一種植入式智能血壓調節裝置的制作方法

專利名稱：一種植入式智能血壓調節裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及ー種血壓調節裝置，特別涉及一種植入式智能血壓調節裝置。
背景技術：
高血壓是患病率高、并發癥多、致殘致死率高的最常見心血管疾病之一。2000年統計顯示世界范圍內，成人高血壓患病率為26. 4%，預計2025年總患病率將達到29. 2%;2002年，我國對14個省市的高血壓調查顯示成人高血壓患病率為33. 95%;約50% -60%的腦卒中和40% -50%的心肌梗死發生與血壓升高有關，高血壓患者的血壓控制不良，將導致心、腦、腎臟和外周血管損害并最終導致相應器官的功能衰竭；我國每年約有150萬人死于高血壓；因此，高血壓已經成為嚴重威脅人類健康的全球范圍內的重大公共衛生問題之一 O高血壓既是ー種獨立的慢性病，又是導致腦卒中、心肌梗死、心力衰竭及慢性腎臟病的重要危險因素。血壓從110/75mmHg開始，其水平升高會帶動心血管疾病的危險增加。50% -60%的腦卒中和40% -50%的心肌梗死發生與血壓升高有夫。作為高血壓的常見并發癥，腦卒中和心臟病已成為當今威脅我國居民健康的重大疾病。根據流行病學資料，估算我國毎年新發腦卒中200萬人，新發心肌梗死50萬人，死于心腦血管病300萬人，毎年主要心血管病的直接醫療費用達1300億元，其中用于高血壓的醫療費達366億元。臨床研究表明，平均降低收縮壓lOmmHg、舒張壓5mmHg，腦卒中發生危險下降40%-50%，冠心病發生危險下降15% -20%，心カ衰竭發生危險減少50 %。降低高血壓患者的血壓水平，對預防心腦血管病具有十分重要的作用。目前，治療高血壓的主要方法有藥物治療和非藥物療法兩種。前者是目前最常用的有效方法，但是存在累計費用高、藥物不良反應很難避免和終生服藥給患者生活帶來不便等缺點，因此患者的服藥依從性差和治療率低；后者包括改變生活方式、有氧運動、心理干預、基因療法和電刺激頸動脈竇神經等幾種方法，但是都不能達到安全、有效和平穩降血壓的理想作用。中樞神經系統和植物神經系統參與的血壓調節反射是人體血壓調的最主要機制。當血壓升高時，牽拉位于頸動脈竇的壓カ感受器，通過交感神經的傳入纖維將信息傳至血管運動中樞，使交感神經的活動性降低，交感神經的縮血管纖維受到抑制，從而使血壓降低；反之，當血壓降低時，也通過這種反射途徑，使交感興奮性增強，使血壓得以恢復。上述血壓調節機制是由血壓波動促發，通過頸動脈竇壓力感受器-頸動脈竇神經-中樞神經系統-交感神經的反射途徑實現的，這ー反射被稱為減壓反射。早期研究認為當血壓持續地偏離正常范圍吋，壓カ感受器水平和/或中樞神經水平重調定，重調定是指在高血壓患者或動物的壓カ感受反射功能曲線向右移位的現象，也即指壓力感受器在較正常高的血壓水平上進行工作。近年來的研究認為減壓反射在慢性高血壓發生過程中具有重要的反饋調節作用；壓力感受器重調定可能并不是長期高血壓的結果，而是高血壓發生的重要原因之一。于是，國外ー些學者試圖通過干預減壓反射實現降血壓的目的。
通過干預減壓反射治療高血壓的研究現狀和不足早在1958年,Warner等人就發現對頸動脈竇神經進行直接電刺激可顯著降低血壓正常犬的平均動脈壓水平。Carlsten等人在5例患者實施頭頸外科手術過程中，對頸動脈竇神經進行電刺激后，觀察到血壓、心率迅速下降，停止電刺激，又迅速回到基線水平。1967年，Schwartz等人對8例頑固性高血壓患者(血壓在190-300/110-220mmHg水平)植入頸動脈竇神經刺激器后觀察5到36個月，結果發現血壓平均下降48/42mmHg,其中6例患者停止了藥物治療。1980年,Peters等采用相同的方法也實現了平穩降低高血壓患者血壓的目的，在連續12年的觀察中，這一治療措施依然有效。但是這些研究共同存在的不足是所使用的電脈沖發生器體積較龐大，電池使用壽命較短，電極材料和植入技術落后，容易引起頸動脈竇周圍組織和神經刺激，導致患者頸部疼痛、發音困難等各種臨床癥狀，最致命的不足是當時的計算機處理技術落后，不能實時根據患者血壓的變化來調節血壓水平恢復到正常范圍，因此容易導致低血壓和心率減慢情況發生。因此，在隨后20余年的時間里，這ー技術幾乎處于停滯狀態。直到2005年，美國CVRx公司開發出一種名為Rheos的新型頸動脈竇刺激裝置，通過ー項16例患者參加的臨床試驗證實這ー設備可以在一定范圍內降低頑固性高血壓患者的血壓。美國CVRx公司研制的Rheo:治療裝置已經在美國專利局注冊(專利號分別為6522926、6616624和 6850801)。但該治療裝置也存在很多問題1、該系統沒有實時血壓感知功能，只能固定地發放電脈沖刺激，不能針對血壓的動態改變實時調整刺激模式和刺激參數，因此不能實現對高血壓患者個體化治療的需求；2、該系統有兩根頸動脈竇刺激電極和ー個體積較大的脈沖發生器，導致植入手術創傷大、操作較復雜，需要麻酔科、血管外科、神經外科和心內科專業醫師共同完成；3、該裝置雖然也有配套的體外程控儀，但是它只能簡單地程控兩個刺激參數，即刺激電壓和刺激頻率，沒有對血壓感知和治療模式的程控功能，因此不能滿足血壓調節多參數個體化的需要；4、該系統的電池耗竭后只能通過再次手術更換新的脈沖發生器來解決，增加了患者的痛苦和費用。盡管上述研究存在很多不足和亟待改進的問題，但是這一治療措施的理論基礎和實現方法已經得到認可。與藥物治療和其它非藥物療法相比，通過干預減壓反射降低高血壓患者的血壓水平是ー項前景非常廣闊的高血壓非藥物療法，我國目前在這ー研究領域尚處于空白狀態，國外已有的類似研究都存在明顯的不足。

發明內容
本發明的目的是提供一種用于治療高血壓的植入式智能血壓調節裝置，在動態感知人體動脈血壓的前提下，通過對減壓反射弧的減壓神經沖動進行智能調節，使血壓中樞發放安全適度的降壓指令，實現對高血壓病的持續、平穩、個體化降壓治療。本發明提供的植入式智能血壓調節裝置，包括可設定參數的體外程控儀和可由所述體外程控儀控制的用于調節血壓的體內調節裝置，所述體內調節裝置包括體內控制器、脈沖發生器和可伸進血管壁的用于對頸動脈竇刺激的電極，所述體外程控儀根據用戶設定的參數向所述體內控制器發出信號；所述體內調節裝置由一內部電源供電，其中所述體內調節裝置還包括一用于檢測血壓并將所述血壓的信號輸送給所述體內控制器的光纖血壓傳感器。上述體內控制器接收所述體外程控儀的信號和/或所述光纖血壓傳感器的血壓的信號，并據此調控所述脈沖發生器向所述電極發出電脈沖信號，所述電極接收所述電脈沖信號并據此發出相應刺激電流激活頸動脈壓カ反射從而調節血壓。 上述體外程控儀發出的信號優選為程控射頻信號。上述光纖血壓傳感器具有尺寸足夠小、聞靈敏度、聞頻響、聞可華4生、良好的生物相容性、較強的抗干擾能力、方便安裝固定得優點。進ー步，上述光纖血壓傳感器固定在所述電極上的，也即一體化設計，優選是上述電極的中心設有微孔，所述光纖血壓傳感器插接在所述微孔中。上述光纖血壓傳感器可包括用于發出發射光的LED光源；
因血液對所述血管壁的側壓作用而能夠發生彈性位移的弾性膜片；接收所述發射光并將所述發射光傳送給所述彈性膜片的第一組光纖；接收由所述發射光經所述弾性膜片反射而成的反射光的第二組光纖；和接收所述第二組光纖傳送的反射光的光檢測器。優選的是上述第一組光纖和所述第二組光纖與所述彈性膜片的距離均為30um ；所述第一組光纖和所述第二組光纖共由80根直徑為50um的多模光導纖維組成。進ー步，上述光纖血壓傳感器是通過變送器將所述光檢測器所測信號傳送給所述體內控制器。上述脈沖發生器的體積小于25立方厘米，電壓調節范圍為I. 0-8. 0V,電壓的可調分辨率為O. 5V，頻率調節范圍為ΙΟ-ΙΟΟΗζ，頻率的可調分辨率為1Hz，脈沖寬度調節范圍為O. 1-lms，脈沖寬度的可調分辨率為O. 02ms。上述脈沖發生器可包括調節所述電脈沖信號幅值的電壓調幅電路和用于調節所述電脈沖信號的頻率和脈寬并驅動所述電極工作的電極驅動電路。進ー步講，上述脈沖發生器通過CMOS放大電路將所述電脈沖信號放大后傳送給所述電扱。上述內部電源為體內充電裝置，所述植入式智能血壓調節裝置還包括一在體外向所述體內充電裝置充電的體外供電裝置。上述體外程控儀可以具體通過ー設置在體內的通訊裝置向所述體內控制器傳送程控射頻信號的。通過上述體內控制器可控制脈沖發生器發出不同刺激幅度、刺激頻率和脈寬的電脈沖信號，從而達到可針對不同個體進行不同的血壓調節的目的。本發明的發明人綜合利用高血壓動物模型構建、神經血管精細解剖、減壓反射的神經調節機制、壓カ感知和傳感系統、微創介入手術技術、計算機程序控制技術和通過射頻通訊和射頻供電技術實現信息雙向交互和電池供電等手段，研制出本發明的植入式智能血壓調節裝置，通過嚴格的動物試驗對整個系統的安全性、有效性和穩定性進行評價，最終獲得安全、有效、智能化、可體外程控和充電的本發明植入式智能血壓調節裝置。本發明具有以下優點I、具有可實時監測患者體內血壓情況的光纖血壓傳感器，可針對血壓的動態改變實時調整刺激模式和刺激參數,因此能實現對高血壓患者個體化治療的需求；2、脈沖發生器的體積足夠小，易于進行體內安裝手術；
3、具有根據患者病情的具體情況控制不同調整刺激模式和刺激參數的體外程控儀和體內控制器；4、具有與體內控制器相匹配的可控制刺激幅度、刺激頻率和刺激脈寬等各個參數的脈沖發生器。5、本發明中的體外供電裝置解決本發明裝置的電池耗竭問題，保證植入體內的植入式智能血壓調節裝置可以持續工作，通過體外供電裝置對體內充電裝置利用射頻供電技術完成對體內電源的充電。6、特別設計了由光纖血壓傳感器和電極構成一體化電極導管。


圖IA為本發明實施例I的植入式智能血壓調節裝置的模塊示意圖。圖IB為本發明實施例I的植入式智能血壓調節裝置工作流程圖。圖2為本發明實施例I的植入式智能血壓調節裝置的光纖血壓傳感器的結構示意圖。圖3為本發明實施例I的光纖血壓傳感器與電極構成的組件結構組裝示意圖。圖4為本發明實施例I中的脈沖發生器的電壓調幅電路和電極驅動電路。
具體實施例方式下面結合具體實施例對本發明作進ー步說明，但本發明并不限于以下實施例。實施例I、本發明的植入式智能血壓調節裝置如圖IA和圖IB所示，本發明的植入式智能血壓調節裝置，包括內部電源I，體外供電裝置2，可設定控制參數的體外程控儀3和用于調節血壓的體內調節裝置，體內調節裝置可由體外程控儀3控制。該體內調節裝置由上述內部電源I供電。上述內部電源為體內充電裝置，體外供電裝置2可在體外向體內充電裝置I充電以維持體內調節裝置I的持續エ作。體內調節裝置包括體內控制器41、脈沖發生器42和可伸進血管壁的用于對頸動脈竇刺激的電極43和一光纖血壓傳感器44，該光纖血壓傳感器44可用于檢測血壓并將該血壓的信號輸送給體內控制器41。體外程控儀3可根據用戶設定的參數向體內控制器41發出程控射頻信號；體內控制器41接收體外程控儀3的程控射頻信號和/或光纖血壓傳感器42的血壓的信號，并據此調控脈沖發生器42向電極43發出電脈沖信號，電極43接收上述電脈沖信號并據此發出相應刺激電流激活頸動脈壓カ反射從而調節血壓。上述體外程控儀3具體是通過一設置在體內的通訊裝置5向體內控制器41傳送程控射頻信號的。體外程控儀3也可以通過該通訊裝置5接受體內控制器41傳回的射頻信號，以實現雙向信息交互。體外程控儀3可根據臨床上個體化降壓治療的需要，實時地監控體內控制器41的工作狀態和運行情況，該體外程控儀3是與體內控制器41相匹配的，體外程控儀3通過射頻通訊實現與體內控制器41雙向信息交互操作。如圖2所示，光纖血壓傳感器44包括用于發出發射光的LED光源441 ;因血液對血管壁的側壓作用而能夠發生彈性位移的弾性膜片442 ;接收上述發射光井將該發射光傳送給彈性膜片442的第一組光纖443 ;接收由上述發射光經彈性膜片442反射而成的反射光的第二組光纖444 ;和接收上述第二組光纖444傳送的反射光的光檢測器445。光纖血壓傳感器44通過變送器45將光纖血壓傳感器44中光檢測器445所測信號傳送給體內控制器41。第一組光纖443和第二組光纖444與彈性膜片442的距離d均為30um :第一組光纖和第二組光纖共由80根直徑為50um的多模光導纖維組成。光纖血壓傳感器44可采用端部直徑為O. 125mm，測量范圍±300mm Hg，精度±8mm Hg，分辨率O. 4mm Hg，工作溫度10_50°C的醫用光纖血壓傳感器。如圖3所示，為將本發明裝置的血壓檢測功能和電脈沖刺激功能集合在一起，特別設計了由光纖血壓傳感器44和電極43構成一體化電極導管。該一體化電極導管結構為電極43的中心設有微孔，光纖血壓傳感器44插接在該微孔中。電極的端面處設有用于傳輸脈沖電信號的電極線46。本實施例中的電極可為鈦記憶合金電極。光纖血壓傳感器44和電極43在安裝時，可先通過經皮血管穿刺技術在血管47的壁穿一直徑約2-3mm的孔，利用輸送器將閉合電極輸送至血管壁的孔位，然后退出輸送器，前端和后端電極張開將血管壁的孔封堵住。然后將血壓傳感器通過電極中心微孔送到血管腔內合適的位置。
脈沖發生器42的體積為25立方厘米，重量為70g，體積長X寬X高為60mmX60mmX8mm;該脈沖發生器42的電壓調節范圍為1.0-8· 0V,電壓的可調分辨率為O. 5V，頻率調節范圍為ΙΟ-ΙΟΟΗζ，頻率的可調分辨率為1Hz，脈沖寬度調節范圍為O. I-Ims,脈沖寬度的可調分辨率為O. 02ms。該脈沖發生器42包括調節上述電脈沖信號幅值的電壓調幅電路和用于調節上述電脈沖信號的頻率和脈寬并驅動上述電極工作的電極驅動電路。上述脈沖發生器可通過CMOS放大電路將上述電脈沖信號放大后傳送給電扱。體內控制器41可選用微處理器MSP430F2132作為系統的控制核心，如圖4所示，該系統可采用SEPIC拓撲電路來完成電壓調幅，即上述脈沖發生器的電壓調幅電路為一 SEPIC拓撲電路。具體地，電壓調幅是由MSP430F2132的PWM定時器A來完成的。通過PWM_A來調節MOS管Vl的占空比即可調節輸出電壓。而脈沖發生器的頻率和脈寬是由MSP430F2132的PWM定時器B來實現的，通過PWM_B來調節刺激電極驅動電路的MOS管，即可完成刺激電極所需的頻率和脈寬，該電路也即為上述電極驅動電路。本發明裝置的體內控制器41、脈沖發生器42、通訊裝置5和體內充電裝置I均可設置在一純鈦外殼6內。本發明裝置在工作時，體內控制器41作為中央控制系統，通過光纖血壓傳感器44將其監控采集的動脈血壓數據傳送給體內控制器41，體內控制器41比較計算體外程控儀3輸入的信號與采集的動脈血壓數據，生成所需的刺激信號，刺激信號經過脈沖發生器處理后發出電脈沖信號控制電極產生相應的刺激電流信號，完成對頸動脈竇的刺激，從而調節降低血壓。體內控制器41具體的計算方法如下(I)接收光纖血壓傳感器傳送的血壓信號和接收體外程控儀設定的干預上限的信號;(2)比較血壓值和干預上限值當血壓值小于干預上限值時，體內控制器保持原狀態；當血壓值大于干預上限值時，采用如下1-6級刺激模式進行治療I級單側低級刺激模式(單側刺激、電壓O. 0-2. 0V、頻率0-40HZ) ；2級單側中級刺激模式(單側刺激、電壓2. 1-4. 0V、頻率41-70HZ) ；3級單側高級刺激模式(單側刺激、電壓4. 1V-6. 0V、頻率71-ΙΟΟΗζ) ；4級雙側低級刺激模式(雙側刺激、電壓O. 0-2. 0V、頻率0-40Hz) ;5級雙側中級刺激模式(雙側刺激、電壓2. 1-4.(^、頻率41-70取)；6級雙側高級刺激模式(雙側刺激、電壓4. 1V-6. 0V、頻率71-ΙΟΟΗζ)。上述實施方式為發明的實施案例之一，并非以此限制本發明的實施范圍，故凡依本發明的形狀、構造及原理所做的等效變化，均應涵蓋在本發明的保護范圍內。實施例2、具體治療實例用無創動態血壓監測并確定患者晝夜血壓水平和血壓波動曲線的類型，根據每個患者血壓升高的程度、高血壓持續的時間、外周動脈的硬化程度、心、腦、腎等重要器官對血壓水平的依賴程度，制定個體化降壓目標，根據患者血壓水平對脈沖刺激的反應程度制定血壓調解模式和刺激強度。為了適應不同動脈血壓水平的高血壓患者的實際降壓要求，本系統中的體內控制器有如下兩種降壓工作模式可供程控選擇。一 .平穩降壓模式。以初始動脈血壓為參考，在設定的時間內，以一定的平穩速率 逐步降低血壓，直到達標血壓值為止。例如，某患者的初始動脈收縮壓為180mmHg，設定在72小時內按照每24小時下降10%的幅度將動脈收縮壓降至130mmHg的達標血壓值，其3天的動脈收縮壓水平和降壓幅度分別如表I所示，初始動脈血壓180mmHg，每24小時降壓10%，在72小時將動脈收縮壓平穩降至131mmHg左右。表I、平穩降壓模式的治療結果
第 I 天(24h)~ 第 2 天(48h)~ 第 3 天(72h)
初始血Ji (mmHg) 180162145
降Ji幅度(％ )101010
目標值 OnmHg)162145131
下降值 OnmHg)1816.214. 5對于確診的原發性高血壓患者，臨床上通常以72h內血壓降幅為收縮壓的20% -30%為治療目標，目的是避免降壓過快過大所致的不良反應，用3天左右的時間將血壓降至該患者的達標值一般都是很安全的，可以有效保證患者重要器官的適應性調整和有效循環灌注。以平穩降壓模式為例，本系統的具體工作原理和程控參數的選擇與設置過程如下第一歩，程控設定降壓時間窗、単位時間內降壓幅度、達標血壓值。設定原則是基礎血壓越高、達標血壓值越低，降壓時間窗應當相應越長，単位時間內降壓幅度應當相應減小。延長降壓時間窗可以相應減小単位時間內的降壓幅度，達到平穩降壓的目的。例如,某患者的基礎動脈收縮壓是180mmHg,達標血壓值是130mmHg。如果選擇3天(72小吋)的降壓時間窗、10%的降壓幅度、3個降壓梯度，那么每天的動脈收縮壓及其下降值是第I天初始降壓動脈收縮壓180_180mmHgX 10% = 162. 5mmHg,血壓下降值180mmHgX 10% = 18mmHg0
第2天過渡降壓動脈收縮壓；162_162mmHgX 10 % = 145mmHg,血壓下降值=162mmHgX 10% = 16. 2mmHg。第3天達標降壓動脈收縮壓；145_145mmHgX 10 % = 131. 3mmHg,血壓下降值=145mmHgX 10% = 14. 5mmHg。
如果對該例患者選擇6天的降壓時間窗、5%的降壓幅度、6個降壓梯度，那么每天的動脈收縮壓及其下降值是第I天初始降壓動脈收縮壓180-180mmHgX 5 % = 17 ImmHg,血壓下降值180mmHgX 5% = 9mmHg。第2天過渡降壓動脈收縮壓171-171mmHgX 5 % = 162. 45mmHg,血壓下降值=171mmHgX5% = 8. 55mmHg。第3天過渡降壓動脈收縮壓162. 45-162. 45mmHgX 50% = 154. 33mmHg,血壓下降值=162. 45mmHgX 10% = 8. 12mmHg。第4天過渡降壓動脈收縮壓154. 33-154. 33mmHgX 5%= 146. 6ImmHg,血壓下降值154. 33mmHgX5%= 7. 72mmHg。第5天過渡降壓動脈收縮壓146. 61-146. 6ImmHgX 5%= 139. 28mmHg,血壓下降值=146. 6ImmHgX5% = 7. 33mmHg。第6天達標降壓動脈收縮壓139. 28-139. 28mmHgX5% = 132. 32mmHg,血壓下降值=139. 28mmHgX5% = 6. 96mmHg。第二歩，測定并程控設置高血壓患者的初始刺激強度或級別(24小吋)。即測定高血壓患者達到動脈收縮壓下降10%的初級治療目標所需要的刺激強度。以該例患者收縮壓160mmHg為例，測得將收縮壓下降到160-160mmHgX 10% = 144mmHg所需要的刺激強度為3級，其刺激條件為單側頸動脈竇刺激、電壓5. 0V、頻率85Hz。此即第一天的工作參數。如果實際動脈血壓不能達到上述初級治療目標，系統將在上下ー個刺激強度的范圍內自動調整刺激強度，使第一天的血壓穩定在初級血壓目標值附近。第三歩，自動設置過渡刺激強度或級別(48小時)。即自動計算將第一天取得的動脈收縮壓降壓效果再下降10%所要達到的過渡期血壓目標值。該患者的過渡期血壓目標值為144-144mmHgX 10% = 129. 6mmHg。根據這ー計算目標值,系統在上下ー個刺激強度的范圍內自動調整刺激強度，使第二天的血壓穩定在過渡期血壓目標值附近。第四歩，自動設置達標刺激強度或級別(72小吋)。即自動計算出將第二天取得的動脈收縮壓降壓效果繼續下降10%所要達到的常規血壓目標值。該患者的常規血壓目標值為129. 6-129. 6mmHgX 10%= 116. 64mmHg。根據這ー計算目標值，系統在上下ー個刺激強度的范圍內自動調整刺激強度，使第三天的血壓穩定在達標血壓值附近。ニ.實用降壓模式。以初始動脈血壓為參考，在設定的時間內，前30%時間段以較快的降壓幅度迅速將動脈血壓降至安全范圍內，然后，在后70%時間段以一定的平穩速率逐步降低血壓，直到達標血壓值為止。例如，某患者的初始動脈收縮壓為200mmHg，設定在72小時內將動脈收縮壓降至150mmHg的達標值，其3天的動脈收縮壓水平和降壓幅度分別如表2所示，初始動脈血壓200mmHg，在前30%時間段(第I個24小時)以較快的降壓幅度(15% )迅速將動脈血壓降至安全范圍(170mmHg);然后，在后70%時間段(48和72小吋)以一定的平穩速率(5% )逐步降低血壓，直到達標血壓值為止(153.4mmHg)。
表2、實用降壓模式的治療效果
權利要求
1.一種植入式智能血壓調節裝置，包括可設定參數的體外程控儀和可由所述體外程控儀控制的用于調節血壓的體內調節裝置，所述體內調節裝置包括體內控制器、脈沖發生器和可伸進血管壁的用于對頸動脈竇刺激的電極，所述體外程控儀根據用戶設定的參數向所述體內控制器發出信號；所述體內調節裝置由一內部電源供電，其特征在于所述體內調節裝置還包括一用于檢測血壓并將所述血壓的信號輸送給所述體內控制器的光纖血壓傳感器； 所述體內控制器接收所述體外程控儀的信號和/或所述光纖血壓傳感器的血壓的信號，并據此調控所述脈沖發生器向所述電極發出電脈沖信號，所述電極接收所述電脈沖信號并據此發出相應刺激電流激活頸動脈壓カ反射從而調節血壓。
2.根據權利要求I所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述體外程控儀發出的信號為程控射頻信號。
3.根據權利要求I或2所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述光纖血壓傳感器固定在所述電極上；優選是所述電極的中心設有微孔，所述光纖血壓傳感器插接在所述微孔中。
4.根據權利要求1-3中任一所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述光纖血壓傳感器包括 用于發出發射光的LED光源； 因血液對所述血管壁的側壓作用而能夠發生彈性位移的弾性膜片； 接收所述發射光并將所述發射光傳送給所述彈性膜片的第一組光纖； 接收由所述發射光經所述弾性膜片反射而成的反射光的第二組光纖； 和接收所述第二組光纖傳送的反射光的光檢測器； 優選的是所述第一組光纖和所述第二組光纖與所述彈性膜片的距離均為30um ;所述第一組光纖和所述第二組光纖共由80根直徑為50um的多模光導纖維組成。
5.根據權利要求4所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述光纖血壓傳感器通過變送器將所述光檢測器所測信號傳送給所述體內控制器。
6.根據權利要求1-5中任一所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述脈沖發生器的體積小于25立方厘米，電壓調節范圍為I. 0-8. 0V,電壓的可調分辨率為O. 5V，頻率調節范圍為ΙΟ-ΙΟΟΗζ，頻率的可調分辨率為1Hz，脈沖寬度調節范圍為O. Ι-lms，脈沖寬度的可調分辨率為O. 02ms。
7.根據權利要求1-6中任一所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述脈沖發生器包括調節所述電脈沖信號幅值的電壓調幅電路和用于調節所述電脈沖信號的頻率和脈寬并驅動所述電極工作的電極驅動電路。
8.根據權利要求1-7中任一所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述脈沖發生器通過CMOS放大電路將所述電脈沖信號放大后傳送給所述電極。
9.根據權利要求1-8中任一所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述內部電源為體內充電裝置，所述植入式智能血壓調節裝置還包括一在體外向所述體內充電裝置充電的體外供電裝置。
10.根據權利要求1-9中任一所述的植入式智能血壓調節裝置，其特征在于所述體外程控儀是通過ー設置在體內的通訊裝置向所述體內控制器傳送程控射頻信號的。
全文摘要
本發明公開了一種植入式智能血壓調節裝置。本發明的植入式智能血壓調節裝置，包括可設定參數的體外程控儀和由體外程控儀控制的用于調節血壓的體內調節裝置，體內調節裝置包括體內控制器、脈沖發生器和可伸進血管壁的用于對頸動脈竇刺激的電極，體外程控儀根據用戶設定的參數向體內控制器發出程控射頻信號；體內調節裝置由一內部電源供電，體內調節裝置還包括一用于檢測血壓并將血壓的信號輸送給體內控制器的光纖血壓傳感器。本發明的植入式智能血壓調節裝置具有體積小，可實時監測患者體內血壓情況而針對該血壓的動態改變實時調整刺激模式和刺激參數，也可根據患者病情的具體情況控制不同調整刺激模式和刺激參數。
文檔編號A61N1/378GK102671295SQ201110061290
公開日2012年9月19日 申請日期2011年3月15日 優先權日2011年3月15日
發明者盧才義, 張玉霄 申請人:盧才義