CN106075729A

CN106075729A - 一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置

Info

Publication number: CN106075729A
Application number: CN201610378783.6A
Authority: CN
Inventors: 许江涛; 王珈璐; 张瑞智; 伍民顺
Original assignee: Xian Jiaotong University
Current assignee: Xian Jiaotong University
Priority date: 2016-05-31
Filing date: 2016-05-31
Publication date: 2016-11-09
Anticipated expiration: 2036-05-31
Also published as: CN106075729B

Abstract

本发明公开了一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，包括与心脏起搏器阳极和阴极连接的心脏电压获取电路，心脏电压获取电路与心脏电压存储电路连接；所述心脏电压获取电路连接心脏起搏器的阳极和阴极，心脏电压获取电路输入恒定电流，在心脏上产生一个反应心脏阻值的电压；所述心脏电压存储电路存储所述反应心脏阻值的电压。能够实时准确检测心脏阻值，通过心脏阻值可初步判断起搏电极是否发生脱位、电极导线折断等故障。此外，根据心脏阻值的变化判断人体的运动状态，从而提供更加适合病人的心脏刺激方案。当然，这一应用要求对心脏阻值测试的精度更高。

Description

一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，涉及一种心脏起搏器辅助装置，尤其是一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置。

背景技术

目前，中国有几千万心动过缓、心律不齐、传导阻滞的病人依靠心脏起搏器维持生命的延续。植入式心脏起搏器时刻监控心跳，必要时通过与心肌接触的起搏电极发出刺激脉冲信号，以保证心脏按正常节律跳动。心脏起搏器成功地治疗了缓慢性心律失常，挽救了成千上万患者的生命，与此同时，安置起搏器存在一定风险。若起搏器或电极导线出现故障，可能会引起各种意外和并发症，给患者造成生理和心理伤害。植入式心脏起搏器电极导线在体内会随心搏和肢体运动一直处于不断被伸缩、弯曲、扭转和挤压的状态，可以说电极导线是起搏系统中最脆弱的部分，也是起搏器可预见发生故障概率最高的部分之一。电极脱位、电极导线折断或绝缘层破裂是最常见的故障形式。出现此类电极导线故障的后果将会是起搏器感知不良、无起搏脉冲输出、不能夺获等，因此对使用者生命造成了严重威胁。尽早发现以及避免上述故障能让使用者有效的规避风险。现阶段起搏器故障检测对大多数没有主诉症状或仅有轻微症状的患者最普遍的做法是通过心电图检查实现。使用该方法判断起搏器异常必须具备分析心电信号的专业知识和丰富经验的同时，还必须要了解起搏器的各项参数、功能，并收集可供分析的异常数据才能够找到出现异常原因并制定解决方案，操作复杂，费时费力。

发明内容

本发明的目的在于克服上述现有技术的缺点，提供一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置。该装置能够实时准确检测心脏阻值，提供植入电极的实时物理状态和相应的心脏生理参数，且该装置结构简单，功耗低。

本发明的目的是通过以下技术方案来实现的：

这种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，包括与心脏起搏器连接的心脏电压获取电路，心脏电压获取电路与心脏电压存储电路连接；所述心脏电压获取电路连接心脏起搏器的阳极和阴极，心脏电压获取电路输入恒定电流，在心脏上产生一个反应心脏阻值的电压；所述心脏电压存储电路存储所述反应心脏阻值的电压，并将该电压进行放大。

更进一步的，本发明的特点还在于：

其中心脏电压存储电路为开关电容放大电路，且心脏电压存储电路还连接A/D转换器。

其中心脏电压存储电路将存储的电压进行放大，放大后的电压通过A/D转换器生成心脏阻值数字码。

其中心脏电压获取电路包括与心脏起搏器阳极连接的第一MOS管和第二MOS管；与心脏起搏器阴极连接的第十一MOS管和第十二MOS管；且心脏起搏器的阳极和阴极两端分别通过一个MOS管接入恒定电流。

其中恒定电流的值为50μA，且恒定电流从心脏起搏器阳极流经心脏从心脏起搏器阴极流出，或恒定电流从心脏起搏器阴极流经心脏从心脏起搏器阳极流出。

其中心脏电压存储电路包括与心脏电压获取电路连接的2个相同的开关电容放大模块。

其中开关电容放大模块包括1个放大器，放大器的正极通过MOS管与心脏电压获取电路连接，放大器的负极通过电容和MOS管与心脏电压获取电路连接，放大器的负极还通过MOS管与放大器正端基准电压连接，放大器的输出端还连接有若干MOS管。

其中测试装置包括至少20个MOS管，至少6个电容，至少2个逻辑门和2个放大器。

其中MOS管由三极晶体管替换，其中三极管的基极替换为MOS管的栅极，三极管的集电极替换为MOS管的漏极，三极管的发射极替换为MOS管的源极。

本发明的有益效果是：该装置能够实时准确的检测到反应心脏阻值的电压，通过心脏阻值可初步判断起搏电极是否发生脱位、电极导线折断等故障；并且根据心脏阻值变化来判断人体的运动状态，从而提供更加适合病人的心脏刺激方案。

更进一步的，本发明还具有以下有益效果：

电路结构所采用的开关电容电路具备放大功能，有效的减小了注入心脏电流，能够避免长时间持续电流流过心脏造成的损伤；

开关电容电路具有的电压相减功能将采样的心脏阳极和阴极电压差值进行放大，能够在低功耗情况下实现更加精确检测反映心脏阻值的电压，提高心脏阻值测量精度；

采用的开关电容放大电路可以建立合适的输出共模电压，放大后心脏电压能够抬升至A/D转换器输入电压范围内；

采用正、逆双向阻值测试方法，有效避免了电流单向流过心脏造成的电荷积累，这种利用生物阻值测量技术提取设备可靠性信息和心脏生理参数信息的方法，对人体安全无创，没有任何副作用；

在心脏阻值测量中，流经心脏的电流不会引起诸如心颤等严重后果；并且检测标准电流流过心脏两端产生的电压差，排除通路中诸如开关等引入的误差，以保证阻值测试的准确性；使用的基准电流为50μA，其在心脏阻值(约200Ω～4000Ω)上产生的压降较小，因此对该电压放大避免使用高精度的模数转换器。

本发明所提出电路采用开关电容技术，结构简单、精度高，且容易集成于起搏器专用芯片中。

附图说明

图1为本发明的结构示意图；

图2为本发明电路原理图；

图3为本发明的电路时序图；

图4为本发明中心脏阻值电压的仿真结果图；

图5为本发明中心脏阻值电压放大后的仿真结果图。

图中：1为恒定电流源；2为心脏电压获取电路；3为心脏电压存储装置；4为A/D转换器；I_REF为恒定电流源；M为MOS管；C为电容；A为放大器；P1为第一MOS管栅极控制译码电路的输出；P1N为第一MOS管栅极经反向器输出端；V_REF为放大器基准电压；P3为第十一MOS管栅极控制译码电路的输出；P3N为第十一MOS管栅极经反向器输出端；P2为第零MOS管栅极控制译码电路的输出；V_P为心脏阻值正向电压；V_N为心脏阻值逆向电压；EN1为第一放大器使能信号；EN2为第二放大器使能信号。

具体实施方式

下面结合附图对本发明做进一步详细描述：

本发明提供了一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，参见图1，包括心脏电压获取电路2，心脏电压获取电路2与心脏起搏器的阳极和阴极连接；心脏电压获取电路2与恒定电流源1连接；恒定电流源1通过向心脏起搏器阳极或阴极输入一个恒定电流，获取能够反应心脏阻值的电压，并将该电压传给心脏电压存储装置3；心脏电压存储装置3存储获取到的电压并且对其进行放大，然后传递给A/D转换器4，A/D转换器4生成电压阻值数字码。

参见图2，心脏电压获取电路包括漏极连接在恒定电流源1一端的第一MOS管、第零MOS管和第十一MOS管，其中第一MOS管、第零MOS管和第十一MOS管的栅极分别连接与其对应的控制译码电路的输出P1、P2和P3；第一MOS管的源极连接起搏器阳极，第零MOS管接地，第十一MOS管连接起搏器的阴极；第二MOS管的漏极与第一MOS管源极相连接，第二MOS管的栅极与第十一MOS管栅极相连接，第二MOS管的源极接地；第十二MOS管的漏极与第十一MOS管源极相连接，第十二MOS管的栅极与第一MOS管栅极相连接，第十二MOS管的源极接地。

参见图2，心脏电压存储装置3为开关电容放大电路，其包括2个相同的开关电容放大模块，1个开关电容放大模块包括至少9个MOS管、1个逻辑门、至少3个电容和1个放大器。其中第三MOS管的漏极与第四MOS管源极和第一电容右极板相连接，第三MOS管的栅极与第一MOS管栅极相连接，第三MOS管的源极与第一MOS管源极和第二MOS管漏极相连接；第四MOS管的漏极与第一放大器正端相连接，第四MOS管的栅极与第一MOS管栅极经反向器输出端相连接，第四MOS管的源极与第三MOS管漏极和第一电容右极板相连接；第五MOS管的漏极与第八MOS管的漏极、第十MOS管的源极、第一电容的左极板、第三电容的右极板和第一放大器的负端相连接，第五MOS管的栅极与第一MOS管栅极经反向器输出端相连接，第五MOS管的源极与第六MOS管的源漏极和第二电容的右极板相连接；第六MOS管的源漏极与第二电容右极板共接，第六MOS管的栅极与第一MOS管栅极经反向器输出端相连接；第七MOS管的漏极与第六MOS管的源漏极相连接，第七MOS管的栅极与第一MOS管的栅极相连接，第七MOS管的源极与第十一MOS管的源极和第十二MOS管的漏极相连接；第八MOS管的漏极与第五MOS管的漏极、第十MOS管的源极、第一电容的左极板、第三电容的右极板和第一放大器的负端相连接，第八MOS管的源极与第九MOS管的漏极和第二电容的左极板相连接，第八MOS管的栅极与第一MOS管的栅极相连接；第九MOS管的漏极与第八MOS管的源极和第二电容的左极板相连接，第九MOS管的栅极与第一MOS管的栅极经反向器输出端相连接，第九MOS管的源极与第一放大器的正端基准电压相连接；第十MOS管的漏极与第一放大器的输出端和第三电容的左极板相连接，第十MOS管的栅极与第一MOS管的栅极相连接，第十MOS管的源极与第八MOS管漏极和第三电容右极板相连接。

在开关电容放大模块中还能够使用三极晶体管代替MOS管，其中三极晶体管的基极代替MOS管的栅极，三极晶体管的集电极代替MOS管的漏极，三极晶体管的发射极代替MOS管的源极。并且2个开关电容放大模块对称的设置在心脏电压获取电路的两侧。

下面通过在ADE(模拟集成电路设计自动化仿真软件)仿真环境下进行仿真测试：

上述电路级别仿真采用HHNEC 0.35μm BCD工艺，并使用Cadence公司的Spectre工具在ADE仿真环境下进行仿真测试，电路工作的电源电压为2.8V。

如图2所述的心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其具体工作过程包括：心脏阻值电压的产生，心脏阻值电压的采样，心脏采样电压的放大。其具体实现过程为：首先P1、P2、P3、EN1、EN2产生如图3所示的时序控制逻辑；当EN1和EN2由低电平被置位为高电平时，2个放大器被使能，EN1使能信号持续6ms，EN2使能信号持续12ms，期间经过开关电容电路被放大的输出电压作为后级A/D转换的输入电压被转换成相应的数字码；同时P1信号的高电平开启第一、第三、第七、第八、第十、第十二MOS管，50μA恒定电流从起搏器阳极经心脏流至起搏器阴极，在电极间产生一个反映心脏阻值的电压，该正向电流注入时间为30μs，采样的心脏阳极电压和心脏阴极电压会被分别存储在C1和C2电容上，其中第六MOS管为第七MOS管的dummy管，用来减弱电荷注入和时钟馈通效应的影响。

经过30μs后，P1信号由高电平拉低，P1N信号由低电平拉高，此时第四、第五、第六、第九MOS管开启，开关电容电路工作在放大模式，将心脏阳极与阴极电压之差放大C1/C3倍输出，本实例中C1/C3为4，为了减小流过心脏的基准电流或提高阻值测试的分辨率，可以通过调节电容比值增大该放大倍数，经开关电容电路放大后的心脏阻值电压V_P可由下式表示：

V_P＝V_REF+(C1/C3)*(V_阳-V_阴)

其中V_REF为放大器正端电压约为1V，偏置电压均由片上电压基准产生。典型的心脏阻值在500～4K欧姆，所产生的采样电压V_阳约为25mV～200mV，V_阴约为2mV，所产生的V_P约为1.1V～1.8V，该输出范围满足所设计的A/D转换器共模输入范围，在EN1信号拉高的6ms期间，通过A/D转换器生成可供分析的心脏阻值数字码。

P2信号在P1信号下降的同时由低电平拉高，第零MOS管开启，电流源对地泄放以保护心脏，该保护时间系统规定为15μs。

P3信号在P2信号下降的同时由低电平拉高，此时第十一、第十三、第十七、第十八、第二十、第二MOS管开启，50μA恒定电流从起搏器阴极经心脏流至起搏器阳极，逆向电流注入时间为30μs，逆向电流注入过程结束。此后P3信号由高电平拉低，P3N信号由低电平拉高，此时第十四、第十五、第十六、第十九MOS管开启，所采样的差分心脏阻值电压经放大后输出，在EN2信号拉高的后6ms期间，进行A/D转换，该逆向阻值测试电路结构、工作过程与正向阻值测试过程类似。

图4为心脏电压产生电路的仿真结果。包括在相同2.8V电源电压下，500、1K、2K、4K欧姆心脏电阻负载的正向30μs和逆向30μs心脏阻值电压的仿真结果。在不同心脏电阻负载情况下，所产生的正向阴极、逆向阳极电压均为1.855mV；在500欧姆心脏电阻负载情况下，所产生的正向、逆向心脏阻值电压分别为33.28mV和33.26mV，由于系统功能定义，该电路与起搏器阴阳极连接时需要通过极性选择开关电路，所以与理论值25mV相差约8.3mV，其他阻值仿真结果有相同固定误差，因此，可在心脏电压与心脏阻值标定过程中消除此固定误差。在1K、2K、4K欧姆心脏电阻负载情况下，所产生的正向、逆向心脏阻值电压分别为58.30mV和58.25mV，108.3mV和108.2mV，208.3mV和208.1mV，减去固定误差后与理论值50mV、100mV、200mV一致。由电流注入通路上第二、第十二MOS管寄生电阻所产生的电压误差，被运放的反相输入端检测并在输出中减去，保证了阻值测试的准确性。

图5为心脏阻值电压经过开关电容电路放大后的仿真结果。包括在相同2.8V电源电压下，500、1K、2K、4K欧姆心脏电阻负载的正向和逆向心脏阻值电压放大后的仿真结果。在500欧姆心脏电阻负载情况下，采样心脏电压差为31.43mV，在共模基础上放大4倍后为1.126V，实际所产生的放大后正向、逆向心脏阻值电压分别为1.142V和1.141V，与理论值相差16mV左右，这是由于放大器开环增益不是无穷大引起的固定增益误差，此时开关电容放大电路的闭环增益并不是理想值4，而是3.935，其他阻值仿真结果也有相同固定增益误差；在1K欧姆心脏电阻负载情况下，所产生的放大后正向、逆向心脏阻值电压分别为1.240V和1.238V，与500欧姆心脏电阻负载情况下正向、逆向心脏阻值电压差为98mV和97mV，50μA电流在电阻差值为500欧姆的电阻上产生25mV电压差，放大3.935倍后为98mV，与理论分析相吻合；在2K欧姆心脏电阻负载情况下，所产生的放大后正向、逆向心脏阻值电压分别为1.437V和1.434V，与1K欧姆心脏电阻负载情况下正向、逆向心脏阻值电压差为197mV和196mV，50μA电流在电阻差值为1K欧姆的电阻上产生50mV电压差，放大3.935倍后为197mV，与理论分析相吻合；在4K欧姆心脏电阻负载情况下，所产生的放大后正向、逆向心脏阻值电压分别为1.830V和1.826V，与2K欧姆心脏电阻负载情况下正向、逆向心脏阻值电压差为393mV和392mV，50μA电流在电阻差值为2K欧姆的电阻上产生100mV电压差，放大3.935倍后为394mV，与理论分析相吻合。电平转换精度高，保证了阻值测试功能的精确性。

综上所述，本发明能够准确、实时测量心脏阻值，进而通过对阻值分析以监测植入的心脏电极是否松动、脱落，电极导线是否折断，绝缘层是否破损等状况；同时电路结构简单，功耗低，实现了心脏阻值测试功能在起搏器产品中的集成。同时采用正、逆双向阻值测试方法，避免电流单向流过心脏造成的电荷积累。利用生物阻值测量技术提取设备可靠性信息和心脏生理参数信息的方法，对人体安全无创，没有任何副作用。

Claims

1.一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，包括与心脏起搏器连接的心脏电压获取电路，心脏电压获取电路与心脏电压存储电路连接；

所述心脏电压获取电路连接心脏起搏器的阳极和阴极，心脏电压获取电路输入恒定电流，在心脏上产生一个反应心脏阻值的电压；

所述心脏电压存储电路存储所述反应心脏阻值的电压，并将该电压进行放大。

2.根据权利要求1所述的一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述心脏电压存储电路为开关电容放大电路，且心脏电压存储电路还连接A/D转换器。

3.根据权利要求2所述的一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述心脏电压存储电路将存储的电压进行放大，放大后的电压通过A/D转换器生成心脏阻值数字码。

4.根据权利要求1-3任意一项所述的应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述心脏电压获取电路包括与心脏起搏器阳极连接的第一MOS管和第二MOS管；与心脏起搏器阴极连接的第十一MOS管和第十二MOS管；且心脏起搏器的阳极和阴极两端分别通过一个MOS管接入恒定电流。

5.根据权利要求4所述的一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述恒定电流的值为50μA，且恒定电流从心脏起搏器阳极流经心脏从心脏起搏器阴极流出，或恒定电流从心脏起搏器阴极流经心脏从心脏起搏器阳极流出。

6.根据权利要求1-3任意一项所述的应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述心脏电压存储电路包括与心脏电压获取电路连接的2个相同的开关电容放大模块。

7.根据权利要求6所述的一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述开关电容放大模块包括1个放大器，放大器的正极通过MOS管与心脏电压获取电路连接，放大器的负极通过电容和MOS管与心脏电压获取电路连接，放大器的负极还通过MOS管与放大器正端基准电压连接，放大器的输出端还连接有若干MOS管。

8.根据权利要求7所述的一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述测试装置包括至少20个MOS管，至少6个电容，至少2个逻辑门和2个放大器。

9.根据权利要求8所述的一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量装置，其特征在于，所述MOS管由三极晶体管替换，其中三极管的基极替换为MOS管的栅极，三极管的集电极替换为MOS管的漏极，三极管的发射极代替MOS管的源极。