心脏起搏器的频率适应原理及其硬件结构

2．4　心脏起搏器的频率适应原理及其硬件结构

2．4．1　频率控制信号概述

频率适应起搏器需要测量植物神经的活性，但目前还没有直接测量植物神经活性的技术手段。由于植物神经活性不仅仅控制心率，还会影响心脏以及身体其他部位的活动参数，所以可以通过检测相应的人体活动信号来间接测量植物神经的活性，并以某种方式调节起搏器脉冲频率。所以，为了达到频率适应的目的，必须选择适当的检测信号、相应的传感器及确定的计算方法。

目前常用的被检测信号从信号的来源可以分为两类：体源信号与心源信号。

体源信号包括：人体运动（肌肉收缩）、呼吸频率、每分钟通气量、中央静脉血温度、中央静脉血氧饱和度、中央静脉血pH值等。

心源信号包括：心室收缩力、心电信号Q－T间期、心脏射血前间期（PEP）、心室变力性参数（VIP）、舒张期末心腔容量等。

稳定的控制系统要求测量信号构成负反馈闭环控制系统。对于植物神经控制的心血管血压调节系统而言，上述信号中体源信号都是开环控制信号。原因是它们都仅部分地反映了人体的负荷大小，信号与心率的关系并非唯一确定，许多其他因素可以影响心率。不充分的信息不可能真正达到生理性频率适应的要求。所以，现代起搏器中一般混合使用多种体源信号传感器，以尽可能全面真实地反映人体的心率需求。

与体源信号相比较，心源信号的主要优点是它包含了人体自身系统对心脏的控制信息，因此，心源信号更有可能构成生理性闭环控制系统，除非病变的心脏改变了这一信号对于植物神经活性的响应关系。

2．4．2　体动作为频率控制信号

体动检测有两种：一种是检测身体运动频率，这种方式易受身体外运动的干扰，如坐在不平稳的交通工具中，或与振动体的接触；另一种是检测身体运动加速度，这种检测与运动能量的相关性较好。

体力活动的能量主要通过检测大的肌肉活动得到。运动能量频率适应型起搏器的基本推理链为：人体许多种体力活动与大的肌肉运动相关，其总做功及氧消耗量最大，大的肌肉运动氧耗量增加就对循环的需求增加，于是就要求心脏输出增加，为了得到较大的心排血量，当然就要增加感知器驱动的起搏频率。

运动量可用一个位于胸腔上部的起搏器中的振动感知器件来监测。加速度型感知器件必须能探测与确定运动的加速度，将放在起搏器外壳中的运动感知器置于与最大能量消耗相关的人体最大肌处。即检测到的是胸腔组织的振动或起搏器外壳本身的加速度。这些信号被用来作为患者能量消耗的量度。基于压电效应的传感器能满足这些要求，它非常稳定且不需要外部能源。

在这种模式下进行的测量是正比于加速运动的，因而只需将所测到的信号积分就得到正比于活动能量的信号。处理这种传感器信号的电路由多级组成（如图2．22上面部分）。从压电传感器来的原始信号必须经过滤波以抽取那些仅代表胸大肌加速运动的频率，输入级由两级带通滤波器组成，其高通频限由压电传感器分布电容及线路的输入阻抗决定，低通频限由随后的放大器来决定。但仅是频谱滤波还不足以保证所测结果仅是能量的反映。因而信号还要通过一级阈值控制差分放大器以滤除那些幅度太低的信号。然后信号进入积分器就得到一个与运动能量相关的信号，并通过一个电压控制振荡器产生触发脉冲用于心脏起搏。这种方案可用于单腔或双腔起搏（图2．22），如将P波同步与感知控制的工作模式结合起来，则治疗方案的可选范围更加广阔。

图2．22　体动信号控制起搏频率的双腔起搏器方框图

体动信号控制起搏频率能在较宽的范围内满足患者的需求，其反应速度很快，但这种方法比较容易受到其他因素的干扰。所以，常作为双传感器频率控制系统中的控制信号之一。

2．4．3　中央静脉血温作为频率控制信号

现在已证实，中央静脉血温（CVT）与工作负荷及变时性心率之间存在线性关系。因此，可用中央静脉血温来控制起搏频率。在这种方法中，用24h内的平均值作为与运动无关的生理周期温度波动，而与由做功活动引起的温度变化区别开来。这样得出的两组信号分别代表了生理与代谢过程对心率的不同需求。

中央静脉血温频率适应起搏器的技术方案见图2．23，它实际上是一个单片微处理机。由外部输入的患者的各种数据或设定的控制参数，可通过编程探头查询、校正或重新设定。这些病情参数通过外部编程头指定的程序处理后用以调节已植入起搏器的起搏频率与幅度。温度采集探头由一个与起搏电极放在一起的热敏电阻、模拟集成电路，以及为测量温度用的模数转换器集成化后组成，测量精度为0．025℃。

图2．23　中央静脉血温控制起搏频率的单腔起搏器方框图

临床实践证实了中央静脉血温控制的开环频率适应与工作负荷之间的良好线性函数关系，可选择不同的斜率以适应不同体质患者的需要。在工作负荷的很宽的范围内都显示了生理性的控制。CVT控制的优点可以综合为下列几点：①在体力活动时，患者的大部分需求都能达到生理性心率适应；②夜间休息时心率的降低由24h生理周期温度变化规律所控制；③患者发热期间也能做到心率适应；④工作负荷超过50W时，心率能快速响应。

2．4．4　心室射血前间期（PEP）作为频率控制信号

1．心室射血前间期（PEP）作为频率控制信号的原理

心室电刺激发出时刻与心脏射血开始时刻之间的时间间隔被称为射血前间期PEP，这段间期包括心肌的电－机迟滞时间和等容收缩时间。电－机迟滞时间是电刺激－机械收缩耦联过程所需的时间。等容收缩时间是心肌开始收缩时刻到心瓣膜打开时刻之间的间期。这段时间是心肌收缩力积累到足够大所需的时间。

研究表明，交感神经活性的提高会增加钙离子向细胞膜内的渗透，提高了心肌的收缩力，加快了收缩的发展，因而使得打开瓣膜所需的时间缩短。我们已知：运动时和静息时的PEP倒数值之差（即PEP倒数的变化率）与运动负荷E成正比，同时窦性心率SR的变化也与运动负荷E成正比（见下式），可见PEP的倒数变化率完全反映了窦性心率的变化情况。

E∝d（1/PEP）∝d（SR）　　（2．1）

心室射血前间期的开始时刻即是心室电刺激开始时刻，可用电极直接测得。而心室射血前间期的结束时刻，可以通过测量起搏电极端部与另一根皮下电极之间的心内阻抗变化来测得。心脏收缩时心室内几何形状的改变立即引起阻抗的变化，因而阻抗信号一次导数对零点的偏离即被认为心室形状有了变化。为了将与心脏周期的快速射血开始点的阻抗变化与等容收缩开始点相关的阻抗变化区别开来，用刺激脉冲之后心内阻抗导数最大点（即阻抗斜率最大时刻）来表示PEP结束时刻（图2．24）。

图2．24　用右心室阻抗确定PEP值的原理

血液的电导率与周围组织或肌肉的电导率有区别，因此，在心脏活动时，由于测量电极附近血量与组织之间的比例有了变化，阻抗也将变化，这使得通过测量阻抗变化来确定心腔容量的变化成为可能。

由于PEP在两次心动周期间变化不会很大，因此可以在预期会出现射血期开始点的那段时间才测量阻抗信号，即设置一个时间窗口。这样可以节约电能，同时还能剔除误判。

2．单极右心室阻抗测量的原理及起搏器结构

阻抗测量是通过在起搏电极端部加上一个连续方波刺激电流，然后观察其响应电压的方法来测量的，电池消耗的平均电流约为2μA。这一测量用刺激电流是小于心肌起搏阈值的，不会引起心肌的额外兴奋。电流通过电极、血液、心肌组织，穿过胸腔及肺部组织，然后返回起搏器外壳。由于起搏电极的电流传导区域远小于起搏器外壳的电流传导区域，电极端部附近的电流密度为最大，所以大部分电压降落在围绕电极附近0．5cm³大小的血液与组织上，因而所得阻抗主要反映了电极表面附近的阻抗状况。这样，测量并处理心内阻抗这个量的结果就可用来表征心室尖端附近的局域收缩状况。

为了精确测量心内阻抗，需要解决一系列技术方面的问题。测量到的反映心内阻抗变化的电压的变化量一般很小：从0．2到1．2mV。这一信号叠加在比其大的由电极阻抗引起的电压降上，一般对500Ω的电极阻抗，电压降为20mV。更有甚者的是：这些信号还是叠加在幅度大得多、变化也快得多的起搏后电位及心内心电信号上面。

图2．25就是用一根单电极从那些干扰信号中提取心内阻抗，并进而分析得到交感神经信息的起搏器方框图。测量刺激脉冲为一个4096Hz方波。因为心内阻抗的频率分量一般为0．5Hz至35Hz，所以同步解调出诱导电压后通过一个带宽为0．3Hz到40Hz的贝塞尔带通滤波器。这一滤波器滤除掉了大部分呼吸引起的低频分量、所有的由电极阻抗引起的分量以及解调过程引起的高频分量，其中包括心内心电信号及起搏后复极分量。用贝塞尔型滤波器的目的则是使信号失真最小。已滤波信号在一个10Ω阻抗上的信噪比为36dB，此信号被一个11位模数（A/D）转换器转换成数字，滤波器级的增益可通过改变阻抗值来调节，使得在A/D转换过程中最少得到6b分辨率。

图2．25　通过测量阻抗提取植物神经活性的频率适应起搏器方框图

刺激电流的产生、解调，已解调信号的滤波等都用一个普通小电流集成电路块来完成。A/D转换由另一普通的集成电路芯片来完成，速度为每秒128次。用这样的方法将心内阻抗信号以足够的精度从可能的干扰源中提取出来。

在这样的起搏器中，一根电极完成了三个功能：首先，作为刺激电极将脉冲电能引导到心肌上；其次，作为感知探头探测心内电活动（IECG）；第三，用作测量电极探测心内阻抗变化，以此来探测植物神经信息。

2．4．5　心室变力性参数（VIP）作为频率控制信号

虽然心室射血前间期（PEP）技术成功地提取了植物神经的信息，但是PEP与心率的关系中存在随患者不同而变化的因素，需要对不同的患者个别处理，因而限制了应用的推广。

基于所获得的心室内阻抗数据，有许多不同的算法用以提取植物神经信息，其中比较有效的处理方法是局域有效斜率因子法（RQ）。这种方法通过检测心室电导波形因体力活动而引起的变化来计算收缩期早期心室肌收缩速度的变化。也即心室肌收缩力度的变化，从而计算出交感神经张力的变化。

在心脏活动周期中，如果以心室起搏（R波）时刻为时间0点，则其后有一段对应于肺动脉瓣或主动脉瓣开启的时间，这段时间心室电导波形相对于运动状态和休息状态有明显的变化（图2．26），静息时这段电导波形呈上升趋势，随着活动量的增加这段波形趋于平坦，平均斜率减小，继续增加活动量可使这段波形呈下降趋势，平均斜率为负，并负向增大。这段时间称为RQ有效测量间期（ROI）。ROI根据患者心脏的不同情况有所不同，需要预先设定。在ROI间期测量的电导增量（ΔY）称为RQ参数（有效斜率因子）。用RQ参数可以计算出心室变力性参数

此处：RQ＝Y终末值－Y起始值，为某活动状态时，在ROI间期电导增量（ΔY），

RQ_r＝静息状态时的RQ值，

RQ_e＝满负荷运动状态时的RQ值。

图2．26　静息与运动时心室电导在心动周期中的变化波形

心室变力性参数VIP对交感神经张力增加引起的收缩间期缩短，从而导致的电导波形的变化极为敏感，可作为交感神经张力的度量，用来调节起搏频率，以满足患者体力活动时不同的需要。用这种方法，休息时设为零点，并按照患者的年龄与体力承受能力调节满度值。通过参数VIP使起搏器能可靠地控制心率，重建一个具变时性能力的闭环系统。

RQ方法可靠提取交感神经信息，同时压缩了所有其他因素如呼吸、动脉血液分布、前负荷、后负荷、每搏输出量等的干扰。并且RQ方法可使所需的检测时间窗口比PEP方法更窄，结果使电池能量消耗显著减少。所以VIP方法是对PEP方法的改进。

这里的电导即是前述阻抗的倒数，所以，心室电导波形的检测原理与上述PEP方法中单电极心室阻抗测量的原理完全相同，线路硬件相同，只是软件算法不同。

2．4．6　心腔容量信息作为频率控制信号

1．心腔容量信息作频率控制信号的原理

自主循环调节系统有三种机制会引起心排血量增加：①提高心率；②增强收缩力使收缩期末的容量减少；③增加充盈压使舒张期末的容量增大。在健康人身上只有前两种机制能被观察到。但如心功能缺陷不能使心率随工作负荷而相应增加，则上述第三项就是心脏增加排血量的一个代偿机制。在这种情况下，舒张期末的心腔容量可以作为人体工作负荷的信息，用以控制起搏器的频率。这时的控制是一个负反馈闭环控制系统，舒张期末心腔容量和起搏频率互为反向，其平衡点在心脏排血量满足代谢需求的水平。

心室的几何形状非常复杂，要精确确定一个正在跳动的心脏的容积较为困难。由于只需要检测心室舒张期末容量的相对变化，因此，可以检测心室一小段柱体体积的相对变化，而心室容量的相对变化与此有一定的比例关系。如果这段柱体的长度一定，则柱体的体积正比于截面积平方根的三次方（图2．27）。

图2．27　心内阻抗测量的四端电极示意图

心室截面积（A）的测量基于心内阻抗三维测量结果，因而，阻抗信号用四端电极如图2．27安排来测量。两根放电电极通过电流I，而用两根测压电极测量其间的电位差。此时假设在插入电极附近电流均匀地渗流，亦即在测量电压的电极附近的电流密度不变，于是可用一简单的圆柱体阻抗公式来计算截面积A：

此处：h—两个测量电极之间的距离，k—电导率。

心室截面的精确形状并不是圆面，则由上式测到的A值必定与实际面积有偏差。然而，如果将两根电极距离安排得足够小，则这种误差是可以忽略的。

除此之外，心腔内的血液并不是被绝缘物质所包围，心肌及周围组织的电导率虽然要小得多，但并不是可忽略的，渗透电流中必定有一小部分要渗透到心腔之外，于是上式所得面积就会有一定的误差。这可用如下方法来解决：认为测得的阻抗Z是腔内血液的阻抗和心肌及周围组织的阻抗Zp两部分并联，即：

则心腔容积V可有以下正比关系：

如果满足近似条件，则Z_p不随心脏周期变化。所以，当U达极小值时，V达极大值。当这一极值变化时，意味着舒张期末的心腔容量变化，据此可以控制起搏器频率。

用于起搏和用于测量阻抗可以用同一根电极导管。这种起搏器需要四个电极。

2．心腔容量信息用作频率控制的起搏器结构

心腔容量信息控制起搏频率的双腔起搏器方框图见图2．28。电路由下述各部分组成：一个静态8位CPU，一个时钟振荡器，12个8位定时器（其中部分串接），双向通信线路，一个磁性杆簧开关的退耦电路，硬件中断处理器，心房与心室通道的心电信号检测与起搏线路，阻抗测量线路，收集生理与工作数据的模数转换器（ADC），监测单元，备用起搏系统，另外在混合基板上还有一个8K位的随机存储器（RAM）。

图2．28　心腔容量信息控制起搏频率的双腔起搏器方框图

这个心腔容量信息控制的起搏器在技术上还考虑到植入机器中的微处理器的可靠性问题，为此，将起搏器的数字电路设计成三个不同的独立子系统：①微处理器控制的起搏系统；②监测单元；③备用起搏电路。

监测单元的任务是检测微计算机电路是否出错。因此它必须与微计算机保持对话状态，而且由一个独立的时基来检测起搏间隔，如果检测到出错或奔放信号，监测电路马上将微计算机关闭并同时启动备用电路。

备用系统包括一个有独立时基的简单VVI起搏器，当监测系统检测到出错信息后，它就被立即启动，在正常工作时，备用系统仅消耗电源极少能量。

这种安全概念的优点是三个独立部分中任一个出了问题都不会对患者有立即的危险。