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具有非接觸供電功能的心臟起搏器.pdf

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具有 接觸 供電 功能 心臟 起搏器
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摘要
申請專利號:

CN201620100278.0

申請日:

20160202

公開號:

CN205307613U

公開日:

20160615

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61N1/365,A61B5/0402,A61B5/0452,A61B5/11,A61B5/00 主分類號: A61N1/365,A61B5/0402,A61B5/0452,A61B5/11,A61B5/00
申請人: 河南工程學院
發明人: 周成虎,陳朝陽,張秋慧,賈貞貞,張菲菲,許峰寬,周建煒,朱永彪,馬楚欣,李柏松,袁勛,邢偉偉,劉磊,賈立冬,吳紅波,吳濤,張坤,陳冰洋,王振濤,王京
地址: 451191 河南省鄭州市新鄭市龍湖鎮祥和路1號
優先權: CN201620100278U
專利代理機構: 鄭州優盾知識產權代理有限公司 代理人: 張紹琳;張真真
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201620100278.0

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本實用公開了一種具有非接觸供電功能的心臟起搏器,包括蓄電池、外置起搏器電路和體內能量接收裝置,蓄電池與外置起搏器電路相連接,外置起搏器電路外端設有無線心電傳感器,無線心電傳感器安裝在體外心臟處,體內能量接收裝置設置在左肩皮膚內,外置起搏器電路與體內能量接收裝置通過電磁耦合相連接,體內能量接收裝置通過電極與心臟相連接。本實用通過對心電信號的測量利用心率變異特性判斷心臟的疲勞程度,控制需要提供的脈沖電壓的幅值和導通刺激時間;心電信號檢測濾波電路、蓄電池和非接觸供電原邊電路均安裝在體外,僅將非接觸供電副邊電路安裝在患者體內,大大減少了內置電路的體積,且不再需要定期手術以更換電池。

權利要求書

1.一種具有非接觸供電功能的心臟起搏器,其特征在于,包括蓄電池(9)、外置起搏器電路(27)和體內能量接收裝置(11),蓄電池(9)與外置起搏器電路(27)相連接,外置起搏器電路(27)外端設有無線心電傳感器(25),無線心電傳感器(25)安裝在體外心臟處,體內能量接收裝置(11)設置在左肩皮膚內,外置起搏器電路(27)與體內能量接收裝置(11)通過電磁耦合相連接,體內能量接收裝置(11)通過電極與心臟相連接。2.根據權利要求1所述的具有非接觸供電功能的心臟起搏器,其特征在于,所述體內能量接收裝置(11)包括非接觸供電副邊線圈(14)、整流電路(8)、濾波電路(17)和電極接口(10),非接觸供電副邊線圈(14)通過電磁耦合與非接觸供電原邊線圈(13)相連接,非接觸供電副邊線圈(14)與整流電路(8)相連接,整流電路(8)與濾波電路(17)相連接,濾波電路(17)與電極接口(10)相連接,電極接口(10)與電極相連接。3.根據權利要求1或2所述的具有非接觸供電功能的心臟起搏器,其特征在于,所述外置起搏器電路(27)包括信號檢測濾波電路(1)、控制電路(12)、非接觸供電原邊電路(7)和非接觸供電原邊線圈(13),無線心電傳感器(25)與信號檢測濾波電路(1)相連接,信號檢測濾波電路(1)與控制電路(12)相連接,控制電路(12)與非接觸供電原邊電路(7)相連接,非接觸供電原邊電路(7)與非接觸供電原邊線圈(13)相連接。4.根據權利要求3所述的具有非接觸供電功能的心臟起搏器,其特征在于,所述控制電路(12)包括三軸陀螺儀(2)、A/D轉換電路(3)、數據處理分析電路(4)、疲勞程度判斷電路(5)和輸出控制電路(6),A/D轉換電路(3)與信號檢測濾波電路(1)相連接,三軸陀螺儀(2)、A/D轉換電路(3)分別與數據處理分析電路(4)相連接,數據處理分析電路(4)與疲勞程度判斷電路(5)相連接,疲勞程度判斷電路(5)與輸出控制電路(6)相連接,輸出控制電路(6)與非接觸供電原邊電路(7)相連接。5.根據權利要求3所述的具有非接觸供電功能的心臟起搏器,其特征在于,所述無線心電傳感器(25)以可穿戴方式安裝在體外心臟附近的圍胸服裝內,非接觸供電原邊線圈(13)和非接觸供電副邊線圈(14)平行安裝在左肩下,非接觸供電原邊線圈(13)和非接觸供電副邊線圈(14)之間的距離在0.3~0.5cm之間,非接觸供電原邊線圈(13)和非接觸供電副邊線圈(14)以非接觸方式傳輸磁場能量。6.根據權利要求3所述的具有非接觸供電功能的心臟起搏器,其特征在于,所述非接觸供電副邊線圈(14)是用細銅漆包線繞制而成的線圈,整流電路(8)和濾波電路(17)為貼片元件。

說明書

技術領域

本實用涉及心臟起搏器的技術領域,具體涉及一種具有非接觸供電功能的心臟起搏器,能實現在體外對心臟的跳動狀態進行監測和起搏,屬于醫療電子的領域。

背景技術

心臟起搏器用于對人體心臟起搏作輔助刺激,通常安裝在病人左肩下的體內皮膚,在左前胸的皮膚下置入起搏器,使皮膚撐起構成囊袋,在左前胸的鎖骨下的靜脈穿刺通入電極,電極由靜脈通到心臟并由前端螺紋鉤刺入心臟的內側進行固定,如圖1所示。由于傳統的起搏器通常比較大,安裝后患者的皮膚很長時間不能閉合,洗澡、運動受到限制。患者所受痛苦無法言表,有些患者甚至足不出戶,許多人無法上班、工作和跑步等劇烈運動。

由于傳統的起搏器內置一次性電池,這樣的心臟起搏器要想保持10年左右長時間的工作,必須要做到足夠大,而且為了節省電量不能做劇烈運動,還要定期的更換。當皮膚幾年后剛剛閉合,能夠洗澡,出汗也不會浸入體內的時候,下一次手術又開始了,患者的生存質量僅維持在最低的水平。傳統的雙腔起搏器安裝在成年男子皮下的照片如圖2所示。

也有學者提出了基于無線供電的起搏器,但這些起搏器仍然需要內置電池和無線通信電路、檢測電路,起搏器的體積無法縮小到手術后皮膚完全閉合的程度。

實用新型內容

為了解決上述技術問題,本實用提供了一種具有非接觸供電功能的心臟起搏器,只需在患者體內裝設體內能量接收裝置,體外檢測心電信號和采用推算電極電壓方法進行非接觸供電,不需要直接檢測心臟電極兩側的電壓,也不需要加裝與外置通信電路,減小植入的整體體積,延長了使用壽命,能夠永久工作不需更換,使患者避免多次手術的痛苦。

為了達到上述目的,本實用的技術方案是:一種具有非接觸供電功能的心臟起搏器,包括蓄電池、外置起搏器電路和體內能量接收裝置,蓄電池與外置起搏器電路相連接,外置起搏器電路外端設有無線心電傳感器,無線心電傳感器安裝在體外心臟處,體內能量接收裝置設置在左肩皮膚內,外置起搏器電路與體內能量接收裝置通過電磁耦合相連接,體內能量接收裝置通過電極與心臟相連接。

所述體內能量接收裝置包括非接觸供電副邊線圈、整流電路、濾波電路和電極接口,非接觸供電副邊線圈通過電磁耦合與非接觸供電原邊線圈相連接,非接觸供電副邊線圈與整流電路相連接,整流電路與濾波電路相連接,濾波電路與電極接口相連接,電極接口與電極相連接。

所述外置起搏器電路包括信號檢測濾波電路、控制電路、非接觸供電原邊電路和非接觸供電原邊線圈,無線心電傳感器與信號檢測濾波電路相連接,信號檢測濾波電路與控制電路相連接,控制電路與非接觸供電原邊電路相連接,非接觸供電原邊電路與非接觸供電原邊線圈相連接。

所述控制電路包括三軸陀螺儀、A/D轉換電路、數據處理分析電路、疲勞程度判斷電路和輸出控制電路,A/D轉換電路與信號檢測濾波電路相連接,三軸陀螺儀、A/D轉換電路分別與數據處理分析電路相連接,數據處理分析電路與疲勞程度判斷電路相連接,疲勞程度判斷電路與輸出控制電路相連接,輸出控制電路與非接觸供電原邊電路相連接。

所述無線心電傳感器以可穿戴方式安裝在體外心臟附近的圍胸服裝內,非接觸供電原邊線圈和非接觸供電副邊線圈平行安裝在左肩下,非接觸供電原邊線圈和非接觸供電副邊線圈之間的距離在0.3~0.5cm之間,非接觸供電原邊線圈和非接觸供電副邊線圈以非接觸方式傳輸磁場能量。

所述非接觸供電副邊線圈是用細銅漆包線繞制而成的線圈,整流電路和濾波電路為貼片元件。

本實用通過對心電信號的測量,利用心率變異特性判斷心臟的疲勞程度,由疲勞程度判斷模塊判斷疲勞程度,通過輸出控制電路控制非接觸供電原邊電路向非接觸供電副邊線圈提供的脈沖電壓的幅值大小和刺激時間長短;同時,通過三軸陀螺儀測量患者的身體變化,實現主動起搏的判斷。與傳統的起搏器不同的,本實用將心電信號檢測濾波電路、心臟起搏器、電池和非接觸供電原邊電路均安裝在身體之外,僅將非接觸供電副邊電路安裝在患者左前胸皮下囊袋內,這樣可以大大減少內置電路的體積,且不再需要定期手術以更換起搏器的電池。本實用基于無線供電技術的起搏器,無需內置電池、無線通信電路和檢測電路,體內能量接收裝置不需要直接檢測心臟電極兩側電壓,也不需要加裝與外置起搏器電路相匹配的通信電路,與以往的內置雙腔起搏器相比,體內能量接收裝置的體積減小到原來的1/4以下,厚度減小到原來的1/3以下,體內能量接收裝置植入后能夠永久工作不需更換。

附圖說明

為了更清楚地說明本實用實施例或現有技術中的技術方案,下面將對實施例或現有技術描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹,顯而易見地,下面描述中的附圖僅僅是本實用的一些實施例,對于本領域普通技術人員來講,在不付出創造性勞動的前提下,還可以根據這些附圖獲得其他的附圖。

圖1為傳統的心臟起搏器安裝位置圖。

圖2為本實用的原理框圖。

圖3為本實用的信號檢測濾波電路的電路圖。

圖4為本實用的心電信號波形。

圖5為本實用的非接觸供電線圈相對位置圖。

圖6為本實用的電路電壓波形。

具體實施方式

下面將結合本實用實施例中的附圖,對本實用實施例中的技術方案進行清楚、完整地描述,顯然,所描述的實施例僅僅是本實用一部分實施例,而不是全部的實施例。基于本實用中的實施例,本領域普通技術人員在沒有付出創造性勞動前提下所獲得的所有其他實施例,都屬于本實用保護的范圍。

一種具有非接觸供電功能的心臟起搏器,原理框圖如圖2所示,包括蓄電池9、外置起搏器電路27和體內能量接收裝置11。蓄電池9作為整個裝置的電源,為整個裝置提供電能支持,蓄電池9與外置起搏器電路27相連接,外置起搏器電路27外端設有無線心電傳感器25,無線心電傳感器25安裝在體外心臟處,體內能量接收裝置11設置在左肩皮膚內,外置起搏器電路27與體內能量接收裝置11通過電磁耦合相連接,體內能量接收裝置11通過電極與心臟相連接。

無線心電傳感器25以可穿戴方式安裝在體外心臟附近的圍胸服裝內,實現對患者心電信號的采集,無線心電傳感器25與外置起搏器電路27相連接。外置起搏器電路27包括信號檢測濾波電路1、控制電路12、非接觸供電原邊電路7和非接觸供電原邊線圈13,無線心電傳感器25與信號檢測濾波電路1相連接,信號檢測濾波電路1與控制電路12相連接,控制電路12與非接觸供電原邊電路7相連接,非接觸供電原邊電路7與非接觸供電原邊線圈13相連接。

信號檢測濾波電路1對無線心電傳感器25采集的心電信號進行處理,生成相應的波形。無線心電傳感器25檢測得到人體的原始心電信號udec,由于原始心電信號udec十分微弱,只有0.05~5mV,因此,信號檢測濾波電路1需要對采集的原始心電信號進行放大。信號檢測濾波電路1的電路圖如圖3所示,運算放大器AMP1選擇OP07型運算放大器,利用運算放大器AMP1構成二階低通濾波電路并放大心電信號。低通濾波電路的主要功能是濾除心電信號頻帶之外的高頻干擾,以提高系統信噪比。低通濾波電路的設計上限截止頻率為45Hz。運算放大器AMP2構成二階高通濾波電路,高通濾波電路可以濾除心電信號頻帶外的低頻噪聲成分,提高系統信噪比,電路的設計下限截止頻率應為0.03Hz,即到達AHA標準所要求的診斷用心電設備相關要求。為避免蓄電池充電時產生的50Hz工頻電源干擾,同時保證其它信號毫無衰減地通過,設計了帶阻陷波器,運算放大器AMP3和AMP4構成陷波器電路。濾波放大后的心電信號uheart,當原始心電信號udec輸入電壓為1mV時,心電信號uheart的輸出電壓能達到1V左右,即信號檢測濾波電路1的放大倍數為1000倍左右。A/D轉換電路3的最大輸入電壓為3.3V,心電信號uheart的輸出電壓在A/D轉換電路3的轉換范圍之內。

控制電路12由ARM9芯片構成其核心電路,根據心電信號的脈沖波形對患者的疲勞程度做出準確的判斷。控制電路12包括三軸陀螺儀2、A/D轉換電路3、數據處理分析電路4、疲勞程度判斷電路5和輸出控制電路6,A/D轉換電路3與信號檢測濾波電路1相連接,三軸陀螺儀2、A/D轉換電路3分別與數據處理分析電路4相連接,數據處理分析電路4與疲勞程度判斷電路5相連接,疲勞程度判斷電路5與輸出控制電路6相連接,輸出控制電路6與非接觸供電原邊電路7相連接,非接觸供電原邊電路7與非接觸供電原邊線圈13相連接。

體內能量接收裝置11包括非接觸供電副邊線圈14、整流電路8、濾波電路17和電極接口10,非接觸供電副邊線圈14通過電磁耦合與非接觸供電原邊線圈13相連接,非接觸供電副邊線圈14與整流電路8相連接,整流電路8與濾波電路17相連接,濾波電路17與電極接口10相連接,電極接口10與電極相連接。電極包括正電極15和負電極16,正電極15和負電極16的輸入端分別與電機接口10相連接,正電極15和負電極16的輸出端經心臟動脈插入心臟內部鉤在心臟內壁上。因此,心臟內部電極兩端的電阻即是非接觸供電電路的負載Req,通過體內能量接收裝置11向正電極15、負電極16上施加電壓即可實現對心臟的刺激,兩個電極之間的電壓幅值為1~5V。

非接觸供電原邊線圈13和非接觸供電副邊線圈14平行安裝在左肩下,二者相隔一層人體皮膚和穿戴衣物,同在左肩前下方平行相對位置,非接觸供電原邊線圈13和非接觸供電副邊線圈14之間的距離為0.3~0.5cm,如圖5所示,非接觸供電原邊線圈13和非接觸供電副邊線圈14以非接觸方式傳輸磁場能量。非接觸供電副邊線圈14是用細銅漆包線繞制而成的線圈,整流電路8、濾波電路17為貼片元件,減少體內能量接收裝置11的體積。非接觸供電副邊線圈14沿著整流電路8、濾波電路17和電極接口10的外邊緣繞制,電路及線圈總厚度在2mm以內,加上外殼的厚度不大于3mm,長度和寬度為25mm×25mm以內。

疲勞程度可分為體力疲勞和精神疲勞,本實用只關注體力疲勞,依據是心臟的跳動情況判斷疲勞程度。當患者劇烈運動時心臟跳動的頻率增加,但是供血量不足以滿足人體運動的需要,心臟跳動的波形異常,此時需要心臟起搏器刺激心臟加大泵送血流的力度;若患者沒有進行劇烈的運動,心跳平穩時可以認為疲勞狀態為零,不需要心臟起搏器刺激。

心電信號波形具有一定的特征,信號檢測濾波電路處理后的心電信號波形如圖4所示,其中,P波:代表心房除極波;QRS波:代表心室除極波;T波:代表心室復極波;U波:后繼電位的影響P-R間期,自心房除極開始到心室除極開始之前的時間;QRS間期:代表心室除極所需時間;Q-T間期:代表心室除極和心室復極全過程所需時間;S-T段:代表心室除極結束到復極開始之前的一段時間,此段時間心室肌處于去極化狀態,可反映心室的供血狀態。

內心率HR(HeartRate,HR)在疲勞中有著明顯的反應,影響HR的主要因素是體力負荷,HRV(HeartRateVariability)是指連續心跳間期(R-R間期)的微小起伏,用HRV測定疲勞狀態。要得到HRV信號,必須獲得心跳間期,為了提高采集HRV信號的準確信,需測量兩相鄰R波波峰之間的時間差。有研究發現駕駛員駕駛疲勞時其RR間期的標準會隨駕駛時間的增加而逐漸增大,心率變異會增大。因此,在這里測量RR波峰間的時間差,計算心率變異情況,若RR波峰間期的時間小于正常的時間范圍,則判定為疲勞。計算心率變異情況包括兩個內容,一個是RR間期是否在合理范圍;另一個是連續心跳速率波動(HeartRateVariability,HRV)。即心跳速度的變化特性(加速度)必須控制在一定范圍內,患者的HRV特性超出特性范圍值,則意味著心臟功能異常,需要開啟起搏器刺激功能。

此外,由心電圖判斷心律失常(指心臟搏動的起源部位、頻率、節律、傳導等任一項發生異常),正常心臟搏動的起源部位應該是竇房結,由竇房結的異常激動產生的心律失常主要有心動過速、心動過緩、心律不齊以及停搏。判斷得出心律失常的現象,依據現象判定心臟起搏器需要提供的刺激電壓uo的幅值大小和導通刺激時間ttot。其中刺激電壓uo的持續時間為導通刺激時間ttot。

本實用的工作原理是:無線心電傳感器25采集使用者的心電信號,信號檢測濾波電路1利用其內的運算放大器將微弱的心電信號放大、濾波、電壓抬升最終生成心電模擬信號的波形;A/D轉換電路3將心電模擬信號波形轉換成數字信號送到數據處理分析電路4進行分析處理,由疲勞程度判斷電路5根據心電信號的處理結果判斷心臟的狀態,輸出控制電路6控制非接觸供電原邊電路7,由非接觸供電原邊線圈13對非接觸供電副邊線圈14傳遞能量,體內能量接收裝置11整流濾波后由電極對心臟實施起搏刺激。

本實用可以通過三軸陀螺儀2實現心臟起搏器的主動起搏。當患者突然站立、跑步等運動狀態下,心臟供血量暫時未表現出不足的狀態,如果僅僅采用被動檢測心電信號的方法,心臟起搏器的刺激信號強度在幾秒鐘內難以達到運動需要,患者可能會出現心慌氣短甚至心臟跳動異常的極端情況。本實用采用三軸陀螺儀2同時測定三維空間三個坐標軸6個方向的位置、移動軌跡和加速度,將三軸陀螺儀2得到的信號送到數據處理和分析電路4處理。當檢測到身體移動狀況出現,立即加強心臟起搏刺激信號,即增大刺激的電壓幅值并延長心電脈沖的導通刺激時間ttot。這種主動判斷人體運動狀態的方法可在1秒鐘以內迅速刺激心臟功能,可以防止因為患者突然起床或突然由坐立到站立造成的腦供血不足甚至猝死的情況出現。

本實用的電路電壓波形如圖6所示。非接觸供電原邊電路7由蓄電池9供電。通過外置起搏器電路27檢測蓄電池9供給非接觸供電原邊電路7的端電壓ui和電流ii,得到功率Pi=ui×ii。根據電路結構得出非接觸電路的傳輸效率近似值η,正電極15和負電極16兩端負載為心臟電阻,可以等效為電阻Req,該電阻在正電極15和負電極16安裝時直接測定得到,則Pi=ui×ii=uo2/Req,由此可以確定兩個電極之間的電壓uo的幅值大小,電極之間的電壓uo幅值控制在1~5V之間。本實用體內能量接收裝置11不需要直接檢測心臟電極兩側電壓,也不需要加裝與外置起搏器電路27相匹配的通信電路,與以往的內置雙腔起搏器相比,體內能量接收裝置11的體積減小到原來的1/4以下,厚度減小到原來的1/3以下,體內能量接收裝置11植入后能夠永久工作不需更換。

非接觸供電原邊電路7選用全橋帶變壓器隔離的DC-DC變換器電路,由單相全橋電路將直流電轉換成高頻交流電(65kHz)。udr1和udr2為驅動全橋電路驅動信號波形。up為非接觸供電原邊線圈13兩端的電壓波形。因此,驅動全橋電路驅動信號波形的脈沖寬度與周期時間的比值稱為占空比ton。電極輸出電壓的持續時間即一次心電脈沖的導通刺激時間ttot表示非接觸供電電路從啟動供電到切斷非接觸供電電路供電的總時間,ttot通常為10ms~100ms。輸出控制電路6通過控制非接觸供電原邊電路7的開關器件的占空比ton以改變電極的輸出電壓,輸出控制電路6通過判斷和控制非接觸供電原邊電路7總的供電時間,以改變導通刺激時間ttot。

疲勞程度判斷電路5判斷心臟疲勞的方法是:測量心電信號波形的RR波峰(兩個峰值R之間)的時間差,計算心率的變異特性,若RR波峰間期的時間大于正常的時間范圍(一般取1秒)則判定為疲勞。判斷狀態可分為兩種情況:如果人體處于心臟疲勞狀態則可判定供血量不足以滿足身體功能的需要,要啟動起搏器;反之,人體疲勞程度較小,關閉起搏器或使之工作在微弱刺激狀態。

疲勞程度判斷電路5判斷的人體疲勞程度傳送至輸出控制電路6,當人體疲勞時,輸出控制電路6向非接觸供電原邊電路7輸送控制電壓,對心臟進行刺激。疲勞程度越大,增大占空比ton,刺激的電壓幅值就越大,同時增大心電脈沖的導通刺激時間ttot。疲勞程度較小,減小占空比ton,刺激的電壓幅值就減小,同時縮短心電脈沖的導通刺激時間ttot;如果人體處于休息或睡眠狀態,心跳平穩,則不對其進行刺激。

以上所述,僅為本實用較佳的具體實施方式,但本實用的保護范圍并不局限于此,任何熟悉本技術領域的技術人員在本實用揭露的技術范圍內,可輕易想到的變化或替換,都應涵蓋在本實用的保護范圍之內。

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