第6章　脉冲发生器及导线

一、脉冲发生器

用脉冲发生器发放人工脉冲电流刺激心脏，使其产生有效收缩的方法称为人工心脏起搏。目前应用的起搏器虽然体积较小，但并不是简单的电刺激器。它具有复杂的计时周期、自动转换起搏方式、超速抑制起搏、存储信息、诊断、程控遥测等功能，是可在体内连续工作8～10年的微处理器。

（一）人工心脏起搏系统的组成

人工心脏起搏系统由四部分组成：①起搏器（脉冲发生器及电池）；②导线系统（导线）（图6-1）；③心内膜/导线界面；④程控仪。本章只介绍脉冲发生器及导线部分。

（二）脉冲发生器的结构

1.脉冲发生器外壳

脉冲发生器亦称为起搏器。外壳多由钛合金铸制，钛合金与组织相容性好，植入体内基本不会发生异物反应，不受液体腐蚀，压铸容易，密封严实，导电性能良好。

2.脉冲发生器电路

起搏器的控制电子线路是脉冲发生器的心脏，用CMOS技术将这样一个多功能程控起搏系统集成在一个16mm2硅片（silicon chip）上，其中约5 000多个晶体管（transistors）和开关（gates）。由于这些线路采用了微电子技术，控制电子线路越来越多，起搏器的功能越来越复杂，使起搏器增加了程控、遥测等有实用价值的内容。由于电子线路的不断研制改进，起搏器的类型和新的功能不断问世。在单腔感知起搏器之后，又研制成功了频率应答起搏器、双腔起搏器、三腔起搏器等。频率应答起搏器必须能够感知生理、生化或物理参数变化，根据这些指标变化调整起搏频率以满足身体代谢需要。起搏控制系统可根据感知心脏事件信号与计时有关的另一些特性来调节起搏频率，进行起搏模式转换或超速抑制起搏等。还可实时监测起搏阈值、感知阈值，根据所测结果自动调节输出电压，感知灵敏度，能够合理地感知心内自身信号，避免竞争心律发生，自动降低能耗，延长起搏器的使用寿命。这些新功能还可为临床提供有价值的诊断资料，内含一套信息处理系统，具有存储、记忆及诊断功能，能够记录起搏与患者自身心律间的关系、心律失常的发生等。图6-2示双腔起搏器电路图。

（三）脉冲发生器的线路及工作特性

1.脉冲发生器的线路特性

（1）恒流脉冲发生器（constant-current pulse generators）：

恒流脉冲发生器能量输出与导线阻抗无关，导线阻抗增加，电压会自动增加，可根据欧姆定律自动调节电压，始终保持电流恒定（U=IR；U=电压；I=电流；R=阻抗）。

（2）恒压脉冲发生器（constant-voltage pulse generators）：

恒压电路与脉冲发生器负载无关，在脉冲发生器负载改变情况下输出电压在一定范围内始终维持恒定。

（3）恒流恒压脉冲发生器（constant-current and constant-voltage pulse generators）：

设计恒流恒压脉冲发生器的目的是使两者优势互补，通过控制电路最大电流来延长起搏器的使用寿命。电路在较低阻抗时有恒流电源特性，电压随着阻抗增加而增加，直到电压供应受到限制为止。在受限情况下，电路具有恒压电源特性。在阻抗较高时（使用小面积导线时）脉冲构形类似恒压脉冲发生器。

2.输出放大器（output amplifier）

（1）起搏脉冲波形：

起搏电脉冲多为矩形波（图6-3），矩形波对心肌的有效阈值较低，损害性较小，便于控制和定量。

（2）起搏电脉冲输出的极性：

电脉冲刺激心脏起搏时，正脉冲的阈值比副脉冲要高得多。因此在人工起搏时将有效导线接负极（即负极植入心内膜），参照导线接正极。

（3）输出电路充电周期：

起搏器设计有一快速充电线路，在起搏脉冲释放后再释放一次脉冲使输出重叠于心肌。这种线路设计确保了输出脉冲快速地叠加作用，脉冲输出之后很快恢复感知功能。输出线路的主要目的是通过导线系统输出电信号到心肌组织。脉冲有一确定的能量，并能按照起搏控制器确定的时间发放，脉冲能量通过程控器调节电压及脉宽。一旦程控参数确定后，输出放大器线路按照指令发放电压和电流。经过导线传向心肌使心肌除极。起搏输出放大器根据输出的方式分为两类：恒压和恒流脉冲发生器。

3.感知线路

起搏器除定时发放电脉冲外，还要对心电信号进行持续监测，心脏激动产生的P波或QRS波电信号经导线反馈至起搏器感知电路内，起搏器感知后重新调整脉冲发放的周期。感知电路不但能对R波或P波有较好的感知作用，还必须排除对T波、肌电位与脉冲后电位的误感知，能衰减或防止外界电磁场干扰的影响，确保脉冲发生器的正常工作。脉冲发生器内的感知放大器是检测心内信号的关键部件，感知放大器接收传入的心内信号后，这些信号指令起搏治疗控制系统，起搏治疗控制器能够利用这些信息来控制下一次脉冲的发放。多程控感知放大器能够对极性和感知阈（感知度）进行程控。感知放大器至少由四种主要成分构成：①连接感知导线的输入网络；②感知信号放大作用，即前-后放大器（frond end amplifier）；③频谱滤波器；④可程控的感知阈。每一种功能都具有重要作用。

（四）诊断系统

这一系统可以说是计算机技术用于临床心电图分析的一个好例证。它可存储患者的心律失常发作、起搏工作信息、导线工作状态、起搏阈值及心内信号变化情况、标出起搏及感知事件、自动计算起搏器的活动周期等，以用来分析患者心电图和起搏心电图，起搏器增加了这些作用对于分析复杂心电图十分有利。

（五）遥测系统

遥测系统提供脉冲发生器与程控器之间的双相信息交换。通过程控仪将需要调整的参数写入起搏器内，起搏器可根据这些指令改变其工作方式和方法。程控仪可从起搏器内遥测出其存储的信息，如诊断资料、起搏数量直方图、心率趋势图、心内电图、导线阻抗图、心内信号幅度及感知阈等，以供医务人员分析之用。

（六）保护线路

随着科学技术的发展，地球的环境日益复杂，干扰起搏器正常工作的因素也随之增加。现在家用电器设备不断增加，如理疗、保健器具、娱乐用品及通信工具都已经进入我们的日常生活，这些设备多可产生电磁波、低频震荡现象，这些电磁波有些也会影响起搏器的功能。因此起搏系统与环境的关系相当密切，但并非时刻都处于危险状态之中。为安全起见，起搏器在设计时，对起搏线路不断改进，防护功能不断加强，内部配有精密的线路，以保证起搏系统能够安全工作。脉冲发生器的线路易受外力损害的影响。于是在设计脉冲发生器时必须使其能对外界的损害有一定保护作用。这些外来的损害主要有2种：电除颤和电凝器。电除颤如果能量过高时可直接或经过起搏导线损害起搏器，为了保护脉冲发生器免受高电能损害，最好通过一个二极管释放电流，这个二极管只向一个方向导电，而不向相反方向导电。二极管放在脉冲导线与起搏器外壳连接处，遇有高电流时二极管可避免向起搏器线路内导电，二极管能够消散高电流，使高电流离开脉冲发生器。在正常工作期间，二极管不影响起搏器线路的正常工作。虽然这一技术对脉冲发生器起到了很好的保护作用，但在除颤时还是受到一些限制，足够能量的电压可能导致脉冲发生器的不可逆损害，除颤时除颤电极应远离起搏器。此外，高电压通过导线进入心肌可能引起心肌烧伤或直接受电击。为了防止起搏器在某些情况下对患者产生危害或导致恶性心律失常，在起搏器的线路内设有如下几种保护作用：①当出现较强的干扰时，起搏器将自动转换为固定方式起搏，以防电磁干扰时出现输出脉冲抑制现象。②起搏器内滤波电路具有鉴别和阻减来自电磁干扰及心内某些无须被感知的信号，只让含有P波和R波的基本频率成分信号通过，以消除误感知。③起搏器内设有独立的奔放保护电路，当出现故障时限制起搏频率不得超过设定值，一般为130～150次/min。④除颤保护装置可保护起搏器的电路，使其可承受高达400μJ的电击能量，使起搏器在除颤过程中不会导致损坏。⑤输入解码及其控制电路可检测来自程控器的密码数据，确定它是来自相匹配的程控器，并消除无关电信号引起的参数改变。

（七）资料存储功能

目前临床上所用的起搏器均有资料存储功能。存储功能主要利用可读写存储器（RAM）作为芯片，因为RAM能够按照任何顺序存、读和写出数据资料。RAM能同时记录和组织许多不同的资料。存储于RAM的数据经汇集可分为三个主要范畴：直方图、趋势图和模拟数据。

1.直方图

起搏器可自动搜集心房、心室频率事件、高频发作事件、AV传导等，并以直方图的形式表现出来。

2.趋势图

另一种存储诊断资料的方法是趋势图（图6-4），24h心率变化趋势能被存储，如每10s存储一次。这种方式存储占据空间较大，但趋势图资料比较实用。

3.模拟数据

第三种诊断资料存储方法为模拟数据，如用于心内电图的模拟数据，将心内信号以数据方式存储起来，需要时可通过程控仪在屏幕上转换为心电图图形显示出来。因这些资料存储需要大量空间，因此存储数量较小，只能存极短时间的心电图。

现在的脉冲发生器可提供较多的程控功能和诊断资料存储功能。这些功能确实对临床工作者带来极大方便，可为医师提供有诊断价值的资料，帮助医师分析起搏心电图，找出起搏故障。随着电子科学技术的进步，未来的起搏器在其他功能方面还会有所发展，存储量可能更大，更有利于临床的应用。起搏器的辅助电路无疑对于完善起搏器的功能起到了极大作用。目前功能完备的起搏器已有较多辅助电路，如滤波、高频限制、能量补偿、除颤保护、电压倍增、程序控制、双腔起搏逻辑、存储、记忆、遥测等。辅助电路增加了起搏及感知功能的可靠性，利于医师对患者的监控和随访。

二、脉冲发生器的电源

（一）起搏器电源发展

电化学能源技术和电路一样在脉冲发生器中起着重要作用。在起搏器的发展过程中曾经用过许多种能源。世界上生产的第一台体外起搏器为发条驱动式能源，而在1958年研制出第一台体内植入型起搏器，采用充电式镍镉电池为能源，但仅工作了20余小时。因这种电池需通过人体对其充电，不适用于临床应用而被淘汰。嗣后又改为锌汞电池，这种电池产生刺激心脏的脉冲电压为4～80V。虽然这些电池显示出了很多问题，如自放电及产生气体等，但它对第一批起搏器的植入起到了不可埋没的作用。此后相继研制出核电池、生物化学电池及其他种类的固态与非水电解质的电化学电池。但自从1972年发明锂电池以来其他电池均被淘汰，锂电池成为起搏器的主要能源。1972—1976年，至少设计了5种锂系列电池，并被应用到起搏器中。从20世纪80年代早期以来锂碘电池（lithium-iodine battery）已成为起搏器的唯一实用的能源。

（二）电池的必备条件

1.电池的几个概念

（1）电池的重量能量密度：

电池能量与电池重量的比率。

（2）电池的容积能量密度：

电池能量与电池体积的比率。

（3）氧化反应：

任何一个能增加原子、离子或另一些成分的正电荷，减少负电荷的过程。

（4）还原反应：

任何一个能减少原子、离子或另一些成分的正电荷，增加负电荷的过程。

（5）阴离子：

负电荷离子，能够吸附正电荷离子，受负电荷离子排斥。

（6）阳离子：

正电荷离子，能够吸附负电荷离子，受正电荷离子排斥。

2.起搏器对电池的具体要求

电池寿命长、体积小、要有足够的开路电压，电池宜密封，不得外漏，安全可靠，电池构形要有一定的可塑性，电池自身放电应当极小，电池能量接近耗尽时应能予以预测，变换电压应准确可靠等，具体要求如下。

（1）对输出电压、电流的要求：

起搏器的输出电流要求在10～100mA。起搏器脉冲幅度一般要求为1～10V时电流为5～19mA，脉冲宽度为0.25～2.0ms，频率为30～150次/min。在典型情况下起搏器电压为5.0V，电流为10mA，脉宽为0.5ms，起搏频率为70次/min，则平均连续能量消耗约为30μA。

（2）体积小，容量大：

作为起搏器的能源要具有较高的能量密度，电池的容积是指其电荷的总量，即库仑总量，通常用Ah（安时）来表示。库仑容量和平均开路电压的乘积是电池传送能量的理论值。

（3）电池自身放电率极小：

电池自身放电是指起搏器在未工作期间电池自身的耗电量。电池自身的耗电量必须很小，否则在起搏器存放或植入后过程中，将会以较快的形式放电，使电池很快耗竭，缩短起搏器的使用寿命。锂电池自身放电量每年约为1%。

三、心脏起搏系统的导线

心脏起搏导线是起搏器的重要组成部分，基本功能是作为刺激导线将脉冲发生器的电脉冲传到心肌，再将心脏激动的电信号回传至感知放大器中，控制脉冲的发放，起搏系统通过导线完成了起搏和感知功能。虽然心脏起搏导线的结构远没有起搏器那么复杂，但它作为起搏器与心脏之间连接的桥梁，在心脏起搏中起着十分重要的作用。目前的人工心脏起搏系统尚无法离开导线而进行起搏或感知，也许随着起搏技术的发展能够对心脏进行遥测起搏或感知。所以，它的结构与质量的好坏，不仅影响起搏和感知功能，而且对降低起搏能耗，延长起搏器的寿命也起到了重要作用。

近年来起搏器研制进展很快，而导线的研究相对较为缓慢，人们的注意力多集中在起搏器的功能、体积、外观及使用寿命方面，导线的研究未得到应有的重视。嗣后认识到导线的重要性，心内膜导线随着起搏器的发展也得到不断改进。如改进导线的形状、缩小起搏面积、表面形状，以及选用一些高惰性材料，如铂、碳等制造导线，大大降低了起搏阈值，特别是分形镀复导线（fractally-coated lead）和激素释放导线（steroid-eluting lead）的成功应用，又使起搏电能的消耗进一步降低，为实现低能量起搏迈出了重要一步。现在的导线有被动固定的楔形、翼状、叉状（fine）、J型心耳导线、心房心室主动固定螺旋导线（screw-in导线）、J型心室流出道导线、冠状静脉窦导线。现在所用的导线面积减小至6～12mm2，阻抗为500～1 000Ω，随着导线面积减小，局部电流密度明显增加，起搏阈值降低，虽然面积减小，但并未影响感知功能。导线材料和结构的改进既保障了良好的起搏及感知功能，又明显延长了起搏器的使用寿命。

（一）起搏导线的编码

起搏系统的统一编码对起搏器功能的识别、起搏方式的选择以及科研和学术交流、生产都是非常重要的。由北美心脏起搏电生理学会（NASPE）和英国起搏电生理学组（BPEG）共同制定的5位起搏器编码（NASPE/BPEG code）经过数次修订、补充，多年来已为国际心脏起搏学术界所认同和应用。1993年又制订了NASPE/BPEG除颤器编码。虽然起搏器编码已应用多年，但对起搏导线的选用、生产制造、学术交流及对导线的质量评定都很不便。

1996年5月14日北美心脏起搏电生理学会理事会通过了第一个心脏起搏导线编码（NASPE/BPEG pacemaker lead code，NBL编码）。该委员会决定通过一年后再重新审议。现将该起搏器导线编码介绍如下，作为我国起搏工作者的参考。

NBL编码是一个为学术会交流、记录、书写及标记所用的由四位字母组成的通用编码，四位英文字母排列中的第Ⅰ位代表导线结构，第Ⅱ位代表导线固定机制，第Ⅲ位代表绝缘材料，第Ⅳ位代表有无药物释放功能（表6-1）。

NASPE在制定编码时，充分考虑到在选用字母时不与以前的NBG及NBD编码相冲突。像NBG及NBD编码一样，优先考虑临床应用的特点，因此未将连接器（connecter）种类包括在此编码内。此外，已考虑到将会出现心脏多部位起搏，也将导线的起搏部位包括在内。

（二）起搏导线的结构及性能

导线的组成：导线系统由五种部分组成，即导体（图6-5）、绝缘层、与脉冲发生器相接的连接器、固定装置和药物装置。导线起到了和心内膜直接接触的作用。

导线阻抗和极化效应：缩小导线面积可使刺激阈值降低，而高阻抗导线因极化作用会使能量损失。起搏导线系统由三种阻抗所组成。

1.导线阻抗

代表着电压与电流的比率，这是一种纯阻抗，它包括连接器、导线和传导体，这部分阻抗一般在10～50Ω。导线刺激时的驱动阻抗（driving impedance）不同于导线在体外的原始阻抗（source impedance）。在刺激时，叠加于起搏器上的阻抗由起搏导线和导线与身体组织阻抗构成。这些阻抗在脉冲发放时不升高，不成线性关系。

2.身体组织阻抗

分为两部分，即导线与心肌组织接触的界面和导线周围形成的纤维化。对于单极导线来说，因阴极和阳极之间是由人体组织所组成，人体组织是由水和电解质组成，其阻抗较低。

3.极化阻抗

极化作用形成的阻抗是非常重要的，在金属导体中的电流是由于电子的流动所产生，极化效应并不明显。而在人体中电流流动则依赖于带电荷的分子或离子能转换，因而伴有强烈的电化学反应。极化是由于导线-组织界面对抗电流在流动过程中带电粒子的极性排列形成电容效应。脉冲发生器放电时，在起搏导线-心脏组织界面布满了对抗电荷，这些电荷（charges）堆积起到一个电容作用。导线-心肌组织界面的极化阻抗是放电时产生的化学反应，在脉冲快速发放初期效应基本为0，随后上升，通常在14ms时达到高峰，持续时间200～300ms，嗣后这些聚集的离子通过溶解而消散，极化阻抗下降。电阻（RF）包括两部分：体液的电阻部分以及导线与可兴奋组织之间的纤维层的电阻部分。电阻Rm、Rz及RE分别为细胞膜的电阻、细胞外体液的电阻及刺激导线与无关导线之间其余生物组织的电阻。脉冲发生器发出的电压为Ub，加到可兴奋细胞上的电压为Ug。在脉冲放电时，电容Co、CH与Cm被Ub通过电阻充电，当Ub断开后，电容上的电荷则反方向的放电。电化学极化效应与多种因素有关，如导线面积（随着导线面积减小极化增加）、刺激类型、导线极性、导线在心内膜成熟程度、组织化学、导线材料、电流幅度及脉宽。极化阻抗占系统阻抗的15%～30%，例如，在较大面积导线，如电流为10mA，脉宽1ms，极化阻抗可占总阻抗的15%～35%；又如，同样电流10mA，脉宽1ms，在小面积导线极化阻抗可为总阻抗的70%。

电流影响阻抗，电流低时极化阻抗较大，随着总阻抗的增加电流渐渐减小。脉宽对极化影响也较重要，因极化作用随脉宽增加而加大，极化效应在脉宽0.25ms时相当大。当然，脉冲发放期间的阻抗变化表明电压和电流不能维持恒定的线性关系。由于这些原因，尤其是脉宽不同时，用电压测量的阈值不能与用电流测量的阈值进行比较。另外，导线系统阻抗也明显不同，一个标准的5.0V脉冲发生器释放到一个导线系统是15mA，释放到另外一个导线系统可能是5.0mA。

（三）导线极性

导线阴极面积减小会明显影响电流输出，但不一定产生较低的刺激阈值。阻抗与三种因素有关：①导线-组织界面阻抗；②导线导体的阻抗；③导线表面的极性。后两个因素在消耗刺激能量后会影响导线功能。理想的导线应具有较高的导线-组织阻抗，较低的导线导体阻抗和导线极性阻抗。小面积阴极导线可能因极性问题而使能量下降。

极性这一术语认为是导线化学阻抗，产生于导线-组织界面。在身体组织内电流流动是带电荷的分子或离子运动。在导线-组织界面欧姆能（ohmic energy）转变为离子能，强烈的化学变化开始。极性是由于在这一表面负电荷离子的增加，一种电容效应。金属导体内的电流流动是以欧姆计算，阻抗的变化发生在电流刺激时。恒压脉冲发生器电流刺激结束时，电容为零；在刺激期间电容增加；在刺激之后，电容开始放电，嗣后离子消散回到电中性，电容逐渐下降。离子在心肌的集聚提高了后电位，在脉冲发放后可被记录到。电化学极性的影响随着导线面积减小而增加。极性阻抗和导线使用的时间、导线材料、导线结构、电流的释放（随着电流增加而增加）、脉宽、组织化学和刺激极性有关。极性阻抗可达到总阻抗的30%～40%，但在平滑表面和小面积的导线可超过70%。图6-6示导线的极化过程。

金属代表导线的顶端，与其相接触的界面为心肌内膜组织。脉冲发生器发放电流后，流动电子暂时堆积到导线的顶端，形成导线顶端阴极放电，此时吸引了周围液体中众多阳离子，同时排斥了周围液体中的阴离子，阴离子远离导线顶端过程形成了电流。

（四）导线材料

起搏阈值是电流通过导线时产生的过电压的函数，也是导线材料的活性函数。电化学极化作用在很大程度依赖于导线材料的选择。惰性越强（活性越低）的材料，过电压越低，极化反应也越小。适用做导线材料的物质要求其与组织相容性好，不被人体组织所排斥，并且抗蚀性要大、退化性要小，多年滞留于体内不变性，能长期胜任起搏和感知功能。因目前所用起搏器的寿命较长，一般脉冲发生器在体内能够工作8～10年，根据理论推算自动阈值夺获型起搏器在体内工作时间可能长达12～15年，因此，导线应能够胜任长期在体内工作的需要。电化学极化作用在很大程度上依赖导线材料的选择，并在阴极和阳极有很大的差异。另一方面导线材料的自蚀性和退化作用可能增加远期并发症，如导线的断裂、绝缘层破损等。用来制作导线的材料要求较为严格，它对于导线在体内的长期使用极为重要，其性能必须稳定，在体内不易产生反应，老化作用较慢，故此导线材料需要满足下列要求：①电化学性质为中性；②无毒性；③有电解质降解功能；④较低的电阻抗；⑤导线材料与组织、体液有很好的相容性；⑥极化作用小；⑦具有很好的抗腐蚀性；⑧良好的机械性能，可满足长期在体内工作的需要。

根据上述起搏导线的要求，目前可选用制作导线的材料主要有下列几种。

1.铂铱合金

金属铂是相当稳定的，不易产生异物反应，对电子的消耗较少，并易于将电子释放到心肌组织界面。在铂材料中加入10%的铱而形成的铂铱合金。这种材料制成的导线机械性能较好，强度比单纯的铂质材料高，化学性能相对稳定，极化反应小，而被临床广泛的采用。将铂粉镀在铂制导线头的表面可制成低极化的多孔导线。

2.Elgiloy

Elgiloy是由钴、铁、铬、镍、钼、锰等多种成分合成的金属，具有很好的抗腐蚀作用，其慢性极化反应比玻璃导线和氧化钛导线高，但在电荷阈值上三者并无明显差异。Elgiloy材料适用于做导线的阴极，但不能做双极导线的阳极。

虽然以上两种制作导线的材料优点较多，但仍具有局限性，缺点主要表现在感知性能上。这种导线电容较大，而感知滤波器的输入阻抗相对较低，使导线与感知放大器组成的感知输入系统的高频性能变差。当然这些问题是可以解决的，如对导线的金属表面进行最佳化处理，可使电容变小，导线感知性能会得到很大改善。其方法是将导线制成多片粗糙表面结构的多孔导线，这种导线要比平滑金属表面导线性能优越。层状导线的出现给起搏系统的改进提供了技术上的前提条件，可选用碳化物和氮化物镀覆导线。用化学计量法可以通过改变成分结构来调节镀覆导线或用来生产粗糙化部分，另外，铂和铱的片状镀覆方法可使导线提高两个等级。

3.碳

碳也是制造低阈值、低极化导线的良好材料。普通碳机械性能差，不耐磨损，不宜用来制作导线。透明碳是一种高纯化的高温分解碳，具有较好的机械强度，并与组织相容性较好。其缺点是极化作用造成的电能损耗较大。为了克服这些缺点，在碳表面通过氧化钠过程制成低极化的微孔导线。这种碳导线与铂铱合金导线相比，活性较低，仅有较弱的组织反应，其原因是通过糖和氨基酸的氧化减少了氧的释放，而铂导线通过氧的释放刺激接触组织的生长。

近几年研制出的活化碳导线、热分解碳导线和玻璃碳导线长期刺激阈值低于光滑面的铂铱合金导线，其中活化碳导线由于通过糖和氨基酸的氧化而减少了氧的释放，因而导线/心肌组织界面处极化反应减弱。而玻璃碳导线在低极化和低刺激阈值方面又优越于其他碳导线。新近报道，一种新型带有微孔的碳导线已用于临床，它的刺激阈值及与组织相容性较一般碳导线更为优越。这种导线顶端由膜样的活性多孔碳覆盖。膜的作用是减少导线极性和防止孔面吸收分子物质。这种膜样导线与多孔碳和另一些多孔物质相比，它与微粒子亲和性低于另一些物质。活性炭做成的覆膜与组织相融性较好，只在导线周围有较少量的纤维组织形成。此外，在导线头内加入类固醇激素更有助于减少其周围纤维化，减轻炎性反应。

4.钛合金

钛合金及氧合钛也被用来制作导线材料，可做阴极也可做阳极，但更多用来做阳极材料。做阴极时易产生氧化外膜而具有较好的耐腐蚀性。但随着时间的推移，最终导致导线与心肌组织接触的界面破坏。由90%钛、6%的铝和4%的钒合金表面镀钛制成的多孔类固醇激素导线，经动物实验证实其刺激阈值较低，有可能与类固醇激素有关，而导线材料本身不一定具有降低起搏阈值作用。

（五）导线面积

研究结果表明，导线面积直接影响着起搏与感知的效果。在起搏方面，导线面积较大时，阻抗较低，但电流通过大面积导线头部时流失较多，起搏阈值将会增高，小导线头部可使导线与血流间的分流电流减少，节约能源。在20世纪60年代生产的经静脉植入心内膜导线面积约100mm2，如此大的导线面积接触心内膜，产生了很低的起搏阻抗，一般起搏阻抗大约为250Ω，因为电流与阻抗呈现相反关系，大量的电流经这种导线流失，故起搏阈值明显较高。到20世纪70年代中期，导线面积做了改进，减小到25～50mm2，由于阴极面积缩小，电流密度提高，阈值随之降低，电源寿命随之延长。现在所用的导线面积一般为5～8mm2，阻抗500～1 000Ω。实验表明较小的导线面积电流密度较大，使起搏阈值减低，导线头部的面积与起搏阈值成反比，导线头部面积越大，起搏阈值越高，研究对比导线头部面积为47mm2和8mm2的两种导线，如以起搏电压为5.0V，脉宽0.5ms，起搏频率为70次/min计算，则两者起搏功耗分别为46μJ和30μJ，即小面导线节省功耗1/3。当然过小的导线面积增加导线阻抗，由于脉冲发生器仅有固定的电压，如此高的导线阻抗将明显减少流向心脏的电流。因此，科研人员普遍认为小于4mm2的导线应慎用，如此小的导线面积在物理学上会受到一定限制。因为这一方面的技术受到限制，另一原因是它可能导致较高的阻抗，不一定有利于起搏和感知。但随着科学技术的发展，这一局限将会被打破。

感知信号阻抗是由导线、导线头部与心脏界面的阻抗所组成，过小的导线面积将会影响导线的感知功能。另一方面导线面积与感知成正比，导线面积较大，阻抗较低有利于感知。大面积导线感知性能较好。过小的导线产生高感知阻抗使心内信号明显减弱，影响感知功能。为了增大导线面积，采用了覆膜技术，导线头部做成重叠的山峰形状，多层微粒铱镀覆层，多层微粒结构使导线面积增加1 000倍，因而在导线和心肌的界面处形成大电容时，使后电位几乎不复存在，保证了刺激和感知信号能量的最佳传递，而利于感知功能。

（六）导线头部的表面结构及形状

要想降低起搏阈值，减少电流损失，除减小导线面积之外，还需要寻找合适的材料和设计理想的导线形状。导线头部面积减小可降低刺激阈值，但因其极化作用增加会使能量损失，为此要使导线头部面积小而极化性又低，就必须在导线头部的形状设计和材料上加以改进。此外导线的形状也是一个保证导线与心肌组织接触的重要因素。

1.导线的形状对起搏系统的影响

早期的导线多为球形导线，易产生导线脱位及过感知现象，过去生产的导线阴极面积较大且形状也较光滑，这样就会影响起搏阈值，已不再使用。此后对导线的形状不断进行研究和改进，现在所用的导线形状较多，如翼状、叉状、螺旋导线等。这些导线面积减小可产生高电流密度区，小面积导线可使接触的心肌有效除极，而且在导线植入后也不易移位。此外，主动固定螺旋导线，是在导线头端附加螺旋，其目的是便于导线在心腔内的固定，而不是考虑能量的保存。

2.导线头部结构对起搏功能的影响

理想导线必须在满足降低有效起搏阈值的能量需求的同时，又提高导线的感知性能，减小导线头部面积可使起搏阈值大大降低，但小导线头不仅存在感知问题，还因增加极化反应而影响起搏功能。要想解决这一矛盾现象，就必须改进导线头部结构。近年来在导线头部结构方面的研究也取得了突破性进展，研究的目的是增加导线与心内膜有效接触面积，降低导线极化作用。

（七）类固醇激素导线

导线植入后，与组织界面发生炎性水肿反应，促使吞噬细胞释放许多炎症介质到导线表面上及周围组织中，杀死心肌细胞引起微小的坏死，以后引起胶原沉积、成纤维细胞增殖乃至纤维膜形成。纤维化是阻碍起搏的屏障，导致起搏阈值升高。纤维膜以及其他非应激组织增加导线宏观面积，同时其内的炎症介质缓慢持续释放造成细胞毒性反应，均使细胞跨膜阈值增加。导线对于组织的刺激反应取决于两方面的因素：导线材料和导线对心内膜的刺激。导线的材料如锌对于组织刺激反应较大，可引起强烈的电化学反应；与之相比，碳导线则反应较小，仅产生少量的组织被膜。但是完全依赖改进导线材料来降低慢性起搏阈值并未达到预期的效果，人们先后研究过许多药物如抗凝剂肝素、非甾类抗炎药物布洛芬等，均未获得满意结果。以后改用糖皮质激素类，临床实践中证实，通过稳定吞噬细胞膜，减少或阻抗释放炎症介质，从而抑制了炎症反应。在早期，由于水肿使组织界面蛋白含量较高，地塞米松对蛋白质更具有亲和力，药物活性高，明显优越于泼尼松，因此被广泛应用于激素导线中。实验表明地塞米松可改变细胞膜的通透性，从而使心肌细胞的兴奋性增加，导致阈值降低。为避免激素较多的全身不良反应，可通过特制装置将其精确、微量地释放到导线-组织界面处，通过药物来阻止炎性反应，以获得长期的慢性低阈值。类固醇激素导线的主要优点：①减轻导线组织界面炎性反应，起搏阈值降低；②降低感知阻抗，有极好的R波检测及良好的慢性感知功能；③降低极化电位，使起搏能耗降低。

为了达到长期降低起搏阈值的目的，1983年3月21日美敦力公司生产出第一根4003型激素导线。这是一种可长期释放激素装置的导线，即在导线头内装入少量激素，使其缓慢而长时间地释放到导线心肌组织界面。这种导线产生的目的是通过激素释放，减少导线周围组织炎性水肿，降低能量刺激，延长起搏使用寿命。

类固醇洗脱导线经临床试用效果很好，降低起搏阈值有两种解释：①导线植入初期炎症被抑制后不再进一步发生纤维化，使刺激阈值保持低水平；②另一种解释是在导线头部周围形成的纤维被膜明显比不含激素的导线要少得多，纤维被膜的厚度与起搏阈值有很好的相关性。一个较薄的被膜使导线与组织接触界面较小，电流密度较高，所以阈值较低。较少的被膜不但可维持较低的起搏阈值，并可作为一个屏障防止激素尽快流失，而较厚的被膜则影响起搏阈值。这种导线含有的激素可在体内缓慢释放，最少持续5年。有研究表明，植入动物体内的激素导线7年后取出，测得导线硅胶栓剂中仍含80%的激素。因此理论上这种导线低阈值可维持终身。Klein等在1990年报道了38例类固醇激素导线的临床应用情况，激素导线与其他3种普通导线（导线尖端为碳、Elgiloy或钛镀导线）进行了比较，其结果如下。

起搏阈值：在导线植入后分别在1～3d、6周、6个月测定起搏阈值。在植入时测定的起搏阈值4种导线无明显不同，可是在6周和6个月后，激素导线起搏阈值明显低于其他3种普通导线。6个月后的起搏阈值，脉宽为0.5ms时测定，激素导线平均为0.5V，而碳导线和Elgiloy及肽镀导线分别为1.0V、1.1V和1.1V。激素导线与其他3种导线相比，差异非常显著。

导线阻抗：激素导线与其他3种导线相比，无论在植入早期还是在6个月后其阻抗明显低于其他3种导线，并且差异极显著。

导线内的激素至少可缓慢释放2年，这些导线在体内可较好地工作，激素导线在体内长期应用效果明显优于一般普通导线（图6-7）。

非激素导线植入后2d起搏阈值开始升高，而激素导线植入后基本处于平稳状态，阈值升高并不明显，与非激素导线相比，差异非常显著。

（八）导线外鞘绝缘层

起搏导线内有导线，由多股螺旋合金丝制成，有一空心可容纳导引钢丝，外鞘为绝缘层包裹，这种绝缘层必须长期与血液接触，应有较好的耐生物老化、抗腐蚀和与血液的相容性。此外，导线在体内必须有较好地耐弯曲作用，因每天心脏收缩约10万次，导线也必须在体内弯曲相应的次数，导线材料及绝缘层质量欠佳可导致损伤，造成导线断裂或绝缘层破损。绝缘层材料要求也非常严格，植入体内要保证对人体不能有任何损害，因而对材料的选择极其严格。

1.导线绝缘层材料的要求

①对生物体不会引起任何急性和慢性感染性反应、生物化学反应；②绝缘层在体内不能出现渗漏、剥蚀、腐蚀及机械擦伤；③表面光滑不产生血栓；④无毒性、不致癌、不产生变态反应。

2.导线的绝缘层材料

（1）聚乙烯（polyethylene）：

聚乙烯是最早用作导线绝缘层材料的物质，作为导线绝缘层其主要优点是表面平滑结实，可赋予导管以附加的刚性和弹性阻尼效应，提高了心内膜导线的机械稳定性，其缺点是不透明，连接困难，硬度较大，在体内可发生晚期断裂。

（2）硅胶（silicone rubber）：

在20世纪60年代初，硅胶作为起搏导线的绝缘层较为盛行，有很好的生物相容性、透明度和柔软性。经过塑造和模压，可以使其有不同强度和形状。但它可在早期被损坏，如术中易被手术刀、缝针以及结扎线所损坏，因对灰尘、滑石粉有很好亲和力，易被污染。另一方面，它的摩擦系数较高，不利于两根导线同时植入，缺乏必要的强度和支撑力。不过最近通过抛光技术和外加高润滑物质使其摩擦系数明显下降。1970年后经过技术处理的硅橡胶再次用来制作较细的导线。

（3）聚氨酯（polyurethane）：

1978年用于制造导线的绝缘体，植入体内可从体液中吸收大量的水分子，有利于将弹性膜和拉强度减小，使延伸率增加，导管变得更柔软和易伸长。干燥的聚氨酯摩擦系数很大，在血液中的聚氯酯则完全不同，表面系数变小，显得十分滑润。因此这种导线具有直径小、质地柔韧、表面光滑、不易移位、耐腐蚀、操作时不易损伤等特点，是一种极好的导线绝缘层材料。可是在1983年后，屡有报道对其长期的完整性和绝缘性质提出质疑，主要问题是体内导线随着时间推移，出现分解和绝缘层的破损。

（4）碳化硅胶：

碳化硅胶的主要优点是外表光滑，可以使导线做得更细，更容易经静脉插入，这种硅胶抗牵拉性能较强，有一定强度和支撑力，同样是做导线绝缘层的较好材料。

（九）导线在起搏及感知中的作用

导线不仅要便于安装，延长在体内的使用时间，更重要的是导线的性能直接影响着起搏和感知功能以及起搏系统的抗干扰能力。性能优良的导线不仅具有较低的起搏阈值，而且还具备可靠的感知能力。

心脏起搏系统的抗干扰能力与导线的选用以及起搏器感知的匹配亦存在显著的依赖关系。如果仅在脉冲发生器的电路设计上改进，而无良好的导线配合，则抗干扰效果仍是有限的。

1.导线与起搏阈值

导线不仅传递脉冲发生器发放的脉冲，而且和起搏阈值或心脏起搏所需能量大小有着密切联系。在其他条件相同情况下，导线的面积和起搏阈值有着明显的线性关系。起搏导线面积越小，与心脏接触处的电流密度越高，则所需的起搏阈值较低。可见心脏起搏需要的能量与刺激心肌的电流密度有关。例如，导线面积为47mm2和8mm2的两种导线相比，在急性期后者比前者起搏阈值减少100%，在慢性期减少30%。上述两种导线在脉宽为0.5ms，起搏频率70次/min时，前者功耗为46W，后者为30W，可节省功耗1/3。

起搏阈值的变化与起搏阻抗有关，脉冲发生器与心脏组织间的阻抗由4种阻抗组成：①起搏器的输出阻抗；②导线阻抗；③导线与心肌组织界面阻抗；④被导线刺激的心肌阻抗。

在刺激初始时，负载的大部分阻抗是由心肌的组织阻抗引起的，导线电阻仅占10%～15%，而新设计的导线阻抗可减少到负载的2%。在刺激导线与心肌组织界面间阻抗（极化阻抗）依赖于脉宽，并受脉宽的支配。随着脉宽的增加，极化阻抗增加。组织阻抗直接影响起搏功耗，组织阻抗降低，起搏功耗将增加。在某种程度上，导线阻抗与其面积的大小成反比，因此从降低起搏阈值观点来看，导线面积越小则越有利。但在感知过程中，结论则是相反的。阳极面积越大，起搏阻抗越低。在单极起搏系统阳极面积较大，阳极面即为起搏器的外壳，要比双极导线的阳极面大得多。因此，就感知阻抗而言，在单极起搏系统阻抗小于双极起搏系统。于是，在单极起搏系统，在导体中电流阻抗较低，经过导体释放的电压较低。在恒压脉冲发生器，单极起搏系统比双极起搏系统有一个较低的电压阈值。可是现在的导线阴极极性较小、较低，起搏系统阻抗比大面积的阳极还小。所以双极导线阻抗比单极导线略高。现在的导线不管是阳极还是阴极，起搏阈值均较低，两者刺激阈值差别不大。

2.导线与心内信号的感知

在按需型或同步型起搏器中，心内信号经导线反馈至感知放大器中，起搏导线和感知导线为一共用体，即同一根导线既有起搏作用，也有感知作用。在起搏系统的感知过程中，有些阻抗与起搏阻抗是相同的，但有些阻抗则不同于上述的阻抗，感知与起搏相同的阻抗，如输入阻抗和导线阻抗，而心肌阻抗和心肌界面阻抗在感知过程中则不同。在脉宽为1.0ms时，起搏脉冲刺激心肌组织的瞬间，界面阻抗仅为300Ω，但在感知QRS波期间阻抗可高达2 000Ω，感知阻抗总是高于起搏阻抗。

在起搏时要求较小的导线面积，因导线面积和电流密度有关，而在感知时则并不如此，界面阻抗与导线面积近似成反比，界面阻抗由导线面积与心肌之间形成的界面电容以及P或R波的频谱决定。导线面积减小后，界面电容相应减少，因而导线与心肌组织界面阻抗相应增加。当导线面积为8mm2时，感知阻抗达3 000Ω以上，但这对感知是十分不利的，是感知失误的重要原因。除导线面积外，导线材料和QRS波也影响感知阻抗，Elgiloy材料呈现的界面阻抗要比铂铱合金导线还要大，因此感知阻抗增加，QRS波增宽时感知阻抗也增加。

感知阻抗对起搏器感知影响的程度，依赖于感知放大器输入阻抗与感知阻抗的比率。当比值增加时，感知阻抗对R波的衰竭将减少。大多数起搏器的输入阻抗为2 000Ω或者更大。然而，导线导管与起搏器之间的任何部位漏电，如导线绝缘层的老化或破损，导线断裂造成导线与组织或体液、血液的接触，都相当于感知放大器的输入阻抗并连一个阻抗，其结果使感知阻抗进一步下降，而影响感知功能。例如，当导线接头与起搏器之间的漏泄路径的电阻为4 000Ω，则总的输入阻抗由2 000Ω减少到1 800Ω。又如小面积的导线感知阻抗为2 500Ω，它的R波将衰竭至58%，相反大面积的导线感知阻抗是1 000Ω，这时R波仅衰竭36%。漏泄路径使感知放大器的输入阻抗减小，从而使心脏电信号的衰竭加剧。不仅如此，它还将导致心电信号的波形失真。当漏电严重时，由于波形的失真以及信号幅度的减小，被感知的波形特性远离感知放大器的通带，可能出现误感知。为此在导线断裂或绝缘层破损时可导致感知不良。

多年来，一致认为单极导线系统比双极导线感知心内信号更有利。这些看法是最初在心肌梗死或心外科手术时采用临时起搏研究的结果。由于单极导线的内距较大，监测的心脏面积较大，相反，双极导线因两极间距离较小，对心脏监测面积较小，感知心内区域是有限的。现在导线在感知方面明显不同于老导线，单极和双极导线的对比研究表明，心室电图的振幅和斜率是相类似的，不管感知方式如何，心室电图的振幅和斜率通常超过感知线路要求的标准范围。相反，心房电位可能有一个较低的振幅，特别在老年患者，有时可能影响感知。

3.远场感知

双腔心房感知放大器（或心房起搏）可能出现对心室信号不适当的感知。虽然在心房电图中远隔的R波有一较小的振幅，因心房感知度设置较高，有时也难免将远隔的R波误认为是心房活动电位。一般来说，如心房导线靠近三尖瓣时，感知远隔的R波是有可能的。因为所有导线是感知阴阳两极间的电位差，双极导线两极更加靠近，与单极导线相比记录到远隔的R波信号机会更少，并且这一事实已通过临床实验证实。

交叉感知在单极系统比双极系统更常见，双极系统的交叉感知很少。交叉感知原因可能和存在于感知线路的残余电位以及与噪声有关。

4.过感知

在体外的外界电磁信号经导线或直接进入起搏器感知系统。因为脉冲发生器为金属壳所包裹，电磁直接穿透是不常见的。多因导线作为天线而受到电位影响感知。理论上单极导线系统比双极系统更易受外界电磁影响，主要是由于它两极间距较大之故。

（十）导线系统的种类及临床应用情况

1.依据导线植入部位的分类

导线分类方法较多，根据导线植入位置可分为心外膜导线和心内膜导线，两种导线不但植入位置不同而且植入方法亦不同。经静脉植入的导线即为心内膜导线，心内膜导线是目前临床植入起搏器最常用的导线。该导线植入方法简单，无须开胸，手术创伤性小。

（1）心外膜导线：

心外膜导线有2种。一种是一对小型圆盘状或球拍状铂片，直径约0.8cm，上有2～4个小孔供缝合固定用，连接在包裹的导线上。这种心外膜导线是早期植入起搏器使用的导线，目前心外膜导线主要用于心外科手术时，为给患者术后提供心率支持，在术中将导线缝合于心外膜上。另一种是心肌螺旋导线，它可旋进心肌内，固定的比较牢固，可用于习惯性导线脱位者。此外，它还可用于因血管畸形无法植入心内膜导线者或婴幼儿需要植入起搏器的患者。其缺点是需开胸植入，手术创伤较大，易在导线周围形成纤维化，使电阻升高，导致起搏阈值升高；但心外膜导线定位性能好，术后不易移位（图6-8）。

（2）心内膜导线（endocardial electrode）：

按固定位置分类，有心房和心室导线。这些导线都直接接触心内膜，所以又称心内膜导线。①心室导线：心室导线只能用于心室起搏，其形状较多，为了更好地固定于肌小梁，使其不易移位，各厂家设计出不同形状的导线，但现在使用的导线主要有伞状、翼状、叉状、锚状、靶状、螺旋导线等。最早使用的柱状导线，因其移位率较高，基本不再使用。②心房导线：心房导线不同于心室导线，根据导线结构及在房内固定部位不同将其分为两种，即心房主动固定螺旋导线和心耳导线（J型心耳导线），主动固定螺旋导线（screw-in）又分为J型或直型主动固定螺旋导线（图6-8）。主动固定导线的植入方法是将导线置于右心房心耳或房间隔处，待导线与房壁接触后将螺旋旋于房壁内。心耳导线植入是将导线放于右心房后，稍回撤导向丝，使导线自然弯曲成J型，缓慢上提导线钩入心耳内。

（3）VDD起搏的单根导线：

VDD起搏的单根导线于1979年研制成功，双极VDD导线于20世纪80年代研制成功，单根VDD导线于80年代末应用于临床。单根VDD导线的结构是在一根导线上设有3个极，一个极位于导线顶端，用于心室起搏及心室感知，另2个极设于距心室导线13～16cm处，主要用于心房的感知，漂浮于右心房上部或右心房中，因心房除极时信号较小，要求心房导线感知灵敏度要高。过高的感知灵敏度易发生过感知，故此，将心房导线设为双极感知，其目的是为有较好的抗干扰性能。这种导线只用于窦房结功能正常的房室传导阻滞或束支传导阻滞的患者，植入方法简单，术后导线移位率低，并可达到心房感知心室起搏的作用（图6-9）。

2.依据导线刺激方式的分类

所有的刺激都需要一个带有负电荷的阴极和一个带有正电荷的阳极完成电流回路。起搏器的电流回路也同样需要两个极，即阳极和阴极，因此，所有起搏器都需要两个极。但在起搏系统中这两个极可分别设于不同位置，如单极导线一个极位于导线的顶端（心腔），另一个极位于起搏器外壳，二者之间构成电流回路。双极导线的设计两个极均位于导线自身（心腔）用于起搏和感知。由此，依据导线刺激方式分可分为单极导线和双极导线（图6-10）。

（1）单极导线（unipolar electrode）：

只有一个阴极内置于心腔，它与脉冲发生器的负极输出端相连接，作为刺激导线。阳极位于起搏器的外壳，为无关导线，身体容积作为单极导线的电流回路，形成一个低电阻通道。脉冲发生器电压释放后均匀地分布于两极之间，为了降低起搏阈值，通常设计的阳极面积比阴极大1 000倍，这样流向小面积的电流较高，可使起搏阈值降低。单极导线在临床中较为常用，其优点：①导线较细，植入时可利用较细的头静脉即可将导线送入心腔，如植入双腔起搏器，可经一根血管进入两根单极导线，或经锁骨下静脉穿刺时，可经同一导入器（10.5F）送入两根导线，既节约材料又节省时间，创伤较小；②导线与起搏器连接处较简单，密封效果较好；③因阴极和阳极间距较大，磁场范围较大，起搏心电图上脉冲信号清楚易辨；④导线较细，柔韧性好，寿命较双极导线长。其不足之处是抗干扰能力较差。尤其在心房起搏用单极导线时，为使起搏器对P波能够感知，其感知度设置较高，在这种情况下常可见到肌电位干扰使起搏器输出功能受到抑制。而在双极导线则很少见到此种情况出现。

（2）双极导线（bipolar electrode）：

双极导线的两个极均位于一根导线上，阴极位于导线顶端，阳极距阴极仅为1.0～2.5cm，环绕于导线上，长度4.5～5.0mm。两个极分别与导线绝缘线相连，从导线尾端引出，直接连接于脉冲发生器，但脉冲发生器必须是双极导线脉冲发生器，脉冲发放后在阴极和导线远端的阳性形成电流回路（图6-11）。这种导线阳极大于阴极。小的阴极增加了极化电阻，克服这些阻抗，就需要较高的电压，所以双极导线的起搏阈值可能较单极导线起搏阈值要高。与单极导线相比，双极导线较粗、植入较困难，寿命较短，易折断。可是随着工程技术及医疗技术的进步，双极导线的直径与植入技术的难易程度基本接近单极导线。按照严格定义来说，所有的双极导线目前在心房起搏或临时起搏中应用较多，它具有如下特点：①双极起搏系统由于差分放大器的“同向抑制比”高，抗干扰能力强；②因2个导线在心腔内距离很近，所以不易受电磁干扰；③如果2个极有一个损坏（断裂），可将起搏器程控为单极仍可使用；④起搏器脉冲发生器埋藏处不会出现胸大肌刺激。

（3）四极导线（quadripolar electrode）：

四极导线主要应用于心脏再同步治疗（CRT）左心室导线。四极导线的4个电极由远到近分别命名为：D1（远端电极）、M2、M3（中间两个电极）和P4（近端电极），其中D1与M2距离为20mm，M2与M3距离为10mm，M3与P4距离为17mm。它提供了10种起搏向量，分别为D1-M2，D1-P4，D1-RV coil，M2-P4，M2-RV coil，M3-M2，M3-P4，M3-RV coil，P4-M2，P4-RVcoil。其中第一个电极代表阴极，第二个电极代表阳极。四极导线上的两个极同时发放脉冲，从而实现左心室多位点起搏，可以最大限度地提高心脏收缩的同步性。在传统双极导线的基础上，提供了更多的起搏向量选择。初步研究显示其在减少膈神经刺激、导线脱位等并发症方面发挥了独特作用，同时进一步提高了CRT的反应率，改善左心室功能。

3.依据固定方式的分类

可分为主动固定导线和被动固定导线两大类。

（1）被动固定导线：

临床所用的心室导线绝大多数为被动性固定导线。这种导线在植入定位时对心肌创伤较小，植入心室后，主要依赖于心肌纤维包绕导线的顶端来固定导线，导线顶端较易嵌入肌小梁内。

（2）主动固定导线：

这种导线用于心房起搏较多，又可用于心室起搏（直型主动固定螺旋导线），在心室起搏中主要用于右心室流出道起搏。主动固定螺旋导线对心内膜创伤较大，导线端金属丝制成螺旋，螺旋长度1.5～2.0mm，依靠导线内的螺旋拧入心肌固定于心内膜内。主动固定螺旋导线又分为两种，即J型主动固定螺旋导线和直型主动固定螺旋导线。

（十一）导线的研究方向

就目前所用导线来看并不是完美无缺，在某些方面仍存在一些问题，尚不能令人满意，如导线的导体性能、绝缘性能及固定牢靠性等都有一些缺点。导线的研究目的应朝以下几个方面努力，如导线电学性能、起搏阈值及感知阈值的矛盾，导线的极化，导线的定位，导线及绝缘层强度，远期生物相容性及长期使用寿命等。新型起搏导线研制的目标是设法降低能量消耗，降低能量消耗不但要起搏导线的阈值降低，主要集中在降低导线-组织界面的刺激后极化上。低极化是可靠检测、自动输出适应起搏器引起反应的先决条件。

从起搏角度来讲，用心内导线进行的生理实验表明向细胞内注入带电粒子时，只需要10～11As的电量就足以触发一次动作电位。目前人工心脏起搏所需电量一般10～16As，从刺激心脏除极角度差别来看，人工心脏起搏仍需解决如下技术问题：①使刺激所需能量最小，使起搏的使用寿命尽可能延长；②所检测到的心电信号幅度最大；③脉冲之后反冲电压最小，这是有效工作的前提。

1.解决起搏和感知的矛盾现象

导线是起搏和感知的一个共同载体，但两者之间在阻抗要求上是相互矛盾的。对于起搏阈值来说，在一定程度上，导线面积越小阈值越低，但对感知来说，小面积的导线则不利于感知。在理论上认为表面积较大的导线应具有较好的感知特性。为了达到这些要求，研制出全孔状导线，使其表面积增大，理应提高感知特性，但是全孔状导线的感知特性却没有表面孔状导线好。就感知理论而论，如果导线表面是一个决定因素，那么只有外表面的表面积方能视为有效面积。孔状导线理论又延伸到微孔（microporous）概念，用来制作导线表面微孔的物质有钛、活性玻璃碳（active vitreous

carbon）和高温分解碳（pyrolytic carbon）等。为了能够进一步提高导线的起搏及感知性能，在微孔导线上结合激素装置使用，使导线周围形成的纤维组织被膜明显减少，刺激阈值大大降低，而感知面积并不减少，具有较好的感知功能。但这些导线是否能长期保留于体内，起搏阈值永久保持较低水平，有待进一步验证。根据我们所用的激素导线，有2例三年后起搏阈值开始升高，由1.6V（脉宽0.5ms）升高至2.5V（脉宽0.5ms），这就说明这些导线虽然其性能明显提高，但激素在体内的时间不一定能保持10年以上，也未必能终身在体内使用。也许将来还会有更新型导线问世，使其阈值长期处于较低水平，感知性能较好，可使导线终身保留于体内，在更换起搏器时不必更换导线。

2.解决导线在体内长期存留的安全性问题

导线植入体内需要应付长期的工作需要，尽管现在所用导线质量及性能较好，但还存在一些不尽如人意的地方，如导线断裂、绝缘层的分解、破损等。这些问题也会给患者带来再次手术的痛苦，如为完全依赖起搏器的患者可能因导线断裂而导致生命的危险。在导线螺线及外绝缘层的抗老化、抗磨损、抗牵拉等方面进行改进可能会减少这些并发症。

（蔡迟　耿仁义）

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