现代医学电子仪器原理与设计.ppt

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　　标题： 复习总结

　　副标题： 第六章 医用监护仪器 医用监护仪器概述：临床应用、分类、结构、特点。 临床用的监护参数及测量原理：心电图、心率、有创血压、无创血压、血氧饱和度、呼吸、体温、呼吸末二氧化碳、心输出量、脉搏。 床边监护仪：单参数床边监护仪、多参数床边监护系统(略)。 中央监护系统：通信方式、多参数监护系统。 动态监护：动态心电图、动态血压、远程监护 医用监护仪发展动态

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　　标题： 第七章 心脏治疗仪器与高频电刀

　　正文： 前面各章中讨论的医学电子仪器主要是用于医学诊断，这些仪器感知各种生理参数信号，完成信号的处理最后显示和记录，供临床和医学研究使用。 还有一类医学电子仪器是用于治疗的。在治疗类设备中，电刺激器是医学电子仪器中非常重要的代表。 电刺激应用于临床，最突出的成就是心脏起搏器的成功应用，心脏起搏器为心脏提供间隔的电刺激以替代心脏传导障碍造成兴奋的中断。

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　　正文： 除颤器是治疗心律失常最有效的方法之一，特别是在挽救心脏骤停病人生命方面发挥越来越重要的作用。 高频电刀是利用高密度的高频电流对局部生物组织的集中热效应，使组织或组织成分汽化或爆裂，从而达到凝固或切割等医疗手术的目的。因此，高频电刀不仅可取代手术刀进行各种外科手术，而且明显地减少了出血，甚至不出血。不仅如此，它还兼有杀菌作用。这既大大减轻了医护人员的劳动强度，又缩短了手术时间，并有利于病人手术后的康复，因此在临床上得到了广泛使用。

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　　标题： 第一节 电刺激治疗类仪器设计原理

　　正文： 频率小于1kHz时的电流对人体细胞组织的作用主要是以刺激效应为主。图7-1所示为频率小于1kHz时电流大小对人体的不同效应，在这个频段，人体能耐受的电流很小。 低频电刺激是一种不安全的因素，应予以高度重视。 另一方面，低频电刺激用于疾病的治疗时有其特殊效果，如各类植入式刺激治疗仪。

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　　标题： 图7-2 电流对人体的作用

　　正文： 当刺激频率大于1MHz后，几乎没有任何刺激作用了。这时人体承受电流的能力随频率逐步增大，其产生的效应主要是热效应，如微波热疗仪、高频电刀的应用等。 大多数哺乳动物动物神经肌肉组织产生刺激兴奋的最佳频率都是在100Hz左右。

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　　标题： 刺激方式与效应

　　正文： ㈠ 电刺激的类型 电刺激系统通常由三部分组成：①脉冲发生器，产生使神经去极化的脉冲序列;②导联线，把脉冲传输到刺激位置;③电极，把刺激脉冲安全、有效地传输到可兴奋组织。 按电刺激部位，刺激类型可划分如下：⑴表面刺激;⑵经皮刺激;⑶植入式刺激。 ㈡ 电刺激与电兴奋的基本因素 在功能性电刺激中，典型的刺激波形是方波序列，使用这种波形的原因是它的效率和易于产生。刺激序列的三个参数，即频率、幅度、脉宽，全部对肌肉收缩有影响。一般来说，刺激频率应尽可能小，以防止肌肉疲劳并节约刺激能量。

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　　正文： 决定刺激频率的主要因素是肌肉的融合频率，即可以获得平滑肌响应的频率。这个频率是变化的，可以小到12Hz(通常为12～14Hz)，大到50Hz。 对于表面电极，调节肌肉力量的常规方法是保持刺激脉冲的频率和脉宽不变，改变刺激脉冲的幅度。当刺激腓神经时，刺激幅度可以小到25V/200μs;当刺激大肌肉如臀大肌时，幅度可高达成120V/300μs 实验表明，活的系统在一定条件下引起组织兴奋与电刺激能量有关。若刺激的波形如图7-3所示，则引起的组织兴奋的能量为：

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　　标题： 若UR一定，则刺激能量由IΔt来确定。这表明，电刺激引起的组织兴奋不仅与I有关，而且还与刺激的作用时间有关。

　　强度阈 若电刺激的作用时间一定，则刺激强度必须达到某一最低值，才能引起组织兴奋，此值称为刺激强度的阈值(简称强度阈)。

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　　正文： 时间阈 若刺激强度一定，能引起组织兴奋的最短刺激时间(脉冲宽度)，即称为组织兴奋的时间阈值。 强度-时间曲线

　　强度阈与时间阈之间存在一定的关系，这种关系用强度-时间曲线来表示，如图7-4所示。

　　⑴ 典线上的每一点代表一个阈刺激。阈刺激即在刺激时间一定时，引起组织兴奋所必需的最低刺激强度;或者刺激强度一定时，引起组织兴奋所必须的刺激电流的最短持续时间。

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　　正文： 基强度：刺激期间无论多长，必须有一个最低的基本强度阈值，称为基强度IR。以基强度作为刺激强度引起组织兴奋所需要的最短刺激期间称为利用时。 时值：虽然基强度(强度阈值、时间阈值)及利用时均可作为衡量兴奋性的标志，但是，这仅仅是从相对意义上来考虑的，绝不能认为它们是绝对量。因为从电刺激强度-时间曲线特征可以看到，基强度处于曲线平坦区，准确定义较困难。因此实际上提出用“时值”来表明兴奋性高低，其定义是用基强度IR的2倍作为刺激强度，所引起组织兴奋所需要的最短刺激时间(即脉冲宽度)称为时值(τ)。 设电刺激强度-时间曲线的等效方程为(近似双曲线关系：

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　　正文： 式中，IR、τ为两个常数。当时间t→∞时，I=IR，即时值τ， τ与曲线上升部分的斜率有关。实际中不能完全确定时值τ是衡量组织兴奋性的绝对数值，真正代表某一组织在一定生理状态下的兴奋性，是在该条件下的强度-时间曲线，它既代表强度阈值，也包括了时间阈值。在实际应用时，为得到有效刺激，通常采用电流为I=2IR，脉冲宽度略大于时值τ，此时产生兴奋所需的能量最小。 从电刺激强度-时间曲线可以看到，当刺激强度减弱到低于基强度时，无论刺激时间怎样延长，也不能引起组织兴奋;而当刺激作用时间减小到远离时值以下时，即便大大增加刺激强度，也同样不能引起组织兴奋。因此，兴奋性组织的刺激强度-时间曲线的形状大致相同，但各自的基强度和时值不同。

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　　标题： ㈢ 电刺激引起组织兴奋的原理

　　正文： 在直流电作用下，在阴极附近部分膜外正离子被中和，使膜极化减弱，组织兴奋性升高。阳极则相反，在阳极附近膜极化加强，组织兴奋性下降。 电刺激引起组织兴奋的实验研究证明，在直流电刺激条件下，组织兴奋性或反应的产生和大小与通电强度、极性有关，即通电时兴奋产生在阴极，而断电时兴奋发生在阳极。此结论称为极兴奋法则。 电刺激引起组织兴奋的原理分析，可用图7-5所示的模型来说明。图中R和C分别代表膜电阻和膜电容。神经纤维在静息时处于极化状态，即静息电位的极化膜外为正，膜内为负。膜相对于神经纤维外的组织间液和纤维内的轴浆来说，电阻要大得多。

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　　正文： 膜不仅具有高电阻，还由于其绝缘或分隔电荷的性质而具有电容量。当通电时膜上加上刺激电流，如图7-5a所示有两条通路，其一是电流的大部分经过低电阻的纤维外液从阳极流到阴极，因而只能间接地影响膜电位;

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　　正文： 其二是有一部分电流通过阳极下面及其附近的膜流入，经过轴浆，再从阴极下面及其附近的膜流出。流入与流出的电流在阳极及阴极的正下方密度最大。跨膜的电流对膜电位有显著的影响，这是因为膜具有电阻的缘故，当电流通过电阻时，电阻两端存在电压降。在阴极处电流通过膜而流出，此时电位差(内正外负)与静息电位符号相反而使膜电位减小，呈去极化状态。在阴极处，若通过膜流出的电流足以使膜电位减小到阈值水平，则兴奋性增强，动作电位在此处开始。在阳极处，电流通过膜流入，此时电位差(内正外负)与静息电位符号相同而使膜电位增加，此时膜仍处于极化状态，则在阳极处兴奋性降低。

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　　正文： 若刺激电流切断，如图7-5b所示，由于膜电容上已充满电荷，外加电流切断后，电容上储存的电荷就要放电，放电电流使阳极呈去极化状态，因此断电时兴奋发生在阳极。 ㈣ 电刺激的其他效应 刺激的电化学效应：电解液(或水)加电→氧化-还原反应。包括可逆和不可逆机制。 电极腐蚀 组织损伤

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　　标题： ㈤ 电刺激常见波形(图7-6)

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　　标题： 植入式电刺激器的基本要求

　　正文： ㈠ 植入式电子仪器的封装 电子电路必须在人体的环境下受到保护。植入电路的封装使用不同的材料，包括聚合物、金属、陶瓷和玻璃。封装方法在某种程度上取决于电路工艺。 环氧封装是植入神经肌肉刺激设计者的最初选择，环氧体覆盖硅胶可以改善封装的生物相容性。聚合体不能提供密封的保护，因此不能用于高密度、高阻抗的电路的封装，一旦进入湿气，最终会影响电子元件，表面离子导致短路、漏电、电路灵敏度降低和其他功能失效。

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　　正文： 金属封装通常使用钛，它是用金属块加工或金属片拉长而成的。电信号经过焊接在封装壁上的连通器进出封装。连通器装配利用陶瓷或玻璃绝缘使一根或多根导线出入封装壁而不与封装壁接触。在装配过程中，电路放在封装内部与连通器连接，然后，焊接关闭封装。钨惰性气体、电子束或激光焊接设备用于最终的封装。金属封装要求接收线圈放在封装外以避免射频信号或能量的明显损失，因此，在体内需要额外的空间容纳全部的植入装备。通常，密封封装和接收天线共同嵌入在环氧中，环氧封装为金属天线提供绝缘，并使整个植入装备结构稳定。

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　　正文： ㈡ 导联和电极设计 导联线连接脉冲发生器和电极，要穿过连接处，必须足够坚固。导联必须可伸展，以允许与身体运动相关的脉冲发生器和电极之间的距离变化。把导线卷成螺旋状，并插入小直径的硅管中，可以获得弯曲和伸展的能力。用多芯线取代单芯线可进一步延长寿命。导线使用材料有不锈钢，贵金属及其合金。 电极把电荷传向刺激组织，电极由耐腐蚀材料制成，如贵金属(铂和铱)及其合金。例如，由于10%铱和90%铂组成的铂-铱合金通常用作电极材料，一种肌外电极用φ4mm Pt90Ir10圆盘放置于涤纶加强的硅背上。而肌肉电极使用末端不绝缘的导联线作为电极头部，上面有一个小的伞状锚钩，这样安排使得电极头部与导联线直径相差不大，可以用类似套针管的工具把电极放入肌肉深部。

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　　正文： ㈢ 植入式刺激器的安全设计 神经肌肉植入刺激器设计的目标寿命是使用者的寿命，至少以10年计。必须选择能满足工作环境的合适材料;对装置寿命期内可能遇到的机械和电子损害的防护必须包含在设计中，同时还必须通过生产过程和检测程序来避免其出现不成熟的故障。 ⑴ 生物相容性：由于植入刺激器要通过外科手术植入到活组织中，设计的一个重要要求是生物相容性，即它们与活组织共存而不干扰组织功能、产生有损组织反应或由于组织环境改变而改变其属性。

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　　正文： ⑵ 电磁干扰(EMI)和静电放电(ESD)的敏感性 电磁场干扰电子装置的操作，这对生命支持系统而言是致命的，它也会给神经肌肉刺激器的使用者带来风险和危险。EMI的发射可能来自外部源;外部控制单元也是一个电磁辐射源。在冬季，静电放电电击并非少见。这些电击电压可能高达15kV或更高。如果没有防护设计措施，敏感元件可能很容易被损坏。植入刺激器的电子电路通常用金属外壳防护。然而，电路可能被通过连通器进入的干扰信号损坏。如果使用长导联线，即使在植入后也可能发生损害。

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　　正文： ⑶ 生产和测试 植入电路及其封装，在许多情况下不符合监控产品和集成电路的封装标准而失败。为了减小失败的可能，植入电子装置应在受控的洁净环境中用高品质元件和严格制定的生产流程进行生产，最终产品在植入前应进行严格测试。另外，在生产过程中也应进行许多测试。

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　　标题： 第二节 心脏起搏器简介

　　正文： 用一定形式的脉冲电流刺激心脏，使有起搏功能障碍或房室传导功能障碍等疾病的心脏按一定频率应激收缩，这种方法称为人工心脏起搏。 心脏起搏器：能产生一定强度和宽度的电脉冲，通过导线和电极将电脉冲释放给心脏，刺激心肌。心脏起搏系统的基本结构由心脏起搏器(低频脉冲发生器及其控制电路)、导线、刺激电极、电源等组成。

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　　标题： 人工心脏电起搏器的作用

　　正文： 人工心脏电起搏器能治疗一些严重的心律失常。心律失常是由多种病因引起的心肌电生理特性改变的一种疾病，而某些严重的心律失常如高度或完全性房室传导阻滞、重度病态窦房结综合症等，药物疗效差。但安装使用起搏器后却能收到显著的效果，并可大大降低死亡率，把不少垂危病人从死亡的边缘上抢救过来。患者脱离危险期后，一般都能生活自理，其中大部分还可从事力所能及的工作。 心脏起搏器不仅在心律失常的治疗和预防中已经起到了积极作用，而且还可用于某些疾病的诊断。 其次，人工心脏起搏技术在心血管的生理和病理以及药理和临床应用的实验研究工作中，也取得了发展。对心律失常的诊断和治疗会起到更积极的作用。

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　　标题： 心脏起搏器临床应用的适应症

　　正文： 长期起搏的适应症 房室传导阻滞：Ⅲ度或Ⅱ度(莫氏Ⅱ度)房室传导阻滞，无论是由于心动过缓或是由于严重心律失常而引起脑综合症(阿-斯综合症)或者伴有心力衰竭者。 三束支阻滞伴有心脑综合症者。 病态窦房结综合症(病窦综合症);心动过缓及过速交替出现并以心动过缓为主伴有心脑综合症者。

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　　正文： 临时性起搏适应症 临时性起搏：是指心脏病变可望恢复，紧急情况下保护性应用或诊断应用的短时间使用心脏起搏，一般仅使用几小时、几天到几个星期或诊断及保护性的临时性应用等。 急性前壁或下壁心肌梗塞，伴有Ⅲ度或高度房室传导阻滞，经药物治疗无效者。 急性心肌炎或心肌病，伴有心脑综合症者。 药物中毒伴有心脑综合症发作者。 心脏手术后出现Ⅳ度房室传导阻滞者。 电解质紊乱，如高血钾引起高度房室传导阻滞者。 超速驱动起搏应用于诊断上以及用于治疗其他治疗方法已经无效的室性或室上性心动过速者。 在必要时可应用于安置长期心外膜或心肌起搏电极之前，冠状动脉造影、电击复律手术、重大的外科手术及其他手术科室的手术中或手术后作为保护性措施者。 其他紧急抢救的垂危病人。

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　　标题： 心脏起搏器的分类及临床应用的起搏器简介

　　正文： ㈠ 心脏起搏器的分类 按照起搏器与病员的关系分类 感应式。起搏器的脉冲发生器在体外，通过载波发射给被埋植在体内的接受器(感应线圈)接收，再经解调(检波)为原形起搏脉冲，通过起搏电极刺激心脏。其优点是体内部分勿需电源，无电池使用寿命之忧。但由于接受效果不佳，易受高频磁场干扰且仅构成固定型起搏，故已趋于淘汰。 经皮式(体外携带式)。起搏器在病员体外，起搏脉冲经皮肤和静脉送入心脏。其主体为按需起搏，也可转换为固定型。起搏频率、输出幅度、脉冲宽度、感知灵敏度等均可调节，可克服感应式缺点，但因有导线经过，患者皮肤容易感染，并且携带不便，仅适用于临时抢救，不宜永久佩带。

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　　正文： 埋藏式。起搏器全部埋植于患者的皮下(胸部或腹部)，电极经静脉固定在心内膜或心肌表面。它弥补了体外携带式的不足之处，适合于永久性起搏。目前大多数临床使用的起搏器属此类，但存在着电源使用寿命短等问题。 按照起搏器与患者心脏活动发出的P波与R波的关系分类 按照起搏器与患者心脏活动发出的P波与R波的关系分类有两种： 非同步型(固定型)：起搏器发出的起搏脉冲与患者的P波或R波无关。 同步型起搏器：分为P波同步起搏器和R波同步起搏器。

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　　正文： 按起搏电极分类 单极型。阴极由起搏导管(或导线)经静脉或开胸送至右心室(或右心房);阳极(无关电极)置于腹部皮下(当起搏器为体外携带式时)或置于胸部(当应用埋藏式起搏器时其外壳即是阳极)。 双极型。起搏器的阴极与阳极均与心脏直接接触(固定在心肌上，或阴极与心内膜接触而阳极在心腔内)。 心脏的兴奋性介绍 兴奋性：即心肌受到刺激后引起反应的性能，又称应激性。 在心动周期的不同阶段，心肌的兴奋性是不同的。

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　　图7-7 心电图波形

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　　正文： 绝对不应期：对任何刺激均不起反应。相当于心电图QRS波群开始至T波波峰前的一段时间。 有效不应期：对强刺激局部反应微弱而不能扩散传导，不产生动作电位，为绝对不应期后一小段时间，与绝对不应期一起称为有效不应期。 相对不应期：对较强的刺激引起稍低于正常的兴奋反应。，为有效不应期之末到复极完毕前的一小段时间，相当于T波终末。 易激期：相当于心电图T波波峰前后，有一短暂的兴奋性增强阶段，称为易激期或易损期，在此期间被刺激易激发心动过速、扑动或颤动。 反拗期：对于各种同步型起搏器都具有一段对外界信号不敏感的时间，这个时间相当于心脏心动周期中的不应期(如图7-7所示)，在起搏器中称为反拗期。

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　　标题： ㈡ 各类起搏器简介

　　正文： 固定型起搏器 这类起搏器无论心脏自搏心率快慢与否，起搏器只发出固定(或经调节改变)频率、幅度的电脉冲，不受自主心率的支配，一旦心脏自主心率超过电脉冲频率，心脏将自身搏动，而这个电脉冲的刺激对心脏来说则是多余的。如果电脉冲落于易激期(心电波T波波峰前附近，见图7-7)，则患者自己发出的心室激动与心脏起搏节律发生竞争心律，有可能诱发心室纤颤或室性心动过速而危及病员安全。这种起搏器仅适用于完全性房室传导阻滞和永久性窦性过缓。但其电路简单，可靠性高，价格便宜，有时被临床应用。

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　　正文： R波同步型起搏器 起搏器发放脉冲受R波控制，有一定同步作用。这类起搏器分两类： R波抑制型(又称为按需型)。它不但能对心脏发放刺激脉冲，而且能接受来自心脏的R波的控制;当心脏自搏心率超过起搏器的速率时，起搏器被抑制而停止发放刺激脉冲，避开易激期，克服了固定式起搏器与心脏自搏发生竞争心律的缺点;当心脏自搏心率低于起搏速率时，起搏器输出脉冲刺激心脏起搏。它是按病人需要而工作，所以称为按需型起搏器。另外，由于这种起搏器不发生无用的刺激，从心脏生理和电能消耗来看都是比较合理的。其适应症广泛，不但高度房室传导阻滞的患者可采用，而且病态窦房综合症甚至某些具有心律紊乱病史的完全性房室传导阻滞的患者也可应用。因此，这种起搏器目前在临床中大量应用，占所有类型起搏器的90%左右。

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　　正文： R波触发型(又称为备用型)。它能发出有一定节率的起搏脉冲。当心脏自身心搏R波出现时，起搏器立即被触发，发出一个脉冲，它将落在心动周期的绝对不应期内(如图7-7所示)，而对心脏活动是无效的。可是在下一个起搏脉冲将以R波出现前的时刻为起点重新安排，在规定的时间内，如无自身心搏发生，起搏器发放脉冲刺激心脏起搏(所以又称为备用型);以后如自身心搏R波出现，起搏器又被触发，重复上述过程。这种起搏器的优点是：只要起搏器工作正常，起搏脉冲总是存在的，因而便于监测。但与R波抑制型相比，有无效脉冲产生，因此功耗较大，故临床应用较少。

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　　正文： P波同步起搏器 起搏器受P波控制，达到一定同步作用。其原理是将心房活动时产生的P波经心房电极送给起搏器进行放大并延迟约120ms时间，再触发起搏器的脉冲发生器，最后通过电极向心室发放刺激脉冲，心室活动受到心房电激的控制，对有房室传导阻滞的患者，相当于一条人工造成的房室传导通路，使房室传导得以通畅。为此，起搏器必须使用三个电极：心房安置一个电极，用以感知心房活动的心电;心室安装两个电极，用以传递电脉冲。这种起搏器仅适用于房室传导阻滞患者，对窦房结综合症患者不能使用，而且电路复杂，使用不方便。

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　　正文： 房室顺序型起搏器 其原理是每次刺激先发放一个脉冲，刺激心房起搏，经过延迟适当一段时间后再发放一个脉冲刺激心室起搏，以此保持房室激动的生理顺序。如有自身心脏活动，则QRS波将抑制后一脉冲的发放;这种起搏器的缺点是性能尚不够完善，且心房、心室各要装一个电极。 双灶按需型起搏器 其核心部分是两个相关脉冲发生器，它们先后按一定时序发放起搏脉冲，使心房和心室的起搏都在按需方式下进行，其房室激动保持生理顺序。

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　　正文： 程序控制型起搏器 这种起搏器由两部分构成：体内部分是在一般埋藏式起搏器的基础上增加了数字电路，它还具有记忆、保持等功能;体外部分主要由控制装置和电磁铁组成，控制部分可以按照患者病理生理的需要由医生或患者任意改变起搏参数和起搏器的工作方式(即类型)，并发出编码的磁脉冲，通过电磁铁产生的磁场传给体内部分。这是一种新型起搏器，应用范围十分广泛。

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　　正文： 为了统一表示起搏器的特征，国际心脏病学会制定了为起搏器命名的五字母编码法。这种编码是一个能反映起搏器特征的五个字母组成的序列，每位符号的意义如表7—1所示。

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　　正文： 心脏起搏器的几个参数 起搏频率 起搏频率即起搏器发放脉冲的频率。心脏起搏频率以多少为好，要视具体情况选择，一般认为，能维持心输出量最大时的心率为最适宜的心率，大部分患者60～90次/min较为合适，小儿和少年快些。起搏频率可根据患者情况调节。 起搏脉冲幅度和宽度 起搏脉冲的幅度是指起搏器发放脉冲的电压强度;起搏脉冲宽度是指起搏器发放单个脉冲的持续时间。脉冲的幅度越大，宽度越宽，对心脏刺激作用就越大，反之若脉冲的幅度越小，宽度越窄，对心肌的刺激作用就小。

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　　正文： 起搏器发放电脉冲刺激心肌使心脏起搏，从能量的观点上看，起搏脉冲所具有的电能转换成心肌舒张、收缩所需要的机械能，因此窦房阻滞或房室传导阻滞的患者所发出的P波无法传送到心室，或者窦房结所应发出的电能根本不能发生，而起搏脉冲便是对上述自身心脏活动的代替。据研究，引起心肌收缩的电能是十分微弱的，仅需几个微焦耳，一般应选取脉冲幅度5V、脉冲宽度0.5—1ms为宜。起搏能量还与起搏器使用电极的形状、面积、材料及导管阻抗损耗等有关。如果对这些因素有所改进，则起搏能量将有所减少，从而可降低起搏脉冲幅度和减少起搏脉冲的宽度，故可减少电源的消耗，延长电池的使用寿命。

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　　正文： 感知灵敏度 同步型起搏器为了实现与自身心律的同步，必须接受R波或P波的控制，使起搏器被抑制或被触发。感知灵敏度是指起搏器被抑制或被触发所需最小的R波或P波的幅值。 R波同步型：一般患者R波幅值为5～15mV，而少数患者可能只有3—5mV，另外，由于电极导管系统传递路径的损失，最后到达起搏器输入端的R波可能只剩下2～3mV。因此，R波同步型的感知灵敏度应选取1.5～2.5mV为宜，以保证对95%以上的患者能够适用。 P波同步型：一般患者P波仅有3—5mV，经导管传递时衰减一部分，传送到起搏器的P波就更小了，因此P波同步型的感知灵敏度选择为0.8—1mV。

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　　正文： 感知灵敏度要合理选取，如果选低了，将不感知(起搏器不被抑制或触发)或感知不全(不能正常同步工作);如果选取过高，可能导致误感知(即不该抑制时被抑制，或不该触发时被误触发)以及干扰敏感等，造成同步起搏器工作异常。 反拗(ao)期： R波同步型的反拗期目前多采用300±50ms。其作用主要是防止T波或起搏脉冲“后电位”(起搏电极与心肌接触后形成巨大的界面电容，可使起搏脉冲波形严重畸变，使脉冲波形的后沿上升时间明显延长，形成的缓慢上升电位称为“后电位”)的触发，这些误触发将造成起搏频率减慢或者起搏心律不齐。 P波同步型起搏器的反拗期通常选取为300～500ms，其作用为防止窦性过速或外界干扰的误触发。

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　　标题： 第三节 固定型和R波抑制型心脏起搏器

　　正文： 一种固定型心脏起搏器电路分析 图7-8所示的电路为由集成电路和分立元件组成的固定型起搏器电路。电路由三部分组成：

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　　正文： 多谐振荡器 多谐振荡器：由CMOS集成电路非门F1、F2、F3等组成的带有RC电路的环形多谐振荡器。其振荡周期T与R2和C1的大小有关，可以调节R2数值使之满足起搏频率的要求。 工作状态分析：初始状态A点为低→ F1输出为高→ F2输出为低→(此时C1两端电压不能突变)R1 → C1 → R2对C1充电至F3输入端为低→ A点电平翻转;反向过程同理。波形如图7-9中的VA，VB所示。

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　　正文： 单稳电路 由与非门F5、F6等组成积分型单稳态电路，触发信号为多谐振荡器产生的矩形脉冲经与非门F4反相后供给。 工作状态分析：B点为低时→F5输出为高→ R3 → C2充电，F6与非门输入端B为低，F6输出为高。—稳态。 B点为高时→F5输出为低→ R3 → C2放电，F6与非门输入端B为高，电容C2端电压瞬间为高，F6输出为低;C2放电至F6反转电平时，F6输出反转变高。—非稳态。 R3，C2决定起搏脉冲宽度。波形如图7-9中的VC所示。

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　　正文： 输出电路 由VT1、VT2组成复合管射极输出电路，将单稳态的输出进行电流放大，降低整机电路的输出电阻。最后经C3隔直、稳压管DW限幅，使输出为具有一定幅度(取决于DW的稳定电压)的负脉冲。 注意：VT2，c-e反→对调。 C点电平高时，VT1，VT2截止，C3通过R4充电。 C点电平低时，VT1，VT2导通，C3放电，放电脉冲幅度取决于DW稳压管电压。 其波形如图7-9中的VD所示。

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　　正文： R波抑制型心脏起搏器 R波抑制型心脏起搏器的一般结构框图如图3—4所示。主体部分包括感知放大器、按需功能控制器、脉冲发生器三大部分，它们的作用和要求分述如下：

　　图7—4 R波抑制型心脏起搏器方框图

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　　正文： 感知放大器 由心脏经起搏导管传送到起搏器输入端的R波信号一般仅有2～3mV，必须进行放大才能实现R波抑制的目的。感知放大器的作用是有选择地放大来自心脏的R波，以推动下一级按需功能控制器工作，并限制T波和其他干扰波的放大，其目的是用以辨认心脏自身搏动。因为在心脏搏动时产生的P波、R波、T波中，R波标志心室的搏动。R波具有幅度大、升率(斜率)高等特点。感知放大器把R波进行选择性放大，从而较容易地辨认心脏自身的搏动。对感知放大器的要求是：对正的或负的都能感知(双向感知);放大倍数为800～1000;频宽为10～50Hz(3dB带宽);工作电流小于3mA(微功耗);电路稳定、可靠，具有良好的抗干扰能力。

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　　正文： 按需功能控制器 按需功能控制器的主要作用是为起搏器提供稳定的反拗期，反拗期的作用除前面已经介绍过的之外，它的存在还可以克服“竞争心律”的危险。当感知放大器感知R波后，控制器在反拗期内抑制脉冲发生器发放出刺激脉冲。也就是说，当自身心脏正常时，起搏器被自身R波抑制，不发放脉冲;当患者自身心率低到一定程度，即上述反拗期后不出现自身R波时，起搏器工作并向心室发出预定频率的起搏脉冲，使心室起搏。由此可见，起搏器是“按需”工作的。

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　　正文： 脉冲发生器 脉冲发生器产生合乎心脏生理要求的矩形电脉冲，它是在按需控制电路控制作用下工作的。要求电路：容易起振，工作稳定，可靠性高，频率在30～120次/min、脉冲宽度在1.1～1.5ms范围内可调，幅度也能调节等。

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　　标题： 第四节 心脏起搏器的能源和电极

　　正文： 心脏起搏器使用的电源(电池)和电极是人工心脏起搏系统中的一部分，对能源和电极有一定的特殊要求。 心脏起搏器的能源 心脏起搏器的能源(电池)对埋藏式起搏器来说很重要，能源的寿命就是起搏器的寿命。能源寿命长，则可减少更换起搏器的次数，这是设计人员和临床医师十分关心的问题。

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　　正文： 锌汞电池 以锌作为负极、氧化汞作为正极，电解质为氢氧化钾水溶液。这种电池的优点是内阻低，放电性能平坦。缺点是漏碱、涨气、自放电大、搁置寿命短，因汞的比重大，汞粒容易穿过极间隔膜造成短路。经几次重大改进后，其可靠性已大大提高，新结构的锌汞电池起搏器寿命已达5年。 锂电池 锂电池类型有多种，具有许多优点，大部分已被广泛应用，分述如下：

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　　正文： 锂碘电池。锂碘电池是以金属锂为阴极、聚二乙烯基吡啶碘为阳极，电解质是碘化锂。其特点是：因属于固体介质，故无泄漏和涨气等致命缺点，完全可以密封，电池不会突然损坏，并且自放电很低，10年不超过10%，因此，可靠性高，寿命长，目前在国内外大量使用。 锂亚硫酰氯电池。属于非水电解质电池，用无机溶剂亚硫酰氯代替有机溶剂，不再应用单独的电解液，而是直接让这些无机溶剂在电极上进行还原反应。其特点是：放电特性平坦，质量和体积都很小，不会造成电池内压升高，保用期可长达10年。这种电池主要存在的问题是电压滞后和高温储存后不会有大电流放电。目前国内外已大量生产使用。

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　　正文： 锂铬酸银电池。阴极是锂铬酸银和石墨粉混合物，隔膜是三种聚丙烯毡，还有两层阻挡层，用以阻挡银离子的迁移。分两段放电：前一段为3.2V，占放电容量的75%，后一段为2.5V，占放电容量的25%，这对埋藏起搏器的更换报警是有价值的。这种电池没有气体产生，自放电可忽略不计，具有很高的可靠性，在国外已普遍使用。 锂碘化铅电池。阳极是碘化铅和铅粉的混合物，电解质是固态的碘化锂和γ氧化铅的混合物。每个电池由三组(每组由7个单体并联组成)串联组成。在放电过程中内阻不断增加，电池电压缓慢下降，使用安全，可在温度高达150℃时使用，目前在国外生产使用。

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　　正文： 核素电池 有钚233热电式和钜147β电压式两种，是目前起搏器现实能源中寿命最长的一种，预计寿命可达20年，被誉为终身能源，对于青年较适合。但由于其价格昂贵，并且放射线需要严格防护，体积和重量均大，故采用者远不如采用化学能源者多。 “生物燃料”电池(生物能源) 一种方法是利用人体血液中的氧和葡萄糖通过催化机制使后者氧化，然后将氧化反应中产生的化学能转化为电能。这种电池体积微小，可作为终身电源。但还存在易感染、反应物影响血液成分、电特性不均匀等问题，目前仍在试验阶段。

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　　正文： 另外，也有用电磁能转换器或者具有压电效应的晶片将正常生理活动的机械能(心包搏动等)转换为电能的。但这种方法获得的能源电压输出低、性能不稳定，因此还不能在临床上使用，只处于实验研究阶段。

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　　正文： 心脏起搏器的电极 ㈠ 导线(又称为起搏导管)和电极的作用 导线和电极是起搏系统中的无源部分，是人体心脏与起搏器联系的重要环节：将起搏器发放的起搏脉冲传到心脏，同时又将心脏的R波或P波电信号传送给起搏器的感知放大器。通过临床应用以及心脏电生理学得出结论，电极的形状、材料、面积等都可以改变起搏阈值(即心脏起搏所需的最低能量)。为此，要求电极形状合理，电极材料良好，电极面积适当减少，这些都可以降低起搏阈值。例如，减少电极的表面积，起搏脉冲的宽度从原来的2ms减少到0.5ms，从而可减少能源的消耗，提高起搏器的使用寿命。

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　　正文： ㈡ 电极类型 依其安置及用途的不同分类 心内膜电极。一般把这种电极做成心导管形式，经体表周围静脉置入心腔内膜，与心内膜接触而刺激心肌，因此也称这种电极为心内膜导管电极，简称导管电极。安置时仅需切开导管周围静脉，不必开胸，手术损伤小。因此，在临床上这种电极用得最多，约占90%。但对静脉畸形和心腔过大的患者，宜采用下面介绍的心肌电极 心外膜电极。这种电极使用时需要手术开胸，缝扎于心外膜表面，接触心外膜而起搏。其缺点是与心外膜之间极易长出纤维组织，易在短期内导致起搏阈值增高，故目前多为心肌电极所代替。

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　　正文： 心肌电极。使用时手术开胸植人心肌内，使电极头刺入心壁心肌，这样可以减少起搏阈值增高的并发症。但因需开胸，手术较大，故除年轻患者(活动量大)或静脉畸形、心腔过大而心内膜电极不易固定者外，其他较少使用。 按心内膜使用的电极分类 ① 单极心内膜电极。使用时仅有一个电极接触心脏。为了使此电极与心脏起搏器输出起搏脉冲有一个输送回路，因此还必须设置另一个电极，这个电极一般称为无关电极，可把这个无关电极安放在患者任何皮肤下部位。埋藏式起搏器的无关电极就是起搏器的金属外壳。

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　　正文： 双极心内膜电极。带有两个电极，使用时这两个电极均接触心脏，均固定在心肌上，或阴极与心内膜接触，而阳极在心脏内。 除了上述电极外，还有为各种特殊需要而制作的电极，如经胸外壁起搏电极、食道心房电极、纵隔心房电极等。

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　　正文： ㈢ 电极的结构及形状 电极和导线不仅与体液紧密接触，而且昼夜不停地随心脏一起跳动，如果，心脏每分钟兴奋70次，那么一年之内心脏将收缩3680万次，除这种机械运动之外，还受心房不同程度的同步运动，以及呼吸运动，结果使导线产生非常复杂的运动，因此对电极和导线的物理、化学性能要求很高，既要有一定的强度，又要表面光洁柔软。为了防止导线长期使用时折断和电极腐蚀，从而使心肌穿孔和绝缘破损，导线电极大多用硅橡胶做外套，用爱尔近合金(Elgiloy)或镍合金等优质材料作导体，用爱尔近合金或铂铱合金等优质材料作电极头，这些结构方式经长期使用认为比较理想。

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　　正文： 电极的形状有勾头、盘状、柱状、环状、螺旋状、伞状等不同类型，图7-11所示为三种形状的电极头。图中(a)为柱状形电极，(b)为锚型心内膜单极电极，(c)为螺旋形心肌电极。 最后还需要说明的是，由于埋藏式起搏器的使用寿命已达8～12年，在更换起搏器时，一般都不希望同时更换导管电极，这就要求导线和电极的使用寿命要大大超过起搏器寿命(最好是2～3倍)。为此，必须加强导线和电极的研制工作，生产出能具有“终生”使用寿命的电极。

　　图7-11 几种电极头

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　　标题： 第五节 心脏除颤器的一般介绍

　　正文： 心脏除颤器又名电复律机，它是一种应用电击来抢救和治疗心律失常的一种医疗电子设备，具有疗效高、作用迅速、操作简便以及与药物相比较为安全等优点。 心脏除颤器的作用 用较强的脉冲电流通过心脏来消除心律失常、使之恢复窦性心律的方法，称为电击除颤或电复律术。用于心脏电击除颤的设备称为除颤器，它能完成电击复律，即除颤。

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　　正文： 起搏和除颤都是利用外源性的电流来治疗心律失常的，两者均为近代治疗心律失常的方法。心脏起搏与心脏除颤复律的区别是：电击复律时作用于心脏的是一次瞬时高能脉冲，一般持续时间是4～10ms，电能在40～400J(W·s)瓦·秒(焦耳)内。心脏起搏：电能是十分微弱的，仅需几个微焦耳，一般应选取脉冲幅度5V、脉冲宽度0.5 ～ 1ms为宜。 当患者发生严重快速心律失常时，如心房扑动、心房纤颤、室上性或室性心动过速等，往往造成不同程度的血液动力障碍。尤其当患者出现心室颤动时，由于心室无整体收缩能力，心脏射血和血液循环中止，如不及时抢救，常造成患者因脑部缺氧时间过长而死亡。如采用除颤器，控制一定能量的电流通过心脏，能消除某些心律紊乱，可使心律恢复正常，从而使上述心脏疾病患者得到抢救和治疗。

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　　正文： ㈠ 颤动机制 颤动源于心肌的无序电兴奋，导致心脏正常跳动中协调的机械收缩特性丧失。这些节律不齐普遍认为是心脏内存在兴奋折返通路所致。导致这种不正常生理机制的原因是心脏兴奋的传导区与心肌细胞膜的快速重复去极化，使通过心脏的单个兴奋波或多个兴奋波快速重复传递。如果是多个波，节律变差使得心脏纤维收缩的同步性丧失;没有同步的收缩，受影响的腔室不会收缩，最致命的情况是心室颤动。 ㈡ 除颤机制 正确的措施是用强电击来使绝大多数心肌细胞同时去极化，压制快速兴奋波的产生。这样细胞可以重新极化，回到各自的相位。

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　　正文： 尽管经过了多年的深入研究，但还没有一个除颤机制的理论可以解释所有观察到的现象。然而，普遍认为除颤的电击必须有足够强的电流和足够长的持续时间来影响大多数的心脏细胞。一般地，电击持续时间长比持续时间短所需的电流小。这一关系称为强度—持续时间关系，可以用图7-12的曲线来说明。 从指数衰减的电流曲线可以看出在持续时间很短时，要获得很高的能量，需要很大的电流;但在较长的持续时间条件下，由于脉冲的时间加长，电流接近恒流，传递的是累加能量，能量曲线也会变得很高。对于大多数波形，达到除颤的最小能量，要求脉冲的持续时间为：3～8ms

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　　图7-12中也示出了能量—持续时间的电荷曲线，曲线表明除颤的最小电荷量发生在最短的脉冲持续时间。一般不采用很短的持续时间的脉冲，因为大电流会损伤心肌。也要注意过强和过长的电击可能导致迅速重新颤动，使得恢复心脏功能失败。

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　　正文： 在实践中，加在病人胸部皮肤上电极的电击，持续时间定在3～10ms，强度为几千伏和几十安。电击传到目标的能量是可以由操作者选择的，对于大多数除颤器，范围是50 ～360J。在一个给定的电脉冲的持续时间内，具体所需要的电击强度依赖于几个因素：病人的自身特点(服用过的药物、患心律不齐的时间等)，电击采用的技术，是否正在进行特别的节律失调治疗。

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　　正文： 心脏除颤器的一般原理 ㈠ 心脏除颤器的基本原理 一般心脏除颤器多数采用RLC阻尼放电的方法，其充放电基本原理如图7-13所示。

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　　正文： 电压变换器是将直流低压变换成脉冲高压，经高压整流后向储能电容C充电，使电容获得一定的储能。除颤治疗时，控制高压继电器K动作，使充电电路被切断，由储能电容C、电感L及人体(负荷)串联接通，使之构成RLC(R为人体电阻、导线本身电阻、人体与电极的接触电阻三者之和)串联谐振衰减振荡电路，即为阻尼振荡放电电路。通过人体心脏的电流波形如图7-14所示。 实验和临床都证明这种RLC放电的双向尖峰电流除颤效果较好，并且对人体组织损伤小。

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　　正文： ㈡ 除颤波形 美国心脏协会(AHA)发布的《2000年心肺复苏和心血管急救国际指南》指出：“除颤是依靠成功地选择适当的能量，产生有效的电流通过心脏来获得除颤效果，同时对心脏产生最小的电损伤。如果能量和电流太小，一次电击则不能终止心律失常;而如果能量和电流太大，则可能对心脏产生功能性或形态学方面的损伤。选择合适的电流还可以减少重复电击的次数，从而减少心肌损伤。” 除颤的关键因素是电流，而选择的能量只是产生电流的手段;另一方面，电流也是造成心肌损伤的主要因素。因此开发和研制低能量、高成功率和低心肌损伤特性的除颤器一直是除颤技术的研究重点。

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　　正文： 单相衰减正弦波 单相衰减正弦波是最经典的、最常见的单相除颤技术，其除颤脉冲波形如图7-15所示。

　　这种技术已沿用40余年，是一种在既往的电子科学条件下的成熟产品，并在临床急救领域中作出杰出的贡献。但单相除颤技术也有一些缺点，主要表现在：电流峰值较大，心肌功能损伤比较严重;对经胸阻抗的变化没有自动调整功能，对高阻抗病人的除颤效果不理想;对房颤的转复能力较差。

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　　正文： 低能量双相切角指数波 低能量双相切角指数波如图7-16所示。

　　与单相除颤技术比较，低能量双相切角指数波可增加电流的均值，提高了除颤的成功率;由于电流峰值的减少，降低了心肌功能损害的程度。另外，能感应经胸阻抗的变化，通过时间代偿或电压补偿的方式，使高阻抗病人除颤成功率得到改善。

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　　标题： 低能量双相方波低能量双相方波除颤技术的除颤波形如图7-17所示。

　　正文： 其工作原理是数码电阻桥自动测量人体阻抗，快速调节机内数控电阻值。人体阻抗高，则数控电阻降低;人体阻抗低则数控电阻提高，总阻抗保持基本不变，所以除颤电流可以保持稳定。因此，双相方波除颤技术的特点是以人体的经胸阻抗为基准，以最低的能量产生最合适的除颤“电流”，达到最佳的除颤效果和最小的心肌损伤。

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　　标题： ㈢ 电极

　　正文： 体外除颤电极是金属的，表面积在70～100cm2之间。使用时它们必须用一种导电材料和皮肤耦合以便达到电极-皮肤间的低阻抗。有两种类型的电极，即手持式和粘贴式，而手持式又分体内(见图7-18a)和体外(见图7-18b )两种电极。对于粘贴式电极，导电材料已附着于电极上，该电极是一次性的，在电击之前就固定在胸部。手持式电极可以重复使用，但每次需用导电液体或导电固体胶，在电击过程中操作者还可用该电极挤压胸部。电极放置通常是两个都放在前胸或分别放在前胸和后胸的位置。

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　　图7-18b所示便是一种用于前胸的手持式除颤电极;而图7-18a所示的体内电极是一种用于心脏手术暴露后直接作用于心脏的勺状除颤电极。

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　　正文： ㈣ 同步 在胸部使用的大多数除颤器都有同步的功能，这是一种电子传感器和触发电路，旨在确保在ECG的QRS波期间施加电击。这种功能在治疗心律不齐时比治疗心室颤动时更为需要，因为若不小心在ECG的T波期间施加电击常常会产生心室颤动。提供同步功能设计后，操作者只需选择除颤器操作的同步模式，除颤器便会自动检测QRS波并在QRS波期间施加电击;而且在ECG显示器上电击与QRS同步显示(见图7-19)，同步除颤监测中的时间标记M表示在此处施加了电击;同步显示可以使操作者确信电击末发生在T波期间。

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　　正文： 操作者只需选择除颤器操作的同步模式，除颤器便会自动检测QRS波并在QRS波期间施加电击;而且在ECG显示器上电击与QRS同步显示(见图7-19)，同步除颤监测中的时间标记M表示在此处施加了电击;同步显示可以使操作者确信电击末发生在T波期间。

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　　正文： ㈤ 自动体外除颤 自动体外除颤器(AED)通常是在紧急情况下使用，可以自动或半自动识别和快速治疗心律不齐。操作的训练比人工除颤器少，因为操作者不需要知道在哪些ECG波形出现时需要电击。操作者使用AED，可以监视ECG，通过内置信号处理器决定是否与何时给予病人电击。在全自动模式下，AED可以完全靠自控。而在半自动模式下，操作者必须确认来自AED的电击请求再提供电击。AED对于提高心脏停跳患者的生还机会有潜在的价值，因为它可以使得紧急情况的处理个人化，在医务人员到来之前就可对病人实施除颤电击。由于降低了训练要求，患者家人可以在患者心室颤动的高危时刻在家里操作AED。

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　　正文： ㈥ 除颤器的安全问题 除颤器因为其高电压输出特性，是一种有潜在危险的设备。对此国家制定了专门针对除颤器的安全标准(GB9706.8—1995)。但即使满足了标准，仍会存在一些危险。 非同步电击的危险在前面已经作了介绍，需要有同步设计来防止在T波期间施加电击。 不正确的操作可能导致操作者或者和放电通路连接的附近其他人员的意外电击。这种情况的发生可能是在施加电击时操作者不小心握住了放电电极，或是周围的人与病人及其金属床接触。

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　　正文： 另外一个安全问题是过强和过多的电击对病人造成的损害。尽管在对实验动物和病人进行高强度和重复电击后心脏的损害已有报道，但一般认为只要遵从临床程序和方法，重大的心脏损害是可以避免的。 除颤器不能正常工作也可视为安全问题，因为当除颤器不能进行电击而又没有替代物时就意味着病人复苏的机会的丧失。

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　　标题： 心脏除颤器的类型

　　正文： 按是否与R波同步来分 ⑴ 非同步型除颤器。这种除颤器在除颤时与患者自身的R波不同步，可用在心室颤动和扑动(因为这时没有振幅足够高、斜率足够大的R波)。 ⑵ 同步型除颤器。这种除颤器在除颤时与患者自身的R波同步。一般是利用电子控制电路，用R波控制电流脉冲的发放，使电击脉冲刚好落在R波的下降支，这样使电击脉冲不会落在易激期，从而避免心室纤颤。可用于除心室颤动和扑动以外的所有快速性心律失常，如室上性及室性心动过速、心房颤动和扑动等。

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　　正文： 按电极板放置的位置来分 体内除颤器。这种除颤器是将电极放置在胸内直接接触心肌进行除颤的。早期除颤主要用于开胸心脏手术时直接心肌电击，这种体内除颤器结构简单。现代的体内除颤器是埋藏式的，这与早期体内除颤器不大相同，它除了能够自动除颤以外，还能自动进行监护，判断心律失常、选择疗法进行治疗。这种现代化体内除颤器还处于实验研制阶段，仅有少数应用于临床。 体外除颤器。这种除颤器是将电极放在胸外，间接接触除颤。目前临床使用的除颤器大都属于这一类型。

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　　标题： 心脏除颤器的主要性能指标

　　正文： ⑴ 最大储能值。这是指在除颤器电击前，必须先向除颤器内的电容器储存电能(用充电方法实现)，衡量电能大小的单位是W·s(J)。通过大量动物实验和临床实践证明，电击的安全剂量以不超过400W·s为宜，即除颤器的最大储能值为400W·s。电容C与其上面的电压U和储能W有如下关系：

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　　正文： ⑵ 释放电能量。这是指除颤器实际向病人释放电能的多少。这个性能指标十分重要，因为它直接关系到除颤实际剂量。能量储存多少并不等于就能给病人释放多少，这是因为在释放电能时，电容器的电阻、电极和皮肤接触电阻、电极接插件的接触电阻等，都要消耗电能，所以对不同的患者(相当于不同的释放负荷)，同样的储存电能就有可能释放出不同的电能量，因此，释放电能量的大小必须以一定的负荷值为前提。通常以负荷50Ω作为等效患者的电阻值。

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　　正文： ⑶ 释放效率。这是指释放能量和储存电能之比。对于不同的除颤器有不同的释放效率。大多数除颤器释放效率在50%～80%之间，例如，国产QC—11和XQQ—1型释放效率为67%。 ⑷ 最大储能时间。这是指电容充电到最大储能值时所需要的时间。储能时间短，就可以缩短抢救和治疗的准备时间，所以希望这个时间越短越好。但因受电源内阻的限制，不可能无限度地缩短这个时间。目前最大储能时间多在10～15s范围内。

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　　正文： ⑸ 最大释放电压。这是指除颤器以最大储能值向一定负荷释放能量时在负荷上的最高电压值。这同样也是一个安全指标，即在电击时防止患者承受过高的电压。国际电工委员会暂作这样的规定：除颤器以最大储能值向100Ω电阻负荷释放时，在负荷上的最高电压值不应该超过5000V。

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　　标题： 第六节 典型的心脏除颤器

　　正文： 一种电路比较简单的心脏除颤器的电路分析 这种除颤器为同步式除颤器，这里主要分析它的充放电电路和同步电路两部分。 充放电电路 充放电电路即除颤电路，为本机核心电路，其电路原理图如图7-20所示。 由晶体三极管VT1和VT2以及变压器T等组成高频高压变换器，其作用是把低压直流变换成脉冲高压。其工作过程是：当整机电源通电以后，“充电”按钮开关SB处于常开状态，电路与“地”并未接通，因此电路并不工作。

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　　图7-20 充放电电路

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　　正文： 当需要对储能电容充电时，按下SB，电路与“地”接通，高频振荡电路开始工作，产生矩形脉冲，经变压器T升压，当T的次级L2为正半周时，即a端为“+”，b端为“-”时，二极管VD1因正向加压而导通，VD2因反向加压而截止，故此时对C3充电，其方向为上“+”下“-”;当T的次级为负半周时，即a端为“-”，b端为“+”时，VD2导通，VD1截止，此时对C4充电，其方向也是上“+”下“-”。由于C3、C4很大，充电比较慢，以后正负半周轮流对C3、C4充电(只是充电时间不是整个半周)。这个电路实质上是倍压整流电路，所以在经过一段时间后(约10s)C3、C4上获得高压直流电U。其电能为： (其中C为C3、C4串联后再与C2并联的等效电容)。

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　　正文： 图中SA1为“体内除颤”和“体外除颤”选择开关，它是双刀两位波段开关。当SA1-1、SA1-2刀拨向“1”位时，为“体外除颤”，这时变压器T的初级线圈L1减少，次级L2和L3的端电压升高。由于L3上电压增加，即正反馈电压增加，振荡加强，加上L2进一步升压，因此，储能电容电压升高，满足“体外除颤”所需电能。当SA1-1、SA1-2的刀拨向“2”位时，为“体内除颤”，这时对储能电容充电电压将减少，如果从储能指示“WS”观察出储能过强，可以进行充电时间控制，办法是：控制按下SB闭合时间，监视“WS”表上升情况，当“WS”指示达到所需值时，放开按钮SB停止充电，以此来微调储能值。

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　　正文： 同步电路 同步电路的作用是除颤放电时与患者自主的R波同步。其电路如图7-21所示，电路中几个关键点波形示意图如图7-22所示。

　　图7-21 同步电路

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　　图7-22 同步电路波形示意图

　　a、b两端接心电示波器中心放大器输出，经心电放大器放大后的心电信号(如图7-22中Uab所示)再由V1、V2组成双端输入单端输出的差动放大电路倒相放大(如图7—22中UC所示)，C1和V3导通时的输入电阻(包括R9)组成微分电路，将R波微分成正、负尖脉冲(如图7-22中Ud所示)，由于V3静态偏流为0，故只能放大正尖脉冲，再经V4整形，V5输出正脉冲(如图7-22 Ue所示)触发可控硅使之导通。

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　　正文： 电路工作过程如下：当需要除颤器放电时，按下“放电”按钮SB，此时如果R波没有到来，可控硅不会导通，只有延时到R波下降沿时才有幅度较大的正脉冲加入可控硅3CT的控制极，使3CT导通，于是K1、K2动作，K1动作使储能电容C放电。由此可以看出，同步电路的作用是：使电击除颤的时刻是从R波下降沿开始的，从而避开心动周期的易激期，以保证患者的安全。K2为增辉继电器，与K1同时动作。K2动作以后，使增辉电路工作，在心电示波器上可观察到荧光屏上扫描线辉度增加，以便作R波同步性能的检查。因此，在给患者进行心脏除颤前，必须以患者的心电反复预试R波同步性能，这是保证顺利、安全进行心脏除颤复律必不可少的步骤(室颤除外)。

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　　正文： 除颤监护仪 全自动心脏监护除颤仪是集监护与治疗于一体的智能化设备，能持续监测ECG信号，精确及时地检测到室速(VT)/室颤(VF)的出现，鉴别分析需电击或不需电击心律，对威胁生命的心脏突发状况可立即给予治疗性电击。该机过程全部自动完成，无须人为干预，从而有效赢得抢救时机，显著提高存活率。 ㈠ 概述 除颤监护仪的工作原理如图7-23所示。

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　　正文： 系统通过心电电极(或除颤极板)采集病人心电信号，经放大和A/D转换后送到系统控制部分利用专用算法进行分析。如果出现室速或室颤，对储能电容进行充电，然后将储能电容中的能量通过除颤极板向病人释放，纠正心律失常，同时显示能量水平。

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　　正文： ㈡ 除颤监护仪的分类 除颤监护仪分为全自动与半自动两类。 全自动除颤监护仪 全自动除颤监护仪自动对患者心律进行分析，并决定是否需要除颤。如果检测出可除颤心律，仪器就自动充电与放电。全自动除颤监护仪工作过程自动完成。 半自动除颤监护仪 半自动除颤监护仪自动对患者心律进行分析，如果检测出需除颤心律，则发出声光报警并对电容充电，由操作者进行手动除颤。

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　　标题： 第七节 高频电刀

　　正文： 临床医学俗称的“高频电刀”是一种取代机械手术刀进行组织切割的电外科器械。它通过电极尖端的高频(通常为200kHz～3MHz)高压电流与机体接触时对组织进行加热，实现对机体组织的分离和凝固，从而达到切割和止血的目的。 高频电刀自1920年应用于临床至今，已有80多年的历史了。其间经历了火花塞放电—大功率电子管—大功率晶体管—大功率MOS管四代的变革。随着计算机技术的普及、应用与发展，目前，高性能的单片机广泛应用在高频电刀的整机控制，实现了在各种功能下功率波形、电压、电流的自动调节，各种安全指标的检测，以及程序化控制和故障的自动检测指示，因而大大提高了设备本身的安全性和可靠性，简化了医生操作过程。

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　　正文： 同时，随着医疗技术的发展和临床提出的要求，以高频手术器为主的复合型电外科设备也有了相应的发展：高频氩气刀(高频电刀在电刀笔头处通以氩气，以获得特殊的凝血效果，这类仪器称为氩气高频电刀)、高频超声手术系统、高频电切内窥镜治疗系统、高频旋切去脂机等设备，在临床中都取得了显著的效果。而随这派生出来的各种手术器专用附件(如双极电切剪、双极电切镜、电切镜汽化滚轮电极等)也为临床手术开拓了更广泛的使用范围。

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　　正文： 高频电刀的功能 高频电刀具有电切(纯切、混切)、电灼、电凝(单极电凝、双极电凝)等功能。根据不同的手术需要，设定不同的输出功率，适用于普通外科、心脏外科、泌尿外科、妇科等手术。 ⑴ 切割：在一个适宜的功率水平下，当电极端产生连续的正弦波电流与组织接近时，细胞浆内部迅速产生热量，使细胞浆变成蒸气。最重要的是使细胞体积扩大约5倍，引起细胞结构破坏，于是产生了临床的切割效果，并在切割分离组织的边缘产生一点止血效果或不产生止血效果。 ⑵ 凝血：如果还没有破坏细胞结构就产生蒸发效果，则会引起分离组织干燥或者凝固的临床效果。

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　　正文： ⑶ 混切：通过改变电流脉冲通过电极的时间，可能会产生干燥(凝血)和切割共同的临床效果，即混切。 高频电刀的设计原理 高频电刀事实上是一个大功率的信号发生器，如图7-24所示。信号的宏观(低频)形态由函数发生器产生，经射频调制(200kHz～3MHz)后，再经功率放大器放大输出到电极(电刀)。电极有双极和单极之分。双极电极一般用于局部电凝和功率较小的场合;而单极电极配以返回电极(又称为分离电极)可提供手术切割所需要的高功率输出。

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　　高频电刀输出的典型波形有三种，如图7-25所示，对应了电凝、电切和混合三种不同功能和应用。

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　　正文： 在使用频率、电压和输出功率等方面，电切普遍高于电凝。有关参数说明如下： 电凝 射频频率：250kHz～2.0MHz; 调制(波簇)：120/s左右; 输出电压(开路)：300 ～2000V; 输出功率(500Ω负载)：80 ～200W。 电切 射频频率：500kHz～2.5MHz; 调制：直接输出或经调幅处理; 输出电压(开路)：9000V左右; 输出功率(500Ω负载)：100～750W。

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　　正文： 高频电刀主要的工作模式 高频电刀有两种主要的工作模式：单极和双极。 单极模式 如图7-27所示，在大多数的应用中，电流通过有效导线和电极穿过病人，再由病人极板及其导线返回高频电刀的发生器。 双极模式 双极电凝是通过双极镊子的两个尖端向机体组织提供高频电能，使双极镊子两端之间的血管脱水而凝固，达到止血的目的。它的作用只限于镊子两端之间，对机体组织的损伤程度和影响范围远比单极方式小得多，适用于对小血管(直径<4mm)和输卵管的封闭。

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　　正文： 高频电刀的波形设计 高频电刀输出的波形由一连续的正弦波和一中断的断的正弦波组成。一般说来，连续波用于切割组织是最优的;而中断的正弦波通常近似于指数钳位的正弦波，对组织凝固是最适宜的。凝固波形本质是获得黑色凝固或获得高温下组织的碳化;切割时需要利用弧光来获得足够大的电流密度，以便在非常小的区域内破坏组织的结构而不会对邻近的组织产生伤害。应该注意，白色凝固的产生(它仅由变性骨胶原、弹性硬蛋白和其他天然的组织蛋白组成而不包括组织切断和部分切除)独立于所使用的波形

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　　正文： 高频电刀的安全保障体系设计 高频电刀本身必须具有十分完善而可靠的安全保障体系，这是保证病人和医护人员安全的最基本的条件。因此，高频电刀在设计时必须遵循严格的安全规范，出厂前应逐台逐项甚至重复进行严格测试和检查，以确保电刀的各项指标始终保持在国际电工学会和我国发布的有关高频电刀的标准(即IEC601-2-2，GB9706.4和GB9706.1)规定范围内。 GB9706.1-1995《医用电气设备 第一部分:安全通用要求》 GB9706.4-1999《医用电气设备 第二部分:高频手术设备安全专用要求》 IEC 60601-2-2 MEDICAL ELECTRICAL EQUIPMENT - PART 2-2: PARTICULAR REQUIREMENTS FOR THE SAFETY OF HIGH FREQUENCY SURGICAL EQUIPMENT

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　　正文： 高频电刀的安全要求及必要的安全保障体系概括起来主要有以下几项： ⑴ 输出必须完全悬浮，即高频电刀的高频高压输出部分对机壳(大地)和电源(市电)应严格隔离。各输出端口(电极)对地和电源，不仅绝缘电阻要很大(>100MΩ)，而且在接上应用部分之后，对地分布电容要足够小(<100pF)，还得经受得起约6000V交流试验电压的考验。高频电刀输出一旦悬浮不良，高、低频漏电流将迅速增大，易于发生灼伤甚至危及生命。为此高频电刀还应具有防漏防潮性能。否则，一旦受潮必然影响电刀输出的悬浮程度。

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　　正文： ⑵ 电刀的金属机壳应可靠接地，即电源的地线应真正接大地，且与机器接地点之间的连续电阻应小于0.2Ω(包括电源电缆在内)，以防机壳和保护接地点悬空而带电，增加电击危险和机内对外界的高频辐射。 ⑶ 电网电源与机壳(接地线)之间必须能承受1500V耐压。机壳对地漏电流应低于0.1mA，以保证市电(低频)与机壳隔离良好，防止电击。 ⑷ 低频电流十分有害，过大的低频漏电流将对病人产生严重刺激甚至致命。 ⑸ 高频漏电流必须低于150mA。高频漏电流是指电刀两输出电极对地的辐射电流，它对手术毫无作用但可造成病人的灼伤和环境污染。

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　　正文： ⑹ 高频电刀的主载波频率(基波)应在0.3～5MHz之间。不得过低也不得过高(全悬浮式电刀一般在0.4～0.8MHz之间)。过低，会产生低频刺激;过高，则高频辐射严重。 ⑺ 在任何情况下，高频电刀的输出功率均不得超过400W。过大的功率会对病人造成损伤。 ⑻ 高频电刀的输出功率应尽可能稳定。在电源电压波动和负载变化时，输出功率仍应在规定范围内。否则，手术时，不是切、凝效果不佳，就是焦粘组织，甚至严重灼伤病人。 ⑼ 高频电刀的输出波形一定要稳定，其基波应是相对纯净的正弦波。否则，易引起输出功率不稳、增大高频漏电流或产生低频工作电流。

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　　正文： ⑽ 电刀的手柄及连接电缆外表对电极的耐压应能承受3000V(交流有效值)和2倍高频电刀开路输出电压试验。否则，有可能因漏电而灼伤操作者和(或)病人。 ⑾ 极板面积应足够大，最好是粘贴式的，以保证从病人机体返回机器的电流在人体与极板接触处的密度尽可能低(<0.02A/cm2)。 ⑿ 当中性电极(极板)断线或阻抗过大时，仪器应具有声光报警和切断输出的功能。防止断点或大阻抗点产生功耗引起灼伤或着火。 ⒀ 当切、凝同时启动时，应禁止功率输出或者只输出功率较小的模式(如凝)。应防止误操作引起过大的功率加到患者身上。 ⒁ 高频电刀在心脏外科使用中，经常会碰到使用除颤器的情况。CF型电刀应用部分应能承受2kV除颤电压冲击。

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　　正文： ⒂ 高频电刀在任何设定下均可长时间开路启动，并可多次短路而不影响机器的性能和安全。 ⒃ 电源复通或启动复通时，任何设定下的输出不得增大20%以上，以防止过大功率突然回到患者身上。 ⒄ 额定负载下的输出应与设定位置对应，功率偏差不大于20%。不同负载下的全功率和半功率曲线与规定偏差也不大于20%。 ⒅ 输出回路应串入不小于5000pF的高压电容。输出电极(对)直流阻抗应远大于2MΩ，以防低频输出。 ⒆ 机器内部应进行防潮处理，机壳应能防止液体(翻倒时)侵入机内。应保证仪器的绝缘和隔离性。