上，其中約5 000多個晶體管（transistors）和開關（gates）。由于這些線路采用了微電子技術，控制電子線路越來越多，起搏器的功能越來越復雜，使起搏器增加了程控、遙測等有實用價值的內容。由于電子線路的不斷研制改進，起搏器的類型和新的功能不斷問世。在單腔感知起搏器之后，又研制成功了頻率應答起搏器、雙腔起搏器、三腔起搏器等。頻率應答起搏器必須能夠感知生理、生化或物理參數變化，根據這些指標變化調整起搏頻率以滿足身體代謝需要。起搏控制系統可根據感知心臟事件信號與計時有關的另一些特性來調節起搏頻率，進行起搏模式轉換或超速抑制起搏等。還可實時監測起搏閾值、感知閾值，根據所測結果自動調節輸出電壓，感知靈敏度，能夠合理地感知心內自身信號，避免競爭心律發生，自動降低能耗，延長起搏器的使用壽命。這些新功能還可為臨床提供有價值的診斷資料，內含一套信息處理系統，具有存儲、記憶及診斷功能，能夠記錄起搏與患者自身心律間的關系、心律失常的發生等。圖6-2示雙腔起搏器電路圖。

（三）脈沖發生器的線路及工作特性

1.脈沖發生器的線路特性

（1）恒流脈沖發生器（constant-current pulse generators）：

恒流脈沖發生器能量輸出與導線阻抗無關，導線阻抗增加，電壓會自動增加，可根據歐姆定律自動調節電壓，始終保持電流恒定（U=IR；U=電壓；I=電流；R=阻抗）。

（2）恒壓脈沖發生器（constant-voltage pulse generators）：

恒壓電路與脈沖發生器負載無關，在脈沖發生器負載改變情況下輸出電壓在一定范圍內始終維持恒定。

（3）恒流恒壓脈沖發生器（constant-current and constant-voltage pulse generators）：

設計恒流恒壓脈沖發生器的目的是使兩者優勢互補，通過控制電路最大電流來延長起搏器的使用壽命。電路在較低阻抗時有恒流電源特性，電壓隨著阻抗增加而增加，直到電壓供應受到限制為止。在受限情況下，電路具有恒壓電源特性。在阻抗較高時（使用小面積導線時）脈沖構形類似恒壓脈沖發生器。

2.輸出放大器（output amplifier）

（1）起搏脈沖波形：

起搏電脈沖多為矩形波（圖6-3），矩形波對心肌的有效閾值較低，損害性較小，便于控制和定量。

（2）起搏電脈沖輸出的極性：

電脈沖刺激心臟起搏時，正脈沖的閾值比副脈沖要高得多。因此在人工起搏時將有效導線接負極（即負極植入心內膜），參照導線接正極。

（3）輸出電路充電周期：

起搏器設計有一快速充電線路，在起搏脈沖釋放后再釋放一次脈沖使輸出重疊于心肌。這種線路設計確保了輸出脈沖快速地疊加作用，脈沖輸出之后很快恢復感知功能。輸出線路的主要目的是通過導線系統輸出電信號到心肌組織。脈沖有一確定的能量，并能按照起搏控制器確定的時間發放，脈沖能量通過程控器調節電壓及脈寬。一旦程控參數確定后，輸出放大器線路按照指令發放電壓和電流。經過導線傳向心肌使心肌除極。起搏輸出放大器根據輸出的方式分為兩類：恒壓和恒流脈沖發生器。

3.感知線路

起搏器除定時發放電脈沖外，還要對心電信號進行持續監測，心臟激動產生的P波或QRS波電信號經導線反饋至起搏器感知電路內，起搏器感知后重新調整脈沖發放的周期。感知電路不但能對R波或P波有較好的感知作用，還必須排除對T波、肌電位與脈沖后電位的誤感知，能衰減或防止外界電磁場干擾的影響，確保脈沖發生器的正常工作。脈沖發生器內的感知放大器是檢測心內信號的關鍵部件，感知放大器接收傳入的心內信號后，這些信號指令起搏治療控制系統，起搏治療控制器能夠利用這些信息來控制下一次脈沖的發放。多程控感知放大器能夠對極性和感知閾（感知度）進行程控。感知放大器至少由四種主要成分構成：①連接感知導線的輸入網絡；②感知信號放大作用，即前-后放大器（frond end amplifier）；③頻譜濾波器；④可程控的感知閾。每一種功能都具有重要作用。

（四）診斷系統

這一系統可以說是計算機技術用于臨床心電圖分析的一個好例證。它可存儲患者的心律失常發作、起搏工作信息、導線工作狀態、起搏閾值及心內信號變化情況、標出起搏及感知事件、自動計算起搏器的活動周期等，以用來分析患者心電圖和起搏心電圖，起搏器增加了這些作用對于分析復雜心電圖十分有利。

（五）遙測系統

遙測系統提供脈沖發生器與程控器之間的雙相信息交換。通過程控儀將需要調整的參數寫入起搏器內，起搏器可根據這些指令改變其工作方式和方法。程控儀可從起搏器內遙測出其存儲的信息，如診斷資料、起搏數量直方圖、心率趨勢圖、心內電圖、導線阻抗圖、心內信號幅度及感知閾等，以供醫務人員分析之用。

（六）保護線路

隨著科學技術的發展，地球的環境日益復雜，干擾起搏器正常工作的因素也隨之增加。現在家用電器設備不斷增加，如理療、保健器具、娛樂用品及通信工具都已經進入我們的日常生活，這些設備多可產生電磁波、低頻震蕩現象，這些電磁波有些也會影響起搏器的功能。因此起搏系統與環境的關系相當密切，但并非時刻都處于危險狀態之中。為安全起見，起搏器在設計時，對起搏線路不斷改進，防護功能不斷加強，內部配有精密的線路，以保證起搏系統能夠安全工作。脈沖發生器的線路易受外力損害的影響。于是在設計脈沖發生器時必須使其能對外界的損害有一定保護作用。這些外來的損害主要有2種：電除顫和電凝器。電除顫如果能量過高時可直接或經過起搏導線損害起搏器，為了保護脈沖發生器免受高電能損害，最好通過一個二極管釋放電流，這個二極管只向一個方向導電，而不向相反方向導電。二極管放在脈沖導線與起搏器外殼連接處，遇有高電流時二極管可避免向起搏器線路內導電，二極管能夠消散高電流，使高電流離開脈沖發生器。在正常工作期間，二極管不影響起搏器線路的正常工作。雖然這一技術對脈沖發生器起到了很好的保護作用，但在除顫時還是受到一些限制，足夠能量的電壓可能導致脈沖發生器的不可逆損害，除顫時除顫電極應遠離起搏器。此外，高電壓通過導線進入心肌可能引起心肌燒傷或直接受電擊。為了防止起搏器在某些情況下對患者產生危害或導致惡性心律失常，在起搏器的線路內設有如下幾種保護作用：①當出現較強的干擾時，起搏器將自動轉換為固定方式起搏，以防電磁干擾時出現輸出脈沖抑制現象。②起搏器內濾波電路具有鑒別和阻減來自電磁干擾及心內某些無須被感知的信號，只讓含有P波和R波的基本頻率成分信號通過，以消除誤感知。③起搏器內設有獨立的奔放保護電路，當出現故障時限制起搏頻率不得超過設定值，一般為130～150次/min。④除顫保護裝置可保護起搏器的電路，使其可承受高達400μJ的電擊能量，使起搏器在除顫過程中不會導致損壞。⑤輸入解碼及其控制電路可檢測來自程控器的密碼數據，確定它是來自相匹配的程控器，并消除無關電信號引起的參數改變。

（七）資料存儲功能

目前臨床上所用的起搏器均有資料存儲功能。存儲功能主要利用可讀寫存儲器（RAM）作為芯片，因為RAM能夠按照任何順序存、讀和寫出數據資料。RAM能同時記錄和組織許多不同的資料。存儲于RAM的數據經匯集可分為三個主要范疇：直方圖、趨勢圖和模擬數據。

1.直方圖

起搏器可自動搜集心房、心室頻率事件、高頻發作事件、AV傳導等，并以直方圖的形式表現出來。

2.趨勢圖

另一種存儲診斷資料的方法是趨勢圖（圖6-4），24h心率變化趨勢能被存儲，如每10s存儲一次。這種方式存儲占據空間較大，但趨勢圖資料比較實用。

3.模擬數據

第三種診斷資料存儲方法為模擬數據，如用于心內電圖的模擬數據，將心內信號以數據方式存儲起來，需要時可通過程控儀在屏幕上轉換為心電圖圖形顯示出來。因這些資料存儲需要大量空間，因此存儲數量較小，只能存極短時間的心電圖。

現在的脈沖發生器可提供較多的程控功能和診斷資料存儲功能。這些功能確實對臨床工作者帶來極大方便，可為醫師提供有診斷價值的資料，幫助醫師分析起搏心電圖，找出起搏故障。隨著電子科學技術的進步，未來的起搏器在其他功能方面還會有所發展，存儲量可能更大，更有利于臨床的應用。起搏器的輔助電路無疑對于完善起搏器的功能起到了極大作用。目前功能完備的起搏器已有較多輔助電路，如濾波、高頻限制、能量補償、除顫保護、電壓倍增、程序控制、雙腔起搏邏輯、存儲、記憶、遙測等。輔助電路增加了起搏及感知功能的可靠性，利于醫師對患者的監控和隨訪。

二、脈沖發生器的電源

（一）起搏器電源發展

電化學能源技術和電路一樣在脈沖發生器中起著重要作用。在起搏器的發展過程中曾經用過許多種能源。世界上生產的第一臺體外起搏器為發條驅動式能源，而在1958年研制出第一臺體內植入型起搏器，采用充電式鎳鎘電池為能源，但僅工作了20余小時。因這種電池需通過人體對其充電，不適用于臨床應用而被淘汰。嗣后又改為鋅汞電池，這種電池產生刺激心臟的脈沖電壓為4～80V。雖然這些電池顯示出了很多問題，如自放電及產生氣體等，但它對第一批起搏器的植入起到了不可埋沒的作用。此后相繼研制出核電池、生物化學電池及其他種類的固態與非水電解質的電化學電池。但自從1972年發明鋰電池以來其他電池均被淘汰，鋰電池成為起搏器的主要能源。1972—1976年，至少設計了5種鋰系列電池，并被應用到起搏器中。從20世紀80年代早期以來鋰碘電池（lithium-iodine battery）已成為起搏器的唯一實用的能源。

（二）電池的必備條件

1.電池的幾個概念

（1）電池的重量能量密度：

電池能量與電池重量的比率。

（2）電池的容積能量密度：

電池能量與電池體積的比率。

（3）氧化反應：

任何一個能增加原子、離子或另一些成分的正電荷，減少負電荷的過程。

（4）還原反應：

任何一個能減少原子、離子或另一些成分的正電荷，增加負電荷的過程。

（5）陰離子：

負電荷離子，能夠吸附正電荷離子，受負電荷離子排斥。

（6）陽離子：

正電荷離子，能夠吸附負電荷離子，受正電荷離子排斥。

2.起搏器對電池的具體要求

電池壽命長、體積小、要有足夠的開路電壓，電池宜密封，不得外漏，安全可靠，電池構形要有一定的可塑性，電池自身放電應當極小，電池能量接近耗盡時應能予以預測，變換電壓應準確可靠等，具體要求如下。

（1）對輸出電壓、電流的要求：

起搏器的輸出電流要求在10～100mA。起搏器脈沖幅度一般要求為1～10V時電流為5～19mA，脈沖寬度為0.25～2.0ms，頻率為30～150次/min。在典型情況下起搏器電壓為5.0V，電流為10mA，脈寬為0.5ms，起搏頻率為70次/min，則平均連續能量消耗約為30μA。

（2）體積小，容量大：

作為起搏器的能源要具有較高的能量密度，電池的容積是指其電荷的總量，即庫侖總量，通常用Ah（安時）來表示。庫侖容量和平均開路電壓的乘積是電池傳送能量的理論值。

（3）電池自身放電率極小：

電池自身放電是指起搏器在未工作期間電池自身的耗電量。電池自身的耗電量必須很小，否則在起搏器存放或植入后過程中，將會以較快的形式放電，使電池很快耗竭，縮短起搏器的使用壽命。鋰電池自身放電量每年約為1%。

三、心臟起搏系統的導線

心臟起搏導線是起搏器的重要組成部分，基本功能是作為刺激導線將脈沖發生器的電脈沖傳到心肌，再將心臟激動的電信號回傳至感知放大器中，控制脈沖的發放，起搏系統通過導線完成了起搏和感知功能。雖然心臟起搏導線的結構遠沒有起搏器那么復雜，但它作為起搏器與心臟之間連接的橋梁，在心臟起搏中起著十分重要的作用。目前的人工心臟起搏系統尚無法離開導線而進行起搏或感知，也許隨著起搏技術的發展能夠對心臟進行遙測起搏或感知。所以，它的結構與質量的好壞，不僅影響起搏和感知功能，而且對降低起搏能耗，延長起搏器的壽命也起到了重要作用。

近年來起搏器研制進展很快，而導線的研究相對較為緩慢，人們的注意力多集中在起搏器的功能、體積、外觀及使用壽命方面，導線的研究未得到應有的重視。嗣后認識到導線的重要性，心內膜導線隨著起搏器的發展也得到不斷改進。如改進導線的形狀、縮小起搏面積、表面形狀，以及選用一些高惰性材料，如鉑、碳等制造導線，大大降低了起搏閾值，特別是分形鍍復導線（fractally-coated lead）和激素釋放導線（steroid-eluting lead）的成功應用，又使起搏電能的消耗進一步降低，為實現低能量起搏邁出了重要一步。現在的導線有被動固定的楔形、翼狀、叉狀（fine）、J型心耳導線、心房心室主動固定螺旋導線（screw-in導線）、J型心室流出道導線、冠狀靜脈竇導線。現在所用的導線面積減小至6～12mm2，阻抗為500～1 000Ω，隨著導線面積減小，局部電流密度明顯增加，起搏閾值降低，雖然面積減小，但并未影響感知功能。導線材料和結構的改進既保障了良好的起搏及感知功能，又明顯延長了起搏器的使用壽命。

（一）起搏導線的編碼

起搏系統的統一編碼對起搏器功能的識別、起搏方式的選擇以及科研和學術交流、生產都是非常重要的。由北美心臟起搏電生理學會（NASPE）和英國起搏電生理學組（BPEG）共同制定的5位起搏器編碼（NASPE/BPEG code）經過數次修訂、補充，多年來已為國際心臟起搏學術界所認同和應用。1993年又制訂了NASPE/BPEG除顫器編碼。雖然起搏器編碼已應用多年，但對起搏導線的選用、生產制造、學術交流及對導線的質量評定都很不便。

1996年5月14日北美心臟起搏電生理學會理事會通過了第一個心臟起搏導線編碼（NASPE/BPEG pacemaker lead code，NBL編碼）。該委員會決定通過一年后再重新審議。現將該起搏器導線編碼介紹如下，作為我國起搏工作者的參考。

NBL編碼是一個為學術會交流、記錄、書寫及標記所用的由四位字母組成的通用編碼，四位英文字母排列中的第Ⅰ位代表導線結構，第Ⅱ位代表導線固定機制，第Ⅲ位代表絕緣材料，第Ⅳ位代表有無藥物釋放功能（表6-1）。

NASPE在制定編碼時，充分考慮到在選用字母時不與以前的NBG及NBD編碼相沖突。像NBG及NBD編碼一樣，優先考慮臨床應用的特點，因此未將連接器（connecter）種類包括在此編碼內。此外，已考慮到將會出現心臟多部位起搏，也將導線的起搏部位包括在內。

（二）起搏導線的結構及性能

導線的組成：導線系統由五種部分組成，即導體（圖6-5）、絕緣層、與脈沖發生器相接的連接器、固定裝置和藥物裝置。導線起到了和心內膜直接接觸的作用。

導線阻抗和極化效應：縮小導線面積可使刺激閾值降低，而高阻抗導線因極化作用會使能量損失。起搏導線系統由三種阻抗所組成。

1.導線阻抗

代表著電壓與電流的比率，這是一種純阻抗，它包括連接器、導線和傳導體，這部分阻抗一般在10～50Ω。導線刺激時的驅動阻抗（driving impedance）不同于導線在體外的原始阻抗（source impedance）。在刺激時，疊加于起搏器上的阻抗由起搏導線和導線與身體組織阻抗構成。這些阻抗在脈沖發放時不升高，不成線性關系。

2.身體組織阻抗

分為兩部分，即導線與心肌組織接觸的界面和導線周圍形成的纖維化。對于單極導線來說，因陰極和陽極之間是由人體組織所組成，人體組織是由水和電解質組成，其阻抗較低。

3.極化阻抗

極化作用形成的阻抗是非常重要的，在金屬導體中的電流是由于電子的流動所產生，極化效應并不明顯。而在人體中電流流動則依賴于帶電荷的分子或離子能轉換，因而伴有強烈的電化學反應。極化是由于導線-組織界面對抗電流在流動過程中帶電粒子的極性排列形成電容效應。脈沖發生器放電時，在起搏導線-心臟組織界面布滿了對抗電荷，這些電荷（charges）堆積起到一個電容作用。導線-心肌組織界面的極化阻抗是放電時產生的化學反應，在脈沖快速發放初期效應基本為0，隨后上升，通常在14ms時達到高峰，持續時間200～300ms，嗣后這些聚集的離子通過溶解而消散，極化阻抗下降。電阻（RF）包括兩部分：體液的電阻部分以及導線與可興奮組織之間的纖維層的電阻部分。電阻Rm、Rz及RE分別為細胞膜的電阻、細胞外體液的電阻及刺激導線與無關導線之間其余生物組織的電阻。脈沖發生器發出的電壓為Ub，加到可興奮細胞上的電壓為Ug。在脈沖放電時，電容Co、CH與Cm被Ub通過電阻充電，當Ub斷開后，電容上的電荷則反方向的放電。電化學極化效應與多種因素有關，如導線面積（隨著導線面積減小極化增加）、刺激類型、導線極性、導線在心內膜成熟程度、組織化學、導線材料、電流幅度及脈寬。極化阻抗占系統阻抗的15%～30%，例如，在較大面積導線，如電流為10mA，脈寬1ms，極化阻抗可占總阻抗的15%～35%；又如，同樣電流10mA，脈寬1ms，在小面積導線極化阻抗可為總阻抗的70%。

電流影響阻抗，電流低時極化阻抗較大，隨著總阻抗的增加電流漸漸減小。脈寬對極化影響也較重要，因極化作用隨脈寬增加而加大，極化效應在脈寬0.25ms時相當大。當然，脈沖發放期間的阻抗變化表明電壓和電流不能維持恒定的線性關系。由于這些原因，尤其是脈寬不同時，用電壓測量的閾值不能與用電流測量的閾值進行比較。另外，導線系統阻抗也明顯不同，一個標準的5.0V脈沖發生器釋放到一個導線系統是15mA，釋放到另外一個導線系統可能是5.0mA。

（三）導線極性

導線陰極面積減小會明顯影響電流輸出，但不一定產生較低的刺激閾值。阻抗與三種因素有關：①導線-組織界面阻抗；②導線導體的阻抗；③導線表面的極性。后兩個因素在消耗刺激能量后會影響導線功能。理想的導線應具有較高的導線-組織阻抗，較低的導線導體阻抗和導線極性阻抗。小面積陰極導線可能因極性問題而使能量下降。

極性這一術語認為是導線化學阻抗，產生于導線-組織界面。在身體組織內電流流動是帶電荷的分子或離子運動。在導線-組織界面歐姆能（ohmic energy）轉變為離子能，強烈的化學變化開始。極性是由于在這一表面負電荷離子的增加，一種電容效應。金屬導體內的電流流動是以歐姆計算，阻抗的變化發生在電流刺激時。恒壓脈沖發生器電流刺激結束時，電容為零；在刺激期間電容增加；在刺激之后，電容開始放電，嗣后離子消散回到電中性，電容逐漸下降。離子在心肌的集聚提高了后電位，在脈沖發放后可被記錄到。電化學極性的影響隨著導線面積減小而增加。極性阻抗和導線使用的時間、導線材料、導線結構、電流的釋放（隨著電流增加而增加）、脈寬、組織化學和刺激極性有關。極性阻抗可達到總阻抗的30%～40%，但在平滑表面和小面積的導線可超過70%。圖6-6示導線的極化過程。

金屬代表導線的頂端，與其相接觸的界面為心肌內膜組織。脈沖發生器發放電流后，流動電子暫時堆積到導線的頂端，形成導線頂端陰極放電，此時吸引了周圍液體中眾多陽離子，同時排斥了周圍液體中的陰離子，陰離子遠離導線頂端過程形成了電流。

（四）導線材料

起搏閾值是電流通過導線時產生的過電壓的函數，也是導線材料的活性函數。電化學極化作用在很大程度依賴于導線材料的選擇。惰性越強（活性越低）的材料，過電壓越低，極化反應也越小。適用做導線材料的物質要求其與組織相容性好，不被人體組織所排斥，并且抗蝕性要大、退化性要小，多年滯留于體內不變性，能長期勝任起搏和感知功能。因目前所用起搏器的壽命較長，一般脈沖發生器在體內能夠工作8～10年，根據理論推算自動閾值奪獲型起搏器在體內工作時間可能長達12～15年，因此，導線應能夠勝任長期在體內工作的需要。電化學極化作用在很大程度上依賴導線材料的選擇，并在陰極和陽極有很大的差異。另一方面導線材料的自蝕性和退化作用可能增加遠期并發癥，如導線的斷裂、絕緣層破損等。用來制作導線的材料要求較為嚴格，它對于導線在體內的長期使用極為重要，其性能必須穩定，在體內不易產生反應，老化作用較慢，故此導線材料需要滿足下列要求：①電化學性質為中性；②無毒性；③有電解質降解功能；④較低的電阻抗；⑤導線材料與組織、體液有很好的相容性；⑥極化作用小；⑦具有很好的抗腐蝕性；⑧良好的機械性能，可滿足長期在體內工作的需要。

根據上述起搏導線的要求，目前可選用制作導線的材料主要有下列幾種。

1.鉑銥合金

金屬鉑是相當穩定的，不易產生異物反應，對電子的消耗較少，并易于將電子釋放到心肌組織界面。在鉑材料中加入10%的銥而形成的鉑銥合金。這種材料制成的導線機械性能較好，強度比單純的鉑質材料高，化學性能相對穩定，極化反應小，而被臨床廣泛的采用。將鉑粉鍍在鉑制導線頭的表面可制成低極化的多孔導線。

2.Elgiloy

Elgiloy是由鈷、鐵、鉻、鎳、鉬、錳等多種成分合成的金屬，具有很好的抗腐蝕作用，其慢性極化反應比玻璃導線和氧化鈦導線高，但在電荷閾值上三者并無明顯差異。Elgiloy材料適用于做導線的陰極，但不能做雙極導線的陽極。

雖然以上兩種制作導線的材料優點較多，但仍具有局限性，缺點主要表現在感知性能上。這種導線電容較大，而感知濾波器的輸入阻抗相對較低，使導線與感知放大器組成的感知輸入系統的高頻性能變差。當然這些問題是可以解決的，如對導線的金屬表面進行最佳化處理，可使電容變小，導線感知性能會得到很大改善。其方法是將導線制成多片粗糙表面結構的多孔導線，這種導線要比平滑金屬表面導線性能優越。層狀導線的出現給起搏系統的改進提供了技術上的前提條件，可選用碳化物和氮化物鍍覆導線。用化學計量法可以通過改變成分結構來調節鍍覆導線或用來生產粗糙化部分，另外，鉑和銥的片狀鍍覆方法可使導線提高兩個等級。

3.碳

碳也是制造低閾值、低極化導線的良好材料。普通碳機械性能差，不耐磨損，不宜用來制作導線。透明碳是一種高純化的高溫分解碳，具有較好的機械強度，并與組織相容性較好。其缺點是極化作用造成的電能損耗較大。為了克服這些缺點，在碳表面通過氧化鈉過程制成低極化的微孔導線。這種碳導線與鉑銥合金導線相比，活性較低，僅有較弱的組織反應，其原因是通過糖和氨基酸的氧化減少了氧的釋放，而鉑導線通過氧的釋放刺激接觸組織的生長。

近幾年研制出的活化碳導線、熱分解碳導線和玻璃碳導線長期刺激閾值低于光滑面的鉑銥合金導線，其中活化碳導線由于通過糖和氨基酸的氧化而減少了氧的釋放，因而導線/心肌組織界面處極化反應減弱。而玻璃碳導線在低極化和低刺激閾值方面又優越于其他碳導線。新近報道，一種新型帶有微孔的碳導線已用于臨床，它的刺激閾值及與組織相容性較一般碳導線更為優越。這種導線頂端由膜樣的活性多孔碳覆蓋。膜的作用是減少導線極性和防止孔面吸收分子物質。這種膜樣導線與多孔碳和另一些多孔物質相比，它與微粒子親和性低于另一些物質。活性炭做成的覆膜與組織相融性較好，只在導線周圍有較少量的纖維組織形成。此外，在導線頭內加入類固醇激素更有助于減少其周圍纖維化，減輕炎性反應。

4.鈦合金

鈦合金及氧合鈦也被用來制作導線材料，可做陰極也可做陽極，但更多用來做陽極材料。做陰極時易產生氧化外膜而具有較好的耐腐蝕性。但隨著時間的推移，最終導致導線與心肌組織接觸的界面破壞。由90%鈦、6%的鋁和4%的釩合金表面鍍鈦制成的多孔類固醇激素導線，經動物實驗證實其刺激閾值較低，有可能與類固醇激素有關，而導線材料本身不一定具有降低起搏閾值作用。

（五）導線面積

研究結果表明，導線面積直接影響著起搏與感知的效果。在起搏方面，導線面積較大時，阻抗較低，但電流通過大面積導線頭部時流失較多，起搏閾值將會增高，小導線頭部可使導線與血流間的分流電流減少，節約能源。在20世紀60年代生產的經靜脈植入心內膜導線面積約100mm2，如此大的導線面積接觸心內膜，產生了很低的起搏阻抗，一般起搏阻抗大約為250Ω，因為電流與阻抗呈現相反關系，大量的電流經這種導線流失，故起搏閾值明顯較高。到20世紀70年代中期，導線面積做了改進，減小到25～50mm2，由于陰極面積縮小，電流密度提高，閾值隨之降低，電源壽命隨之延長。現在所用的導線面積一般為5～8mm2，阻抗500～1 000Ω。實驗表明較小的導線面積電流密度較大，使起搏閾值減低，導線頭部的面積與起搏閾值成反比，導線頭部面積越大，起搏閾值越高，研究對比導線頭部面積為47mm2和8mm2的兩種導線，如以起搏電壓為5.0V，脈寬0.5ms，起搏頻率為70次/min計算，則兩者起搏功耗分別為46μJ和30μJ，即小面導線節省功耗1/3。當然過小的導線面積增加導線阻抗，由于脈沖發生器僅有固定的電壓，如此高的導線阻抗將明顯減少流向心臟的電流。因此，科研人員普遍認為小于4mm2的導線應慎用，如此小的導線面積在物理學上會受到一定限制。因為這一方面的技術受到限制，另一原因是它可能導致較高的阻抗，不一定有利于起搏和感知。但隨著科學技術的發展，這一局限將會被打破。

感知信號阻抗是由導線、導線頭部與心臟界面的阻抗所組成，過小的導線面積將會影響導線的感知功能。另一方面導線面積與感知成正比，導線面積較大，阻抗較低有利于感知。大面積導線感知性能較好。過小的導線產生高感知阻抗使心內信號明顯減弱，影響感知功能。為了增大導線面積，采用了覆膜技術，導線頭部做成重疊的山峰形狀，多層微粒銥鍍覆層，多層微粒結構使導線面積增加1 000倍，因而在導線和心肌的界面處形成大電容時，使后電位幾乎不復存在，保證了刺激和感知信號能量的最佳傳遞，而利于感知功能。

（六）導線頭部的表面結構及形狀

要想降低起搏閾值，減少電流損失，除減小導線面積之外，還需要尋找合適的材料和設計理想的導線形狀。導線頭部面積減小可降低刺激閾值，但因其極化作用增加會使能量損失，為此要使導線頭部面積小而極化性又低，就必須在導線頭部的形狀設計和材料上加以改進。此外導線的形狀也是一個保證導線與心肌組織接觸的重要因素。

1.導線的形狀對起搏系統的影響

早期的導線多為球形導線，易產生導線脫位及過感知現象，過去生產的導線陰極面積較大且形狀也較光滑，這樣就會影響起搏閾值，已不再使用。此后對導線的形狀不斷進行研究和改進，現在所用的導線形狀較多，如翼狀、叉狀、螺旋導線等。這些導線面積減小可產生高電流密度區，小面積導線可使接觸的心肌有效除極，而且在導線植入后也不易移位。此外，主動固定螺旋導線，是在導線頭端附加螺旋，其目的是便于導線在心腔內的固定，而不是考慮能量的保存。

2.導線頭部結構對起搏功能的影響

理想導線必須在滿足降低有效起搏閾值的能量需求的同時，又提高導線的感知性能，減小導線頭部面積可使起搏閾值大大降低，但小導線頭不僅存在感知問題，還因增加極化反應而影響起搏功能。要想解決這一矛盾現象，就必須改進導線頭部結構。近年來在導線頭部結構方面的研究也取得了突破性進展，研究的目的是增加導線與心內膜有效接觸面積，降低導線極化作用。

（七）類固醇激素導線

導線植入后，與組織界面發生炎性水腫反應，促使吞噬細胞釋放許多炎癥介質到導線表面上及周圍組織中，殺死心肌細胞引起微小的壞死，以后引起膠原沉積、成纖維細胞增殖乃至纖維膜形成。纖維化是阻礙起搏的屏障，導致起搏閾值升高。纖維膜以及其他非應激組織增加導線宏觀面積，同時其內的炎癥介質緩慢持續釋放造成細胞毒性反應，均使細胞跨膜閾值增加。導線對于組織的刺激反應取決于兩方面的因素：導線材料和導線對心內膜的刺激。導線的材料如鋅對于組織刺激反應較大，可引起強烈的電化學反應；與之相比，碳導線則反應較小，僅產生少量的組織被膜。但是完全依賴改進導線材料來降低慢性起搏閾值并未達到預期的效果，人們先后研究過許多藥物如抗凝劑肝素、非甾類抗炎藥物布洛芬等，均未獲得滿意結果。以后改用糖皮質激素類，臨床實踐中證實，通過穩定吞噬細胞膜，減少或阻抗釋放炎癥介質，從而抑制了炎癥反應。在早期，由于水腫使組織界面蛋白含量較高，地塞米松對蛋白質更具有親和力，藥物活性高，明顯優越于潑尼松，因此被廣泛應用于激素導線中。實驗表明地塞米松可改變細胞膜的通透性，從而使心肌細胞的興奮性增加，導致閾值降低。為避免激素較多的全身不良反應，可通過特制裝置將其精確、微量地釋放到導線-組織界面處，通過藥物來阻止炎性反應，以獲得長期的慢性低閾值。類固醇激素導線的主要優點：①減輕導線組織界面炎性反應，起搏閾值降低；②降低感知阻抗，有極好的R波檢測及良好的慢性感知功能；③降低極化電位，使起搏能耗降低。

為了達到長期降低起搏閾值的目的，1983年3月21日美敦力公司生產出第一根4003型激素導線。這是一種可長期釋放激素裝置的導線，即在導線頭內裝入少量激素，使其緩慢而長時間地釋放到導線心肌組織界面。這種導線產生的目的是通過激素釋放，減少導線周圍組織炎性水腫，降低能量刺激，延長起搏使用壽命。

類固醇洗脫導線經臨床試用效果很好，降低起搏閾值有兩種解釋：①導線植入初期炎癥被抑制后不再進一步發生纖維化，使刺激閾值保持低水平；②另一種解釋是在導線頭部周圍形成的纖維被膜明顯比不含激素的導線要少得多，纖維被膜的厚度與起搏閾值有很好的相關性。一個較薄的被膜使導線與組織接觸界面較小，電流密度較高，所以閾值較低。較少的被膜不但可維持較低的起搏閾值，并可作為一個屏障防止激素盡快流失，而較厚的被膜則影響起搏閾值。這種導線含有的激素可在體內緩慢釋放，最少持續5年。有研究表明，植入動物體內的激素導線7年后取出，測得導線硅膠栓劑中仍含80%的激素。因此理論上這種導線低閾值可維持終身。Klein等在1990年報道了38例類固醇激素導線的臨床應用情況，激素導線與其他3種普通導線（導線尖端為碳、Elgiloy或鈦鍍導線）進行了比較，其結果如下。

起搏閾值：在導線植入后分別在1～3d、6周、6個月測定起搏閾值。在植入時測定的起搏閾值4種導線無明顯不同，可是在6周和6個月后，激素導線起搏閾值明顯低于其他3種普通導線。6個月后的起搏閾值，脈寬為0.5ms時測定，激素導線平均為0.5V，而碳導線和Elgiloy及肽鍍導線分別為1.0V、1.1V和1.1V。激素導線與其他3種導線相比，差異非常顯著。

導線阻抗：激素導線與其他3種導線相比，無論在植入早期還是在6個月后其阻抗明顯低于其他3種導線，并且差異極顯著。

導線內的激素至少可緩慢釋放2年，這些導線在體內可較好地工作，激素導線在體內長期應用效果明顯優于一般普通導線（圖6-7）。

非激素導線植入后2d起搏閾值開始升高，而激素導線植入后基本處于平穩狀態，閾值升高并不明顯，與非激素導線相比，差異非常顯著。

（八）導線外鞘絕緣層

起搏導線內有導線，由多股螺旋合金絲制成，有一空心可容納導引鋼絲，外鞘為絕緣層包裹，這種絕緣層必須長期與血液接觸，應有較好的耐生物老化、抗腐蝕和與血液的相容性。此外，導線在體內必須有較好地耐彎曲作用，因每天心臟收縮約10萬次，導線也必須在體內彎曲相應的次數，導線材料及絕緣層質量欠佳可導致損傷，造成導線斷裂或絕緣層破損。絕緣層材料要求也非常嚴格，植入體內要保證對人體不能有任何損害，因而對材料的選擇極其嚴格。

1.導線絕緣層材料的要求

①對生物體不會引起任何急性和慢性感染性反應、生物化學反應；②絕緣層在體內不能出現滲漏、剝蝕、腐蝕及機械擦傷；③表面光滑不產生血栓；④無毒性、不致癌、不產生變態反應。

2.導線的絕緣層材料

（1）聚乙烯（polyethylene）：

聚乙烯是最早用作導線絕緣層材料的物質，作為導線絕緣層其主要優點是表面平滑結實，可賦予導管以附加的剛性和彈性阻尼效應，提高了心內膜導線的機械穩定性，其缺點是不透明，連接困難，硬度較大，在體內可發生晚期斷裂。

（2）硅膠（silicone rubber）：

在20世紀60年代初，硅膠作為起搏導線的絕緣層較為盛行，有很好的生物相容性、透明度和柔軟性。經過塑造和模壓，可以使其有不同強度和形狀。但它可在早期被損壞，如術中易被手術刀、縫針以及結扎線所損壞，因對灰塵、滑石粉有很好親和力，易被污染。另一方面，它的摩擦系數較高，不利于兩根導線同時植入，缺乏必要的強度和支撐力。不過最近通過拋光技術和外加高潤滑物質使其摩擦系數明顯下降。1970年后經過技術處理的硅橡膠再次用來制作較細的導線。

（3）聚氨酯（polyurethane）：

1978年用于制造導線的絕緣體，植入體內可從體液中吸收大量的水分子，有利于將彈性膜和拉強度減小，使延伸率增加，導管變得更柔軟和易伸長。干燥的聚氨酯摩擦系數很大，在血液中的聚氯酯則完全不同，表面系數變小，顯得十分滑潤。因此這種導線具有直徑小、質地柔韌、表面光滑、不易移位、耐腐蝕、操作時不易損傷等特點，是一種極好的導線絕緣層材料。可是在1983年后，屢有報道對其長期的完整性和絕緣性質提出質疑，主要問題是體內導線隨著時間推移，出現分解和絕緣層的破損。

（4）碳化硅膠：

碳化硅膠的主要優點是外表光滑，可以使導線做得更細，更容易經靜脈插入，這種硅膠抗牽拉性能較強，有一定強度和支撐力，同樣是做導線絕緣層的較好材料。

（九）導線在起搏及感知中的作用

導線不僅要便于安裝，延長在體內的使用時間，更重要的是導線的性能直接影響著起搏和感知功能以及起搏系統的抗干擾能力。性能優良的導線不僅具有較低的起搏閾值，而且還具備可靠的感知能力。

心臟起搏系統的抗干擾能力與導線的選用以及起搏器感知的匹配亦存在顯著的依賴關系。如果僅在脈沖發生器的電路設計上改進，而無良好的導線配合，則抗干擾效果仍是有限的。

1.導線與起搏閾值

導線不僅傳遞脈沖發生器發放的脈沖，而且和起搏閾值或心臟起搏所需能量大小有著密切聯系。在其他條件相同情況下，導線的面積和起搏閾值有著明顯的線性關系。起搏導線面積越小，與心臟接觸處的電流密度越高，則所需的起搏閾值較低。可見心臟起搏需要的能量與刺激心肌的電流密度有關。例如，導線面積為47mm2和8mm2的兩種導線相比，在急性期后者比前者起搏閾值減少100%，在慢性期減少30%。上述兩種導線在脈寬為0.5ms，起搏頻率70次/min時，前者功耗為46W，后者為30W，可節省功耗1/3。

起搏閾值的變化與起搏阻抗有關，脈沖發生器與心臟組織間的阻抗由4種阻抗組成：①起搏器的輸出阻抗；②導線阻抗；③導線與心肌組織界面阻抗；④被導線刺激的心肌阻抗。

在刺激初始時，負載的大部分阻抗是由心肌的組織阻抗引起的，導線電阻僅占10%～15%，而新設計的導線阻抗可減少到負載的2%。在刺激導線與心肌組織界面間阻抗（極化阻抗）依賴于脈寬，并受脈寬的支配。隨著脈寬的增加，極化阻抗增加。組織阻抗直接影響起搏功耗，組織阻抗降低，起搏功耗將增加。在某種程度上，導線阻抗與其面積的大小成反比，因此從降低起搏閾值觀點來看，導線面積越小則越有利。但在感知過程中，結論則是相反的。陽極面積越大，起搏阻抗越低。在單極起搏系統陽極面積較大，陽極面即為起搏器的外殼，要比雙極導線的陽極面大得多。因此，就感知阻抗而言，在單極起搏系統阻抗小于雙極起搏系統。于是，在單極起搏系統，在導體中電流阻抗較低，經過導體釋放的電壓較低。在恒壓脈沖發生器，單極起搏系統比雙極起搏系統有一個較低的電壓閾值。可是現在的導線陰極極性較小、較低，起搏系統阻抗比大面積的陽極還小。所以雙極導線阻抗比單極導線略高。現在的導線不管是陽極還是陰極，起搏閾值均較低，兩者刺激閾值差別不大。

2.導線與心內信號的感知

在按需型或同步型起搏器中，心內信號經導線反饋至感知放大器中，起搏導線和感知導線為一共用體，即同一根導線既有起搏作用，也有感知作用。在起搏系統的感知過程中，有些阻抗與起搏阻抗是相同的，但有些阻抗則不同于上述的阻抗，感知與起搏相同的阻抗，如輸入阻抗和導線阻抗，而心肌阻抗和心肌界面阻抗在感知過程中則不同。在脈寬為1.0ms時，起搏脈沖刺激心肌組織的瞬間，界面阻抗僅為300Ω，但在感知QRS波期間阻抗可高達2 000Ω，感知阻抗總是高于起搏阻抗。

在起搏時要求較小的導線面積，因導線面積和電流密度有關，而在感知時則并不如此，界面阻抗與導線面積近似成反比，界面阻抗由導線面積與心肌之間形成的界面電容以及P或R波的頻譜決定。導線面積減小后，界面電容相應減少，因而導線與心肌組織界面阻抗相應增加。當導線面積為8mm2時，感知阻抗達3 000Ω以上，但這對感知是十分不利的，是感知失誤的重要原因。除導線面積外，導線材料和QRS波也影響感知阻抗，Elgiloy材料呈現的界面阻抗要比鉑銥合金導線還要大，因此感知阻抗增加，QRS波增寬時感知阻抗也增加。

感知阻抗對起搏器感知影響的程度，依賴于感知放大器輸入阻抗與感知阻抗的比率。當比值增加時，感知阻抗對R波的衰竭將減少。大多數起搏器的輸入阻抗為2 000Ω或者更大。然而，導線導管與起搏器之間的任何部位漏電，如導線絕緣層的老化或破損，導線斷裂造成導線與組織或體液、血液的接觸，都相當于感知放大器的輸入阻抗并連一個阻抗，其結果使感知阻抗進一步下降，而影響感知功能。例如，當導線接頭與起搏器之間的漏泄路徑的電阻為4 000Ω，則總的輸入阻抗由2 000Ω減少到1 800Ω。又如小面積的導線感知阻抗為2 500Ω，它的R波將衰竭至58%，相反大面積的導線感知阻抗是1 000Ω，這時R波僅衰竭36%。漏泄路徑使感知放大器的輸入阻抗減小，從而使心臟電信號的衰竭加劇。不僅如此，它還將導致心電信號的波形失真。當漏電嚴重時，由于波形的失真以及信號幅度的減小，被感知的波形特性遠離感知放大器的通帶，可能出現誤感知。為此在導線斷裂或絕緣層破損時可導致感知不良。

多年來，一致認為單極導線系統比雙極導線感知心內信號更有利。這些看法是最初在心肌梗死或心外科手術時采用臨時起搏研究的結果。由于單極導線的內距較大，監測的心臟面積較大，相反，雙極導線因兩極間距離較小，對心臟監測面積較小，感知心內區域是有限的。現在導線在感知方面明顯不同于老導線，單極和雙極導線的對比研究表明，心室電圖的振幅和斜率是相類似的，不管感知方式如何，心室電圖的振幅和斜率通常超過感知線路要求的標準范圍。相反，心房電位可能有一個較低的振幅，特別在老年患者，有時可能影響感知。

3.遠場感知

雙腔心房感知放大器（或心房起搏）可能出現對心室信號不適當的感知。雖然在心房電圖中遠隔的R波有一較小的振幅，因心房感知度設置較高，有時也難免將遠隔的R波誤認為是心房活動電位。一般來說，如心房導線靠近三尖瓣時，感知遠隔的R波是有可能的。因為所有導線是感知陰陽兩極間的電位差，雙極導線兩極更加靠近，與單極導線相比記錄到遠隔的R波信號機會更少，并且這一事實已通過臨床實驗證實。

交叉感知在單極系統比雙極系統更常見，雙極系統的交叉感知很少。交叉感知原因可能和存在于感知線路的殘余電位以及與噪聲有關。

4.過感知

在體外的外界電磁信號經導線或直接進入起搏器感知系統。因為脈沖發生器為金屬殼所包裹，電磁直接穿透是不常見的。多因導線作為天線而受到電位影響感知。理論上單極導線系統比雙極系統更易受外界電磁影響，主要是由于它兩極間距較大之故。

（十）導線系統的種類及臨床應用情況

1.依據導線植入部位的分類

導線分類方法較多，根據導線植入位置可分為心外膜導線和心內膜導線，兩種導線不但植入位置不同而且植入方法亦不同。經靜脈植入的導線即為心內膜導線，心內膜導線是目前臨床植入起搏器最常用的導線。該導線植入方法簡單，無須開胸，手術創傷性小。

（1）心外膜導線：

心外膜導線有2種。一種是一對小型圓盤狀或球拍狀鉑片，直徑約0.8cm，上有2～4個小孔供縫合固定用，連接在包裹的導線上。這種心外膜導線是早期植入起搏器使用的導線，目前心外膜導線主要用于心外科手術時，為給患者術后提供心率支持，在術中將導線縫合于心外膜上。另一種是心肌螺旋導線，它可旋進心肌內，固定的比較牢固，可用于習慣性導線脫位者。此外，它還可用于因血管畸形無法植入心內膜導線者或嬰幼兒需要植入起搏器的患者。其缺點是需開胸植入，手術創傷較大，易在導線周圍形成纖維化，使電阻升高，導致起搏閾值升高；但心外膜導線定位性能好，術后不易移位（圖6-8）。

（2）心內膜導線（endocardial electrode）：

按固定位置分類，有心房和心室導線。這些導線都直接接觸心內膜，所以又稱心內膜導線。①心室導線：心室導線只能用于心室起搏，其形狀較多，為了更好地固定于肌小梁，使其不易移位，各廠家設計出不同形狀的導線，但現在使用的導線主要有傘狀、翼狀、叉狀、錨狀、靶狀、螺旋導線等。最早使用的柱狀導線，因其移位率較高，基本不再使用。②心房導線：心房導線不同于心室導線，根據導線結構及在房內固定部位不同將其分為兩種，即心房主動固定螺旋導線和心耳導線（J型心耳導線），主動固定螺旋導線（screw-in）又分為J型或直型主動固定螺旋導線（圖6-8）。主動固定導線的植入方法是將導線置于右心房心耳或房間隔處，待導線與房壁接觸后將螺旋旋于房壁內。心耳導線植入是將導線放于右心房后，稍回撤導向絲，使導線自然彎曲成J型，緩慢上提導線鉤入心耳內。

（3）VDD起搏的單根導線：

VDD起搏的單根導線于1979年研制成功，雙極VDD導線于20世紀80年代研制成功，單根VDD導線于80年代末應用于臨床。單根VDD導線的結構是在一根導線上設有3個極，一個極位于導線頂端，用于心室起搏及心室感知，另2個極設于距心室導線13～16cm處，主要用于心房的感知，漂浮于右心房上部或右心房中，因心房除極時信號較小，要求心房導線感知靈敏度要高。過高的感知靈敏度易發生過感知，故此，將心房導線設為雙極感知，其目的是為有較好的抗干擾性能。這種導線只用于竇房結功能正常的房室傳導阻滯或束支傳導阻滯的患者，植入方法簡單，術后導線移位率低，并可達到心房感知心室起搏的作用（圖6-9）。

2.依據導線刺激方式的分類

所有的刺激都需要一個帶有負電荷的陰極和一個帶有正電荷的陽極完成電流回路。起搏器的電流回路也同樣需要兩個極，即陽極和陰極，因此，所有起搏器都需要兩個極。但在起搏系統中這兩個極可分別設于不同位置，如單極導線一個極位于導線的頂端（心腔），另一個極位于起搏器外殼，二者之間構成電流回路。雙極導線的設計兩個極均位于導線自身（心腔）用于起搏和感知。由此，依據導線刺激方式分可分為單極導線和雙極導線（圖6-10）。

（1）單極導線（unipolar electrode）：

只有一個陰極內置于心腔，它與脈沖發生器的負極輸出端相連接，作為刺激導線。陽極位于起搏器的外殼，為無關導線，身體容積作為單極導線的電流回路，形成一個低電阻通道。脈沖發生器電壓釋放后均勻地分布于兩極之間，為了降低起搏閾值，通常設計的陽極面積比陰極大1 000倍，這樣流向小面積的電流較高，可使起搏閾值降低。單極導線在臨床中較為常用，其優點：①導線較細，植入時可利用較細的頭靜脈即可將導線送入心腔，如植入雙腔起搏器，可經一根血管進入兩根單極導線，或經鎖骨下靜脈穿刺時，可經同一導入器（10.5F）送入兩根導線，既節約材料又節省時間，創傷較小；②導線與起搏器連接處較簡單，密封效果較好；③因陰極和陽極間距較大，磁場范圍較大，起搏心電圖上脈沖信號清楚易辨；④導線較細，柔韌性好，壽命較雙極導線長。其不足之處是抗干擾能力較差。尤其在心房起搏用單極導線時，為使起搏器對P波能夠感知，其感知度設置較高，在這種情況下常可見到肌電位干擾使起搏器輸出功能受到抑制。而在雙極導線則很少見到此種情況出現。

（2）雙極導線（bipolar electrode）：

雙極導線的兩個極均位于一根導線上，陰極位于導線頂端，陽極距陰極僅為1.0～2.5cm，環繞于導線上，長度4.5～5.0mm。兩個極分別與導線絕緣線相連，從導線尾端引出，直接連接于脈沖發生器，但脈沖發生器必須是雙極導線脈沖發生器，脈沖發放后在陰極和導線遠端的陽性形成電流回路（圖6-11）。這種導線陽極大于陰極。小的陰極增加了極化電阻，克服這些阻抗，就需要較高的電壓，所以雙極導線的起搏閾值可能較單極導線起搏閾值要高。與單極導線相比，雙極導線較粗、植入較困難，壽命較短，易折斷。可是隨著工程技術及醫療技術的進步，雙極導線的直徑與植入技術的難易程度基本接近單極導線。按照嚴格定義來說，所有的雙極導線目前在心房起搏或臨時起搏中應用較多，它具有如下特點：①雙極起搏系統由于差分放大器的“同向抑制比”高，抗干擾能力強；②因2個導線在心腔內距離很近，所以不易受電磁干擾；③如果2個極有一個損壞（斷裂），可將起搏器程控為單極仍可使用；④起搏器脈沖發生器埋藏處不會出現胸大肌刺激。

（3）四極導線（quadripolar electrode）：

四極導線主要應用于心臟再同步治療（CRT）左心室導線。四極導線的4個電極由遠到近分別命名為：D1（遠端電極）、M2、M3（中間兩個電極）和P4（近端電極），其中D1與M2距離為20mm，M2與M3距離為10mm，M3與P4距離為17mm。它提供了10種起搏向量，分別為D1-M2，D1-P4，D1-RV coil，M2-P4，M2-RV coil，M3-M2，M3-P4，M3-RV coil，P4-M2，P4-RVcoil。其中第一個電極代表陰極，第二個電極代表陽極。四極導線上的兩個極同時發放脈沖，從而實現左心室多位點起搏，可以最大限度地提高心臟收縮的同步性。在傳統雙極導線的基礎上，提供了更多的起搏向量選擇。初步研究顯示其在減少膈神經刺激、導線脫位等并發癥方面發揮了獨特作用，同時進一步提高了CRT的反應率，改善左心室功能。

3.依據固定方式的分類

可分為主動固定導線和被動固定導線兩大類。

（1）被動固定導線：

臨床所用的心室導線絕大多數為被動性固定導線。這種導線在植入定位時對心肌創傷較小，植入心室后，主要依賴于心肌纖維包繞導線的頂端來固定導線，導線頂端較易嵌入肌小梁內。

（2）主動固定導線：

這種導線用于心房起搏較多，又可用于心室起搏（直型主動固定螺旋導線），在心室起搏中主要用于右心室流出道起搏。主動固定螺旋導線對心內膜創傷較大，導線端金屬絲制成螺旋，螺旋長度1.5～2.0mm，依靠導線內的螺旋擰入心肌固定于心內膜內。主動固定螺旋導線又分為兩種，即J型主動固定螺旋導線和直型主動固定螺旋導線。

（十一）導線的研究方向

就目前所用導線來看并不是完美無缺，在某些方面仍存在一些問題，尚不能令人滿意，如導線的導體性能、絕緣性能及固定牢靠性等都有一些缺點。導線的研究目的應朝以下幾個方面努力，如導線電學性能、起搏閾值及感知閾值的矛盾，導線的極化，導線的定位，導線及絕緣層強度，遠期生物相容性及長期使用壽命等。新型起搏導線研制的目標是設法降低能量消耗，降低能量消耗不但要起搏導線的閾值降低，主要集中在降低導線-組織界面的刺激后極化上。低極化是可靠檢測、自動輸出適應起搏器引起反應的先決條件。

從起搏角度來講，用心內導線進行的生理實驗表明向細胞內注入帶電粒子時，只需要10～11As的電量就足以觸發一次動作電位。目前人工心臟起搏所需電量一般10～16As，從刺激心臟除極角度差別來看，人工心臟起搏仍需解決如下技術問題：①使刺激所需能量最小，使起搏的使用壽命盡可能延長；②所檢測到的心電信號幅度最大；③脈沖之后反沖電壓最小，這是有效工作的前提。

1.解決起搏和感知的矛盾現象

導線是起搏和感知的一個共同載體，但兩者之間在阻抗要求上是相互矛盾的。對于起搏閾值來說，在一定程度上，導線面積越小閾值越低，但對感知來說，小面積的導線則不利于感知。在理論上認為表面積較大的導線應具有較好的感知特性。為了達到這些要求，研制出全孔狀導線，使其表面積增大，理應提高感知特性，但是全孔狀導線的感知特性卻沒有表面孔狀導線好。就感知理論而論，如果導線表面是一個決定因素，那么只有外表面的表面積方能視為有效面積。孔狀導線理論又延伸到微孔（microporous）概念，用來制作導線表面微孔的物質有鈦、活性玻璃碳（active vitreous

carbon）和高溫分解碳（pyrolytic carbon）等。為了能夠進一步提高導線的起搏及感知性能，在微孔導線上結合激素裝置使用，使導線周圍形成的纖維組織被膜明顯減少，刺激閾值大大降低，而感知面積并不減少，具有較好的感知功能。但這些導線是否能長期保留于體內，起搏閾值永久保持較低水平，有待進一步驗證。根據我們所用的激素導線，有2例三年后起搏閾值開始升高，由1.6V（脈寬0.5ms）升高至2.5V（脈寬0.5ms），這就說明這些導線雖然其性能明顯提高，但激素在體內的時間不一定能保持10年以上，也未必能終身在體內使用。也許將來還會有更新型導線問世，使其閾值長期處于較低水平，感知性能較好，可使導線終身保留于體內，在更換起搏器時不必更換導線。

2.解決導線在體內長期存留的安全性問題

導線植入體內需要應付長期的工作需要，盡管現在所用導線質量及性能較好，但還存在一些不盡如人意的地方，如導線斷裂、絕緣層的分解、破損等。這些問題也會給患者帶來再次手術的痛苦，如為完全依賴起搏器的患者可能因導線斷裂而導致生命的危險。在導線螺線及外絕緣層的抗老化、抗磨損、抗牽拉等方面進行改進可能會減少這些并發癥。

（蔡遲　耿仁義）

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