Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Медико-биологические аспекты системы управления деятельностью сердца включающей электрокардиостимулятор, и её применение для лечения и профилактики фибрилляции предсердий 15
1.1 Описание анатомии сердца и структуры проводящей системы сердца 15
1.2 Нарушения ритма сердца 21
1.3 Фибрилляция предсердий и причины её возникновения 22
1.4 Электрокардиостимуляция для профилактики и лечения фибрилляции предсердий 30
1.5 Классификация режимов электрокардиостимуляции 34
1.6 Система номенклатурного обозначения режимов электрокардиостимуляции 37
Глава 2. Обзор и систематизация методов электрокардиостимуляции и их аппаратной реализации 42
2.1 Обобщённая модель электрокардиостимулятора 42
2.2 Методы электрокардиостимуляции 48
2.3 Аппаратура для электрокардиостимуляции 50
Глава 3. Технические аспекты построения электрокардиостимуляторов 58
3.1 Структурные схемы электрокардиостимуляторов з
3.2 Построение выходных каскадов электрокардиостимуляторов 64
3.3 Технические аспекты разработки детектора спонтанной активности сердца 69
3.3.1 Исследование эквивалентной схемы границы раздела фаз металл - ткань 71
3.3.2 Разработка и исследование новых методов подавления постимпульсной поляризации 81
3.4 Разработка схемы управления стимулятора 101
3.5 Выбор гальванических элементов для питания электрокардиостимулятора 107
3.6 Результаты и выводы 119
Глава 4. Разработка методики проектирования приборов для электрокардиостимуляции 120
4.1 Общая методика разработки и проектирования электрокардиостимуляторов 120
4.2 Формирование медико-технических требований на проектирование приборов для электрокардиостимуляции 126
4.2.1 Структура медико-технических требований на проектирование приборов для электрокардиостимуляции 127
4.2.2 Проверка МТТ на корректность 134
4.3 Выбор структурной схемы проектируемого прибора 135
4.4 Определение протоколов взаимодействия между блоками структурной схемы 135
4.5 Алгоритм проектирования детектора спонтанной активности сердца... 138
4.6 Алгоритм выбора и расчёта выходных каскадов 144
4.7 Алгоритм проектирования схемы управления 146
4.8 Алгоритм проектирования блока питания 150
Глава 5. Результаты практической реализации приборов для ЭКС 155
5.1 Многоэлектродный наружный
электрокардиостимулятор «СОБОЛЬ-НМ» для лечения
и профилактики фибрилляции предсердий 155
5.2 Электрокардиостимулятор лечебно-диагностического комплекса ЭЛКАРТ 164
5.3 Электрокардиостимулятор лечебно-диагностического комплекса для проведения инвазивных и неинвазивных электрофизиологических исследований ЭЛКАРТ-ЧПС 168
5.4 Универсальный электрокардиостимулятор ВОСТОК-М 169
Заключение 172
Литература
- Электрокардиостимуляция для профилактики и лечения фибрилляции предсердий
- Аппаратура для электрокардиостимуляции
- Исследование эквивалентной схемы границы раздела фаз металл - ткань
- Определение протоколов взаимодействия между блоками структурной схемы
Электрокардиостимуляция для профилактики и лечения фибрилляции предсердий
Сердце расположено в грудной клетке вдоль её фронтальной стенки, несколько левее средней линии примерно на уровне подмышечной впадины. Оно имеет форму перевернутого конуса, основание которого обращено вверх и вправо, а верхушка выступает вниз и влево. На рисунке 1.1 показано анатомическое строение сердца. От его основания отходит лёгочная артерия, доставляющая кровь к лёгким, и аорта, снабжающая основную часть организма. В него также впадают четыре лёгочных вены, верхняя и нижняя полые вены.
Мышечная перегородка разделяет сердце по анатомической оси (воображаемая ось от центра основания к верхушке) на два отдела. Миокард левого отдела значительно массивнее правого. Каждый отдел, в свою очередь, состоит из двух камер - предсердия и желудочка. В их соустье расположены клапаны, образованные створками. Клапан, расположенный между правым предсердием и желудочком, имеет три створки и называется трикуспидальным. Митральный клапан находится в левой части сердца и имеет две створки. Имеются ещё два клапана в сердце, которые обеспечивают однонаправленный отток из желудочков - клапан лёгочной артерии - на её границе с правым желудочком, и аортальный клапан в левом желудочке - в основании аорты. Каждый из них состоит из трёх полулунных створок, которые раскрывают вход в сосуды при вытекании крови из желудочка, и смыкаются, когда кровоток стремится в противоположенном направлении. Таким образом, блокируется отток назад в желудочки. В функциональном отношении правый и левый отделы сердца могут рассматриваться как независимые друг от друга. В правой половине сердца бедная кислородом кровь поступает в предсердие из верхней и нижней полых вен и проходит через трикуспидальный клапан в желудочек. При сокращении правого желудочка кровь изгоняется в легочную артерию. При последующем прохождении через легкие кровь высвобождает углекислый газ в выдыхаемый воздух и захватывает кислород из вдыхаемого. Насытившись кислородом, кровь протекает через легочные вены в левое предсердие, проникает через митральный клапан в желудочек и выбрасывается в аорту. Она распределяется через крупные и мелкие артерии и достигает капилляров, где происходит обмен субстанциями между кровью и тканями. Наконец кровь собирается в мелкие и крупные вены, которые опорожняются в полые вены. Часть этой системы кровообращения, заключённая между легочной артерией и легочными венами, называется малым (легочным) кругом кровообращения, а основная часть называется большим (системным) кругом кровообращения.
Проводящая система сердца Мышечные клетки миокарда (миокардициты) сокращаются за счет электрической активности, возникающей в специализированных миокардиальных клетках, которые служат в качестве водителей ритма. Эти спонтанно генерируемые сигналы координировано передаются на остальной миокард через специализированные пучки волокон.
Все клетки миокарда, входящие в состав водителей ритма и проводящей системы и сократительного миокарда, являются электрически возбудимыми. В состоянии покоя клетка поляризована. Её внутриклеточный потенциал равен приблизительно -90мВ, так называемый трансмембранный потенциал покоя. Трансмембранный потенциал может изменяться, что вызывает временное возбуждение клетки, то есть потенциал действия (ПД). Воздействие возбуждения на клетку приводит к её деполяризации (рисунок 1.3), трансмембранный потенциал быстро изменяется от -90мВ до +20мВ, а затем медленно возвращается к потенциалу покоя (реполяризация). Новое возбуждение сердечной мышцы возможно лишь после того, как трансмембранный потенциал в результате реполяризации снизится до значения -бОмВ. Промежуток времени между деполяризацией и данным моментом называется абсолютным рефрактерным периодом (АРП). В последующий промежуток времени достаточно сильный стимул может вызвать новый ПД, но его амплитуда и длительность будут значительно снижены. Этот период называется относительным рефрактерным периодом (ОтРП). В сумме с АРП они образуют общий рефрактерный период (ОРП). Длительный рефрактерный период служит двум целям. Во-первых, он обеспечивает окончание всех связанных с сокращением сердца механических процессов до момента возникновения под влиянием ПД нового сокращения миокарда. Во-вторых, если бы ПД, распространяясь по миокарду, достигал уже возбужденного участка, в котором клетки способны к повторному ответу, то могла бы возникнуть и распространиться по сердцу беспорядочная активность. Длительный рефрактерный период предотвращает подобный возврат возбуждения.
Спонтанная ритмическая генерация ПД в собственных центрах автоматизма является основой автономного сердечного ритма. В норме ритм сердца зарождается в СА узле. Возникший ПД распространяется от одной мышечной клетки к другой до тех пор, пока не охватывает целиком предсердия и не достигает АВ узла на границе предсердий и желудочков. Из-за низкой скорости проведения в АВ узле возникает замедление проведения возбуждения на желудочки, что обеспечивает окончание сокращения предсердий до начала сокращения желудочков. Из АВ узла возбуждение распространяется в направлении пучка Гиса через атриовентрикулярное соединение. В норме это единственный путь электрической связи между двумя камерами. В желудочке ПД быстро распространяется по стволу пучка Гиса, ножкам пучка, волокнам Пуркинье и миокарду. Подобно СА узлу, АВ узел и другие части проводящей системы способны к автоматизму, однако спонтанная деполяризация здесь происходит медленнее, поэтому частота ПД ниже. В физиологических условиях в роли водителя ритма выступает СА узел, причем частота в покое составляет 70 импульсов в минуту. Из СА ПД достигает других участков проводящей системы до того момента, когда их собственная деполяризация достигнет степени достаточной для генерации ПД. Таким образом, спонтанный ритм АВ-узла и нижеследующих элементов проводящей системы подавлен и установлен на частоту СА узла
Аппаратура для электрокардиостимуляции
В результате различных поражений сердца может возникнуть обратный вход возбуждения, так называемый re-entry, это ситуация при которой ПД стойко циркулирует по замкнутому пути различной протяженности, всякий раз захватывая возбудимую ткань. В нормальных условиях re-entry в участке, который был недавно охвачен возбуждением, невозможно из-за продолжительного рефрактерного периода. Однако если потенциалы действия очень короткие (соответственно, краткими являются и рефрактерные периоды), и если имеется однонаправленный блок проведения в миокарде, может оказаться, что к тому моменту, когда ПД возвращается к стартовой точке после первого прохождения через миокард, клетки там уже восстановили свою возбудимость и допускают возможность re-entry. В результате может возникнуть продолжительная желудочковая тахикардия, трепетание или мерцание желудочков. Во время трепетания желудочков сердце возбуждается с частотой 200-250 ударов в минуту. Ещё более высокая частота ритма соответствует фибрилляции желудочков, которая, при отсутствии лечения, быстро приводит к смерти. Столь же выраженная тахикардия может развиваться в предсердиях. Фибрилляция предсердий (ФП) - это хаотическое возбуждение участков миокарда предсердий с высокой частотой (250-300 ударов в минуту) и непрерывно изменяющейся последовательностью, сопровождающееся прекращением насосной функции предсердий. Поскольку распространение возбуждения от предсердия к желудочкам замедленно на уровне АВ узла, столь высокая частота не передается на желудочки и они сохраняют способность к координированному сокращению.
В последнее время лечение и диагностика фибрилляции предсердий становится одной из самых актуальных областей кардиологии и кардиохирургии. Сегодня можно с уверенностью утверждать, что фибрилляция предсердий при некоторых заболеваниях сердца не может быть адекватной альтернативой синусовому ритму, как это считали еще 15-20 лет назад [54,10,11]. Многочисленные исследования подтверждают клиническую значимость ФП [3,21]. Для многих пациентов эта аритмия, как пароксизмальная, так и хроническая ее формы, приносят серьезные осложнения из-за гемодинамических последствий, которые ведут к явлениям застойной сердечной недостаточности, тромбоэмболическим осложнениям (эмболия легочной артерии, сосудов головного мозга и т.д.). Еще в 40-50-х годах двадцатого века ФП была редким явлением. В основном она являлась осложнением ревматического митрального стеноза. В наше время частота случаев ФП (преимущественно ее пароксизмальной формы) приобрела характер эпидемического распространения. Согласно статистическим материалам C.Furberg et al. [8], ФП регистрируется в общей популяции в 0,4% случаев, у 2-5% госпитальных больных, а среди лиц старше 65 лет - в 6,2% случаев среди мужчин и в 4,8% случаев - среди женщин. Пожилые люди, страдающие заболеваниями сердца, имеют ФП в 9,1%) случаев. Если сделать допущение, что распространенность ФП в разных странах и географических зонах неодинакова, в общем, по частоте встречаемости эта аритмия уступает только экстрасистолии. В связи с широкой распространенностью ФП представляет также тяжелую финансовую проблему для системы здравоохранения. По статистическим данным в США общее количество дней госпитализации больных с ФП приблизилось к одному миллиону в год, что многократно больше по сравнению с пациентами, страдающими любой другой формой аритмии.
В настоящее время обсуждаются два основных механизма возникновения ФП. Первый из них объясняет ФП существованием одного или более эктопических очагов, задающих высокий сердечный ритм. Со второй точки зрения, которая в последнее время становится общепринятой, в основе ФП лежит механизм re-entry.
Гипотезу множественных волн micro re-entry впервые сформулировал Т. Lewis и соавт. (1921 г.) основываясь на экспериментальных работах A. Mayer (1906 г.), G. Mines (1913, 1914 гг.), W. Carrey (1914 г.), показавших принципиальную возможность повторного входа импульса и его кругового движения в миокарде. Решающую роль в утверждении взглядов, высказанных Т. Lewis и соавт., сыграли исследования, проведенные в конце 50-х и начале 60-х годов группой электрофизиологов во главе с G. Мое. Они экспериментально обосновали теорию множественных кругов re-entry в фибриллирующих предсердиях [24]. К основным положениям этой гипотезы были отнесены следующие: фронт волны возбуждения фракционируется, разделяется на дочерние волны, которые становятся независимыми. Они могут ускорять или замедлять свое движение до тех пор, пока не встретятся с невозбудимой тканью. Эти волны могут делиться или же комбинироваться с соседними волнами, способны изменяться как по величине, так и по направлению движения, что определяется возбудимостью и рефрактерностью окружающей ткани. Поведение этих волн представляется случайным. Фибрилляция достигает полного развития тогда, когда в миокарде предсердий существует множество таких блуждающих круговых волн. Через 25 лет исследовательская группа во главе с М. Allessie (1985 г.), используя одновременную регистрацию возбуждения в большом числе зон предсердного миокарда, полностью подтвердила гипотезу G. Мое [1]. В [57] было проведено изучение развития электрической турбулентности в предсердиях на математической модели. Предсердия моделировались прямоугольной матрицей, состоящей из 64x64 клеток, каждая клетка представляет собой участок предсердия 2x2 мм в соответствии с моделью клетки Nygren [26]. На рисунке 1.5 представлены результаты моделирования: черные прямоугольники моделируют сосуды правого и левого предсердий, скорость распространения возбуждения уменьшена до 28 см/с. Начальный фронт возбуждения распространяется по предсердиям и самопроизвольно исчезает (96 мс). Экстрасистола в момент времени 438 мс в фазе уязвимости предшествующего возбуждения инициирует вихрь (5 Юме -618мс). Из-за сосудов вихрь расщепляется на несколько рукавов (648мс - 678мс). Внутрисердечная электрограмма смоделированная для такой динамики представлена на рисунке 1.6. Результаты данного исследования так же подтверждают гипотезу G. Мое о том, что ФП является результатом нескольких волн re-entry распространяющихся по предсердиям.
При ФП одновременно могут существовать многочисленные непрерывно изменяющиеся цепи re-entry типа "ведущего цикла", которые непрерывно изменяют свои размеры, конфигурацию и локализацию (random reentry) [24]. Продолжительные эпизоды ФП могут приводить к развитию так называемого "электрического ремоделирования миокарда", выражающегося в устойчивом укорочении рефрактерных периодов миокарда предсердий [4], в возрастании дисперсии длительности рефрактерных периодов различных участков миокарда предсердий [29], и в увеличении дезорганизации процессов распространения возбуждения по миокарду предсердий. Необходимо отметить, что только укорочение рефрактерных периодов не может играть главную роль в развитии и ФП. Для поддержания кругового движения необходимо чтобы продолжительность распространения волны возбуждения было наиболее замедленным.
Исследование эквивалентной схемы границы раздела фаз металл - ткань
Целью данного раздела работы является обзор факторов, влияющих на энергопотребление МК, и рассмотрение семейств микроконтроллеров с точки зрения оптимальности их использования в системах с малым энергопотреблением. Снижение энергопотребления схемы управления и прибора в целом позволит снизить частоту замены элементов питания, то есть уменьшить эксплутационные расходы.
Большинство современных МК построены по КМОП (CMOS) технологии. Потребление КМОП - вентиля определяется формулой (3.11)[58] Is - статический потребляемый ток (поскольку статическая составляющая в совокупном потребляемом токе мала, в дальнейших расчётах мы будем ею пренебрегать); U - напряжение питания микросхемы; f- входная частота;
Таким образом, потребляемая микроконтроллером мощность зависит от трёх параметров: конструктивных особенностей (параметр Сэкв), напряжения питания и тактовой частоты. Следует отметить, что МК состоит из множества вентилей, которые, в общем случае, могут работать на разных частотах, поэтому реальное энергопотребление будет зависеть от режима работы МК и его периферийных устройств. В связи с этим параметр Сэкв практически никогда не указывается в техническом описании МК, однако для оценки энергетических параметров контроллера этим обстоятельством можно пренебречь и рассчитывать Сэкв по формуле (3.12), взяв исходные данные из технической документации.
Для достижения минимального энергопотребления микроконтроллера необходимо выбирать минимально возможные напряжение питания и тактовую частоту. На выбор напряжения питания влияют диапазон допустимых значений напряжения питания МК и возможность согласования микроконтроллера по уровням входных и выходных сигналов с остальной частью схемы прибора. Последнее условие часто не позволяет устанавливать минимально возможное напряжение питания и тем самым полностью использовать потенциальные возможности по снижению энергопотребления. На выбор тактовой частоты оказывают влияние следующие параметры: скорость МК - количество периодов тактовой частоты необходимое, для выполнения одной инструкции; эффективность системы команд МК - количество инструкций, необходимое для выполнения того или иного алгоритма. Как правило, у МК разные инструкции выполняются за разное время. Для оценки среднего значения можно воспользоваться формулой (3.13)
Кроме перечисленных параметров на потребление МК также влияет использование специальных энергосберегающих режимов. Наиболее распространенными из них являются режимы Power down и Idle. При переходе МК в режим Power down происходит остановка тактового генератора и переход всех блоков МК в статический режим. При этом потребляемый ток принимает значение от десятых долей до десятков микроампер, в зависимости от величины питающего напряжения и типа МК. Вывод микроконтроллера из режима Power down осуществляется, как правило, через одно из внешних прерываний или сброс МК. Недостатком этого режима является большое время необходимое для запуска тактового генератора, которое зависит от добротности используемого резонатора и составляет обычно десятки миллисекунд, а также необходимость внешнего воздействия для "пробуждения" МК. Описанные недостатки часто не позволяют использовать режим Power down в микроконтроллерах, работающих в схеме управления электрокардиостимулятора. В режиме Idle происходит остановка ядра микроконтроллера, при этом продолжают работать периферийные блоки. Выход из Idle возможен по любому разрешённому прерыванию и происходит без задержек. Потребляемый в режиме Idle ток зависит от частоты и определяется формулой:
В настоящее время в России наиболее распространены три семейства 8-ми разрядных МК [68]: MCS 51 (разработка фирмы Intel, микроконтроллеры этого семейства сейчас выпускаются большим количеством фирм), РІС (Microchip) и AVR (Atmel). В ходе работы было проведено исследование энергетических свойств указанных семейств. Для исследования были выбраны микроконтроллеры - представители перечисленных семейств, схожие по функциональным возможностям.
Определение протоколов взаимодействия между блоками структурной схемы
Как уже говорилось выше, этот этап необходим для разделения единого проекта на несколько относительно независимых друг от друга частей. Для этого необходимо определить характеристики сигналов, посредствам которых будет происходить взаимодействие между блоками, а именно управление амплитудой и длительностью импульса выходного каскада, управление чувствительностью детектора спонтанной активности сердца и параметры его выходного сигнала. Для структурных схем с удалённым и компьютерным управлением нужно определить протокол взаимодействия между схемой управления и блоком интерфейса и протокол обмена информацией между блоками интерфейса. Также необходимо определить, как будет согласован вход ДСАС с выходом ВК.
Управление выходным каскадом может осуществляться одним из следующих способов: a) Аналоговый импульс запуска (длительность импульса равна длительности выходного импульса, амплитуда пропорциональна амплитуде выходного импульса). b) Дискретный сигнал запуска (длительность импульса равна длительности выходного импульса) и отдельный аналоговый сигнал от СУ (его величина пропорциональна амплитуде выходного импульса). c) Дискретный сигнал запуска (длительность импульса равна длительности выходного импульса), аналоговый сигнал к СУ (его величина пропорциональна текущему значению амплитуды импульса выходного каскада), дискретный сигнал для увеличения текущей амплитуды. d) Дискретный сигнал запуска (длительность импульса равна длительности выходного импульса), аналоговый сигнал к СУ (его величина пропорциональна текущему значению амплитуды импульса выходного каскада), дискретный сигнал для увеличения текущей амплитуды, дискретный сигнал для уменьшения текущей амплитуды. e) Дискретный сигнал запуска (длительность импульса равна длительности выходного импульса), n-разрядный цифровой код определяющий амплитуду (значение 2п должно быть больше или равно числу возможных значений амплитуды импульса). f) n-разрядный цифровой код, определяющий амплитуду (одно из значений кода соответствует выключенному состоянию ВК, длительность импульса определяется временем, когда код не равен этому значению, значение 2п должно быть больше или равно числу возможных значений амплитуды импульса плюс единица)
Для организации взаимодействия между компьютером и стимулятором (при построении прибора по схеме с компьютерным управлением) чаще всего используется протокол RS232 (СОМ-порт компьютера). Могут быть использованы другие стандартные (USB, Cetronics, IRDA) или нестандартные протоколы (организованные при помощи устройств подключаемых к ISA или PCI шине компьютера, в частности так может быть организован оптоволоконный канал связи). Для согласования выхода ВК и входа ДСАС можно воспользоваться одним из следующих вариантов: a) входной каскад усилителя ДСАС собран по недифференциальной схеме, один из выходных полюсов ВК является общим, второй полюс в промежутках между импульсами отключается. b) входной каскад усилителя ДСАС собран по дифференциальной схеме, выход ВК в промежутках между импульсами отключается. Для отключения выхода ВК обычно используются обратно смещённые диоды или закрытые транзисторы, поэтому необходимо также определить напряжение смещения входа усилителя ДСАС, так как оно будет влиять на их работу.
Поскольку определение протоколов взаимодействия происходит на качественном уровне, то после разработки функциональных схем отдельных блоков может возникнуть необходимость в разработке схем согласования, 138которые приведут в соответствие амплитудные и энергетические характеристики входных и выходных сигналов. Алгоритм проектирования детектора спонтанной активности сердца Последовательность действий при разработке блока ДСАС можно представить алгоритмом, изображенным на рисунках 4.4, 4.5.
На первом этапе из общих МТТ на кардиостимулятор выбираются данные, необходимые для проектирования ДСАС: диапазон, дискретность и точность регулирования порога срабатывания; диапазон, дискретность и точность изменения рефрактерного периода; параметры входного сигнала, так же следует определить требования к энергопотреблению блока, его массогабаритным показателям, стоимости компонентов.
Вторым этапом является выбор модели помех, на фоне которых предстоит работать разрабатываемому ДСАС и определение требований к их подавлению. Как правило, сведения о помехах не включаются в МТТ, поэтому определение их параметров ложится на плечи разработчика. Наиболее сложной задачей здесь является выбор модели постимпульсной поляризации. При проектировании стимулятора, который будет работать только с определённым типом электродов можно оценить параметры их поляризации из эксперимента, описанного в разделе 3.3.1, используя в качестве нагрузки стимулятора 0.9% раствор NaCl (физиологический раствор, его электрохимические параметры близки к параметрам крови). В расчётах, результаты которых приведены в предыдущей главе, в качестве модели постимпульсной поляризации использовался импульс по формуле (3.9) амплитудой 2.5В, постоянная составляющая амплитуды 1В, коэффициент к=50. Практические результаты показывают, что такая модель достаточно адекватно описывает реальную ситуацию и обладает некоторым запасом «жесткости».
