外源性脉冲电磁场干扰下的心脏起搏器“窗口效应”及防护

卢 武， 丁苒苒， 赵文彬， 黄 冬， 王哲铭

(1. 上海电力大学 电气工程学院，上海 200090； 2. 上海交通大学附属第六人民医院 心内科，上海 200233)

工业、医疗、电信或无线领域中的数据传输大多具有脉冲性质，外源性脉冲电磁场(Pulsed Electromagnetic Field, PEMF)广泛存在于人们生产生活的各个角落[1-2].特定职业环境、医疗场景及日常生活的PEMF产生的电磁干扰(Electromagnetic Interference, EMI)安全防护问题应得到关注.大功率PEMF对普通人的健康尚不构成威胁，但对植入式电子设备如心脏起搏器佩戴者的健康可能造成一定影响.目前我国35岁以上人群的心衰率高达1.3%，心脏起搏器植入人数呈直线上升的趋势，预计到2022年起搏器渗透率将达到0.118%，且植入人群逐渐低龄化和普遍化[3].在此情况下，大功率脉冲电磁场对起搏器佩戴者健康的潜在威胁更需要得到关注.

虽然引入了包括钛合金外壳、馈通滤波器和双极引线在内的先进电磁屏蔽技术来降低起搏器的电磁敏感性，但自1970年以来，电磁波引起的起搏器电磁干扰事件频发[4-5].一旦发生严重的电磁干扰，可能会导致起搏器发生脉冲被抑制、起搏器误动作、起搏器电子电路永久性损坏甚至导致患者心室颤动和死亡等严重后果[3, 6-8].起搏器电磁干扰产生的主要原因是起搏器脉冲发生电路与外源性电磁场发生电磁耦合[6].大量在体与离体实验表明外源性工频电磁场对起搏器有实质影响[9-13].如文献[9]中发现在50 Hz或60 Hz工频电磁辐射中，当接触电流达到25～300 μA(对应场强约3～24 kV/m)时，将发生起搏器过感知事件.电网职业环境、医疗环境和日常生活中低频(kHz级)瞬态电场磁场较为常见[14].但目前对低频瞬态电磁场引发的起搏器电磁干扰研究较少.低频瞬态电磁场与工频电磁场中的电磁干扰发生机制不同，低频瞬态电磁场引起的起搏器电磁干扰主要取决于传输信号中的非周期性分量，即PEMF，其中医疗场景和电网职业场景中的PEMF对起搏器佩戴者影响较大，但这些干扰源对心脏起搏器佩戴者的影响机制尚不明确[14].因此，亟需解析生物组织的脉冲电流空间耦合场效应现象的明确机制，帮助推动心脏起搏器佩戴者在脉冲磁场中电磁安全防护标准的制定.

本文通过离体实验，在传输线中注入快波前特性电流(1～5 kA幅值，μs级脉冲宽度)模拟常见医疗和电网职业场景产生频率为kHz、磁场强度为几千A/m的典型PEMF对起搏器佩戴者的影响，包括由PEMF触发的典型起搏器故障，以及短路电流功率与起搏器电磁干扰严重程度之间的关系.并且通过改变囊袋中起搏器导线的缠绕术形，探究PEMF与起搏器的电磁耦合窗口.基于实验结果，提出模拟人体胸腔解剖学结构的传输线等效模型，并对PEMF在固/液态组织界面上的传播和衰减特性进行分析.此外，利用有限元(Finite Element Method，FEM)仿真软件构建心脏植入电子装置与组织结合的参数化暂态生物电磁模型，以确认在PEMF作用下的起搏器回路电磁耦合窗口效应，并在此仿真模型上建立基于窗口效应的防护措施.

1 典型脉冲电磁场特征

典型脉冲电磁场特性可以用磁场强度进行表征.文献[15]指出发生短路的电气设备可以等效为圆柱体模型.在低频电磁场的情况下，以圆柱体模型的底面圆心为中心建立圆柱坐标系，则发生短路的电气设备周围空间中任意点的磁场强度可以通过如下方程组推算，即

(1)

式中：E为任意点的电场强度；H为该点处磁场强度；B为该点处磁感应强度；J为传导电流密度；D为位移电流；A为磁矢位；μ为空气磁导率；ε为处于脉冲电磁场传播频率下的组织介电常数；t为时间.由于本文所研究内容均处于低频段，所以位移电流可以忽略.用文献[15-25]中不同情形下给定的电流除以设备的等效横截面积，可以推导出传导电流密度，将传导电流密度代入式(1)可得出磁场强度.根据文献[15-25]所描述的暂态电流推算出典型场景磁场强度，如表1所示.表中：IA为电流幅值；D1为操作距离.当磁场强度高于 150 A/m 时，起搏器EMI水平需要评估[21].表1统计数据和文献[14]研究表明，电网职业暴露环境和医疗环境中更易形成速波前时间(μs级)和较高电磁辐射(kA/m 级)的PEMF，这类脉冲电磁场的磁场强度远高于 150 A/m，将会对起搏器佩戴者造成严重影响.因此本文主要研究电网暂态过程和低频医疗设备使用过程产生的脉冲电磁场对起搏器佩戴者的影响.

表1 典型脉冲电磁场的固有特性Tab.1 Inherent characteristics of typical PEMFs

一般来说，脉冲电磁场低频周期分量的辐射功率较低[10-11]，不会对附近电气设备造成电磁干扰.因此，由瞬态电磁场引起的起搏器EMI主要取决于传输信号中持续时间为ns～μs级的非周期性分量，即PEMF.由于电网短路信号、合闸信号以及低频医疗设备使用时产生的电磁场均具有波前持续时间短(μs级及以下)的特性，所以这些信号产生的瞬态电磁场均可以视为PEMF.根据IEC TR 60071-4—2004[25]，实际的PEMF可以描述为缓波前、快波前和陡波前暂态电磁场.相较其他两种信号，快波前功率较大，对电力系统影响范围较广，同时在医疗环境也较为常见[14, 26].因此，下一节中描述的起搏器电磁干扰测试采用幅值在kA级的标准快波前脉冲电流源以模拟常见电力设备投切过程和常见医疗设备产生的PEMF(频率为kHz级，磁场强度为kA/m级)对起搏器佩戴者的影响.

2 PEMF对心脏起搏器电磁干扰效应研究

2.1 实验平台

为了最大限度还原真实场景中PEMF产生的EMI对心脏起搏器佩戴者的影响，构建如图1所示的离体实验系统.整个离体实验测试系统由电磁干扰辐射源、人体胸腔等效模型、可植入式电磁干扰监测装置组成.其中，电磁干扰辐射源由脉冲电流发生器、放电球隙器，以及一根直径为4 mm的圆柱形通电铜线组成.信号通过5 kV·A电源激励和 220 V/5 kV 升压变压器，经过100 kV/1 A整流器进行调制产生直流电压，并将直流电压注入由1 μF电容器组成的能量存储单元中完成充电.充电完成后，利用球隙发出开关信号来产生幅值为1～5 kA的脉冲电流.操作距离为铜线到人体胸腔等效模型皮肤表面的距离.注入铜线的脉冲电流是由开关信号和RLC串联电路中的阻尼振荡共同形成的快波前信号，波型如图2所示，其中上升时间约为5 μs，持续时间约为30 μs.由于PEMF中的磁场分量分布在与传播方向垂直的横平面内，这与通电导线周围的磁场分布相同，所以可以将脉冲电流注入铜线以模拟电气设备投切过程和低频脉冲治疗仪等医疗设备产生的μs级衰减震荡电流.本文将1～5 kA电流注入通电铜线，并将通电铜线与人体胸腔模型之间的距离设置为150 mm.根据式(1)计算可得，此电流下产生的磁场强度，与实际情形下典型的PEMF在人体周围产生的磁场强度数量级一致.

图1 用于模拟起搏器受脉冲电磁场干扰的实验系统构成图Fig.1 Configuration of test system for pacemaker EMI generated from PEMFs

图2 快波前脉冲电流典型波型Fig.2 Typical waveform of fast-front impulse current

本文使用的人体胸腔等效模型包括猪肉、猪心、猪肋骨和带有双极引线的起搏器，如图3所示.图中：Φ为直径.文献[27-29]表明，精确的离体实验应使用0.9%氯化钠溶液模拟人体电解质，因此本文在高 400 mm、直径600 mm圆柱形亚克力筒中注满含质量浓度为 0.9 g/L的氯化钠溶液用以模拟体液环境.该亚克力筒的尺寸可以较好地匹配成人患者胸部的典型解剖尺寸[18].实验过程中，人体胸腔等效模型被完全浸入0.9%氯化钠溶液中，且猪肋排完全于覆盖猪心脏上方，并整体放置于亚克力支架上，以模拟真实人体结构中心脏与胸部外层组织结构的相对位置.

图3 用于植入式起搏器的人体胸腔等效模型(mm)Fig.3 Human torso phantom for implantable pacemakers (mm)

以国内市场渗透率最高的St. Jude AccentDR PM2112、Medtronic Relia RED01、Vitatron E50D E50A1这3种双腔起搏器为测试对象，分别记为起搏器A，B和C.起搏器系统的典型尺寸如图4所示.在实验中，起搏器P波和R波的感知阈值分别为2.5 mV和 0.5 mV.起搏采用DDD模式，脉冲以 60次/min 作为基本起搏速率，且脉冲幅值设置为 2.5 V，脉冲宽度设置为0.5 ms.实验中使用主动固定双极起搏导线(心房导线为Medtronic 5076，长度为52 cm；心室导线为Medtronic 5076，长度为58 cm)连接起搏器和猪心脏.实验操作严格按照人体心脏起搏器植入术式进行，脉冲发生器植入由皮下组织从胸大肌分离形成的囊袋中.与脉冲发生器相连的两根起搏器导线通过锁骨穿刺手术，经静脉分别导入右心房与右心室中，具体操作过程如图5所示.

图4 电磁干扰测试中使用的起搏器尺寸(mm)Fig.4 Dimensions of pacemaker used in EMI test (mm)

图5 模拟人体起搏器植入术的心脏起搏器植入过程Fig.5 Pacemaker implantation process following heart surgery

实际情形中，脉冲电磁场的非周期性分量可能会在起搏回路中引起频率远高于1 kHz的电磁干扰，这些高频信号无法被临床中使用的起搏器程控仪有效检测[29].为解决上述问题，设计一款基于无线通信传播的可植入式电磁干扰监测装置，其结构与工作原理如图6所示.图中：I/O、IIC表示接口；DC表示直流；AC表示交流.实验中，植入式装置嵌入猪心脏表面，利用其顶部探针对心肌表面心电信号进行监测.探针记录的信号经过集成电阻网络和高通滤波器后，在高灵敏度低噪声的运算放大器TLV9152中放大.放大的心电图(Electrocardiogram, ECG)信号经过16位逐次逼近寄存器型(Successive Approximation Register, SAR)模数转换器(Analog to Digital Converter, ADC)转为数字信号，随后传送至中央处理单元(Central Processing Unit, CPU)MSP432P4011RGCR中，CPU使用帧结构打包ADC输出数据.记录的数据存储在 1 GB 的串行外接口(Serial Peripheral Interface, SPI)闪存中，并通过节能蓝牙发射器无线传输到上位机.本装置由3.7 V的锂电池供电，前期测试表明在4 m通信距离内本装置工作稳定能实现数据的高效传输且本装置具有高达1 MHz的采样率.

图6 可植入式电磁环境监测装置系统Fig.6 System overview of bio-integrated electromagnetic environment monitoring detector

2.2 实验方法

起搏器电磁干扰离体实验在上海电力大学高电压技术实验室完成.实验中以1 kA为步长，将快波前脉冲电流源的数值从1 kA增至5 kA.使用示波器记录输入脉冲电流波型，同时利用植入式电磁环境监测装置实时采集与心脏起搏器导线相连的心肌表面电压信号.由于横平面电磁波包括折反射和衰减，很难直接用磁通强度测量起搏回路中感应的EMI水平，所以本文选起搏回路中心肌上感应电压的幅值作为电磁干扰强度的参考.每个脉冲电流等级下完成10组测量，取感应电压平均值作为该条件下EMI强度.

2.3 实验结果

2.3.1脉冲电磁干扰对起搏器的危害 当电磁干扰源处于关闭状态时，起搏器发出起搏脉冲刺激猪心脏，心肌上将检测到幅值约为50～60 mV的正常心电信号，如图7所示.图中：UA为电压幅值.由于体外试验使用的猪心脏不跳动，所以不会发生形成P波的心房去极化过程[30].起搏器输出信号仅表示心室去极化过程的QRS波群，即实验采集的正常起搏脉冲帧代表实际中正常的QRS波群波型.当电磁干扰源工作时，在离体测试期间可观察到两类起搏器故障，即脉冲发出高尖P波信号和起搏器过感知.如图8所示，当起搏器暴露于PEMF时，心电图上会出现持续时间为几十微秒、幅值远大于 2.5 mV 的电磁干扰信号，可以被认为是异常的P波.起搏器EMI引起的高尖P波心电信号，与实际中具有肺型P波(PH)的真实心电波型相似，这意味着当起搏器在日常和临床场景中短期暴露于具有快波前的PEMF时，可能会出现类似短期PH造成的心绞痛和胸痛[31].而当患者在电网职业场景中长期暴露于快波前PEMF时，可能会出现类似长期PH导致的劳力性呼吸困难和疲惫感[31].

图7 模拟和真实情况下的正常心电图对比Fig.7 Simulated and real normal ECG waveforms

图8 模拟和真实情况下的高尖P波心电图波型Fig.8 Simulated and real P-pulmonale ECG waveforms

此外，当脉冲电磁干扰导致的异常心电信号出现在起搏器正常脉冲周期时，由于异常心电信号的幅值远高于起搏器的灵敏度，起搏器可能会将其误认为猪心脏产生的正常心电信号.这会导致来自起搏器的正常起搏脉冲被阻断，出现起搏器过感知故障，即两个正常起搏脉冲之间的时间间隔超过 1 000 ms.起搏器电磁干扰引起的起搏过感知心电信号典型波型如图9所示，其与实际中具有呼吸性窦性心律失常(Respiratory Sinus Arrhythmia, RSA)的真实心电图波型相似.这意味着在日常和临床中，起搏器暴露于快波前PEMF时，可能会使起搏器出现过感知问题，这会导致患者出现类似呼吸性窦性心律失常造成的头晕感，长期职业暴露更可能导致患者出现心悸和胸闷的症状[32].

图9 模拟和真实情况下的过感知心电图波型Fig.9 Simulated and real over-sensing ECG waveforms

图10和图11分别描述了3种起搏器的起搏回路中感应电压幅值和起搏器过感知发生概率随着脉冲电流增加的变化趋势.图中：P为过感知发生概率，其结果以同一电压等级下3种起搏器过感知概率的平均值作为参考.结果表明，起搏器电磁干扰强度和起搏器过感知发生概率随着冲击电流幅值的增加而增大.在5 kA冲击电流下的电磁干扰强度比 1 kA 冲击电流下的EMI强度高约2～3倍，同时起搏器过感知概率高约1.7倍.

图10 电磁干扰强度与脉冲磁场幅度的关系Fig.10 EMI intensity versus PEMFs magnitude

图11 起搏过感知发生率与脉冲电磁场幅度的关系Fig.11 Incidence of pacing inhibition versus PEMF magnitude

2.3.2脉冲电磁干扰下囊袋回路的“窗口效应” 目前临床上往往采用医疗风险管理的方式，即通过管控心脏起搏器从生产到使用全过程的安全性检测来保证用械安全，但该方法无法做到从源头减小乃至消除起搏器EMI[33].已有研究发现在外源性电磁波作用下，起搏器导线端部产生的感应电压与起搏器回路在人体中形成的回路面积密切相关[6].而通信中常用的非屏蔽双绞线模型正是通过改变导线回路面积改善EMI现象.因此本文参考非屏蔽双绞线模型，对起搏器导线进行优化缠绕，以减小起搏器导线回路产生的EMI，如图12所示.起搏器导线电极闭环分为埋入皮下组织与胸肌层剥离后所形成囊袋中的外部回路以及浸入胸肌和胸骨血管中的内部回路.由于血管中的面积无法改变，所以本文只通过优化囊袋中导线的缠绕方式以降低导线回路面积.以起搏器A为例，术形改变的实验结果如图13所示，可见囊袋中起搏器回路面积与电磁干扰强度成线性正相关.当囊袋中回路面积减小85%时，电磁干扰降低至常规术式的1/10，即降低22 dB, 这表明囊袋中回路面积对体内电磁干扰起决定作用，即囊袋中外部回路为脉冲电磁场与起搏器的电磁耦合窗口.

图13 术形改变后电磁干扰强度与脉冲磁场幅度的关系Fig.13 EMI intensity versus PEMFs magnitude after twisting the excess leads for several turns

3 脉冲电磁场与起搏器的电磁耦合窗口形成机理

3.1 人体胸腔结构的脉冲形成线模型

根据2.3.2节实验结果可知，仅减小囊袋中起搏器外部回路面积便可以有效降低PEMF对起搏器的电磁干扰强度.然而根据解剖结构，埋入囊袋中的起搏器外部回路面积占整体起搏回路面积的比例较小，由此可以初步得出囊袋组织内起搏器外回路对电磁易感，同时浸入血管的起搏器内回路对暂态电磁波具有很强的电磁屏蔽效应.外回路包含多组织界面，其高电磁敏感性可以通过多层组织的传输线模型来解释.如图14所示，脉冲电磁场通过多个组织间界面的传播可视为在单脉冲形成线(Pulse Forming Line, PFL)网络中进行[34].PFL的电路模型由电感和电容元件级联的一系列T拓扑电路结构组成.每个T拓扑电路结构代表脉冲电磁场经过空气-皮肤、皮肤-脂肪、脂肪-肌肉分界面的电路模型，图中R,G,L,C分别为PFL模型单位长度的电阻、电导、电感和电容；下角标从0～4分别代表空气、皮肤、脂肪、肌肉和血液层的特征阻抗，K0～K4分别代表单脉冲形成线电路模型中的开关；Zlead为线路阻抗.电流发生器接通的瞬间，脉冲电磁场波前时间内的跃迁能量被存储于传输线的电容中，而传输线的电感则用于存储脉冲电磁场波尾时间的跃迁能量，两者共同作用，使具有一定能量的电磁波由外及内向下一级组织分界面传播.同时，在单脉冲形成线中多次折反射引起的电磁波传播延迟将导致脉冲电磁场的波型在通过组织分界面时发生波型压缩[34-35].对于单脉冲形成线，脉冲电磁场在通过某一级组织的脉冲持续时间可以计算为

(2)

式中：l为组织层厚度；σ为处于脉冲电磁场传播频率下的组织电导率；v为自由空间中电磁波的速度.由于人体各组织层的厚度仅为约2～10 mm，而本文使用的快波前PEMF可视为具有单一频率的脉冲波型，其频率可计算为f=0.45/Tf=9×104Hz，其中波前时间Tf为5 μs.在此频率下，可以推算出PEMF的脉冲持续时间在通过空气/皮肤界面后被压缩到只有几纳秒，此时PEMF在人体组织中的传播过程可视为平面电磁波在远场区域传播.同时由于组织间界面的厚度可以忽略不计，界面处几乎没有电磁波能量的吸收和耗散，通过将每个组织层简化为均匀介质，电磁波传播特性可以估计为

α=

(3)

β=

(4)

式中：α为衰减常数；β为相位常数；Rx,Lx,Cx为单脉冲形成线模型单位长度的电阻、电感和电容；ω为电磁波的角频率.当电磁波在单脉冲形成线中传播会逐级产生波型压缩，因此脉冲电磁场逐级穿过组织时，电磁波角频率会不断增加.当脉冲电磁波到达肌肉和血液层时，α值已经变得极高.因此，脉冲电磁场极难穿透肌肉/血液界面，与内部回路相互作用，即只有外部起搏回路可以作为脉冲电磁场与起搏器的生物电磁相互作用窗口.

图14 电磁波在人体组织内传播的脉冲形成线模型Fig.14 Pulse forming of EM wave through multiple tissue-to-tissue interfaces

3.2 基于FEM仿真的参数化生物电磁暂态模型

为了确认电磁耦合路径与胸腔解剖结构之间的空间映射关系，明确生物电磁相互作用的窗口，本文利用FEM软件建立了植入心脏起搏器的人体胸部解剖模型，如图15所示.图中：I(t)为脉冲电流源；h为高度；a为宽度；b为长度.仿真模型的构建完全仿照实验布置，并充分展示分层结构.铜芯线由直径为4 mm的圆柱形表示.整个胸腔静置于由电解质材料参数填充的直径为600 mm，高400 mm的圆柱形中.用直径480 mm，高120 mm的圆柱体模拟胸腔.胸腔上表面与铜芯线的垂直距离为150 mm.胸腔结构分为3层，由外到内依次定义为皮肤、脂肪和肌肉层.其中皮肤层厚度为5 mm，脂肪层的厚度设定为3 mm，剩下部分为肌肉层.将体积为41 mm×52 mm×6 mm的钛镍合金长方体定义为起搏器脉冲发生器，与皮肤表面的距离设置为6 mm.脉冲发生器与椭圆形交叉回路相连.长、短半径分别为56、16 mm的椭圆形交叉外回路埋藏于肌肉与脂肪层间，用于模拟囊袋中的起搏器外部回路，这部分距离皮肤表面7 mm；长、短半径分别为60、16 mm的椭圆形交叉外回路穿过肌肉到达直径和高度分别为100、50 mm的圆柱形心脏，用于模拟血管中的起搏器内部回路.其中心脏组织距离皮肤表面65 mm.仿真中使用的人体组织和起搏器导线的相对磁导率(μr)、相对介电常数(εr)和电导率等参数均根据文献[36]中 90 kHz 频率下的参考数据进行设置，具体数值如表2所示.

表2 90 kHz下组织和心脏起搏器导线的电导率、相对介电常数和相对磁导率设置值

仿真中通过向直径为4 mm的圆柱形铜线施加脉冲电流来模拟脉冲电磁场辐射源.脉冲电流的波型由双指数方程定义为

I=0.349K(1-e10-6(t+0.1))×

(1-e10-7t/160)cos 50 000πt

(5)

图15 用于探究起搏器EMI的人体胸腔结构仿真模型(mm)Fig.15 Human chest geometry used for pacemaker EMI modelling (mm)

式中：K为常数，在1～5 kA变化；t在10～50 μs变化.仿真和实验条件下起搏器的电磁干扰输入和输出信号对比结果分别如图16和图17所示.其中输出信号均为内回路导线与心肌连接点的感应电压.实验和仿真条件下电磁干扰输入和输出信号波型高度拟合证实了本文数值建模方法精确可靠.

图16 仿真与实际情况下起搏器电磁干扰输入信号波型对比Fig.16 Waveforms of pacemaker EMI input signals in simulation and actual situation

图17 仿真与实际情况下起搏器电磁干扰输出信号波型对比Fig.17 Waveforms of pacemaker EMI output signals in simulation and actual situation

图18是将最外部代表电解质溶液的圆柱体部分做几何隐藏后所描述的电场分布.该图分别从整体和仅展示内回路与心脏接触点的所在平面，描述在脉冲电流为5 kA时胸腔电场强度的分布情况.由图可见，起搏器内部回路中的电场强度远小于外部回路.起搏器外回路最大平均场强约为 5 V/m，几乎是起搏器内回路的3倍.同时起搏器内回路与心肌接触点的感应电压为2.4 V.结果表明，人体组织的皮肤和脂肪层无法很好地屏蔽电磁干扰，但血管使瞬态电磁场减到很小的值.简言之，囊袋中的起搏器外部回路确实是脉冲电磁场与起搏器发生电磁耦合的窗口.

图18 脉冲电磁场作用下电场分布Fig.18 Electric field distribution under PEMF

3.3 基于电磁窗口效应的脉冲电磁干扰防护策略

3.3.1电磁窗口屏蔽层防护 2.3.2节中证明将窗口中电极导线进行优化缠绕可以有效屏蔽来自PEMF的电磁干扰.但实际手术过程中，导线交叉缠绕方法仍存在一些局限性.研究表明弯曲会破坏绞型缠绕方式的平衡特性[37].在实际手术时，导线不可避免要弯曲.当导线弯曲时，相邻绞节将疏密不同，抵消电磁干扰及电磁辐射的能力将下降.同时由于个体体脂率存在一定差异，无法保证采用“导线交叉缠绕”术式对所有患者都达到理想的电磁干扰屏蔽效果.为了提高起搏器佩戴者处于极端电磁暂态环境的安全性，本文为职业暴露人群提出通过复合材料结构进行“窗口”屏蔽的防护策略.

目前，常见的人体电磁屏蔽防护服均基于整体防护策略设计，但是现有电磁防护服材料往往不具有亲肤性，长时间佩戴可能会使个体出现肌肤过敏等不良反应.佩戴整体性的电磁屏蔽防护服对于长期处于脉冲电磁污染的职业工作者不适用.对此，本文拟在起搏器囊袋电磁窗口处配置一款1.3 mm厚度的、由Ti3C2TxMXene涂层的聚对苯二甲酸乙二醇酯(Polyethylene Terephthalate，PET)织物构成的护心镜，以减小屏蔽材料与人体的接触面积.该复合材料具有良好的电磁屏蔽效应和亲肤性，是新型柔性可穿戴式电磁屏蔽设备的优良选择.本文基于FEM软件中的参数化生物电磁模型对护心镜的屏蔽效果进行验证.在皮肤组织上方加入厚度为 1.3 mm、面积为58 cm2的由Ti3C2TxMXene涂层的PET织物构成的屏蔽层，平行覆盖于内回路囊袋上方.图19分别从整体和仅展示内回路与心脏接触点所在平面的角度对护心镜的防护效果进行了展示，结果表明，仅通过采用复合屏蔽材料覆盖电磁耦合窗口的方式外源性脉冲电磁场在心脏表面上产生的感应电场强度便降低了80 dB，初步印证了该防护措施的理论可行性.

图19 添加由Ti3C2TxMXene涂层的PET织物构成的屏蔽镜后电场分布Fig.19 Electric field distribution under EM shielding made by PET coated with Ti3C2TxMXene

3.3.2典型场景安全净距 除上述两种防护，起搏器佩戴者在职业和医疗环境中还可以增大与电力源的安全距离降低体内起搏器工作状态所受脉冲电磁场的影响.脉冲电磁场下起搏器环路感应电压[38]为

(6)

式中：n为外回路的宽度；m为外回路的长度；d1,w为回路至身体边缘的距离；d1,r为外回路至头顶的平均距离；kH为形状系数，取0.01；t1为注入电流波前时间.参数相对位置如图20所示.当感应电压低于人体心脏正常跳动幅值(60 mV)，感应电压将不再对人体产生威胁.令式(6)中Emax=60 mV，即可求得起搏器佩戴者在所处环境中的安全净距，这将给起搏器佩戴者有效提示，其计算结果如表3所示.

图20 人体心脏起搏器回路位置示意图Fig.20 Position of pacemaker loop

表3 典型脉冲电磁场安全距离Tab.3 Safe distances of typical PEMF

4 结论

从电力系统安全防护的角度出发，针对脉冲电磁波对心脏起搏器的干扰现象展开相应研究，所得结论如下：

(1) 通过将猪肉组织浸入0.9%氯化钠溶液构筑了起搏器术后人体等效离体场景，同时对直径为4 mm的标准铜线中通以短路电流信号来模拟典型的快波前沿脉冲电磁场.以此搭建了脉冲电磁波对人体胸腔内起搏器干扰的模拟实验平台，最后通过自主研发的可植入式电磁环境监测装置进行实验过程中的电磁监测.实验结果表明，起搏器电磁干扰取决于传输信号的平均功率.同时来自PEMF的辐射会导致包括过感知和脉冲发出高尖P波的起搏器故障.两种类型的起搏器故障都会威胁患者健康.

(2) 通过实验结果推测PEMF辐射对起搏器的干扰可能是由囊袋外回路引起，即脉冲电磁波对起搏器的影响可能存在“窗口效应”.

(3) 通过FEM仿真软件搭建了胸腔解剖几何结构模型，并在电磁耦合物理场下进行了仿真研究，结合仿真结果和平面波传播理论分析可知，在PEMF下外部起搏回路的感应电场强度远高于内部起搏回路.人体组织的皮肤和脂肪层无法屏蔽起搏器电磁干扰，即验证了“窗口”效应的存在.

(4) 依据“窗口效应”，提出一种针对性防护措施，即采用复合型屏蔽材料制成的护心镜对囊袋进行覆盖.并通过仿真初步验证了该防护策略的理论可行性.