第一部分　心臟起搏技術

第1章　心臟起搏技術基礎知識

一、起搏技術發展簡史及我國應用現狀

1761年，Morgagni首次描述了由脈搏過緩導致的暈厥，當時誤認為是癲癇的一種發作形式。之后，Adams和Stokes分別在1827年和1846年進一步詳細報道了房室傳導阻滯的癥狀和體征，并被后人命名為阿-斯綜合征。對于這一病癥，當時并無有效的治療方法，三度房室傳導阻滯患者在診斷后1年內死亡率高達50%。人們渴望能出現一種醫學技術，使心臟停搏或極度緩慢的心率恢復正常。經過百年探索，1958年，這一夢想終于成真。1958年10月，瑞典胸外科醫生Ake Senning植入了世界上第一臺全植入型人工心臟起搏器。同年，Furman在X線透視下將第一根靜脈導線放入右心室流出道，開創了經靜脈植入心內膜起搏導線的先例。在隨后的50多年里，起搏技術突飛猛進，日新月異。由最初固率型起搏器到按需型起搏器，進而開發出頻率適應性起搏器。1995年，首例帶有起搏閾值自動奪獲功能的起搏器問世，標志著起搏器自動化新時代的到來。目前起搏治療適應證已由最初“癥狀性心動過緩”的治療，擴展到頸動脈竇過敏綜合征、心力衰竭和快速性心律失常等疾病的治療。至今，起搏技術已經挽救了數以百萬患者的生命，成為現代醫學發展史上的豐碑。

永久性心臟起搏器的應用在我國已有40余年的歷史，隨著我國經濟的快速發展以及人民群眾對健康水平要求的不斷提高，心臟起搏器在我國的應用越來越普遍，心臟起搏器的適應證不斷拓寬，心臟再同步治療除顫器（CRT-D）、植入型心律轉復除顫器（ICD）等以往高端心臟植入器械在我國也得到了廣泛應用。特別需要指出的是，我國學者在希氏-浦肯野系統（希浦系統）起搏，特別是左束支起搏領域走在了世界的前列，發表了大量原創性文章，獲得了國際聲譽。

隨著我國經濟水平提升和起搏技術的進步，我國心臟器械治療領域獲得了長足的發展。中國醫學科學院阜外醫院華偉教授代表國家衛生健康委員會心律失常介入質控中心（質控中心）公布了2018年中國大陸地區心律失常介入治療注冊數據。根據質控中心上報數據，起搏器植入量從2010年的38 768例增長至2018年的82 779例，當前起搏器主要適應證有病態竇房結綜合征、房室傳導阻滯、心房顫動（房顫）伴緩慢心室率。雙腔起搏器占比為75%；其中MRI兼容起搏器占比為18%。MRI兼容起搏器占比逐年提高，雙腔中MRI兼容比例更高。此外我國希浦系統起搏發展迅速，2017年和2018年開展希浦系統起搏的醫院及例數明顯增加。希浦系統起搏數量由2017年的1 100例增加到2018年的3 500例，而且這一數字還在迅猛增長。ICD在我國的應用情況也經歷了一個逐步增加到快速發展的過程，但總的應用數量仍非常有限。1996年國內植入第一例經靜脈ICD系統，1996—2001年共植入ICD 208例，2002—2005年共植入618例。經過20余年的發展，ICD應用也不斷改善，根據質控中心上報數據，2018年ICD植入量為4 471例。單雙腔ICD占比為2 739∶1 732，而ICD在一級預防中的應用也得到進一步加強，2018年一級預防使用比例占52%。1999年國內開始應用雙心室起搏器治療充血性心力衰竭，由于三腔雙心室起搏器植入技術復雜，起搏器價格較高，因此，植入數量仍十分有限，但近幾年應用數量增幅較大。根據質控中心上報數據，CRT植入量由2010年1 573例提升至2018年4 432例，CRT-D比例持續提升占總數的61%（圖1-1～圖1-4）。

2011年Pacing and Clinical Electrophysiology發表了由世界心律學會（World Society of Arrhythmias，WSA）進行的2009年度全球心臟起搏和ICD應用調查結果。受調查國家中美國仍然是世界上起搏器植入最多的國家（225 567例）和ICD植入國（133 262例），所有國家起搏器植入數量較2005年都有明顯增加。我國有783個中心參與了調查，2009年共植入起搏器40 728例。其中男性占52%，女性占48%，男性平均年齡69歲，女性平均年齡67歲。與2005年相比，雙腔起搏模式由51%增加到58%，單腔起搏模式則由49%降低到42%。ICD植入量明顯增加，由2005年的186例增加到2009年的1 316例，其中CRT-D占36%而我國的器械植入與美國相比仍有巨大差距（表1-1）。總之，我國永久性起搏器、希浦系統起搏、ICD和CRT的應用已經步入一個快速發展期，這將使更多的心律失常患者接受器械治療，從而極大地改善這些患者的生活質量和預期壽命。

二、起搏器概述

整個心臟起搏系統包括脈沖發生器（pulse generator）和導線（lead）兩大組成部分。作為起搏系統的主體，脈沖發生器屬于精密的電子儀器。物理特性要求小、輕、薄、功能多、壽命長、安全、可靠。其能源主要采用化學電池，以往曾應用鋅-汞電池，缺點是化學反應中產生氫氣，不能密封，具有腐蝕性，而且壽命短。目前起搏器幾乎均應用鋰系列電池，其特點是能量密度高、可靠、體積小、壽命長。其中以鋰-碘電池應用最廣。電路基本上由電容器充放電實施，釋放的是矩形脈沖，一般采用脈寬為0.5～0.6ms，脈寬太寬則耗電量大，影響起搏器壽命；脈寬太窄則起搏器閾值要升高，影響安全性。脈沖釋放有定時電路控制，表現為脈沖的重復周期（起搏周期），指一次脈沖釋放到下一次脈沖釋放的時間間隔；重整后脈沖的釋放間隔（逸搏周期），指周期被重整后，從重整時相至下一次脈沖釋放的時間間隔。具有感知功能的起搏器由一套感知電路控制，以電極-導線為天線接收心電和/或其他信號，輸至感知電路，調節脈沖的釋放時機。電池和電路必須嚴密封裝在外殼中，使體液不能滲入起搏器，起搏器內容物不能漏出機外。現多采用鈦殼封裝，鈦的組織相容性好，不受體液腐蝕，壓制外形容易，封閉也容易。

起搏器有各種不同的工作方式和功能內容，用完備、全面的文字描述顯得復雜、煩瑣。設置起搏器編碼的目的在于，用簡單的字碼注釋起搏器具有某些功能設計和工作方式。為了統一對起搏器性能的識別，1974年正式通過并開始使用起搏器編碼，但編碼僅有3位。隨著起搏技術的不斷發展和改進，起搏器功能不斷完善，程控、頻率應答起搏器、遙測起搏器及抗心動過速起搏器相繼問世，3位編碼不能很好地描述日益復雜的起搏器的工作性能。此后對編碼進行了補充、修訂，以使編碼更加簡明、易懂。1985年北美心臟起搏與電生理學會（NASPE）和英國心臟起搏與電生理工作組（BPEG）共同編制了本編碼，又稱NBG編碼（表1-2）。另外，起搏器制造廠家用S代表單心腔（心房或心室）。

根據起搏器編碼可以了解起搏器功能和類型。編碼表中Ⅰ～Ⅲ為起搏器的基本功能，Ⅳ增加了頻率適應功能R，指起搏器根據感知反映某種生理參數的信號（例如機械振動、呼吸、心室起搏的QT間期、中心靜脈血液溫度等）而主動調節起搏頻率。Ⅴ增加了抗快速心律失常的兩種工作方式，起搏方式（P）和電擊方式（S）。如DDDRD意為房室全能型起搏器，具有頻率應答功能，兼有抗心動過速起搏及電復律-除顫功能。

作為人工心臟起搏系統的重要組成部分——起搏導線技術也得到長足發展。起搏導線的分類方法有數種：根據植入部位分為心外膜與心內膜起搏導線；根據起搏電極極性分為單極和雙極導線；根據導線固定方式分為主動固定導線和被動固定導線；以及目前應用較多的激素釋放導線和頻率適應性起搏導線等。

三、基礎電生理知識

可興奮組織的特性之一是可以產生和傳播跨膜動作電位（圖1-5）。靜息膜電位大約-90mV，當其上升到-70～-60mV的閾電位時觸發動作電位。此時細胞膜上的Na+通道開放，Na+瞬時大量進入細胞內，形成動作電位0相，跨膜電位也由-90mV升高到+20mV左右。每開放一個Na+通道約有104個Na+進入細胞內。細胞膜Na+通道的數量是每平方微米5～10個。0相除了Na+通道開放外，K+、Ca2+、Cl-通道暫時失活。鈉通道開放小于1ms，而其他通道特別是K+通道開放則達數百毫秒之多。動作電位上升支有一短暫的超極化期，此時跨膜電位為正值。由于短暫的K+外流（I to），超射電位會很快消失（1相）；然后進入平臺期（2相），此時Ca2+和Na+被觸發進入細胞內，而K+由細胞內向外流。平臺期時，心肌處于絕對不應期，對任何強度的刺激都無反應。此時靜膜電位保持在0mV左右，這是由于Ca2+和Na+內流被以不同速度外流的K+所平衡（慢速、快速和超速，I KS、I KR和I KUR）。這些鉀電流具有延遲整流的特性。經過持續數百毫秒的平臺期，心肌細胞開始復極過程，外向電流超過內向電流，重新恢復靜息膜電位，此時對電刺激恢復反應性，可以再次形成動作電位（3相）。復極階段K+持續外流，而Ca2+和Na+內流失活，形成細胞內的負電位。在此階段，具有足夠強度的電刺激可以誘發動作電位。膜電位完全復極之后，細胞進入舒張期并且完全恢復興奮性（4相）。

細胞膜對電刺激的反應性是一個主動過程，引起的反應超過了細胞膜的簡單的被動電導過程。縫隙連接為細胞間傳導動作電位提供了低電阻連接。刺激部位誘發的動作電位引起附近肌細胞膜除極，達到閾電位后觸發Na+內流，產生新的動作電位。因此動作電位不僅被動傳播，而且在細胞每一節段主動的再生。不過動作電位從刺激部位向外傳播，也依賴于肌細胞的某些被動的“電纜”特性，包括肌纖維傳導軸向和纖維間連接的幾何形狀。例如，除極波沿肌纖維長軸傳導速度是沿橫軸傳導速度的3～5倍。心肌纖維化時細胞內膠原基質增加，使細胞間傳導衰減，這種各向異性的傳導特性在心肌纖維化時可能被進一步放大。心臟傳導系統障礙患者更常存在這種纖維化。此外，條樣心肌（相同直徑的心肌組織相連模式，而不是狹長心肌組織和更寬大的心肌組織相連）傳導特性更好。因此，當心肌纖維化或梗死這些病理因素影響心肌組織結構時，其傳導性和興奮性發生明顯改變。

四、人工起搏基礎知識

人工起搏電刺激可以興奮心肌組織，在刺激電極表面和與其接觸的心肌組織間產生電場。雖然起搏刺激可以作用于身體任何部位，但組織反應僅產生于可興奮細胞。人工起搏刺激脈沖必須有足夠的電壓和時限，才能使可興奮組織產生反應，在刺激部位產生連續的動作電位并擴布到周圍組織。心肌刺激信號的產生有賴于完整的電脈沖源（脈沖發生器），電信號源和刺激電極間的導體（電極導線），傳導脈沖的電極導線，以及一定區域的可興奮心肌組織。心肌刺激的基本概念如下：

1.刺激閾值

心臟起搏時，與心肌接觸的電極發放極化電學脈沖，產生有足夠電流密度的電場，誘發心肌動作電位的傳導擴布。電極陽極端或陰極端發放的刺激脈沖特性有一些差別。不同脈沖源，如恒壓和恒流脈沖發生器，兩者發放的刺激特性也不盡相同。能夠引起心肌可靠除極的最小刺激強度和時間稱為刺激閾值（stimulation threshold）。刺激閾值是一個基本概念，在永久性起搏器和起搏電極程控和故障處理中起到關鍵作用。

2.強度-時限關系

刺激脈沖若要奪獲心肌，刺激強度必須超過一個臨界值（電壓或電流），同時有足夠的刺激時間。在臨床實踐中，多應用電壓（伏，V）和脈寬（毫秒，ms）表示。刺激強度和時限相互影響，奪獲心房或心室的最小刺激強度決定于刺激脈沖的時限。心內膜起搏時，刺激強度與時限間呈指數關系，刺激脈沖時限＜0.25ms時強度-時限呈一快速上升曲線，而當刺激脈沖時限＞1.0ms時則呈相對平滑的曲線（圖1-6）。強度-時限曲線可以理解為一個雙曲線，在短時限區間，刺激時限較小的變化會引起刺激強度閾值明顯改變；而在長時限區間，刺激強度閾值僅有較小的變化。鑒于刺激強度-時限的這種指數關系，整個刺激強度-時限曲線可以相對準確地被描述為曲線上兩點：基強度（rheobase）和時值（chronaxie）。刺激脈沖源為恒壓方式時，基強度定義為在無限長的脈寬時能奪獲心肌的最低電壓。從臨床出發，基本電壓值常常定義為脈寬2.0ms時的刺激電壓閾值，因為脈寬＞2.0ms時很少能測量到起搏閾值。不過有一種例外情況，就是遠場刺激時，如經皮膚或者經食管起搏時，基本電壓值是在非常寬的脈沖時限值獲得的（經皮起搏時為40ms）。基本脈沖時值定義為兩倍基強度電壓時的脈寬閾值。應用基強度和時值點，Lapicque創建了下面這一數學公式，可以用于恒流脈沖源的強度-時限曲線：

式中，I是在脈沖時限為t時的電流閾值，I r電流基強度，t C是脈沖時值。

刺激電壓、電流和脈沖時限與刺激能量間關系可由下列公式表示：

式中，E為刺激能量，V為刺激電壓，R為總的起搏阻抗，t為脈沖時限。

脈沖時值在臨床起搏應用中十分重要，因為這一數值大致為強度-時限曲線中最小的能量閾值。當脈寬大于時值時，刺激電壓閾值僅有相對較小的降低。而且，增加脈寬導致刺激能量的浪費，但并未明顯增加安全范圍。脈寬小于時值時，電壓閾值和能量都陡然增高。從圖1-6可以發現，脈寬常常接近最小刺激能量值。依據能量公式（1-2），起搏刺激能量增加與脈寬直接相關，需要注意的是，能量增加與電壓的平方成正比。因此刺激電壓增加1倍，導致刺激能量增加4倍。

理解刺激強度-時限的關系對于合理程控刺激電壓和脈寬是十分重要的。現代脈沖發生器應用兩種主要方法評估刺激閾值：保持恒定脈寬自動降低刺激電壓，在恒定電壓下自動降低脈寬。為了保證合適的安全范圍，當刺激閾值由降低刺激電壓獲得時，刺激電壓一般程控為閾值的兩倍。與之相似，脈沖發生器刺激閾值由減小脈寬獲得時，脈寬常程控為閾值的3倍以上。應當認識到，強度-時限曲線這種雙曲線形態對于解釋閾值測試的結果具有重要意義。雖然這些方法提供了相對安全的界限，但當脈寬閾值是0.15ms或更低時，閾值脈寬的3倍（＞0.3ms）可能不會提供足夠的刺激安全范圍（表1-3）。

多種因素可以影響閾值的強度-時限曲線，包括測量方法、電極導線特性、與電極接觸的心肌組織的活力（組織缺血或纖維化導致起搏閾值的增加）、電極與可興奮心肌的距離，以及導線植入時間的長短。逐漸降低刺激電壓直到心肌失奪獲測量得到的刺激閾值，通常比逐漸增加刺激電壓直到心肌奪獲測量到的刺激閾值要低0.1～0.2V，這一現象稱Wedensky效應。當需要準確測量刺激閾值時，一定要考慮到這一因素。Wedensky效應在短脈沖時限時更為明顯，可能達到臨床顯著性差異。在實驗條件下，當起搏頻率保持固定不變時，Wedensky效應最小。這提示，當刺激電壓分別增加或降低以奪獲或失奪獲心肌時，心率不同是導致Wedensky效應的可能原因。起搏閾值與到最近的可興奮細胞距離的平方成反比，超過0.5mm的距離就可使起搏閾值發生明顯增高，引起閾值增高性輸出阻滯（電壓刺激閾值高于起搏器的輸出值），稱為微脫位或微移位。

3.恒壓和恒流刺激時的強度-時限曲線

恒壓和恒流刺激時的強度-時限曲線形態有多種不同之處。例如，脈寬＞1.5ms時，恒壓刺激的強度-時限曲線常常較為平坦，而恒流刺激時，相同的脈寬，曲線可能會呈緩慢下降趨勢。在短脈沖時限恒流刺激時的強度-時限曲線較恒壓刺激時上升更加陡峭。脈寬＜0.5ms時，與恒壓刺激相比，恒流刺激脈寬微小的變化，可能導致刺激安全范圍的明顯降低。由于強度-時限曲線形態的上述差異，恒流刺激的強度-時限曲線的時值明顯大于恒壓刺激的強度-時限曲線的時值。因為效率最高的電刺激脈寬是在時值點（稱為閾值能量），恒壓脈沖發生器較恒流脈沖發生器能夠設置輸出更窄的脈寬，而安全范圍兩者相同。事實上，目前所有的永久性起搏器都使用恒壓脈沖發生器。相反，大部分臨時起搏器應用恒流發生器。

4.時間依賴性刺激閾值變化

心肌刺激閾值在導線植入后會發生較大變化。心內膜導線在植入最初24h內起搏閾值急劇增加，在隨后數天會繼續增高，一般在1周時達到峰值。然后數周刺激閾值逐漸降低。術后6周時，刺激閾值達到一個相對穩定值，此時閾值明顯高于植入時，但低于急性期峰值。不同患者的閾值變化幅度差異較大，這與導線直徑、形態、化學構成和表面結構相關。電極-心肌接觸的穩定性和導線的柔韌性也影響刺激閾值從急性到慢性期的變化。此外，某些導線植入后可能顯示出超急性期的閾值演變。例如，主動固定螺旋導線植入后即刻刺激閾值升高，在隨后的20～30min內刺激閾值又會逐漸降低。這種短暫的高阻抗可能與心肌-電極接觸面急性損傷有關，而被動固定導線因為相對無創，一般不會出現這種情況。臨床上，超急性期可能表現為心內電圖的損傷電流改變。不論是損傷電流還是刺激閾值，在出現急性到慢性閾值變化之前，一般在植入最初數分鐘內都迅速下降（圖1-7）。因此比較不同設計的導線刺激閾值變化，需要考慮到不同導線的固定機制對刺激閾值的影響。起搏導線附加類固醇激素涂層（或者環繞導線的類固醇激素涂層環）明顯降低這種演化進程，產生更為穩定的刺激閾值。其他一些影響導線與心肌組織成熟的因素也與刺激閾值變化有關，比如導線頭端大小、導線與心肌接觸面的穩定性，以及導線對心肌的壓力等。總之，導線與心肌接觸越穩定，對導線頭端與心肌接觸面的損傷越小，隨時間推移起搏閾值增加越少。

充分理解下述因素有助于合理程控永久性起搏器。第一要理解強度-脈寬曲線。第二對于具體患者程控的安全范圍必須基于起搏依賴的程度，也就是說失去有效起搏后患者出現癥狀的可能性。如果患者為高度起搏依賴，則必須程控更高的起搏安全范圍。例如，相比竇房結功能障礙的患者，三度房室傳導阻滯又無可靠的室性逸搏心律的患者，失去心室奪獲后可能會出現嚴重后果。另一方面，房室傳導阻滯的患者，對心房起搏的依賴程度遠低于對心室起搏的依賴。因此，對于此類患者，程控心室刺激的安全范圍要高于心房刺激的安全范圍。第三，要理解刺激電壓和時限對脈沖發生器電池壽命的影響。程控刺激電壓高于2.8V，電池電流流失會明顯增加。第四，要考慮到患者總的代謝狀況和藥物應用史。例如，患者服用抗心律失常藥物會增加起搏閾值。與之相似，如果患者合并腎衰竭，出現鉀離子濃度變化或酸堿平衡紊亂，可能會出現一過性的起搏閾值增加。對于此類患者程控的安全閾值要高于其他患者。

起搏閾值與刺激導線頭端表面積大小成相反的改變。對于球形導線來說，導線頭端表面積越小，起搏閾值越低，這與導線頭端產生的電場強度有關。對于恒壓脈沖來說，導線頭端面積越小，其電場強度和電流密度就越大。隨著導線周圍無興奮性纖維帽的生長，起搏閾值也逐漸成熟穩定。纖維帽有效增加電極表面積，因此會降低纖維帽和相鄰正常心肌組織間的電場強度。

既往很多學者研究了纖維帽形成過程中的細胞變化。永久性起搏導線植入后最初的組織反應是急性細胞膜損傷。之后很快出現心肌水腫和電極表面血小板和纖維蛋白的覆蓋。然后趨化因子釋放，典型炎癥反應發生，表現為多形核粒細胞和單核細胞的浸潤。急性多形核粒細胞反應發生后，巨噬細胞侵入與刺激電極表面接觸的心肌。釋放到細胞外的蛋白水解酶和游離的有毒氧自由基加速電極周圍的組織損傷。急性炎癥反應過后，更多的巨噬細胞和成纖維細胞聚集在心肌組織。心肌組織中的成纖維細胞開始產生膠原纖維，這導致電極周圍纖維帽的形成。

鑒于上述問題，不同學者研究了多種藥物對電極-心肌纖維帽成熟過程的作用。業已證明，非甾類抗炎藥對起搏閾值改善甚小。與之相反，皮質激素，不管是全身應用還是局部應用，都可以明顯影響起搏閾值的演變。Stokes等證實，在犬模型中，應用注入泵從圓形導線頭端釋放地塞米松磷酸鈉可以明顯降低心房和心室導線急性到慢性期起搏閾值的升高。臨床研究也已經證實這一發現，設計了可以在刺激導線頭端儲存地塞米松并緩慢釋放的導線。研究證實這種導線從植入開始到隨訪數年后起搏閾值一直穩定。另一種設計是環繞主動固定導線頭端的激素環。不論導線何種設計，激素釋放電極證明都可以降低長期起搏閾值。

5.刺激強度-間期關系

電刺激的偶聯間期和刺激頻率也明顯影響起搏閾值。在長期前刺激間期，奪獲心室的刺激強度一直保持穩定，但在更短的期前刺激間期，刺激強度則呈指數級增加。原因是短間期期前刺激進入了心室肌的相對不應期。如前所述，在心肌動作電位的復極階段發放電刺激，如果刺激強度足夠大，可以產生能夠擴布的動作電位。而在動作電位平臺期，發放任何強度的刺激都不能誘發動作電位。此外，電極陽極和陰極的刺激閾值也有所不同。舒張晚期陰極刺激閾值低于陽極刺激閾值。不過，在相對短的期前偶聯間期，陽極刺激閾值可能低于陰極刺激閾值。在相對不應期，陽極閾值可能在陡然上升前有一個下降（dip）。雙極起搏時，刺激閾值總體來說由陰極決定。不過，在短期前偶聯間期，雙極刺激閾值可能由陽極來決定。如果刺激強度超過陽極和陰極閾值，雙極起搏可能導致電極-心肌接觸面刺激（陽極和陰極共同刺激）。

6.起搏頻率對心肌刺激的影響

起搏頻率也對起搏閾值產生重要影響，在非常快的起搏頻率時起搏閾值會增加。在更短的刺激周長，心房和心室肌動作電位幅度降低，相對不應期成比例地縮短。在快速起搏頻率時，強度-間期曲線左移。不過，當起搏頻率＞250次/min時，發放的刺激可能落在心肌的相對不應期，引起起搏閾值進一步增加。在非常快的起搏頻率時，強度-時限曲線向右上移，這對抗心動過速起搏功能有重要提示意義。因此，在較低起搏頻率下有足夠安全范圍的刺激電壓，可能在更快的起搏頻率時就不夠。基于這一原因，具有抗心動過速起搏的裝置，在快速起搏時會自動增加起搏電壓。認識到這種頻率依賴性的起搏閾值，ICD特別在抗心動過速起搏時提供了較抗心動過緩起搏時更高的刺激強度。

7.藥物和代謝對刺激閾值的影響

刺激閾值在24h內也不盡相同，通常睡眠時增加而清醒時會降低。刺激閾值隨自主神經張力和循環兒茶酚胺濃度平行起伏，因此在運動時閾值會降低。刺激閾值與循環皮質激素水平呈反向變化，刺激閾值可能在進食、高血糖、代謝性酸中毒或堿中毒時增高。刺激閾值在急性病毒感染時也可能明顯增加，特別是兒童患者。血清離子濃度同樣影響刺激閾值，典型代表就是高鉀血癥時刺激閾值升高。

藥物對刺激閾值也會產生影響。如前所述，乙酰膽堿降低閾值，注入異丙腎上腺素可以使某些傳出阻滯的患者重新奪獲。相反，β受體阻滯劑增加起搏閾值。口服或者注射皮質激素可以明顯降低起搏閾值，有時可以用于某些導線植入時起搏閾值急性增加的患者。增加起搏閾值的藥物如Ⅰ類抗心律失常藥，包括奎尼丁、普羅帕酮、氟卡尼（氟卡胺）、恩卡尼（恩卡胺）。目前還不清楚Ⅲ類抗心律失常藥物胺碘酮是否也有相同的影響。實際上，所有的抗心律失常藥都可能影響起搏閾值，雖然僅在血清濃度較高時才會有臨床意義。

有時隨時間推移，起搏閾值會逐漸增加，這一臨床綜合征稱為傳出阻滯。盡管導線位置合適，但傳出阻滯似乎仍會發生，如果出現則需要重新植入起搏電極導線。對于出現傳出阻滯的患者，心房閾值變化趨向于與心室閾值變化同步。治療傳出阻滯的最好辦法是植入激素涂層的心室導線，業已證實在傳出阻滯綜合征患者會降低閾值（圖1-8）。

8.起搏阻抗

阻抗是電流環路中對抗電流流動的所有因素的總稱。阻抗與電阻并不完全相同。電流環路中電壓（U）、電流（I）和電阻（R）間的關系可以被歐姆定律來描述：U=IR。對于遵從歐姆定律的電路來說，阻抗和電阻相等。如果電壓恒定，電流與電阻成反比（I=U/R）。對于起搏系統來說，阻抗取決于多個組成部分間復雜的相互作用。恒壓脈沖發生器的前緣電壓（leading-edge）是固定的。因此電阻越低，電流就越大；相反，電阻越大，電流就越低。因為植入型脈沖發生器是由充入固定電量的鋰碘電池提供能量，因此起搏阻抗是決定電池壽命的重要因素。

起搏總阻抗由三種阻抗組成：導線導體阻抗（電阻）、電流由導線流入心肌的電阻（導線電阻）和導線-組織界面的極化阻抗。因此，起搏總阻抗Ztotal=ZcZeZp，Zc是導體電阻，Ze是導線電阻，Zp是極化阻抗。導體電阻導致電流通過電極導線時電壓降低。因此總阻抗中這部分電阻使部分電能未能有效利用，對心肌刺激未產生作用。理想的起搏導線應該有非常低的導體電阻（Zc）和相對高的電極電阻（Ze），以使電流最小化，從而最大限度地延長電池壽命。電極電阻與電極導線半徑相關，導線半徑越小，電極電阻越大。半徑小的電極導線使電流減小，效率提高。此外，倘若電極阻抗越大，較小半徑的起搏導線將提供增加的電流密度，降低刺激閾值。由于這些特性，新型除顫導線應用了更細的導線以增加導線電阻，允許總的起搏電阻超過1 000Ω。與總阻抗500Ω的標準起搏導線相比，1 000Ω的導線將降低每次起搏脈沖電流消耗的50%，延長植入型脈沖發生器的使用壽命。常規應用這種導線將允許植入器械體積更小，而電池壽命更長。對導線大小也有最低限制，這與保持每一個心動和呼吸周期電極與心內膜穩定的接觸有關。例如，導線頭端非常小的起搏導線，一小部分（＜5%）患者會出現起搏閾值相對較高，這可能與透視難以覺察的電極與心內膜的“微移位”有關。

第三種起搏電阻是極化電阻，受電刺激的影響，與帶電離子從心肌向陰極移動有關。當電流作用于心肌，在細胞外液，陰極端吸引帶電陽離子，排斥帶電陰離子。陰極端很快包繞一層水合的Na+和H3O+。遠離陰極，第二層由帶負電離子（Cl-、HPO42-和OH-）組成。因此，陰極誘發心肌內形成兩層帶有相反電荷的離子。最初，帶電離子的運動導致心肌內電流的流動。因為陰極端包繞兩層帶電離子，內層為陽離子，外層為陰離子，形成功能性電容器，阻礙了電荷的進一步運動。因為極化作用妨礙了心肌帶電離子的運動，使奪獲刺激電壓增加。因此極化電阻降低了起搏脈沖刺激心肌的效力，浪費了電流。極化電阻直接與脈寬有關，可以通過采用相對較短的脈寬使之最小化。極化作用與電極表面積呈負相關。為了使極化電阻最小化（Zp），但使電極電阻（Ze）最大化，通過應用多孔涂層的方法，使電極表面積做大，而電極半徑做小。應用藥用炭、鉑涂層，或者氧化銥可以使極化作用對電流的浪費作用最小化，并且減少后電位，后者可以干擾感知。

起搏阻抗的演變特征常常表現為在植入術后1～2周經歷一次下降。然后起搏阻抗升高到穩定值，平均高于剛植入的約15%。測量起搏電阻對于評估導線的完整性至關重要；阻抗降低常提示導線絕緣層衰竭，而阻抗增高常提示導線斷裂或者導線近端與脈沖發生器連接處的固定螺絲松動。必須強調，導線阻抗測量方法明顯影響阻抗值。例如，如果在脈沖起始測量起搏阻抗，阻抗數值反映了Zc和Ze，但沒有Zp。與之相反，在接近脈沖中點測量能夠更準確地反映總的起搏阻抗。實際臨床工作中，多次測量阻抗時應當保持測量方法的一致。

9.雙極和單極刺激

單極起搏這一名稱其實是誤稱，不論雙極還是單極構型都需要陽極和陰極端構成一個完整的電流回路。因為不論單極還是雙極起搏都應用一根電極導線與心肌接觸（常為陰極），兩者不同之處在于另一電極（通常為陽極）的位置。對于單極起搏，陽極端位于心外的脈沖發生器。而雙極刺激的陽極端位于心內的起搏導線，或者與心內膜接觸，或者游離于心腔。雙極起搏阻抗稍高于單極起搏阻抗，因為前者需要兩根導線。不過，雖然單極刺激閾值略低于雙極起搏閾值，但數值差距十分微小，沒有臨床意義。

雙極和單極電極導線臨床上的重要區別在于感知，雙極電極導線優勢明顯，但也增加了導線直徑，降低了導線的柔韌性。如果刺激強度較高，單極刺激有時會出現胸部肌肉刺激，而雙極起搏卻避免了這種情況發生。雙極起搏特別適用于兒童患者或者同時植入ICD的患者，因為單極刺激更可能被ICD不適當感知。不過，單極起搏會增加體表心電圖起搏刺激信號幅度，特別是使用遙測心電圖追蹤時，這對評估起搏器功能可能更為有用。多種頻率應答感受器需要電極為雙極起搏電極，特別是使用經胸阻抗來評估每分通氣量。雙極電極導線在某些具有自動閾值奪獲功能的起搏器中使用，雙極中的環狀電極可以確定是否奪獲。盡管雙極導線具有很多優勢，但單極導線要較設計相似的雙極電極擁有更好的可靠性。

10.感知功能

正確感知心內電圖是對永久性起搏器的基本要求。除了對適當的心房和心室心內電圖做出反應外，永久性起搏系統必須能夠將這些信號與其他一些干擾電信號進行區分，如遠場心臟事件、舒張期電位、肌電信號和起搏刺激信號。

（1）心內電圖：

心內電信號由心肌電流運動引起。心腔內電極位于靜息心肌組織外，心內帶負電荷，與之相反，心腔內電極處帶正電。盡管如此，在心肌靜息期所有心肌細胞的電位梯度相同，使起搏導線正極與負極之間不存在電位差，因而在靜息期沒有電信號傳到感知線路，感知線路也記錄不到電位。在心肌除極時，自主除極波導致復雜而精細的單個心肌細胞跨膜離子運動，引起心房和心室除極細胞的瀑布狀電活動。這種包含幾百萬個細胞的整個心臟的除極波反映了起搏系統的正極與負極之間電位的顯著差異。除極波的形態及電壓取決于電偶的位置和除極細胞的數目。除極波陣面移向靜息心肌處的電極，相比除極區，此處電極變為帶正電荷。在心內電圖上表現為正向轉折。除極波經過記錄電極時，與靜息心肌區相比，此處心肌細胞外突然轉變為帶負電荷，心內電圖表現為銳利的負向轉折。負向轉折的峰點稱作類本位曲折，代表心肌激動波恰好經過記錄電極的時刻。類本位曲折之前和繼后的正向和負向轉折代表記錄電極附近心肌的激動波。在臨床實踐中，心內電圖的類本位曲折常為雙相波，很少看到以正向波或負向波為主的情況。因為心室比心房擁有更多的心肌，因此正常心室心內電圖電壓常常遠高于正常心房心內電圖。

心內電圖特點：已經證明，心室心內電圖頻率與心房心內電圖頻率相似。應用傅立葉轉換，可以將電信號的頻譜表示為一系列不同頻率和電壓的正弦波。研究證實，對心室心內電圖進行傅立葉轉換發現，R波頻率最為集中的區域常常為10～30Hz。低通濾波低于10Hz可以削弱遠場R波和T波的感知，對30Hz以上的頻率進行濾波會明顯降低心內電圖的電壓。因此，通過對心內電圖進行高通濾波，許多不想要的成分可以被過濾掉。相反，骨骼肌動作電位頻譜為10～200Hz，與自身P波和R波有相當多的重疊。雖然骨骼肌電信號中的高頻成分可以通過濾波去除，但不適當感知骨骼肌肌電信號仍然是單極感知的潛在問題。

心內電信號若要被植入體內的脈沖發生器的感知放大器感知到，信號必須有足夠的電壓（波峰到波谷絕對值）。此外，心內電圖的類本位曲折必須要有足夠的斜率。心內電圖的峰值斜率（dV/dt，又稱slew rate）對于適當感知至關重要。大部分脈沖發生器的感知放大器有一個中央頻率（放大器最敏感的頻率），30～40Hz，高于這一頻段的頻率會衰減，因此被感知的概率很小。低于這一頻段的心內電圖成分也會被衰減，濾波器的輸出與波形的斜率成一定比率。總之，心內電圖的斜率越大，頻率越高。因此，低斜率的緩慢和較寬的信號可能不會被感知，即使信號的電壓絕對值很大。臨床中，心內電圖的斜率和電壓僅部分成比例。鑒于此，心內電圖的斜率和電壓都應當常規測量。

（2）單極和雙極感知：

單極和雙極導線都是感知的兩個電極間的動作電位差值，電極間距對心內電圖的特性具有重要影響。雙極導線的兩個電極都位于心腔內，兩者間距不會超過3cm。而單極導線的一極位于心內，另一極與脈沖發生器接觸，兩者距離30～50cm。因為所有電極都參與心內電信號的感知，因此雙極電極模式受心外信號的影響最小。而單極導線可能感知到起源于接近脈沖發生器囊袋的電信號，同時也感知心內電信號。單極感知的這一特性使之容易受到源于骨骼肌肌電信號（肌電位）的干擾。與胸肌收縮有關的肌電位可以被單極起搏器感知，導致起搏輸出被抑制或觸發。雙極感知相對來說不受肌電位干擾，具有明顯的臨床優勢。雙極感知也很少被環境中的電磁信號所干擾。微波爐、電灼術、金屬探測器、電熱療法信號等都更容易被單極電極感知，而雙極電極則較少。

雙極電圖實際上是兩個電極間瞬時電壓差。因此，雙極心內電圖可以通過陰極記錄的單極電壓絕對值（對地）減去陽極電壓絕對值（對地）。因為雙極模式代表陰極信號減去陽極信號，因此，凈得的心內電圖與任何單一電極電圖都有很大不同。例如，如果除極波方向垂直于雙極電極的長軸，每一個電極都恰好同時被激動。因為每一電極的單極電圖都相似并在同一時刻記錄到，兩者的瞬時電壓差將很小。此時，雙極心內電圖將被明顯衰減。如果除極波平行于雙極電極的長軸，一個電極先于另一電極激動，則雙極電圖可能產生較任一單極信號更高的電壓。從上面的例子可以知道，雙極感知對除極波的方向要比單極感知更為敏感。雙極電圖較單極電圖更易受呼吸對電極方向的時相影響。鑒于這些考慮，電極植入時測量的心內電圖，要根據將來應用的感知模式（雙極或單極）來記錄。

雙極和單極對電壓感知的另一重要區別是對遠場信號的感知。由于心室肌質量明顯大于心房肌，心房電圖常常記錄到一個遠場R波。對于單極心房導線，遠場R波電壓可能等于或大于心房電壓。相反，雙極心房電圖常記錄到一個遠大于遠場R波的心房電位。程控雙腔起搏器的心室后心房不應期可以有效減少對遠場R波的不適當感知。盡管如此，遠場R波感知仍然是擁有抗房性心動過速功能起搏器（AAI）的一個問題，許多患者都需要應用長的不應期。AAI起搏器需要應用短心房不應期來感知非常快速的心房率，以終止房性快速性心律失常。因為單極導線可能不適當感知遠場R波和肌電位，AAI起搏系統需要應用雙極導線。

（3）心內電圖時間相關的變化：

經靜脈植入導線之后即刻會出現ST段改變，一般是由心肌損傷電流引起。損傷電流是由導線頭端對心肌細胞膜的壓迫導致。心房和心室導線都可以感知到損傷電流，這是導線植入后的急性期心電圖改變，如果缺失提示導線位置不佳，與心內膜接觸不良。缺乏損傷電流也可能是由于導線植入部位心肌發生纖維化。不論是主動固定導線還是被動導線都可以出現損傷電流。經過幾分鐘或數小時，損傷電流常常回歸等電位線。

心內電圖的電壓也經歷時間改變。導線植入后數天內心內電圖電壓會陡然下降，隨后6～8周又逐漸增加。被動固定導線的長期R波幅度是急性期值的85%。斜率的變化更為明顯，慢性期斜率常常是急性期斜率的50%～60%。長期隨訪發現，應用激素涂層導線可以最大限度地減少心內電圖急性期變化。

主動固定導線與被動固定導線的心內電圖演變過程有所不同，主動導線植入后電壓和斜率立即出現明顯降低。20～30min后，心內電圖電壓出現特征性增高。心內電圖超急性期的變化主要是由于主動導線頭端螺旋在心肌內延展損傷引起的。認識到這種現象后就會避免不必要的重新調整導線位置。總之，主動和被動固定導線都有相似的心內電壓的慢性期變化。

（4）感知阻抗：

導線感知心內電圖，然后經起搏導線傳輸到脈沖發生器的感知放大器。源于心肌的電信號傳輸到電極近端引起電壓下降，這取決于信號源阻抗（source impedance）。信號源阻抗由導線和心肌間的電阻、導體電阻和極化阻抗組成。電極阻抗與電極表面積成反比。極化阻抗也與電極表面積成反比。因此表面積較大的電極使信號源阻抗最小化，有利于改善感知。

電極阻抗（信號源阻抗）和感知放大器阻抗（輸入阻抗）不匹配時，脈沖發生器感知到的心內電圖也會被衰減。輸入阻抗與信號源阻抗比越大，心內電圖衰減越小，反映心肌真正的電壓和信號形態越準確。因此，低信號源阻抗和高輸入阻抗匹配時心肌實際電壓和脈沖發生器感知到的信號下降將會最小化。目前起搏導線的信號源阻抗一般400～1 500Ω。現有脈沖發生器的感知放大器輸入阻抗＞25 000Ω。臨床上導線絕緣層破裂或導體斷裂引起的阻抗失匹配（太低的輸入阻抗和信號源阻抗比）會導致感知失靈。雙極導線導體間絕緣層破裂導致放大器分流和輸入阻抗降低。此種情況下心內電圖電壓可能發生衰減，失去適當感知。導線導體斷裂導致信號源阻抗明顯增加，引起相似的阻抗失匹配和感知失靈。

11.自動閾值奪獲功能

為了保證心室奪獲，同時程控最低的安全范圍，一些起搏器廠商開發出不同的算法，自動感知心室是否奪獲，調整起搏輸出。雅培（原圣猶達）公司的自動奪獲功能通過感知心室奪獲事件，允許起搏器自動調整刺激脈沖電壓幅度。這類起搏器需要使用遠端電極為低極化阻抗的雙極導線。心室是否奪獲取決于環狀導線是否感知到誘發反應（evoked response，ER）。起搏器自動發放5對心室脈沖，起搏電壓4.5V，最小脈寬0.5ms或者程控其他數值。第一對脈沖測試ER值，然后在第一對脈沖后100ms內（心肌生理不應期內）發放第二對脈沖測試極化電壓。如果ER電壓＞2.5mV，測試的電極極化電壓＜4.0mV，ER與ER感知靈敏度之比大于1.8∶1，起搏器自動確定這一感知安全度可以接受，自動奪獲功能即推薦這一數值。自動奪獲功能應用頭端電極進行單極起搏，確定每一搏是否奪獲。如果心室刺激后沒有跟隨一次可感知的ER，就會發放第二次測試脈沖，電壓高于上次電壓0.25V（稱為自動脈沖電壓，APA）。如果刺激脈沖后仍沒有感知到心室奪獲，在80～100ms內發放一次4.5mV的備用脈沖。如果兩次連續的APA脈沖未誘發ER，將會重新測試閾值以確定是否需要調整APA。特別需要指出，脈沖要在上次APA基礎上增加0.25V。如果確認沒有奪獲，增加0.125V后重新發放APA，直到兩個連續的心室奪獲事件發生。需要強調的是，所有未奪獲的脈沖后都跟隨一個備用脈沖發放。感知ER時需要鑒別融合波和心室奪獲。在DDD（R）模式，精確定時自身傳導時間可以導致錯誤感知失奪獲時間。為了鑒別融合波和真正的失奪獲，在尋找自身傳導時連續發現兩次失奪獲事件后，AV間期將延長100ms。如果延長AV間期后自身傳導確實存在，就會取消備用脈沖。另一方面，如果由于失奪獲事件發生，需要發放隨后的備用脈沖或增加APA，AV/PV延遲將會縮短50/25ms。這一順序可以導致AV間期不規則，使心內電圖解釋混淆。不過，理解自動奪獲功能的知識有助于認識這一正常功能。

12.自動感知功能

因為最常見的起搏器功能異常原因多與感知相關，一些起搏器廠商開發出能夠測定P波和R波幅度后自動調整感知靈敏度設置的功能，以確保合適的感知安全度。研究發現，基于單次P波測量程控的100%的感知安全范圍，僅能為72%的患者提供可靠的心房感知。美敦力公司開發的感知確保（sensing assurance）功能可以自動測量P波和R波幅度，并將之分為低、中和高擋。這一功能試圖重新程控心房感知靈敏度，保證心房P波幅度為程控的感知靈敏度的4.0～5.6倍。例如，如果將心房感知靈敏度程控為0.5mV，而測量的心房P波幅度為0.5～2.0mV，則感知安全范圍歸類為低級（1.0～4.0倍）；如果P波幅度為2.0～2.8mV，則歸為中級（4.0～5.6倍），如果＞2.8mV，則歸為高級（＞5.6倍）。心室感知安全范圍應當保持在2.8～4.0倍。

（華偉　丁立剛）

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