一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量电路及其测量方法

摘要

本发明公开了一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量电路及其测量方法，该电路包括心脏电压采样电路、电平移动电路和A/D转换电路；所述心脏电压采样电路的输入端一端连接心房/心室的起搏器阳极和恒流源，另一端连接心房/心室的起搏器阴极，心脏电压采样电路的输入端之间连接有心脏负载电阻；心脏电压采样电路的输出端连接至电平移动电路的输入端，所述电平移动电路的输出端连接至A/D转换电路的输入端。本发明能够准确检测实时心脏阻值，提供包括植入电极的实时物理状态和相应的心脏生理参数，并且其结构简单，功耗消耗低，且经过正反两次测量达到电中性避免了净电荷积累。

说明书

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，涉及心脏阻值测量技术，尤其是一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量电路及其测量方法。

背景技术

植入心脏起搏器已经成为治疗严重心律失常的常规治疗手段，其临床应用日益广泛，并取得了显著疗效。在挽救了成千上万患者生命的同时，由于安置起搏器后易引起各种意外和并发症，尤其是起搏器故障(一般指起搏系统的机械故障，包括起搏器和电极导线故障)，给患者造成长久的身体和心理的伤害。在引起起搏器故障的原因中除去医源性和患者自身心肌病变等因素，由于起搏电极引起的故障占了相当的比例，一般包括起搏电极脱位和电极导线折断或绝缘层破裂。这些由电极导线产生的故障可能会导致起搏器感知不良、无起搏脉冲输出、不能夺获等系统功能失效。为了能够尽早发现以至避免这些故障，多数患者在没有主诉症状或仅有轻微症状时，通过心电图检查发现异常已成为如今常规的检测方法。然而该方法首先必须具备分析心电信号的专业知识以判断起搏电极是否发生故障，同时需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出异常原因并制定解决方案，操作复杂，费时费力。一种应用于心脏起搏器，通过测量起搏阴阳电极间心脏阻值来判断电极物理状态的心脏阻值测量电路在本发明中被提出，该电路能够准确检测实时心脏阻值，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：如阻值很低则考虑绝缘层破损；如阻值很高，则考虑起搏电极脱落或电极导线折断。

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电路及其测量方法，其能够准确检测实时心脏阻值，提供包括植入电极的实时物理状态和相应的心脏生理参数，并且其结构简单，功耗消耗低，且经过正反两次测量达到电中性避免了净电荷积累。

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电路，包括心脏电压采样电路、电平移动电路和A/D转换电路；所述心脏电压采样电路的输入端一端连接心房/心室的起搏器阳极和恒流源，另一端连接心房/心室的起搏器阴极，心脏电压采样电路的输入端之间连接有心脏负载电阻；心脏电压采样电路的输出端连接至电平移动电路的输入端，所述电平移动电路的输出端连接至A/D转换电路的输入端。

进一步，在所述心脏电压采样电路中：包括漏端共接在恒流源一端的第零MOS管、第一MOS管、第八MOS管；其中第一MOS管、第零MOS管、第八MOS管的栅端分别接其对应的控制译码电路的输出，源端分别接起搏器心房电极的阳极、地、起搏器心房电极的阴极；第二MOS管的漏端与第一MOS管源端相连接，栅端与第八MOS管栅端相连接，源端与地相连接；第九MOS管漏端与第八MOS管源端相连接，栅端与第一MOS管栅端相连接，源端与地相连接；第三MOS管的漏端 与第一MOS管源端和第二MOS管漏端相连接，栅端与第一MOS管栅端相连接，源端与第一电容上极板相连接；第四MOS管的源漏端与第一电容上极板共接，栅端与第一MOS管栅端经反向器输出端相连接，其中第一电容下极板接地；第十MOS管的漏端与第八MOS管源端和第九MOS管漏端相连接，栅端与第八MOS管栅端相连接，源端与第二电容上极板相连接；第十一MOS管的源漏端与第二电容上极板共接，栅端与第八MOS管栅端经反向器输出端相连接，其中第二电容下极板接地。

进一步，在所述电平移动电路中：第五MOS管的栅端与第一电容上极板相连接，漏端接地，源端与第六MOS管漏端共接作为电平移动后心脏阻值测量电路模拟信号的输出端；第六MOS管的栅端与对应的控制译码电路相连接，源端与第七MOS管漏端相连接；第七MOS管的栅端与对应电平相连接，源端与第一单位增益缓冲器输出端相连接；所述第一单位增益缓冲器与第六MOS管共接相同的控制译码信号，第一单位增益缓冲器的输入与对应的电平相连接；第十二MOS管的栅端与第二电容上极板相连接，漏端接地，源端与第十三MOS管漏端共接作为电平移动后心脏阻值测量电路模拟信号的输出端；第十三MOS管的栅端与对应的控制译码电路相连接，源端与第十四MOS管漏端相连接；第十四MOS管的栅端与对应电平相连接，源端与第二单位增益缓冲器输出端相连接；所述第二单位增益缓冲器与第十三MOS管共接相同的控制译码信号，输入与对应的电平相连接。

本发明还提出一种基于上述心脏阻值测量电路的测量方法，具体包 括以下步骤：

(1)当发放心脏阻值测试命令后，外部数字译码电路产生相应的时序控制逻辑EN1、EN2、P1、P2、P3；其中EN1信号为心脏阻值测量电路正向通路中的单位增益缓冲器和电平移动电路的使能信号；EN2信号为心脏阻值测量电路逆向通路中的单位增益缓冲器和电平移动电路的使能信号；P1信号为心脏阻值测量电路正向通路中的心脏阻值电压采样电路的时序控制信号，该信号持续30us；P2信号为心脏阻值测量电路中心脏阻值电压采样电路正逆向采样期间电流源对地泄放的时序控制信号，该信号持续15us；P3信号为心脏阻值测量电路逆向通路中的心脏阻值电压采样电路的时序控制信号，该信号持续30us。当EN1由高电平被置位为低电平时，单位增益缓冲器A1和第六MOS管被使能，第五MOS管构成的源随器开启，其间经过源随器被抬升的输出电平会作为后级A/D转换的输入电压被转换成相应的数字码；同时开启第一MOS管、第九MOS管、第三MOS管，恒定电流从起搏器阳极经心脏流至心脏起搏器阴极，在电极间产生一个反映心脏阻值的电压，采样的心脏阻值电压会被存储在电容上，其中第四MOS管为第三MOS管的dummy管以消除电荷注入和时钟馈通效应；第五MOS管采用和第七MOS管相同的宽长比以获得相同的栅源电压，所产生的经源随器电平移动后的心脏的阻值电压V_RES1由下式表示：V_RES1＝V1+V_REFP-V_REFN

其中，V1为采样电压，V_REFN为第七MOS管的栅端电压，V_REFP为其源端电压由单位增益缓冲器的输出电压产生，偏置电压均由片上电压基准产生；通过A/D转换器生成可供分析的心脏阻值数字码；

(2)30us结束后，P1信号由高电平拉低，恒定电流注入过程结束，所采样的心脏阻值电压经源随器输出后在EN1信号拉低的6ms期间进行A/D转换；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；P3信号在P2信号下降的同时由低电平拉高，此时第八MOS管、第二MOS管、第十MOS管开启，100uA恒定电流从起搏器阴极经心脏流至心脏起搏器阳极，逆向电流注入时间为30us，此后P3信号由高电平拉低，逆向电流注入过程结束，所采样的心脏阻值电压经源随器输出后在EN2信号拉低的6ms期间进行A/D转换。

进一步，上述步骤(1)中，使能信号持续6ms。

进一步，上述步骤(1)中，步骤(1)中，所述恒定电流为100uA，注入时间为30us。

进一步，上述步骤(2)中，保护心脏的时间为15us。

本发明与现有技术相比，具有以下有益效果：

本发明提出了一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量电路及其测量方法，该电路结构简单，功耗低，实现了心脏阻值测量功能的集成化，所检测的心脏阻值参数可以用于判断植入电极是否从心脏脱位、电极导线是否折断、绝缘层是否破损等故障；并提供相应的心脏生理参数。同时该电路结构能够避免长时间持续电流通过心脏造成的损伤；采用的正、逆双向阻值测试方法能够避免电流单向流过心脏造成的电荷积累。这种利用生物电阻抗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。

附图说明

图1为心脏阻值测量的原理图；

图2为心脏阻值测量的电路原理图；

图3为图2所示电路中心脏阻值电压的仿真结果图；

图4为图2所示电路中心脏阻值电压经电平移动的仿真结果图。

具体实施方式

参见图1：本发明首先提出一种应用于心脏起搏器的心脏阻值测量电路：包括心脏电压采样电路、电平移动电路和A/D转换电路；所述心脏电压采样电路的输入端一端连接心房/心室的起搏器阳极和恒流源，另一端连接心房/心室的起搏器阴极，心脏电压采样电路的输入端之间连接有心脏负载电阻；心脏电压采样电路的输出端连接至电平移动电路的输入端，所述电平移动电路的输出端连接至A/D转换电路的输入端。在所述心脏电压采样电路中：包括漏端共接在恒流源一端的第零MOS管、第一MOS管、第八MOS管；其中第一MOS管、第零MOS管、第八MOS管的栅端分别接其对应的控制译码电路的输出，源端分别接起搏器心房电极的阳极、地、起搏器心房电极的阴极；第二MOS管的漏端与第一MOS管源端相连接，栅端与第八MOS管栅端相连接，源端与地相连接；第九MOS管漏端与第八MOS管源端相连接，栅端与第一MOS管栅端相连接，源端与地相连接；第三MOS管的漏端与第一MOS管源端和第二MOS管漏端相连接，栅端与第一MOS管栅端相连接，源端与第一电容上极板相连接；第四MOS管的源漏端与第一电容上极板共接， 栅端与第一MOS管栅端经反向器输出端相连接，其中第一电容下极板接地；第十MOS管的漏端与第八MOS管源端和第九MOS管漏端相连接，栅端与第八MOS管栅端相连接，源端与第二电容上极板相连接；第十一MOS管的源漏端与第二电容上极板共接，栅端与第八MOS管栅端经反向器输出端相连接，其中第二电容下极板接地。在所述电平移动电路中：第五MOS管的栅端与第一电容上极板相连接，漏端接地，源端与第六MOS管漏端共接作为电平移动后心脏阻值测量电路模拟信号的输出端；第六MOS管的栅端与对应的控制译码电路相连接，源端与第七MOS管漏端相连接；第七MOS管的栅端与对应电平相连接，源端与第一单位增益缓冲器输出端相连接；所述第一单位增益缓冲器与第六MOS管共接相同的控制译码信号，第一单位增益缓冲器的输入与对应的电平相连接；第十二MOS管的栅端与第二电容上极板相连接，漏端接地，源端与第十三MOS管漏端共接作为电平移动后心脏阻值测量电路模拟信号的输出端；第十三MOS管的栅端与对应的控制译码电路相连接，源端与第十四MOS管漏端相连接；第十四MOS管的栅端与对应电平相连接，源端与第二单位增益缓冲器输出端相连接；所述第二单位增益缓冲器与第十三MOS管共接相同的控制译码信号，输入与对应的电平相连接。

下面结合附图，通过实例对本发明作进一步说明，但不构成对本发明的限制：

本实例的电路级仿真采用的是HHNEC 0.35um BCD工艺，并使用Cadence公司的Spectre在ADE(模拟集成电路设计自动化仿真软件)环 境下仿真得到的，电路工作的电源电压为2.8V。

参考图2，本实例中的心脏电压采样电路和电平移动电路一共包括15个MOS管，2个逻辑门，2个片上电容。注意本发明所保护的范围不局限于这里描述的实例。在本实例中，晶体管均使用MOS管，当然，可以使用三极晶体管代替MOS管。在这种情况下，用三极管基极代替MOS管栅极，用集电极代替漏极，用发射极代替源极。

适用于提供心脏起搏器的心脏阻值测量电路(图2)，其工作过程包括：心脏阻值的电压的产生，心脏阻值电压的采样，心脏采样电压的电平移动，电平移动电压的数字码转换。

基于以上应用于心脏起搏器的心脏阻值测量电路，本发明还提出一种测量方法：

当发放心脏阻值测试命令后，数字译码电路产生图2所示的时序控制逻辑，外部数字译码电路产生相应的时序控制逻辑EN1、EN2、P1、P2、P3；其中EN1信号为心脏阻值测量电路正向通路中的单位增益缓冲器和电平移动电路的使能信号；EN2信号为心脏阻值测量电路逆向通路中的单位增益缓冲器和电平移动电路的使能信号；P1信号为心脏阻值测量电路正向通路中的心脏阻值电压采样电路的时序控制信号，该信号持续30us；P2信号为心脏阻值测量电路中心脏阻值电压采样电路正逆向采样期间电流源对地泄放的时序控制信号，该信号持续15us；P3信号为心脏阻值测量电路逆向通路中的心脏阻值电压采样电路的时序控制信号，该信号持续30us。当EN1由高电平被置位为低电平时，实例中的单位增 益缓冲器A1和第六MOS管被使能，第五MOS管构成的源随器开启，该使能信号持续6ms，其间经过源随器被抬升的输出电平会作为后级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、第九、第三MOS管，100uA恒定电流从起搏器阳极经心脏流至心脏起搏器阴极，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30us，采样的心脏阻值电压会被存储在C1电容上，其中第四MOS管为第三MOS管的dummy管以消除电荷注入和时钟馈通效应。为了使采样的心脏阻值电压被抬升至预设计的A/D转换器输入电平范围内，第五MOS管采用和第七MOS管相同的宽长比以获得相同的栅源电压，所产生的经源随器电平移动后的心脏的阻值电压V_RES1可由下式表示：

V_RES1＝V1+V_REFP-V_REFN

其中V_REFN为第七MOS管的栅端电压约为700mV，V_REFP为其源端电压由单位增益缓冲器的输出电压产生约为1.5V，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V1约为50mV～400mV，所产生的V_RES1约为850mV～1.2V，该输出范围满足所设计的A/D模数转换器500mV～1.5V的共模输入范围，通过A/D转换器生成可供分析的心脏阻值数字码。

系统规定，30us结束后，P1信号由高电平拉低，正向电流注入过程结束，所采样的心脏阻值电压经源随器输出后在EN1信号拉低的6ms期间进行A/D转换；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15us； P3信号在P2信号下降的同时由低电平拉高，此时第八、第二、第十MOS管开启，100uA恒定电流从起搏器阴极经心脏流至心脏起搏器阳极，逆向电流注入时间为30us，此后P3信号由高电平拉低，逆向电流注入过程结束，所采样的心脏阻值电压经源随器输出后在EN2信号拉低的6ms期间进行A/D转换，该逆向阻值测量电路结构、工作过程与正向阻值测量过程类似。

图3为图2所示心脏电压产生电路的仿真结果图。包括在相同2.8V电源电压，500、1K、2K、4K欧姆心脏电阻负载情况下的正向30us和逆向30us心脏阻值电压的仿真结果。可以看出，在500欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的正向、逆向心脏阻值电压均为53.71mV，与理论值50mV相近；在1K欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的正向、逆向心脏阻值电压均为103.7mV，与理论值100mV相近；在2K欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的正向、逆向心脏阻值电压均为203.6mV，与理论值200mV相近；在4K欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的正向、逆向心脏阻值电压均为403.2mV，与理论值400mV相近。由电流注入通路上第一、第九、第八、第二MOS管寄生电阻所产生的电压误差，可以通过增大管子宽长比得以降低。

图4为图2所示电平移动后心脏阻值电压的仿真结果。包括在相同2.8V电源电压，500、1K、2K、4K欧姆心脏电阻负载情况下的正向6ms和逆向6ms电平移动后心脏阻值电压的仿真结果。可以看出，在500欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的电平移动后正向、逆向心脏阻值电压均为845mV左右，与理论值850mV相近；在1K欧姆心脏电阻负载 的情况下，所产生的电平移动后正向、逆向心脏阻值电压均为895mV左右，与理论值900mV相近；在2K欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的电平移动后正向、逆向心脏阻值电压均为994mV左右，与理论值1V相近；在4K欧姆心脏电阻负载的情况下，所产生的电平移动后正向、逆向心脏阻值电压均为1.192V左右，与理论值1.2V相近。电平转换精度高，保证了阻值测量功能的精确性。

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的物理状态(电极是否松动、脱落、电极导线是否折断、绝缘层是否破损等)，同时电路结构简单，功耗消耗低，实现了心脏阻值测量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。