【作 者】秦勇，于佳慧，周真，魏宏明

1 哈爾濱理工大學(xué)測控技術(shù)與通信工程學(xué)院，哈爾濱市，150080

2 黑龍江省高校測控技術(shù)與設(shè)備重點實驗室，哈爾濱市，150080

3 哈爾濱醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院，哈爾濱市，150080

0 引言

的持續(xù)性心律失常，房顫總的發(fā)病率為0.4%，隨著年齡增長房顫的發(fā)生率不斷增加，75歲以上人群可達(dá)10%。由于心臟病發(fā)病機(jī)理復(fù)雜，而且以人本身作為心臟病模型進(jìn)行實驗研究，實驗條件在時間和空間上存在局限性，所以心臟病醫(yī)學(xué)研究中通常將實驗動物作為研究對象，進(jìn)行心臟病病理模型的制作。

房顫時心房激動的頻率達(dá)300～600 ppm，心跳頻率往往快而且不規(guī)則。通常心臟病模型制作中采用的是給藥法或者心臟外科手術(shù)方法，這樣制作心臟病模型耗費周期長、種類有限，而且模型的參數(shù)不精確，特別是模型制作后其參數(shù)不易調(diào)整。心房刺激器應(yīng)用于實驗動物，為心房顫動模型制作提供了解決方案。通過調(diào)控實驗動物攜帶的刺激器，有意識地建立那些在自然條件下不可能或不易排除的因素，可以高效、準(zhǔn)確地觀察模型的實驗結(jié)果。實驗條件容易控制，重復(fù)性好，并與人類心臟疾病原型進(jìn)行比較分析，為心臟病的臨床治愈提供有效的參考。

1 刺激脈沖電參數(shù)

刺激脈沖多采用矩形脈沖，因為矩形波對心肌的有效閾值較低，便于控制和定量。設(shè)計脈沖為負(fù)脈沖輸出，因為脈沖刺激心臟時負(fù)脈沖的閾值比正脈沖要高很多，才能有效地實現(xiàn)心臟刺激，并且不會引起組織的電極化。一般的刺激脈沖電參數(shù)包括脈寬、幅度、頻率。幅度和脈寬需要根據(jù)當(dāng)前心臟的電生理活動調(diào)整為合適的數(shù)值，滿足起搏閾值而又不過高于起搏閾值，以降低系統(tǒng)功耗。與心肌連接時其刺激脈沖波形如圖1所示。對于不同的動物房顫模型對應(yīng)的頻率還有不同，一般可以在300～800 ppm的范圍可調(diào)。為保證有效的刺激，對應(yīng)的脈沖寬度在250～1000 ms的范圍可調(diào)。

2 房顫模型刺激器系統(tǒng)

2.1 房顫模型刺激器的構(gòu)成

動物房顫模型刺激器組成部分主要包括脈沖發(fā)生器、脈沖倍壓電路、開關(guān)控制電路、電源和電極，其基本結(jié)構(gòu)框圖如圖2所示。

圖1 刺激器輸出脈沖Fig.1 output pulse of the cardiac stimulator

圖2 房顫模型刺激器基本功能結(jié)構(gòu)Fig.2 Structure of the cardiac stimulator for atrial fibrillation model

刺激器植入實驗動物體內(nèi)，工作能源來源于電池。電池的壽命將直接決定了刺激器的壽命。刺激器選用鋰電池作為工作電源，其工作電源為2.8～3.2 V之間，通過電源管理可以檢測電源電壓幅度，控制電壓輸出，并為整個刺激器提供穩(wěn)定的工作電壓。

控制開關(guān)電路能夠保證刺激器埋藏在實驗動物體內(nèi)后還能夠通過外部控制實現(xiàn)刺激器的啟停，使得模型建立方便?？刂崎_關(guān)利用磁場作用原理控制刺激器的開關(guān)狀態(tài)，并且完全可根據(jù)臨床研究的需要，設(shè)計刺激脈沖的輸出。

PIC控制單元控制發(fā)放刺激電脈沖，由控制電路、定時電路等組成。控制電路控制脈沖的發(fā)放時機(jī)和脈沖的幅度，定時電路決定脈沖的脈寬和頻率，以控制電刺激的能量大小。

脈沖倍壓電路為了能在當(dāng)前的電池電壓的條件下，能發(fā)送心肌除極的電信號，考慮到電極阻抗等因素，需要把電源電壓倍壓到2～3倍。

刺激器工作電極包括有陰極和陽極。陰極要埋于動物體內(nèi)與心臟不發(fā)生接觸。陽極則通過電極導(dǎo)線與心臟相連。所以對于陰極和陽極要采用無毒、耐腐蝕的材料，保證在動物體內(nèi)不會被腐蝕，并且不會對動物造成不良的影響。

2.2 電路設(shè)計

為實現(xiàn)上述功能，并保證刺激器的小體積、低功耗和電參數(shù)可調(diào)，設(shè)計了刺激器的電路，如圖3所示。

圖3 房顫模型刺激器功能電路圖Fig.3 Circuit of the cardiac stimulator for atrial fibrillation model

該電路采用32.768 kHz晶振作為時鐘源，以降低耗電量，并且采用MicroChip公司的低功耗的單片機(jī)PIC12F617作為控制單元，3.0 V時，32 kHz條件下工作電流約為20 mA，看門狗定時器電流約為3 mA。干簧管K1作為控制開關(guān)，利用磁鐵來進(jìn)行控制。在磁鐵的作用下，可以實現(xiàn)干簧管的通斷信號，連接到芯片PA01中，可以將芯片中的上一個工作狀態(tài)變換為下一個工作狀態(tài)，即從通—斷或者由斷—通。工作狀態(tài)的信號通過CON引腳與單片機(jī)相連接，可以控制單片機(jī)發(fā)送脈沖信號。如果通過磁鐵控制干簧管的當(dāng)前狀態(tài)為：單片機(jī)發(fā)送脈沖，那么單片機(jī)的工作脈沖信號通過GP1口輸入到PA01芯片中，電路完成負(fù)脈沖發(fā)生以及倍壓作用，進(jìn)而通過與OUT引腳的電極作用到動物模型的心房肌上，實現(xiàn)脈沖刺激。

為了完成動物犬的房顫模型的建立，設(shè)計完成刺激器的參數(shù)如下：

幾何尺寸：42 mm×42 mm×13 mm。

預(yù)設(shè)參數(shù)：

(1)刺激脈沖輸出方式：AOO (VOO)；

(2)脈沖幅度：≥5 V；

(3)脈沖頻率：1#：80±8 ppm，2#：400±4 ppm；

(4)脈沖寬度：0.50±0.01 ms。

刺激器的樣機(jī)，如圖4所示。

圖4 房顫模型刺激器樣機(jī)Fig.4 Appearance the cardiac stimulator for atrial fibrillation model

樣機(jī)完成后的設(shè)計參數(shù)，如圖5所示。其脈沖寬度為0.5 ms，脈沖頻率為400 ppm。未連接心肌時其刺激脈沖高度為7.8 V，連接心肌其刺激脈沖為4.4 V。

圖5 刺激器輸出脈沖參數(shù)Fig.5 Output pulse parameters of the cardiac stimulator

3 實驗分析

實驗對象為雄性健康雜種犬，體重17 kg，在戊巴比妥鈉麻醉下，采用心外膜刺激，將刺激器陽極連接的電極置于左心室游離表面。植入手術(shù)2天后開始進(jìn)行脈沖刺激。刺激時（400 ppm）犬體表及心內(nèi)電圖如圖6所示。

圖6 刺激時（400 ppm）犬體表及心內(nèi)電圖Fig.6 Dog body and heart electrical diagram when 400 ppm to stimulate

連續(xù)刺激18天后，在對刺激后的實驗犬的病理解剖顯示其心室擴(kuò)大、心室游離壁變薄、心肌細(xì)胞腫脹、間質(zhì)水腫、血管充血等器質(zhì)性病變。由此可見，刺激器可以實現(xiàn)對健康犬快速建立心房顫動模型。

4 結(jié)論

本文設(shè)計完成了心房快速起搏動物模型刺激器，并完成了樣機(jī)制作并進(jìn)行了動物實驗。實驗表明，該刺激器能夠完成對實驗動物的心房顫動模型的建立。刺激頻率可以根據(jù)其他不同需求的心血管領(lǐng)域動物實驗進(jìn)行設(shè)計。該刺激器具有電路工作性能穩(wěn)定、可靠性高，操作方便，體積小、功耗低等特點。

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