, 怡辰

自貢第三人民醫(yī)院心內(nèi)科(自貢市, 643020)重慶醫(yī)科大學09級臨床醫(yī)學四川省老年醫(yī)學1班(重慶,401331)

心臟起搏器技術和植入式心臟復律除顫器(Implantable Cardioverter Defibrillator, ICD)等植入性心臟裝置的心臟猝死預防作用，其基礎是現(xiàn)代生物醫(yī)學工程傳感器技術的監(jiān)測功能及其應對心臟電生理變化的計算程序進步的結果。當今，這種傳感器技術已經(jīng)能夠通過移動電話、英特網(wǎng)來實施大區(qū)域，大數(shù)量病人的體內(nèi)植入性心臟設備的狀態(tài)監(jiān)測和病人心血管事件危險性的監(jiān)測。而生物醫(yī)學工程傳感器技術用于起搏器中主要是監(jiān)測病人體液變化的阻抗改變、血液動力學評估、肺動脈壓力和左心房壓力監(jiān)測，以及相關參數(shù)的計算。本文欲就30余年來心臟傳感器技術不同類型的相關進展進行綜合述評，并展望將來應用前景。

1 頻率應答(Rate modulation)心臟起搏器傳感器的工作方式和技術原理

正常人體的心率隨機體活動(如體力、焦慮、緊張、發(fā)熱、各種病理狀況等)而發(fā)生改變，這種心血管反應(包括心率變時性反應和心肌變力性反應)的機理涉及復雜的神經(jīng)、體液、血流動力學改變，機體體力活動時心率加快、每搏量增加,從而使心輸出量增，其中心率的變化直接與氧耗量成正比，也與體力活動加量成正比[1-2]。與此同時，機體體力活動時呼吸頻率加快、每分通氣量增加，如果運動量大、超過有氧代謝水平，無氧代謝就會加強而引起機體乳酸增加、血液二氧化碳容量增加。當運動結束，交感興奮被迷走神經(jīng)拮抗，故心率下降、氧耗量逐漸減少直至恢復正常[3]。這就是機體心率的頻率應答調整過程。

所以，從1970年，開始的現(xiàn)代心臟起搏器的頻率調整技術就是模仿這種機體正常心臟的變時調節(jié)過程，通過傳感器技術監(jiān)測機體生理、病理狀況下的機體活動量、氧耗量、每分通氣量、血液pH值或者氫離子濃度、體溫、呼吸頻率、心電圖的改變等若干心肺功能和人體代謝參數(shù)的變化來調整人工心臟起搏器相對合適于機體要求的起搏頻率輸出的控制過程。針對上述不同參數(shù)的監(jiān)測需要不同的傳感器技術，故心臟起搏器的各種傳感器技術應運而生[4]。

1.1 機體運動傳感器(activity sensors)

機體活動的兩個顯著標志是振動和加速度，所以機體運動傳感器是針對這兩個標志參數(shù)來設計，其特點是構造簡單、體積小、相容性好、耗能低、與標準起搏器和導聯(lián)的相容性好，因而成為心臟裝置中應用最廣泛的頻率應答傳感器。但其不足是對機體運動判斷為非生理性，對運動量的反應不完全成比例，常常易受到環(huán)境和外源性的干擾。

現(xiàn)在的心臟裝置幾乎都使用壓電加速計或壓阻力加速計，而加速計的原理是當機體運動和加速度改變時，組成加速計的兩個模塊發(fā)生運動，且對與之相連的壓電材料產(chǎn)生機械壓力和壓迫，繼之壓電材料發(fā)生電壓改變，這種電壓改變就被傳感器轉化成對機體活動的測量，其計算程序自動設計在心臟裝置中，程序化地實現(xiàn)傳感控制目標[5]。

1.2 阻抗感知和每分通氣量感知傳感器(impedance sensing sensors)

阻抗是通過一個線圈對電流的阻抗計算而得，電流的阻抗取決于機體組織和電極之間關系特性。如果在起搏電極和脈沖發(fā)生器之間產(chǎn)生了雙向電流，則阻抗的變化就可以測定。在人體的呼吸周期中，胸腔體積和肺通氣量會發(fā)生改變，這些變化伴隨有胸腔阻抗的改變，后者可以被確切濾過而得出。使用這種傳感方法可以準確測定每分通氣量、呼吸頻率[6]。而今已有幾款測定胸廓阻抗的每分通氣量傳感器用于頻率調整，通常用于心房電極中[7]。其優(yōu)點是與任何導聯(lián)相容性好、可測量與運動相關的生理變化，且能對運動進行合適的反應；缺點是運動開始變化慢，兒童或嚴重肺疾患者應用受限，有些醫(yī)療設備可以干擾其功能。

1.3 QT間期傳感器(evoked QT-interval sensors)

機體心率對心電圖QT間期有規(guī)律性的影響，一般是心率增快時QT間期縮短。但有的個體心率不發(fā)生變化時也可因為腎上腺素能張力增高而致QT間期縮短[8]。故QT間期誘發(fā)傳感器的感知機理就是測量心電圖QT間期(從心室起搏刺激到誘發(fā)T波頂點的時間)來反應機體腎上腺素能張力和預算合適的起搏頻率。其優(yōu)點是反映機體活動的相關生理變化，也反映精神緊張的影響；不足是個體差異大、T波感知變化大、缺血或QT延長藥物作用時也可出現(xiàn)偽差、需要有心室導聯(lián)。

1.4 心肌收縮功能傳感器(contractility sensors)

測量心肌收縮性變化可以反映交感神經(jīng)張力和外周兒茶酚胺水平，故有利于起搏功能在運動時所需心率反應的應答調整。這類傳感器主要測定心肌等容收縮期的心肌內(nèi)阻抗改變來準確反映交感張力對心臟的收縮性影響，這種起搏傳感器還反映機體代謝、精神緊張的影響，也對心臟房室延遲功能、再同步化功能的應用提供有益價值[9]。其優(yōu)點是能反映活動相關的生理改變和運動時成比例的心率反應、反映精神緊張的影響；不足為需要專門的特殊心室電極，局部心肌特性改變時可能出現(xiàn)偽差，其安全性缺乏長期資料隨訪。

2 監(jiān)測心衰傳感器技術的工作方式和原理

2.1 阻抗傳感器(impedance-based monitoring)

在起搏器脈沖發(fā)生器和起搏電極之間的跨胸阻抗始終存在著不斷變化，且與心臟和呼吸周期中血液和空氣充盈組織相關。當肺水腫發(fā)生時，阻抗會降低，通過阻抗傳感器的監(jiān)測，不僅可以評估心臟收縮性、每分通氣量，也可測量體液潴留狀態(tài)(體液指數(shù)，fluid index。在心衰患者治療過程中研究發(fā)現(xiàn)，阻抗傳感器計算)的阻抗增加與右心導管測得的肺契嵌壓和機體的體液喪失量下降相關性良好(r=-0.61和-0.71，p<0.001)[10]，通過計算設計和繪圖表達，用每分通氣量傳感器和運動傳感器的監(jiān)測可以清楚地表達心衰患者一定時間內(nèi)(比如30天)的心衰是否有加重趨勢，其陽性預測值、總敏感性、特異性分別為71%、88%、94%[11]，這是起搏器傳感器預測心衰的重要新進展。

2.2 右心室壓力傳感器(RV pressure sensors)

這種傳感器置于右心電極尖端，既測定右心室或者肺動脈壓力(dp/dt)，又感知心肌收縮性而反饋輔助心率的調節(jié)、預測心衰加重的負性血液動力學狀況[12]。

目前用于臨床研究和應用的統(tǒng)稱為血液動力學傳感器，與此相似的壓力傳感器還有肺動脈壓力傳感器和左心房壓力傳感器[13]，這就賦予了起搏器預測心衰的功能。

3 其他類型參數(shù)的新型傳感器技術

3.1 睡眠呼吸紊亂傳感器(sleep-disordered breathing(SDB) sensors)

阻塞性睡眠呼吸暫停(obstructive sleep apnea,OSA)和中樞性睡眠呼吸暫停(central sleep apnea, CSA)是睡眠呼吸紊亂綜合癥的兩種類型，是心血管疾病發(fā)生發(fā)展的重要因素。而在進展性心衰患者中，50%的患者發(fā)生SDB，而且與心衰不良預后相關[14]]，因而診斷和監(jiān)測評估心衰患者是否發(fā)生CSA已經(jīng)成為監(jiān)測心衰預后嚴重性和治療心衰的一項重要指標。

由于CSA被認為是肺水腫所致的中樞缺氧引起呼吸中斷或/和過度通氣相交替的陳-施式呼吸(cheyne-stokes respiration)，故目前在起搏傳感器中應用阻抗-每分通氣量傳感器來監(jiān)測CSA[14]。

3.2 pH傳感器和多通道傳感器

機體活動或因為疾病產(chǎn)生酸性代謝產(chǎn)物，故產(chǎn)生體液pH值改變，因此，已經(jīng)設計出了pH傳感器[15]。近年來還產(chǎn)生了同時可以監(jiān)測多種機體功能改變的多通道傳感器[16]，均正在逐步進入臨床應用。

3.3 正在探索的監(jiān)測心律失常傳感器

有學者設想通過微型傳感器的設計置于起搏電極尖端，鑒別診斷室上性和室性心律失常，以解決ICD植入者經(jīng)常發(fā)生的不合適電擊(ICD shocks)帶給患者的痛苦，但此尚無臨床應用[17]。

4 述評

心臟起搏器經(jīng)典的功能就是感知和起搏功能，而感知功能依賴于生物醫(yī)學工程的傳感器技術，傳統(tǒng)的起搏電極感知心肌收縮或者電活動后只能固定頻率起搏或不起搏。隨著技術的進展，在心臟裝置中引入頻率應答功能，也是通過傳感器的改進而實現(xiàn)的，因而產(chǎn)生了運動傳感器、阻抗傳感器和每分通氣量傳感器、QT間期傳感器和心肌收縮感知傳感器，使起搏功能能隨機體需要而動態(tài)調節(jié)，從而加快了起搏器的智能化和按需生理化功能的實現(xiàn)。

現(xiàn)代生物醫(yī)學工程技術的進步，再次通過傳感器而增加了心臟裝置的監(jiān)測和診斷功能，從而為臨床治療提供更可靠的保障，也為新功能的預測、預后判斷提供了可能，實現(xiàn)對心衰患者的前瞻性診斷、預測與及時處理，從而延長了生命，這就是技術帶來的福音，也是新型的心衰監(jiān)測傳感器如阻抗傳感器、血液動力學傳感器系列技術的貢獻?？梢哉f，心臟裝置的傳感器技術引領著起搏器等心臟裝置功能的進步和臨床應用的拓展，可以展望隨著將來光電容積描記法、微型或毫微型技術的發(fā)展，更新、更尖端的傳感器技術一定能夠開拓心臟裝置新的診斷功能，發(fā)展新的治療手段，傳感器技術及其綜合、相互組合、整合應用一定是心臟裝置將來的領跑技術。

[1] Kaszala K, Ellenbogen KA. Device sensing: sensors and algorithms for pacemakers and implantable cardioverter defibrillators[J]. Circulation，2010,122(13):1328-1340.

[2] Loeppky JA, Greene ER, Hoekenga DE, et al. Beat-by-beat stroke volume assessment by pulsed Doppler in upright and supine exercise [J]. J Appl Physiol, 1981,50(6):1173-1182.

[3] Cardus D, Spencer WA. Recovery time of heart frequency in healthy men: its relation to age and physical condition [J]. Arch Phys Med Rehabil, 1967,48(2):71-77.

[4] Rossi P. The birth of the respiratory pacemaker [J]. Pacing Clin Electrophysiol,1990,13(6):812-815.

[5] Alt E, Matula M, Theres H, et al. The basis for activity controlled rate variable cardiac pacemakers: an analysis of mechanical forces on the human body induced by exercise and environment[J]. Pacing Clin Electrophysiol, 1989,12(10):1667-1680.

[6] Simon R, Ni Q, Willems R, et al.Comparison of impedance minute ventilation and direct measured minute ventilation in a rate adaptive pacemaker[J]. Pacing Clin Electrophysiol,2003,26(11):2127-2133.

[7] Bonnet JL, Ritter P, Pioger G. Investigators of a multicenter study evaluating the chorus RM and opus RM pacemakers. Measurement of minute ventilation with different DDDR pacemaker electrode configurations[J]. Pacing Clin Electrophysiol,1998,21 (1 Pt 1):4-10.

[8] Jordaens L, Backers J, Moerman E, et al. Catecholamine levels and pacing behavior of QT-driven pacemakers during exercise[J]. Pacing Clin Electrophysiol,1990,13(5):603-607. PMID:1693198.

[9] Coenen M, Malinowski K, Spitzer W, et al. Closed loop stimulation and accelerometer-based rate adaptation: results of the PROVIDE study[J]. Europace, 2008,10(3):327-333.

[10] Yu CM, Wang L, Chau E, et al. Intrathoracic impedance monitoring in patients with heart failure: correlation with fluid status and feasibility of early warning preceding hospitalization[J]. Circulation, 2005,112(6):841-848.

[11] Page E, Cazeau S, Ritter P, et al. Physiological approach to monitor patients in congestive heart failure: application of a new implantable device-based system to monitor daily life activity and ventilation[J]. Europace,2007,9(8):687-693.

[12] Bourge RC, Abraham WT, Adamson PB, et al. Randomized controlled trial of an implantable continuous hemodynamic monitor in patients with advanced heart failure: the COMPASS-HF study[J]. J Am Coll Cardiol, 2008,51(11):1073-1079.

[13] Hoppe UC, Vanderheyden M, Sievert H, et al. Chronic monitoring of pulmonary artery pressure in patients with severe heart failure: multicentre experience of the monitoring Pulmonary Artery Pressure by Implantable device Responding to Ultrasonic Signal (PAPIRUS) II study[J]. Heart,2009,95(13):1091-1097. PMID:19196733

[14] Bordier P. Sleep apnoea in patients with heart failure, part I: diagnosis, definitions, prevalence, pathophysiology and haemodynamic consequences[J]. Arch Cardiovasc Dis,2009,102(8-9):651-661.

[15] Chung HJ, Sulkin MS, Kim JS,et al. Stretchable, multiplexed pH sensors with demonstrations on rabbit and human hearts undergoing ischemia[J]. Adv Healthc Mater,2013,16(2):131-134.

[16] Brüser C, Kerekes A, Winter S, et al. Multi-channel optical sensor-array for measuring ballistocardiograms and respiratory activity in bed[J]. Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc,2012,2012:5042-5.

[17] Skobel E, Martinez-Romero A, Scheibe B,et al. Evaluation of a newly designed shirt-based ECG and breathing sensor for home-based training as part of cardiac rehabilitation for coronary artery disease[J]. Eur J Prev Cardiol, 2013, 27(3):230-235.