可集成在心臟起搏器中的高可靠性檢測系統設計

陶旭峰,張 章

(合肥工業大學 微電子學院,安徽 合肥 230601)

0 引 言

21世紀是一個電子信息化時代,科技革命不斷推動著醫療發展。具有成熟代表性的有應用電能治療疾病、通過植入式電療儀器,如心臟起搏器、人工耳蝸、腦深部刺激器等,完成在電流作用下,讓人體組織內發生一系列的變化,從而達到調整機體、治療疾病的目的[1-4]。心血管疾病作為一種最高死亡率的病因,通常表現癥狀為心動過緩、心律失常和心臟阻塞等,需要植入心臟起搏器,以確保心臟節律正常[5]。心臟起搏器可以對患者的心臟根據需要給予直接電刺激,刺激心臟以穩定、適當的速率跳動。然而任何一種醫療方法都有其固有的缺陷,心臟起搏器也不例外。如果心臟起搏器或電極引線不工作時,那么心臟起搏器患者就有發生事故和并發癥的風險。因為植入體內的電極是心臟起搏器中最脆弱的部分,所以極易被拉伸或者彎曲。特別是一旦電極脫位或絕緣層破裂都會導致心電信號不可用,沒有刺激脈沖輸出以維持正常的心律功能等。且當電極微脫位時,X射線透視可見電極頭仍在原處,但實際已與心內膜接觸不良,這對患者來說存在極大風險。

一般來說,可用常規心電圖(ECG)來檢測心臟起搏器的故障,但這對患者來說是復雜、耗時和不便的[6-8]。還有相關科研人員提出利用移動手機APP模擬可穿戴的心率檢測器[9],因為不同人體心率各有差異,預先設置的心率也各不相同,讀取心電數據進行比對時,也存在耗時不便問題,且該軟件只能在蘋果手機中使用,所以給患者帶來極大不便。相比之下,近年來,相關研究者根據生物阻抗可監測各種生物的生理情況[10],試圖通過測量人體生物阻抗來實現檢測心臟起搏器工作狀態的方法顯得更加有效便捷;若阻抗很低，則考慮絕緣層破損;若阻抗很高，則考慮電極導線折斷或脫位,進而得到植入電極的狀態和心臟的生理狀態。文獻[11]提出一種應用于ECG的生物阻抗測量,以評估ECG測量的質量,但其存在功耗與復雜性并不適合超低功耗微型植入設備的問題;文獻[12]提出的測量方案所需參考電流較大,且為達到檢測精度要求,對模數轉換器(analog-to-digital converter,ADC)采樣頻率和分辨率要求較高。

為解決這些問題,本文提出一種心臟阻力測量系統,可集成在心臟起搏器中,達到有效便捷地檢測心臟起搏器工作狀態。因為系統利用電容比提供精確的電壓增益將心臟壓降放大,對ADC分辨率要求放寬,同時使注入心臟所需的參考電流更小,且該電流雙向流過心臟,避免凈電荷積聚在心臟上,所以人體安全可靠性得到極大提升。相比文獻[11-12]來說,在降低輸入參考電流與ADC分辨率前提下,同樣得到精確的檢測信號。這無疑是在實現高精度測量的同時,極大降低對系統設計的復雜性以及功耗要求。該系統擁有可集成、高精度、便捷性強等優點,相比文獻[11-12]更適合超低功耗微型植入設備。

1 系統設計

本文提出的可植入起搏器中的高可靠性檢測系統結構如圖1所示。整個系統包括電流傳感部分、模擬信號與數字信號處理模塊、中央控制單元、串口顯示檢測單元以及電源管理模塊。系統中微電流源傳感器通過向心臟注入電流,以產生心臟壓降、電極傳導,將提取的微弱信號送入到模擬信號處理器中。為確保人體的高安全性,注入的電流控制在50 μA,流經心臟時間為30 μs,且雙向流動,避免凈電荷積聚在心臟表面,造成一定傷害。為降低ADC整體功耗及后期設計的復雜性,在傳感器后端設置模擬信號處理單元,利用電容比提供精確的電壓增益,由于是閉環設計,加強了系統從傳感器部分提取信號的穩定性。模擬信號處理單元的功能就是將采集的信號控制在適當范圍內輸入ADC中。由于對前期信號進行了有效處理,本文只需8位的低功耗采樣率為10 kHz的ADC即可滿足精度要求,心臟壓降存儲在電容器中3 ms,并由ADC采樣30次,以確保采樣的精確性。

圖1 系統結構

文獻[12]表明正常人體心臟阻力在250～4 000 Ω范圍內。對于滿量程為4.2 V的8位ADC,最小分辨率可派生為16.5 mV。為實現22 Ω的電阻測量精度,當設置注入心臟安全電流為50 μA時,模擬信號處理單元需閉環增益15。具體計算公式如下:

IREFRLSBAV=VLSB

(1)

其中:IREF為注入心臟的參考電流;RLSB為心臟電阻的分辨率;AV為模擬信號處理單元中開關電容運算放大器的閉環增益;VLSB為ADC的最小電壓分辨率。系統之所以要設計閉環增益,是為了減小注入心臟的參考電流以及降低對高分辨率ADC的性能依賴。電流增加可能導致患者不適甚至危險,而高分辨率ADC在超低功耗約束下必將成為設計上的挑戰。系統中閉環增益的引入打破了這一制約,用低功耗、低分辨率解決上述問題。

系統通過前端一系列采集處理后可得到被精確量化的數字電壓信號,隨之被送到微控制單元(microcontroller unit,MCU)中進行運算處理,將ADC輸出的數字信號轉換成與之對應的準確電阻測量值。系統轉化完成之后,通過控制串口調試工具進行數字顯示,便于檢測人員進行實時檢測,達到及時預判心臟起搏器電極連接與工作狀態。

2 電路設計

2.1 電流源設計

系統傳感器部分是利用微恒流源與電流鏡實現的。實現電流源功能電路如圖2所示,為產生一個精準的50 μA拉電流流經心臟負載,電路中先設計兩路互不干擾的100 μA恒流源電路與一個電流鏡電路。讓兩路電流源分別與電流鏡輸出端和電流鏡公共端連接,電流鏡輸入端接地,電流鏡的輸出端即可產生一個50 μA的拉電流。參考電流IREF注入心臟,在心臟正端與負端之間產生一定壓降表示心臟電阻與電流的乘積。該信號通過電極傳導,送入系統下一級處理。

圖2 50 μA恒流源電路結構

2.2 模擬信號采樣放大器設計

系統提出的采樣放大器電路原理圖與操作時序圖分別如圖3、圖4所示。微電流源注入心臟所產生的微弱電信號表示心臟壓降。脈沖T1、T2分別控制注入電流IREF從心臟正向流入以及反向流入30 μs,為人體安全考慮,對心臟進行2次檢測,注入電流方向相反,達到電中性。整個采樣放大器中,T1、T2控制的正向和反向注入電流流經心臟后,放大電路依次采樣與放大心臟的正向和反向壓降。經過采樣與放大處理之后,輸出電壓VO1、VO2被送入ADC中進行數字化處理。正向與反向控制模塊工作原理一致,使用相同的開關電容放大器組成閉環模式,擁有相同的閉環增益。正向開關電容放大器由使能信號EN1控制,將電阻壓降保持3 ms,反向開關電容放大器由使能信號EN2控制,將心臟壓降再保持3 ms。

圖3 開關電容采樣放大器電路結構

圖4 開關電路控制時序圖

該開關電容放大器分為采樣模式、放大模式2種工作模式。當EN1啟用期間T1高電平時，該開關電容放大器工作在采樣模式下。在此模式下,放大器U1用作單位增益負反饋緩沖器。此時放大器同相輸入端連接到共模電壓VCM(VCM=1 V)上,該電壓將同相輸入和輸出的直流電壓設定為VCM。心臟正端和負端處的電壓分別被存儲在電容C1、C2中,如圖5所示。因為V+、V-都小于共模電壓VCM,所以在電容C1、C2的正端上為正電荷,負端上為負電荷。當EN1啟用期間T1處于低電平時,開關電容放大器將從采樣模式切換到放大模式。在此模式下,電流源傳感器電極與心臟斷開。電容C1的負端通過MOS管S4連接到VCM。電容C2正反顛倒,其正端通過開關S9連接到VCM,其負端通過開關S5反轉接到放大器U1的反相輸入端,如圖6所示。由于電容C1、C2兩端的電壓相同,為VCM,根據電荷守恒原理,電容C1正端上的正電荷和電容C2負端上的負電荷將瞬間轉移到電容C3的正端。電路中,電容C1、C2相同,因此電容C3正端電荷為C1(V+-V-),從而可以消除MOS管S2和S12上電阻引起的誤差,提高電壓提取的精度。

圖5 采樣模式等效電路

圖6 放大模式等效電路

因為采樣放大器設計中正向放大與反向放大原理一致,所以最終正向和反向放大電壓為:

VO1=VCM+(C1/C3)(V+-V-)

(2)

VO2=VCM+(C4/C6)(V--V+)

(3)

其中：VO1、VO2分別為正向和反向心臟電阻上被處理后的壓降;VCM為放大器共模電壓;V+、V-分別為心臟正端和負端提取的電壓。由(2)式可以得出閉環增益為電容C1與C3的比值,改變電容C1與C3的比值,即可獲得不同的增益,(3)式同理。為提高電阻的測量精度且注入心臟的電流盡可能小,提高閉環增益是必要的。為使閉環增益盡可能不受外在干擾,本文選用帶寬較大、開環增益較高的套筒式共源共柵差動對來實現。開環增益大于70 dB,單位增益帶寬大于80 MHz,轉換速率大于160 V/μs,滿足系統對精度和速度的要求。

2.3 數字檢測模塊

為了更好地服務于微控制器以及滿足第1節中對心臟電阻進行雙向采樣與放大的設計要求,本文ADC采取8位串行I2C總線接口結構。2個模擬輸入分別連接開關電容放大器的輸出端VO1、VO2,對心臟正向壓降和反向壓降分別進行量化,送入微處理器中進行控制。ADC中輸入輸出的地址、控制和數據信號均通過雙線雙向I2C總線以串行方式進行傳輸。該ADC內部時鐘頻率大于10 kHz,即可滿足對系統檢測的精度要求。

系統檢測功能通過檢測心臟阻力大小,判斷電極連接狀態。但由于經過ADC輸出的信號表示電壓信號,且為二進制離散的,為達到檢測系統可以直觀判斷,本文利用微控制器STC89C52作為主控芯片與輔助軟件keil及驅動程序將ADC輸出的信號轉換成電阻值,通過commix工業控制串口調試工具在PC機界面顯示。

因為研究的人體心臟阻力為250～4 000 Ω,系統通過預先置入轉換程序,所以commix串口對應顯示范圍在0B～F2之間。超過或低于此區間范圍,都可以作為心臟起搏器工作狀態出現故障的預判,并加以及時檢查電極接口。當檢測串口數據顯示在0B～F2之間時,表示電極接口狀態正常;當數據顯示低于0B時,表示電極有可能絕緣層破損或短接;當數據顯示高于FF時，表示電極有可能已經處于斷裂狀態。串口顯示可以直觀、清楚地被醫療人員實時觀察,并及時做好應對措施,簡潔方便。

3 仿真與分析

系統傳感器單元中為得到50 μA的拉電流,本文利用兩路獨立的100 μA電流源與一個電流鏡實現。電流源仿真波形如圖7所示。

圖7 50 μA電流源仿真波形

在工作電壓2.5 V、參考電流50 μA下,對正向心臟電阻壓降V+與反向心臟電阻壓降V-波形進行采樣,如圖8所示。

圖8中:前30 μs表示參考電流正向注入心臟產生的壓降;后30 μs表示參考電流反向注入心臟產生的壓降;中間間隔20 μs為緩沖期。線性壓降分別對應250～4 000 Ω范圍內不同心臟電阻,表明當心臟被等效為電阻器,范圍為250～4 000 Ω時,電壓隨著心臟阻力的增加而線性增加。

圖8 心臟采樣電壓波形

不同心臟阻力的放大輸出電壓VO1和VO2如圖9所示。從圖9可以看出,當U1啟用時,正向輸出電壓VO1僅在前3 ms內有效,此后為反向心臟放大輸出電壓VO2波形。以2 000 Ω電阻為例,當共模電壓VCM為1 V時,心臟壓降100 mV理想情況下,應放大到2.5 V。由于放大器開環增益有限,MOS開關的通道電荷注入等原因引入一些誤差,在后期處理過程中可以校準固定誤差。結果表明,在忽略誤差情況下,輸出的電壓與心臟電阻之間存在良好的線性關系。

圖9 心臟阻力放大電壓波形

本文給出當心臟電阻為2 000 Ω時,放大信號經ADC采樣,正向放大電壓數字波形如圖10a所示,僅在前3 ms有效。反向放大電壓數字波形如圖10b所示,有效時間共為6 ms。

圖10 數字仿真波形

數字波形中共顯示八位二進制。光跡組中:下信號代表最高有效位(the most significant bit,MSB);上信號代表最低有效位(the least significant bit,LSB)。2條光標可自由移動掃描,波形窗口中,左側顯示的2組八位二進制數分別表示光標X1、X2停留在某位置時表示瞬時二進制數字信號。數字信號仿真波形中,正向注入參考電流,心臟阻力為2 000 Ω時,數字信號八位二進制顯示值為10011000,對應的十進制電壓數值為2.508 V;反向注入時,數字信號八位二進制顯示值為10011000、10010111,對應的十進制電壓值為2.508、2.492 V。精度誤差控制在8 mV左右,滿足系統精度要求。

4 測試與分析

本文所設計的可植入、低功耗、高精度的心臟起搏器檢測系統裝置被置于10 cm×8 cm的PCB上進行測試,實驗測試場景如圖11所示。為了更好地模擬測試,本文在設計板級電路選擇器件時,考慮實際因素,提出用TS5A3159的單通道模擬開關芯片來很好地代替MOS開關管,該芯片高電平導通低電平關斷,導通電阻為1.15 Ω,開啟電壓為2.5 V,時延低至20 ns,精度高,轉換速度快,帶寬高至100 MHz。ADC選用8位,量程可高達6 V,采用I2C數據總線傳輸,采樣頻率在10 kHz左右即可滿足要求。運算放大器選用開環增益高、帶寬范圍大,本文選用AD820系列高增益、寬頻帶運算放大器。

圖11 實驗測試場景

為驗證檢測系統精度,本文先用電阻模擬器替代心臟阻力進行校驗,精度驗證成功后,用雞肉組織實驗檢測。實驗精度驗證環節中,本文進行正向注入參考電流,選用阻值為0.51、1.00、2.20、3.30 kΩ的不同電阻進行預實驗,實驗測試結果如圖12所示。因為本文實際使用的ADC器件為四通道,所以commix串口有4路輸出,本文只用1路,其余3路接地無信號輸出。分析如下:當被測電阻為0.51 kΩ時,實際測試結果為十六進制1E,對應的二進制表示為00011110,轉換成十進制為30;同理1.00、2.20、3.30 kΩ顯示結果轉化為十進制數分別為60、135、200。相對誤差計算公式為:

圖12 電阻校驗串口顯示圖

(4)

其中:A為測試中十六進制轉換成的十進制數;B為ADC的分辨率;R0為電阻理論值。根據(4)式分別得出電阻0.51、1.00、2.20、3.30 kΩ的實際測試相對誤差為2.90%、1.00%、1.25%、0。理論情況在只考慮ADC量化引起的誤差下,commix串口顯示應分別為1F、3D、85、C8。根據理論推導和實際所測數據,理論相對誤差不超過1%,實際測量誤差不超過3%,系統可作為心臟起搏器的一種可靠性檢測依據。

在誤差精度已校驗情況下,本文給出用雞肉組織模擬心臟組織的實際檢測數據,見表1所列。串口數據穩定后,當電極連接良好,雞肉組織大小適中,近似模擬心臟組織時,串口顯示數據為A6,阻值在2 460 Ω屬于正常狀態;當電極斷裂,已與組織脫離時,此時數據顯示為FF;當電極破損或短接狀態時,近似一根導線阻值極低,數據顯示為02,理論應趨向00(因實際檢測時,電極或導線自身帶有一定阻抗,產生一定誤差)。

表1 不同電極狀態檢測結果

本文提出的檢測系統各性能指標與近年來相關文獻報道的性能指標進行對比,結果見表2所列。該系統在人體安全性方面與文獻[12]相比,注入心臟參考電流減小50%,極大地提升了對心臟的保護能力,同時在保證檢測精度可靠的前提下,極大地降低了對ADC的設計需求;與文獻[11]相比,不僅降低ADC復雜性,而且該系統設計結構可集成在心臟起搏器中更易于植入人體;與文獻[6-7]相比,在檢測精度相當前提下,本文提出的方案可隨心臟起搏器植入人體中,對患者來說更加方便、簡潔。

表2 各性能指標與相關文獻對比

5 結 論

本文設計的心臟起搏器檢測系統,可集成到心臟起搏器裝置中,隨心臟起搏器一起植入到人體內,因此在功耗體積方面做到了優化考慮。通過對心臟阻力的檢測可以有效快速做到預判斷,理論檢測精度高達99.0%以上。另外,在對人體安全性方面也進行了優化考慮,在注入小參考安全電流情況下,可以精確實現系統檢測,為植入心臟起搏器的患者提供方便。研究表明在未來隨著科學技術的不斷進步,這種設計方法有望取代ECG成為檢測的另一有效途徑。