Білоруський державний університет ІНФФОРМАТІКІ І РАДІОЕЛЕКТРОНІКИ
Кафедра ЕТТ
РЕФЕРАТ
На тему:
«Біфокальні ЕКС (з передсердно-шлуночкової послідовністю імпульсів)»
МІНСЬК, 2008
Прилад цього типу містить два пристрої типу - забороняє ЕКС, керованих імпульсами електричної активності шлуночків. Один пристрій стимулює передсердя, інше - шлуночки. Інтервал замикання передсердного пристрою коротше інтервалу замикання шлуночкового на фізіологічну атріовентрикулярну затримку. Якщо спонтанний інтервал KR довше, ніж кожен з інтервалів замикання, то спочатку стимулюються передсердя, а після закінчення певного часу затримки - шлуночки. Якщо спонтанний інтервал RR має проміжну довжину між двома інтервалами замикання приладу, то стимулюються лише передсердя. Якщо спонтанний інтервал RR коротше, ніж інтервал замикання передсердного пристрою, то жоден з пристроїв не виробляє стимулюючих імпульсів. Якщо «атріовентрикулярний інтервал» приладу більше, ніж дійсна затримка атріовентрикулярного проведення у пацієнта, то не генерується імпульс стимуляції шлуночків.
Орторітміческій ЕКС
ЕКС бере на себе управління шлуночковими скороченнями, нав'язує желудочкам свою частоту, а потім починає поступово знижувати цю частоту, наближаючи її до нормального. Якщо ця послідовність дій завершується успішно, то ЕКС може перейти на R-забороняє режим. Якщо ж у процесі зниження частоти виникає власне скорочення шлуночків, що передує стимульованого, то ЕКС знову підвищує частоту генеруючих імпульсів, поки до нього знову не перейде управління ритмом, і спроба знизити частоту повторюється. Керована таким способом стимуляція шлуночків може придушити імпульси збудження, витікаючі з ектопічного вогнища в м'язовій масі шлуночків, і тим самим усунути шлуночкову тахікардію. Серйозною проблемою, з якою зустрічаються пацієнти з імплантованим електрокардіостимулятором, є вплив на роботу стимулятора різного роду джерел перешкод.
Нормальне функціонування стимуляторів може бути порушене через перешкод, створюваних поруч розташованими побутовими приладами з колекторними електродвигунами (електрична бритва, кавомолка та ін), терморегуляторами (електричні ковдри, грілки та ін), пристроями з опалювачем високої напруги (системи запалювання автомобілів, генератори розгортки телевізорів та ін.) Перешкоди можуть створювати також високочастотні генератори, зокрема фізіотерапевтичні апарати, радарні установки. Чутливість електрокардіостимулятора до зовнішніх перешкод в значній мірі залежить від його конструкції і схеми. Біоуправляемие стимулятори відрізняються значно більшою чутливістю до зовнішніх перешкод, ніж асинхронні. Це пояснюється наявністю у них підсилювача, розрахованого на сигнали порядку декількох мілівольт. Дія перешкоди на асинхронний стимулятор може призвести до деякого збільшення частоти проходження імпульсів. У разі ж R-забороняє стимулятора сигнал перешкоди може бути сприйнятий як власна електрична активність серця, в результаті чого припиниться подача імпульсів, і пацієнт виявиться без будь-якої зовнішньої стимуляції.
У сучасних електрокардіостимулятора приймаються різні заходи щодо підвищення їх завадостійкості. Велике значення має екранування електричної частини стимулятора за допомогою металевого корпусу. Широко використовуються фільтри, що захищають стимулятор від високочастотних полів, застосовуються пристрої, що переводять біоуправляемие стимулятори при наявності інтенсивної перешкоди на фіксований ритм, і інші засоби захисту.
Враховуючи великі рівні полів, створювані високочастотними фізіотерапевтичними і хірургічними апаратами, пацієнти з електрокардіостимулятора не повинні знаходитися в фізіотерапевтичних кабінетах, а також не повинні піддаватися електрохірургічний впливів.
Технічне виконання імплантуються ЕКС
Прилад, імплантований в тіло людини, працює в агресивному середовищі (рідини тіла), має обмежені енергетичні ресурси і має мати дуже високою надійністю з урахуванням того, що ремонт його неможливий. Таким чином, при конструюванні електронних ланцюгів є багато обмежують вимог поряд з вимогою правильного функціонування приладу.
Головною вимогою є мінімальна кількість споживаної енергії. Обмеженість розмірів ЕКС і вимога високої надійності також обумовлюють необхідність мінімізації числа складових частин приладу, оскільки він складається з дискретних елементів. Однак при використанні гібридних або монокристалічних інтегральних схем складність електронних ланцюгів не робить вирішального впливу на розміри ЕКС. Електрокардіостимулятор складається з декількох функціональних блоків. Найбільш простий за конструкцією асинхронний прилад складається з генератора імпульсів і вихідний ланцюга. Керований ЕКС крім генератора імпульсів і вихідний ланцюга містить ще підсилювач біопотенціалів і ланцюга керування. Звичайна схема вихідного ланцюга ЕКС показана на рис. 3.26. Після відмикання транзистора VT заряджений конденсатор З розряджається через повне опір тканини Z. У проміжку між імпульсами конденсатор заряджається від джерела E через опір R. Повний опір тканини Z містить як активну, так і ємнісну складову і має нелінійний характер. У електродів з площею близько 30 мм 2 активна складова зазвичай знаходиться в. межах від 300 до 500 Ом, а у малорозмірних електродів (з площею близько 10 мм 2) - у межах від 500 до 600 Ом при використанні імпульсів з амплітудою 6,5 В. При менших амплітудах активна складова в малорозмірних електродів досягає 900 Ом при порогових амплітудах близько 1 В. Тканинне повний опір можна приблизно уявити у вигляді різних RС-ланцюжків. Типова еквівалентна схема, в якій нелінійні елементи замінені постійними резисторами і конденсаторами показано на рис. 1. Перемикальний транзистор може також працювати в якості елемента, що обмежує вихідний струм, якщо вибрати струм бази.
Рисунок 1 - Вихідний каскад на основі розряду ємності
Рисунок 2 - Вихідний каскад на основі заряду ємності
Рисунок 3 - Еквівалентна схема навантаження ЕКС (R = 600 Ом; З = 25 мкФ)
Таким чином, щоб при заданому вихідному струмі транзистор був поблизу стану насичення. При низькому опорі навантаження вихід ЕКС має властивості джерела постійного струму. До висновків приєднаний стабілітрон VD (діод Зенера), який охороняє ЕКС від ушкодження при розряді дефібрилятора (див. рис. 2). Це обмежує напругу на виводах приладу в тих випадках, коли доводиться піддавати дефібриляції пацієнта з імплантованим ЕКС.
Схему можна модифікувати таким чином, щоб у період генерації імпульсу конденсатор заряджався від джерела, а в проміжному інтервалі поступово розряджався (рис. 3). При цьому джерело буде мати імпульсну навантаження і буде позначатися злиття його внутрішнього опору, однак при пошкодженні вихідного конденсатора (збільшенні струму витоку) буде зберігатися функція стимуляції і зростати лише постійна складова вихідного сигналу.
Рисунок 4 - Вихідний каскад з подвоєнням напруги з одним конденсатором
У тих випадках, коли необхідно забезпечити більш високу вихідну напругу імпульсу, ніж напруга батареї, можна застосувати удвоітель напруги. Приклади відповідних для цього схем показані на рис. 4 і 5. У схемі на рис. 4 два однакових конденсатора С, 1 і С2 заряджаються паралельно напругою батареї в проміжках між імпульсами. При відмиканні обох транзисторів конденсатори з'єднуються в послідовний ланцюг. Схема удвоителя напруги, зображена на рис. 4 містить лише один конденсатор.
Малюнок 5 - Вихідний каскад з подвоєнням напруги з двома конденсаторами
Генератор імпульсів. Генератор імпульсів повинен виробляти імпульси з великою скважностью і низькою частотою повторення. Приклад схеми генератора імпульсів наведено на рис. 6.
Ланцюги замикання. Частота повторення генератора імпульсів визначається тривалістю періодів заряду або розряду конденсатора. Зміна напруги на конденсаторі при заряді через резистор має експонентний характер, а при заряді струмом постійної величини - лінійний. Один з можливих принципів замикання ілюструється на рис. 7.
Рисунок 6 - Схема генератора імпульсів
Малюнок 7 - Ілюстрація принципу роботи кола замикання: 1 - напруга на конденсаторі; 2 - вихідні імпульси; 3 - рівень спрацьовування
Напруга на конденсаторі зростає, поки не досягне рівня спрацьовування, і ланцюг генерує імпульс. Проте при появі кожного комплексу QRS напруга на конденсаторі повертається на вихідний рівень, і починається наступний інтервал очікування (запирання). Якщо протягом усього інтервалу очікування не відбудеться ще одне замикання, то в кінці цього інтервалу генерується імпульс. Приклад можливої схеми реалізації цього принципу наведено на рис. 8. Конденсатор С заряджається через резистор R2. При досягненні певної напруги (задається подільником R2, R3) генерується імпульс Якщо заперечить транзистор VT, то розряд конденсатора С відбувається раніше, і знову починається заряд, причому імпульс не генерується.
Рисунок 8 - Приклад схеми генератора стимулюючих імпульсів і ланцюги запирання; один конденсатор З визначає тривалість імпульсу і частоту повторення
Імплантується асинхронний електрокардіостимулятор. Стимулятор призначений для лікування стійкою атріовентрикулярної блокади серця. Придатний для роботи як з ендокардіальний, так і з міокардіальних електродами. Основні технічні дані: амплітуда прямокутного імпульсу 4,5 ± 0,5 В (при опорі навантаження 510 Ом); тривалість імпульсу 1,2 ± 0,2 мс при длительностях фронту не більше 0,1 мс і зрізу - не більше 0,2 мс; відносна нерівномірність вершини імпульсу не більше 40%; частота повторення імпульсів 60-75 імп / хв; габаритні розміри стимулятора 50х51х21 мм; маса не більш 155 г.
Черезстравохідна кардіостимулятор для невідкладної терапії
Черезстравохідна стимуляція серця (ЧПЕС) зайняла міцне місце серед неінвазивних методів діагностики складних захворювань серця. Переваги - простота і швидкість введення стимулюючого електроду в стравохід, неинвазивность процедури, відсутність необхідності в хірургічної стерильності і в рентгеноскопічне контролі, відсутність ускладнень, відносно низька вартість процедури та апарату. Все це дозволяє ефективно використовувати в умовах швидкої допомоги та екстремальної медицини, в операційних, відділеннях реанімації та інтенсивної терапії при екстреній кардіостимуляції у випадках виникнення.
Щоб повною мірою реалізувати технологічні гідності ЧПЕС в зазначених умовах кардіостимулятор (КС) повинен мати малі габарити і масу, автономне живлення, бути економічним і простим в управлінні.
Рисунок 9 - Структурна схема черезстравохідна кардіостимулятора
Висока економічність досягається за рахунок застосування оригінальної схеми імпульсного накопичувача, який протягом короткого проміжку часу в паузі між стимуляцією імпульсами перетворює постійну напругу джерела живлення в регульоване вихідну напругу. З накопичувача вихідна напруга надходить на формувач ЕЗО, на виході якого формується імпульси для стимуляції серця. Одночасно у формувачі Ендо імпульси напруги масштабно перетворюються в імпульси струму меншої амплітуди і тривалості для ендокардіальний стимуляції серця. Частота проходження і тривалість імпульсів задаються генератором імпульсів мостового типу (регулювання - на панелі).
Наявність імпульсів на обох виходах контролюється блоком світлодіодним індикації. Формувач ЕЗО містить схему захисту від КЗ черезстравохідна електрода, тому блок індикації дозволяє також фіксувати КЗ або обрив черезстравохідною електродів.
При падінні напруги джерела живлення нижче допустимого рівня блок контролю живлення формує звуковий сигнал у такт стимулюючим імпульсам, причому після появи звукового сигналу стимулятор зберігає свої метрологічні характеристики протягом резервного часу, необхідного для завершення стимуляції і заміни джерела живлення.
Найбільш важливий блок - імпульсний накопичувач. Перетворення постійної напруги Е п в регульоване напругу U р здійснюється в 2 етапи: передача енергії в навантаження протягом тривалості стимулюючого імпульсу Т і та накопичення на конденсаторі С енергії протягом часу відновлення Т вос після закінчення Т і.
На першому етапі генератор імпульсів замикає ключ К2, діод Д2 закривається.
На другому етапі схема управління комутує ключ К1 з частотою 10-12 кГц. При замкнутому стані ключа К1 енергія, відбирається від Е п, накопичується в муздрамтеатрі дроселя, а після розмикання К1 передається в конденсатор через відкритий діод Д1 і Д2. Дросель працює в режимі переривчастого магнітного поля. При цьому напруга U с на конденсаторі росте до тих пір, поки не досягне значення, що задається блоком регулювання амплітуди. Далі схема управління припиняє комутацію ключа К1, залишаючи його в розімкнутому стані.
Таким чином споживання струму відбувається лише в перебігу обмеженого проміжку часу Т вос, необхідного для відновлення енергії в конденсаторі С, а економічність стимулятора тим вище, чим більше пауза між стимулюючими імпульсами.
Рисунок 10 - Схема черезстравохідна стимулятора
ЛІТЕРАТУРА
Системи комплексної електромагнітотерапіі: Навчальний посібник для вузів / Під ред А.М. Беркутова, В. І. Жулев, Г.А. Кураєва, Є.М. Прошина. - М.: Лабораторія Базових знань, 2000р. - 376с.
Електронна апаратура для стимуляції органів і тканин / Під ред Р. І. Утямишева і М. Брехня - М.: Вища школа, 2003.384с ..
Лівенсон А.Р. Електромедицинська апаратура. : [Навч. посібник] - Мн.: Медицина, 2001. - 344с.
Катона З. Електроніка в медицині: Пер. з угор. / Под ред. Н. К. Розмахіна - Мн.: Медицина 2002. - 140с.