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2020年2月29日星期六 1 第七章心臟治療儀器與高頻電刀 電刺激治療類儀器設計原理 心臟起搏器 除顫器 高頻電刀 2 簡介 電刺激器是醫(yī)學電子儀器中非常重要的治療類設備 心臟起搏器為心臟提供間隔的電刺激以替代心臟傳導障礙造成興奮的中斷 除顫器是治療心律失常最有效的方法之一 特別是在挽救心臟驟停病人生命方面發(fā)揮越來越重要的作用 高頻電刀是利用高密度的高頻電流對局部生物組織的集中熱效應 使組織或組織成分汽化或爆裂 從而達到凝固或切割等醫(yī)療手術的目的 3 第一節(jié)電刺激治療類儀器設計原理 頻率小于1kHz時的電流對人體細胞組織的作用主要是以刺激效應為主 低頻電刺激是一種不安全的因素 應予以高度重視 決定組織興奮后能否接受下一個刺激而產(chǎn)生興奮的關鍵是組織絕對不應期的長短 4 第一節(jié)電刺激治療類儀器設計原理 當刺激頻率大于1MHz后 幾乎沒有任何刺激作用了 這時人體承受電流的能力隨頻率逐步增大 其產(chǎn)生的效應主要是熱效應 大多數(shù)哺乳動物動物神經(jīng)肌肉組織產(chǎn)生刺激興奮的最佳頻率都是在100Hz左右 5 刺激方式與效應 電刺激的類型 電刺激與電興奮的基本因素 電刺激引起組織興奮的原理 電刺激的其他效應 電刺激的常見波形 6 電刺激的類型 電刺激系統(tǒng) 脈沖發(fā)生器 產(chǎn)生使神經(jīng)去極化的脈沖序列 導聯(lián)線 把脈沖傳輸?shù)酱碳げ课?電極 把脈沖安全 有效地傳輸?shù)娇膳d奮組織 7 電刺激的類型 按電刺激部位分為三類 表面刺激 經(jīng)皮刺激 植入式刺激 表面刺激 特點 電刺激系統(tǒng)三部分都在體外 電極放在皮膚上或要刺激的肌肉的運動點附近 也可放在特定的穴位上 應用 神經(jīng)與肌肉的醫(yī)療康復 局限性 不能可靠的刺激皮膚下面的組織 也不能刺激深層肌肉 8 電刺激的類型 經(jīng)皮刺激 特點 電極置于體內(nèi) 并靠近要刺激的部位 導聯(lián)線穿過皮膚連接外部脈沖發(fā)生器 應用 短期或長期的刺激需要 但不是永久性的 植入式刺激 特點 刺激器的三部分通過外科手術永久植入人體 植入完成后皮膚完全縫合 植入部分和體外部分的聯(lián)系是通過非接觸進行的 9 電刺激與電興奮的基本因素 刺激波形 方波序列 刺激序列參數(shù) 頻率 幅度和脈寬 刺激頻率盡可能小以防止肌肉疲勞并節(jié)約刺激能量 決定刺激頻率的主要因素是肌肉的融合頻率 即可以獲得平滑肌響應的頻率 12Hz 50Hz 對于表面電極 調(diào)節(jié)肌肉力量的常規(guī)方法是保持刺激脈沖的頻率和脈寬不變 改變刺激脈沖的幅度 10 電刺激與電興奮的基本因素 實驗表明 活的系統(tǒng)在一定條件下引起組織興奮與電刺激能量有關 若刺激的波形如圖7 3所示 則引起的組織興奮的能量為 11 電刺激與電興奮的基本因素 1 強度閾 若電刺激的作用時間一定 則刺激強度必須達到某一最低值 才能引起組織興奮 此值稱為刺激強度的閾值 簡稱強度閾 2 時間閾 若刺激強度一定 能引起組織興奮的最短刺激時間 脈沖寬度 即稱為組織興奮的時間閾值 12 電刺激與電興奮的基本因素 3 強度 時間曲線 強度閾與時間閾之間存在一定的關系 這種關系用強度 時間曲線來表示 如圖7 4所示 1 典線上的每一點代表一個閾刺激 2 基強度 刺激時間無論多長 必須有一個最低的強度閾值 即基強度 利用時 以基強度作為刺激強度引起組織興奮所需要的最短刺激時間 13 電刺激與電興奮的基本因素 3 時值 用基強度的2倍作為刺激強度 所引起組織興奮所需要的最短刺激時間 設電刺激強度 時間曲線的等效方程為 近似雙曲線關系 式中 IR 為兩個常數(shù) 當時間t 時 I IR 即時值 與曲線上升部分的斜率有關 14 電刺激與電興奮的基本因素 結(jié)論 1 為得到有效刺激 通常采用電流I 2IR 脈寬略大于時值的信號 此時產(chǎn)生興奮所需能量最小 2 不同組織的強度 時間曲線形狀相同 但各自的基強度和時值不相同 15 電刺激引起組織興奮的原理 靜息狀態(tài) 興奮狀態(tài) 16 電刺激引起組織興奮的原理 電刺激引起組織興奮的實驗研究證明 在直流電刺激條件下 組織興奮性或反應的產(chǎn)生和大小與通電強度 極性有關 即通電時興奮產(chǎn)生在陰極 而斷電時興奮發(fā)生在陽極 此結(jié)論稱為極興奮法則 17 電刺激引起組織興奮的原理 18 電刺激引起組織興奮的原理 19 電刺激的其他效應 1 刺激的電化學效應 電解液 或水 加電 氧化 還原反應 包括可逆和不可逆機制 2 電極腐蝕 3 組織損傷 腐蝕只發(fā)生在刺激的陽極相 使用單相陰極波形可以避免腐蝕 1 工作在不可逆區(qū)域的電極會產(chǎn)生明顯的組織損傷 2 不可恢復電荷的波形最可能引起組織損傷 3 高頻度的神經(jīng)興奮會引起組織損傷 20 電刺激的常見波形 21 植入式電刺激器的基本要求 植入式電子儀器的封裝設計 導聯(lián)和電極設計 植入式刺激器的安全設計 22 植入式電子儀器的封裝設計 植入電路的封裝使用不同的材料 包括聚合物 金屬 陶瓷和玻璃 封裝方法在某種程度上取決于電路工藝 環(huán)氧封裝是植入神經(jīng)肌肉刺激設計者的最初選擇 環(huán)氧體覆蓋硅膠可以改善封裝的生物相容性 密封封裝為植入電子電路提供針對體液滲透的長期防護 提供密封防護的材料有金屬 陶瓷和玻璃 金屬封裝通常使用鈦 它是用金屬塊加工或金屬片拉長而成的 23 導聯(lián)和電極設計 導聯(lián)必須可伸展 以允許與身體運動相關的脈沖發(fā)生器和電極之間的距離變化 導線使用材料有不銹鋼 貴金屬及其合金 電極把電荷傳向刺激組織 電極由耐腐蝕材料制成 如貴金屬 鉑和銥 及其合金 24 植入式刺激器的安全設計 神經(jīng)肌肉植入刺激器設計的目標壽命是使用者的壽命 至少以10年計 生物相容性 它們與活組織共存而不干擾組織功能 產(chǎn)生有損組織反應或由于組織環(huán)境改變而改變其屬性 電磁干擾 EMI 和靜電放電 ESD 的敏感性 生產(chǎn)和測試 25 第二節(jié)心臟起搏器簡介 人工心臟起搏過程 脈沖電流 心臟 起搏功能障礙 房室傳導障礙 按一定頻率應激收縮 心臟起搏器功能 產(chǎn)生電脈沖 一定強度 寬度 導線 電極 心臟 心肌 心臟起搏系統(tǒng)結(jié)構(gòu) 心臟起博器 低頻脈沖發(fā)生器及其控制電路 導線 刺激電極 電源 26 一 人工心臟起搏器的作用 1 用于治療 病癥 心律失常 高度或完全性房室傳導阻滯 重度病態(tài)竇房結(jié)綜合癥等 效果 顯著 死亡率 大部分可從事工作 用者 1976年始 全世界新裝約 20 30萬人 年 目前依靠起搏器維持生命的 500萬人 27 一 人工心臟電起搏器的作用 2 用于診斷 心房調(diào)搏輔助診斷 冠心病 心房超速起搏法診斷 竇房結(jié)功能不全 預測完全性房室傳導阻滯 是否將發(fā)生心腦綜合癥 3 用于研究 心血管生理和病理以及藥理和臨床應用的實驗研究 28 二 心臟起搏器臨床應用的適應癥 1 長期起搏的適應癥 2 三束支阻滯伴有心腦綜合癥者 3 病態(tài)竇房結(jié)綜合癥 病竇綜合癥 心動過緩及過速交替出現(xiàn)并以心動過緩為主 伴有心腦綜合癥者 1 房室傳導阻滯 度或 度 莫氏 度 房室傳導阻滯 無論是由于心動過緩或是由于嚴重心律失常而引起腦綜合癥 阿 斯綜合癥 或者伴有心力衰竭者 29 二 心臟起搏器臨床應用的適應癥 2 臨時性起搏適應癥 心臟病變可恢復 緊急時保護性 或診斷性應用 使用時間 幾小時 幾天到幾星期 1 急性前壁或下壁心肌梗塞 伴有 度或高度房室傳導阻滯 經(jīng)藥物治療無效者 2 急性心肌炎或心肌病 伴有心腦綜合癥者 3 藥物中毒伴有心腦綜合癥發(fā)作者 主要適應癥有 30 二 心臟起搏器臨床應用的適應癥 4 心臟手術后出現(xiàn) 度房室傳導阻滯者 5 電解質(zhì)紊亂 如高血鉀引起高度房室傳導阻滯者 6 超速驅(qū)動起搏應用于診斷上 以及用于治療其他治療方法已經(jīng)無效的室性或室上性心動過速者 7 在必要時可應用于安置長期心外膜或心肌起搏電極之前 冠狀動脈造影 電擊復律手術 重大的外科手術及其他手術科室的手術中或手術后作為保護性措施者 8 其他緊急搶救的垂危病人 31 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 一 心臟起搏器的分類 1 按照起搏器與病人的關系分類 1 感應式 原理 體外起搏脈沖載波發(fā)射 體內(nèi)接受器 感應線圈 解調(diào) 檢波 起搏脈沖 電極 心臟 優(yōu)點 體內(nèi)無電源 無電池使用壽命之憂 缺點 接受效果不佳 易受高頻磁場干擾 僅構(gòu)成固定型起搏 應用 已趨于淘汰 32 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 2 經(jīng)皮式 體外攜帶式 原理 體外 按需或固定 起搏器 電極經(jīng)皮膚 靜脈 心臟 優(yōu)點 起搏頻率 輸出幅度 脈沖寬度 感知靈敏度等均可調(diào) 缺點 導線經(jīng)過皮膚 易感染 攜帶不便 應用 僅用于臨時搶救 不宜永久佩帶 33 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 原理 埋植于皮下 胸部或腹部 電極 靜脈 心內(nèi)膜或心肌表面 適合 永久起搏 目前使用大多屬此類 缺點 電源使用壽命短等 3 埋藏式 2 按照與心臟活動的P波和R波的關系分類 興奮性即心肌受到刺激后引起反應的性能 又稱應激性 34 絕對不應期 absoluterefractoryperiod 對任何刺激均不起反應 相當于心電圖QRS波群開始至T波波峰前的一段時間 相對不應期 relativerefractoryperiod 對較強的刺激引起稍低于正常時的興奮反應 為有效不應期之末到復極完畢前的一小段時間 相當于T波終末 易激期 vulnerableperiod 在T波波峰前后 有一短暫的興奮性增強階段 在此期間被刺激易激發(fā)心動過速 撲動或顫動 35 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 1 非同步型 固定型 起搏脈沖與P波 R波無關 2 同步型起搏器 分為P波同步 R波同步 按照起搏器與患者心臟活動發(fā)出的P波與R波的關系分類有兩種 3 按起搏電極分類 1 單極型 陰極 起搏導管 或?qū)Ь€ 靜脈或開胸 右心室 或右心房 陽極 無關電極 腹部皮下 體外起搏器 或置于胸部 埋藏式起搏器 外殼即陽極 36 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 2 雙極型 陰極 陽極均與心臟接觸 固定在心肌上 或陰極 心內(nèi)膜 陽極 心腔內(nèi) 二 各類起搏器簡介 1 固定型起搏器固定 電脈沖頻率 幅度 或經(jīng)調(diào)節(jié)改變 與心電非同步 缺點 當f心 f脈時 電脈沖成多余 與心電競爭 當落于易激期 T波波峰前附近 可能誘發(fā)室顫或室性心動過速 危險 適用 完全性房室傳導阻滯 永久性竇性過緩 優(yōu)點 電路簡單 可靠性高 價格便宜 37 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 2 R波同步型起搏器電脈沖受R波控制 分兩類 1 R波抑制型 又稱為按需型 脈沖受R波控制 當f心 f脈時 電脈沖停止當f心 f脈時 電脈沖輸出適應癥 高度或完全房室傳導阻滯 病態(tài)竇房綜合癥 應用量大 約占總量90 左右 38 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 2 R波觸發(fā)型 又稱為備用型 R波出現(xiàn)時 脈沖落在絕對不應期內(nèi) 無效 R波沒有時 脈沖起搏 備用 優(yōu)點 脈沖總是存在 便于監(jiān)測 缺點 功耗較大 應用較少 39 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 3 P波同步起搏器心房P波 放大 延遲120ms 脈沖 心室 人造房室傳導 電極 心房1個 心室2個適用 房室傳導阻滯缺點 電路復雜 使用不方便 4 房室順序型起搏器脈沖 心房 延遲 可被QRS波抑制 心室 缺點 性能尚不夠完善 房 室各一個電極 40 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 5 雙灶按需型起搏器脈沖發(fā)生器 心房 按需 脈沖發(fā)生器 心室 按需 6 程序控制型起搏器體內(nèi)部分 埋藏式起搏器 記憶 保持體外部分 控制裝置 電磁鐵 可改變起搏參數(shù) 方式 新型起搏器 應用廣泛 41 三 心臟起搏器的分類及臨床應用的起搏器簡介 起搏器命名的五字母編碼法 國際心臟病學會制定 42 四 心臟起搏器的幾個參數(shù) 1 起搏頻率 即起搏器發(fā)放脈沖的頻率 一般認為 能維持心輸出量最大時的心率為最適宜的心率 大部分患者60 90次 min較為合適 2 起搏脈沖幅度和寬度 幅度 電壓幅度 寬度 脈沖持續(xù)時間 幅度 寬度 能量 心搏所需能量 微焦級 5V 0 5 1 ms 還與電極形狀 面積 材料及導管阻抗等有關 影響電池壽命 43 四 心臟起搏器的幾個參數(shù) 3 感知靈敏度 感知靈敏度是指起搏器被抑制或被觸發(fā)所需最小的R波或P波的幅值 R波同步型 1 5 2 5mV R波 5 15mV 路徑損失剩下2 3mV P波同步型 0 8 1mV P波 3 5mV 路徑損失后更小 合理選取 過低 不感知 感知不全 過高 誤感知 干擾敏感 44 四 心臟起搏器的幾個參數(shù) 4 反拗期 反拗期 ni 同步型起搏器對外信號不敏感時間 不應期 R波型 反拗期 300 50ms 防止T波或起搏脈沖后電位的誤觸發(fā) P波型 反拗期 300 500ms 防止竇性過速 外界干擾的誤觸發(fā) 45 第三節(jié)固定型和R波抑制型心臟起搏器 多諧振蕩器 單穩(wěn)態(tài) 射頻輸出 46 一 一種固定型心臟起搏器電路分析 1 多諧振蕩器組成 CMOS與非門F1 F2 F3 RC電路 環(huán)形多諧振蕩器波形 圖7 9中VA調(diào)節(jié) T R2 C1 可變R2 工作狀態(tài)分析 初始狀態(tài)A點為低 F1輸出為高 F2輸出為低 此時C1兩端電壓不能突變 R1 C1 R2對C1充電至F3輸入端為低 A點電平翻轉(zhuǎn) 反向過程同理 波形如圖7 9中的VA VB所示 47 一 一種固定型心臟起搏器電路分析 2 單穩(wěn)態(tài)電路組成 與非門F5 F6 積分型單穩(wěn)態(tài)輸入 VB 輸出 VC 作用 決定脈沖寬度 調(diào)節(jié) TU R3 C2 可變R3 工作狀態(tài)分析 B點為低時 F5輸出為高 R3 C2充電 F6與非門輸入端B為低 F6輸出為高 穩(wěn)態(tài) B點為高時 F5輸出為低 R3 C2放電 F6與非門輸入端B為高 電容C2端電壓瞬間為高 F6輸出為低 C2放電至F6反轉(zhuǎn)電平時 F6輸出反轉(zhuǎn)變高 非穩(wěn)態(tài) 48 一 一種固定型心臟起搏器電路分析 3 輸出電路組成 Vl V2 復合管 射極輸出電路 作用 電流 輸出電阻 C 隔直 DW 穩(wěn)壓管 限幅 輸出 一定幅度 DW決定 的負脈沖 VD 注意 V2 c e反 對調(diào) C點電平高時 V1 V2截止 C3通過R4充電 C點電平低時 V1 V2導通 C3放電 放電脈沖幅度取決于DW穩(wěn)壓管電壓 49 二 R波抑制型心臟起搏器的一般結(jié)構(gòu)原理 圖7 10R波抑制型心臟起搏器的結(jié)構(gòu)方框圖 R波抑制型心臟起搏器的一般結(jié)構(gòu)框圖如圖7 10所示 主體部分包括感知放大器 按需功能控制器 脈沖發(fā)生器三大部分 50 二 R波抑制型心臟起搏器的一般結(jié)構(gòu)原理 1 感知放大器作用 選擇R波放大 限制T波及干擾波 辨認心臟自身搏動 目的 用以辨認心臟自身搏動 要求 正 負感知 雙向感知 放大倍數(shù) 800 1000 頻寬 10 50Hz 3dB帶寬 電流 3mA 微功耗 電路穩(wěn)定 可靠 抗干擾強 51 二 R波抑制型心臟起搏器的一般結(jié)構(gòu)原理 2 按需功能控制器作用 提供穩(wěn)定的反拗期 抑制脈沖 克服 競爭心律 反拗期后無R波 R R間期過長 時 發(fā)出起搏脈沖 3 脈沖發(fā)生器作用 產(chǎn)生矩形電脈沖要求 頻率 30 120次 min 脈寬 1 1 1 5ms 易起振 穩(wěn)定 可靠 可調(diào) 頻率 脈寬 幅度 52 第四節(jié)心臟起搏器的能源和電極 一 心臟起搏器的能源 埋藏式 起搏器能源 電池 的壽命 起搏器的壽命 1 鋅汞電池結(jié)構(gòu) 鋅 氧化汞 電解質(zhì) 氫氧化鉀溶液優(yōu)點 內(nèi)阻低 放電性能平坦 缺點 漏堿 漲氣 自放電大 擱置壽命短 現(xiàn)狀 新結(jié)構(gòu)壽命達5年 不如鋰電池 埋藏式中已淘汰 53 一 心臟起搏器的能源 2 鋰電池鋰電池類型有多種 1 鋰碘電池結(jié)構(gòu) 金屬鋰 聚二乙烯基吡啶碘 電解質(zhì) 碘化鋰 特點 固體介質(zhì) 故無泄漏 漲氣等致命缺點 自放電很低 10年不超過10 可靠性高 壽命長 應用 目前國內(nèi)外大量使用 54 一 心臟起搏器的能源 2 鋰亞硫酰氯電池特點 非水電解質(zhì) 亞硫酰氯 直接在電極上還原反應 特性 放電平坦 質(zhì)量 體積小 無內(nèi)壓升高 保用期10年 缺點 電壓滯后 高溫儲存后不會有大電流放電 應用 目前國內(nèi)外已大量生產(chǎn)使用 55 一 心臟起搏器的能源 3 鋰鉻酸銀電池結(jié)構(gòu) 鋰鉻酸銀和石墨粉混合物 隔膜三種聚丙烯氈 特性 前一段3 2V 占容量70 后一段2 5V 占容量25 沒有氣體產(chǎn)生 自放電可忽略不計 可靠性很高 應用 國外已普遍使用 56 一 心臟起搏器的能源 4 鋰碘化鉛電池結(jié)構(gòu) 碘化鉛和鉛粉混合物 電解質(zhì) 固態(tài)碘化鋰和二氧化鉛混合物 由三組 每組7個單體并聯(lián) 串聯(lián)組成 特性 使用中電壓緩慢下降 安全 可在溫度150 時使用 應用 目前在國外生產(chǎn)使用 57 一 心臟起搏器的能源 3 核素電池種類 钚233熱電式 鉅147 電壓式 特點 壽命最長 達20年 被譽為終身能源 適合青年患者 缺點 價格昂貴 放射線要嚴格防護 體積 重量大 應用 采用者較少 4 生物燃料 電池 生物能源 血液中 氧 葡萄糖 催化 葡萄糖氧化 化學能 電能特點 體積微小 可作終身電源 58 一 心臟起搏器的能源 缺點 易感染 反應物影響血液成分 電特性不均勻等 應用 目前仍在試驗階段 生理活動機械能 心包搏動等 電磁能轉(zhuǎn)換器 壓電晶片 電能缺點 電壓輸出低 性能不穩(wěn)定 應用 還不能臨床使用 只處于實驗研究階段 59 二 心臟起搏器的電極 一 導線 又稱為起搏導管 和電極的作用 作用 起搏脈沖 心臟 R波 P波 起搏器 要求 形狀 材料好 電極面積小 使起搏閾值低 減少能耗 二 電極類型1 依其安置及用途的不同分類 心內(nèi)膜電極形式 心導管形式 也稱心內(nèi)膜導管電極 簡稱導管電極 置入 切開并經(jīng)體表周圍靜脈置入心腔內(nèi)膜 與心內(nèi)膜接觸 60 二 心臟起搏器的電極 優(yōu)點 不必開胸 手術損傷小 缺點 對靜脈畸形 心腔過大者 電極不易固定 不宜采用 應用 臨床上應用最多 約占90 心外膜電極置入 需要手術開胸 縫扎于心外膜表面 接觸心外膜 缺點 與心外膜間極易纖維增生 短期內(nèi)導致起搏閾值增高 應用 目前多為心肌電極代替 61 二 心臟起搏器的電極 心肌電極置入 手術開胸植入心肌內(nèi) 電極頭刺入心壁心肌 優(yōu)點 可減少起搏閾值增高的并發(fā)癥 缺點 需開胸 手術較大 應用 除年輕患者 活動量大 或靜脈畸形 心腔過大 心內(nèi)膜電極不宜者外 其他較少用 62 二 心臟起搏器的電極 2 按心內(nèi)膜使用的電極分類 單極心內(nèi)膜電極形式 一個電極接觸心臟 另一個電極 無關電極 可放在皮膚下任何部位 埋藏式起搏器金屬外殼 無關電極 雙極心內(nèi)膜電極形式 兩個電極 或均固定在心肌上 或陰極接觸心內(nèi)膜 陽極在心肌內(nèi) 特殊電極如 經(jīng)胸外壁起搏電極 食道心房電極 縱隔心房電極等 63 二 心臟起搏器的電極 三 電極的結(jié)構(gòu)及形狀狀況 浸于體液 隨心臟跳動 每分鐘70次 每年3680萬次 要求 強度 光潔柔軟 耐腐蝕 電極頭電阻小 導線絕緣好 材料 導線外套 多用硅橡膠 導體 用愛爾近合金 Elgiloy 或鎳合金等材料 電極頭 用愛爾近合金或鉑銥合金等 形狀 有勾頭 盤狀 柱狀 環(huán)狀 螺旋狀 傘狀等不同類型 64 二 心臟起搏器的電極 圖2 15幾種電極頭 壽命 埋藏式起搏器壽命已達8 12年 更換時常不希望同時更換導管電極 故要求其壽命最好為2 3倍 20 30年 圖2 15 a 柱狀電極 b 錨型心內(nèi)膜單電極 c 螺旋形心肌電極 65 第五節(jié)心臟除顫器 心臟除顫器又名電復律機 它是一種應用電擊來搶救和治療心律失常的一種醫(yī)療電子設備 一 心臟除顫器的作用 二 心臟除顫器的一般設計原理 三 心臟除顫器的類型 四 心臟除顫器的主要性能指標 66 一 心臟除顫器的作用 電擊除顫 又叫電復律術 用較強的脈沖電流通過心臟來消除心律失常 使之恢復竇性心律的方法 用于心臟電擊除顫的設備稱為除顫器 它能完成電擊復律 即除顫 起搏和除顫都是利用外源性的電流來治療心律失常的 都是近代治療心律失常的方法 67 一 心臟除顫器的作用 臨床上通常用藥物和電擊除顫兩種方法來治療心律失常 一 顫動機制 含義 源于心肌的無序電興奮 導致心臟正常跳動中協(xié)調(diào)的機械收縮特性喪失 這些節(jié)律不齊普遍認為是心臟內(nèi)存在興奮折返通路所致 原因 心臟興奮的傳導區(qū)與心肌細胞膜的快速重復去極化 使通過心臟的單個興奮波或多個興奮波快速重復傳遞 68 一 心臟除顫器的作用 二 除顫機制 措施 是用強電擊來使絕大多數(shù)心肌細胞同時去極化 壓制快速興奮波的產(chǎn)生 這樣細胞可以重新極化 回到各自的相位 強度 持續(xù)時間關系用圖7 12的曲線來說明 注意 1 持續(xù)時間短的大電流會損傷心肌 2 過強和過長的電擊可能導致迅速重新顫動 使得恢復心臟功能失敗 電擊強度的依賴因素 1 病人的自身特點 2 電極采用的技術 3 是否正在進行特別的節(jié)律失調(diào)治療 69 一 心臟除顫器的作用 70 二 心臟除顫器的一般設計原理 一 心臟除顫器的基本原理 除顫 K動作 切斷充電 LC人體串聯(lián) RLC衰減振蕩 通過心臟 放電時間 一般4 10ms 選取L C值實現(xiàn) 充電 直流低壓 電壓變換器 脈沖高壓 高壓整流 C充電儲能 71 二 心臟除顫器的一般設計原理 二 除顫波形 美國心臟協(xié)會 AHA 發(fā)布的 2000年心肺復蘇和心血管急救國際指南 除顫的關鍵因素是電流 而選擇的能量只是產(chǎn)生電流的手段 另一方面 電流也是造成心肌損傷的主要因素 因此開發(fā)和研制低能量 高成功率和低心肌損傷特性的除顫器一直是除顫技術的研究重點 1 單相衰減正弦波 72 二 心臟除顫器的一般設計原理 單相衰減正弦波是最經(jīng)典的 最常見的單相除顫術 其除顫脈沖波形如圖所示 缺點 1 電流峰值較大 心肌功能損傷比較嚴重 2 對經(jīng)胸阻抗的變化沒有自動調(diào)整功能 對高阻抗病人的除顫效果不理想 3 對房顫的轉(zhuǎn)復能力較差 73 二 心臟除顫器的一般設計原理 2 低能量雙相切角指數(shù)波 與單相除顫技術比較 特點如下 2 由于電流峰值的減少 降低了心肌功能損害的程度 3 能感應經(jīng)胸阻抗的變化 通過時間代償或電壓補償?shù)姆绞?使高阻抗病人除顫成功率得到改善 1 低能量雙相切角指數(shù)波可增加電流的均值 提高了除顫的成功率 74 二 心臟除顫器的一般設計原理 3 低能量雙相方波 工作原理 數(shù)碼電阻橋自動測量人體阻抗 快速調(diào)節(jié)機內(nèi)數(shù)控電阻值 特點 是以人體的經(jīng)胸阻抗為基準 以最低的能量產(chǎn)生最合適的除顫 電流 達到最佳的除顫效果和最小的心肌損傷 75 二 心臟除顫器的一般設計原理 三 電極 體外除顫電極是金屬的 表面積在70 100cm2之間 必須用一種導電材料和皮膚耦合以便達到電極 皮膚間的低阻抗 分類 手持式 粘貼式 體內(nèi) 見圖7 18a 體外 見圖7 18b 76 二 心臟除顫器的一般設計原理 粘貼式電極 導電材料已附著于電極上 該電極是一次性的 在電擊之前就固定在胸部 手持式電極 可以重復使用 但每次需用導電液體或?qū)щ姽腆w膠 在電擊過程中操作者還可用該電極擠壓胸部 電極放置通常是兩個都放在前胸或分別放在前胸和后胸的位置 77 二 心臟除顫器的一般設計原理 四 同步 危險性 在ECG的T波期間施加電擊常常會產(chǎn)生心室顫動 功能 旨在確保在ECG的QRS波期間施加電擊 78 二 心臟除顫器的一般設計原理 操作者只需選擇除顫器操作的同步模式 除顫器便會自動檢測QRS波并在QRS波期間施加電擊 而且在ECG顯示器上電擊與QRS同步顯示 見圖7 19 同步除顫監(jiān)測中的時間標記M表示在此處施加了電擊 同步顯示可以使操作者確信電擊未發(fā)生在T波期間 79 二 心臟除顫器的一般設計原理 五 自動體外除顫 自動體外除顫器 AED 通常是指在緊急情況下使用 可以自動或半自動識別和快速治療心律不齊 操作者使用AED 可以監(jiān)視ECG 通過內(nèi)置信號處理器決定是否與何時給予病人電擊 在全自動模式下 AED可以完全靠自控 而在半自動模式下 操作者必須確認來自AED的電擊請求再提供電擊 AED對于提高心臟停跳患者的生還機會有潛在的價值 因為它可以使得緊急情況的處理個人化 在醫(yī)務人員到來之前就可對病人實施除顫電擊 80 二 心臟除顫器的一般設計原理 六 除顫器的安全問題 不安全因素 1 非同步電擊的危險在前面已經(jīng)作了介紹 需要有同步設計來防止在T波期間施加電擊 2 不正確的操作可能導致操作者或者和放電通路連接的附近其他人員的意外電擊 3 過強和過多的電擊對病人造成的損害 4 除顫器不能正常工作也可視為安全問題 因為當除顫器不能進行電擊而又沒有替代物時就意味著病人復蘇的機會的喪失 81 三 心臟除顫器的類型 1 按是否與R波同步來分 非同步型除顫器 同步型除顫器 除顫器在除顫時與患者自身的R波不同步 可用在心室顫動和撲動 因為這時沒有振幅足夠高 斜率足夠大的R波 除顫器在除顫時與患者自身的R波同步 利用電子控制電路 用R波控制電流脈沖的發(fā)放 使電擊脈沖剛好落在R波的下降支 這樣使電擊脈沖不會落在易激期 從而避免心室纖顫 82 三 心臟除顫器的類型 2 按電極板放置的位置來分 1 體內(nèi)除顫器 2 體外除顫器 是將電極放置在胸內(nèi)直接接觸心肌進行除顫的 是將電極放在胸外 間接接觸除顫 目前臨床使用的除顫器大都屬于這一類型 早期 主要用于開胸心臟手術時直接心肌電擊 現(xiàn)代 體內(nèi)除顫器是埋藏式的 它除了能夠自動除顫以外 還能自動進行監(jiān)護 判斷心律失常 選擇療法進行治療 還處于實驗研制階段 僅有少數(shù)應用于臨床 83 四 心臟除顫器的主要性能指標 最大儲能值 在除顫器電擊前 必須先向除顫器內(nèi)的電容器儲存電能 用充電方法實現(xiàn) 衡量電能大小的單位是J 即瓦 秒 焦耳 除顫器的最大儲能值為400瓦 秒 電容C與其上面的電壓U和儲能W有如下關系 W 1 2 CU2 84 四 心臟除顫器的主要性能指標 2 釋放電能量 是指除顫器實際向病人釋放電能的多少 直接關系到除顫實際劑量 是一項十分重要的性能指標 釋放電能量的大小必須以一定的負荷值為前提 通常以負荷50 作為等效患者的電阻值 3 釋放效率 是指釋放能量和儲存電能之比 大多數(shù)除顫器釋放效率在50 80 之間 85 四 心臟除顫器的主要性能指標 4 最大儲能時間 5 最大釋放電壓 是指電容充電到最大儲能值時所需要的時間 這個時間越短越好 但因受電源內(nèi)阻的限制 不可能無限度地縮短這個時間 目前 最大儲能時間多在10 15s范圍內(nèi) 是指除顫器以最大儲能值向一定負荷釋放能量時在負荷上的最高電壓值 國際電工委員會暫作這樣的規(guī)定 除顫器以最大儲能值向100 電阻負荷釋放時 在負荷上的最高電壓值不應該超過5000V 86 第六節(jié)典型心臟除顫器 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 1 充放電電路 如圖7 20 充電 DC DC變換 原理 低壓直流 高頻振蕩 升壓 倍壓 整流 濾波 高壓直流 具體過程 按下SB VT1 VT2高頻振蕩 T升壓 次級L2交變高壓 倍壓整流 濾波 高壓直流 正半周 a b 時 VD1導通 C2充電負半周 a b 時 VD2導通 C3充電 87 充電壓 U UC2 UC2 UC3 充電能 A CU2 2 其中 C C4 C3C2 C3 C2 SA1 體內(nèi) 體外除顫選擇開關 雙刀兩位體外除顫 SA1 1 SA1 2 1 位 L1 L2電壓升高 U 體內(nèi)除顫 SA1 1 SA1 2 2 位 L1 L2電壓降低 U 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 88 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 圖7 20充放電電路原理圖 89 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 圖7 21同步電路 2 同步電路 如圖7 21 90 波形 圖7 22Uab 輸入a b兩端 差動心電信號 Uc 心電信號差動放大輸出 倒相 VT1 VT2 Ud R波微分信號 C1 R9 Ue 對正尖脈沖放大 整形 輸出脈沖 VT3 VT4 VT5 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 圖7 22同步電路波形示意圖 91 作用 除顫時與患者自主的R波同步 避開易激期 組成 VT1 VT2 雙端輸入單端輸出 差動放大電路 C1 R9 微分電路 VT3 單向放大 VT4 整形 VT5 射極輸出 3CT 可控硅 K1 K2 繼電器 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 92 工作過程 按下SB按鈕 3CT導通 K1動作 C放電 與R波同步 R波 Ue脈沖K2動作 示波器掃線增輝 檢查 注意 除顫前 須反復預試R波同步性能 順利 安全必不可少 室顫除外 一 一種電路比較簡單的同步心臟除顫器電路分析 作用 使電擊除顫的時刻是從R波下降沿開始的 從而避開心動周期的易激期 以保證患者的安全 93 除顫監(jiān)護儀全自動心臟監(jiān)護除顫儀是集監(jiān)護與治療于一體的智能化設備 能持續(xù)監(jiān)測ECG信號 精確及時地檢測到室速 VT 室顫 VF 的出現(xiàn) 鑒別分析需電擊或不需電擊心律 對威脅生命的心臟突發(fā)狀況可立即給予治療性電擊 該機過程全部自動完成 無須人為干預 從而有效贏得搶救時機 顯著提高存活率 概述除顫監(jiān)護儀的工作原理如圖7 23所示 二 除顫監(jiān)護儀 94 系統(tǒng)通過心電電極 或除顫極板 采集病人心電信號 經(jīng)放大和A D轉(zhuǎn)換后送到系統(tǒng)控制部分利用專用算法進行分析 如果出現(xiàn)室速或室顫 對儲能電容進行充電 然后將儲能電容中的能量通過除顫極板向病人釋放 糾正心律失常 同時顯示能量水平 二 除顫監(jiān)護儀 圖7 23除顫監(jiān)護儀工作原理框圖 95 除顫監(jiān)護儀的分類除顫監(jiān)護儀分為全自動與半自動兩類 全自動除顫監(jiān)護儀全自動除顫監(jiān)護儀自動對患者心律進行分析 并決定是否需要除顫 如果檢測出可除顫心律 儀器就自動充電與放電 全自動除顫監(jiān)護儀工作過程自動完成 半自動除顫監(jiān)護儀半自動除顫監(jiān)護儀自動對患者心律進行分析 如果檢測出需除顫心律 則發(fā)出聲光報警并對電容充電 由操作者進行手動除顫 二 除顫監(jiān)護儀 96 第七節(jié)高頻電刀 臨床醫(yī)學俗稱的 高頻電刀 是一種取代機械手術刀進行組織切割的電外科器械 它通過電極尖端的高頻 通常為200kHz 3MHz 高壓電流與機體接觸時對組織進行加熱 實現(xiàn)對機體組織的分離和凝固 從而達到切割和止血的目的 高頻電刀自1920年應用于臨床至今 已有80多年的歷史了 其間經(jīng)歷了火花塞放電 大功率電子管 大功率晶體管 大功率MOS管四代的變革 97 一 高頻電刀的功能 高頻電刀具有電切 純切 混切 電灼 電凝 單極電凝 雙極電凝 等功能 1 切割 在一個適宜的功率水平下 當電極端產(chǎn)生連續(xù)的正弦波電流與組織接近時 細胞漿內(nèi)部迅速產(chǎn)生熱量 使細胞漿變成蒸氣 最重要的是使細胞體積擴大約5倍 引起細胞結(jié)構(gòu)破壞 于是產(chǎn)生了臨床的切割效果 并在切割分離組織的邊緣產(chǎn)生一點止血效果或不產(chǎn)生止血效果 98 一 高頻電刀的功能 2 凝血 如果還沒有破壞細胞結(jié)構(gòu)就產(chǎn)生蒸發(fā)效果 則會引起分離組織干燥或者凝固的臨床效果 混切 通過改變電流脈沖通過電極的時間 可能會產(chǎn)生干燥 凝血 和切割共同的臨床效果 即混切 99 二 高頻電刀的設計原理 圖7 24高頻電刀系統(tǒng)設計框圖 射頻振蕩器 調(diào)制器 功率放大 輸出電路 電極 函數(shù)發(fā)生器 模式選擇 控制電路 手開關腳開關 電源 100 二 高頻電刀的設計原理 電極 雙極 一般用于局部電凝和功率較小的場合 單極 配以返回電極 又稱為分離電極 可提供手術切割所需要的高功率輸出 高頻電刀輸出的典型波形有三種 101 二 高頻電刀的設計原理 102 在使用頻率 電壓和輸出功率等方面 電切普遍高于電凝 有關參數(shù)說明如下 電凝射頻頻率 250kHz 2 0MHz 調(diào)制 波簇 120 s左右 輸出電壓 開路 300 2000V 輸出功率 500 負載 80 200W 電切射頻頻率 500kHz 2 5MHz 調(diào)制 直接輸出或經(jīng)調(diào)幅處理 輸出電壓 開路 9000V左右 輸出功率 500 負載 100 750W 二 高頻電刀的設計原理 103 二 高頻電刀的設計原理 104 三 高頻電刀主要的工作模式 高頻電刀有兩種主要的工作模式 單極和雙極 1 單極模式 在單極模式中 用一完整的電路來切割和凝固組織 該電路由高頻電刀內(nèi)的高頻發(fā)生器 病人極板 接連導線和電極組成 105 三 高頻電刀主要的工作模式 2 雙極模式 它的作用只限于鑷子兩端之間 對機體組織的損傷程度和影響范圍遠比單極方式小得多 適用于對小血管 直徑 4mm 和輸卵管的封閉 雙極電凝是通過雙極鑷子的兩個尖端向機體組織提供高頻電能 使雙極鑷子兩端之間的血管脫水而凝固 達到止血的目的 應用范圍 腦外科 顯微外科 五官科 婦產(chǎn)科以及手外科等較為精細的手術中 106 四 高頻電刀的波形設計 高頻電刀輸出的波形由一連續(xù)的正弦波和一中斷的斷的正弦波組成 連續(xù)波 用于切割組織是最優(yōu)的 中斷的正弦波 通常近似于指數(shù)鉗位的正弦波 對組織凝固是最適宜的 凝固波形的本質(zhì)是獲得黑色凝固或獲得高溫下組織的碳化 切割時需要利用弧光來獲得足夠大的電流密度 以便在非常小的區(qū)域內(nèi)破壞組織的結(jié)構(gòu)而不會對鄰近的組織產(chǎn)生傷害 107 四 高頻電刀的波形設計 注意 白色凝固的產(chǎn)生 它僅由變性骨膠原 彈性硬蛋白和其他天然的組織蛋白組成而不包括組織切斷和部分切除 獨立于所使用的波形 各種不同波形的頻率在高頻電刀中研究中很重要的原因 指出了信號刺激可興奮組織的趨勢 提供了濾波器設計需要的頻率信息 108 五 高頻電刀的安全保障體系設計 高頻電刀的安全要求及必要的安全保障體系概括起來主要有以下幾項 1 輸出必須完全懸浮 即高頻電刀的高頻高壓輸出部分對機殼 大地 和電源 市電 應嚴格隔離 各輸出端口 電極 對地和電源 不僅絕緣電阻要很大 100M 而且在接上應用部分之后 對地分布電容要足夠小 100pF 還得經(jīng)受得起約6000V交流試驗電壓的考驗 高頻電刀輸出一旦懸浮不良 高 低頻漏電流將迅速增大 易于發(fā)生灼傷甚至危及生命 為此高頻電刀還應具有防漏防潮性能 否則 一旦受潮必然影響電刀輸出的懸浮程度 109 電刀的金屬機殼應可靠接地 即電源的地線應真正接大地 且與機器接地點之間的連續(xù)電阻應小于0 2 包括電源電纜在內(nèi) 以防機殼和保護接地點懸空而帶電 增加電擊危險和機內(nèi)對外界的高頻輻射 電網(wǎng)電源與機殼 接地線 之間必須能承受1500V耐壓 機殼對地漏電流應低于0 1mA 以保證市電 低頻 與機殼隔離良好 防止電擊 低頻電流十分有害 過大的低頻漏電流將對病人產(chǎn)生嚴重刺激甚至致命 五 高頻電刀的安全保障體系設計 110 高頻漏電流必須低于150mA 高頻漏電流是指電刀兩輸出電極對地的輻射電流 它對手術毫無作用但可造成病人的灼傷和環(huán)境污染 高頻電刀的主載波頻率 基波 應在0 3 5MHz之間 不得過低也不得過高 全懸浮式電刀一般在0 4 0 8MHz之間 過低 會產(chǎn)生低頻刺激 過高 則高頻輻射嚴重 在任何情況下 高頻電刀的輸出功率均不得超過400W 過大的功率會對病人造成損傷 五 高頻電刀的安全保障體系設計 111 高頻電刀的輸出功率應盡可能穩(wěn)定 在電源電壓波動和負載變化時 輸出功率仍應在規(guī)定范圍內(nèi) 否則 手術時 不是切 凝效果不佳 就是焦粘組織 甚至嚴重灼傷病人 高頻電刀的輸出波形一定要穩(wěn)定 其基波應是相對純凈的正弦波 否則 易引起輸出功率不穩(wěn) 增大高頻漏電流或產(chǎn)生低頻工作電流 電刀的手柄及連接電纜外表對電極的耐壓應能承受3000V 交流有效值 和2倍高頻電刀開路輸出電壓試驗 否則 有可能因漏電而灼傷操作者和 或 病人 五 高頻電刀的安全保障體系設計 112 極板面積應足夠大 最好是粘貼式的 以保證從病人機體返回機器的電流在人體與極板接觸處的密度盡可能低 0 02A cm2 當中性電極 極板 斷線或阻抗過大時 儀器應具有聲光報警和切斷輸出的功能 防止斷點或大阻抗點產(chǎn)生功耗引起灼傷或著火 當切 凝同時啟動時 應禁止功率輸出或者只輸出功率較小的模式 如凝 應防止誤操作引起過大的功率加到患者身上 高頻電刀在心臟外科使用中 經(jīng)常會碰到使用除顫器的情況 CF型電刀應用部分應能承受2kV除顫電壓沖擊 五 高頻電刀的安全保障體系設計 113 高頻電刀在任何設定下均可長時間開路啟動 并可多次短路而不影響機器的性能和安全 電源復通或啟動復通時 任何設定下的輸出不得增大20 以上 以防止過大功率突然回到患者身上 額定負載下的輸出應與設定位置對應 功率偏差不大于20 不同負載下的全功率和半功率曲線與規(guī)定偏差也不大于20 五 高頻電刀的安全保障體系設計 114 輸出回路應串入不小于5000pF的高壓電容 輸出電極 對 直流阻抗應遠大于2M 以防低頻輸出 機器內(nèi)部應進行防潮處理 機殼應能防止液體 翻倒時 侵入機內(nèi) 應保證儀器的絕緣和隔離性 五 高頻電刀的安全保障體系設計