第一部分　心脏起搏技术

第1章　心脏起搏技术基础知识

一、起搏技术发展简史及我国应用现状

1761年，Morgagni首次描述了由脉搏过缓导致的晕厥，当时误认为是癫痫的一种发作形式。之后，Adams和Stokes分别在1827年和1846年进一步详细报道了房室传导阻滞的症状和体征，并被后人命名为阿-斯综合征。对于这一病症，当时并无有效的治疗方法，三度房室传导阻滞患者在诊断后1年内死亡率高达50%。人们渴望能出现一种医学技术，使心脏停搏或极度缓慢的心率恢复正常。经过百年探索，1958年，这一梦想终于成真。1958年10月，瑞典胸外科医生Ake Senning植入了世界上第一台全植入型人工心脏起搏器。同年，Furman在X线透视下将第一根静脉导线放入右心室流出道，开创了经静脉植入心内膜起搏导线的先例。在随后的50多年里，起搏技术突飞猛进，日新月异。由最初固率型起搏器到按需型起搏器，进而开发出频率适应性起搏器。1995年，首例带有起搏阈值自动夺获功能的起搏器问世，标志着起搏器自动化新时代的到来。目前起搏治疗适应证已由最初“症状性心动过缓”的治疗，扩展到颈动脉窦过敏综合征、心力衰竭和快速性心律失常等疾病的治疗。至今，起搏技术已经挽救了数以百万患者的生命，成为现代医学发展史上的丰碑。

永久性心脏起搏器的应用在我国已有40余年的历史，随着我国经济的快速发展以及人民群众对健康水平要求的不断提高，心脏起搏器在我国的应用越来越普遍，心脏起搏器的适应证不断拓宽，心脏再同步治疗除颤器（CRT-D）、植入型心律转复除颤器（ICD）等以往高端心脏植入器械在我国也得到了广泛应用。特别需要指出的是，我国学者在希氏-浦肯野系统（希浦系统）起搏，特别是左束支起搏领域走在了世界的前列，发表了大量原创性文章，获得了国际声誉。

随着我国经济水平提升和起搏技术的进步，我国心脏器械治疗领域获得了长足的发展。中国医学科学院阜外医院华伟教授代表国家卫生健康委员会心律失常介入质控中心（质控中心）公布了2018年中国大陆地区心律失常介入治疗注册数据。根据质控中心上报数据，起搏器植入量从2010年的38 768例增长至2018年的82 779例，当前起搏器主要适应证有病态窦房结综合征、房室传导阻滞、心房颤动（房颤）伴缓慢心室率。双腔起搏器占比为75%；其中MRI兼容起搏器占比为18%。MRI兼容起搏器占比逐年提高，双腔中MRI兼容比例更高。此外我国希浦系统起搏发展迅速，2017年和2018年开展希浦系统起搏的医院及例数明显增加。希浦系统起搏数量由2017年的1 100例增加到2018年的3 500例，而且这一数字还在迅猛增长。ICD在我国的应用情况也经历了一个逐步增加到快速发展的过程，但总的应用数量仍非常有限。1996年国内植入第一例经静脉ICD系统，1996—2001年共植入ICD 208例，2002—2005年共植入618例。经过20余年的发展，ICD应用也不断改善，根据质控中心上报数据，2018年ICD植入量为4 471例。单双腔ICD占比为2 739∶1 732，而ICD在一级预防中的应用也得到进一步加强，2018年一级预防使用比例占52%。1999年国内开始应用双心室起搏器治疗充血性心力衰竭，由于三腔双心室起搏器植入技术复杂，起搏器价格较高，因此，植入数量仍十分有限，但近几年应用数量增幅较大。根据质控中心上报数据，CRT植入量由2010年1 573例提升至2018年4 432例，CRT-D比例持续提升占总数的61%（图1-1～图1-4）。

2011年Pacing and Clinical Electrophysiology发表了由世界心律学会（World Society of Arrhythmias，WSA）进行的2009年度全球心脏起搏和ICD应用调查结果。受调查国家中美国仍然是世界上起搏器植入最多的国家（225 567例）和ICD植入国（133 262例），所有国家起搏器植入数量较2005年都有明显增加。我国有783个中心参与了调查，2009年共植入起搏器40 728例。其中男性占52%，女性占48%，男性平均年龄69岁，女性平均年龄67岁。与2005年相比，双腔起搏模式由51%增加到58%，单腔起搏模式则由49%降低到42%。ICD植入量明显增加，由2005年的186例增加到2009年的1 316例，其中CRT-D占36%而我国的器械植入与美国相比仍有巨大差距（表1-1）。总之，我国永久性起搏器、希浦系统起搏、ICD和CRT的应用已经步入一个快速发展期，这将使更多的心律失常患者接受器械治疗，从而极大地改善这些患者的生活质量和预期寿命。

二、起搏器概述

整个心脏起搏系统包括脉冲发生器（pulse generator）和导线（lead）两大组成部分。作为起搏系统的主体，脉冲发生器属于精密的电子仪器。物理特性要求小、轻、薄、功能多、寿命长、安全、可靠。其能源主要采用化学电池，以往曾应用锌-汞电池，缺点是化学反应中产生氢气，不能密封，具有腐蚀性，而且寿命短。目前起搏器几乎均应用锂系列电池，其特点是能量密度高、可靠、体积小、寿命长。其中以锂-碘电池应用最广。电路基本上由电容器充放电实施，释放的是矩形脉冲，一般采用脉宽为0.5～0.6ms，脉宽太宽则耗电量大，影响起搏器寿命；脉宽太窄则起搏器阈值要升高，影响安全性。脉冲释放有定时电路控制，表现为脉冲的重复周期（起搏周期），指一次脉冲释放到下一次脉冲释放的时间间隔；重整后脉冲的释放间隔（逸搏周期），指周期被重整后，从重整时相至下一次脉冲释放的时间间隔。具有感知功能的起搏器由一套感知电路控制，以电极-导线为天线接收心电和/或其他信号，输至感知电路，调节脉冲的释放时机。电池和电路必须严密封装在外壳中，使体液不能渗入起搏器，起搏器内容物不能漏出机外。现多采用钛壳封装，钛的组织相容性好，不受体液腐蚀，压制外形容易，封闭也容易。

起搏器有各种不同的工作方式和功能内容，用完备、全面的文字描述显得复杂、烦琐。设置起搏器编码的目的在于，用简单的字码注释起搏器具有某些功能设计和工作方式。为了统一对起搏器性能的识别，1974年正式通过并开始使用起搏器编码，但编码仅有3位。随着起搏技术的不断发展和改进，起搏器功能不断完善，程控、频率应答起搏器、遥测起搏器及抗心动过速起搏器相继问世，3位编码不能很好地描述日益复杂的起搏器的工作性能。此后对编码进行了补充、修订，以使编码更加简明、易懂。1985年北美心脏起搏与电生理学会（NASPE）和英国心脏起搏与电生理工作组（BPEG）共同编制了本编码，又称NBG编码（表1-2）。另外，起搏器制造厂家用S代表单心腔（心房或心室）。

根据起搏器编码可以了解起搏器功能和类型。编码表中Ⅰ～Ⅲ为起搏器的基本功能，Ⅳ增加了频率适应功能R，指起搏器根据感知反映某种生理参数的信号（例如机械振动、呼吸、心室起搏的QT间期、中心静脉血液温度等）而主动调节起搏频率。Ⅴ增加了抗快速心律失常的两种工作方式，起搏方式（P）和电击方式（S）。如DDDRD意为房室全能型起搏器，具有频率应答功能，兼有抗心动过速起搏及电复律-除颤功能。

作为人工心脏起搏系统的重要组成部分——起搏导线技术也得到长足发展。起搏导线的分类方法有数种：根据植入部位分为心外膜与心内膜起搏导线；根据起搏电极极性分为单极和双极导线；根据导线固定方式分为主动固定导线和被动固定导线；以及目前应用较多的激素释放导线和频率适应性起搏导线等。

三、基础电生理知识

可兴奋组织的特性之一是可以产生和传播跨膜动作电位（图1-5）。静息膜电位大约-90mV，当其上升到-70～-60mV的阈电位时触发动作电位。此时细胞膜上的Na+通道开放，Na+瞬时大量进入细胞内，形成动作电位0相，跨膜电位也由-90mV升高到+20mV左右。每开放一个Na+通道约有104个Na+进入细胞内。细胞膜Na+通道的数量是每平方微米5～10个。0相除了Na+通道开放外，K+、Ca2+、Cl-通道暂时失活。钠通道开放小于1ms，而其他通道特别是K+通道开放则达数百毫秒之多。动作电位上升支有一短暂的超极化期，此时跨膜电位为正值。由于短暂的K+外流（I to），超射电位会很快消失（1相）；然后进入平台期（2相），此时Ca2+和Na+被触发进入细胞内，而K+由细胞内向外流。平台期时，心肌处于绝对不应期，对任何强度的刺激都无反应。此时静膜电位保持在0mV左右，这是由于Ca2+和Na+内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）。这些钾电流具有延迟整流的特性。经过持续数百毫秒的平台期，心肌细胞开始复极过程，外向电流超过内向电流，重新恢复静息膜电位，此时对电刺激恢复反应性，可以再次形成动作电位（3相）。复极阶段K+持续外流，而Ca2+和Na+内流失活，形成细胞内的负电位。在此阶段，具有足够强度的电刺激可以诱发动作电位。膜电位完全复极之后，细胞进入舒张期并且完全恢复兴奋性（4相）。

细胞膜对电刺激的反应性是一个主动过程，引起的反应超过了细胞膜的简单的被动电导过程。缝隙连接为细胞间传导动作电位提供了低电阻连接。刺激部位诱发的动作电位引起附近肌细胞膜除极，达到阈电位后触发Na+内流，产生新的动作电位。因此动作电位不仅被动传播，而且在细胞每一节段主动的再生。不过动作电位从刺激部位向外传播，也依赖于肌细胞的某些被动的“电缆”特性，包括肌纤维传导轴向和纤维间连接的几何形状。例如，除极波沿肌纤维长轴传导速度是沿横轴传导速度的3～5倍。心肌纤维化时细胞内胶原基质增加，使细胞间传导衰减，这种各向异性的传导特性在心肌纤维化时可能被进一步放大。心脏传导系统障碍患者更常存在这种纤维化。此外，条样心肌（相同直径的心肌组织相连模式，而不是狭长心肌组织和更宽大的心肌组织相连）传导特性更好。因此，当心肌纤维化或梗死这些病理因素影响心肌组织结构时，其传导性和兴奋性发生明显改变。

四、人工起搏基础知识

人工起搏电刺激可以兴奋心肌组织，在刺激电极表面和与其接触的心肌组织间产生电场。虽然起搏刺激可以作用于身体任何部位，但组织反应仅产生于可兴奋细胞。人工起搏刺激脉冲必须有足够的电压和时限，才能使可兴奋组织产生反应，在刺激部位产生连续的动作电位并扩布到周围组织。心肌刺激信号的产生有赖于完整的电脉冲源（脉冲发生器），电信号源和刺激电极间的导体（电极导线），传导脉冲的电极导线，以及一定区域的可兴奋心肌组织。心肌刺激的基本概念如下：

1.刺激阈值

心脏起搏时，与心肌接触的电极发放极化电学脉冲，产生有足够电流密度的电场，诱发心肌动作电位的传导扩布。电极阳极端或阴极端发放的刺激脉冲特性有一些差别。不同脉冲源，如恒压和恒流脉冲发生器，两者发放的刺激特性也不尽相同。能够引起心肌可靠除极的最小刺激强度和时间称为刺激阈值（stimulation threshold）。刺激阈值是一个基本概念，在永久性起搏器和起搏电极程控和故障处理中起到关键作用。

2.强度-时限关系

刺激脉冲若要夺获心肌，刺激强度必须超过一个临界值（电压或电流），同时有足够的刺激时间。在临床实践中，多应用电压（伏，V）和脉宽（毫秒，ms）表示。刺激强度和时限相互影响，夺获心房或心室的最小刺激强度决定于刺激脉冲的时限。心内膜起搏时，刺激强度与时限间呈指数关系，刺激脉冲时限＜0.25ms时强度-时限呈一快速上升曲线，而当刺激脉冲时限＞1.0ms时则呈相对平滑的曲线（图1-6）。强度-时限曲线可以理解为一个双曲线，在短时限区间，刺激时限较小的变化会引起刺激强度阈值明显改变；而在长时限区间，刺激强度阈值仅有较小的变化。鉴于刺激强度-时限的这种指数关系，整个刺激强度-时限曲线可以相对准确地被描述为曲线上两点：基强度（rheobase）和时值（chronaxie）。刺激脉冲源为恒压方式时，基强度定义为在无限长的脉宽时能夺获心肌的最低电压。从临床出发，基本电压值常常定义为脉宽2.0ms时的刺激电压阈值，因为脉宽＞2.0ms时很少能测量到起搏阈值。不过有一种例外情况，就是远场刺激时，如经皮肤或者经食管起搏时，基本电压值是在非常宽的脉冲时限值获得的（经皮起搏时为40ms）。基本脉冲时值定义为两倍基强度电压时的脉宽阈值。应用基强度和时值点，Lapicque创建了下面这一数学公式，可以用于恒流脉冲源的强度-时限曲线：

式中，I是在脉冲时限为t时的电流阈值，I r电流基强度，t C是脉冲时值。

刺激电压、电流和脉冲时限与刺激能量间关系可由下列公式表示：

式中，E为刺激能量，V为刺激电压，R为总的起搏阻抗，t为脉冲时限。

脉冲时值在临床起搏应用中十分重要，因为这一数值大致为强度-时限曲线中最小的能量阈值。当脉宽大于时值时，刺激电压阈值仅有相对较小的降低。而且，增加脉宽导致刺激能量的浪费，但并未明显增加安全范围。脉宽小于时值时，电压阈值和能量都陡然增高。从图1-6可以发现，脉宽常常接近最小刺激能量值。依据能量公式（1-2），起搏刺激能量增加与脉宽直接相关，需要注意的是，能量增加与电压的平方成正比。因此刺激电压增加1倍，导致刺激能量增加4倍。

理解刺激强度-时限的关系对于合理程控刺激电压和脉宽是十分重要的。现代脉冲发生器应用两种主要方法评估刺激阈值：保持恒定脉宽自动降低刺激电压，在恒定电压下自动降低脉宽。为了保证合适的安全范围，当刺激阈值由降低刺激电压获得时，刺激电压一般程控为阈值的两倍。与之相似，脉冲发生器刺激阈值由减小脉宽获得时，脉宽常程控为阈值的3倍以上。应当认识到，强度-时限曲线这种双曲线形态对于解释阈值测试的结果具有重要意义。虽然这些方法提供了相对安全的界限，但当脉宽阈值是0.15ms或更低时，阈值脉宽的3倍（＞0.3ms）可能不会提供足够的刺激安全范围（表1-3）。

多种因素可以影响阈值的强度-时限曲线，包括测量方法、电极导线特性、与电极接触的心肌组织的活力（组织缺血或纤维化导致起搏阈值的增加）、电极与可兴奋心肌的距离，以及导线植入时间的长短。逐渐降低刺激电压直到心肌失夺获测量得到的刺激阈值，通常比逐渐增加刺激电压直到心肌夺获测量到的刺激阈值要低0.1～0.2V，这一现象称Wedensky效应。当需要准确测量刺激阈值时，一定要考虑到这一因素。Wedensky效应在短脉冲时限时更为明显，可能达到临床显著性差异。在实验条件下，当起搏频率保持固定不变时，Wedensky效应最小。这提示，当刺激电压分别增加或降低以夺获或失夺获心肌时，心率不同是导致Wedensky效应的可能原因。起搏阈值与到最近的可兴奋细胞距离的平方成反比，超过0.5mm的距离就可使起搏阈值发生明显增高，引起阈值增高性输出阻滞（电压刺激阈值高于起搏器的输出值），称为微脱位或微移位。

3.恒压和恒流刺激时的强度-时限曲线

恒压和恒流刺激时的强度-时限曲线形态有多种不同之处。例如，脉宽＞1.5ms时，恒压刺激的强度-时限曲线常常较为平坦，而恒流刺激时，相同的脉宽，曲线可能会呈缓慢下降趋势。在短脉冲时限恒流刺激时的强度-时限曲线较恒压刺激时上升更加陡峭。脉宽＜0.5ms时，与恒压刺激相比，恒流刺激脉宽微小的变化，可能导致刺激安全范围的明显降低。由于强度-时限曲线形态的上述差异，恒流刺激的强度-时限曲线的时值明显大于恒压刺激的强度-时限曲线的时值。因为效率最高的电刺激脉宽是在时值点（称为阈值能量），恒压脉冲发生器较恒流脉冲发生器能够设置输出更窄的脉宽，而安全范围两者相同。事实上，目前所有的永久性起搏器都使用恒压脉冲发生器。相反，大部分临时起搏器应用恒流发生器。

4.时间依赖性刺激阈值变化

心肌刺激阈值在导线植入后会发生较大变化。心内膜导线在植入最初24h内起搏阈值急剧增加，在随后数天会继续增高，一般在1周时达到峰值。然后数周刺激阈值逐渐降低。术后6周时，刺激阈值达到一个相对稳定值，此时阈值明显高于植入时，但低于急性期峰值。不同患者的阈值变化幅度差异较大，这与导线直径、形态、化学构成和表面结构相关。电极-心肌接触的稳定性和导线的柔韧性也影响刺激阈值从急性到慢性期的变化。此外，某些导线植入后可能显示出超急性期的阈值演变。例如，主动固定螺旋导线植入后即刻刺激阈值升高，在随后的20～30min内刺激阈值又会逐渐降低。这种短暂的高阻抗可能与心肌-电极接触面急性损伤有关，而被动固定导线因为相对无创，一般不会出现这种情况。临床上，超急性期可能表现为心内电图的损伤电流改变。不论是损伤电流还是刺激阈值，在出现急性到慢性阈值变化之前，一般在植入最初数分钟内都迅速下降（图1-7）。因此比较不同设计的导线刺激阈值变化，需要考虑到不同导线的固定机制对刺激阈值的影响。起搏导线附加类固醇激素涂层（或者环绕导线的类固醇激素涂层环）明显降低这种演化进程，产生更为稳定的刺激阈值。其他一些影响导线与心肌组织成熟的因素也与刺激阈值变化有关，比如导线头端大小、导线与心肌接触面的稳定性，以及导线对心肌的压力等。总之，导线与心肌接触越稳定，对导线头端与心肌接触面的损伤越小，随时间推移起搏阈值增加越少。

充分理解下述因素有助于合理程控永久性起搏器。第一要理解强度-脉宽曲线。第二对于具体患者程控的安全范围必须基于起搏依赖的程度，也就是说失去有效起搏后患者出现症状的可能性。如果患者为高度起搏依赖，则必须程控更高的起搏安全范围。例如，相比窦房结功能障碍的患者，三度房室传导阻滞又无可靠的室性逸搏心律的患者，失去心室夺获后可能会出现严重后果。另一方面，房室传导阻滞的患者，对心房起搏的依赖程度远低于对心室起搏的依赖。因此，对于此类患者，程控心室刺激的安全范围要高于心房刺激的安全范围。第三，要理解刺激电压和时限对脉冲发生器电池寿命的影响。程控刺激电压高于2.8V，电池电流流失会明显增加。第四，要考虑到患者总的代谢状况和药物应用史。例如，患者服用抗心律失常药物会增加起搏阈值。与之相似，如果患者合并肾衰竭，出现钾离子浓度变化或酸碱平衡紊乱，可能会出现一过性的起搏阈值增加。对于此类患者程控的安全阈值要高于其他患者。

起搏阈值与刺激导线头端表面积大小成相反的改变。对于球形导线来说，导线头端表面积越小，起搏阈值越低，这与导线头端产生的电场强度有关。对于恒压脉冲来说，导线头端面积越小，其电场强度和电流密度就越大。随着导线周围无兴奋性纤维帽的生长，起搏阈值也逐渐成熟稳定。纤维帽有效增加电极表面积，因此会降低纤维帽和相邻正常心肌组织间的电场强度。

既往很多学者研究了纤维帽形成过程中的细胞变化。永久性起搏导线植入后最初的组织反应是急性细胞膜损伤。之后很快出现心肌水肿和电极表面血小板和纤维蛋白的覆盖。然后趋化因子释放，典型炎症反应发生，表现为多形核粒细胞和单核细胞的浸润。急性多形核粒细胞反应发生后，巨噬细胞侵入与刺激电极表面接触的心肌。释放到细胞外的蛋白水解酶和游离的有毒氧自由基加速电极周围的组织损伤。急性炎症反应过后，更多的巨噬细胞和成纤维细胞聚集在心肌组织。心肌组织中的成纤维细胞开始产生胶原纤维，这导致电极周围纤维帽的形成。

鉴于上述问题，不同学者研究了多种药物对电极-心肌纤维帽成熟过程的作用。业已证明，非甾类抗炎药对起搏阈值改善甚小。与之相反，皮质激素，不管是全身应用还是局部应用，都可以明显影响起搏阈值的演变。Stokes等证实，在犬模型中，应用注入泵从圆形导线头端释放地塞米松磷酸钠可以明显降低心房和心室导线急性到慢性期起搏阈值的升高。临床研究也已经证实这一发现，设计了可以在刺激导线头端储存地塞米松并缓慢释放的导线。研究证实这种导线从植入开始到随访数年后起搏阈值一直稳定。另一种设计是环绕主动固定导线头端的激素环。不论导线何种设计，激素释放电极证明都可以降低长期起搏阈值。

5.刺激强度-间期关系

电刺激的偶联间期和刺激频率也明显影响起搏阈值。在长期前刺激间期，夺获心室的刺激强度一直保持稳定，但在更短的期前刺激间期，刺激强度则呈指数级增加。原因是短间期期前刺激进入了心室肌的相对不应期。如前所述，在心肌动作电位的复极阶段发放电刺激，如果刺激强度足够大，可以产生能够扩布的动作电位。而在动作电位平台期，发放任何强度的刺激都不能诱发动作电位。此外，电极阳极和阴极的刺激阈值也有所不同。舒张晚期阴极刺激阈值低于阳极刺激阈值。不过，在相对短的期前偶联间期，阳极刺激阈值可能低于阴极刺激阈值。在相对不应期，阳极阈值可能在陡然上升前有一个下降（dip）。双极起搏时，刺激阈值总体来说由阴极决定。不过，在短期前偶联间期，双极刺激阈值可能由阳极来决定。如果刺激强度超过阳极和阴极阈值，双极起搏可能导致电极-心肌接触面刺激（阳极和阴极共同刺激）。

6.起搏频率对心肌刺激的影响

起搏频率也对起搏阈值产生重要影响，在非常快的起搏频率时起搏阈值会增加。在更短的刺激周长，心房和心室肌动作电位幅度降低，相对不应期成比例地缩短。在快速起搏频率时，强度-间期曲线左移。不过，当起搏频率＞250次/min时，发放的刺激可能落在心肌的相对不应期，引起起搏阈值进一步增加。在非常快的起搏频率时，强度-时限曲线向右上移，这对抗心动过速起搏功能有重要提示意义。因此，在较低起搏频率下有足够安全范围的刺激电压，可能在更快的起搏频率时就不够。基于这一原因，具有抗心动过速起搏的装置，在快速起搏时会自动增加起搏电压。认识到这种频率依赖性的起搏阈值，ICD特别在抗心动过速起搏时提供了较抗心动过缓起搏时更高的刺激强度。

7.药物和代谢对刺激阈值的影响

刺激阈值在24h内也不尽相同，通常睡眠时增加而清醒时会降低。刺激阈值随自主神经张力和循环儿茶酚胺浓度平行起伏，因此在运动时阈值会降低。刺激阈值与循环皮质激素水平呈反向变化，刺激阈值可能在进食、高血糖、代谢性酸中毒或碱中毒时增高。刺激阈值在急性病毒感染时也可能明显增加，特别是儿童患者。血清离子浓度同样影响刺激阈值，典型代表就是高钾血症时刺激阈值升高。

药物对刺激阈值也会产生影响。如前所述，乙酰胆碱降低阈值，注入异丙肾上腺素可以使某些传出阻滞的患者重新夺获。相反，β受体阻滞剂增加起搏阈值。口服或者注射皮质激素可以明显降低起搏阈值，有时可以用于某些导线植入时起搏阈值急性增加的患者。增加起搏阈值的药物如Ⅰ类抗心律失常药，包括奎尼丁、普罗帕酮、氟卡尼（氟卡胺）、恩卡尼（恩卡胺）。目前还不清楚Ⅲ类抗心律失常药物胺碘酮是否也有相同的影响。实际上，所有的抗心律失常药都可能影响起搏阈值，虽然仅在血清浓度较高时才会有临床意义。

有时随时间推移，起搏阈值会逐渐增加，这一临床综合征称为传出阻滞。尽管导线位置合适，但传出阻滞似乎仍会发生，如果出现则需要重新植入起搏电极导线。对于出现传出阻滞的患者，心房阈值变化趋向于与心室阈值变化同步。治疗传出阻滞的最好办法是植入激素涂层的心室导线，业已证实在传出阻滞综合征患者会降低阈值（图1-8）。

8.起搏阻抗

阻抗是电流环路中对抗电流流动的所有因素的总称。阻抗与电阻并不完全相同。电流环路中电压（U）、电流（I）和电阻（R）间的关系可以被欧姆定律来描述：U=IR。对于遵从欧姆定律的电路来说，阻抗和电阻相等。如果电压恒定，电流与电阻成反比（I=U/R）。对于起搏系统来说，阻抗取决于多个组成部分间复杂的相互作用。恒压脉冲发生器的前缘电压（leading-edge）是固定的。因此电阻越低，电流就越大；相反，电阻越大，电流就越低。因为植入型脉冲发生器是由充入固定电量的锂碘电池提供能量，因此起搏阻抗是决定电池寿命的重要因素。

起搏总阻抗由三种阻抗组成：导线导体阻抗（电阻）、电流由导线流入心肌的电阻（导线电阻）和导线-组织界面的极化阻抗。因此，起搏总阻抗Ztotal=ZcZeZp，Zc是导体电阻，Ze是导线电阻，Zp是极化阻抗。导体电阻导致电流通过电极导线时电压降低。因此总阻抗中这部分电阻使部分电能未能有效利用，对心肌刺激未产生作用。理想的起搏导线应该有非常低的导体电阻（Zc）和相对高的电极电阻（Ze），以使电流最小化，从而最大限度地延长电池寿命。电极电阻与电极导线半径相关，导线半径越小，电极电阻越大。半径小的电极导线使电流减小，效率提高。此外，倘若电极阻抗越大，较小半径的起搏导线将提供增加的电流密度，降低刺激阈值。由于这些特性，新型除颤导线应用了更细的导线以增加导线电阻，允许总的起搏电阻超过1 000Ω。与总阻抗500Ω的标准起搏导线相比，1 000Ω的导线将降低每次起搏脉冲电流消耗的50%，延长植入型脉冲发生器的使用寿命。常规应用这种导线将允许植入器械体积更小，而电池寿命更长。对导线大小也有最低限制，这与保持每一个心动和呼吸周期电极与心内膜稳定的接触有关。例如，导线头端非常小的起搏导线，一小部分（＜5%）患者会出现起搏阈值相对较高，这可能与透视难以觉察的电极与心内膜的“微移位”有关。

第三种起搏电阻是极化电阻，受电刺激的影响，与带电离子从心肌向阴极移动有关。当电流作用于心肌，在细胞外液，阴极端吸引带电阳离子，排斥带电阴离子。阴极端很快包绕一层水合的Na+和H3O+。远离阴极，第二层由带负电离子（Cl-、HPO42-和OH-）组成。因此，阴极诱发心肌内形成两层带有相反电荷的离子。最初，带电离子的运动导致心肌内电流的流动。因为阴极端包绕两层带电离子，内层为阳离子，外层为阴离子，形成功能性电容器，阻碍了电荷的进一步运动。因为极化作用妨碍了心肌带电离子的运动，使夺获刺激电压增加。因此极化电阻降低了起搏脉冲刺激心肌的效力，浪费了电流。极化电阻直接与脉宽有关，可以通过采用相对较短的脉宽使之最小化。极化作用与电极表面积呈负相关。为了使极化电阻最小化（Zp），但使电极电阻（Ze）最大化，通过应用多孔涂层的方法，使电极表面积做大，而电极半径做小。应用药用炭、铂涂层，或者氧化铱可以使极化作用对电流的浪费作用最小化，并且减少后电位，后者可以干扰感知。

起搏阻抗的演变特征常常表现为在植入术后1～2周经历一次下降。然后起搏阻抗升高到稳定值，平均高于刚植入的约15%。测量起搏电阻对于评估导线的完整性至关重要；阻抗降低常提示导线绝缘层衰竭，而阻抗增高常提示导线断裂或者导线近端与脉冲发生器连接处的固定螺丝松动。必须强调，导线阻抗测量方法明显影响阻抗值。例如，如果在脉冲起始测量起搏阻抗，阻抗数值反映了Zc和Ze，但没有Zp。与之相反，在接近脉冲中点测量能够更准确地反映总的起搏阻抗。实际临床工作中，多次测量阻抗时应当保持测量方法的一致。

9.双极和单极刺激

单极起搏这一名称其实是误称，不论双极还是单极构型都需要阳极和阴极端构成一个完整的电流回路。因为不论单极还是双极起搏都应用一根电极导线与心肌接触（常为阴极），两者不同之处在于另一电极（通常为阳极）的位置。对于单极起搏，阳极端位于心外的脉冲发生器。而双极刺激的阳极端位于心内的起搏导线，或者与心内膜接触，或者游离于心腔。双极起搏阻抗稍高于单极起搏阻抗，因为前者需要两根导线。不过，虽然单极刺激阈值略低于双极起搏阈值，但数值差距十分微小，没有临床意义。

双极和单极电极导线临床上的重要区别在于感知，双极电极导线优势明显，但也增加了导线直径，降低了导线的柔韧性。如果刺激强度较高，单极刺激有时会出现胸部肌肉刺激，而双极起搏却避免了这种情况发生。双极起搏特别适用于儿童患者或者同时植入ICD的患者，因为单极刺激更可能被ICD不适当感知。不过，单极起搏会增加体表心电图起搏刺激信号幅度，特别是使用遥测心电图追踪时，这对评估起搏器功能可能更为有用。多种频率应答感受器需要电极为双极起搏电极，特别是使用经胸阻抗来评估每分通气量。双极电极导线在某些具有自动阈值夺获功能的起搏器中使用，双极中的环状电极可以确定是否夺获。尽管双极导线具有很多优势，但单极导线要较设计相似的双极电极拥有更好的可靠性。

10.感知功能

正确感知心内电图是对永久性起搏器的基本要求。除了对适当的心房和心室心内电图做出反应外，永久性起搏系统必须能够将这些信号与其他一些干扰电信号进行区分，如远场心脏事件、舒张期电位、肌电信号和起搏刺激信号。

（1）心内电图：

心内电信号由心肌电流运动引起。心腔内电极位于静息心肌组织外，心内带负电荷，与之相反，心腔内电极处带正电。尽管如此，在心肌静息期所有心肌细胞的电位梯度相同，使起搏导线正极与负极之间不存在电位差，因而在静息期没有电信号传到感知线路，感知线路也记录不到电位。在心肌除极时，自主除极波导致复杂而精细的单个心肌细胞跨膜离子运动，引起心房和心室除极细胞的瀑布状电活动。这种包含几百万个细胞的整个心脏的除极波反映了起搏系统的正极与负极之间电位的显著差异。除极波的形态及电压取决于电偶的位置和除极细胞的数目。除极波阵面移向静息心肌处的电极，相比除极区，此处电极变为带正电荷。在心内电图上表现为正向转折。除极波经过记录电极时，与静息心肌区相比，此处心肌细胞外突然转变为带负电荷，心内电图表现为锐利的负向转折。负向转折的峰点称作类本位曲折，代表心肌激动波恰好经过记录电极的时刻。类本位曲折之前和继后的正向和负向转折代表记录电极附近心肌的激动波。在临床实践中，心内电图的类本位曲折常为双相波，很少看到以正向波或负向波为主的情况。因为心室比心房拥有更多的心肌，因此正常心室心内电图电压常常远高于正常心房心内电图。

心内电图特点：已经证明，心室心内电图频率与心房心内电图频率相似。应用傅立叶转换，可以将电信号的频谱表示为一系列不同频率和电压的正弦波。研究证实，对心室心内电图进行傅立叶转换发现，R波频率最为集中的区域常常为10～30Hz。低通滤波低于10Hz可以削弱远场R波和T波的感知，对30Hz以上的频率进行滤波会明显降低心内电图的电压。因此，通过对心内电图进行高通滤波，许多不想要的成分可以被过滤掉。相反，骨骼肌动作电位频谱为10～200Hz，与自身P波和R波有相当多的重叠。虽然骨骼肌电信号中的高频成分可以通过滤波去除，但不适当感知骨骼肌肌电信号仍然是单极感知的潜在问题。

心内电信号若要被植入体内的脉冲发生器的感知放大器感知到，信号必须有足够的电压（波峰到波谷绝对值）。此外，心内电图的类本位曲折必须要有足够的斜率。心内电图的峰值斜率（dV/dt，又称slew rate）对于适当感知至关重要。大部分脉冲发生器的感知放大器有一个中央频率（放大器最敏感的频率），30～40Hz，高于这一频段的频率会衰减，因此被感知的概率很小。低于这一频段的心内电图成分也会被衰减，滤波器的输出与波形的斜率成一定比率。总之，心内电图的斜率越大，频率越高。因此，低斜率的缓慢和较宽的信号可能不会被感知，即使信号的电压绝对值很大。临床中，心内电图的斜率和电压仅部分成比例。鉴于此，心内电图的斜率和电压都应当常规测量。

（2）单极和双极感知：

单极和双极导线都是感知的两个电极间的动作电位差值，电极间距对心内电图的特性具有重要影响。双极导线的两个电极都位于心腔内，两者间距不会超过3cm。而单极导线的一极位于心内，另一极与脉冲发生器接触，两者距离30～50cm。因为所有电极都参与心内电信号的感知，因此双极电极模式受心外信号的影响最小。而单极导线可能感知到起源于接近脉冲发生器囊袋的电信号，同时也感知心内电信号。单极感知的这一特性使之容易受到源于骨骼肌肌电信号（肌电位）的干扰。与胸肌收缩有关的肌电位可以被单极起搏器感知，导致起搏输出被抑制或触发。双极感知相对来说不受肌电位干扰，具有明显的临床优势。双极感知也很少被环境中的电磁信号所干扰。微波炉、电灼术、金属探测器、电热疗法信号等都更容易被单极电极感知，而双极电极则较少。

双极电图实际上是两个电极间瞬时电压差。因此，双极心内电图可以通过阴极记录的单极电压绝对值（对地）减去阳极电压绝对值（对地）。因为双极模式代表阴极信号减去阳极信号，因此，净得的心内电图与任何单一电极电图都有很大不同。例如，如果除极波方向垂直于双极电极的长轴，每一个电极都恰好同时被激动。因为每一电极的单极电图都相似并在同一时刻记录到，两者的瞬时电压差将很小。此时，双极心内电图将被明显衰减。如果除极波平行于双极电极的长轴，一个电极先于另一电极激动，则双极电图可能产生较任一单极信号更高的电压。从上面的例子可以知道，双极感知对除极波的方向要比单极感知更为敏感。双极电图较单极电图更易受呼吸对电极方向的时相影响。鉴于这些考虑，电极植入时测量的心内电图，要根据将来应用的感知模式（双极或单极）来记录。

双极和单极对电压感知的另一重要区别是对远场信号的感知。由于心室肌质量明显大于心房肌，心房电图常常记录到一个远场R波。对于单极心房导线，远场R波电压可能等于或大于心房电压。相反，双极心房电图常记录到一个远大于远场R波的心房电位。程控双腔起搏器的心室后心房不应期可以有效减少对远场R波的不适当感知。尽管如此，远场R波感知仍然是拥有抗房性心动过速功能起搏器（AAI）的一个问题，许多患者都需要应用长的不应期。AAI起搏器需要应用短心房不应期来感知非常快速的心房率，以终止房性快速性心律失常。因为单极导线可能不适当感知远场R波和肌电位，AAI起搏系统需要应用双极导线。

（3）心内电图时间相关的变化：

经静脉植入导线之后即刻会出现ST段改变，一般是由心肌损伤电流引起。损伤电流是由导线头端对心肌细胞膜的压迫导致。心房和心室导线都可以感知到损伤电流，这是导线植入后的急性期心电图改变，如果缺失提示导线位置不佳，与心内膜接触不良。缺乏损伤电流也可能是由于导线植入部位心肌发生纤维化。不论是主动固定导线还是被动导线都可以出现损伤电流。经过几分钟或数小时，损伤电流常常回归等电位线。

心内电图的电压也经历时间改变。导线植入后数天内心内电图电压会陡然下降，随后6～8周又逐渐增加。被动固定导线的长期R波幅度是急性期值的85%。斜率的变化更为明显，慢性期斜率常常是急性期斜率的50%～60%。长期随访发现，应用激素涂层导线可以最大限度地减少心内电图急性期变化。

主动固定导线与被动固定导线的心内电图演变过程有所不同，主动导线植入后电压和斜率立即出现明显降低。20～30min后，心内电图电压出现特征性增高。心内电图超急性期的变化主要是由于主动导线头端螺旋在心肌内延展损伤引起的。认识到这种现象后就会避免不必要的重新调整导线位置。总之，主动和被动固定导线都有相似的心内电压的慢性期变化。

（4）感知阻抗：

导线感知心内电图，然后经起搏导线传输到脉冲发生器的感知放大器。源于心肌的电信号传输到电极近端引起电压下降，这取决于信号源阻抗（source impedance）。信号源阻抗由导线和心肌间的电阻、导体电阻和极化阻抗组成。电极阻抗与电极表面积成反比。极化阻抗也与电极表面积成反比。因此表面积较大的电极使信号源阻抗最小化，有利于改善感知。

电极阻抗（信号源阻抗）和感知放大器阻抗（输入阻抗）不匹配时，脉冲发生器感知到的心内电图也会被衰减。输入阻抗与信号源阻抗比越大，心内电图衰减越小，反映心肌真正的电压和信号形态越准确。因此，低信号源阻抗和高输入阻抗匹配时心肌实际电压和脉冲发生器感知到的信号下降将会最小化。目前起搏导线的信号源阻抗一般400～1 500Ω。现有脉冲发生器的感知放大器输入阻抗＞25 000Ω。临床上导线绝缘层破裂或导体断裂引起的阻抗失匹配（太低的输入阻抗和信号源阻抗比）会导致感知失灵。双极导线导体间绝缘层破裂导致放大器分流和输入阻抗降低。此种情况下心内电图电压可能发生衰减，失去适当感知。导线导体断裂导致信号源阻抗明显增加，引起相似的阻抗失匹配和感知失灵。

11.自动阈值夺获功能

为了保证心室夺获，同时程控最低的安全范围，一些起搏器厂商开发出不同的算法，自动感知心室是否夺获，调整起搏输出。雅培（原圣犹达）公司的自动夺获功能通过感知心室夺获事件，允许起搏器自动调整刺激脉冲电压幅度。这类起搏器需要使用远端电极为低极化阻抗的双极导线。心室是否夺获取决于环状导线是否感知到诱发反应（evoked response，ER）。起搏器自动发放5对心室脉冲，起搏电压4.5V，最小脉宽0.5ms或者程控其他数值。第一对脉冲测试ER值，然后在第一对脉冲后100ms内（心肌生理不应期内）发放第二对脉冲测试极化电压。如果ER电压＞2.5mV，测试的电极极化电压＜4.0mV，ER与ER感知灵敏度之比大于1.8∶1，起搏器自动确定这一感知安全度可以接受，自动夺获功能即推荐这一数值。自动夺获功能应用头端电极进行单极起搏，确定每一搏是否夺获。如果心室刺激后没有跟随一次可感知的ER，就会发放第二次测试脉冲，电压高于上次电压0.25V（称为自动脉冲电压，APA）。如果刺激脉冲后仍没有感知到心室夺获，在80～100ms内发放一次4.5mV的备用脉冲。如果两次连续的APA脉冲未诱发ER，将会重新测试阈值以确定是否需要调整APA。特别需要指出，脉冲要在上次APA基础上增加0.25V。如果确认没有夺获，增加0.125V后重新发放APA，直到两个连续的心室夺获事件发生。需要强调的是，所有未夺获的脉冲后都跟随一个备用脉冲发放。感知ER时需要鉴别融合波和心室夺获。在DDD（R）模式，精确定时自身传导时间可以导致错误感知失夺获时间。为了鉴别融合波和真正的失夺获，在寻找自身传导时连续发现两次失夺获事件后，AV间期将延长100ms。如果延长AV间期后自身传导确实存在，就会取消备用脉冲。另一方面，如果由于失夺获事件发生，需要发放随后的备用脉冲或增加APA，AV/PV延迟将会缩短50/25ms。这一顺序可以导致AV间期不规则，使心内电图解释混淆。不过，理解自动夺获功能的知识有助于认识这一正常功能。

12.自动感知功能

因为最常见的起搏器功能异常原因多与感知相关，一些起搏器厂商开发出能够测定P波和R波幅度后自动调整感知灵敏度设置的功能，以确保合适的感知安全度。研究发现，基于单次P波测量程控的100%的感知安全范围，仅能为72%的患者提供可靠的心房感知。美敦力公司开发的感知确保（sensing assurance）功能可以自动测量P波和R波幅度，并将之分为低、中和高挡。这一功能试图重新程控心房感知灵敏度，保证心房P波幅度为程控的感知灵敏度的4.0～5.6倍。例如，如果将心房感知灵敏度程控为0.5mV，而测量的心房P波幅度为0.5～2.0mV，则感知安全范围归类为低级（1.0～4.0倍）；如果P波幅度为2.0～2.8mV，则归为中级（4.0～5.6倍），如果＞2.8mV，则归为高级（＞5.6倍）。心室感知安全范围应当保持在2.8～4.0倍。

（华伟　丁立刚）

参考文献

［1］MOND HG，PROCLEMER A.The 11th world survey of cardiac pacing and implantable cardioverter-defibrillators：calendar year 2009—a World Society of Arrhythmia’s project.Pacing Clin Electrophysiol，2011，34（8）：1013-1027.

［2］HODGKIN AL，HUXLEY AF.A quantitative description of membrane currentand its application to conduction and excitation in nerve.JPhysiol，1952，117（4）：500-544.

［3］IRNICH W.The fundamental law of electrostimulation and its application to defibrillation.Pacing Clin Electrophysiol，1990，13（11 Pt 1）：1433-1447.

［4］SYLVéN JC，HELLERSTEDT M，LEVANDER-LINDGREN M.Pacing threshold interval with decreasing and increasing output.Pacing Clin Electrophysiol，1982，5（5）：646-649.

［5］IRNICH W.The chronaxie time and its practical importance.Pacing Clin Electrophysiol，1980，3（3）：292-301.

［6］LUCERIRM，FURMAN S，HURZELER P，et al.Threshold behavior of electrodes in long-term ventricular pacing.Am JCardiol，1977，40（2）：184-188.

［7］KERTESP，MOND H，SLOMAN G，et al.Comparison of lead complications with polyurethane tined，silicone rubber tined，and wedge tip leads：clinical experience with 822 ventricular endocardial lads.Pacing Clin Electrophysiol，1983，6（5 Pt 1）：957-962.

［8］DE BUITLEIR M，KOU WH，SCHMALTZ S，et al.Acute changes in pacing threshold and R-or P-wave amplitude during permanent pacemaker implantation.Am JCardiol，1990，65（15）：999-1003.

［9］FURMAN S，PARKER B，ESCHER DJ.Decreasing electrode size and increasing efficiency of cardiac stimulation.JSurg Res，1971，11（3）：105-110.

［10］GUARDA F，GALLONI M，ASSONE F，et al.Histological reactions of porous tip endocardial electrodes implanted in sheep.Int JArtif Organs，1982，5（4）：267-273.

［11］BEYERSDORF F，SCHNEIDER M，KREUZER J，et al.Studies of the tissue reaction induced by transvenous pacemaker electrodes.I.Microscopic examination of the extentof connective tissue around the electrode tip in the human right ventricle.Pacing Clin Electrophysiol，1988，11（11 Pt 2）：1753-1759.

［12］NAGATOMO Y，OGAWA T，KUMAGAE H，et al.Pacing failure due to markedly increased stimulation threshold 2 years after implantation：successfulmanagementwith oral prednisolone：a case report.Pacing Clin Electrophysiol，1989，12（7 Pt 1）：1034-1037.

［13］GETTES LS，SHABETAIR，DOWNSTA，et al.Effect of changes in potassium and calcium concentrations on diastolic threshold and strength-interval relationships of the human heart.Ann N Y Acad Sci，1969，167（2）：693-705.

［14］KING DH，GILLETTE PC，SHANNON C，et al.Steroid-eluting endocardial pacing lead for treatment of exit block.Am Heart J，1983，106（6）：1438-1440.

［15］AMUNDSON DC，MCARTHUR W，MOSHARRAFA M.The porous endocardial electrode.Pacing Clin Electrophysiol，1979，2（1）：40-50.

［16］PLATIA EV，BRINKER JA.Time course of transvenous pacemaker stimulation impedance，capture threshold，and electrogram amplitude.Pacing Clin Electrophysiol，1986，9（5）：620-625.

［17］FURMAN S，HURZELER P，DECAPRIO V.The ventricular endocardialelectrogram and pacemaker sensing.JThorac Cardiovasc Surg，1977，73（2）：258-266.

［18］PARSONNET V，MYERS GH，KRESH YM.Characteristics of intracardiac electrograms Ⅱ：Atrial endocardial electrograms.Pacing Clin Electrophysiol，1980，3（4）：406-417.

［19］LI Y，CHEN K，DAIY，et al.Left bundle branch pacing for symptomatic bradycardia：Implant success rate，safety，and pacing characteristics.Heart Rhythm，2019，16（12）：1758-1765.

［20］GU M，HU Y，HUAW，et al.Visualization of tricuspid valve annulus for implantation of His bundle pacing in patients with symptomatic bradycardia.JCardiovasc Electrophysiol，2019，30（10）：2164-2169.