起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备。

背景技术

MRI(Magnetic Resonance Imaging，磁共振成像)作为一种非侵入式、无电离辐射的成像技术，已被广泛应用于心脏病学，肿瘤学和神经病学的临床诊断中。以植入式心脏起搏器(Pacemaker)和ICD(Implantable Cardioverter-Defibrillator，植入式心律转复除颤器)为代表的CIED(Cardiac Implantable Electronic Device/Pacemaker，植入式心脏电子设备)是一类长期植入人体的有源器械，是目前治疗心动过缓、预防SCD(Suddencardiac Death，心脏性猝死)最有效的医疗器械。随着MRI诊断和植入式心脏电子设备的广泛应用，带有植入式心脏电子设备的患者进行MRI扫描的需求与日俱增。而磁共振(MR)系统使用强静磁场、射频场和梯度场构建人体图像，强磁场会干扰植入式心脏电子设备的功能，增大伤害接受MRI检查的患者的风险。其中，可预知的风险包括人体组织发热、起搏抑制、器械诱发性心动过速、器械移位、部件损坏和错误的器械诊断等。

然而，对于植入式心脏起搏器和植入式除颤器这样的生命支持类器械，当起搏依赖型病人在接受磁共振扫描期间，植入式心脏电子设备仍然必须以一定频率和幅值持续发放起搏脉冲以维持病人的正常心脏跳动。如果起搏脉冲波形受到磁共振射频场的干扰，可能造成脉冲幅值降低到无法起搏心脏的程度。比如，针对1.5T(其拉莫尔频率(Larmorfrequency)为63.9MHz)磁共振机型，其对应的MRI共振频率(为64MHz，针对3T(其拉莫尔频率(Larmor frequency)为127.8MHz)磁共振机型，其对应的MRI共振频率为128MHz。

因此，如何降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，日益成为本领域技术人员亟待解决的技术问题之一。

需要说明的是，公开于该发明背景技术部分的信息仅仅旨在加深对本发明一般背景技术的理解，而不应当被视为承认或以任何形式暗示该信息构成已为本领域技术人员所公知的现有技术。

发明内容

本发明的目的在针对现有技术中的植入式心脏电子设备在磁共振环境中会受到干扰引起起搏脉冲幅值降低导致无法起搏心脏的问题，提供一种起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备。本发明通过对第一电容充电回路的优化，能够降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，保证植入式心脏电子设备顺利起搏心脏。

为实现上述目的，本发明通过以下技术方案予以实现：一种起搏脉冲幅值的控制方法，用于植入式心脏电子设备，所述植入式心脏电子设备的等效电路包括电极导线与心肌组织的接触阻抗、电极导线的电极电阻、滤波器、第一电容、放电开关以及供电电源；所述接触阻抗、所述电极电阻、所述滤波器、所述第一电容以及所述放电开关串联形成起搏放电回路，所述第一电容以及所述供电电源串联形成起搏充电回路；所述起搏充电回路还包括与所述供电电源串联连接的充电优化电路，所述充电优化电路包括至少两路并联连接的充电优化子电路，每一所述充电优化子电路包括串联连接的电阻和开关，且任意两个所述充电优化子电路中的电阻的阻值不同；

所述控制方法包括，在对所述第一电容充电时，断开所述放电开关，并执行以下操作：

若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，导通阻值较大的至少一路所述充电优化子电路，断开其他所述充电优化子电路；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中，则导通阻值较小的至少一路所述充电优化子电路，断开其他所述充电优化子电路。

可选地，所述充电优化电路包括两路并联连接的充电优化子电路，其中一路所述充电优化子电路包括串联连接的第一电阻和第一开关，另一路所述充电优化子电路包括串联连接的第二电阻和第二开关，所述第一电阻的阻值大于所述第二电阻的阻值；所述控制方法包括，在对所述第一电容充电时，断开所述放电开关，并执行以下操作：

若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，接通所述第一开关，断开所述第二开关，以使得所述供电电源、所述第一开关、所述第一电阻以及所述第一电容形成处于导通状态的所述起搏充电回路，所述供电电源通过所述第一电阻为所述第一电容充电；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中，接通所述第二开关，断开所述第一开关，以使得所述供电电源、所述第二开关、所述第二电阻以及所述第一电容形成处于导通状态的所述起搏充电回路，所述供电电源通过所述第二电阻为所述第一电容充电。

可选地，所述第一电阻的阻值为4MΩ～6MΩ，所述第二电阻的阻值为100Ω～200Ω。

可选地，所述充电优化电路的第一端与所述滤波器的第一端以及第一电容的第一端共接，所述充电优化电路的第二端与所述供电电源的正极电连接。

可选地，所述控制方法，还包括：在对所述第一电容进行充电的步骤之后，再导通所述起搏放电回路并断开所述起搏充电回路，以通过所述第一电容发放起搏脉冲。

可选地，所述滤波器包括第二电容、放电优化电路以及电感，所述第二电容与所述放电优化电路串联连接后与所述电感并联连接；所述放电优化电路包括至少两路并联连接的放电优化子电路，每一所述放电优化子电路包括串联连接的电阻和开关，且任意两个所述放电优化子电路中的电阻的阻值不同；

所述控制方法包括，在所述第一电容处于非充电状态时，断开所述充电优化电路，并执行以下操作：

若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，断开所述放电优化电路，并导通所述放电开关，所述第一电容通过所述电感和所述第二电容发放起搏脉冲；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且不需要发放起搏脉冲，导通阻值较大的至少一路所述放电优化子电路，断开所述放电开关以及其他所述放电优化子电路，所述第二电容通过被导通的所述放电优化子电路和所述电感将干扰信号源的射频频率限制在所述滤波器内；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且需要发放起搏脉冲，导通阻值较小的至少一路所述放电优化子电路以及所述放电开关，断开其他所述放电优化子电路，所述第一电容通过被导通的所述放电优化子电路和第二电容发放起搏脉冲。

可选地，所述放电优化电路包括两路并联连接的放电优化子电路，其中一路所述放电优化子电路包括串联连接的第三电阻和第三开关，另一路所述放电优化子电路包括串联连接的第四电阻和第四开关，所述第三电阻的阻值大于所述第四电阻的阻值；

所述控制方法包括，在所述第一电容处于非充电状态时，断开所述充电优化电路，并执行以下操作：

若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，断开所述第三开关和所述第四开关，并导通所述放电开关，以使得所述第一电容、所述电感、所述第二电容、所述电极电阻、所述接触阻抗以及所述放电开关形成处于导通状态的所述起搏放电回路，所述第一电容通过所述电感和所述第二电容发放起搏脉冲；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且不需要发放起搏脉冲，导通所述第三开关，并断开所述第四开关和所述放电开关，以使得所述第二电容、所述电感、所述第三开关以及所述第三电阻形成处于导通状态的所述起搏放电回路，所述第二电容通过所述第三电阻和所述电感将干扰信号源的射频频率限制在所述滤波器内；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且需要发放起搏脉冲，导通所述第四开关和所述放电开关，并断开所述第三开关，以使得所述第一电容、所述电感、所述第四开关、所述第四电阻、所述第二电容、所述电极电阻、所述接触阻抗以及所述放电开关形成处于导通状态的所述起搏放电回路，所述第一电容通过所述第四电阻和第二电容发放起搏脉冲。

可选地，所述第三电阻的阻值为1MΩ～5MΩ，所述第四电阻的阻值为100Ω～500Ω。

可选地，所述放电优化电路的第一端，与所述电感的第一端、所述充电优化电路的第一端以及所述第一电容的第一端共接，所述放电优化电路的第二端连接所述第二电容的第一端，所述电感的第二端连接于所述电极电阻与第二电容之间。

为了实现上述目的，本发明还提供了一种植入式心脏电子设备，所述植入式心脏电子设备采用上述任一项所述的起搏脉冲幅值的控制方法对起搏脉冲进行控制。

可选地，所述植入式心脏电子设备为植入式心脏起搏器或植入式心律转复除颤器。

与现有技术相比，本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备，具有以下有益效果：

本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，用于植入式心脏电子设备，所述植入式心脏电子设备的所述起搏充电回路包括充电优化电路，所述充电优化电路包括至少两路并联连接的充电优化子电路，每一所述充电优化子电路包括串联连接的电阻和开关，且任意两个所述充电优化子电路中的电阻的阻值不同。所述控制方法包括，在对所述第一电容充电时，断开所述放电开关，并执行以下操作：若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，导通阻值较大的至少一路所述充电优化子电路，断开其他所述充电优化子电路；若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中，则导通阻值较小的至少一路所述充电优化子电路，断开其他所述充电优化子电路。由此可见，本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，充分利用了RC(充电优化电路的电阻与第一电容)充电回路的时间常数正比于电阻和电容的乘积，可知在磁共振干扰环境中，使用阻值较小的电阻对第一电容进行充电将大大缩短充电时间，从而使得第一电容具有更强的抵抗MRI电磁干扰的能力。进而使得当植入式心脏电子设备(确切地为第一电容)起搏放电时，能够降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，以更好地保障接受MRI检测的患者健康，并降低因植入式心脏电子设备起搏脉冲降低而导致误诊断发生的风险，保证植入式心脏电子设备顺利起搏心脏。

进一步地，本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，所述滤波器包括第二电容、放电优化电路以及电感，所述第二电容与所述放电优化电路串联连接后与所述电感并联连接；所述放电优化电路包括至少两路并联连接的放电优化子电路，每一所述放电优化子电路包括串联连接的电阻和开关，且任意两个所述放电优化子电路中的电阻的阻值不同；所述控制方法包括，在所述第一电容电时，断开所述充电优化电路，导通所述放电开关，并执行以下操作：若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，断开所述放电优化电路；若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且不需要发放起搏脉冲，导通阻值较大的至少一路所述放电优化子电路，断开其他所述放电优化子电路；若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且需要发放起搏脉冲，导通阻值较小的至少一路所述放电优化子电路以及所述放电开关，断开其他所述放电优化子电路。由此可见，本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，通过在起搏放电回路中加入全新设计的放电优化电路，从而能够在不同的场景下控制不同的开关的状态改变LC带阻滤波器的内接电阻以获得合适的品质因子，进而解决了对磁共振射频场滤波效果和对起搏脉冲幅值影响之间的矛盾，从而起搏脉冲可以几乎不受影响地到达心脏。

由于本发明提供的植入式心脏电子设备，与本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法属于同一发明构思，因此，本发明提供的植入式心脏电子设备至少具有本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法的所有优点，为了避免赘述，在此，不再展开细述，更详细的内容请参见本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法有益效果的相关描述。

附图说明

图1为本发明实施例一提供的起搏脉冲幅值的控制方法的流程示意图；

图2为本发明实施例一提供的起搏脉冲幅值的控制方法的植入式心脏电子设备其中一具体示例的等效电路简图；

图3为图2中的植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中时的等效电路简图；

图4为本发明实施例二提供的起搏脉冲幅值的控制方法的流程示意图；

图5为本发明实施例二提供的起搏脉冲幅值的控制方法的植入式心脏电子设备其中一具体示例的等效电路简图；

图6为图5中的植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中时的等效电路简图；

图7为图6中的植入式心脏电子设备在64MHz磁共振环境下使用不同的放电优化子电路时对起搏脉冲的影响示意图；

图8为图6中的植入式心脏电子设备在128MHz磁共振环境下使用不同的放电优化子电路时对起搏脉冲的影响示意图；

其中，附图标记说明如下：

第一电阻-R1、第二电阻-R2、第三电阻-R3、第四电阻-R4、电极电阻-R5、接触阻抗-R6；

第一开关-K1、第二开关-K2、第三开关-K3、第四开关-K4、放电开关-K5；

滤波器-LC、第一电容-C1、供电电源-E1、干扰信号源-Emri、第二电容-C2、电感-L；

起搏充电回路-200、充电优化电路-210、起搏放电回路-100、放电优化电路-110。

具体实施方式

为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图对本发明提出的起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。应当了解，说明书附图并不一定按比例地显示本发明的具体结构，并且在说明书附图中用于说明本发明某些原理的图示性特征也会采取略微简化的画法。本文所公开的本发明的具体设计特征包括例如具体尺寸、方向、位置和外形将部分地由具体所要应用和使用的环境来确定。以及，在以下说明的实施方式中，有时在不同的附图之间共同使用同一附图标记来表示相同部分或具有相同功能的部分，而省略其重复说明。在本说明书中，使用相似的标号和字母表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义，则在随后的附图中不需要对其进行进一步讨论。

在适当情况下，如此使用的这些术语可替换。类似的，如果本文所述的方法包括一系列步骤，且本文所呈现的这些步骤的顺序并非必须是可执行这些步骤的唯一顺序，且一些所述的步骤可被省略和/或一些本文未描述的其他步骤可被添加到该方法。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。

在对本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法详细说明之前，需要说明的是：为了更便于理解和描述本发明，本文中实施例一重点对本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法对起搏电容(本文中为第一电容)的起搏充电回路的优化方案详细描述，实施例二重点对本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法对起搏电容(本文中为第一电容)的起搏放电回路的优化方案详细描述。但需要明白的是：本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法的起搏充电回路的优化方案和起搏放电回路的优化方案不仅不相互矛盾更不相互对立，二者可以独立使用，也可以联合使用。具体地，在具体应用本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，可以仅采用实施例一提供的方案，也可以仅采用实施例二提供的方案，还可以将二者结合，即同时优化起搏充电回路和对起搏放电回路。

实施例一

本实施例提供了一种起搏脉冲幅值的控制方法，用于植入式心脏电子设备。具体地，请参见图1、图2和图3，其中，图1为本发明实施例一提供的起搏脉冲幅值的控制方法的流程示意图；图2为本发明实施例一提供的起搏脉冲幅值的控制方法的植入式心脏电子设备其中一具体示例的等效电路简图；图3为图2中的植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中时的等效电路简图。从图1、图2和图3可以看出，所述植入式心脏电子设备的等效电路包括电极导线与心肌组织的接触阻抗R6、电极导线的电极电阻R5、滤波器LC、第一电容C1、放电开关K5以及供电电源E1；所述接触阻抗R6、所述电极电阻R5、所述滤波器LC、所述第一电容C1以及所述放电开关K5串联形成起搏放电回路100，所述第一电容C1以及所述供电电源E1串联形成起搏充电回路200；所述起搏充电回路200还包括与所述供电电源E1串联连接的充电优化电路210，所述充电优化电路210包括至少两路并联连接的充电优化子电路(图中未标示)，每一所述充电优化子电路包括串联连接的电阻和开关，且任意两个所述充电优化子电路中的电阻的阻值不同。

所述控制方法包括，在对所述第一电容C1充电时，断开所述放电开关K5，并执行以下操作：

S11：若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，导通阻值较大的至少一路所述充电优化子电路，断开其他所述充电优化子电路；

S12：若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中，则导通阻值较小的至少一路所述充电优化子电路，断开其他所述充电优化子电路。

由此可见，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，充分利用了RC(充电优化电路210的电阻与第一电容C1)充电回路的时间常数正比于电阻和电容的乘积，可知在磁共振干扰环境中，使用阻值较小的电阻对第一电容C1进行充电将大大缩短充电时间，从而使得第一电容C1具有更强的抵抗MRI电磁干扰的能力。进而使得当植入式心脏电子设备(确切地为第一电容C1)起搏放电时，能够降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，以更好地保障接受MRI检测的患者健康，并降低因植入式心脏电子设备起搏脉冲降低而导致误诊断发生的风险，保证植入式心脏电子设备顺利起搏心脏。

需要说明的是，本领域技术人员应该能够理解，图2和图3仅是植入式心脏电子设备的等效电路图的示意性描述，是出于描述和理解更方便之目的，而并非本发明的限制。换句话说，虽然本实施例的图2和图3中给出的充电优化电路210具有两路并联连接的充电优化子电路，但在其他的实施方式中，所述充电优化电路210的充电优化子电路的个数也可以为除两路之外的其他数值，比如3路充电优化子电路、4路充电优化子电路或更多路，不一一赘述。

进一步地，本发明对电极导线与心肌组织的接触阻抗R6以及电极导线的电极电阻R5的具体取值不作限定，接触阻抗R6以及电极导线的具体取值由实际应用场景确定，示例性地，接触阻抗R6的取值大约为1KΩ，电极导线的电极电阻R5的取值大约为50Ω。

特别地，本实施例对所述滤波器LC的具体类型不作限定，举例而言，滤波器LC可以为带阻滤波器、无源滤波器、主动滤波器和数字滤波器中的任一种。进一步地，如图3所示，当植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中时，本发明对所述干扰信号源Emri的类型不作限定，示例性地，所述干扰信号源Emri的射频频率可以为64MHz(对应1.5T磁共振环境)，所述干扰信号源Emri的射频频率也可以为128MHz(对应3T磁共振环境)。当然，所述干扰信号源Emri的射频频率还可以为除64MHz和128MHz之外的其他值，在此不一一列举。

另外，本领域技术人员应该能够理解，本发明对步骤S11和步骤S12的执行顺序不作限定，虽然上文中先对步骤S11进行描述再对步骤S12进行描述，但很显然地这仅是在文字表述时的限制，并非本发明的限定。事实上，在对所述第一电容C1充电时，所述植入式心脏电子设备要么在磁共振干扰环境中，要么不在磁共振干扰环境中，在实际执行时步骤S11和步骤S12并不存在先后次序。

为了便于理解和说明本发明，下文以充电优化电路210包括两路并联连接的充电优化子电路为例对本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法进行说明。

请继续参见图2和图3，在本实施例中，所述充电优化电路210包括两路并联连接的充电优化子电路，其中一路所述充电优化子电路包括串联连接的第一电阻R1和第一开关K1，另一路所述充电优化子电路包括串联连接的第二电阻R2和第二开关K2，所述第一电阻R1的阻值大于所述第二电阻R2的阻值；所述控制方法包括，在对所述第一电容C1充电时，断开所述放电开关K5，并执行以下操作：

若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，接通所述第一开关K1，断开所述第二开关K2，以使得所述供电电源E1、所述第一开关K1、所述第一电阻R1以及所述第一电容C1形成处于导通状态的所述起搏充电回路200，所述供电电源E1通过所述第一电阻R1为所述第一电容C1充电；

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中，接通所述第二开关K2，断开所述第一开关K1，以使得所述供电电源E1、所述第二开关K2、所述第二电阻R2以及所述第一电容C1形成处于导通状态的所述起搏充电回路200，所述供电电源E1通过所述第二电阻R2为所述第一电容C1充电。

由此，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，相比于在所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境时供电电源E1通过阻值较大的第一电阻R1为所述第一电容C1充电，在所述植入式心脏电子设备处于磁共振干扰环境时供电电源E1通过阻值较小的第一电阻R1为所述第一电容C1充电，能够显著缩短对第一电容C1的充电时间，从而使得第一电容C1具有更强的抵抗MRI电磁干扰的能力。进而使得当植入式心脏电子设备(确切地为第一电容C1)起搏放电时，能够降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，能够更好地保障接受MRI检测的患者健康，并降低因植入式心脏电子设备起搏脉冲降低而导致误诊断发生的风险，保证植入式心脏电子设备顺利起搏心脏。

具体的，在本实施例中，所述第一电阻R1为5MΩ，所述第二电阻R2的阻值为150Ω，在其他具体实施方式中，本发明对各个充电优化子电路中电阻的具体取值不作限定，根据所处的磁共振干扰环境不同，第一电阻R1的阻值在4MΩ～6MΩ中选取，第二电阻R2的阻值在100Ω～200Ω中选取，以使得所述植入式心脏电子设备在干扰信号源Emri不同的射频频率可以具有不同的充电时间，从而使得第一电容C1抵抗电磁干扰能力具有更加广泛地适应性。

由此，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，由于第二电阻R2的阻值远小于第一电阻R1的阻值，根据RC充电回路时间常数正比于电阻和电容的乘积原理，可知使用第二电阻R2对第一电容C1充电将大大缩短充电时间，从而使得第一电容C1具有更强的抵抗MRI电磁干扰的能力，进而使得当植入式心脏电子设备(确切地为第一电容C1)起搏放电时，能够降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，能够更好地保障接受MRI检测的患者健康，并降低因植入式心脏电子设备起搏脉冲降低而导致误诊断发生的风险，保证植入式心脏电子设备顺利起搏心脏。

优选地，在其中一些示范性实施方式中，所述充电优化电路210的第一端与所述滤波器LC的第一端以及第一电容C1的第一端共接，所述充电优化电路210的第二端与所述供电电源E1的正极电连接。由此，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，充电优化电路210在植入式心脏电子设备的电路简图中连接关系简洁，更便于实施和维护。

当对第一电容C1充电完毕后，就可以通过第一电容C1放电以实现起搏脉冲的发放。因此，起搏脉冲幅值的控制方法，还包括：在对所述第一电容C1进行充电的步骤之后，再导通所述起搏放电回路100并断开所述起搏充电回路200，以通过所述第一电容C1发放起搏脉冲。由此，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法先通过起搏充电回路200为所述第一电容C1充电再通过起搏放电回路100使得第一电容C1发放起搏脉冲，在发放脉冲前完成充电工作，使得植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境下以及在磁共振干扰环境下均可以顺利起搏心脏。

具体地，本领域技术人员应该能够理解，通常情况下，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法持续采用“先通过起搏充电回路200为所述第一电容C1充电再通过起搏放电回路100使得第一电容C1发放起搏脉冲”的这一模式使得植入式心脏电子设备处于工作状态以顺利起搏心脏。

实施例二

为了更便于理解本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，接下来先对本实施例提出起搏脉冲幅值的控制方法的研究过程及基本原理简要说明如下：

为了提高植入式心脏电子设备在磁共振环境下的安全性，相关技术对植入式心脏电子设备进行改进的常见方案，一般是使用限制MRI磁场频率传输的带阻滤波器LC，加强磁场中感应电流的分流和耗散，以及使用密封的钛或不锈钢对脉冲发生器屏蔽，以避免对植入式心脏电子设备电路的损害。

然而，经研究发现，滤波器LC采用电感器和电容器并联，通过精心挑选滤波器LC中的电阻阻值获得合适的品质因子Q，实现对MRI射频场的滤波且尽量减少对起搏脉冲的影响。然而这两者存在天然的矛盾：对MRI射频场的滤波需要足够的电阻保证滤波器LC拥有足够的滤波带宽。然而带宽的拓宽将不可避免对起搏脉冲造成影响，可能使起搏脉冲幅值降低到无法成功起搏心脏。因此，上述改进无法有效地降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险。单纯依靠挑选滤波器LC中的电阻(电阻值的大小决定了滤波器LC的品质因子Q大小，其中，电阻越大，Q越小，滤波带宽越宽，但是滤波效率越低，对起搏脉冲的影响越大，反之亦然)来实现两者的折中，并不能很好地解决起搏脉冲幅值降低的问题。

基于上述研究，本实施例提供了另一种起搏脉冲幅值的控制方法，与实施例一提供的起搏脉冲幅值的控制方法对起搏充电回路200进行优化的方式不同，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，对起搏放电回路100进行优化。具体地，请参见图4、图5和图6，其中，图4为本发明实施例二提供的起搏脉冲幅值的控制方法的流程示意图；图5为本发明实施例二提供的起搏脉冲幅值的控制方法的植入式心脏电子设备其中一具体示例的等效电路简图；图6为图5中的植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中时的等效电路简图。从图4、图5和图6可以看出，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，植入式心脏电子设备的所述滤波器LC包括第二电容C2、放电优化电路110以及电感L，所述第二电容C2与所述放电优化电路110串联连接后与所述电感L并联连接；所述放电优化电路110包括至少两路并联连接的放电优化子电路(图中未标示)，每一所述放电优化子电路包括串联连接的电阻和开关，且任意两个所述放电优化子电路中的电阻的阻值不同。所述控制方法包括，在所述第一电容C1处于非充电状态时，断开所述充电优化电路210，并执行以下操作：

S21：若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，断开所述放电优化电路110，并导通所述放电开关K5，所述第一电容C1通过所述电感L和第二电容C2发放起搏脉冲；

S22：若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且不需要发放起搏脉冲，导通阻值较大的至少一路所述放电优化子电路，断开所述放电开关K5以及其他所述放电优化子电路，所述第二电容C2通过被导通的所述放电优化子电路和所述电感L将干扰信号源的射频频率限制在所述滤波器LC内；

S23：若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且需要发放起搏脉冲，导通阻值较小的至少一路所述放电优化子电路以及所述放电开关K5，断开其他所述放电优化子电路，所述第一电容C1通过被导通的所述放电优化子电路和第二电容C2发放起搏脉冲。

由此可见，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，通过在起搏放电回路100中加入全新设计的放电优化电路110，从而能够在不同的场景下控制不同的开关的状态改变滤波器LC(实质上是LC带阻滤波器)的内接电阻以获得合适的品质因子Q，进而解决了对磁共振射频场滤波效果和对起搏脉冲幅值影响之间的矛盾，从而起搏脉冲可以几乎不受影响地到达心脏。

需要说明的是，本领域技术人员应该能够理解，图5和图6仅是植入式心脏电子设备的等效电路图的示意性描述，是出于描述和理解更方便之目的，而并非本发明的限制。换句话说，本实施例的图5和图6中给出的放电优化电路110具有两路并联连接的放电优化子电路，但在其他的实施方式中，所述放电优化电路110的放电优化子电路的个数也可以为除两路之外的其他数值，比如3路放电优化子电路、4路放电优化子电路或更多路，不一一赘述。

另外，本领域技术人员应该能够理解，本发明对步骤S21、步骤S22和步骤S23的执行顺序不作限定，虽然上文中采用步骤S21、步骤S22和步骤S23依次顺序描述，但很显然地这仅是在文字表述时的限制，并非本发明的限定。事实上，所述植入式心脏电子设备要么不在磁共振干扰环境中，要么在磁共振干扰环境中且不需要发放起搏脉冲，要么在磁共振环境中需要发放起搏脉冲，因此在实际执行时步骤S21、步骤S22以及步骤S23并不存在先后次序。

为了便于理解和说明本发明，下文以放电优化电路110包括两路并联连接的放电优化子电路为例对本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法进行说明。

请继续参见图5和图6，在本实施例中，所述放电优化电路110包括两路并联连接的放电优化子电路，其中一路所述放电优化子电路包括串联连接的第三电阻R3和第三开关K3，另一路所述放电优化子电路包括串联连接的第四电阻R4和第四开关K4，所述第三电阻R3的阻值大于所述第四电阻R4的阻值；

所述控制方法包括，在所述第一电容C1处于非充电状态时，断开所述充电优化电路，并执行以下操作：

若判定所述植入式心脏电子设备不在磁共振干扰环境中，断开所述第三开关K3和所述第四开关K4，并导通所述放电开关K5，以使得所述第一电容C1、所述电感L、所述第二电容C2、所述电极电阻R5、所述接触阻抗R6以及所述放电开关K5形成处于导通状态的所述起搏放电回路100，所述第一电容C1通过所述电感L和所述第二电容C2发放起搏脉冲；

具体地，当植入式心脏电子设备未处于磁共振环境中时，第三开关K3和第四开关K4断开。第一电容C1发放的低频起搏脉冲经过电感L几乎不受影响地作用于心脏，达到起搏的目的。

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且不需要发放起搏脉冲，导通所述第三开关K3，并断开所述第四开关K4和所述放电开关K5，以使得所述第二电容C2、所述电感L、所述第三开关K3以及所述第三电阻R3形成处于导通状态的所述起搏放电回路100，所述第二电容C2通过所述第三电阻R3和所述电感L将干扰信号源的射频频率限制在所述滤波器LC内；

如图7与图8所示，其中，图7为图6中的植入式心脏电子设备在64MHz磁共振环境下使用不同的放电优化子电路时对起搏脉冲的影响示意图；图8为图6中的植入式心脏电子设备在128MHz磁共振环境下使用不同的放电优化子电路时对起搏脉冲的影响示意图。当植入式心脏电子设备处于磁共振环境中，但不需要发放起搏脉冲时，导通第三开关K3，并断开第四开关K4，这时带阻滤波器LC的内接电阻为阻值较大阻值的第三电阻R3，其较大的阻值使得带阻滤波器LC的Q值较小，相应的阻带宽度很宽，能尽可能多地将磁共振环境中的64MHz或128MHz的噪声限制在带阻滤波器LC内，从而既减少对植入式心脏电子设备的影响，也不会引起非预期的心脏刺激。

需要说明的是，若此时植入式心脏电子设备发放起搏脉冲，则因其频谱的高端和带阻滤波器LC的阻带的低端有部分重叠，因此，起搏脉冲的部分能量会陷入带阻滤波器LC内，从而使得到达电极导线的电极处的起搏脉冲幅度会比设定值低。

具体地，滤波器LC的谐振频率优选为MRI射频频率，即64MHz(对应1.5T磁共振环境)或128MHz(对应3T磁共振环境)。谐振频率与电感和电容的关系为：

上式中，f为滤波器LC的谐振频率，L为所述电感L的电感量，C为所述第二电容C2的电容量。

若判定所述植入式心脏电子设备在磁共振干扰环境中且需要发放起搏脉冲，导通所述第四开关K4和所述放电开关K5，并断开所述第三开关K3，以使得所述第一电容C1、所述电感L、所述第四开关K4、所述第四电阻R4、所述第二电容C2、所述电极电阻R5、所述接触阻抗R6以及所述放电开关K5形成处于导通状态的所述起搏放电回路100，所述第一电容C1通过所述第四电阻R4和第二电容C2发放起搏脉冲。

当植入式心脏电子设备处于磁共振环境中，但需要发送起搏脉冲时，断开第三开关K3，导通第四开关K4。这时带阻滤波器LC的内接电阻是第四电阻R4，其较小的阻值使得带阻滤波器LC的Q值较大，相应的阻带宽度很窄。如图7和图8所示，磁共振环境中的64MHz或128MHz的噪声的大部分能量依然能被限制在带阻滤波器LC内，但带阻滤波器LC的阻带和起搏脉冲的频谱不会重叠，从而起搏脉冲可以几乎不受影响地到达心脏。

本实施例中，所述第三电阻R3的阻值为3MΩ，所述第四电阻R4的阻值为300Ω。在其他具体实施方式中，放电优化子电路的各电阻的具体取值不作限定，根据所处的磁共振干扰环境不同，所述第三电阻R3的阻值在1MΩ～5MΩ中选取，所述第四电阻R4的阻值在100Ω～500Ω中选取，以使得所述植入式心脏电子设备在干扰信号源Emri不同的射频频率(噪声)的大部分能量依然能够被限制在滤波器LC内，从而使得起搏脉冲可以几乎不受影响地到达心脏。

由此，第三电阻R3的阻值能够在确保足够的滤波带宽覆盖的情况下，实现较优的滤波性能，无需考虑对起搏脉冲的影响。第四电阻R4的阻值能够使得起搏脉冲幅值达到足够夺获心肌的幅度，并同时可以保证64MHz(1.5T MRI射频频率)或128MHz(3T MRI射频频率)的覆盖，降低对人体及植入式心脏电子设备的伤害。

具体的，在本实施例中，所述放电优化电路110的第一端，与所述电感L的第一端、所述充电优化电路210的第一端以及所述第一电容C1的第一端共接，所述放电优化电路110的第二端连接所述第二电容C2的第一端，电感L的第二端连接于电极电阻R5与第二电容C2之间。由此，本实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法，放电优化电路110在植入式心脏电子设备的电路简图中连接关系简洁，更便于实施和维护。

需要注意的是，本实施例示例的起搏脉冲幅值的控制方法也可以在实施例1示例的起搏脉冲幅值的控制方法的基础上叠加，从而起到更佳的起搏脉冲幅值的控制效果。

实施例三

本实施例提供了一种植入式心脏电子设备，所述植入式心脏电子设备采用上述任一实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法对起搏脉冲进行控制。由于本实施例提供的植入式心脏电子设备，与上述各实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法属于同一发明构思，因此，本实施例提供的植入式心脏电子设备至少具有本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法的所有优点，为了避免赘述，在此，不再展开细述，更详细的内容请参见上文各实施例提供的起搏脉冲幅值的控制方法有益效果的相关描述。

具体地，在其中一些示范性实施方式中，所述植入式心脏电子设备为植入式心脏起搏器或植入式心律转复除颤器。需要说明的是，对于本文中未提及的植入式心脏起搏器或植入式心律转复除颤器的更详细的内容，请参见为本领域技术人员所悉知的相关技术适应性理解，限于篇幅，在此不展开说明。

当然了，在其他实施例中，植入式心脏电子设备也可以是植入式心脏起搏器等通过起搏脉冲发放实现心脏起搏或者治疗的植入式医疗设备，此处不再赘述。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。

由此可见，与现有技术相比，本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备，具有以下有益效果：

本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，充分利用了RC(充电优化电路的电阻与第一电容)充电回路的时间常数正比于电阻和电容的乘积，可知在磁共振干扰环境中，使用阻值较小的电阻对第一电容进行充电将大大缩短充电时间，从而使得第一电容具有更强的抵抗MRI电磁干扰的能力。进而使得当植入式心脏电子设备(确切地为第一电容)起搏放电时，能够降低MRI电磁干扰引起的起搏脉冲幅值降低现象发生的风险，以更好地保障接受MRI检测的患者健康，并降低因植入式心脏电子设备起搏脉冲降低而导致误诊断发生的风险，保证植入式心脏电子设备顺利起搏心脏。

进一步地，本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法，通过在起搏放电回路中加入全新设计的放电优化电路，从而能够在不同的场景下控制不同的开关的状态改变LC带阻滤波器的内接电阻以获得合适的品质因子，进而解决了对磁共振射频场滤波效果和对起搏脉冲幅值影响之间的矛盾，从而起搏脉冲可以几乎不受影响地到达心脏。

由于本发明提供的植入式心脏电子设备，与本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法属于同一发明构思，因此，本发明提供的植入式心脏电子设备至少具有本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法的所有优点，为了避免赘述，在此，不再展开细述，更详细的内容请参见本发明提供的起搏脉冲幅值的控制方法有益效果的相关描述。

综上，上述实施例对起搏脉冲幅值的控制方法及植入式心脏电子设备的不同构型进行了详细说明，当然，上述描述仅是对本发明较佳实施例的描述，并非对本发明范围的任何限定，本发明包括但不局限于上述实施中所列举的构型，本领域技术人员可以根据上述实施例的内容举一反三，本发明领域的普通技术人员根据上述揭示内容做的任何变更、修饰，均属于权利要求书的保护范围。