本發(fā)明涉及醫(yī)療器械技術領域，特別涉及一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備。

背景技術：

對于永久患有心律失常的病患，植入心臟植入式電子器械是一種有效的治療手段。對于植入式電子器械來說，能夠正確檢測出心臟內部心肌細胞的微弱電信號是非常重要的。要檢測出這種微弱的電信號，首先需要把電極植入到心內膜的位置，電信號通過電極和電極導線傳到起搏器內部的處理電路，先由模擬前端電路對電信號進行放大、濾波等處理，然后將處理過的信號傳給mcu(microcontrollerunit，微控制單元)，由mcu來判斷是否檢測到了有效的心跳信號，以及是否需要發(fā)放起搏脈沖進行治療。

模擬前端電路用于在信號進行數(shù)字化處理之前，對信號進行放大，濾波等預處理。心臟起搏器中檢測心跳的模擬前端電路模塊稱為感知放大器。它是起搏器中的關鍵核心技術。起搏器就是依靠感知放大器來檢測微弱的心電信號，放大r波，衰減并抑制t波和遠場r波，肌電干擾信號和其他干擾信號，并且判斷信號幅度是否超過了閾值。感知放大器的設計難點在于低噪聲，高線性度，并且對放大器端口的高壓信號有很好的保護作用。起搏器通過發(fā)放起搏脈沖來刺激心肌跳動，起搏脈沖信號會影響感知放大器，而感知放大器對起搏脈沖的影響的抑制能力叫做起搏抑制。

本發(fā)明的發(fā)明人在實現(xiàn)本發(fā)明的過程中發(fā)現(xiàn)：傳統(tǒng)起搏器感知放大電路，在雙極感知極性工作時的起搏抑制比較好，而在單極感知極性工作時的起搏抑制是比較差的，而如果感知放大器的起搏抑制能力不夠好的話會降低最高感知靈敏度，對于心房的應用影響很大。同時，植入式心臟起搏器要能夠安全可靠的在人體內工作10年左右，中途沒有故障不能更換起搏器，不能更換電池，也不能充電。所以一塊容量1000mah左右的電池要使用10年。傳統(tǒng)的模擬前端電路功耗都在ma(毫安)量級，是無法滿足起搏器電路的應用要求的。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明實施方式的目的在于提供一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備，通過根據起搏脈沖的起搏階段和放電階段控制加入至感知放大器中的多級屏蔽開關的通斷，從而屏蔽起搏脈沖對感知放大器的干擾、提高感知放大器對起搏脈沖的抑制能力。

為解決上述技術問題，本發(fā)明的實施方式提供了一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備，包括：控制單元、分別與所述控制單元相連接的感知放大器、第一開關以及第二開關；所述感知放大器包括：依次連接的極性選擇模塊、放大單元以及濾波單元；所述第一開關設置于所述極性選擇模塊，所述第二開關設置于所述濾波單元；所述控制單元用于根據起搏間期的起搏階段和放電階段逐級控制所述第一開關和第二開關的通斷以屏蔽起搏脈沖信號對所述感知放大器的干擾。

本發(fā)明實施方式相對于現(xiàn)有技術而言，通過在感知放大器中加入多級屏蔽開關(在極性選擇模塊加入第一開關，在濾波單元加入第二開關)，并通過控制單元根據起搏間期中的起搏階段和放電階段逐級控制第一開關和第二開關的通斷，從而屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。其中，第一開關用于控制放大單元的信號輸入線路的通斷，第二開關用于控制濾波單元的信號輸入線路的通斷，且放大單元為濾波單元的前級電路，所以通過第一開關、第二開關可以逐級控制放大單元和濾波單元的導通、斷開狀態(tài)，從而通過多級屏蔽實現(xiàn)對感知放大器的保護，有效防止由于起搏脈沖信號的影響導致的感知放大器的誤觸發(fā)，提高設備的可靠性。

另外，所述感知放大器還包括連接于所述濾波單元的比較器；所述濾波單元包括：低通濾波器和高通濾波器；所述低通濾波器的輸入端連接于所述放大單元的輸出端，所述低通濾波器的輸出端連接于所述高通濾波器的輸入端，所述高通濾波器的輸出端連接于所述比較器的輸入端；所述第二開關設置于所述低通濾波器的輸入端。

另外，所述比較器為全差分比較器。這樣，不但比較器的輸出信號是差分的，比較閾值電壓也是差分的，從而可以提高電路的抗干擾能力、共模抑制能力和電源抑制比。

另外，所述用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備還包括：連接于所述控制單元的第三開關；所述第三開關設置于所述高通濾波器的輸入端；所述控制單元用于根據所述起搏階段和放電階段逐級控制所述第一開關、第二開關以及第三開關的通斷以屏蔽起搏脈沖信號對所述感知放大器的干擾。通過在高通濾波器的輸入端增加第三開關，從而可以更好地屏蔽起搏脈沖信號。

另外，所述控制單元用于在所述起搏階段之前控制所述第一開關、第二開關以及第三開關均斷開，并在所述放電階段結束之后控制所述第一開關、第二開關以及第三開關均導通。

另外，所述控制單元用于在所述起搏階段之前控制所述第一開關、第二開關以及第三開關同時斷開。

另外，所述控制單元用于在所述放電階段結束之后控制所述第一開關、第二開關以及第三開關依次延后導通。這樣不僅可以通過后級開關屏蔽前級電路中的殘余信號的影響，而且可以避免前級開關(如第一開關、第二開關)的開關動作影響到后級電路。

另外，所述控制單元用于按照起搏間期控制起搏，所述起搏間期包括：按照時間先后順序依次發(fā)生的起搏階段、放電階段、空白期以及感知期；其中，所述空白期的前半段為數(shù)字感知屏蔽期；所述控制單元用于控制所述第三開關在所述數(shù)字感知屏蔽期到來時導通。從而可以最大限度地屏蔽起搏脈沖信號的干擾。

另外，所述放大單元具有多檔增益；所述控制單元還用于在所述起搏間期的至少部分非感知期控制所述放大單元工作于最小增益，并在所述起搏間期的剩余階段控制所述放大單元工作于預設增益。由于低增益時殘余電荷對感知放大器產生的波動會比高增益的時候大大減小，所以可以更有效地屏蔽起搏脈沖信號的影響。

另外，所述放大單元包括電流鏡以及放大晶體管，所述電流鏡連接于所述放大晶體管；其中，所述電流鏡的輸入電流為納安級，所述電流鏡的輸出電流為所述放大晶體管的工作電流；所述放大單元還包括負反饋電路，所述負反饋電路的輸入端連接于所述放大單元的輸入端，所述負反饋電路的輸出端連接于所述放大單元的輸出端。從而可以使得感知放大器工作于超低功耗狀態(tài)，且具有穩(wěn)定高增益。

附圖說明

圖1是起搏器發(fā)放的起搏脈沖的示意圖；

圖2是根據本發(fā)明第一實施方式用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的結構示意圖；

圖3是根據本發(fā)明第一實施方式第一開關、第二開關的通斷時序圖；

圖4是根據本發(fā)明第二實施方式用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的結構示意圖；

圖5是根據本發(fā)明第二實施方式第一開關、第二開關、第三開關的通斷時序圖；

圖6是根據本發(fā)明第三實施方式放大單元的增益調節(jié)時序圖。

具體實施方式

為使本發(fā)明的目的、技術方案和優(yōu)點更加清楚，下面將結合附圖對本發(fā)明的各實施方式進行詳細的闡述。然而，本領域的普通技術人員可以理解，在本發(fā)明各實施方式中，為了使讀者更好地理解本申請而提出了許多技術細節(jié)。但是，即使沒有這些技術細節(jié)和基于以下各實施方式的種種變化和修改，也可以實現(xiàn)本申請所要求保護的技術方案。

起搏間期是起搏器發(fā)放起搏脈沖或感知自身激動后至下一次發(fā)放起搏脈沖的時間間隔。起搏間期可以包含按照時間先后順序依次發(fā)生的：起搏階段、放電階段、空白期以及感知期等多個階段。不同類型的起搏器的起搏間期可能不同，此處不一一列舉。其中，起搏脈沖用于刺激心肌跳動、進行起搏治療。起搏脈沖的幅度一般在1～5v，最大可以達到7.5v。這么大的起搏信號直接進入感知放大器會導致放大單元中的晶體管飽和，并且飽和的晶體管恢復過程很緩慢，會影響到下一次心跳的檢測。因為起搏脈沖發(fā)放之后最短幾十毫秒之后，可能就會出現(xiàn)下一次心跳。所以要求起搏脈沖發(fā)放之后幾十毫秒之內感知放大器的放大單元就要恢復正常的工作狀態(tài)。

如圖1所示為起搏脈沖的波形，起搏脈沖包括：起搏階段和放電階段。起搏階段用于發(fā)放起搏脈沖，起搏脈沖寬度最大可以達到1.5ms(毫秒)，放電階段用于釋放起搏電容上儲存的電荷。放電階段的脈沖寬度比較長，一般為幾十毫秒，放電結束時電荷仍不能完全放完，還會有部分殘余。放電開始時，起搏電容上的電荷產生的電壓可以達到幾百毫伏，經過一段時間的放電后，放電電壓減小，放電時間越長，放電電壓越小。但是，如果殘余電荷放不完，會進入感知放大器(簡稱放大器)，被放大器放大，影響放大器處理正常的心電信號，甚至導致放大器飽和。

本發(fā)明的第一實施方式涉及一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備，可用于起搏器。如圖2所示，本實施方式的用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備包括：控制單元1、感知放大器2、第一開關(圖未示)以及第二開關(圖未示)，感知放大器2、第一開關以及第二開關均連接于控制單元1。感知放大器2包括：依次連接的極性選擇模塊(即in-switch)20、放大單元21、濾波單元22、比較器(即comp，comparator的簡稱)23。第一開關設置于極性選擇模塊20，第二開關設置于濾波單元22?？刂茊卧糜诟鶕鸩g期的起搏階段和放電階段逐級控制第一開關和第二開關的通斷以屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。

舉例而言，極性選擇模塊20的輸入端分別連接于第一隔直電容c1和第二隔直電容c2，極性選擇模塊20的輸出端連接于放大單元21的輸入端。濾波單元22包括：低通濾波器(lpf，lowpassfilter)220和高通濾波器(hpf，highpassfilter)221。放大單元21的輸出端連接于低通濾波器220的輸入端，低通濾波器220的輸出端連接于高通濾波器221的輸入端，高通濾波器221的輸出端連接于比較器23的輸入端，比較器23的輸出端連接于控制單元1。第二開關設置于低通濾波器220的輸入端。

其中，心電信號經過第一隔直電容c1、第二隔直電容c2，濾除直流分量之后，進入極性選擇模塊20。in-switch模塊對放大單元21的工作極性進行選擇，in-switch模塊內的第一開關用于控制心電信號是否進入放大單元21。放大單元21可以采用跨導放大器(operationaltransconductanceamplifier，ota)，心電信號主要由放大單元進行放大。從放大單元輸出的就是腔內心電圖egm。本實施方式的感知放大器可以為全差分結構。差分輸出去除了dc分量，易于程控儀對egm信號進行處理。低通濾波器和高通濾波器決定了整個感知放大器(亦稱模擬前端電路)的帶寬和頻率特性。其中，低通濾波器主要用于濾除肌電干擾、電磁干擾等高頻信號，高通濾波器主要用于抑制t波。高通濾波器和低通濾波器都可以采用有源和無源相結合的結構。經過放大和濾波之后的模擬輸出信號(心電信號)與比較器預設的閾值電壓進行比較，輸出比較結果信號經數(shù)字模塊處理為一個脈沖?？刂茊卧?還用于根據這個脈沖來判斷感知放大器檢測到的心跳信號是否高于感知閾值，并根據這個判斷結果來決定是否進行起搏治療。

本實施方式中，控制單元用于在起搏階段之前控制第一開關、第二開關均斷開，并在放電階段結束之后控制第一開關、第二開關均導通。換句話說，起搏器的起搏電路不發(fā)放起搏脈沖時，控制單元用于控制第一開關、第二開關均導通，極性選擇模塊的輸出信號進入放大單元，放大單元的輸出信號進入濾波單元，此時，感知放大器可以感知正常的心跳信號；起搏器的起搏電路發(fā)放起搏脈沖時，即起搏階段之前，控制單元用于控制第一開關、第二開關斷開。其中，控制單元可以包括：微控制單元(microcontrollerunit，mcu)和數(shù)模轉換模塊，數(shù)模轉換模塊用于將微控制單元的控制指令轉換成第一開關、第二開關的控制信號，從而控制第一開關、第二開關的通斷。具體地，控制單元可以用于控制第一開關、第二開關同時斷開，此時放大單元以及濾波單元的輸入信號被第一開關、第二開關屏蔽，控制單元還可以用于在放電階段結束之后控制第一開關、第二開關依次延后導通，即控制單元在放電階段結束之后先控制第一開關導通，并在延后幾十微秒之后控制第二開關導通，使得感知放大器可以繼續(xù)檢測正常的心跳信號。通過該種方式，從而可以逐級屏蔽起搏階段和放電階段起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。

圖3為第一開關、第二開關工作的一種時序圖，結合圖3，對控制單元控制第一開關、第二開關的通斷時序說明如下：如圖3所示，起搏信號(pace)是發(fā)放起搏脈沖(即起搏階段)的控制信號，當pace為低時，不發(fā)放起搏脈沖，當pace為高時，發(fā)放起搏脈沖。放電信號(recharge)是起搏脈沖放電的控制信號，當recharge為低時，起搏脈沖不放電，當recharge為高時，起搏脈沖放電。第一開關控制信號(blank1)是in-switch模塊里的第一開關的控制信號，當blank1為低時，第一開關導通，當blank1為高時，第一開關斷開。第二開關控制信號(blank2)是低通濾波器的輸入端的第二開關的控制信號，當blank2為低時，第二開關導通，當blank2為高時，第二開關斷開。圖3中，t1、t2、t3分別代表recharge的放電時間、第一開關斷開時間、第二開關斷開時間。其中，t1、t2和t3之間滿足t1<t2<t3，并且，t2、t3的起始時間點都早于t1的起始時間點幾十微秒，由此可知，起搏脈沖發(fā)放時，第一開關、第二開關已經提前全部斷開，從而可以保證發(fā)放起搏脈沖時感知放大器能夠完全被屏蔽。當放電階段結束之后，第一開關、第二開關依次延后打開。其中，第二開關可以晚于第一開關幾十微秒打開，這樣不僅可以通過后級開關(即第二開關)屏蔽放大單元中的殘余信號的影響，而且可以避免第一開關的開關動作影響到后級電路。本實施方式對于第一開關斷開的時間點早于起搏階段的起始時間點的時間不作具體限制，對于第二開關的導通時間晚于第一開關的導通時間的時間亦不作具體限制。

在實際使用時，可以使感知放大器工作在單極感知狀態(tài)，感知靈敏度設在0.5mv，起搏脈沖幅度設在7.5v，起搏脈沖寬度為1.5ms。首先通過程控儀設置起搏極性為單極，放大單元感知極性為單極。起搏器的起搏電路對心房/心室產生一個起搏脈沖(即ap/vp)，該起搏脈沖可以通過圖2中的第一隔直電容c1、第二隔直電容c2進入感知放大電路。在起搏脈沖的起搏階段之前的一段時間(例如幾十微秒)，控制單元控制in-switch模塊里的第一開關斷開，放大單元的輸入信號被屏蔽，同時控制單元還控制低通濾波器的輸入端的第二開關也斷開，濾波器的輸入信號被屏蔽。如圖1、圖3所示，當放電階段結束之后，控制單元先控制第一開關閉合，此時起搏電容上的殘余電荷可能進入放大單元。在t2時間到達時，殘余電壓信號被放大單元放大，但是此時第二開關仍舊是斷開的，所以放大單元輸出的放大信號并不會引起比較器翻轉。直到t3結束，濾波單元被完全打開，此時尚未恢復的信號會從濾波單元輸出，比較器將濾波單元的輸出信號和預設閾值進行比較，由于此時濾波單元的輸出信號低于閾值電壓，比較器不翻轉，輸出低電平。比較器輸出結果經數(shù)字處理之后發(fā)送至控制單元，控制單元據此判斷檢測到正常心跳還是噪聲，是否需要發(fā)放起搏脈沖進行治療等。由于屏蔽了起搏脈沖對感知放大器的干擾，所以不會影響下一次起搏脈沖的正常發(fā)放。

值得一提的是，本實施方式可以采用全差分結構的比較器，即比較器具有4個輸入端。這樣，不但比較器的輸入信號是差分的，比較閾值電壓也是差分的，通過這樣的設計可以提高感知放大器的抗干擾能力、共模抑制能力和電源抑制比。

需要說明的是，在放電階段結束之后，進入起搏間期中的空白期，而空白期的前半段為數(shù)字感知屏蔽期。本實施方式中，控制單元可以用于控制第二開關在數(shù)字感知屏蔽期到來時導通，即在數(shù)字感知屏蔽期之前，第二開關保持斷開，從而可以最大限度地屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。

本發(fā)明實施方式與現(xiàn)有技術相比，在感知放大器的極性選擇模塊和濾波單元均加入開關(即第一開關和第二開關)，并在起搏脈沖的起搏階段開始之前，控制第一開關、第二開關均斷開，直到起搏脈沖放電階段結束之后，才控制第一開關、第二開關依次延后導通，從而可以通過多級開關屏蔽掉起搏脈沖信號對感知放大器的干擾，防止放大器飽和，使得放大器在起搏脈沖發(fā)放之后快速恢復。本實施方式的感知放大器中，放大單元放在第一級，低通濾波器和高通濾波器依次放在后面幾級，因此只有放大單元本身的噪聲被放大，所以噪聲較低，同時，由于心電信號進入感知放大器以后，只經過一個極點很低的高通濾波器，所以信號基本沒有失真，因此可以得到無失真的腔內心電圖egm，所以可以使得程控儀采樣得到的信號的形態(tài)就是原始心電信號的形態(tài)。

本發(fā)明的第二實施方式涉及一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備。第二實施方式在第一實施方式的基礎上做出改進，主要改進之處在于：在第二實施方式中，在濾波單元中增加了一個第三開關，通過第三開關控制高通濾波器的通斷，從而可以在起搏脈沖發(fā)放期間，更好地分級屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。

如圖4所示，本實施方式的用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備包括：控制單元1、感知放大器2、第一開關(圖未示)、第二開關(圖未示)以及第三開關(圖未示)，感知放大器2、第一開關、第二開關以及第三開關均連接于控制單元1。感知放大器2包括：依次連接的極性選擇模塊20(即in-switch)、放大單元21、濾波單元22、比較器23。第一開關設置于極性選擇模塊20，第二開關設置于低通濾波器220的輸入端，第三開關設置于高通濾波器221的輸入端?？刂茊卧糜诟鶕鸩g期的起搏階段和放電階段逐級控制第一開關、第二開關以及第三開關的通斷以屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。本實施方式與第二實施方式相比，僅增加了第三開關，因此對本實施方式的用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的具體結構不再贅述。

本實施方式中，控制單元用于在起搏脈沖的起搏階段開始之前控制第一開關、第二開關以及第三開關均斷開，例如，可以在起搏脈沖的起搏階段開始之前的幾十微秒控制第一開關、第二開關以及第三開關同時斷開，控制單元還用于在起搏脈沖的放電階段結束之后控制第一開關、第二開關以及第三開關均導通，例如控制單元具體用于在起搏脈沖的放電階段結束之后控制第一開關、第二開關以及第三開關依次延后導通。具體地，第二開關可以晚于第一開關幾十微秒導通，而第三開關可以晚于第二開關幾十微秒導通。

圖5是控制單元控制第一開關、第二開關和第三開關的通斷的一種時序圖，現(xiàn)結合圖5所示，對第一開關、第二開關以及第三開關的通斷控制時序說明如下：為了控制第三開關，如圖5所示，在第一實施方式的基礎上增加了第三開關控制信號(blank3)，控制單元還用于根據起搏階段和放電階段控制第三開關的通斷。其中，pace、recharge、第一開關控制信號以及第二開關控制信號的作用與第一實施方式相同，此處不再贅述。當blank3為低時，第三開關導通，當blank3為高時，第三開關斷開。其中，t4表示第三開關斷開時間。t1、t2、t3和t4之間滿足t1<t2<t3<t4，并且，t2、t3以及t4的起始時間點都早于t1的起始時間點幾十微秒，由此可知，起搏脈沖發(fā)放時，第一開關、第二開關以及第三開關已經提前全部斷開，從而可以保證發(fā)放起搏脈沖時感知放大器能夠完全被屏蔽。當放電階段結束之后，第一開關、第二開關以及第三開關依次延后打開。其中，第三開關可以晚于第二開關幾十微秒打開，這樣不僅可以通過后級開關屏蔽前級電路中的殘余信號的影響，而且可以避免前級開關(如第一開關、第二開關)的開關動作影響到后級電路。然而，本實施方式對于第一開關、第二開關以及第三開關的通斷時間不作具體限制。

在實際使用時，可以使感知放大器工作在單極感知狀態(tài)，感知靈敏度(即比較器閾值)設在0.5mv，起搏脈沖幅度設在7.5v，起搏脈沖寬度為1.5ms。首先通過程控儀設置起搏極性為單極，放大單元感知極性為單極。起搏器的起搏電路對心房/心室產生一個起搏脈沖，該起搏脈沖可以通過圖4中的第一隔直電容c1、第二隔直電容c2進入感知放大電路。在起搏脈沖的起搏階段之前的一段時間(例如幾十微秒)，控制單元控制in-switch模塊里的第一開關斷開，放大單元的輸入信號被屏蔽，同時控制單元還控制低通濾波器的輸入端的第二開關斷開、高通濾波器的輸入端的第三開關都斷開，使得濾波器的輸入信號被屏蔽。如圖1、圖5所示，當放電階段結束之后，控制單元先控制第一開關閉合，此時起搏電容上的殘余電荷可能進入放大單元。在t2時間到達時，殘余電壓信號被放大單元放大，但是此時第二開關仍舊是斷開的，所以放大單元輸出的放大信號并不會引起比較器翻轉。直到t4結束，濾波單元被完全打開，此時尚未恢復的信號會從濾波單元輸出，比較器將濾波單元的輸出信號和預設閾值進行比較，由于此時濾波單元的輸出信號低于閾值電壓，比較器不翻轉，輸出低電平。比較器輸出結果經數(shù)字處理之后發(fā)送至控制單元，控制單元據此判斷檢測到正常心跳還是噪聲，是否需要發(fā)放起搏脈沖進行治療等。由于屏蔽了起搏脈沖對感知放大器的干擾，所以不會影響下一次起搏脈沖的正常發(fā)放。

本實施方式中，控制單元可以用于控制第三開關在數(shù)字感知屏蔽期到來時導通，即在數(shù)字感知屏蔽期之前，第三開關保持斷開，從而可以最大限度地屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。

與第一實施方式相比，本實施方式在兩級濾波電路中均增加了屏蔽開關，從而可以通過控制第二開關和第三開關依次延后導通進一步分級屏蔽起搏脈沖信號對感知放大器的干擾。

本發(fā)明第三實施方式涉及一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備，第三實施方式在第二實施方式的基礎上做出改進，主要改進之處在于：在第三實施方式中，放大單元具有多檔增益，因此本實施方式對放大單元在起搏間期的不同階段的增益做出進一步限定，從而可以達到更好的屏蔽效果。

如前文所述，起搏之后的誤感知是由于起搏電容上儲存的殘余電荷被放大單元放大后，觸發(fā)了比較器翻轉引起的。為了減小這種影響，本實施方式中，放大單元具有多檔增益，控制單元還用于在起搏間期的至少部分非感知期控制放大單元工作于最小增益，并在起搏間期的剩余階段控制放大單元工作于預設增益。

圖6為放大單元的增益調節(jié)時序圖，結合圖6所示，控制單元用于控制放大單元在t5時間段內工作于最小增益，在其余時間段內工作于預設增益，預設增益例如為最大增益。圖6中的增益控制信號為低時，放大單元工作于最小增益，增益控制信號為高時，放大單元工作于預設增益。其中，放大階段結束之后依次進入起搏間期的空白期。因此t5的起始時間可以為起搏階段的起始時間，t5的結束時間可以持續(xù)至空白期之后的數(shù)字感知屏蔽期。這樣，在t2結束的時候，殘余電荷開始進入放大單元，而此時放大單元工作于最小增益，直到起搏脈沖放電階段結束一段之后，控制單元將放大單元調回預設增益。本實施方式中，在t5時間段內，不管感知放大器之前的增益是多少，在進入t5時間段內以后，控制單元均將放大單元的增益調至最小，當t5結束時，控制單元再調回放大單元應有的增益。由于低增益時殘余電荷對感知放大器產生的波動會比高增益的時候大大減小，而當t5結束時起搏脈沖基本上已經沒有影響了，所以可以有效改善起搏器的可靠性。然而，本實施方式對于放大單元工作于最小增益的具體時間階段不作限制。例如，放大單元還可以在從放電階段至數(shù)字感知屏蔽期的期間工作于最小增益。

通過上述方式，對于7.5v的起搏脈沖，最壞起搏條件，單極感知條件下，最終感知放大器的輸出端看到的波動只有10mv左右，遠低于比較器的比較電壓，不會引起誤感知。

本實施方式與現(xiàn)有技術相比，采取了多級開關分級屏蔽并且在起搏之后的空白期之內，將放大單元的增益調至最小，從而可以有效改善放大器的起搏抑制能力，特別是在單極感知下的起搏抑制能力，更安全可靠的防止了放大器飽和，使放大器快速恢復。

本發(fā)明第四實施方式涉及一種用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備。第四實施方式在第一、第二或者第三實施方式的基礎上做出改進，主要改進之處在于：在第四實施方式中，對放大單元做出進一步改進，使得放大單元可以工作于亞閾值區(qū)，從而可以降低起搏器的功耗，延長起搏器的使用壽命。

本實施方式用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的感知放大器的放大單元包括：電流鏡以及放大晶體管。電流鏡連接于放大晶體管，其中，電流鏡的輸入電流為納安級，電流鏡的輸出電流為放大晶體管的工作電流。

常規(guī)的集成電路芯片設計中放大單元的晶體管都工作在飽和區(qū)和線性區(qū)，這兩個區(qū)的vgs(柵源電壓)都是大于vth(閾值電壓)的，晶體管是完全導通的。這樣，常規(guī)的芯片電流是ma級的，且只把亞閾值電流當成一種漏電流。而本實施方式用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的感知放大器的帶寬在200hz以下，可以利用亞閾值區(qū)穩(wěn)定工作。因此，本實施方式通過輸入電流為納安級的電流鏡為放大晶體管提供工作電流(比如在ota的設計中，輸入電流鏡的電流很小，為na量級，放大器中的每一路工作電流都由這個電流鏡相產生，由其偏置的管子都工作在亞閾值區(qū)。)，從而使得放大單元的工作電流很小，使得放大晶體管可以工作在亞閾值區(qū)，當放大晶體管工作在亞閾值區(qū)時，vgs是小于vth的，此時晶體管工作在弱反型區(qū)，放大晶體管的電流電壓關系為指數(shù)關系。這種指數(shù)特性使得放大晶體管可以獲得較高的增益。但是，由于亞閾值區(qū)工作的管子跨導低，因此本實施方式還采用了負反饋技術來提高增益。具體地，放大單元還包括：負反饋電路，負反饋電路的輸入端連接于放大單元的輸入端，負反饋電路的輸出端連接于放大單元的輸出端。從而通過負反饋技術可以提高放大單元的增益，保證放大單元工作于較高的增益。

本實施方式中，一路感知放大器的靜態(tài)電流只有500na，心房，心室兩路共1ua(微安)。因此，本實施方式用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的感知放大器可以工作于超低功耗。

本實施方式與現(xiàn)有技術相比，通過采用電流鏡技術以及負反饋技術，使得用于治療心律失常的植入式醫(yī)療設備的感知放大器穩(wěn)定工作于超低功耗以及高增益狀態(tài)，從而有利于提高起搏器的使用壽命。

值得一提的是，本實施方式中所涉及到的各模塊均為邏輯模塊，在實際應用中，一個邏輯單元可以是一個物理單元，也可以是一個物理單元的一部分，還可以以多個物理單元的組合實現(xiàn)。此外，為了突出本發(fā)明的創(chuàng)新部分，本實施方式中并沒有將與解決本發(fā)明所提出的技術問題關系不太密切的單元引入，但這并不表明本實施方式中不存在其它的單元。

本領域的普通技術人員可以理解，上述各實施方式是實現(xiàn)本發(fā)明的具體實施例，而在實際應用中，可以在形式上和細節(jié)上對其作各種改變，而不偏離本發(fā)明的精神和范圍。