（生物医学工程专业论文）基于单片机的DDD心脏起搏器的设计.pdf

苎璺丛垫竺望! 里：垒壁望苎璺塑堡生 a b s t r a c t i th a sb e e nm o r et h a n5 0y e a r ss i i l c et h ep a c i n gt e c l l i l o l o g yw 弱f i r s ts u c c e s s f u l l y a p p l i e d a t1 9 5 2 d u r i n g t h e p a s t5 0y e a r s ， t h e p a c i n gt e c h n o l o g yd e v e l o p e d u n e x p e c t e df 印i d ly an e ws t a g eo fp a c i n gt e c h n o l o g yc a m et ou sw i t ht h ei n v e n t i o n o f i m p l a n t a b l ep a c e m a k e r a t 1 9 5 8 a n e rt h a t ，w i t ht h ed e v e l o p m e n to f m i c r o 。e l e c t m n i c s ，e l e c t r 0 一c h e m i s t r ya n do t h e rt e c h n o l o g y ，c a r d i a cp a c e m a k c rb e c 啦e ai t e l l e c t u a l i z e do n ew i t hl o n g e r l i f ea n d1 e s ss i z e i l lc h i n a ，p a c e m a l 【e rd c s i 鲫h a s b e e n d m p p e d b c h i l l db e c a u s eo fl e s s c a p i t a li n v o l v e da n ds l o wt e c h n o l o g y d e v e l o d m e n t b u ts i n c e1 9 9 0 s ，c h j n ah a ss t r e n g t h e n e dg o v e m m e n ts u p p o r ti na s i cf i e l d g r e a t p r o g r e s s e dh a v ea c h i e v e di ni i l t e g r a t ec i r c u i t ，s 0w ec a nf o r e s e eo u rn a t i o n a lc a r d i a c p a c e m a l 【c f sd e s i g na n dm a n u f a c t u r ew i l lk e e ps t e p so ft t l em o d e mc o u n t r i e ss o o n 砧i sa n i d eb r i n g sf o n v a r dad e s 牺m e t h o do fd d dc a r d i a cp a c e m a k e l1 1 l i sm e t h o d u s e sm i c r o p m c e s s o r 够t l i ec e n t r a lc o n t m lu n i to fap a c e m a k e rt oe n h a n c e st h e c a p a b i l i t i e so ft h ep a c e m a k e r t h ei po w n e dm i c r o p r o c e s s o rc o r eh 猫b e e nd e s i 盟e di n f u d a u n i v e r s i t y s oi tc 趾b eu s e di no u rd e s i 印f o rp a c e m a l 【e f b u ti tn e e d sm u c h c a p i t a la n dt i m et of m i s hs u c hd e s i 印s oa st h cf i r s ts t e p ，w eu s ec o m m e r c i a l m i c r o p f o c e s s o rw h i c hi sa v a i l a b l eo nt h em a r k c tt or c a l i z ed d dc a r d i a cp a c c m a k e l 1 h i sa r t i c l ed e s c r i b e sp r o c e s so f d e s i g nu s i n gp i c l 6 f 8 7 7 am i c r o p r o c e s s o ra n do t h e r p e r i p h e r a l c i r c u i t st oc o m p l e t ef u n c t i o n ss u c h 鹤s y n c h r o n i z i n gn a t u r a lc a r d i a c e l e c t r i c a la c t i v i t yf i l n c t i o n ，o u t p u t t i n ge l e c t r i c a lp u l s eo nt i m e ，m e 鹤u r i n gb a t t e r y s v o l t a g e ，a u t os l e 印r e s p o n s e ，r a t eh y s t e r e s i ss e a r c h ，v e n t r i c u l a rs a f e t yp a d n g ，e t c i n t h el a s tp a no fl h i sa r t i c l e ，i n v 0 1 v e df u n c t j o n sh a v eb e e nt e s t e da n da d v j c eo ff u r t h e r r c s e a f c hw a sm a d e i na d d i t i o n ，w ee s t i m a t et h ef r e q u e n c yr a n g eo fc a i e rw a v e t h r o u g hw h i c ht h ep a c e m a k e rc o m m u n j c a t ew i t hp m g r a m m e ro u t s j d eb yt e l e m e t r y s v s t e m k e yw o r d s ：d d dp a c e m a k e r ，m i c r o c o n t r o l l e r 2 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 第一章绪论 心脏起搏器是一种通过发放一定形式的电脉冲，刺激心脏，使之激动和收缩， 即模拟正常心赃的冲动形成和传导，以治疗由于某些心律失常所致的心脏功能障 碍的医用电子仪器。正常的心脏节律是维持人体功能活动的最基本因素，如果心 律过缓，会导致以脑缺血为首发症状的各主要脏器的供血不足的临床综合症。起 搏治疗的主要目的是通过不同的起搏方式纠正心率和心律的异常，来提高患者的 生存质量。 起搏技术始于1 8 0 4 年舢d i n i 将电刺激法应用于心脏的尝试。他利用直流电 刺激断头尸体，使得尸体心脏成功复跳。1 9 3 2 年，美国胸外科医生h y m a n 在美国 贝斯大卫医院做了一台发条驱动的电脉冲发生器，刺激心脏停搏的家兔，促使其心 脏恢复跳动，并获得成功。这台机器被命名为a n i f i c j a lp a c e m a k e r 。1 9 4 7 年斯威特 采用电刺激法使两例在手术中心脏停止跳动的患者心脏复苏。这种通过电刺激的 方法实现人工心脏起博的范例。为研制心脏起搏器打下了技术和理论基础。 1 9 5 8 年1 0 月，第一台可植入体内的起搏器在瑞典首都斯德哥尔摩设计成功 并由胸外科医生a 上e s e 衄i n g 植入人体内。这是起搏器发展史上的一个重大革命， 起搏器的发展从此迈入新的阶段。6 0 年代以前，起搏器只有固定频率起搏器一 种，适应症也很简单，主要用于阿斯综合症发作的患者。以心室单极固定式起搏 器为主，使用聚乙烯导线，以锌汞电池为能源。寿命不超过两年。6 0 年代后期 到7 0 年代中期发明了按需起搏器，解决了心室率竞争的问题，但仍应用锌汞电 池，起搏器寿命并未延长。7 0 年代中后期，高长效锂碘电池以及空心硅胶小面 积节能导线问世，起搏器寿命得到延长，可在体内工作5 年。而且，多程控起搏 器开始应用于临床，使起搏器功能更加完善。8 0 年代初期，双腔起搏器面世， 性能不断提高并大量应用，但寿命只有2 3 年。大面积集成电路和其他超小元 件的应用，使起搏器体积缩小许多。8 0 年代中期，药囊电极研制成功，显著降 低了起搏闽值，节约了起搏能源，延长了起搏器的寿命。双腔起搏器寿命延长到 5 年以上，外型尺寸与单腔起搏器相当。除颤起搏器也出现并成功地应用于临床。 9 0 年代后期，起搏器功能进一步扩展：自动闽值夺获起搏器问世，对于保障安 全起搏、节约能源、延长起搏器寿命起了重要作用；自动化的双腔起搏器的出现， 使起搏器能够记录存储起搏、感知、心率失常及各种功能参数，并能对起搏及感 知参数进行下一阶段的自动调整；模式转换起搏器的临床应用解决了起搏器介导 性心动过速的问题。 心脏起搏器经过半个多世纪的发展，已经从最开始功能单一的固定频率脉冲 发生器，发展到现在具有多功能的程控起搏器。随着微电子技术的发展，集成电 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 路用于起搏器内部电路不但提高了电路的可靠性，降低了功耗，而且体积也大为 减小。电化学的发展，在起搏器电池上体现为电池寿命提高，体积减小，密封性 好，更重要的是电池能量即将耗尽时的可预测性，且下降曲线应较为平缓，以留 给病人足够时间更换新的起搏器。集成电路尤其是近期微处理器在起搏器中的应 用以及电池寿命的延长，也是起搏器在功能上得以扩展的一个重要条件。现代起 搏器的功能繁多，不但能根据心脏自身的信号控制是否发放脉冲，而且多具有程 控遥测功能，能方便地与体外通信修改起搏器参数；起搏也不仅限于左心室，双 腔，三腔起搏器已经开始流行。几乎所有的心脏起搏器都有除颤保护的功能，以 免被体外除颤器破坏内部电路。有的起搏器还可以自动测定起搏阈值，记录心内 心电图等。有的起搏器在传感器的辅助下还可以完成频率自适应的功能，尽可能 提供给病人更接近生理性的起搏。近年来体内除颤技术的发展促成了带i c d 的 起搏器的产生，这种起搏器不但能治疗慢性心律失常，还能及时对患者可能出现 的室颤及时进行电击除极。 如前所述，起搏器已经发展得相当完美，但仍然有许多可以进一步完善的地 方。例如探索和实现利用人体自身的生物能源转化为起搏器的能源，使起搏器成 为名副其实的“永久性”心脏起搏器。生物传感系统也可以进一步得到完善，使 人工节律更加符合人体需要。我们还可以扩充对人体生命参数的监测内容，提高 内存容量，存储更多的数据，使起搏器不仅有治疗作用还同时担负起监测人体健 康的重任。总之，科技进步是无止境的，起搏技术的发展也是如此。 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 第二章心脏起搏器简介 2 1 心脏起搏器简介 人工心脏起搏是用脉冲发生器发放脉冲电流刺激心脏，使心脏产生有效收缩 的方法。但目前应用的心脏起搏器并不是简单的固定频率的脉冲刺激器，而是可 以根据病人自身心电信号变化，来决定是否发放脉冲、转换起搏方式的多功能可 程控的微处理器。 圈2 - 1 美敦力s l g m 7 。s r 3 ，1 系列起搏器 心脏起搏器由起搏器主体( 包括微处理器、脉 冲发生器及电池，见图2 1 ) 和导线系统( 图2 2 ) 组成。脉冲发生器作为核心部分，相当于心脏的窦 房结，在微处理器的控制下通过导线和电极对心脏 发放脉冲信号，刺激心脏产生有效收缩。起搏器可 置于体外或植入体内，前者用于4 周内的临时体外 起搏后者适用于永久性体内起搏。植入式起搏器的 主体部分由金属钛制成的外壳封装起来，既可以保 护内部的电子元件不受体液的腐蚀，又不至于产生 严重的组织反应和机体排异。其内部能源由锂碘电 池供应，这种电池体积小、寿命长， 有足够的开路电压且易于密封，安 全可靠，从八十年代以来就成为起 搏器唯一实用的电源。随着技术的 发展，尤其是半导体工艺的进步， 起搏器的内部电路也从最开始的三 极管组成的简单固定频率脉冲发生 器发展到现在由集成电路组成的以 微处理器为核心的程控刺激器，在 功能趋向复杂化的同时，稳定性和 可靠性也大为提高。导线系统由5 个部分组成：导体、绝缘层、与脉 固 。) 单腔精搏 + “： 褒腔感知 图2 2 起搏用电极导管 冲发生器相连的连接器、固定装置和药物装置。1 9 9 6 年北美心脏起搏电生理学 会理事会通过的心脏起搏导线编码( n a s p e 仍p e gp a c e m a k e r l e a dc o d e ) ，第 次对导线类型给出通用的编码柬规范，见下表： 表2 1 起搏导线编码( n b l c o d e ) li ii i ii v 导线结构固定机制绝缘材料药物释放 ，h *， 邮* 基于单片规的d d d 心脏起搏器的设计 u = 单极a = 主动 p = 聚氨酯s = 激素 b = 双极p = 被动s = 硅胶 n = 非激素 m = 多极o = 无d = p + so = 无 2 2 起搏器的分类 起搏器的分类方法较多，一般有以下几种。根据应用时间，起搏器分为临时 性起搏器和永久性起搏器。前者用于临时体外起搏，应用时间最多不超过一个月； 后者为植入体内的永久性起搏器，寿命高达8 1 0 年。根据起搏方式，起搏器可 分为非生理性起搏器和生理性起搏器。从功能上看，起搏器还可以分为程控起搏 器和非程控起搏器。 上述的分类方法都只能表述起搏器某方面的特征，为了统对起搏器性能的 识别，在1 9 7 4 年由p 盯s o n n e t ，f u 咖a n 和s m y t i l 三人推荐使用起搏器三位编码， 并经由国际心脏病委员会( i n t e r s o d e t y c o m m i s s i o n f o rh c a r td i s e a s e ，l c h d ) 通 过正式实用。这种编码对于起搏器功能及特性给出了一个简单标准化的描述。但 随着起搏技术的不断发展和改进，起搏器功能日趋完善，三位编码已经不能满足 对日益复杂的起搏器工作性能的描述。1 9 8 1 年编码扩展为5 位，2 0 0 1 年的修订 去掉了一些不常用和不必要的代码使得编码更加渐明易于理解。目前使用的起搏 器编码表如下： 表2 2n b g 起搏器编码表 编码顺序 li iu ii vv 起搏心腔感知心腔反应方式程控、遥测、频率应答抗快速心率失常作用 vvt pp 编aaims 码 dddcd 字 母 oooro ss o i 起搏心腔 a = 心房起搏；v = 心室起搏；d = 心房、心室顺序起搏；s = 特定的心房或 心室起搏：o = 不起搏 l l 感知心腔 a = 心房感知；v = 心室感知：d = 心房和心室双腔感知：s = 特定的心房或 心室感知：o = 不感知 l i l 反应方式 t = 感知后触发；i = 感知后抑制；d = 触发+ 抑制；0 = 不感知 l v 体外程控及频率应答方式 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 p = 单一程控方式； p m = 多程控功能； r = 频率应答功能；c = 遥测功能 v 抗心动过速功能 p = 起搏抗心动过速；s = 电击；d = p + s ：o = n o n e 有了起搏器编码表就可以很方便地识别起搏器的功能和类型，例如v 表 示心室起搏，心室感知，r 波抑制型起搏器：d d d r d 为房室顺序起搏，房室均 可感知，p 及r 波抑制型，有频率应答功能和抗心动过速功能的双腔起搏器。 2 3 起搏器参数简介 现代起搏器功能很多，参数多达数十种。起搏器参数根据功能可基本分为两 类：起搏所必须的基本参数和附加功能所涉及的参数。起搏器基本参数包括起搏 频率、脉冲幅度、脉冲宽度、起搏阈值、感知灵敏度、不应期等。附加功能涉及 的参数有频率滞后、睡眠频率、交叉感知窗、心房逸搏间期、起搏模式转换等。 此外，由于起搏器类型不同，参数种类也略有差别。单腔起搏器和双腔起搏器由 于作用的心腔不同，不应期的设置也有所不同，双腔起搏器比单腔起搏器的不应 期分类要复杂得多，不但根据心腔不同分为心房不应期和心室不应期，而且为了 防止交叉感知这一双腔起搏器特有的现象还增设了空白期和交叉感知窗等参数。 基于单片机的d d d 心畦起搏器的设计 第三章以微处理器为核心的d d d 心脏起搏器的总体设计结构 3 1 总体结构 国际上对于起搏器的设计历经以下几个阶段。早期的起搏器电路采用分立元 件设计，功能简单，可靠性和稳定性较低，随着技术的进步，现在已不再使用。 上世纪七十年代末八十年代初的起搏器电路采用以c m 0 s 硬件逻辑电路为基础的 专用集成电路设计以实现程控逻辑功能，其缺点是研制费用和风险大硬件逻辑 没有灵活性而且其有限的逻辑功能已无法满足现代起搏器功能发展的需要。上 世纪9 0 年代以来的具有频率响应和多种遥测诊断功能的现代起搏器设计多采用 带微处理器的专用集成电路设计，即将微功耗的微处理器内核和外围的逻辑电路 乃至模拟电路做成一或两块专用集成电路，再和电容、晶振、干簧管等分立元件 一起做成厚膜电路。这种电路设计功能强可靠性高编程灵活可满足系统功能扩 展的要求。 我国的起搏器研究和生产始于7 0 年代，复旦大学、上海医电厂、南京7 1 2 厂都曾进行过起搏器的研究。当时国产心脏起搏器生产厂家最多时多达1 0 家。 进入八九十年代以来，国外电子技术和材料科学飞速发展，特别是集成电路的迅 速发展，使起搏器很快由最初的三极管构成的简单固定频率脉冲发生器发展为功 能日趋复杂、性能更加可靠的程控起搏器。与此同时，国内由于技术、体制、经 济发展水平等多方面的制约，起搏器的研究跟不上国外的发展速度，起搏器制造 业也随之衰落，目前国内应用的起搏器基本依赖进口，国产起搏器只有秦明医疗 仪器有限股份公司生产的s s i 型起搏器。国产的起搏器的设计方法与现在国际上 流行的设计方法有所不同，是利用市场上现有的低功耗微处理器芯片作为控制器 件，再加上外围电路，用分立元件构成一个起搏器系统。这种设计方法的功能比 较完备，且开发成本较低，但是由于受到现有微处理器芯片结构的限制，这种方 案下设计的起搏器中还必须增设大量的外围电路，其可靠性与功耗都会受到影 响。近年来，国家大力发展微电子产业，复旦大学已经设计出具有自主知识产权 的微处理器内核，并且已经应用了这个内核设计了低功耗的应用芯片实例，这使 得设计内置微处理器的国产心脏起搏器成为可能。 本文采用的是设计内嵌微处理器内核的专用集成电路芯片的方法，是为了满 足心脏起搏器对功耗和体积的要求，以及功能上的扩充与完善，这也是国际上很 多自动化程度比较高的起搏器的设计方案。由于复旦大学已有自主知识产权的微 处理器内核，我们要做的工作是把这一内核与外围电路配合起来，组成一块起搏 器专用芯片。而进行a s i c 设计之前，应当先进行功能验证工作。我的工作是利 用单片机和一些外围电路，对起搏器的设计进行功能验证，为a s i c 设计积累数 皇过堡! 些塑旦! 里：垒壁塑楚堡竺堡生 据和经验。另一方面，d d d 型心脏起搏器尚未国产化，国内在设计d d d 心脏起 搏器方面的研究也基本空白，本文的工作能为日后国产d d d 型心脏起搏器的设 计和生产积累一些数据和研究结果。 我们设计的d d d 型心脏起搏器专用电路的系统框图如下： 图3 1 基于微处理器内核的d 呻心脏起搏器专用芯片总体框图 p i c l 6c o r e ：这是个8 位的r i s c 结构的c p u ，结构比较简单，指令少， 完成指令的周期相对较短，能够节省功耗； g p r ：通用寄存器组。用于存放数据，该寄存器组只能在上电复位的时 候被r e s e t ： p o r ：上电复位电路； s l e e pc t r l 体眠控制模块。控制对p i c l 6c o r e 的时钟控制。接受中断 源的请求，可以恢复对p i c l 6c o r e 的时钟控制，对p i c l 6c o r e 进行r e s e t 操作； w d t ：看门狗电路，防止程序跑飞，影响起搏器正常工作； h s c ：心电信号采集电路( h e a ns i 鲫a lc o l l e c t i o n ) ： 9 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 l p 0 ：低功耗振荡器( l o wp o w e ro s c i l l a t o r ) ，根据经验，采用低电压、 低频率的振荡器功耗最省，为此，该振荡器采用3 2 7 6 8 k h z 的晶振； t i m e r l ：定时器1 ，1 6 b i t ，可置数，该定时器是唯一在单片机内核休眠 时仍然能够正常工作且中断能够唤醒单片机的定时器，用于心室不应期的定时， 此时单片机可以休眠以达到省电的目的。t i m e r l 可以根据p i c l 6c o r e 的i o 口 进行置数或者r e s e t ； t i m e r 0 、t i m e r 2 ：定时器0 ，定时器2 ，时钟由单片机提供，因此单片 机休眠期间无法工作，定时器o 配合t i m e r l 用于对心房不应期的定时，t i m e r 2 用于对脉冲宽度的定时。 f w 1 、f d a v 2 ：复旦大学自主研制的起搏信号放大输出电路，能在电 源电压较低的工作环境中把采集到的心电信号放大输出，且能把起搏脉冲倍压到 5 v 以达到能够正常起搏的水平。由p i c l 6c o r e 根据定时器的情况控制其输出起 搏脉冲并读入心电信号。 在进行a s i c 设计之前，应该先进行功能验证工作。由于上述方案得核心控 制部分为p i c 内核，因此我们选用毗c r o c h i p 公司的p i c 单片机来代替上文中的 内核，进行板极的模拟。由于通用的单片机一般都有定时器，w d t ，c m p 等外设， 因此仿真的系统框图与上图并不完全一样，如下所示： f b v 图3 2 应用通用p i c 单片机模拟起搏器系统 通用p i c 单片机是整个系统的核心单元，根据感知到的心电信号和既定的技术参 数控制起搏脉冲的发放，并监控电池电压的变化以及通信请求。 感知放大电路和倍压电路被集成在同一个芯片f d a v 中，该芯片是复旦大学 1 0 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 自主研发的兼备心电信号放大与起搏脉冲倍压功能的起搏器辅助芯片。 电池电压测量电路可以在单片机的控制下测量电池电压，以便根据电压变化调整 起搏频率。 为了与程控系统通讯，还应该设计相应的通讯接口电路，便于读取和修改起搏器 参数。 3 2 起搏器工作参数的设置 d d d 心脏起搏器作为全能型的生理型起搏器，工作参数较单腔的s s i 起搏 器多得多。例如美国m e d t r 0 i c 公司的k | a p p a9 0 0 系列的起搏器，工作参数多达 三十多个。正如前一章所述，这些参数并非全是起搏必须的参数，在我们的设计 中，为了降低系统的复杂性以节省时间和成本，只选取与起搏必须的参数和部分 涉及附加功能设计的参数。 3 2 1 起搏基本参数 1 起搏频率 起搏频率即起搏器每分钟发出的脉冲次数，般出厂值为6 0 一7 0 次分。起搏 器f 常工作连续起搏时的频率称为基础频率：受到强电磁干扰时会自动转换成 v 0 0 或d o o 工作方式，确保心脏安全起搏，此时的起搏频率称为干扰频率，干 扰频率比基础频率快2 0 或与基础频率相等。 2 脉冲间期 脉冲间期是两个起搏脉冲间的时间间隔， 以m s 表示。 脉冲周期= 6 0 0 0 0 m s + 起搏频率 3 自动问期和逸搏间期 自动间期( a u t o m a t i ci n t e r v a l ) 又称为自动 起搏问期，是指起搏器以按需工作方式时，连 续两个刺激信号间的时距。 逸搏间期( e s c a p ei n t e r v a l ，o is t a n d _ b y i n t e r v a l l 是自身心率与刺激信号问的时距，即 图3 3 起搏脉冲幅度与脉冲宽度示意图 感知到o r s 波或p 波到其后的脉冲信号之间的时距。 4 脉冲幅度 脉冲幅度指输出脉冲的电压幅度，单位为伏特( v ) 。 1 1 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 5 脉冲宽度 脉冲宽度即发放的单个脉冲信号 的电流持续时间，单位为毫秒( m s ) 。 起搏器的脉冲幅度和脉冲宽度共同决 定了释放到心脏的电能的多少，在能保 证起搏的前提下，尽可能降低脉冲幅度 和脉冲宽度有利于延长起搏器电源寿 命。 6 感知灵敏度( 感知阈值) 按需起搏器能够感知p 波或r 波 而抑制起搏脉冲的发放，能够抑制起搏 器脉冲发放的p 波或r 波的幅度称为 感知阙值。感知灵敏度的程控也要适 当，程控的过低可那个出现对p 波r 波漏感知，出现竞争心率；过高可能出 现误感知，影响起搏脉冲的发放。 7 起搏阈值 起搏闽值是能够使心脏产生或恢 复有效收缩的最小能量，单位以微焦耳 ( ) 表示。起搏脉冲能量为： e _ 矿4 f y 2 f r v 为脉冲幅度；a 为通过脉冲的电流： 、一 趟 孽 竞 蕾 安全界线 脉冲宽度( m s ) 图3 - 4 起搏阈值曲线 注：实际起搏闽值，电压5 o v ，脉宽0 1 m s ，但 脉宽设为0 3 m s 时为安全界限，脉宽过长就造成 能量浪费 t 为脉冲持续时间，即脉宽；r 为负载电 阻。从公式中很容易看出来，在保证起搏脉冲能量大于起搏阈值的情况下，电压 越高，脉冲宽度越长，功耗越大( 图1 4 ) 。当电池能量下降，输出的电压不足以 成功刺激心脏收缩的时候，适当增加脉冲宽度也可以达到增加起搏脉冲能量使之 达到起搏闽值的目的。每个人的起搏闽值都不一样，即使同一个人在不同时期起 搏闽值也可能有变化，因此有必要在植入起搏器时测定闽值，便于将起搏器的脉 冲幅度和宽度调整到最佳状态。 起搏阈值的测定方法是将导线固定于右心室，脉宽固定为o 5 m s 将电压以 0 3 v 为一档逐步降低来测定能够成功夺获心跳的脉冲幅度。一般认为能够连续 三次成功夺获心跳的最低电压即该起搏阈值对应的脉冲幅度。起搏时一般把起搏 电压设置为比起搏阈值对应的脉冲幅度高一档，即高o 3 v ，以确保每次起搏都 能成功夺获心跳。 8 电池状态 基于单片帆的d d d 心脏起搏器的设计 起搏器的电池都是使用的锂碘电池，这种电池的能量大，但由于起搏器是 埋藏在体内的，所以其电池状态的检测尤为重要。起搏器要能够检测电池的输出 电压，当电池电压降低到阈值以下要转换工作模式，另外可以在体外遥测电池电 压，为医生的工作提供依据。 3 2 2d d d 起搏器参数 上节所介绍的参数与单腔起搏器相同，本节着重介绍双腔起搏器特有的参 数。 1 下限频率间期 下限频率为起搏器程控的基础 频率，下限频率间期即连续心室 刺激脉冲之间的最长时限，或感 知心室信号到下一次脉冲发放 之间的最长时间。 2 上限频率间期 起搏器在感知到快速心房频率 后能对房率保持1 ：1 的跟踪， 达到最快的心室触发频率即上 限频率。上限频率的设置在起搏 将 嚣 侧 垂 图3 - 5 起搏器的上限频率与下限频率 器在窦房结功能正常情况下，使患者活动后能保持p 波1 ：1 下传心室，确保房 室处于同步起搏状态。当房率处于起搏器程控的上、下频率之间时，起搏器能够 对房率保持1 ：1 的感知并发放脉冲刺激心室收缩。当房率超过上限频率，为了 防止心脏跳动太快而造成心室充盈不完全，心输出量减少，此时起搏器会出现类 似文氏现象或固定频率阻滞，使室率保持在上限频率或者更低的水平。 3 不应期( 反拗期) 从心脏电生理的角度来看，不应期是指心脏在一次收缩之后，对外界电刺激 不响应的时问。微观上看就是心肌细胞动作电位从去极化开始至复极化到约 5 5 m v 时，这段时间内，心肌细胞的兴奋性下降到零，对任何强大刺激均不发生 兴奋。在起搏器中表示起搏脉冲发放后或感知自身心电信号后，起搏器感知放大 器关闭，对外来信号不感知的一段时间。 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 内 电 位 恤v i。x | | l 1 l 薹 i 琴 jf ，父 卜 对不应搠 i 位 图3 6 心肌细胞动作电位与不应期 d d d 起搏器的不应期成分较单腔起搏器复杂的多( 图3 7 ) ，房、室各有自 己的不应期，且不应期还分为空白期和相对不应期两部分。心室不应期与单腔 w i 起搏器相同：心房不应期由两部分组成：房室间期( a v i ) 与室后心房不应 期( p 堰p ) ，两者之和为总心房不应期。 图3 7 双腔起搏器的计时周期 空白期，又称为绝对不应期( a r p ) ，是不应期最丌始的一段时间。一方面， 由于心肌细胞在受到刺激以后，在动作电位的o 、1 、2 期和3 期的初段时间里， 膜电位过小，钠离子通道处于失活状态，致使心肌细胞的兴奋性下降到零，因此 不必歼启感知放大器。另一方面，空白期的设置也是为了防止双腔起搏器中的交 叉感知现象，即心室感知放大器感知心房起搏脉冲的后电位，或心房感知放大器 感知到心室起搏脉冲的后电位。如果心房起搏脉冲后电位被心室感知放大器误感 知，可能会导致心室输出功能抑制，而延长起搏周期甚至可能会导致心脏停搏。 1 4 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 在d d d 起搏器中，心房脉冲发放后同时出现心房空白期和心房后心室空白期； 心室脉冲发放后同时出现心室后心房空白期和心室空白期。 相对不应期( e r p ) 是空白期过后到不应期结束的时间。此时，膜电位复极 化从- 6 0 m v 至- 8 0 m v 变化，心肌兴奋性逐渐恢复，但仍低于正常，对阈上刺激 能引起可传播的兴奋。在这一期间，遇到有感知阈以上的强电磁信号的干扰的话， 起搏器可能出现两种工作方式：固定频率起搏或输出功能受到抑制。 1 ) 心房不应期 总心房不应期等于房室间期( a v i ) 和室后心房不应期之和( 图3 8 ) 。它决 定了双腔起搏器的上限频率。总心房不应期长时上限频率低，反之则上限频率高。 卜删 心 p 渡阻滞 心室起搏 囹 图3 8 总心房不应期 ( 1 ) 房室间期( a v l ) a v i 指从心房脉冲发放到心室脉冲发放的这段时问，这段时间内不感知心房 信号，但可感知心室信号。 ( 2 ) 室后心房不应期( p 、a r p ) p 、a r p 开始于心室脉冲发放或感知自身心率后，时间长度由程控而定。设置 的目的是防止心房电路对心室脉冲或自身室跳的感知，同时也可避免对远隔的 q r s 波、室早以及逆行的p 波的感知。房室顺序起搏时，总心房不应期决定了 起搏器的最高频率，即上限频率，不应期越短，最高跟踪频率越快，反之则越慢。 p v 根p 由空白期和噪声取样期两部分组成，空白期不相应所有感知信号，噪声 取样期打开心房感知放大器，判断感知到的信号是否噪声并作出相应反应。 2 ) 心室不应期 d d d 心室不应期和w i 起搏器的不应期基本相同，只多了为防止交叉感知 而设置的心房后心室空白期。因此心室不应期由三部分组成：心房后心室空白期、 心室空白期、相对不应期。 ( 1 ) 心房后心室空白期 这段空白期开始于心房脉冲发放后，持续时问较短，m e d t r o n i ct h e r ad 起搏 髫 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 器定义这段时间为2 0 4 4 m s ，可根据心房脉冲强度和持续时间程控。 ( 2 ) 心室空白期 开始于心室脉冲发放后，持续时间应该根据心室脉冲的强度和持续时间而 定，脉冲强度大，持续时间长，空白期应该相应交大，否则容易感知脉冲后电位， 但过长的空白期也容易引起心室竞争心律。 ( 3 ) 相对不应期 综上所述，d d d 起搏器的房、室不应期如下图所示： ： ：；：。 ：量： ： ： 蠹： i ： 量 ：i ；! _ 1 一! 童： 一：；： 1 二：j 一u甜 兰； 墨 ”： = ： 皇 ：； 曩 ；： ：i ： ：“ i i j ：导：；。： ：j i 二 要 “：+ ： 曩： j ：童 ： ： ：? ?i ? ：蠹 ； * | ； ； j 二二二二：i ； 薹王! - i ：i ! ： _ ： ： ：l ： 峄 t 薯 ：二： i 一； 量 ! i 二一 ： 持 l ：s ：j ： ： + ： 二：二二 - ： k ：土：l ： 一! 二： ：王 鼍： ： 三；二 ：二：二： 日 ! ：一： ；： 嗍 ：i ； ： i ：? ：* 二= 二 一竹o ： 王j2 * 一 ：三 ： _ ： ： ： 毒j：? ； ：” 二童l 二 e o翟 紫 ei ：ii 瑚 三i室 - 凸蒡空白i 一? ：一二：二 二 ： + ： 叠煞 ：b 篡 ：=* ： ： 。：嚣 一 ：i ；_ ： ”： ： ? ： 一：” ： ? 一 一 型i ： ： ：；： ： 心房空 蕊隘箍糍鬟 应il 一薹锄jt ：i ：- 蕊 ： ： 毫 ：羔 ： ! ! j ： ：p 巨 ： 一曩 ： 一 瓣 ： ：；黛二崔 z： 一 ：二 曩“ z ： 希：- ：-：i ： 羹粪攀。、1 j 哆f 誊：1 j ：i l 一 ：。1 ： ： 一 ： ： 一 ： 硝 v ： le ：=；鼎! 黠躇 e l ；：i ! ! ； 潍 o ： * 二一 心旁后心| s ： ：；： ： ：- j1 。i ： 图3 9d d d 起搏器的房、室不应期 4 心房逸搏间期 心房逸搏间期是感知心房p 波至下一次发放脉冲时的最长时限，在双腔起搏 器中，心房逸搏周期又称为v 以问期( 图3 1 0 ) ，即基础频率阃期减去a v i 这段 时间。d d d 起搏时若在v _ a 间期结束前感知自身p 波则心房逸搏问期将终止， 重新开始a v 间期。 队v p a j 、r 阻凰 图3 1 0 双腔起搏器中的v - a 间期和a v 间期 基于单片机的d d d 心脏起搏罂的设计 3 2 3 附加功能涉及的参数 1 睡眠频率 睡眠频率又称为自动睡眠反应、静止频率或夜间程序，是根据患者日常休息 时间设置的一种起搏频率按时自动下降反应，使起搏频率尽可能地适应于患者夜 间低新陈代谢的需求。 低鼹频搴 需 曝 睡眠事 时问+ 图3 1 1 程控睡眠起搏频率 注：根据患者2 4 h 心律变化情况，合理应用睡眠频率，如患者一般在晚间l o 0 0 休息，噪 声7 ：o o 起床，可将起搏器的睡眠时间程控在2 2 ：0 0 起床时间程控在7 ：0 0 ，起搏器内时 钟到达2 2 ：0 0 时起搏频率自动f 降，在半小时后到达程控的最低起搏频率，7 ：0 0 起搏频 率渐升至基础起搏频率 2 起搏模式 当d d d 起搏器检测到异常的快速房率时，自动将d d d 起搏方式转换为w i 或d d i 起搏，消除心房感知以及心房跟踪功能，避免过快的跟踪频率引起心室 率过高进而导致心输出量下降。 3 心肌阻抗 心肌对输入脉冲的阻力称为心肌阻抗或起搏阻抗。一般情况下心肌阻抗为 5 0 0q 左右，如阻抗过小应考虑是否有短路现象存在，心肌阻抗过大时应考虑导 线和起搏器或导线和心肌接触不良，或导线折断等因素。使用起搏器的患者在随 访中，心肌阻抗可用来判断起搏功能和导线的完整性。 4 频率滞后 这个功能与前面所提到的逸搏问期和自动起搏间期有关。当逸搏问期等于起 搏间期时，起搏器无频率滞后功能；当逸搏间期大于起搏间期时，为负滞后：短 于起搏假期时为正滞后。起搏器一般都设置成负滞后或无滞后。负滞后的设置目 的是尽可能给自身心律下传创造机会，鼓励病人自身心跳，因为较长的逸搏周期， 心脏会得到较好的休息，为其恢复自身心律带来更多的时机。频率滞后结束后若 无自身心律出现，起搏器将继续工作，连续起搏时将不会再有滞后频率。如果自 身频率永远低于程控的基础频率，起搏将不会停止，按照程控的基础频率发放脉 1 7 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 冲。如果感知道一次自身心律后，之后的自身心率介于程控的基础频率与滞后频 率之间，就会出现连续滞后现象。负滞后的缺点是间断出现滞后时病人有心律不 齐感，因此有人不主张使用。 一 f 卜儿j 广 心莹起搏 心室起搏心室感知 心室起搏 图3 1 2 起搏器频率负滞后心电图 注：心室起搏，起搏频率6 0 次分，起搏负滞后5 0 次分，第l 、2 个波群为心室起搏，第 3 个波群为窦性心律，起搏器感知到自身q r s 波后，起搏频率出现负滞后，在第3 个q r s 波 后起搏周期延长为1 2 0 0 m s ，期间因为没有感知到自身心跳，继续起搏。 5 交叉感知窗 心室空白期之后为交叉感知窗。若在交叉感知窗内感知到信号，将在心房脉 冲发放1 1 0 m s 后发放心室脉冲。这个参数与心室安全起搏功能有关。 图3 一1 3 带交叉感知窗的a v 间期 注：黑心实体为心房输出脉冲后的心室空白期，心室空白期之后为交叉感知窗。若在交义感 知窗内感知到信号，将在心房脉冲发放l l o m s 后发放心室脉冲，交叉感知窗过后为正常感知 期。心室空白期+ 交义感知窗= 6 4 m s ，心室空白期+ 交叉感知窗+ 正常感知期= a v i 3 3 起搏器功能的设置 d 叻起搏器的功能非常复杂，为了节约时间和成本，我们只设计基本起搏功 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 能和部分附加功能： 刺激脉冲的发放： 根据感知到的自身心律情况控制发放脉冲与否，这也是起搏器最基本的功能。 频率滞后功能： 设置为负滞后，即感知到病人自主心跳后延长起搏间期以鼓励病人自主心跳，鉴 于该功能可能造成病人心律不齐而不适，初始化为关闭该功能。 图3 1 4d d d 起搏时的频率滞后心电图 工作模式的自动转换： 当检测到快速房率时自动将d d d 起搏方式转换为d d i 起搏，以免心室跳动过 快造成心输出量不足。对于快速房率，起搏器还可以产生固定比例的阻滞现象或 者通过起搏器的文氏效应来限制心室频率。此外，起搏器在检测到噪声存在的时 候，自动将起搏方式转化为d 0 0 方式。 心室安全起搏( v s p ) ： 在d d d 、d d i 、d v i 起搏模式中，为了防止交叉感知抑制心室脉冲的输出，设 置了心室安全起搏功能。如果在交叉感知窗( c r o s s t a l ks e n s i n gw i n d o w ) 内检 测到某些信号，如电磁信号、肌电信号，自身q r s 波等，起搏器认为是交叉感知， 不抑制脉冲发放，而是提前触发心室脉冲发放( 见图3 一1 5 ) ，使a v 间期产生特 征性的缩短( 却一坳一1 0 0 口1 1 0 棚s ) ，一般短于程控的a v 间期。假如心室线路 在空白期之前未发生交叉感知，则v s p 发怵的心室脉冲落入心室不应期，为无效 脉冲。假如起搏器在下限频率期间连续发生交叉感知，因心房逸搏周期( v a i ) 保持不变，a v 间期缩短，房室顺序起搏频率快于程控的下限频率。如果心室线 路在心房空白期过后检测到交叉刺激，v s p 可防止较早的心室脉冲释放产生非同 步收缩。没有v s p 的起搏器需要一个较长的心房后心室空白期来防止交叉感知， 但较长的心室空白期易使心室线路产生低感知，有可能产生竞争心律。 1 9 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 d d d r v 图3 一1 5 心室安全起搏心电图 睡眠频率： 起搏器设置基础频率是为了能够保证患者在活动状态中有较好的血流动力学，不 会因为心律过慢而影响血液循环造成某些重要脏器的供血不足。而正常人在睡眠 过程中不同于在日间工作状态下的情况，夜间心律会低于白天心律。因此夜间睡 眠频率也应当低于基础频率。为使患者夜间能够安静休息，起搏器设置了睡眠频 率以满足患者的生理需要。睡眠频率的设置不但能减少部分患者因夜间起搏心律 偏快的心悸感，同时也相应减少了起搏器的能耗，延长了起搏器的寿命。 目前所用的睡眠起搏功能有两种实现方法： 1 ) 程控睡眠频率 根据患者工作和睡眠规律，应用预置起搏器内时钟的方法，将睡眠时间预定到夜 间某一时间，届时搏器根据时间和起搏频率的设定自动减慢起搏频率。 2 ) 自动睡眠频率 起搏器植入人体后能够自动测量和判断患者的活动强度，能够区分工作及睡眠状 态，根据活动变化自动绘成直方图，该直方图汇集了一周内采集的数掘，七天为 一个周期，每七天睡眠模式阈值被更新一次。模式阈值确定后，睡眠频率的自动 控制开始启动，当患者睡眠或休息一段时问后( 常为1 5 2 0 m i n ) ，其活动变量逐 渐下降至睡眠模式闽值，1 5 m jn 以后起搏器丌始以睡眠频率起搏。 活动变量童方圈 7 一 k 的恬动直方哥 静止括动 话动变量 图3 1 6 活动变量直方图 高压保护：起搏器配有高压保护电路，以防止进行体外除颤时大电流破坏起搏器 内部电路。 2 1 基于单片机的d d d 心脏起搏器的设计 第四章d d d 心脏起搏器功能在p i c 单片机上的实现 4 1 单片机