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CN114902525A - 自给式心脏起搏器 - Google Patents

自给式心脏起搏器 Download PDF

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CN114902525A
CN114902525A CN202080091425.1A CN202080091425A CN114902525A CN 114902525 A CN114902525 A CN 114902525A CN 202080091425 A CN202080091425 A CN 202080091425A CN 114902525 A CN114902525 A CN 114902525A
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microneedle
cardiac pacemaker
array
cardiac
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Celtro LLC
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Abstract

本发明公开了一种心脏起搏器，其特征在于，所述心脏起搏器包括多根微针、和芯片，所述芯片包括至少一个具有自适应电平的比较器、时序控制电路、由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、所述至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、所述至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关、CMOS逻辑器件，其中进一步地，所述心脏起搏器包括中介层，所述中介层包括用于多根微针的孔、和盖子。所述心脏起搏器的特征在于，所述芯片位于所述中介层的一个表面上，并且所述盖子和所述中介层形成用于所述芯片的容器。此外，微针的阵列中的各微针均具有从所述芯片突出的远端，并且所述心脏起搏器适于电力上自给。

Description

自给式心脏起搏器
技术领域
本发明公开了一种心脏起搏器，其特征在于，该心脏起搏器包括多根微针、和芯片，所述芯片包括至少一个具有自适应电平的比较器、时序控制电路、由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关、CMOS逻辑器件，其中进一步地，该心脏起搏器包括中介层，该中介层包括用于多根微针的孔、和盖子。该心脏起搏器的特征在于，芯片位于中介层的一个表面上，并且盖子和中介层形成用于芯片的容器(capsule)。此外，微针的阵列中的各微针均具有从芯片突出的远端，并且心脏起搏器适于电力上自给。
背景技术
心脏起搏器疗法已被开发用于治疗患有导致心率异常减慢或甚至心脏停顿的心脏电脉冲生成异常和传播异常的患者。患者的症状包括头晕、运动能力受损、呼吸急促、昏厥和心源性猝死。
心脏起搏器技术已在50多年前推出，并经历了重大的技术革新。这是由半导体、引线和电池技术的进步驱动的，从而产生了更小的装置、多腔装置(双腔和三腔起搏器)以及具有改进的生理刺激算法的装置。
现在的起搏器典型地具有几厘米的直径大小，并放置在心脏外部(典型地在左肩或右肩下方)。引线(典型长度为50cm)从起搏器连接到心脏中，在心脏中，引线被固定并电附接到心肌。一根或多根引线允许1到4个单独的到心脏组织中的电连接。引线由涂有生物相容性材料的电线组成。随着时间的推移，这些引线被结缔组织向内生长。最近，已经开发出更小的起搏器电子器件以直接放置到心脏中。这些装置不需要引线。它们只有一个到心肌组织中的电连接。
此外，定位在心脏内部的心脏起搏器是已知的，例如美敦力公司(MedtronicGmbH)的Micra。此类心脏起搏器被植入心脏组织内部并由电池供电，其中电子元件和电池在容器内部。起搏器通过单个触点而电连接到心脏组织，该触点也用作电极。因此，单个触点是通过钩式固定结构(hook fixation)来制成的。
直到今天，所有起搏器都由内置化学电池供电，因此在患者的一生中需要重复的装置更换(每8到10年)。这需要有相关风险的手术。另一种选择是给电池再充电。传统的再充电系统使用例如磁感应(US 3867950 A1)或太阳能电池(US 2009326597 AA)。这些系统的缺点是必须使用患者体外的附加技术装置来给起搏器充电，这仍然需要检查起搏器的性能状态，并在必要时由技术人员或患者执行电池充电程序。该电池充电程序通常是对患者不利的。
总体而言，现在的临床评估表明，起搏器并发症的终生风险有8％到10％，这主要是由引线和电池的长期性能问题驱使的。起搏器感染和多根功能异常引线以及后续的血管闭塞属于最严重的问题。患病率正在增加，尤其是在使用长期起搏器疗法的患者中。用于维修植入物的手术与可测量的死亡风险相关。
发明内容
因此，本发明的目的是克服现有技术的上述缺点并提供一种心脏起搏器，所述心脏起搏器电力上自给，因此不需要电池再充电程序或甚至因电池没电而用新的心脏起搏器进行整体更换。此外，应避免使用连接起搏器与心脏的引线以减少长期性能问题，如起搏器感染或多根引线功能异常以及后续的血管闭塞。
因此，本发明提供了一种心脏起搏器，其特征在于，所述心脏起搏器包括：
形成微针的阵列的多根微针；
芯片，所述芯片包括至少一个具有自适应电平的比较器、时序控制电路、由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、所述至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、所述至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关、和CMOS逻辑器件，其中n∈N；
中介层，所述中介层包括用于所述多根微针的孔；
盖子；
至少一个线圈；
其中，所述芯片位于所述中介层的一个表面上；
其中，所述盖子和所述中介层形成用于所述芯片和所述至少一个线圈的容器；
其中，各微针均具有从所述芯片突出的远端；并且
其中，所述心脏起搏器由于从心肌细胞采收电能而适于电力上自给。
此外，本发明提供了一种利用根据权利要求1至11中任一项所述的心脏起搏器来刺激生物组织的方法，其特征在于：
·将微针的阵列中的微针插入到心肌组织中；
·设置心动周期时间；
·可选地设置最小心动周期时间；
·设置细胞电活动的至少一个参考电平；
·将微针的阵列中的至少一根微针设置为发射电脉冲；
·将微针的阵列中的至少一根微针设置为感测细胞电活动的幅度并采收能量；
·至少通过一根微针，感测细胞电活动的幅度并采收能量；
·如果微针的阵列中的至少一根微针感测到的细胞电活动的幅度达到微针的阵列中的相应微针的参考电平，或者在脉冲由微针的阵列中的至少一根微针发射到心肌组织中之后，则心动周期时间开始；和
·如果在心动周期时间期间、在感测到的细胞电活动的幅度已经下降到参考电平以下之后不再感测到幅度高于参考电平的细胞电活动，则电脉冲由微针的阵列中的至少一根微针施加到心肌组织；
其中，所述电脉冲是利用采收到的能量生成的。
详细描述
装置配置
根据本发明的心脏起搏器包括形成微针的阵列的多根微针。微针的阵列中的每根微针具有近端和远端。在本发明的一个实施方案中，根据本发明的微针具有近端，该近端被成形为直径在0.05mm和0.5mm之间的柱体，优选地该近端具有0.2mm的直径和在0.05mm与0.5mm之间的高度，优选地高度为0.2mm。
在本发明的另一实施方案中，根据本发明的微针具有近端，该近端被成形为类似于具有在0.05mm和0.5mm之间的宽度和深度的长方体，优选地长方体的宽度和深度为0.2mm。长方体的高度在0.05mm与0.5mm之间，优选地长方体具有0.2mm的高度。
从近端开始，微针包括连接远端与近端的窄缩部分。远端是针状的，并且具有在0.5mm和2.0mm之间的长度。微针的远端是导电的，并且抗剪切应力在5到50牛顿的范围内，这与键合线的抗剪切应力相当。优选地，微针由一块铣削而成。
优选地，多根微针的远端的直径在0.001mm和0.1mm之间，优选地在0.01mm和0.1mm之间，最优选地多根微针的远端的直径为0.02mm。因此，微针的远端接近心肌细胞尺寸。因此，微针的尺寸比当今使用的任何其他电极都小很多。
微针的小尺寸提供了优于现有技术的若干优点。首先，根据本发明的微针直接电耦合到心肌细胞。因此，一根微针与约100个心肌细胞直接电接触。因此，根据本发明的微针的电信号是近场信号，并且在形式上类似于心肌细胞的动作电位。此外，根据本发明的微针能够感测细胞电活动、由于微针的小尺寸能够直接从心肌组织内部采收能量和/或将电脉冲直接发射到心肌组织中。因此，有利地降低了刺激阈值，并且医学信号解释变得更清楚和更明确。现有技术的装置不适用于此目的，因为由于电极“漂浮”在组织上方，传统电极的电信号是远场信号。在本发明的优选实施方案中，微针的阵列中的各微针均具有相同的形状和尺寸。
在本发明的优选实施方案中，心脏起搏器包括5到10000根微针，优选地25到1000根微针，最优选地100到250根微针。
原则上，多根微针可以以各种方式布置在芯片上。在本发明的优选实施方案中，多根微针在芯片上彼此对称地布置。因此，有利地，可以在芯片的表面上布置最大可能数量的微针。此外，微针顺序的规律性简化了生产过程。
微针包含包括铂/铱(PtIr)、金和精炼金属的组中的材料。微针的材料应适合于与芯片或中介层焊接连接。此外，根据本发明，包含在多根微针中的所有材料都是生物相容性的并且对体液不敏感。与本发明有关的生物相容性意味着在生物相容性材料与组织(例如人体组织)之间不发生毒性相互作用。
此外，优选地，各微针均适于能够采收细胞能量、电刺激活组织和感测内在细胞电活动。根据本发明，多根微针中的每根微针独立于其他微针操作。这意味着在一根微针正在感测内在细胞电活动时，相邻的微针可以采收能量。各微针的任务可以随时被重新分配，从而适于心脏起搏器的当前要求。
此外，根据本发明的心脏起搏器包括芯片和中介层。在本发明的一个实施方案中，各微针的近端被焊接到芯片的表面，这确保了多根微针的阵列中的各微针均与芯片直接接触。在本发明的另一实施方案中，各微针的近端被焊接到心脏起搏器的中介层的表面。根据本发明，多根微针的阵列中的各微针均与多根微针的阵列中的各其他微针绝缘。此外，每根微针的远端从芯片和/或中介层突出。
根据本发明，芯片包括控制心脏起搏器功能所必需的所有装置。因此，芯片包括至少一个具有自适应电平的比较器、时序控制电路、由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关、和CMOS逻辑器件，其中n∈N。
自给式能量采收
在本发明的优选实施方案中，芯片包括至少一个具有自适应电平的比较器、由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关，用于微针的阵列中的各微针。
根据本发明，至少一个电容器堆叠的2n个开关将n个电容器选择性地耦合到微针的阵列中的至少一根微针。此外，至少一个电容器堆叠的n个电容器专用于由微针的阵列中的至少一根微针一个接一个地依序充电。并且，至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器专用于一次性地从电容器堆叠中的n个电容器充电。
因此，根据本发明的芯片包括至少一个电容器堆叠，其中该电容器堆叠由n个电容器和2n个开关构建，其中n∈N。电容器堆叠可以包括可被构造性容纳的尽可能多的电容器。在本发明的一个实施方案中，n介于2和20之间，更优选地介于2和14之间。电容器堆叠的n个电容器专用于由微针的阵列中的用作DC输入源的至少一根微针一个接一个地依序充电。
电容器堆叠的2n个开关将n个电容器以以下方式选择性地耦合到微针的阵列中的至少一根微针：每个电容器由微针的阵列中的至少一根微针提供的DC输入一个接一个地依序充电。DC输入是可用的，因为微针直接电耦合到心肌细胞并衍生出电信号。开关的控制和排序从微电子学常见的常用CMOS逻辑器件生成。
至少一个缓冲电容器位于电容器堆叠外部，用作缓冲器。根据本发明，至少一个缓冲电容器专用于一次性地从至少一个电容器堆叠的n个电容器充电。在本发明的优选实施方案中，芯片包括电容器堆叠外部的一个缓冲电容器。在本发明的另一优选实施方案中，芯片包括电容器堆叠外部的两个缓冲电容器。
此外，芯片包括电容器堆叠外部的至少两个附加开关。在本发明的优选实施方案中，芯片包括电容器堆叠外部的两个附加开关。附加开关专用于选择性地将电容器堆叠耦合到电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器或耦合到另外可选电容器堆叠。
在另一优选实施方案中，芯片包括电容器堆叠外部的四个附加开关。优选地，如果芯片包括至少一个电容器堆叠外部的第一缓冲电容器和至少一个电容器堆叠外部的第二缓冲电容器，则该芯片包括至少一个电容器堆叠外部的四个附加开关。在该实施方案中，两个附加开关专用于选择性地将至少一个电容器堆叠连接到电容器堆叠外部的第一缓冲电容器，并且另外两个附加开关专用于选择性地将至少一个电容器堆叠连接到电容器堆叠外部的第二缓冲电容器。
因此，在一个优选实施方案中，根据本发明的芯片包括电容器堆叠外部的两个缓冲电容器作为至少一个电容器堆叠外部的缓冲电容器、以及至少一个电容器堆叠外部的四个附加开关。
从作为堆叠的物理构造来看，电容器堆叠的n个电容器全部电串联地连接。此外，在本发明的一个实施方案中，至少一个电容器堆叠包括至少三个导电板，其中该导电板具有顶侧和底侧，并且其中至少一个导电板的顶侧是第一电容器的一部分，并且至少一个导电板的底侧是相邻的另外电容器的一部分。此外，电容器堆叠以构建电容器的方式在导电板之间包括绝缘材料。
在本发明的优选实施方案中，具有n个电容器的电容器堆叠包括m＝n+1个导电板。根据本发明，第一导体n＝1构建在第一导电板(m＝1)的底侧与第二导电板(m＝2)的顶侧之间。相邻导体(n＝2)构建在第二导电板(m＝2)的底侧与第三导电板(m＝3)的顶侧之间，以此类推。
根据本发明构建的电容器的电容非常广泛，范围从1nF降到1fF甚至更低。该电容取决于板的几何特征和板之间采用的介电材料。典型的介电材料是SiO2或塑料，但其他介电材料也是可以的。
根据本发明，以具有n个电容器的电容器堆叠布置导体具有以下优点：意味着板m＝2至m＝n的内部导电板与堆叠的外部不形成寄生电容或仅形成非常小的寄生电容。寄生电容在本领域中是众所周知的。寄生电容出现在电容器与周围环境的界面处，并且是不需要的，因为在电容器的每个充电周期中都不得不给寄生电容充电。这个过程降低了电容器的充电效率，并因此降低了电容器的充电结束电压。因此，在现有技术中，每个电容器都有两个与周围环境的界面，因此有两个出现寄生电容的界面。
根据本发明的电容器堆叠能够提供n个电容器，其中只有第一个和最后一个电容器具有与周围环境的实质性界面。因此，有利地，仅在这两个界面处会形成寄生电容。因此，增加了电容器堆叠的n个电容器的充电效率以及充电结束电压。
此外，在本发明的优选实施方案中，所有电容器都电串联地连接。
在本发明的一个优选实施方案中，由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器和至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关被配置为集成电路，其中开关被实施为晶体管，并且电容器由来自集成电路技术的导电板实施。
优选地，导电板由选自包括金属或多晶硅或来自集成电路技术的任何其他导电材料的组的材料制成。合适的金属是铜和铝和钨。
在本发明的一个实施方案中，绝缘材料选自包括SiO2、SiN和Hf2O以及它们的堆叠物的组。
如上所述，如果电容器堆叠要存储所施加的电荷，则电容器堆叠在内部几乎是完美的，因为场被很好地限制在内部。不幸的是，在第一个和最后一个导电板处仍然会形成一些寄生电容。为了不损失存储在那些外部寄生电容中的能量，根据本发明，可以应用电感器来执行谐振电路配置中的中间存储。
因此，在本发明的一个实施方案中，芯片额外地包括电感器。优选地，小电感器被单片集成在集成电路中。根据本发明，开关频率被选择得足够高，使得寄生电容器和电感的谐振频率等于电容器堆叠的总充电/放电周期时间的倒数。此外，电容器堆叠的充电/放电时序应被调整为近似正弦曲线。
当100个绕组将缠绕在25mm2大小的典型芯片周围时，集成电路中的实际电感值将在1-10μH范围内。对于典型的电容器堆叠，寄生电容器值将在1-10pF之间的范围内。对于此设置发现，谐振频率将在10-200MHz之间。因此，电容器堆叠中的电容的充电频率将不得不高2n倍。
在另一优选实施方案中，芯片包括若干电容器堆叠，其中每个电容器堆叠都专用于给另一个电容器堆叠充电，并且一个电容器堆叠专用于给该电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器充电。因此，可以将根据本发明的依序小电荷收集进行级联。
若干电容器堆叠优选地由电容器堆叠外部的开关连接，最优选地总是两个电容器堆叠由电容器堆叠外部的两个开关连接。在本发明的一个实施方案中，该装置包括x个电容器堆叠和2x个电容器堆叠外部的开关，其中x∈N。在本发明的一个实施方案中，该装置包括1至20个电容器堆叠，优选5至15个，最优选13至15个，因为这是在当前半导体生产技术的能力范围内的。
然而，另外电容器堆叠的充电频率比第一电容器堆叠的充电频率慢n倍(n是第一电容器堆叠中电容器的数量)。原则上，第一电容器堆叠的n个电容器由微针的阵列中的至少一根微针的DC输入一个接一个地充电。之后，第一电容器堆叠的n个电容器立即放电到另外电容器堆叠的一个电容器。在另外电容器堆叠由k个电容器构建的情况下，则需要k个充电周期来给另外电容器堆叠的k个电容器一个接一个地充电，其中k∈N。如果另外电容器堆叠的所有电容器都被充电，则它们立即放电到电容器堆叠外部的另外电容器。总的来说，整个放电发生的频率比第一电容器堆叠的充电频率低k·n倍。第二堆叠的最大电压是DC输入源的馈电电压的k·n倍。例如，在微针的阵列中的至少一根微针处为10mV、并且各电容器堆叠上均有10个电容器的情况下，作为输出最大可以实现1V。
根据本发明，每个另外电容器堆叠都专用于由来自另一个电容器堆叠的正电压或负电压馈电。因此，连接电容器堆叠的电容器堆叠外部的开关必须相应地排序。如果第一电容器堆叠提供正电荷或负电荷，则第二电容器堆叠的充电必须相应地进行。
在本发明的实施方案中，开关的排序从微电子学常见的常用CMOS逻辑器件生成。为了使CMOS逻辑器件起作用，需要几百毫伏的电压。典型的现有半导体技术在约1伏或略低于1伏下运行。由于根据本发明的心脏起搏器在源处以几毫伏开始收集能量，因此该电压太低而不能运行CMOS逻辑器件。
启动电路
然而，在收集和级联之后，可以获得1伏域的电压，这足以运行CMOS逻辑器件。出于这个原因，需要一个启动电路，以确保该逻辑器件可以被供电，并且开关被操作以执行从微小源收集能量。
为此，提出了经由线圈的磁耦合。外线圈用交流电激励，从而产生交变磁场。通过该场，启动能量被传输到集成电路上的线圈，从而使启动能量复收。
根据本发明，心脏起搏器包括至少一个线圈。优选地，该线圈专用于通过与另一个线圈的磁耦合来接收启动能量。在一个实施方案中，至少一个线圈位于中介层上。在本发明的另一实施方案中，至少一个线圈缠绕在芯片周围，在此意义上，至少一个线圈是芯片的一部分。然而，在这些实施方案中的每一个中，芯片包括用于电力管理的接口以将心脏起搏器的至少一个线圈连接到包括在芯片上的CMOS逻辑器件。
在本发明的一个实施方案中，心脏起搏器包括至少一个另外电容器。至少一个另外电容器可以包括在芯片上或者可以位于芯片外部的中介层上。心脏起搏器的至少一个另外电容器优选地用作用于微针的阵列中的所有微针以及分配给所有微针的电容器堆叠的缓冲电容器。此外，心脏起搏器的至少一个另外电容器可以用于从外部能量源传输能量，例如用于启动过程。在一个实施方案中，至少一个另外电容器通过包括在芯片上的用于电力管理的接口连接到芯片。
可编程性
此外，根据本发明的心脏起搏器的芯片适于与外部编程器单元通信。外部意味着该单元完全不能与患者直接接触。通信优选地经由外部施加的电磁场来进行。相应地，在一个实施方案中，心脏起搏器还包括至少一个线圈以与外部编程器单元通信，由此线圈用作接收器和发送器。此外，芯片包括用于从外部编程器单元经由心脏起搏器的线圈到芯片进行数据传输的I/O接口。这具有以下优点：心脏起搏器的功能性可以从外部编程器单元得到验证、调查和调整。因此，可以通过组织并且在不与心脏起搏器物理接触的情况下，调整心脏起搏器的功能性。因此，在本发明的优选实施方案中，心脏起搏器还包括外部编程器单元。外部编程器单元选自包括平板电脑、智能手机和个人电脑的组。外部编程器单元适于与心脏起搏器通信，因此在一个优选实施方案中，用于发送和接收的线圈包括在外部编程器单元中。
因此，在本发明的一个实施方案中，心脏起搏器包括至少两个线圈，其中一个线圈适于接收用于CMOS逻辑器件的启动能量，一个线圈适于用作外部编程器单元的接收器和发送器。两个线圈都可以位于中介层上或可以如已经描述的缠绕在芯片周围。在另一个实施方案中，一个线圈可以位于中介层上，另一个线圈可以缠绕在芯片周围。
有利地，在优选实施方案中，包括在心脏起搏器中并且用于与外部编程器单元通信的线圈、以及包括在心脏起搏器中并且用于接收用于CMOS逻辑器件的启动能量的线圈是相同的线圈。
中介层
此外，根据本发明的心脏起搏器包括中介层和盖子。
中介层用作芯片的组装平台，并且包含包括FR4材料、环氧树脂、聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)、陶瓷、二氧化硅(SiO2)、玻璃和塑料的组中的材料。FR4材料是一类包括编织玻璃纤维和环氧树脂的阻燃复合材料。原则上，包含在中介层中的材料必须是非导电的。此外，根据本发明，包含在中介层中的所有材料都是生物相容性的并且对体液不敏感。
在本发明的一个实施方案中，中介层包括孔，各孔均适于微针的远端穿过。根据本发明，中介层包括用于微针的阵列中的各微针的孔。因此，在优选实施方案中，中介层包括与多根微针的阵列所包括的微针一样多的孔。在该实施方案中，微针被焊接到芯片的表面。
芯片位于中介层的顶部上，并且多根微针的阵列中的微针穿过中介层中的孔。因此，微针的阵列中的每根微针都穿过中介层中的单独孔。有利地，中介层中的孔以以下方式布置：多根微针的阵列中的焊接到芯片的所有微针都可以在不接触中介层的情况下穿过中介层。
中介层中的有微针穿过的每个孔都用非导电材料与周围环境密封。合适的非导电材料是例如环氧树脂、聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)、玻璃和塑料。因此，来自环境的流体不能通过孔渗透到芯片。
在另一实施方案中，微针的阵列中的各微针均被焊接到中介层。在该实施方案中，中介层包括接线，该接线将微针的阵列中的各微针均连接到芯片，从而将微针的阵列中的各微针均连接到至少一个电容器堆叠。
在一个实施方案中，心脏起搏器还包括至少一个另外电容器和/或至少一个传感器。在该实施方案中，中介层包括将芯片、至少一个传感器和至少一个另外电容器彼此连接的接线。
此外，在一个实施方案中，中介层用作心脏起搏器的至少一个另外电容器和/或至少一个传感器和/或至少一个线圈的组装平台。在该实施方案中，至少一个另外电容器和/或至少一个传感器和/或至少一个线圈优选地位于中介层上的芯片附近。
根据本发明，心脏起搏器还包括盖子。盖子从周围覆盖芯片，其中盖子被密封到中介层。密封可以通过粘合剂或焊锡来完成。如果使用粘合剂，则粘合剂应当是硬化的。然而，该密封应当是生物相容性的并且对体液不敏感。因此，盖子和中介层形成用于芯片的容器。盖子和中介层通过形成容器来保护电子部件免受周围体液(如血液)的影响，例如免受体液的影响。
在本发明的一个实施方案中，在中介层的顶部上的芯片附近，定位有至少一个传感器和/或至少一个电容器和/或至少一个线圈。该芯片、至少一传感器和/或至少一个电容器和/或至少一个线圈位于中介层的一个表面上，并且盖子从周围覆盖芯片、至少一个传感器和/或至少一个电容器和/或至少一个线圈，其中如已经描述的，盖子被密封到中介层。因此，盖子和中介层形成用于芯片、至少一个传感器和/或至少一个电容器和/或至少一个线圈的容器。优选地，盖子和中介层通过形成容器来保护包括在心脏起搏器中的所有电子部件免受周围体液(如血液)的影响，例如免受体液的影响。
盖子包含包括硅和金属的组中的材料。合适的金属例如是铝、或与钨一起蒸发的铝。根据本发明，包含在盖子中的所有材料都是生物相容性的并且对体液不敏感。
中介层还包括在盖子外部的至少两个固定孔。有利地，固定孔在中介层中、在盖子的各侧上定位在盖子外部。固定孔适用于将心脏起搏器固定到心肌组织中。心脏起搏器可以由盖子外部的、通过中介层中的固定孔的螺钉、夹具或类似装置固定。
在本发明的一个实施方案中，心脏起搏器还包括至少一个传感器。在本发明的优选实施方案中，传感器是活动传感器。活动传感器可以包括加速度计，例如静电加速度计、压电陶瓷加速度计或基于MEMS的微机械加速度计，该加速度计典型地提供传感器输出，该传感器输出作为与患者代谢需求相关的测量参数的函数而变化。换句话说，活动传感器检测患者的伴随身体活动的运动，并且可以根据与身体活动相关的代谢需求来调整起搏率。此外，活动传感器可以被配置为检测患者的姿势变化。如果心脏起搏器包括至少一个传感器，则心脏起搏器的芯片包括将该传感器与芯片连接的传感器接口。
在本发明的优选实施方案中，心脏起搏器包括基于MEMS的三矢量活动传感器。
根据本发明的心脏起搏器为1mm到5cm长、1mm到5mm宽、以及3mm到10mm高。因此，根据本发明的心脏起搏器比任何当前可用的心脏起搏器都小。这提供了若干优点，首先，这种大小的心脏起搏器可以更容易地植入，因为它允许更容易地经由静脉进入。由于其小尺寸，根据本发明的心脏起搏器更好地生长到组织中、不易受感染并且不易发生心脏穿孔。
由于根据本发明的心脏起搏器适于感测细胞电活动并在必要时生成电脉冲，因此根据本发明的心脏起搏器提供心脏起搏器所需的所有功能。有利地，根据本发明的心脏起搏器适于电力上自给。
根据本发明，芯片包括时序控制电路。该电路控制心脏起搏器的功能性并确定心脏起搏器功能的工作流。芯片上包括的所有接口，如I/O接口、传感器接口和用于电力管理的接口，都是到时序控制电路的接口。
感测
细胞电活动的感测需要对实际电位相对于参考电平或地的幅度的测量。通常，这是通过比较器电路来执行的。对于心脏起搏器，了解预计/预期心跳的时序很重要。心肌电位的测量是标准的，并且与当前的心脏起搏器一起使用。
根据本发明，芯片包括至少一个具有自适应参考电平的比较器。在本发明的优选实施方案中，芯片包括用于微针的阵列中的各微针的具有自适应参考电平的比较器，其中微针的阵列中的各微针均电连接到芯片上的一个比较器电路。
根据本发明，微针的阵列中的每根微针都适于能够通过心肌电位测量的标准程序来感测内在细胞电活动的幅度。有利地，这些测量可以在微针的阵列中的一根微针上、在微针的阵列中的选定微针上或在微针的阵列中的所有微针上执行。微针的阵列中的微针冗余提供了许多有益的特征。微针的阵列中的多少和哪些微针执行感测经由外部编程器单元进行编程。
在一个实施方案中，细胞电活动被连续感测。在本发明的另一实施方案中，细胞电活动以如下方式被感测：监测细胞电活动的幅度何时超过参考电平、细胞电活动的幅度何时落到参考电平以下、以及心脏周期期间细胞电活动的最大幅度是多少。因此，心跳的单独进程的时间点被监测。此外，细胞电活动的幅度由微针的阵列中的至少一根微针感测，并由外部编程器单元、或在一个实施方案中由包括在心脏起搏器中的内部数据存储装置记录。在细胞电活动的幅度由内部数据存储装置记录的情况下，根据本发明的芯片还包括合适的内部存储装置。
此外，通过至少一个比较器，由微针的阵列中的被选择用于感测细胞电活动的微针感测到的实际心肌电位的幅度与参考电平进行比较。原则上，各比较器的参考电平是可编程的。在本发明的一个实施方案中，针对微针的阵列中的各微针均单独地编程参考电平。在本发明的另一实施方案中，对于芯片上包括的各比较器，参考电平是相同的。在本发明的一个实施方案中，至少一个比较器的参考电平可在0.1mV和10.0mV之间编程。
因此，对于微针的阵列中的感测细胞电活动的所有微针，参考电平可以相同，但对于微针的阵列中的各微针，参考电平也可以不同。通过单独编程各比较器的参考电平，可以为微针的阵列中的在不同位置处穿透组织的所有微针提供优化的时间点。这是非常有利的，因为根据本发明的心脏起搏器的所有功能的时序可以根据心跳的单独进程来编程。这一方面增加了安全性，因为细胞电活动由微针的阵列中的若干单独微针感测，这可以理解为用若干单独电极进行的感测。如果微针的阵列中的一根微针没有正常工作，则可以编程另一根微针以执行感测功能。因此，感测功能以冗余方式提供。相比之下，在现有技术的心脏起搏器中，仅提供一个电极用于感测细胞电活动。如果该电极没有正常工作，则必须更换起搏器。因此，根据本发明的心脏起搏器降低了新手术的风险。
另一方面，在本发明的一个实施方案中，由微针的阵列中的若干微针感测到的细胞电活动的幅度通过外部编程器单元和/或通过时序控制电路进行比较。因此，心脏自身信号的电子故障/误解变得不太可能，因为永久性地微针的阵列中的若干微针的信号以电子方式进行比较。
此外，与现有技术的心脏起搏器相比，所述心脏起搏器的效率增加，因为微针的阵列中的用于执行能量采收和/或感测细胞电能和/或用于发射电脉冲的微针可以根据微针的阵列中的相应微针的无故障功能来进行选择。
由于多根微针相互独立地感测细胞电能并且该感测在时间上和空间上是对齐的，因此减少了现有技术的心脏起搏器对因外部电噪声或电远场信号造成的电信号误解的典型脆弱性。
采收
根据本发明，微针的阵列中的每根微针都适于采收细胞能量。心脏是一大块肌肉，并将化学能(糖)转化为机械能(心跳)。这个过程通过电能在所有心肌细胞上的传播来控制和进行。心脏的左主腔(左心室)总共含有约60亿个细胞。各细胞充当在各心动周期期间放电和充电一次的电池。该功能由通过细胞膜中的离子通道交换钠和钾来介导。单独细胞的实际电能周转量很小，但是，从多个细胞并多次采收可以收集大量电能。
即使由于微针的阵列中的微针太大无法到达单独胞内间隙而不能直接获取跨膜电压，所产生的部分细胞电能也是可从细胞间隙外部收集的。随着微针的阵列中的一根微针接触同步操作的一系列细胞(约100个细胞)，可收集的能量增加。
采收是通过一种方法进行的，所述方法利用由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、至少两个附加开关、和微针的阵列中的作为DC输入源的至少一根微针，所述方法包括以下步骤：
a.通过选择性地闭合开关将电容器一个接一个地耦合到微针的阵列中的至少一根微针，来给电容器堆叠的n个电容器依序充电；
b.将电容器堆叠的n个电容器放电至电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器中；
其中微针的阵列中的至少一根微针直接电耦合到心肌细胞，从而用作DC输入源。步骤a和b定义一个采收周期。
在本发明的方法的优选实施方案中，电容器堆叠的n个电容器在n个充电周期中一个接一个地依序充电，并且电容器堆叠的n个电容器在第n+1个周期中立即放电到电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器中。
从根本上说，电容器堆叠的电容器可以按任何顺序充电。然而，为了减少在与周围环境的界面处出现的寄生电容的再充电，提出了以下充电方案。根据本发明的优选实施方案，电容器堆叠的n个电容器在n个充电周期中一个接一个地依序充电，其中第一电容器被充电，之后，第一电容器附近的电容器被充电，之后，之前充电的电容器附近的电容器被充电，直到所有n个电容器都被充电。
如果电容器堆叠的所有电容器都被充电，则该电容器堆叠的电容器立即全部放电至电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器中。这通过选择性地闭合电容器堆叠的开关和电容器堆叠外部的开关来进行。
在本发明的另一实施方案中，可以进行对电容器堆叠的双极性充电。从根本上说，电容器堆叠的各电容器都可以被充电至正电压或负电压，这取决于电容器的哪个板接地。如已经描述的，电容器堆叠中的电容器按顺序加载。当一个板接地时，另一个板被充电到输入电压的一部分。这意味着，当前接地板上方的电容器堆叠中的电容器被推至正电压，而当前接地板下方的板被推至负电压。因此，通过以适当的方式闭合电容器堆叠内部的开关，电容器堆叠的电容器可以被充电至正电压或负电压，从而选择电容器堆叠中的各电容器的接地板。
如果进行电容器堆叠的双极性充电，则优选地电容器堆叠外部的两个缓冲电容器被用作缓冲电容器。在本发明的该实施方案中，至少一个电容器堆叠首先用正电压充电，并且在电容器堆叠中的所有电容器都被充电之后，电容器堆叠的所有电容器都被放电至电容器堆叠外部的第一缓冲电容器中。之后，电容器堆叠的电容器用负电压充电，并且在电容器堆叠中的所有电容器都被充电之后，电容器堆叠的所有电容器都被放电至电容器堆叠外部的第二缓冲电容器中。
由于在与周围环境的界面处出现的寄生电容也必须在各充电程序被充电，因此总是给相邻电容器充电而不是在电容器堆叠中的电容器之间“跳来跳去”是最有利的。因此，如果进行电容器堆叠的双极性充电，则电容器堆叠的电容器被依序充电，n个电容器被放电至电容器堆叠外部的第一缓冲电容器，之后，电容器堆叠的n个电容器以相反的顺序被依序充电，并且在n个电容被充电之后，n个电容被放电至电容器堆叠外部的第二缓冲电容器中。
因此，在本发明的优选实施方案中，在电容器堆叠的n个电容器被依序充电之后，n个电容器被放电至电容器堆叠外部的第一缓冲电容器中，之后，电容器堆叠的n个电容器以相反的顺序被依序充电，并且在n个电容器被充电后，n个电容器被放电至电容器堆叠外部的第二缓冲电容器中。
根据本发明，电容器堆叠的n个电容器可以立即被放电到另外电容器堆叠的一个电容器中。
第二电容器堆叠的充电顺序源自第一堆叠并与其时序耦合。代替将第一电容器堆叠放电至缓冲电容中，第一电容器堆叠被放电到形成第二电容器堆叠的电容器中的一个中。从根本上说，该电容器中的一个可以是第二电容器堆叠的电容器中的任一个，但实际上第二电容器堆叠的充电应遵循已经描述的相同方法。这意味着电容器堆叠的电容器的充电应通过充电相邻电容器来进行。由于第二电容器堆叠也被加载有一些对外部的寄生电容，因此如描述地依序充电第二堆叠将使流入寄生电容的电荷在各步骤均保持最小。
放电电路的实施方案之一是双极性设置。这允许根据顺序用负电荷和正电荷对第二电容器堆叠充电。当负电荷被转移到第二电容器堆叠时，必须小心，晶体管开关被操作以使该堆叠上的电荷以相反的极性相加，使得该电荷在第二电容器堆叠上累积而不是减去。
并行化根据本发明的依序电荷收集，能量收集成倍增加，因此装置的输出功率增加。
在本发明的一个实施方案中，心脏起搏器包括至少一个另外电容器。该另外电容器可以用作用于采收到的能量或用于从外部能源传输的能量的缓冲电容器。
在本发明的一个实施方案中，心脏起搏器适于在单个心跳期间执行若干采收周期，以便额外地优化采收到的能量的量。
根据本发明，能量采收可以在微针的阵列中的一根微针上、在微针的阵列中的若干微针上或在微针的阵列中的所有微针上同时进行。
此外，在本发明的一个实施方案中，实施选择机制以选择微针的阵列中的高产微针用于能量采收，并丢弃微针的阵列中的低产微针。在本发明的一个实施方案中，对微针的阵列中的哪些微针被用于能量采收进行编程。这经由外部编程器单元进行。在本发明的另一实施方案中，微针的阵列中的用于能量采收的微针因微针的阵列中的单独微针感测到的细胞电能而被选择。这由芯片上的顺序控制电路在内部进行调节，有利地不需要由外部编程器单元进行调节。因此，微针的阵列中的实现最高能量产量的微针被选择用于能量采收。
根据本发明，由于从心肌细胞采收电能，心脏起搏器适于电力上自给。由于采收到的能量用于运行心脏起搏器的所有功能，因此本发明的心脏起搏器不依赖于电池供电，这意味着根据本发明的心脏起搏器电力上自给，意味着电自主。消除了与电池运行相关的所有缺点。因此，不需要任何类型的电池再充电程序、或甚至因电池没电而用新的心脏起搏器进行整体更换。
根据本发明，细胞电活动的幅度的感测和能量采收在微针上一起发生。如果检测到高于参考电平的细胞电活动，则开始电能的采收。在本发明的一个实施方案中，以重复的充电周期进行采收，直到细胞电活动下降到参考电平以下。这意味着微针贯穿单个心动周期多次采收细胞电能。在该实施方案中，能量采收的时间间隔取决于心率，并且约在150ms和300ms之间。在本发明的另一实施方案中，进行采收直到达到可编程的超时。在这种情况下，可编程的超时可能在200ms和300ms之间。
起搏
根据本发明，微针的阵列中的每根微针都适于能够发射电脉冲。电脉冲适用于电刺激活组织。根据本发明，微针的阵列中的每根微针都能够在组织中发射单相或双相脉冲。电脉冲的电压典型地在100mV至2V的范围内，并且脉冲长度从0.2ms至2.0ms变化。如果脉冲是双极性脉冲，则电脉冲的电压的范围典型地从100mV至2V以及-100mV至2V。根据本发明，利用采收到的能量生成电脉冲。电脉冲的发射由芯片上的顺序控制电路控制。
施加电脉冲之后，启动新的心跳。从心脏中的位置开始，通过微针的阵列中的微针施加脉冲，电激活和随后的收缩自主地传播通过整个心脏。一旦脉冲电压超过激活组织所需的能量，就不需要进一步的脉冲或动作。
如已描述的，原则上微针的阵列中的各微针均能够发射电脉冲。在本发明的优选实施方案中，如果需要，则选择微针的阵列中的一根微针来发射电脉冲。微针的阵列中的相应微针经由外部编程器单元来选择。
在本发明的一个实施方案中，发射电脉冲的功能性对于微针的阵列中的各微针是可编程的。基于算法的刺激阈值比较选择出微针的阵列中的具有最低刺激阈值的微针。有利地，通过利用微针的阵列中的具有最低刺激阈值的微针使所发射的电脉冲的电压最小化，这使心脏起搏器的能量消耗最小化。
虽然每根微针都能够采收细胞能量、电刺激活组织并感测内在细胞电活动，但微针未被编程为同时执行所有三种功能性。如已经描述的，细胞电活动的感测和细胞能量的采收在一根微针处同时执行。在本发明的一个实施方案中，细胞电能的感测和发射电脉冲在微针的阵列中的同一微针处进行。在本发明的优选实施方案中，微针的阵列中的至少一根微针感测细胞电活动并采收细胞能量，并且如果需要，微针的阵列中的至少一根微针用于发射电脉冲。
在本发明的一个实施方案中，微针的阵列中的用于发射电脉冲的至少一根微针通过在植入心脏起搏器期间由外部编程器单元编程来设置。在本发明的另一实施方案中，微针的阵列中的用于发射电脉冲的至少一根微针通过在植入后的任何时间由外部编程器单元编程来设置。
在优选实施方案中，选择微针的阵列中的那些具有最低起搏阈值的一根或多根微针以在需要时发射电脉冲。微针的阵列中的每根微针都有自己的起搏阈值。起搏阈值被定义为激活组织所需的能量。起搏阈值由外部编程器单元基于感测到的细胞电活动的幅度而定义。这是在芯片上或通过外部编程器单元自动执行的。
在一个实施方案中，心脏起搏器适于对从多根微针感测到的细胞电活动进行基于算法的组合和/或比较，这由外部编程器单元进行。这对于评估自动参考电平和起搏阈值或对于微针功能判定的自动优化是有用的。
由于一个心脏周期期间的心脏活动，细胞电活动的幅度达到参考电平，上升并再次下降到参考电平以下。在正常心脏活动的情况下，每次心跳都会重复该过程。在感测到的细胞电活动的幅度已经超过参考电平并已经再次下降到参考电平以下之后的某一时间之后，预计由于下一次心脏事件，感测到的细胞电活动的幅度再次超过参考电平。
根据本发明，如果细胞电活动在心脏事件内超过参考电平，则时间窗开始，该时间窗被称为心动周期时间。预计在给定的心动周期时间内，感测到的细胞电活动下降到参考电平以下并再次上升，直到其由于下一个心动周期的开始而超过参考电平。如果在微针的阵列中的所有微针上都没有感测到高于参考电平的细胞电活动，该参考电平高于微针的阵列中的微针的相应参考电平，则电脉冲在心动周期时间结束时被发射到组织中。根据本发明，心动周期时间在4000ms和1500ms之间，优选地心动周期时间是1000ms。心动周期时间是在植入心脏起搏器后经由外部编程器单元设置的，并且可以经由外部编程器单元随时调整。
每次感测到的细胞电活动的幅度达到参考电平并进一步上升时，心动周期时间就会重新开始。此外，心动周期时间在将电脉冲发射到心肌组织中之后重新开始。在使用心动周期时间的情况下，监测心脏事件是否出现在预计的时间窗中。
如已经描述的，心跳会随着身体活动而增加。因此，如果患者身体活跃，则应减小心动周期长度。在本发明的一个实施方案中，患者的身体活动由传感器检测，并且传感器向芯片发出命令以将心动周期长度设置为最小心动周期长度。因此，限定出最小心动周期长度，其经由外部编程器单元对芯片是可编程的。在一个实施方案中，最小心动周期长度在400ms和650ms之间。优选地，最小心动周期长度经由外部编程器单元设置。
根据本发明，心脏起搏器包括安全特征。在本发明的一个实施方案中，只要微针的阵列中的至少一根微针感测到高于微针的阵列中的对应微针的参考电平的细胞电活动，就不发射电脉冲。因此，省略了电脉冲被发射到活动心跳中。
此外，在本发明的一个实施方案中，包括在细胞电活动下降到参考电平以下之后开始的安全裕度。在安全裕度期间不发射电脉冲。安全裕度在50ms和100ms之间，并保证了电脉冲在可诱发心律失常的脆弱期内不被发射。
然而，在微针的阵列中的所有微针的不到10％感测到幅度在参考电平以上不到10％的细胞电活动的心动周期的情况下，会出现不确定性，是否存在真正的细胞电活动、或例如是否信号是伪影或产生自误导性的外部场。为了防止在这些情况下的弱心跳，在本发明的一个实施方案中，如果满足上述条件，则在达到细胞电活动的参考电平之后的100ms发射电脉冲。这可以由外部编程器单元编程，以使安全特征适应单独患者的需求。
有利地，在优选实施方案中，当存在细胞电活动时，微针的阵列中的被编程为在需要时发射电脉冲的微针也可以在心动周期中感测细胞电活动并采收能量。
根据本发明，心脏起搏器提供了若干优点，其中的一些已经被描述。此外，本发明的心脏起搏器没有将心脏起搏器与心脏连接以用作细胞电活动的传感器或用于在必要时将电脉冲发射到组织的引线。这些功能全部由微针的阵列中的微针提供。省略了与引线相关的所有缺点(例如，引线被结缔组织向内生长)。
如果心脏起搏器被植入患者体内，则微针的阵列中的各微针均代表到心脏组织中的单独电连接，其中微针的阵列中的各微针均可由外部编程器单元分别编程。因此，与现在可用的任何其他装置相比，心脏起搏器包括更多的到心脏组织中的电连接。因此，根据本发明的心脏起搏器提供了电连接的冗余。相比之下，现有技术的心脏起搏器只有一个引线形式的电连接。如果该引线由于电极问题或电子电极/组织界面的退化(例如通过老化和纤维化)而故障，则患者需要手术和新的引线。
即使在单根微针/组织界面退化的情况下，微针的冗余也确保了连续的心脏起搏器功能性。如果一根微针由于任何原因随时间退化，则其功能可以被微针的阵列中的具有更好功能性的另一根微针接管。有利地，微针的阵列中的每根微针的微针功能性可以通过贯穿整个装置寿命的配置重新编程来更换或替换。
此外，由于通过编程选项改进了感测和起搏的可编程性，根据本发明的心脏起搏器的能量消耗与现有技术的心脏起搏器的能量消耗相比更少。
由于数百个独立电记录的即时比较，根据本发明的心脏起搏器提供了心脏中电信号的改进的可解释性。此外，由于微针的阵列中相邻微针(其中一个正在刺激，而另一个正在记录)之间的信号的可比性，提供了改进的自动化阈值测试。此外，由于多个解剖学冗余的不同空间起搏位置的可用性，提供了对心脏起搏部位(例如，起搏到特殊传导系统中(His束起搏))的更有针对性的选择。
用于刺激心肌组织的方法
此外，本发明提供了一种利用根据权利要求1至10中任一项所述的心脏起搏器来刺激心肌组织的方法，其特征在于：
·将微针(10)的阵列中的微针(10)插入到心肌组织中；
·设置心动周期时间；
·可选地设置最小心动周期时间；
·设置细胞电活动的至少一个参考电平；
·将微针(10)的阵列中的至少一根微针(10)设置为发射电脉冲；
·将微针(10)的阵列中的至少一根微针(10)设置为感测细胞电活动的幅度并采收能量；
·至少由一根微针(10)感测细胞电活动的幅度并采收能量；
·如果由微针的阵列中的至少一根微针(10)感测到的细胞电活动的幅度达到微针的阵列中的对应微针(10)的参考电平、或者在脉冲由微针的阵列中的至少一根微针(10)发射到心肌组织中之后，则心动周期时间开始；和
·如果在心动周期时间期间、在感测到的细胞电活动的幅度已经下降到参考电平以下之后不再感测到幅度高于参考电平的细胞电活动，则电脉冲由微针的阵列中的至少一根微针(10)施加到心肌组织；
其中电脉冲是利用采收到的能量生成的。
针对心脏起搏器描述的所有特征也适用于本发明的方法，反之亦然。
根据本发明的方法，多根微针的阵列中的微针的远端插入到心肌组织中。微针的阵列中的微针的穿透深度在1mm和1.5mm之间。有利地，心脏起搏器由穿过盖子外部的、中介层中的固定孔的固定装置固定。
在本发明的一个实施方案中，心脏起搏器通过导管布置，该导管从股静脉穿刺部位推进到心脏中。
根据本发明，心动周期长度、可选地最小心动周期长度和细胞电活动的参考电平由外部编程器单元设置。此外，微针的阵列中的至少一根微针被设置为发射电脉冲，并且微针的阵列中的至少一根微针被设置为感测细胞电活动并采收能量。这也可以经由外部编程器单元进行。这些步骤可以在植入心脏起搏器之后立即进行。有利地，这些参数的调整可以经由外部编程器单元随时进行。
优选地，如果根据本发明的心脏起搏器包括至少一个传感器，则设置最小心动周期长度，其中该传感器是活动传感器。
根据该方法，至少由微针的阵列中的一根微针感测细胞电能的幅度并采收能量。采收到的能量被收集到至少一个缓冲电容器中。在本发明的一个实施方案中，采收到的能量被收集到多个缓冲电容器中，其中多个缓冲电容器构成缓冲电容器阵列。
此外，如果在心动周期时间期间、在感测到的细胞电活动的幅度已经下降到参考电平以下一次之后不再感测到幅度高于参考电平的细胞电活动，则电脉冲由微针的阵列中的至少一根微针施加到心肌组织。优选地，电脉冲由微针的阵列中的具有最低能量需求的微针施加到心肌组织。微针的阵列中的具有最低能量需求的微针由微针的阵列中的微针感测到的细胞电能的幅度确定。
在本发明的另一实施方案中，微针的阵列中的若干微针被设置为发射电脉冲。在一个实施方案中，100根微针中的1到40根微针，优选100根微针中的1到30根微针，最优选100根微针中的1根微针被设置为发射电脉冲。
在一个实施方案中，超过一根微针被设置为感测和采收细胞电能。因此，在一个实施方案中，未被设置为发射电脉冲的所有微针被设置为感测和采收细胞电能。
施加到心肌组织的电脉冲是单相脉冲或双相脉冲。两者都常用在心脏起搏器中。
在本发明的一个实施方案中，佩戴心脏起搏器的患者的运动由传感器感测。这些信息可用于将心脏起搏器的心动周期时间调整为与患者的身体活动相关的代谢需求。这是通过将心动周期时间设置为最小心动周期时间来进行的。因此，如果在最小心动周期时间期间、在感测到的细胞电活动的幅度已经下降到参考电平以下一次之后不再感测到幅度高于参考电平的细胞电活动，则电脉冲由微针的阵列中的至少一根微针施加到心肌组织。
附图说明
本发明通过9幅附图和2个实施例进一步描述。
图1以侧视图示出了根据本发明的心脏起搏器的一个实施方案；
图2以俯视图示出了根据本发明的心脏起搏器的一个实施方案；
图3示出了微针的阵列中的微针的一个实施方案；
图4示出了心脏起搏器的实施方案；
图5示出了心脏事件期间的采收；
图6示出了连续心脏事件期间脉冲的采收、感测和发射；
图7示出了不同的电脉冲；
图8示出了心脏起搏器的功能；
图9示出了植入阶段的设置。
具体实施方式
图1以侧视图示出了根据本发明的心脏起搏器100的一个实施方案。在中介层30的顶部上，定位有芯片20、传感器50和电容器60。此外，线圈定位在中介层30的顶部上，为了清楚起见，该线圈未在图中示出。芯片20、传感器50、电容器60和线圈被盖子40覆盖。盖子40从周围覆盖芯片20、传感器50和电容器60，其中盖子40被密封到中介层30。密封可以通过粘合剂或焊锡来进行。如果使用粘合剂，则粘合剂应当是硬化的。然而，密封应当是生物相容性的并且对体液不敏感。因此，盖子40和中介层30形成用于芯片20、传感器50和电容器60的容器。盖子40和中介层30通过形成容器来保护电子部件免受周围体液(如血液)的影响，例如免受体液的影响。各微针10的近端被焊接到芯片20的表面，这确保了多根微针的阵列中的各微针10均与芯片20直接接触。根据本发明，多根微针的阵列中的各微针10均与多根微针的阵列中的各其他微针10绝缘。此外，每根微针10的远端从芯片20和中介层30突出。
图2以俯视图示出了根据本发明的心脏起搏器100的一个实施方案。再次，芯片20、传感器50、电容器60和线圈定位在中介层30上并被盖子40覆盖。各微针10的近端通过焊点11焊接到芯片20的表面，这确保了多根微针的阵列中的各微针10均与芯片20直接接触。此外，中介层30包括两个固定孔70、71。这些固定孔70、71在中介层30中、在盖子40的各侧上定位在盖子40外侧。固定孔70、71适合用于将心脏起搏器100固定到心肌组织中。心脏起搏器100可以由穿过中介层30中的固定孔70、71的螺钉、夹具或类似装置固定。
图3示出了微针的阵列中的微针10的一个实施方案。微针10包括近端12、窄缩部分13和远端14，其中窄缩部分13将近端12与远端14连接。因此，窄缩部分13尽可能短并且仅用作近端12与远端14之间的连接。在本发明的一个实施方案中，根据本发明的微针10具有近端12，近端12被定形为直径A在0.05mm和0.5mm之间的柱体，优选地近端具有0.2mm的直径A和0.05mm与0.5mm之间的高度B，优选地具有0.2mm的高度B。远端14是针状的并且具有在0.5mm与2.0mm之间的长度C。微针10的远端14是导电的并且抗剪切应力在5到50牛顿的范围内，这与键合线的抗剪切应力相当。优选地，微针从一块铣削而成。优选地，微针的远端14的直径D在0.001mm和0.1mm之间，优选地在0.01mm和0.1mm之间，最优选地微针的远端14的直径D是0.02mm。因此，微针10的远端14接近心肌细胞尺寸。
图4示出了心脏起搏器100的一个实施方案。提供了中介层30，该中介层30适于将微针的阵列中的微针10与芯片20连接。此外，中介层30包括孔31，该孔31适于接收微针10。此外，中介层30包括两个固定孔70、71。中介层被临时保护性覆盖物80覆盖，该临时保护性覆盖物80形成组装后被去除的牺牲层。微针10被放置在孔31内。芯片20通过焊点33焊接到中介层30。传感器50另外定位在中介层30上。此外，另外电容器60和线圈定位在中介层30上，为清楚起见，另外电容器和线圈未在图中示出。盖子40被安装为密封该装置。
图5示出了心脏事件期间的采收时序。该图示出了如在微针的阵列中的单根微针10上感测到的、在一个心脏事件期间随时间变化的细胞电活动的幅度。随着细胞电活动的幅度达到对应微针的参考电平U1，心动周期时间t1开始并且开始采收周期400。进行能量采收，直到细胞电活动的幅度(在时间点t2)再次下降到参考电平U1以下。
图6示出了连续心脏事件期间脉冲的采收、感测和发射。当达到对应微针的参考电平U1时，在t1感测到第一心脏事件并开始采收能量。在t1，心动周期时间开始，该心动周期时间被设置为1000ms。在时间t2，第二心脏事件开始并且感测到的细胞电活动的幅度达到参考电平。时间差t2-t1小于1000ms，因此心脏起搏器不发射脉冲。在t2，心动周期时间重新开始。在第二心脏事件期间，再次进行能量采收。在第二心动周期之后，出现心脏功能障碍。因此，在从t2开始的心动周期时间到期之前，没有细胞电活动能够被微针感测到。时间差t3-t2等于1000ms，并且根据本发明，在t3，脉冲被发射到心肌组织。在发射脉冲(在这种情况下为双极性脉冲)之后，心动周期时间在时间点t3再次开始。心跳再次稳定，新的心动周期开始，并在t4，细胞电能的幅度达到参考电平。时间差t4-t3小于1000ms，因此与心动周期时间相比更小。ΔtSM示出了安全裕度。在安全裕度期间，不发射电脉冲。安全裕度在50ms和100ms之间，并保证了在易诱发心律失常的脆弱期中不发射电脉冲。
图7示出了不同的电脉冲。根据本发明，单相脉冲500以及双极性脉冲600可以由微针10发射。
图8示出了心脏起搏器100的功能。示出了芯片20、外部电容器60、作为天线工作的线圈800、用于电力传输的线圈801和传感器50，该传感器50为活动传感器。传感器50典型地是加速度计。尽管布局中未示出微针10，但框700示出了微针10的基本功能。对于心脏起搏器的每根微针，具有与微针的连接701、电平感测功能、起搏功能和能量采收功能的框700是重复的，这意味着，典型地重复超过100次。对于各微针10，三个基本功能(感测、起搏和采收)是相关的。作为顺序控制电路的控制逻辑器件和编程确定出每根微针10激活哪个功能，这给系统带来大量冗余。
控制逻辑器件和若干其他功能在芯片20内实现。电力管理接口接收来自采收器的电力，也接收来自相关线圈801的电力，该线圈801可以由从外部编程器单元施加用于启动的电磁场馈电。后续操作根据从心跳采收到的所收集能量来假设，并且不再需要电磁馈送。此外，电力管理接口连接到心脏起搏器的另外电容器60，从而从存储在另外电容器60中的能量中接收电力。
I/O接口还使用线圈800将数据传输到外部编程器单元。可以想到，一个线圈800、801单独可以承担两种功能：能量传输和数据传输。
MEMS接口用作传感器接口并连接到外部活动传感器50，该外部活动传感器50典型地是MEMS装置。典型地，多轴加速度计是市售的，但需要来自该电路块的专用控制以操作MEMS装置。
图9为植入阶段的设置。患者950接收植入的心脏起搏器100，其随后与外部编程器单元的部件900a通信。外部编程器单元的部件900a提供用于启动的电力刺激以及到心脏起搏器100的数据接口。
在外部编程器单元的部件900a的另一侧上，部件900a连接到外部编程器单元的部件900b，该部件900b例如是数据终端，优选地是运行控制心脏起搏器100的设置的软件、评估接收到的信号以及诊断的PC。PC的用户界面在手术时为医生提供必要的控制，但也在以后实地地为患者的定期控制提供必要的控制。
实施例1
根据本发明的心脏起搏器100被构建为包括7×17根微针10的阵列，这些微针10被焊接到尺寸为3×7mm且高度为0.3mm的芯片20。具有微针的阵列的芯片20被焊接到尺寸为4mm×15mm的中介层30。在芯片20附近，放置传感器50，其尺寸为2×2mm，高度为1mm。在传感器50附近，电容器60被放置在中介层30上，电容器60的尺寸为1×1mm，高度为1mm。芯片20、传感器50和电容器60由盖子40覆盖，其中盖子具有的尺寸为4mm×12mm，盖子材料的厚度在0.1mm和0.5mm之间。此外，中介层30在盖子40的各侧上包括固定孔70、71。各固定孔70、71均具有1.5mm的直径。
实施例2
在根据本发明的心脏起搏器中使用微针10的阵列，其中各微针10均具有以下形状。各微针10均包括近端12、窄缩部分13和远端14，其中窄缩部分13将近端12与远端14连接。因此，窄缩部分13尽可能短并且仅用作近端12与远端14之间的连接。近端12被定形为直径A为0.2mm、高度B为0.2mm的柱体。远端14是针状的并且具有1.5mm的长度C。微针的远端14的直径D为0.02mm。因此，微针10的远端14接近心肌细胞尺寸。
附图标记列表
10 微针
11 焊点
12 近端
13 窄缩部分
14 远端
20 芯片
21 引线
30 中介层
31 孔
33 焊点
40 盖子
50 传感器
60 电容器
70、71 固定孔
80 保护性覆盖物
100 心脏起搏器
400 采收周期
500 单相脉冲
600 双极性脉冲
700 基本功能
701 到微针的连接
800 线圈
801 线圈
900a、900b 外部编程器单元
950 患者

Claims (16)

1.一种心脏起搏器(100)，其特征在于，所述心脏起搏器(100)包括：
形成微针(10)的阵列的多根微针(10)；
芯片(20)，所述芯片包括至少一个具有自适应电平的比较器、时序控制电路、由n个电容器和2n个开关构建的至少一个电容器堆叠、所述至少一个电容器堆叠外部的至少一个缓冲电容器、所述至少一个电容器堆叠外部的至少两个附加开关、和CMOS逻辑器件，其中n∈N；
中介层(30)，所述中介层包括用于所述多根微针(10)的孔(31)；
盖子(40)；
至少一个线圈(800)；
其中，所述芯片(20)位于所述中介层(30)的一个表面上；
其中，所述盖子(40)和所述中介层(30)形成用于所述芯片(20)和所述至少一个线圈(800)的容器；
其中，各微针(10)均具有从所述芯片(20)突出的远端；并且
其中，所述心脏起搏器(100)由于从心肌细胞采收电能而适于电力上自给。
2.根据权利要求1所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述心脏起搏器(100)还包括至少一个传感器(50)和/或至少一个另外电容器(60)。
3.根据权利要求2所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述传感器(50)被实施为微机械(MEMS)活动传感器、静电加速度计或压电陶瓷加速度计。
4.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述心脏起搏器(100)包括5到10000根微针(10)，优选25到1000根微针(10)，最优选100到250根微针(10)。
5.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述心脏起搏器(100)还包括外部编程器单元(900a、900b)。
6.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，每根微针(10)适于独立于其他微针(10)操作。
7.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述心脏起搏器(100)为1mm到8cm长、1mm到5mm宽、以及3mm到10mm高。
8.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述多根微针的远端(14)的直径在0.001mm与0.1mm之间，优选地在0.01mm与0.1mm之间，最优选地所述多根微针的远端(14)的直径为0.02mm。
9.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述微针(10)包含包括铂/铱(PtIr)、金和精炼金属的组中的材料。
10.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，各微针(10)均适于能够采收细胞能量、电刺激活组织和感测内在细胞电活动。
11.根据前述权利要求中任一项所述的心脏起搏器(100)，其特征在于，所述中介层(30)还包括在所述盖子(40)外部的至少两个固定孔(70、71)。
12.一种利用根据权利要求1至11中任一项所述的心脏起搏器(100)来刺激心肌组织的方法，其特征在于：
·将微针(10)的阵列中的微针(10)插入到心肌组织中；
·设置心动周期时间；
·可选地设置最小心动周期时间；
·设置细胞电活动的至少一个参考电平；
·将微针(10)的阵列中的至少一根微针(10)设置为发射电脉冲；
·将微针(10)的阵列中的至少一根微针(10)设置为感测细胞电活动的幅度并采收能量；
·至少通过一根微针(10)，感测细胞电活动的幅度并采收能量；
·如果微针的阵列中的至少一根微针(10)感测到的细胞电活动的幅度达到微针的阵列中的相应微针(10)的参考电平，或者在脉冲由微针的阵列中的至少一根微针(10)发射到心肌组织中之后，则心动周期时间开始；和
·如果在心动周期时间期间、在感测到的细胞电活动的幅度已经下降到参考电平以下之后不再感测到幅度高于参考电平的细胞电活动，则电脉冲由微针的阵列中的至少一根微针(10)施加到心肌组织；
其中，所述电脉冲是利用采收到的能量生成的。
13.根据权利要求12所述的方法，其特征在于，电脉冲由具有最低能量需求的微针(10)施加到心肌组织。
14.根据权利要求12或13所述的方法，其特征在于，所述电脉冲为单相脉冲或双极性脉冲。
15.根据权利要求12至14中任一项所述的方法，其特征在于，采收到的能量被收集到至少一个缓冲电容器或缓冲电容器阵列中。
16.根据权利要求12至15中任一项所述的方法，其特征在于，生物组织的运动通过所述传感器(50)感测，并且如果感测到所述生物组织的运动，则所述心动周期长度被设置为最小心动周期长度。
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