Магнитный тест

В процессе службы имплантируемого стимулятора происходит разряд батареи, что влечет за собой снижение базовой частоты стимуляции и увеличение длительности импульса. Поэтому необходимо периодически контролировать состояние источника питания. Для оценки остаточной емкости батареи используется магнитный тест. При помещении магнита над областью размещения ЭКС импульсный генератор переходит в асинхронный режим работы с контрольной частотой магнитного теста. Прекращается магнитный тест сразу после удаления магнита. Частота контрольной стимуляции при проведении магнитного теста зависит от состояния источника питания, в связи с чем данный тест и используется. В начале эксплуатации стимулятора частота магнитного теста составляет 100…99 имп./мин., что свидетельствует об отсутствии разряда батареи. В процессе эксплуатации ЭКС по мере истощения источника питания частота подачи импульсов при проведении магнитного теста уменьшается. При снижении частоты магнитного теста до 85 имп/мин показана плановая замена батареи.

Однако снижение частоты магнитного теста до 85 имп/мин свидетельствует лишь о наступлении времени замены ЭКС, но не о необходимости экстренной смены аппарата. При этом время оперативного вмешательства может быть отсрочено на 3 месяца, если по каким-либо причинам больной не может быть госпитализирован в ближайшее время. Когда частота магнитного теста снижается до 80 имп/мин, больной должен быть незамедлительно направлен для замены ЭКС, так как скорость дальнейшего разряда батареи непредсказуема. Этот период соответствует предкритическому разряду батареи. Если этот период пропущен, может наступить критический разряд батареи, при котором наблюдается стабильное снижение базовой частоты стимуляции на 20 %, а при проведении магнитного теста контрольная частота будет соответствовать 60 имп/мин.

Таким образом, время плановой замены определяется не длительностью эксплуатации ЭКС, а частотой магнитного теста. Именно на этот показатель следует ориентироваться при определении срока замены ЭКС.

5. Конструкции имплантируемых электродов

При монополярной стимуляции используется электрод с одним контактным платиновым наконечником (рис.19).

Рис.19. Монополярный электрод. 1- несущий стержень. 2- активный наконечник, 3-проводник

Монополярный электрод выполняется в виде несущего стержня, изготовляемого из силиконовой резины диаметром 1,8-2,5мм и длиной 10-15мм. На конце стержня находится полусферический платиновый наконечник с активной поверхностью приблизительно 8 мм². К нему подводится проводник специальной сложной конструкции.

Существует множество конструкций головок электродов для эндокардиальной стимуляции (рис.20), площадь стимулирующего электрода которых значительно меньше и составляет 2,8-3,4 мм² в зависимости от конструкции контактной поверхности. Вторым электродом (пассивным) при монополярной стимуляции является корпус ЭКС, площадь которого более 4000мм². Плотность тока на электроде обратно пропорциональна площадь поверхности активного электрода. Задавая конструкцию наконечника активного электрода минимально возможной, можно получить практически точечный источник возбуждения.

При биполярной стимуляции используется электрод с двумя контактными поверхностями (рис.21).

Рис.20. Различные типы контактных головок имплантируемых электродов для эндокардиальной стимуляции

Рис.21. Конструкция имплантируемого электрода при биполярной стимуляции

Биполярный электрод выполняется в виде несущего стержня из селиконовой резины диаметром 2-4мм и длиной 15-30мм, на конце которого находится активный электрод – наконечник. Он может быть того же диаметра, что и стержень, либо большего диаметра с выступающей кромкой.(рис.21). Активная поверхность наконечника может составлять от 10 до 50 мм². Вторым, пассивным электродом служит кольцо площадью 40-30мм². Расстояние между наконечником и кольцом составляет приблизительно 15-30мм.

При биполярной стимуляции источник возбуждения представляет собой диполь между катодом и анодом. Биполярные электроды используются, если пациент перенес обширный инфаркт миокарда и часть тканей имеет большое количество рубцов.

Для миокардиальной стимуляции применяются специальные винтовые электроды, которые вворачиваются в стенку миокарда на несколько оборотов.

Конструкция электрода представляет собой головку из силиконовой резины (1) и винтовой электрод (2) из платино-иридиевого сплава (рис.22). Между головкой и поверхностью мышцы помещается прокладка в виде диска с отверстиями (3), которая предотвращает отворачивание электрода. Винтовой электрод имеет 3 витка, и обычно только ¾ витка на конце являются активной поверхностью электрода, а все остальные поверхности электрода изолированы.

Такое уменьшение активной поверхности обеспечивает высокую плотность тока. Это необходимо для понижения порога стимуляции и увеличения срока службы батарей ЭКС. При необходимости биполярного стимулирования, второй винтовой электрод устанавливается на миокарде на расстоянии приблизительно 2см от первого.

Нормальное надежное функционирование ЭКС в большей степени зависит от конструкции электрода и подводящего проводника, метода его фиксации и правильности техники операции, проводимой хирургом.

Рис.22. Конструкция винтового эпикардиального электрода

Конструкция подводящего проводника разрабатывалась и совершенствовалась в течение 20 –25 лет. В проводнике в наибольшей степени сконцентрированы все виды нагрузок, которые действуют на него одновременно:

1 – механические нагрузки в виде постоянного изгибания при сокращениях сердца;

2 – коррозионное воздействие крови, которая является химически агрессивной средой организма.

3 - кроме того, места соединения проводника с электродом подвергаются поляризующим действиям электрического импульса.

Учитывая опыт, накопленный с 1961 года после первой операции имплантации стимулятора, сделанной Бакулевым А.Н. – созданы подводящие проводники, которые могут надежно функционировать 10-15 лет и даже до 20 лет.

Подводящий проводник состоит из 4-х стальных тонких полосок, навитых спиралью на териленовую гибкую жилку. Эта спираль длиной приблизительно 100 см заключена в полиэтиленовую трубку с наружным диаметром 1,5 мм. Такой проводник обеспечивает высокую стойкость на изгиб и кручение при длительной работе, обладает хорошими изоляционными свойствами. Для токоведущего провода используется специальный сплав 40КХ27МНТ. Для конструкции контактной части проводника с электродом используется платиновое покрытие или напыление углеродных слоев.

Изгиб – это основная механическая нагрузка, действующая на проводник. Изобразим схематично расположение критических точек проводника, работающих на изгиб в процессе работы клапанов и желудочков сердца. Именно в этих местах происходят переломы (рис.23).

Рис.23. Схема расположения изгибов проводника

1 – правая подключичная вена;

2 – верхняя полая вена

R_A – радиус изгиба проводника при переходе из подключичной вены в верхнюю полую вену,

R_Б – радиус изгиба качания конца проводника с электродом в правом предсердии,

R_В – радиус изгиба качания проводника при переходе его через клапан из предсердия в желудочек,

Rг – радиус изгиба качания конца проводника с электродом в правом желудочке

Самые малые напряжения создаются в перегибе радиуса R_A. В этой точке качание минимальное по отклонению и частоте. Поэтому перелом в этом месте явление случайное. Большое значение имеют перегибы внутри сердца.

Качание проводника в перегибе радиусом R_Б наиболее проблемное. Оно происходит с частотой сокращения желудочков, т.е. примерно 70 раз в минуту. Следовательно, за 10 лет это составит:

70 сокращений/мин x 60 мин x 24 час x 365 сут x 10 лет = 22 075 200 000 колебаний.

Если колебания перпендикулярны оси конструкции, то разрушение происходит быстрее, т.к. присоединяются нагрузки на сжатие и растяжения. Для снижения нагрузки в конечном направлении, как было сказано выше, токоведущая часть электрода выполняется в виде многожильной спирали.