心臟作為一種生化機電系統(tǒng)，會產生電脈沖，從右上心房的 竇房結(SA)傳導至房室結(AV)。竇房結節(jié)充當作該系統(tǒng)的起搏器（圖1）。

 

圖1. 心肌與竇房結(1)和房室結(2)1¹

 

該電脈沖產生P波，在圖2中的ECG截圖中可以看見。電信號從房室結節(jié)開始傳播，經過浦肯野纖維系統(tǒng)，來到心室，導致心室肌肉收縮。這種收縮（R波）使含氧血從左心室進入并流過身體，同時使缺氧血從右心室進入肺部。

 

圖2. 心肌收縮期間電行為的ECG圖形表示²

 

如果心臟這種機電系統(tǒng)存在缺陷，則可能導致諸多心臟問題。例如，當心臟搏動過慢或者不搏動時，就是心動過緩。對于這種狀況，典型的手術治療方法是在患者胸部皮下植入一個起搏器（脈沖發(fā)生器），并將心內膜導聯線通過靜脈直接引導至心臟，如圖3所示。

 

圖3. 植入式起搏器的位置以及不同種類起搏器的導聯線 (RA—right atrium, RV—right ventricle, LV—left ventricle)

 

在稱為心動過速的另一類心律失常癥狀中，心臟搏動過快。這是一種十分嚴重的疾病，可通過植入式心臟除顫器(ICDs)進行治療?，F代ICD也可治療多種緩慢性心律失常。

 

當心臟變大時，由于傳導路徑變長，擾亂了心室收縮的時機，因而可能發(fā)生心力衰竭。結果形成一種正反饋系統(tǒng)，進一步加重心臟負擔。 植入式心臟再同步(ICR)器件同時使兩個心室和（通常）一個心房起搏，進而對心室重新定時。實際上，這些器件會改善心輸出量，從而使心臟恢復到一定程度。心臟再同步治療(CRT)器件是一種包括ICD在內的系統(tǒng)。

 

CRT器件在圖4(a)中的透視圖像中可以看見。醫(yī)師就是利用這種影像來放置導聯線的。對于非專業(yè)人士來說，這種影像是很難解讀的?？梢钥吹叫呐K淡淡的輪廓——這是搏動中的心臟的靜態(tài)視圖。起搏器位于右心房上，心臟頂點指向右下方。在這個典型的導聯線放置實例中，黑色箭頭指向右心房導聯線。虛線黑色箭頭指向右心室導聯線。紅色箭頭標示的導聯線只能看到一部分，這是左心室導聯線（紅箭頭指向電極尖端）。圖4(b)展示的是雙腔起搏器的典型導聯線放置透視圖像。右心房導聯線指向上方，置于右心房中。右心室導聯線則位于右心室頂部。

 

圖4. 起搏器導聯線放置的透視圖像³ (a). 單腔起搏器；(b).雙腔起搏器

 

植入式起搏器（圖5）一般都很輕、體積小。它們含有必要的電路，以便通過植入式導聯線來監(jiān)控心臟的電活動，并在必要時刺激心肌以確保心臟跳動的規(guī)律性。起搏器必須是低功耗器件，它們采用的都是小型電池，壽命一般是10年。美國國家工程院稱，截至2010年，每年超過40萬臺起搏器被植入患者身體。⁴

 

圖5. 起搏器示例⁵

 

起搏偽像

 

在正常的ECG圖中，一般很難發(fā)現簡單的植入式起搏器的活動，因為超快脈沖（寬度僅有數微秒）會被過濾掉，但在任何情況下，在毫秒級分辨率的心電圖中，這些脈沖都太窄，而不會出現。然而，其信號可以通過起搏偽像推斷出來，偽像是與通過ECG導聯線在皮膚表面測得的心臟自身電活動相伴的電壓脈沖。檢測和識別起搏偽像的能力很重要，因為偽像顯示了起搏器的存在，而且有助于評估其與心臟的交互作用。

 

由于偽像幅度小、寬度窄、波形多變，結果使起搏偽像難以檢測，尤其是存在可能數倍于偽像幅度的電噪聲時。另外，起搏療法已經十分發(fā)達，如今有數十種起搏模式，從單腔起搏到三腔起搏等，不一而足。使得起搏偽像檢測更加復雜的是，起搏器會產生導聯線完整性脈沖、分鐘通氣量(MV)脈沖、遙測信號以及可能被誤認為起搏偽像的其他信號。

 

實時起搏器遙測技術的應用使得在心電圖上顯示起搏偽像不如過去那么重要了，但經驗豐富的醫(yī)師可以從心電圖中推測出患者所使用的起搏療法的種類，并確定起搏器是否工作正常。另外，包括以下標準在內的所有相關醫(yī)用標準都要求顯示起搏偽像。這些標準對需要捕獲的起搏器信號的高度和寬度等具體要求有所差異。

 

● AAMI EC11:1991/(R)2001/(R)2007

● EC13:2002/(R)2007, IEC60601-1 ed. 3.0b, 2005

● IEC60601-2-25 ed. 1.0b

● IEC60601-2-27 ed. 2.0, 2005

● IEC60601-2-51 ed. 1.0, 2005

 

例如，IEC60601-2-27規(guī)定：

 

設備須能夠顯示存在幅度為±2 mV至±700 mV、持續(xù)時間為0.5 ms至2.0 ms的起搏器脈沖的心電圖信號。顯示屏上的起搏器脈沖應清晰可見，折合到輸入端(RTI)的幅度不得小于0.2 mV；

 

AAMI EC11則規(guī)定：

 

設備須能顯示存在幅度為2 mV至250 mV、持續(xù)時間為0.1 ms至2.0 ms、上升時間少于100 µs且頻率為100 脈沖/分的起搏器脈沖的心電圖信號。對于持續(xù)時間為0.5 ms至2.0 ms（幅度、上升時間和頻率參數如上一句所規(guī)定）的起搏器脈沖，必須在心電圖中顯示該起搏器脈沖；顯示屏上應予以清晰的展現，折合到輸入端的幅度不得小于0.2 mV。

 

就需要捕獲的高度和寬度來說，雖然這些差異很小，但終歸是差異。

 

起搏器的起搏方式

 

A所有起搏導聯線都有兩個電極，電極的位置決定著信號的極性。

 

在 單極性起搏 中，起搏導聯線由單起搏導聯線頂部的電極與起搏器外殼本身的金屬殼所構成，因而只有一根導聯線插入心臟。這種起搏模式導致的起搏偽像在皮膚表面可能為數百毫伏，寬度為兩、三毫秒。目前，單極性起搏已不再常用。

 

在 雙極性起搏中，用起搏導聯線頂端的電極使心臟起搏。返回電極是一個環(huán)形電極，非常接近頂端電極。目前，多數起搏偽像都是由雙極性起搏造成的。這類導聯線產生的偽像比單極性起搏產生的偽像要小得多；皮膚表面的脈沖可能非常小，高度只有幾百微伏，寬度只有25 μs，偽像的平均高度和寬度分別為1 mV和500 μs。當檢測矢量與起搏導聯線矢量不直接成行時，偽像的幅度可能會更小。

 

許多起搏器可以通過編程，使脈沖寬度短至25 μs，但這些設置一般只用于在電生理學實驗室中進行的起搏器閾值測試中。將下限值設為100 μs，即可消除將分鐘通氣量(MV)和導聯線完整性(LV導聯線)脈沖誤檢為有效的起搏偽像問題。這些低于閾值的脈沖一般編程至10 μs與50 μs之間。

 

市面上各種不同的起搏器是針對不同的腔室起博：

 

● 單腔起搏 只對心臟一個腔室起搏；可能為單極性，也可能為雙極性。單腔起搏應用于右心房或右心室。

● 雙腔起搏 同時對右心房和右心室起搏。

● 雙心室起搏 同時對右心室和左心室起搏。另外，心臟一般在右心房起搏。這種起搏模式很難正確顯示出現，其原因有二：首先，兩個心室的起搏可能同時發(fā)生，在皮膚表面表現為單個脈沖。第二，左心室導聯線的放置與右心室導聯線一般不在同一矢量上，而且實際上可能與其是成正交關系。通常情況下，右心房可在導聯線aVF中得到最佳展示，而右心室則可在導聯線II中得到最佳展示。多數心電圖系統(tǒng)并不采用三個同步導聯線檢測電路或算法，結果使左心室導聯線最難捕獲。因而有時最好用其中一個V導聯線來檢測。

 

起搏偽像波形

 

多數起搏脈沖都有著超快的上升沿。起搏器輸出端測得的上升時間一般為100 ns左右。當在皮膚表面測量時，受起搏導聯線電感和電容的影響，上升時間會略低。皮膚表面的起搏偽像大多為10 μs或以下。作為內置保護機制的復雜器件，起搏器可能會產生高速毛刺，雖然不會影響心臟，但會影響起搏器檢測電路。

 

圖6所示為理想起搏偽像的示例。正脈沖的上升邊沿很快。在脈沖達到最大幅度之后，會發(fā)生容性下降，然后出現后沿。之后，在起搏脈沖的再充電部分，偽像會改變極性。之所以需要該再充電脈沖，是為了使心臟組織保持凈零電荷。對于單相脈沖，離子會在電極周圍聚集，結果產生的直流電荷可能導致心臟組織損壞。

 

圖6. 理想型起搏偽像

 

采用心臟再同步器件會給起搏偽像的檢測和顯示帶來更多麻煩。這些器件對患者的右心房和左右心室起搏。兩個心室的脈沖可能非常接近、重疊或同時發(fā)生；左心室甚至可能在右心室之前起搏。目前，多數器件都是同時對兩個心室起搏，但研究顯示，調整時序特性可以改善心輸出量，對多數患者有益。分開檢測和顯示兩個脈沖并非總能如愿以償，很多時候，它們將在心電圖電極上表現為單個脈沖。如果兩個脈沖同時發(fā)生，且導聯線方向相反，則兩個脈沖可能在皮膚表面相互抵消。雖然發(fā)生這種情況的幾率很小，但我們完全可以設想極性相反的兩個心室起搏偽像同時出現在皮膚表面的情況。如果兩個脈沖被很短的時間間隔抵消，則結果產生的脈沖波形將變得非常復雜。

 

圖7所示為心臟再同步器件起搏模式在鹽水箱中的示波器軌跡。這是起搏器驗證的標準測試環(huán)境；大家認為，鹽水的導電性能與人體相似。由于示波器探頭十分接近起搏導聯線，結果導致幅度遠遠大于皮膚表面的預期值。另外，由于鹽溶液導致心電圖電極阻抗變低，結果使噪聲遠遠低于皮膚表面測量的正常值。

 

圖7. 再同步器件在鹽水箱捕獲的起搏信號

 

第一個脈沖是心房，第二個脈沖是右心室，第三個脈沖是左心室。導聯線置于鹽水箱中，其矢量經過優(yōu)化以便把脈沖清晰地顯示出來。負向脈沖為起搏，正向脈沖為再充電。心房脈沖的幅度略大于其他兩個脈沖的幅度，因為導聯線的矢量稍微好于兩根心室導聯線，但在實際應用中，再同步器件中的全部三個起搏輸出都編程為相同的幅度和寬度。對于真正的患者，每根起搏器導聯線的幅度和寬度一般都是不同的。

 

檢測起搏偽像

 

在對目標信號的形態(tài)和緣由有了初步了解之后，我們可以集中探討如何檢測起搏偽像這個話題了。以符合成本效益的方式檢測所有起搏偽像并抑制所有可能的噪聲源是不可能做到的，這是其性質使然。部分難點在于，起搏檢測系統(tǒng)必須監(jiān)控多個腔室，檢測過程中會遇到干擾信號，而且不同制造商生產的起搏器種類繁多。偽像的檢測方案從硬件解決方案到數字算法，十分廣泛。接下來，我們將對此進行詳細討論。

 

心臟再同步器件所用的起搏導聯線不可能都具有相同的矢量。右心房導聯線通常與導線線II對齊，但有時也可能直接指向胸部以外，因而可能需要Vx矢量才能看見。右心室導聯線通常置于右心室頂部，因而經常與導聯線II對齊。從冠狀竇穿過的左心室起搏導聯線實際上位于左心室的外部。通常情況下，該導聯線與導聯線II對齊，但其方向卻可能是V軸向。植入式除顫器和再同步器件的起搏導聯線有時置于心臟中未發(fā)生梗塞的區(qū)域。把它們置于梗塞區(qū)域周圍，這是該系統(tǒng)采用三個矢量并要求高性能起搏偽像檢測功能的原因所在。

 

一個主要噪聲源是多數植入式心臟器件所使用的H場遙測方案。其他噪聲源包括呼吸胸阻抗測量、電灼器和與患者相連的其他醫(yī)療設備帶來的傳導噪聲。

 

此外，每家起搏器制造商都采用不同的遙測方案，使起搏偽像檢測變得更加復雜。在有些情況下，一家制造商可能針對不同的植入式器件型號采用多種不同的遙測系統(tǒng)。實際上，許多植入式器件可能同時采用H場遙測以及MICS頻段或ISM頻段遙測進行通信。不同型號采用不同的H場遙測方案，這種情況使得濾波器的設計變得十分困難。心電圖器件必須為CF級，但其他醫(yī)療器件則可能是B級或BF級，而且其較高的泄漏電流可能干擾心電圖采集設備的性能。

 

ADAS1000心電圖模擬前端包含起搏偽像檢測算法

 

ADAS1000（圖8）是一款5通道心電圖(ECG)模擬前端(AFE)，旨在幫助解決新一代低功耗、低噪聲、高性能系留式和便攜式ECG系統(tǒng)設計人員面對的部分挑戰(zhàn)。ADAS1000專門針對監(jiān)控級和診斷級心電圖測量而設計，由5個電極輸入和1個專用右腿驅動(RLD)輸出參考電極構成。

 

圖8. ADAS1000功能框圖

 

ADAS1000不但支持基本的心電圖信號監(jiān)控元件，還配有多種功能，比如前面討論過的呼吸測量（胸阻抗測量）、導聯線/電極連接狀態(tài)、內部校準、起搏偽像檢測功能等。

 

一個ADAS1000支持5個電極輸入，為進行傳統(tǒng)的6導聯心電圖測量提供了方便。通過另外級聯一個ADAS1000-2（輔助）器件，系統(tǒng)可以進行真正的12導聯測量；通過級聯多個器件（3個及以上），系統(tǒng)可測量15條及以上的導聯線。有關ADAS1000不同變體的詳情，請參閱表1。

 

表1. ADAS1000現有型號概覽

 

ADAS1000的呼吸特性能夠測量患者的胸阻抗變化，從而顯示出呼吸的程度或有無缺失。呼吸功能的核心是在可編程頻率（46 kHz至64 kHz）下集成DAC（數模數據器）呼吸驅動，以及有利于簡化這種復雜測量的專用模數測量電路。信號經過解調，作為幅度和相位信息提供，由此可以確定相應的呼吸信息，從而得到具體的線纜參數。利用內部電容，電路能夠檢測最小為200 mΩ的分辨率——使用外部電容時，甚至可以檢測更精確的分辨率——而且開關方案十分靈活，可對三根導聯線(I、II、III)之一進行測量。

 

起搏檢測算法

 

器件的前端包含一種數字起搏器偽像檢測算法，可以檢測到寬度范圍為100 μs至2 ms、幅度范圍為400 μV至1000 mV的起搏偽像——符合上述AAMI和IEC標準。根據測試結果和醫(yī)師意見，這些限制要比醫(yī)用標準寬松許多。

 

起搏檢測算法在四根可能的導聯線(I、II、III或aVF)中的三根上運行三個數字算法實例。在高頻心電圖數據上運行，與內部抽取和濾波并行運行。該算法設計用于檢測并測量寬度范圍為100 μs至2 ms、幅度范圍為400 μV至1000 mV的起搏偽像，返回一個標志，用以表示是在一根還是多根導聯線上檢測到起搏信號，同時返回檢測到的信號的高度和寬度。對于希望運行自己的數字起搏算法的用戶，ADAS1000提供了一個高速起搏接口，可以快速的數據速率(128 kHz)提供心電圖數據，與此同時，標準接口上經過濾波和抽取的心電數據保持不變。

 

ADAS1000 ECG IC在其算法中內置一個分鐘通氣量濾波器。分鐘通氣量脈沖（從雙極性導聯線的圓環(huán)傳導至起搏器外殼）將檢測呼吸速率，從而控制起搏速率。其寬度總是小于100 μs，變化范圍約為15 μs至100 μs。

 

許多植入式器件能夠編程以支持最窄25 µs的起搏脈沖，但醫(yī)師幾乎不會將植入式器件編程為如此窄，因為在超過起搏閾值以后，能量安全裕量將變得不足。

 

這種起搏偽像系統(tǒng)是由一個工程師和起搏專家團隊與起搏行業(yè)共同研發(fā)的。這種合作帶來了一種同步三矢量起搏偽像檢測系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以檢測起搏偽像，盡管電氣噪聲顯著大于偽像。三個起搏算法實例中的每個實例都可以編程以檢測不同導聯線(I、II、II或aVF)上的起搏信號。該系統(tǒng)的閾值水平可編程，因而可以針對實際的脈沖寬度和高度檢測范圍進行定制，同時還配置內部數字濾波器，以便抑制心跳、噪聲和分鐘通氣量脈沖。當證實起搏信號的單個實例中存在起搏信號時，器件會輸出一個標志，因而，用戶可以在心電圖上標記或識別出起搏信號。

 

起搏器算法的簡化流程圖如圖9所示。

 

圖9. 起搏算法的流程圖

 

起搏偽像算法的采樣速率選擇非常重要，因為不能與Medtronic、St. Jude和Boston Scientific針對H場遙測載波器采用的頻率完全相同。三家公司都采用不同的頻率，而且每家公司都有多種不同的遙測系統(tǒng)。ADI公司相信，ADAS1000所用采樣頻率與這三家起搏器廠家的主要遙測系統(tǒng)都不相同。

 

如前所述，ADAS1000同時包括呼吸測量和交流導聯脫落模式。這些特性不但可以把不同頻率的交流信號注入患者電極，而且不會干擾起搏偽像的采集。電灼器信號雖然可以在ADAS1000心電圖輸入之前進行濾波處理，但起搏偽像檢測算法的性能卻可能因濾波而下降，因此，在這種設計中，務必十分小心。

 

結論

 

植入式起搏器產生的偽像變化范圍較大，幅度范圍為2 mV至700 mV，持續(xù)時間范圍為0.1 ms至2 ms，上升時間范圍為15 µs至100 µs。偽像往往被淹沒在遙測噪聲或心電信號中，難以檢測。ADAS1000模擬前端專門面向心電圖系統(tǒng)而設計，包括檢測心臟及其輔助起搏器所產生的電信號所需要的全部電路，還有一種有助于區(qū)分起博偽像并將其顯示在心電圖上的嵌入算法。

 

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參考電路

 

¹Jaffe, C. Carl, MD, cardiologist and Patrick J. Lynch, medical illustrator. http://en.wikipedia.org/wiki/File:Reizleitungssystem_1.png.

 

²http://en.wikipedia.org/wiki/File:SinusRhythmLabels.svg.

 

³(a) http://en.wikipedia.org/wiki/File:Cardiac_resynchronisation_therapy.png.

 

 (b) http://en.wikipedia.org/wiki/File:Fluoroscopy_pacemaker_leads_right_atrium_ventricle.png.

 

⁴http://www.nae.edu/page20019090/WhatisaPacemaker.aspx.

 

⁵http://en.wikipedia.org/wiki/File:St_Jude_Medical_pacemaker_with_ruler.jpg.

 

 

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