刁力为医生的科普号

心脏术后康复通常分成3个主要阶段：1阶段心脏术后早期主要的精力应放在稳定患者心肺功能状态上。在重症监护阶段，持续遥控监测和常规的生命体征记录能快速的对术后并发症作出诊断。拔除气管插管后，刺激咳痰，进行呼吸锻炼和胸部理疗可以帮助患者清除呼吸道分泌物，保持气道通畅，减少肺不张。主动脉外科术后的第1阶段康复的目标包括选择合适的药物治疗和改善患者的运动储备能力。同样很重要的一点要防止长期卧床造成的并发症的发生。因此，常规翻身避免压疮的发生以及协助患者活动肢体防止肌肉萎缩很重要。一旦经外科医生的允许，就可以开始恢复术后运动的康复过程。外科医生关键要向护理人员交代清楚有负重和活动范围的各项限制因素。在这一阶段，康复应在持续遥控监侧下进行。生命体征如心率和血压要在活动前、活动高峰和活动后分别进行记录。一般第1阶段的康复过程持续几日到一周不等。在第1康复阶段，患者应在看护下开始如主动或被动的床上移动，或是在术后24-48小时内开始坐位。低风险的患者可以自主做一些训练，如每小时脚踝的足伸和背曲，坐在床边的凳子上，并开始从事日常活动如剃须、擦身或是口腔护理。一旦患者转出重症监护室回到普通病房，患者应当在协助下下床并尝试站立并开始在室内走动。记录5分钟热身活动后的心率和血压并作为标准，目标心率在休息时的心率基础上增加不超过20次患者才可以继续步行。因此，低风险患者可以每天两次短距离步行。第1阶段的康复训练可以持续1-2周时间，但是为了缩短住院时间，这段训练时间可以缩短。更为具体的训练可以在医院之外的其他地方进行。在第1康复阶段就应开始考虑出院康复计划，重点放在如何降低患者的风险因素，例如改变其生活方式，帮助其戒烟，控制血脂水平，控制体重，控制血糖，减缓压力，提高药物依从性等方面。这一阶段是患者出院后在家中完成的。在这期间，患者可以从事轻微运动和体力劳动，本阶段可以持续2-6周，随之进入第2阶段。2阶段第2阶段的康复训练主要在院外进行，但是也可以根据患者的身体状态在院内进行。在第2阶段康复训练中，重点是帮助患者重新回到健康时的职业或娱乐活动中去；必要时调整或寻找可以代替之前的活动；帮助患者从事安全有效的户内康复运动和娱乐活动，为患者和其家属提供相应的健康教育，另外，本阶段应向患者提供有关缓解压力，戒烟，营养和减肥的咨询和教育。第2阶段可以持续3-6个月的时间。心脏康复阶段阶段运动处方院内康复（1阶段）为心血管病住院患者提供预防和康复的相关服务.。关注早期运动。早期院外康复（2阶段）为心血管病出院患者提供预防和康复的相关服务，通常可在术后3-6月内持续1年时间。长期院外康复（3阶段）为心血管病出院患者提供长期预防和康复的相关服务。3阶段第3阶段的心脏康复是一项长期的工程，是为进行二级预防和维持健康生活方式而设置的。为取得这样的效果，患者必须每周进行3-5次的训练课程。患者可以选择锻炼的方式如步行、游泳、骑车或慢跑。本阶段的不需要医疗方面的监督或遥控监测。患者可通过触摸腕部的脉搏或查看便携式监护仪来自行监测训练时的心率。本阶段的目标是维持目前的身体状态并减少心脏病复发的危险因素。本阶段从术后半年开始比较理想，应当终身坚持。

Application of piezoelectric nanogenerator in medicine: bio-experiment and theoretical explorationLi-Wei Diao, Jun Zheng, Xu-Dong Pan, Wei Zhang, Long-Fei Wang, Li-Zhong SunDepartment of Cardiac Surgery, Beijing Anzhen Hospital, Capital Medical University, Beijing Institute of Heart, Lung and Blood Vessel Diseases, Beijing 100029, ChinaCorrespondence to: Li-Zhong Sun, MD. Department of Cardiac Surgery, Beijing Anzhen Hospital, Capital Medical University, Chaoyang district Anzhen road #2, Beijing 100029, China. Email: doctor_dlw@126.com.Background: A large number of wearable and implantable electronic medical devices are widely used in clinic and playing an increasingly important role in diagnosis and treatment, but the limited battery capacity restricts their service life and function expansion. Piezoelectric nanogenerators can convert mechanical energy into electrical energy. Our experiment tries to find out if the piezoelectric nanogenerator fixed to the surface of the heart can convert the natural contractions and relaxations of the heart into stable electric energy for electronic medical devices such as pacemakers.Methods: We used Chinese miniature pig and prepared with standard open chest procedure. Then we fixed two opposite edges of the rectangular nanogenerator at the following three positions of the heart respectively to detect the electric voltage output: Position A, right ventricular surface, near the atrioventricular groove, parallel to the long axis of the heart; Position B, right ventricular surface, parallel to the atrioventricular groove; and Position C, left ventricular surface, near cardiac apex, parallel to the left anterior descending branch. Then we selected the place which has the highest voltage output to fix both ends of the nanogenerator and closed the chest of pig. We recorded the voltage output of nanogenerator under closed chest condition (natural condition) and compared the result with open chest condition. Finally we used Dopamine (positive inotropic agents) and Esmolol (negative inotropic agents) respectively to detect the relation between voltage output of nanogenerator and myocardial contractility.Results: With its both ends fixed on the surface of the heart, the piezoelectric nanogenerator produced stable voltage output from the mechanical contractions of the heart. Piezoelectric nanogenerator which was fixed at Position A produced the highest voltage output (3.1 V), compared with those fixed at Position B or Position C. The voltage is enough for the pacemaker’s operation. The voltage output of piezoelectric nanogenerator at the natural condition (closed chest) was the same as the open chest condition and made a light emitting diode (LED) light continue to shine, which further confirmed its clinical application value. The voltage output of piezoelectric nanogenerator is positively correlated with the myocardial contractile force. The voltage output increased after we used positive inotropic agents and decreased after we used negative inotropic agents.Conclusions: Piezoelectric nanogenerators can convert the kinetic energy of the heart during the contractions and relaxations of the muscles to electric energy. The output voltage was stable in three positions on the surface of the heart. The highest voltage appeared on the surface of right ventricle, near atrioventricular groove, parallel to the long axis direction of the heart, which can be the potential new energy source for pacemakers. Piezoelectric nanogenerator can be used as cardiac function monitor in the future for its voltage output is positively correlated with myocardial contractile force.Keywords: Implantable medical electronic device; wearable medical electronic device; piezoelectric nanogenerator; body mechanical energy; biomechanical energy harvester; new power sourceSubmitted Aug 06, 2014. Accepted for publication Sep 01, 2014.doi: 10.3978/j.issn.2072-1439.2014.09.03IntroductionOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesImplantable and wearable medical electronic devices such as cardiac pacemakers, implantable cardioverter defibrillators (ICD), left ventricular assist devices (LVAD), and total artificial hearts (TAH), etc. are more and more widely used in medicine. They can allow in situ, real-time biomedical detection, monitoring and treatment. However, traditional lithium batteries with limited electric power storage capacity cannot satisfy the function expansion of these devices. When the battery exhausts, patients have to receive surgical operations again to replace the battery of a device, causing the patients’ physical and mental pain and the huge waste of medical resources (1). We hope that one day medical devices can be self-powered without batteries. A living human body produces kinetic energy (from its heart beating, joint movement, muscle stretching, blood vessel contraction and blood flow) and chemical energy (from glucose), etc. These power sources are inexhaustible and non-polluting. The key point is how to convert them into electric energy efficiently.Zhong-Lin Wang has reported an approach to convert kinetic energy into electric power with the use of aligned zinc oxide (ZnO) nanowires (2). Its mechanism is the combination of semiconducting and piezoelectric nature of ZnO as well as the Schottky barrier formed between the metal and ZnO contacts (3-6). Piezoelectric nanogenerator belongs to the flexible electronic materials, thin and soft, and can convert kinetic energy from muscle contraction and joints movement to electric energy output (7,8). That is to say it has the potential for harvesting mechanical energy from the environment for self-powered electronic medical devices. Our experiment tried to explore if a piezoelectric nanogenerator can be a stable and reliable energy source for implantable electronic medical devices.Materials and methodsOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesRectangular piezoelectric nanogenerators (9,10) were provided by Engineering Mechanics and Materials Lab of Tsinghua University (Figure 1). We have performed five animal implants, at the first and second animal implants we tested the nanogenerator at the open chest condition, at the other animal implants we tested the nanogenerator at the closed chest condition. We used Chinese miniature pigs of 30 kg weight with the Guide for the Care and Use of Laboratory Animals published by the National Institutes of Health, prepared with general anesthesia, supine position, median thoracotomy, suspended pericardium and exposed the heart. Then we fixed two opposite edges of a rectangular piezoelectric nanogenerator with 4-0 Prolene (ETHICON) on the surface of the heart at the following positions of the heart (according to the movement style of the heart) (11) respectively to detect the voltage output:Figure 1 Piezoelectric nanogenerator with size of 5 cm (length) × 2 cm (width) × 7.5 m (thickness) provided by Center for Mechanics and Materials and Department of Engineering Mechanics, Tsinghua University.Position A, right ventricular surface, near the atrioventricular groove, parallel to the long axis of the heart (Figure 2);Position B, right ventricular surface, parallel to the atrioventricular groove (Figure 3);Position C, left ventricular surface, near cardiac apex, parallel to the left anterior descending branch (Figure 4).Figure 2 Position A, piezoelectric nanogenerator fixed on the right ventricular surface, near the atrioventricular groove, parallel to the long axis of the heart.Figure 3 Position B, piezoelectric nanogenerator fixed on the right ventricular surface, parallel to the atrioventricular groove.Figure 4 Position C, piezoelectric nanogenerator fixed on the left ventricular surface, near cardiac apex, parallel to the left anterior descending branch.Then we selected the place which has the highest voltage output to fix both ends of the nanogenerator and closed the chest of pig. We recorded the voltage output of nanogenerator under closed chest condition (natural condition) and compared the result with open chest condition (Figure 5). Finally we used Dopamine (positive inotropic agents) and Esmolol (negative inotropic agents) respectively to detect the relation between voltage output of nanogenerator and myocardial contractility.Figure 5 Closed chest condition (natural condition) with piezoelectric nanogenerator fixed on the surface of the heart and the wire went through the skin.ResultsOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesWith its both ends fixed on the surface of the heart, a piezoelectric nanogenerator can produce stable voltage output from the contraction and relaxation kinetics of the heart. The piezoelectric nanogenerator fixed on the surface of the right ventricle, near atrioventricular groove, parallel to the long axis direction of the heart produced the highest voltage output stably (3.1 V), compared with those fixed on the surface of right ventricle, parallel to the atrioventricular groove or on the surface of left ventricle, near cardiac apex, parallel to the left anterior descending branch (Figure 6). The voltage is enough for the pacemaker’s operation. The voltage output of the piezoelectric nanogenerator in the natural condition (closed chest) is the same as that in the open chest condition and can make a light emitting diod (LED) light continue to shine, which further confirmed its clinical application value (Figure 7). The voltage output of piezoelectric nanogenerator is positively correlated with myocardial contractile force. The voltage output increased after we used positive inotropic agents (Figure 8) and decreased after we used negative inotropic agents (Figure 9). Experiment process is shown in Figure 10.Figure 6 The voltage output of piezoelectric nanogenerator was 3.1 V at position A, 2.9 V at position B and 2.7 V at position C.Figure 7 The voltage output of piezoelectric nanogenerator at the natural condition (closed chest) can make LED light continue to shine. LED, light emitting diode.Figure 8 The voltage output of piezoelectric nanogenerator at natural condition increased to 3.3 V after we used positive inotropic agents.Figure 9 The voltage output of piezoelectric nanogenerator at natural condition decreased to 2.6 V after we used negative inotropic agents.Figure 10 Experiment process. LED, light emitting diode.DiscussionOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesWearable and implantable electronic medical devices such as pacemakers, heart rate monitors, ICD, implantable drug pumps, and brain pacemaker play an important role in continuous clinic and family diagnostics and treatment. Although these electronic medical devices have huge potential application value in medicine, the biggest limitation of them is operational lifetime due to the limitation of battery storage, which rarely exceeds five years for implants and five days for wearable devices. Surgical procedures have to be done to replace the exhausted batteries of implantable medical devices every few years, which may increase the patients’ operative complications, morbidity and potential mortality. To minimize the necessity for surgical operations and contain the medical costs, we try to find alternative ways to overcome batteries’ limitations.Zurbuchen reported that mass imbalance oscillation generator could be an energy harvester to convert cardiac wall motion to electrical energy (12), but the device was too big for clinical application. John A. Rogers and his team reported that piezoelectric nanogenerators could produce significant electrical power from motions of internal organs (10). The human’s kinetic energy can be converted into electric energy by with the help of piezoelectric ZnO nanowire arrays (13-15). This method has the ability of converting mechanical, hydraulic and vibrational energy into electricity to power electronic medical devices and to monitor physical signs. ZnO combines the properties of piezoelectric and semiconducting. When it is bended, ZnO can create a strain field and charge separation across the nanowire which leads to electric current generation.The piezoelectric nanogenerator used in this experiment was provided by Xue Feng et al. from Tsinghua University. The nanogenerator is a kind of slice with length of 5 cm, width of 2 cm and thickness of 7.5 m, combined with piezoelectric materials and micro storage battery. The slice is conformal and can be bended and stretched within certain limits, it can produce voltage output as it deforms and the deformation extent and the voltage output are positively correlated. We encapsulated its surface to avoid corrosion from the body fluid and to minimize its influence on the body’s internal environment.Our experiment shows that a piezoelectric nanogenerator with its both ends fixed on the surface of the heart can convert kinetic energy from heart beat to electric energy stably. From the comparison of the results from three different positions, we find that the piezoelectric nanogenerator output the highest voltage on the surface of right ventricular, near atrioventricular groove and parallel to long axis of the heart.Shapes and contraction patterns of the muscles of the left ventricular wall and right ventricular wall resulted in different deformations of the piezoelectric nanogenerator, hence different electric voltage output. The left ventricular wall is generally 9-11 mm thick is thicker than right ventricular wall (3-5 mm). It is roughly cylindrical and contracts in a torsional or twisting pattern with three spiraling layers of wall muscles, it ejects blood by reducing its diameter and circumference whereas wall thickening (16). The right ventricular wall is generally 3-5 mm thick and is wedge shaped with a concave free wall attached to the convex interventricular septum (17) and ejects blood by contracting its free wall (18). The contraction pattern of right ventricular by shortening the free wall results in enhanced wall motion and increased bending of the piezoelectric nanogenerator than the twisting contraction pattern of the left ventricular. At the same time, the longitudinal deformation amplitude of right ventricular free wall is greater than the transverse deformation amplitude, so the position at right ventricular free wall and parallel to the heart long axis (Position A) has the highest voltage output (3.1 V).Further experiments shows that the voltage output of piezoelectric nanogenerator is uninfluenced under closed chest (natural) condition and can keep an LED light steadily glowing. The voltage produced by nanogenerator can meet the needs of most implantable and wearable medical electronic devices. This discovery provides a new sustainable and non-polluting energy source for medical electronics and make them more miniaturization which will reduce the patients’ wounds eventually.Besides generating electric energy to power the medical devices, piezoelectric nanogenerators can also be a kind of monitor to cardiac contraction force, heart rate, blood pressure (19), breathing state, diaphragmatic muscle movement, etc. as its voltage output is positively correlated with muscle contraction force and motion state (20). For example, we can make piezoelectric nanogenerator in the shape of a conductor and combine it with pacing leads so that surgeons can monitor cardiac function directly while pacing the heart. At present, doctors can only monitor cardiac function by Swan-ganz catheter or cardiac ultrasound indirectly. In the future, we also can realize accurate, noninvasive and real time arterial pressure monitor by putting the piezoelectric nanogenerator on the surface of the skin (21). With the help of computer and three dimensional (3D)-printing, we can even build the mechanical model of cardiac contraction by nanogenerator to provide guidance in ventricular reconstruction surgery.In our next step, we plan to test if piezoelectric nanogenerator itself will affect cardiac contraction and its tissue compatibility, we will implant our nanogenerator in the chest and on the surface of heart, lung, diaphragm of pig at least 6 months (chronic animal implant) to test the efficacy, security and compatibility of nanogenerator. In summary, with the development of material science, flexible electronics such as piezoelectric nanogenerator will play a more and more important role in clinical diagnosis and treatment, and they will further reduce patients’ pain and provide convenience to the doctors.ConclusionsOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesPiezoelectric nanogenerator can convert kinetic energy from contraction of muscle to electrical energy for implantable electronic medical devices. Piezoelectric nanogenerators can output steady voltage on the surface of right ventricle, near atrioventricular groove, parallel to the long axis direction of the heart, which can be the new potential energy source for pacemakers. Piezoelectric nanogeneratosr can be used as cardiac function monitor in the future for its voltage output is positively correlated with myocardial contractile force.AcknowledgementsOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesPiezoelectric nanogenerator was provided by Professor Xue Feng and Bing-Wei Lu from Engineering Mechanics and Materials of Tsinghua University. The project was supported by “International Science & Technology Cooperation Program of China” from BSTC (2012DFA31110) and “The Standard Diagnosis and Treatment and Key Technology Research of Aortic Dissection” from The Research Special Fund for Public Welfare Industry of Health (201402009).Disclosure: The authors declare no conflict of interest.ReferencesOther SectionIntroductionMaterials and methodsResultsDiscussionConclusionsAcknowledgementsReferencesKoutentakis M, Siminelakis S, Korantzopoulos P, et al. Surgical management of cardiac implantable electronic device infections. J Thorac Dis 2014;6:S173-9. [PubMed]Wang ZL, Song J. Piezoelectric nanogenerators based on zinc oxide nanowire arrays. Science 2006;312:242-6. [PubMed]Zhu G, Yang R, Wang S, et al. Flexible high-output nanogenerator based on lateral ZnO nanowire array. Nano Lett 2010;10:3151-5. [PubMed]Dagdeviren C, Hwang SW, Su Y, et al. Transient, biocompatible electronics and energy harvesters based on ZnO. Small 2013;9:3398-404. [PubMed]Chen X, Xu S, Yao N, et al. 1.6 V nanogenerator for mechanical energy harvesting using PZT nanofibers. Nano Lett 2010;10:2133-7. [PubMed]Anton SR, Sodano HA. A review of power harvesting using piezoelectric materials (2003-2006). Smart Mater Struct 2007;16:R1-21.Pfenniger A, Jonsson M, Zurbuchen A, et al. Energy harvesting from the cardiovascular system, or how to get a little help from yourself. Ann Biomed Eng 2013;41:2248-63. [PubMed]Hu Y, Lin L, Zhang Y, et al. Replacing a battery by a nanogenerator with 20 V output. Adv Mater 2012;24:110-4. [PubMed]Feng X, Yang BD, Liu Y, et al. Stretchable ferroelectric nanoribbons with wavy configurations on elastomeric substrates. ACS Nano 2011;5:3326-32. [PubMed]Dagdeviren C, Yang BD, Su Y, et al. Conformal piezoelectric energy harvesting and storage from motions of the heart, lung, and diaphragm. Proc Natl Acad Sci U S A 2014;111:1927-32. [PubMed]Fritz J, Solaiyappan M, Tandri H, et al. Right ventricle shape and contraction patterns and relation to magnetic resonance imaging findings. J Comput Assist Tomogr 2005;29:725-33. [PubMed]Zurbuchen A, Pfenniger A, Stahel A, et al. Energy harvesting from the beating heart by a mass imbalance oscillation generator. Ann Biomed Eng 2013;41:131-41. [PubMed]Li Z, Zhu G, Yang R, et al. Muscle-driven in vivo nanogenerator. Adv Mater 2010;22:2534-7. [PubMed]Fan FR, Lin L, Zhu G, et al. Transparent triboelectric nanogenerators and self-powered pressure sensors based on micropatterned plastic films. Nano Lett 2012;12:3109-14. [PubMed]Pfenniger A, Vogel R, Koch VM, et al. Performance analysis of a miniature turbine generator for intracorporeal energy harvesting. Artif Organs 2014;38:E68-81. [PubMed]Rushmer RF. Length-circumference relations of the left ventricle. Circ Res 1955;3:639-44. [PubMed]Fritz J, Solaiyappan M, Tandri H, et al. Right ventricle shape and contraction patterns and relation to magnetic resonance imaging findings. J Comput Assist Tomogr 2005;29:725-33. [PubMed]Anzola J. Right ventricular contraction. Am J Physiol 1956;184:567-71. [PubMed]Pfenniger A, Obrist D, Stahel A, et al. Energy harvesting through arterial wall deformation: design considerations for a magneto-hydrodynamic generator. Med Biol Eng Comput 2013;51:741-55. [PubMed]Wang ZL, Wu W. Nanotechnology-enabled energy harvesting for self-powered micro-/nanosystems. Angew Chem Int Ed Engl 2012;51:11700-21. [PubMed]Pfenniger A, Wickramarathna LN, Vogel R, et al. Design and realization of an energy harvester using pulsating arterial pressure. Med Eng Phys 2013;35:1256-65. [PubMed]Cite this article as: Diao LW, Zheng J, Pan XD, Zhang W, Wang LF, Sun LZ. Application of piezoelectric nanogenerator in medicine: bio-experiment and theoretical exploration. J Thorac Dis 2014;6(9):1300-1306. doi: 10.3978/j.issn.2072-1439.2014.09.03

·劳累或精神紧张时出现胸骨后或心前区疼痛，或紧缩样疼痛，向左肩、左上臂放射，持续3-5分钟。 ·体力活动出现胸闷、心悸、气短，休息后缓解。 ·出现与运动有关的头痛、牙痛、腿痛。 ·饱餐、寒冷或看惊险片时胸痛、心悸。 ·睡眠时需要高枕卧位；平卧时突然胸痛、心悸、呼吸困难，需立即坐起或站立方能缓解。 ·性生活或排便困难时出现心慌、胸闷等不适。 ·听噪声有心慌、胸闷。 ·反复出现脉搏不齐，不明原因心跳过速或过缓。

胸闷、气短、胸痛、心慌、气短、呼吸困难、浮肿、青紫、体力下降等，尤其是劳累或者情绪激动后加重，夜间加重更要考虑有心血疾病，有高血压、糖尿病、高血脂、肥胖、吸烟、大量饮酒、长期熬夜、精神紧张、性格急躁的人更容易患有心血管疾病。

在高血压患者的饮食中，应少吃盐，高钠饮食可导致血压升高。患者应多补钾，含钾丰富的食物有黄豆、番茄酱、菠菜、比目鱼和小扁豆等富含钾的食物可降低血压。高血压的饮食中，有许多的讲究：大家一起来学习下吧！高血压饮食1豆类：无论红小豆、绿豆、黄豆、黑豆、芸豆，只要是豆类含钾都十分丰富，大豆制品中的豆腐含钙和镁也较为丰富，因此，豆腐是高血压病人每天都应当吃的食物。成年人200～300克/日为宜。而红豆、绿豆、芸豆搭配稻米、燕麦、小米、玉米等谷类食物做成五谷米饭、八宝粥、红豆汤、绿豆汤等，都非常好。2食用菌：在美国，建议大众每天吃一点食用菌。这一建议非常适用于高血压人士。香菇、木耳中的钾、钙、镁含量都比较高，除此之外，还含有其他大量的植物化学物质和膳食纤维，都是高血压人士所需要的。3绿叶蔬菜：很多高血压朋友都有这样的体会，吃芹菜有很好的降血压食疗功效，因为无论是钾、钙、镁，都在绿叶蔬菜中，而芹菜的确是绿叶蔬菜降血压的典型代表。通常越是颜色深的绿色蔬菜，钾、钙、镁含量越高，同一株蔬菜，叶子的颜色比杆茎深，自然有效成分含量也更高，吃芹菜一定要连同叶子一起吃。4补镁：最近的一项研究发现，膳食中镁的摄入量与血压水平呈负相关，即摄入镁越多，血压降得越低。5多吃马铃薯：即便是一个小马铃薯，也含有大量的钾，其中的地骨皮胺更可使血压降低，西红柿中也含有少量的地骨皮胺。6多吃芹菜：长期吃芹菜可以使血管平滑肌放松、血管扩张，进而调节血压。7多吃鱼：鱼是首选，因为流行病学调查发现，每星期吃一次鱼不吃鱼，心脏病死亡率低。鲑鱼、金枪鱼、鲱鱼、鲭鱼、比目鱼等含有丰富的有助于降低血压的欧米伽-3脂肪酸，即DHA和EPA。8高血压的饮食对患者来说确实很关键，有着举足轻重的作用。高血压疾病的治疗是个长期的过程，非朝夕间就可以治愈的，高血压患者一定要多关注自己的日常饮食，合理饮食会起到降血压的作用。END注意事项一、运动运动对高血压的重要性：有句话说：“年轻时，用健康换取金钱，年老时，用运动换取健康。”运动除了可以促进血液循环，降低胆固醇的生成外，并能增强肌肉、骨骼与关节僵硬的发生。运动能增加食欲，促进肠胃蠕动、预防便秘、改善睡眠。有持续运动的习惯：最好是做到有氧运动，才会有帮助。有氧运动同减肥一样可以降低血压，如散步、慢跑、太极拳、骑自行车和游泳都是有氧运动。二、心理平衡高血压患者的心理表现是紧张、易怒、情绪不稳，这些又都是使血压升高的诱因。患者可通过改变自己的行为方式，培养对自然环境和社会的良好适应能力，避免情绪激动及过度紧张、焦虑，遇事要冷静、沉着；当有较大的精神压力时应设法释放，向朋友、亲人倾吐或鼓励参加轻松愉快的业余活动，将精神倾注于音乐或寄情于花卉之中，使自己生活在最佳境界中，从而维持稳定的血压。三、自我管理1、定期测量血压，1-2周应至少测量一次2、治疗高血压应坚持“三心”，即信心、决心、恒心，只有这样做才能防止或推迟机体重要脏器受到损害3、定时服用降压药，自己不随意减量或停药，可在医生指导下及现病情加予调整，防止血压反跳4、条件允许，可自备血压计及学会自测血压5、随服用适当的药物外，还要注意劳逸结合、注意饮食、适当运动、保持情绪稳定、睡眠充足。6、降压不能操之过急，血压宜控制在140-159mmhg为宜，减少心脑血管并发症的发生

2016-08-18 心外微创介入俱乐部 众所周知，二手烟对先心病的发病率有着不小影响，那么在国内是否有相关的循证研究和探索呢？广东省心血管病研究所团队，于2004年成立中国广东省先天性心脏病防治监测网络，覆盖了广东省21地市39个协作医院。基于广东先心网8年连续监测数据，研究团队已发布中国南部地区先心病的发病率为8.51‰，并发布相关广东省胎儿心脏超声检查技术规范。 点击查看原图 其中，关于先心病危险因素研究入选对象为活产、死产、死胎、引产的心脏缺陷儿（包括胎儿超声心动图诊断先心病），胎婴儿年龄孕28周～1岁。剔除染色体异常或单基因突变、肺动脉高压、诊断不详的胎婴儿。研究者报告共纳入8058例病例对照，发现与胎婴儿先心病发病相关的母源性危险因素为被动吸烟、家庭月人均收入≤3000元、孕妇异常生育史、产次≥2、职业为工人、接触化学制剂、住新装修房间、距离交通主干道

终末期心力衰竭曾是一种令人绝望的不治之症，直到1967年12月，南非外科医生伯纳德（Christiaan Barnard）历史性地将一名因车祸丧生的25岁女性心脏放入一例55岁男性患者的胸腔内。尽管后者只生存了18天，却开辟了“以心换心”从理念到现实的新纪元。 然而，这种“同种异体”的移植模式注定了“供不应求”的结果，只有极少数幸运儿才能得到这种极度稀缺的资源而获重生。美国器官获取与移植网络（OPTN）/移植受体科学登记库（SRTR）2012年报显示，2004-2012年间，美国成人心脏移植等待名单拉长了25%，仅2008-2012年间就有14524例新患者加入等待大军；处于“更危急医疗状态”的患者比例显著增大，2012年被列入1A、1B状态[已置入左心室辅助装置（LVAD）作为移植前过渡治疗（BTT）]的患者比例高达44.4%；在逐渐延长的等待期里，一些患者未能盼到救命的心脏，2012年间有489例患者因死亡或病情恶化到无法手术而退出等待。 好在科学家们从未停止过拯救心脏的长征。经过半个多世纪的探索，人工再造“半颗心”[LVAD或左心室辅助系统（LVAS）]或“整颗心”（全人工心脏，TAH）正在从梦想变为现实。本文将带您回顾这一历程。 从1969年到2014年9月5日，13种不同设计的1413颗人工心脏被置入人体。1953年1953年5月，美国外科医生吉本（John Gibbon）用自己设计的全球第一台心肺机为一名心脏手术患者实现26分钟的完全呼吸-循环支持，初步证实了用人工器械模拟心脏功能的可行性。1957年第一颗人工心脏1957年，荷兰医生科尔夫（Willem Johan Kolff）与同事阿库苏（Tetsuzo Akutsu）将一颗水压式聚氯乙烯人工心脏置入狗体内，使之生存了近90分钟，首次将“人工心脏”概念带入现实。1964年，美国国立卫生研究院（NIH）成立人工心脏项目；国家心、肺和血液研究所（NHLBI）提出“到1970年设计出TAH”的目标。1969年第一例临床TAH置入术1969年，美国医生库利（Cooley）首次为一例47岁男性成功置入一颗以设计者名字命名的Liotta-Cooley TAH，作为移植前过渡治疗。患者靠这颗气动的双心室辅助泵生存64小时后接受了心脏移植，移植后32小时死于假单胞菌性肺炎。Cooley医生在1981年完成了全球第2例TAH移植，将Akutsu-Ⅲ置入一例冠状动脉旁路移植术患者体内，55小时后，患者接受心脏移植，其后10天死于感染、肾衰竭及肺部并发症。这两种TAH未再被用于临床。1978年第一颗永久性TAH 1978年，美国科学家亚尔维克（Jarvik）建立人工心脏的“Jarvik模型”，他也是第一颗永久性TAH——Jarvik 7的发明者。Jarvik 7由两个气动的球形聚氨酯泵模拟双心室功能，以涤纶毡片与患者心房相连，以两根聚氨酯电缆穿出胸壁连接外部控制器。1982年1982年12月2日，Jarvik 7被首次置入一例61岁患者克拉克（Barney Clark）体内。手术由犹他大学医学中心德里夫（DeVries）和乔伊斯（Joyce）医生实施。Clark“并不指望术后能存活数天、只愿医生经此获得的经验将来可能用于拯救他人”，事实上他活了112天。 在首例永久性TAH置换术成功后3年间，另外4例患者接受Jarvik 7作为永久替代治疗（destination therapy），其中第2例患者生存期最长（620天），其他患者分别生存了2周、10个月和14个月。此后，Jarvik 7被用于心脏移植前过渡治疗。尽管几易其主，数次更名和改良（Symbion TAH、CardioWest TAH、SynCardia temporary CardioWest TAH），但其核心设计并未改变。2004年8月，一项历时10年的里程碑式研究在《新英格兰医学杂志》发表 [N Engl J Med 2004，351（9）：860]，结果表明CardioWest TAH组患者有79%生存到心脏移植，对照组仅有46%（P＜0.001）。同年10月，CardioWest成为第一颗获美国食品与药物管理局（FDA）批准上市的TAH，使用指征为双心室衰竭患者移植前过渡治疗。2012年3月，美国FDA以“人道主义使用器械（HUD）”批准其作为终点治疗。2014年6月，美国FDA批准Freedom便携式电源用于临床稳定的SynCardia CardioWest TAH患者，使其摆脱笨重的控制器和全程住院的命运，可背着重6kg的电源回家过上接近正常的生活。2001年第一颗全内置TAH AbioCor是全球第一颗完全内置式TAH，其组成包括电动泵系统（有2个人工心室和4个瓣膜）、控制系统（监测和控制泵速和左右心室平衡等）、电池（内置应急电源）及经皮能量传输系统（TET）线圈。内置电池充电和信号传递经由TET和射频交流系统实现，因去除了穿胸壁的管线，感染风险大大降低，患者生活质量显著提高。但AbioCor体积很大，重达900g，只能用于胸腔容积较大的患者。2001年7月，在美国肯塔基州路易斯维尔犹太医院，AbioCor被首次置入人体。2006年9月，美国FDA批准AbioCor适用人道主义器械豁免（HDE）条款，可以商品化。但目前其制造商已经暂停生产和商业推广。2013年更新型TAH 2013年12月，被称为“全球第一颗永久性生物合成人工心脏”的法国Carmat公司TAH被首次置入人体，Carmat心脏临床可行性研究纳入的第一例患者在术后75天死亡，第二例患者于2014年9月8日接受置入。Carmat TAH由法国杰出的心脏外科医生卡彭铁尔（Alain Carpentier）发明，也是通过电动装置驱动双心室完成射血功能，但其形态和生理学对自然心脏的模拟度更高。它使用牛心包等生物材料，降低了血栓栓塞并发症和排斥反应风险；内置诸多传感器以感受心室压力变化，根据患者运动或安静状态调整相应心输出量。该器械预期使用寿命为5年，大小与自然心脏相当，但重量超过900g。BiVACOR是澳大利亚生物医学工程师蒂姆斯（Timms）在2001年开始研发的一种新型TAH。2012年，Timms来到美国休斯敦，与得州心脏研究所的心脏外科专家合作进行器械改良和测试。BiVACOR设计独特，有一个高速旋转的磁盘驱动其两侧的碟形“桨片”。右侧小桨片将血液从右心腔推入肺，左侧大桨片将血液从左心腔推向全身。转子靠磁场悬浮和旋转，避免了机械泵常见的磨损。还可根据患者活动需求动态调节转速产生不同的输出量。这种极简设计带来的特殊优势包括：①微型，“可放入8岁儿童胸腔”；②只有一个运动部件，最大程度降低故障风险；③磁力学和流体力学悬浮式离心推进器，最大限度减少机械磨损，持久耐用。BiVACOR可为双心室提供支持（BV Assist）或完全替代心脏功能（BV Replace）。

1998年，法国Haissaguerre教授报道了肺静脉点消融治疗心房颤动（房颤），从此开创了房颤的消融时代。近十余年来，房颤导管消融迅速进展，方兴未艾，阵发性房颤消融已从Ⅱa类推荐上升至Ⅰ类推荐。 更重要地是，随着导管消融治疗房颤技术的迅速发展和器械设备的不断提高，房颤消融范围早已突破了“阵发性房颤”的范畴，慢性房颤（持续性房颤、长期持续性房颤、永久性房颤）消融获得了越来越多的经验，同时也深刻认识到慢性房颤机制较为复杂，往往伴有更严重的电重构、结构重构等，常需在肺静脉电隔离基础上，采取复合消融策略，包括联合碎裂电位（CFAE）消融、必要的线性消融、神经丛消融等，然其成功率依然不尽如人意；而且在具体治疗策略、消融术式、消融终点等方面存在诸多争论，依旧是临床的巨大挑战。 笔者参照最新指南共识、文献报道，并结合本中心经验，浅谈慢性房颤消融现状和争议。1、导管消融持续性房颤循证依据—“律”与“率”的再争论 谈及慢性房颤导管消融，“律”与“率”控制仍是无法回避的话题。正是“律”与“率”的争论，促进了导管消融的发展，也为导管消融治疗慢性房颤带来更多依据。 尽管PIAF、PAF2、AFFIRM、RACE、STAF等多个研究显示房颤心室率控制与节律控制疗效、生活质量相似，但这主要基于抗心律失常药物研究，而死亡率增加部分与抗心律失常药物有关。 慢性心力衰竭（心衰）常合并持续性房颤，恶化心功能，增加死亡率，维持窦律对心衰患者可能更为重要。Chen等对377名房颤患者（其中心衰患者97名，平均EF值36％）行肺静脉电隔离（PVI），随访14±6个月，心衰患者成功率虽然逊于心功能正常患者（73％ vs. 87％），但心衰患者生活质量明显改善。 Hsu等研究显示伴有心衰的持续性房颤导管消融，随访12±7个月，78％患者维持窦律，患者心动能、运动耐量、生活质量和临床症状显著改善。在一项合并2型糖尿病的持续性房颤患者的随机研究中，肺静脉电隔离1年成功率明显高于抗心律失常药物治疗，生活质量明显改善，住院率明显降低，临床受益显著。 正在研究的CABANA试验系多中心大规模随机对照临床试验，将进一步探讨导管消融患者与现有抗心律失常药物治疗的临床获益（包括死亡率）。这些均为慢性房颤导管消融提供了更多循证依据。2、慢性房颤消融疗效预测因素和适应证2012年ACCF/AHA/HRS公布了新的房颤指南，将有临床症状的持续性房颤患者作为导管消融Ⅱa类适应症，提高了慢性房颤导管消融地位。今年年初美国心律学会/欧洲心律学会/欧洲心律失常学会（HRS/EHRA/ ECAS）公布了新的房颤专家共识，对于1类或3类抗心律失常药物治疗无效的症状性持续性房颤患者作为导管消融Ⅱa类适应症，对于1类或3类抗心律失常药物治疗无效的症状性长时程持续性房颤患者作为导管消融Ⅱb类适应症，对于症状性持续性房颤或长时程持续性房颤应用抗心律失常药物前进行导管消融列为Ⅱb类适应症。新指南未对心房和心功能进行限制，并且将长程持续性房颤导管消融治疗正式写入指南，进一步扩大了慢性房颤消融适应症，提高了慢性房颤导管消融地位。 但在临床实践中，显然并非所有慢性房颤患者均应接受导管消融。因此，有必要优化选择慢性房颤患者进行导管消融。 一方面，从临床必要性考虑，应选择“最应该做的”患者，即选择房颤转律获益最大的患者，包括心室率控制不良、有卒中高危因素或卒中史、临床症状明显、生活质量要求高、有潜在心功能影响、不能耐受抗心律失常药物和抗凝药物副作用、对消融术有经济承受力和心理承受力的患者，以最大限度防治心律失常心肌病，改善心衰，降低卒中风险，提高生活质量。但这些患者常伴有严重器质性心脏病或脑血管病、心肌重构和电重构明显，可能增加手术风险，且成功率较低。 另一方面，从消融技术本身考虑，选择“最好做的”患者，即应用非激进术式，不会造成过度损伤，并获得较高成功率。影响慢性房颤消融疗效的主要因素包括房颤类型（持续性房颤，长期持续性房颤、永久性房颤）、持续时间、病程长短、心电特征、房颤波周长、心脏结构、心房大小、基础心脏病变、伴随疾病、患者年龄、性别、术者经验、术式与终点等有关。 可能的次要因素包括高血压、LA容积、复发后复律时间、除颤阈值。其它因素包括肥胖、OSA、血浆炎性介质（CRP等）水平、BNP水平也可能影响房颤消融疗效。 通常认为，无心房器质性病变或病变轻微、左房内径＜43～45mm、房颤持续时间较短（＜3个月～2年）、年龄＜65岁、心房波相对“不碎”（f波显著）、年龄较轻的患者，可能从导管消融中最能获益。而对于房颤持续时间较长、心房明显扩大的患者，是否开展导管消融还存在诸多争议。临床实践和文献研究有散在个例成功报道。 我们中心曾对一名36岁症状明显的慢性房颤（房颤持续时间超过15年，左房内径48mm）患者施行环肺静脉电隔离，联合线性消融和CFAE消融，尽管术中房颤未能终止，先后两次电复律也未能转复窦律，术后口服胺碘酮（600mg/日），术后第3天心律转复窦律，维持2年未复发。 这些病例给我们以启示：房颤病史过长或心房显著扩大的慢性房颤并不是导管消融的绝对禁忌证，消融至少可改善房颤基质，联合药物有可能根治房颤，未来需要进一步研究验证。特别是对于年龄较轻的慢性房颤患者，可酌情考虑导管消融，给予转律机会。3、持续性房颤目前消融策略 临床实践和相关指南共识提示肺静脉电隔离是治疗房颤（包括阵发性和持续性房颤）的基石。对于慢性房颤，除了肺静脉触发机制外，房颤基质是房颤维持的重要机制。因此，在单纯肺静脉电隔离基础上，常需联合CFAEs消融、线性消融等策略改良房颤基质。但在每种消融术式、终点、次序等方面仍存在较多争议。3.1 环肺静脉电隔离 肺静脉传导恢复也是持续性房颤复发的重要因素，因此PVI依然是慢性房颤消融的基础。节段性肺静脉电隔离治疗阵发性房颤取得了巨大成功（成功率77％），但对于持续性房颤，仅22％患者恢复窦性心律，现多不再单独应用。目前常选用的策略是以肺静脉电隔离为终点的环肺静脉前庭消融，后者不仅可隔离房颤触发灶，还可损伤神经丛，改善房颤基质，现已成为慢性房颤消融基本术式。欧阳非凡等对40名持续性房颤患者在三维图像指导下行肺静脉大环消融，并应用双Lasso导管标测，补点消融实现肺静脉电隔离，随访8±2个月，95％患者维持窦性心律。Ketting等研究显示环肺静脉消融，辅以电位标测下节段性肺静脉电隔离治疗持续时间小于3个月的持续性房颤，1年成功率达72％，安全有效。实践证实，在慢性房颤复合式消融时代，肺静脉电隔离依然是消融治疗的基石。 在环肺静脉电隔离中，常见误区是单纯用消融环大小衡量消融部位是在肺静脉内还是肺静脉外。因为消融部位在肺静脉内越深，消融环可能越大。3.2 CFAEs消融CFAEs提示局部心房肌传导减慢，不应期短，更容易形成折返，代表了房颤基质。2004年，Nademanee等首次提出消融CFAEs治疗房颤。入选112名房颤患者（阵发性房颤57名，持续性房颤65名），行CFAEs消融，95％患者消融中房颤终止，随访1年，110名患者（91％）患者维持窦性心律。 此后，CFAEs消融治疗房颤，特别是慢性房颤逐渐受到关注。尽管单纯CFAEs消融治疗房颤未能在其它中心“复制”出如此高的成功率。但多数研究显CFAEs消融可改善房颤基质，提高慢性房颤消融成功率。STAR AF研究显示慢性房颤患者PVI联合CFAEs单次消融成功率74％，二次术后成功率达88％，均显著高于单纯PVI或单纯CFAEs消融。 两项荟萃分析均显示联合CFAEs消融均可提高慢性房颤消融成功率。CFAEs消融已成为慢性房颤消融的重要辅助策略，但CFAEs定义、算法、及消融终点仍存在争议。3.3 线性消融 外科迷宫术治疗房颤取得的成功给心内科医生很多启示。线性消融可将心房分成不同部分，终止折返而治疗房颤。此外，Matsuo等研究显示左房线性消融可显著降低碎裂电位分布面积，提示线性消融也是房颤基质改良的重要措施，在慢性房颤治疗中起着重要作用。 Willems等入选62名持续性房颤患者，随机分为单纯肺静脉隔离组（n=30）和肺静脉隔离联合左房线性消融，结果显示单纯肺静脉隔离组房颤复发率远高于联合消融组（77％ vs 44％），提示线形消融有利于提高持续性房颤消融远期成功率。进一步研究显示持续性房颤患者左房前壁、冠状窦、肺静脉毗邻的左房区域线形消融可显著延长房颤周长，改善房颤基质，有助于终止房颤。Knecht等对180名持续性房颤患者消融（包括肺静脉电隔离，CFAEs消融，线形消融等），154名患者术中房颤终止：其中85名患者（A组）术中未予左房线性消融，69名患者（B组）术中同时行左房线形消融。术后A组76％患者发生大折返性房速，且需要行线性消融，明显高于B组（33％），线性消融未达完全阻滞患者术后发生大折返房速发生率明显高于术中实现线性阻滞患者。提示线性消融可降低持续性房颤术后大折返性房速发生，消融终点应为双向阻滞。 但如何选择心房部位进行线性消融仍存在较大争议。常用的线性消融包括左房顶部、左房峡部、左房前壁、右房峡部，及根据心脏电解剖模型和激动标测确定的“峡部”区域。但是否需对所有患者上述区域均行线性消融及消融后传导恢复仍是临床困扰。 考虑到线性消融终点并非容易获得（如二尖瓣峡部消融），遗留的“GAP”又可产生新的心律失常，且过多消融增加心肌损伤、手术并发症等，我们倾向于个体化消融策略，而非常规对每位患者施行固定路径线性消融。根据消融疗效（房颤是否终止和转复窦律等），对左房顶部、峡部及心脏电解剖模型和激动标测确定的“峡部”消融，只要房颤终止和消融线达到阻滞，不进行额外消融。3.4 研究显示自主神经特别是迷走神经在房颤发生和维持中起重要作用，环肺静脉前庭消融可损伤部分神经丛，产生去迷走神经效应，并可提高远期消融成功率。Scherlag等对持续性房颤患者肺静脉电隔离，并通过高频刺激诱发迷走反射定位神经丛消融，可使成功率从69％提高到81％。Pokushalov等入选89名持续性房颤患者研究，第1次手术行左房神经丛消融（根据解剖学定位），29名患者接受2次手术行肺静脉电隔离，其中5名患者接受3次手术（肺静脉电隔离），随访24个月，首次手术成功率达38.2％，联合肺静脉电隔离成功率达59.6％。神经丛消融也是慢性房颤消融的重要辅助策略。但如何准确定位神经丛及消融后神经再生问题仍未解决。3.5 外科消融 随着导管消融房颤技术的迅速发展，其在外科手术领域中也得到日益广泛的应用。Geidel等对325名持续性房颤患者在开胸外科术中同时行环肺静脉射频消融，并在双侧消融环之间线性消融，3年存活率94.4％，存活者窦律维持率达74.6％。新近的迷宫术IV应用双极射频消融导管简化迷宫术，消融持续性房颤。方法如下：分离右肺静脉，进行右肺静脉射频消融，建立体外循环，右房横切口，射频消融右房横切口至上、下腔静脉，切除右心耳，消融右心耳至右房横切口、三尖瓣环。 阻断主动脉，停止心跳，体外循环下，电灼切除Marshall韧带，进行左肺静脉射频消融，切除左心耳，射频消融左心耳至左上肺静脉，左房切口，射频消融左肺静脉至二尖瓣峡部路线，射频消融左右肺静脉连线。随访13个月，成功率达90％，远高于单纯肺静脉电隔离。3.6 复合消融策略 慢性房颤机制复杂，上述任何单一的消融方法疗效欠佳，目前多数电生理中心倾向于应用复合/杂交消融治疗持续性房颤。Haissagurre等提出对递进式个体化消融持续性房颤，包括肺静脉电隔离、腔静脉电隔离、CFAEs消融、左房顶部、二尖瓣峡部线性消融，消融终点为房颤终止。 消融中，87％患者房颤终止，且房颤周长明显改变。二次消融术后，随访11个月，95％患者维持窦律。复合消融已成为目前持续性房颤消融的主要策略。但消融次序、终点仍存在争论。此外，对于反复心内膜消融无效的慢性房颤患者，可尝试联合心外膜消融。3.7 持续性房颤消融终点 持续性房颤消融终点尚无统一标准。单纯环肺静脉前庭隔离仅能使43％长程持续性房颤患者恢复窦律。显然，仅仅肺静脉电隔离是不够的。Haissagurre等提出递进式个体化消融持续性房颤（包括肺静脉电隔离、腔静脉电隔离、CFAEs消融、左房顶部、二尖瓣峡部线性消融），消融终点为完成所有消融操作和房颤终止，线性消融应尽可能实现双向阻滞。 随访11个月，95％患者维持窦律。O’Neill等对153名持续性房颤患者递进式消融，前瞻性研究显示术中消融房颤终止患者远期窦律维持率明显高于消融未终止房颤患者（95％ vs. 52％）。对于长时程持续性房颤消融术中房颤终止率明显降低，但长期随访显示长时程持续性房颤术中终止与术后窦律维持显著相关。 我们中心研究同样显示慢性房颤消融术中房颤终止患者远期成功率增高。消融术中房颤终止可能成为房颤基质改善的一个标志。简言之，仅针对肺静脉或前庭并不足够，但须达到肺静脉电隔离终点，如针对CFAEs消融应以房颤终止/不能诱发为终点，如需额外线性消融应达到跨线传导阻滞的终点，如变为规律性心律失常应进一步标测和消融至终止的终止。 导管消融终止房颤往往见于心房结构病变较轻的患者，对于心房结构病变较重患者，是否以房颤终止为消融终点及是否需要进一步消融还不清楚。同时我们还必须认识到，并非所有房颤、特别是慢性房颤均可通过一次或数次消融解决问题，过度消融可能引起左心房电学隔离、心包填塞、遗留更多“GAP”形成新的心律失常等危险。 因此，如果消融时间过长、房颤仍不能终止，应及时终止手术，倾向于选择电复律，而后应用抗心律失常药物治疗。小结 导管消融治疗阵发性房颤已取得了的显著疗效，成为一线治疗（I类推荐），我们正步入慢性房颤时代。特别是随着心血管疾病患者增加和冠心病、心衰患者生存率提高，慢性房颤，特别是合并器质性心脏病的慢性房颤患者日益增多。 慢性房颤病因广泛，心房病变程度不一，机制较阵发性房颤更为繁杂。目前各大中心广泛采用的包括环肺静脉电隔离、CFAEs消融、线性消融等复合式消融，共同构成了慢性房颤消融的“组合拳”。基于目前对慢性房颤机制复杂性和多重性的理解和认识，很难期望“one size for all”，即一种消融术式和一种消融终点适合所有的慢性房颤患者。 新的指南已将导管消融慢性房颤列入Ⅱ类推荐。但在具体患者入选、消融策略个体化（术式、次序、终点）等诸多方面仍存在诸多争议，尤其是对于合并严重心衰、器质性心脏病、明显心房重构的慢性房颤患者，消融经验还十分有限，疗效差强人意。深入理解持续性房颤复杂而不同的机制，并行个体化消融仍任重而道远。 鉴于慢性房颤机制复杂，未来消融策略应合理细化入选标准，而采取的消融策略仍将是复合或杂交式，同时仍需继续深入理解慢性房颤不同机制，不断改进三维电—解剖设备和技术。近年报道的环形消融导管短、中期疗效与传统导管逐点消融相近，新能源冷冻消融持续性房颤取得一定疗效。但肺静脉传导恢复及未达透壁损伤仍是不可回避的问题。未来期待开发新的消融能源和导管应用，个体化消融，开展更多的临床试验，不断提高消融疗效。 需要指出的是，慢性房颤常伴有不同程度的结构重构、电重构，病理学研究显示持续性房颤患者患伴有交感神经重构，单纯导管消融可能不会完全解决所有患者的这些问题；房颤并非像“水痘”一样“一去不返”，随着年龄、心脏疾病等可出现新的房颤基质，很难鉴别消融成功的房颤患者若干年后房颤再次发生属于新发还是复发。笔者认为诸如冠心病介入支架植入术后，仍需要长期冠心病二级预防药物治疗。研制开发有效的抗心律失常及改善重构药物同样是“慢性房颤时代”必不可少的策略。

主动脉瘤或夹层常广泛累及升主动脉、主动脉弓和降主动脉，手术切除及血管重建相当复杂。经典的象鼻(elephant trunk，ET)手术指行主动脉弓部替换手术的同时将一段人工血管插入降主动脉内以减低远端再次手术的难度。1983年Borst等首先介绍了这种经典术式，从而开辟了应用象鼻技术的概念来简化分期手术的探索[1]。山东大学齐鲁医院心外科赵鑫一、软象鼻手术 最早为直接将一段人工血管插入降主动脉，1990年Svensson等对其进行了改进，一般分两期手术完成[2]。Ⅰ期手术先正中开胸行主动脉升弓部的重建，即将人工血管自身套叠后对折缘朝上置入降主动脉腔内，人工血管折缘双层内衬于腔内与降主动脉近端吻合，再拉出套叠在里层的血管重建弓部，而外层血管游离旷置于降主动脉腔内形成所谓的“象鼻”，因为与主动脉血流方向一致，血管远端一般不会翻折。Ⅱ期胸和或腹主动脉替换手术经左胸后外侧第四或五肋间进胸腔，象鼻血管末端与远端主动脉或人工血管吻合。象鼻技术的并发症：(1) 脑和脊髓损伤。Svensson等建议置入降主动脉的血管长度不应超过15cm，以免影响重要的脊髓节段供血。Flores等发现象鼻远端超越T7水平与脊髓损伤相关[3]。(2)出血及相关并发症。I期和Ⅱ期手术间隔期，病变主动脉破裂的几率为1.4％～2.1％。(3)栓塞。游离血管周围形成的血栓脱落，造成肢体或脏器动脉的栓塞。(4)血运障碍。象鼻血管发生扭曲、瘪塌而发生血流动力学梗阻，会造成远端的血运障碍。Miyairi等证实小直径主动脉和长的象鼻是最有可能导致肋间动脉缺血的原因，尤其在急性夹层病人此种情况截瘫的发生率高[4]。Taniguchi等采用一种长象鼻技术即将远端吻合口提到无名动脉开口的近端，远端置入长象鼻至约T6-T8水平，但此种方法对象鼻末端的定位有一定困难[5]。二、改良象鼻手术 象鼻血管与瘤壁间的盲袋内血栓形成能增加栓塞事件的发生，而且长象鼻常引起关键肋间动脉的梗阻引起偏瘫。足够长的象鼻血管能使Ⅱ期手术操作更为便利，这与避免血栓性事件的目的是相互矛盾的。Okada等报道了一种双叠三层象鼻技术即人工血管翻折2次做成3层象鼻,主要目的是为了预防血栓栓塞事件[6]。具体方法为第一折距离末端7cm，第二折往回超过近端5cm。近端与第二折的距离为2cm，缝线固定象鼻的近远端边缘，阻止血流进入翻折盲袋内。象鼻原长17cm，翻折后长约7cm。手术方法：Ⅰ期手术时预制好的象鼻插入远端动脉瘤体内，Ⅱ期手术时，在2cm长的单层象鼻血管处阻断近端，打开瘤体，拆除固定线，象鼻拉出，双折的三层血管伸展成单层与另一假体吻合。传统的象鼻远端漂浮在血流中，有可能出现扭曲或皱折，从而在象鼻血管内产生压力差，而且可能能对内膜再次造成损伤。理想的象鼻血管应该是有一定硬度且足够长，这种双叠三层象鼻技术就能很好的满足这个要求。三、反向象鼻技术 当远端主动脉扩张不明显且解剖位置较深时，吻合与插入软象鼻均较困难，且吻合口出血、体外循环或缺血时间延长等都可导致并发症高发和死亡率增加。Hsieh等采用了一种称之为“反向象鼻”(reversed sleeve graft)的技术，目的是方便远端吻合口的处理[7]。将人工血管向外翻转将末端留在内腔，管道可沿纵轴卷曲便于插入远端主动脉。反折缘在远端，盲袋朝向术者,近端外层血管与主动脉壁吻合，然后将内层血管从主动脉腔内拉出与弓部重建的血管吻合。此种方法优点有：可在远端吻合结束后立即阻断拉出的象鼻血管，进行远端主动脉的灌注，减少脏器缺血时间；检查远端缝合缘有无漏血的视野好，止血比较容易；而且吻合口可达锁骨下动脉开口8cm以远，也有利于调整弓部移植血管的曲度和方向。后来这种方法被用于那些需先行胸降主动脉修复但远期可能弓部需再次手术的病例[8]。双向象鼻(bidirectional ET)技术：双向象鼻技术是在胸降主动脉的近侧和远侧分别应用反向和顺向象鼻技术的方法，用于范围更加广泛的主动脉病变，是反向象鼻技术的扩展[9]。四、支架象鼻技术 传统象鼻漂浮在降主动脉腔内能干扰血管与瘤壁间血栓的形成，而血栓化是减少瘤壁张力的先决条件，能阻止主动脉直径继续扩大。Kato等最早开始使用支架象鼻的概念，他们在人工血管内固定一环形支架来尝试使象鼻远端锚定在主动脉壁上[10,11]。这种支架血管产生的环形张力使血管与主动脉内壁能紧密贴附在一起，最初应用的10例病人术后1年内瘤腔或夹层假腔内都达到了完全血栓化。Kark等2002年采用相似的一种方法，通过在Ⅰ期手术直视下通过鞘管在降主动脉内置入释放一个支架血管(Dacron血管假体其远端内覆不锈钢支架)，其长度至少比要覆盖的主动脉段长5cm。人工血管近端与主动脉壁或替换弓部的血管吻合。最早应用的支架血管长度在20-28cm间，远端的支架长22mm，每个支架相邻5mm以提供适当弹性。释放后用球囊导管扩张远端支架部分。这种方法结合了象鼻原理和介入支架血管的概念，能同时经胸骨正中切口完成。其优势在于它能锚定在降主动脉瘤壁的特定水平，促进象鼻血管与瘤壁间的血栓形成，如此避免了因降主动脉晚期的瘤变或破裂而可能进行的Ⅱ期手术。象鼻技术的发明者Borst将其命名为“Frozen”象鼻技术[12]。五、全程式支撑型象鼻技术 主动脉夹层的真腔往往狭小，置入人工血管较困难，而且软象鼻常会干扰分支动脉的血供。在行主动脉弓替换时，选用支撑型人工血管作为象鼻置人胸降主动脉内有如下优点：(1)支撑型人工血管释放前为压缩状态且需有鞘管支撑，置入时容易；释放后借助金属支架支撑不易扭曲、瘪塌。(2)金属支架膨胀后给予主动脉壁环形张力，可促进假腔闭合或隔绝瘤腔，避免了瘤腔或假腔内血栓脱落致远端栓塞；位置较固定不易移位。孙立忠等2003年开始采用全程式支撑型象鼻并结合四分支人工血管重建弓部的技术(孙氏手术)治疗主动脉瘤或夹层。其具体方法为：胸骨正中切口在左锁骨下动脉近端切开主动脉弓，支架血管（长约10cm，直径26-30mm）插入降主动脉真腔后，紧握轴柄并缓慢抽出固定线释放支架血管，然后将近端修剪以残留降主动脉边缘为外衬和四分支血管主干一起连续缝合。吻合完毕后用一分支开始恢复下半身的灌注并开始复温，再依次重建头臂血管及与近端升主动脉的吻合。支架血管两端均设计预留有1cm左右无支架裸区可供缝合[13]。孙立忠等2011年报道了107例急性A型主动脉夹层和89例慢性A型主动脉夹层经孙氏手术治疗的结果，显示支撑型象鼻技术治疗主动脉夹层围术期风险明显下降。在随访观察中，慢性主动脉夹层中支架周围假腔闭合率94.2％，急性性主动脉夹层中假腔自行闭合率95％[14]。支撑型象鼻技术的适应证：(1)主动脉夹层原发破内膜口在主动脉弓或其远端，夹层逆行剥离至弓部以近；(2)弓部或远端有动脉瘤形成；(3)头臂动脉有夹层剥离的主动脉夹层；（4）累及弓部的马凡综合征。目前在此基础上还有正在临床试验的带分支支架的支架象鼻血管。六、短象鼻技术 当A型夹层主动脉夹层破口位于升主动脉且弓部以远无内膜破口、头臂动脉未累及、弓部无扩张的简单病例，其传统手术方式为主动脉根部替换或升主动脉替换。有时此类夹层远端吻合口以远仍残留部分夹层病变，可利用短支架血管吻合于远端，以提高远端假腔的闭合率，加强远端吻合口吻合的强度。方法为在距离无名动脉3cm处横断升主动脉，远心端置入2cm长支架血管，保证支架远端应距无名动脉开口1cm以上，支架血管作为内衬与近端移植血管、远端升主动脉壁做“三明治”吻合。这样可避免了弓部操作和深低温停循环，止血容易，最适合急性期不能耐受大范围手术的夹层病人。另一种短象鼻用于左侧开胸部分胸主动脉替换时，方法为降主动脉近心端阻断后与人工血管吻合，在降主动脉远心端置入长约5cm的支撑型人工血管，再将其与降主动脉和人工血管一起吻合，但只适应于降主动脉无扩张或仅有近端扩张、中远端直径接近正常的B型夹层[15]。七、杂交象鼻技术 杂交象鼻技术指通过介入方法在降主动脉置入支架血管，开胸完成弓部及近端手术；或在象鼻手术的Ⅱ期介入下在降主动脉内置入覆膜支架血管覆盖锚定Ⅰ期手术时置入的象鼻血管远端[16]。由于Ⅱ期手术属于微创，可以大大缩短手术间隔时间，甚至同期完成，因此降低了手术间隔期内因动脉瘤破裂或夹层进展引起的死亡等风险。Greenberg等和Matsuda等分别报道了应用杂交象鼻技术治疗主动脉疾病的成功经验[17，18]。围术期主要的并发症有支架移位、内漏和分支动脉缺血等。随着技术的进步，又有许多更为细致的改进被运用到临床。Shimamura等研制了带分支的支撑型血管，其主体为聚酯纤维人工血管，远端内衬有Gianturco支架（William Cook Eruope A/S，Bjaeverskov， Denmark），近端带有1-3个分支并内衬有Palmatz支架（Cordis Endovascular System，Miami Lakes，Fla）。通过术前CT成像确定人工血管各段直径、降主动脉和头臂动脉锚定区的直径及头臂分支间的距离。动脉瘤一般选择比正常直径大10-15%的血管，主动脉夹层选择比真腔大5-10%的血管。具体方法为右侧腋动脉、股动脉插管灌注，左锁骨下动脉、左股动脉分别穿刺置入导丝；胸骨正中切口，在无名动脉与左颈总动脉间离断主动脉弓，将左锁骨下动脉、左股动脉穿刺导丝拉出穿入支架血管主干和分支，将支架血管伸入到降主动脉和相应头臂动脉，先释放左颈总和左锁骨下动脉的分支，然后再释放降主动脉内的支架血管主干，可用球囊确认充分释放。最后施行主干近端与主动脉弓远端切口缝合。若需全主动脉弓替换，则另采用带两分支的Dacron血管完成近端替换，其中一个分支用于灌注，另一个与无名动脉吻合[19]。 随着医疗水平的提高，主动脉瘤和夹层的临床就诊病例逐渐增多，象鼻技术在主动脉外科的应用也呈上升趋势。到目前为止，支撑型象鼻技术治疗主动脉夹层已取得良好的近中期效果，已在国内外各大中心开始逐渐取代传统的象鼻手术方法。结合微创技术的杂交象鼻技术降低了手术风险，有着乐观的应用前景。同时技术细节的不断改良能更好的促进象鼻技术的应用和发展。

急性主动脉夹层(acute aortic dissection，AAD)一直以来都是极具挑战性的临床急症，全球每年患病人数估测可达1．4～2千万¨ 。夹层破口大多位于升主动脉，占65％ ，弓部占10％ ，降主动脉20％ ，腹主动脉5％¨’ ，而且常可继发多个破口。产生血流动力学梗阻的机制可能有：分离的内膜和中层自血管壁附着处呈片状游离于真假腔之间，其漂浮摆动撞击血流；夹层覆盖或血管人口处血栓形成导致静态梗阻；扩大的假腔压迫真腔。经典的分类法Debakey和Standford分型均把夹层是否累及升主动脉作为诊断和治疗的标准，而孙立忠等 在Stanford分型基础上尝试对主动脉夹层的细化分型，有助于针对中国的病例特点制定具体的治疗方案。近30年来体外循环和脑灌注技术的革新尤其是近年微创介人技术的发展，使AAD的治疗效果得到明显改善，由此新的诊疗观点开始向传统观念提出挑战。山东大学齐鲁医院心外科赵鑫一、诊 断 AAD最初48h内每小时病死率达1％ ，约有6％的病人无疼痛感-o 。需要鉴别的疾病有急性冠状动脉综合征、心包炎、肺动脉栓塞或胆囊炎。目前常用经胸或食管超声、强化CT、MRI等确诊夹层，其诊断符合率近似，但对相关并发症的检测能力却互有差距。①x线胸片：对夹层的拟诊无特异性；② 心电图：严重胸痛和正常的心电图提示可能为远端夹层 ；③ 超声：经胸超声可发现合并或累及的心脏疾病，也可鉴别肺动脉栓塞等，经食管超声对主动脉弓部显示模糊，对远端夹层和伴有髂动脉或肠系膜上动脉受累的夹层却有确诊的价值 川；④cT血管成像(computertomograph angiography，CTA)：目前首选诊断方法，超薄CTA可对全主动脉包括髂动脉和股动脉进行扫描，能识别真假腔和提示分支血管的受累情况，三维重建技术能进一步加强诊断精确度；⑤ 血管内超声：用来帮助鉴别是否存在壁内血肿，可以准确描述分支血管出现灌注紊乱的生理学变化 ；⑥ 磁共振血管成像：用于对造影剂过敏或有肾功能不全的病例；⑦ 主动脉造影：创伤大，风险高，应用受限；⑧ 分子诊断：目前尚处于萌芽阶段，正在研究的有遗传学标志物、特异性基因缺陷等，这些生物学标志物有助于预警主动脉疾病发生的风险 ；⑨ 生化指标：如血浆D一二聚体的升高有一定的诊断价值 。二、保守治疗 AAD的首要处理措施依然是减低疼痛、控制血压和心率。正常或血压偏低的病人，用药前要对血容量、心包积液和心功能状态进行预测。一般将患者收缩压控制在120mmHg以下，但Stanford B型夹层有近2／3的病人高血压难以得到控制或对药物治疗无效¨ 。有严重血流动力学不稳定的病人常需行机械辅助通气，并立即行床旁超声或快速CT成像。超声诊断为心脏填塞可立即行开胸手术，此时若仅行经皮心包穿刺会加速出血和休克。对于AAD的幸存者，长期维持血压在较低状态至关重要。内科治疗的院内病死率约为10％ ，出现急性并发症而急症手术的病死率上升到1／3¨’ 。三、外科治疗 1．A型夹层：对近端A型AAD，外科目的主要是预防夹层破裂和心包填塞的发生，突发主动脉瓣关闭不全和急性冠状动脉梗阻同样需要外科紧急干预在主动脉瓣保持完整或可以成形的前提下，切除升主动脉的内膜撕裂部分用人工血管替换。当夹层扩大到主动脉弓或降主动脉，难以完整切除分离的内膜片，则需行部分或全主动脉弓置换。如果瓣叶完整可采用David或Yacoub主动脉瓣悬吊技术¨ ” 。在急症处理时对病例应慎重选择，由经验丰富、技术成熟的外科专家来施行。无主动脉根部扩张的夹层首先要明确主动脉瓣瓣叶交界的情况，其次是冠状动脉开口与夹层的关系。如果夹层危及到左右冠状动脉开口但尚未累及到血管，开口一般应予以保留；若开口完全剥脱则需要重新移植冠状动脉。冠状动脉开口撕裂的病例可用大隐静脉进行冠状动脉旁路移植术或Cabrol手术 。若主动脉瓣需要替换而冠状动脉开口完好，则可以施行Wheat手术。若术者经验技术有限或受条件限制，则采纳Bentall手术较为安全。尤其对马方综合征等引起的近端主动脉扩张的急性A型夹层，Bentall手术依然为广大术者所青睐。Stanford中心 15]报道提出，占20％～30％ 的病人在主动脉弓或降主动脉上存在未被识别的内膜裂口，导致远端主动脉可能需要再次手术。 2．主动脉弓部夹层：目前探讨的重点集中在对弓部替换的最佳时机判断。30％ 的AAD病人可伴有弓部撕裂，如果撕裂的破口横跨主动脉弓，替换弓时则有必要提前决定人工血管的长度，使其超越撕裂平面。当发现破口分布广泛且跨越横行主动脉弓或者以前伴有弓部瘤的AAD，行次全或全弓替换手术时需将部分或全部头臂动脉联接到人工血管上。采用人工四分支血管，能够切除病变的头臂血管，也可减少术后残留的弓部再扩张，降低了二次手术的可能性。象鼻技术大大简化了降主动脉的Ⅱ期人工血管替换术。Stanford A型夹层中，当内膜原发破口位于弓部或降主动脉且弓部分支严重受累时，可采用主动脉弓替换结合支撑型象鼻技术；反向象鼻技术指将人工血管内翻成双层，外层用于胸腹主动脉替换，内层用于Ⅱ期手术时主动脉弓部的替换，主要适应于胸腹主动脉有先兆破裂的病例；如果病变范围更加广泛，则可以采用胸主动脉近远侧分别施行反向和顺向的双向象鼻手术。当前最流行的是通过经股动脉穿刺的介入技术行人工血管覆膜支架种植取代Ⅱ期的开放手术。主动脉弓修复或远端开放吻合大多是在深低温停循环(deep hypothermic circulatory arrest，DH—CA)和或选择性脑血管灌注(selective cerebral perfu—sion，SCP)下进行的。DHCA并不能减少AAD的早期并发症，也不能提高术后生存率。顺行SCP以其更加符合生理性的灌注，明显降低神经系统的并发症，延长了手术安全时限，能明显改善A型AAD病人术后生存率，但在感染、创伤性、累及头臂血管的夹层或伴有颈动脉或头臂血管病变等病人应用限，但因夹层很少侵犯到腋动脉，故以上病人可采用腋动脉插管。逆行性脑灌注因不符合生理学模式、灌注压力难以掌握、容易破坏血脑屏障等临床应用争议颇大；但其可维持脑低温和排除脑循环中的气血栓，依然有临床应用的优势。 3．B型夹层：对B型夹层以往常采取保守治疗，这是因为一直未能证实外科修复对稳定型患者的治疗效果较内科或介人治疗优越，但对已形成动脉瘤的B型夹层仍要考虑急症外科手术。随着近年来手术技术的提高和治疗效果的明显改善，外科基础上的治疗方案又开始彰显魅力，其目的在于预防或减轻危及生命的并发症。当前认为针对B型夹层并发症的外科处理最好采用主动脉重建，处理原则是尽可能切除病变区域的前提下替换尽可能短的主动脉片段，近远端的吻合应在主动脉直径正常或接近正常处。纠正内脏、肾和下肢缺血的初期外科治疗包括主动脉开窗术、侧支血管转流和临时解剖分流，可根据病例特点合理选择。开窗术或转流术的最大缺陷是不能发现最重要的病理变化—— 主动脉破口，而且还增加了主动脉的损伤，难以早期诊断内脏缺血。腹腔动脉、肠系膜上下动脉、肾动脉和髂动脉的血管重建对恢复重要器官的供血和改善预后很重要，四分支人工血管的应用和吻合技术的优化设计简化了外科操作。对肋问动脉的处理是一个极具潜力的革新领域，传统理念支持尽可能多的重建肋间血管以减少下肢瘫痪的风险。孙立忠等将第6～12对肋间动脉开口处的胸主动脉成形为一管道再与人工血管分支吻合，进一步简化了吻合技术。但当前的影像学技术并不能证实肋问动脉的重建可预防截瘫发生，有资料显示这种重建经常是不必要的，而新型的脊髓灌注方法可能才是最有效的。四、介入治疗 高龄、结缔组织紊乱、主动脉病变扩大、内脏或脑缺血等使外科手术风险增加。介入治疗包括开窗术、内脏血管支架和血管内支架种植，这些方法改善了病人的生理状态，避免了外科重建。即使近端夹层在手术时机成熟之前采用支架或开窗术也可以保证重要分支血管的血供。一些中心提倡介入治疗仅用于当患者出现明确并发症时，但其他一些中心则坚信其适应于各种非复杂型夹层病人的早期以避免其产生晚期并发症。对介入治疗存在的分歧主要源于对其治疗效果的耐久性和风险利益比的认识不够。 1．开窗术和支架替换的适应证：适应于灌注紊乱综合征、内膜塌陷、侧支血管梗阻或假腔逐渐扩大等造成的血流动力学异常。治疗目的包括闭合夹层破口，诱导主动脉重塑、假腔血栓形成，恢复侧支血流。开窗术大大增加了假腔内的血流量，因而增加了主动脉破裂的风险，而且假腔内血栓外溢可造成外周栓塞。避免假腔扩大和瘤性扩张最有效的方法是支架血管封闭近端破口，通过血栓形成和主动脉重塑使假腔减压和缩小。带孔支架可以建立主动脉分支的血供，当分支动脉与向其供血的主动脉腔间存在明显的压力梯度时支架种植才有意义。 2．治疗效果：精确的放置能有效固定夹层游离壁而稳定血流动力学状态，血流量恢复后对主动脉真腔横断面和腔内压力的评估很重要。截瘫已相当少见，主要见于使用多个支架血管的病例。短期随访结果令人满意，影像学显示破口能被封闭，主动脉直径逐渐缩小，1年生存率>90％ 。病人在支架种植术后可出现一些炎症反应，可自行消失或经非类固醇类药物治疗后好转。原先的破口被忽略常会导致初次治疗失败，晚期残余漏也时有发生。开窗和支架有时可导致真假腔内血流动力学的不良改变，如此可再次行介入处理。与介入治疗本身相关的死亡事件并不常见，术后病死率很大程度上决定于治疗前器官缺血的严重程度和持续时间。五、远期的随访和治疗 经内科治疗幸存的AAD病人估计有1／3将来会出现夹层扩张、主动脉瘤形成或主动脉破裂，外科缝合缘和距其小距离范围内的主动脉扩张、夹层或破裂普遍存在。高血压、高龄、主动脉形态异常和潜在假腔都是罹患AAD的高风险因素，与马方综合征整个发病谱相同。B受体阻滞剂的应用是内科治疗的里程碑，治疗指南推荐逐渐增加静脉滴入的剂量，一般病人血压维持在<135／80rnmHg，马方综合征的病人维持<130／80mmHg。外科手术或支架血管种植术后，对主动脉连续成像观察能及时发现病情变化。随访检查建议接受放射线的时间间隔为1、3、6、9和12个月，此后每年1次。影像学检查不能简单地局限于初始病变范围，因为夹层和瘤的形成可以发生在主动脉的任何部位。马方综合征的病人升主动脉直径扩大到5～5．5cm是外科适应证，>5．5～6．0cm的主动脉可确定行外科手术，所有类型的病人若远端主动脉扩张>6．0cm也应施行外科手术。心血管病发病群体中主动脉疾病的发病率和就诊率正不断上升，迫切需要运用早期的生物标志和主动脉壁功能成像来进行早期诊断。治疗上体外循环和外科技术不断改进优化使手术安全性明显提高，当前结合了外科和介入技术的治疗方案即所谓的杂交技术正被推广采纳，进一步扩大了AAD的治疗范围，改善了治疗效果，提高了近中期的生存率。心脏病学家应当不断改进AAD的诊断和分类方法，形成具体治疗分配网络和定位系统，优化统一的随访程序，有必要建立一个多学科综合团队，对主动脉疾病进行前瞻性登记注册并验证回顾性的观察结果，以不断改进诊疗策略。参考文献1 Atkins MD ，Black JH ，Cambria RP．Aortic dissection：perspectives inthe era of stent—graft repair．J Vase Surg，2006，43(Suppl A)：30A一43A2 Lauterbach SR，Cambria RP，Brewster DC，et a1． Contemporary man—agement of aortic branch compromise resulting from acute aortic dis—section．J Vase Surg，2001．33：1185—11923 Hagan PG， Nienaber CA ，Isselbacher EM 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