Бифокальный ЭКС (с предсердно-желудочковой последовательностью импульсов)

Рисунок 4 – Выходной каскад с удвоением напряжения с одним конденсатором

В тех случаях, когда необходимо обеспечить более высокое выходное напряжение импульса, чем напряжение батареи, можно применить удвоитель напряжения. Примеры подходящих для этого схем показаны на рис. 4 и 5. В схеме на рис. 4 два од

инаковых конденсатора С,1 и С2 заряжаются параллельно напряжением батареи в промежутках между импульсами. При отпирании обоих транзисторов конденсаторы соединяются в последовательную цепь. Схема удвоителя напряжения, изображенная на рис. 4, содержит лишь один конденсатор.

Рисунок 5 – Выходной каскад с удвоением напряжения с двумя конденсаторами

Генератор импульсов. Генератор импульсов должен вырабатывать импульсы с большой скважностью и низкой частотой повторения. Пример схемы генератора импульсов приведен на рис. 6.

Цепи запирания. Частота повторения генератора импульсов определяется продолжительностью периодов заряда или разряда конденсатора. Изменение напряжения на конденсаторе при заряде через резистор имеет экспоненциальный характер, а при заряде током постоянной величины — линейный. Один из возможных принципов запирания иллюстрируется на рис. 7.

Рисунок 6 – Схема генератора импульсов

Рисунок 7 – Иллюстрация принципа работы цепи запирания:1 — напряжение на конденсаторе; 2 — выходные импульсы; 3 — уровень срабатывания

Напряжение на конденсаторе возрастает, пока не достигнет уровня срабатывания, и цепь генерирует импульс. Однако при появлении каждого комплекса QRS напряжение на конденсаторе возвращается на исходный уровень, и начинается следующий интервал ожидания (запирания). Если на протяжении всего интервала ожидания не произойдет еще одно запирание, то в конце этого интервала генерируется импульс. Пример возможной схемы реализации этого принципа приведен на рис. 8. Конденсатор С заряжается через резистор R2. При достижении определенного напряжения (задаваемого делителем R2, R3) генерируется импульс Если отопрется транзистор VT, то разряд конденсатора С происходит раньше, и снова начинается заряд, причем импульс не генерируется.

Рисунок 8 – Пример схемы генератора стимулирующих импульсов и цепи запирания; один конденсатор С определяет длительность импульса и частоту повторения

Имплантируемый асинхронный электрокардиостимулятор. Стимулятор предназначен для лечения стойкой атриовентрикулярной блокады сердца. Пригоден для работы как с эндокардиальными, так и с миокардиальными электродами. Основные технические данные: амплитуда прямоугольного импульса 4,5±0,5 В (при сопротивлении нагрузки 510 Ом); длительность импульса 1,2±0,2 мс при длительностях фронта не более 0,1 мс и среза - не более 0,2 мс; относительная неравномерность вершины импульса не более 40%; частота повторения импульсов 60-75 имп/мин; габаритные размеры стимулятора 50х51х21 мм; масса не более 155 г.

Чреспищеводный кардиостимулятор для неотложной терапии

Чреспищеводная стимуляция сердца (ЧПЭС) заняла прочное место среди неинвазивных методов диагностики сложных заболеваний сердца. Достоинства – простота и быстрота введения стимулирующего электрода в пищевод, неинвазивность процедуры, отсутствие необходимости в хирургической стерильности и в рентгеноскопическом контроле, отсутствие осложнений, относительно низкая стоимость процедуры и аппарата. Все это позволяет эффективно использовать в условиях скорой помощи и экстремальной медицины, в операционных, отделениях реанимации и интенсивной терапии при экстренной кардиостимуляции в случаях возникновения.

Чтобы в полной степени реализовать технологические достоинства ЧПЭС в указанных условиях кардиостимулятор (КС) должен иметь малые габариты и массу, автономное питание, быть экономичным и простым в управлении.

Рисунок 9 – Структурная схема чреспищеводного кардиостимулятора

Высокая экономичность достигается за счет применения оригинальной схемы импульсного накопителя, который в течение короткого промежутка времени в паузе между стимуляцией импульсами преобразует постоянное напряжение источника питания в регулируемое выходное напряжение. Из накопителя выходное напряжение поступает на формирователь ЭЗО, на выходе которого формируется импульсы для стимуляции сердца. Одновременно в формирователе ЭНДО импульсы напряжения масштабно преобразуются в импульсы тока меньшей амплитуды и длительности для эндокардиальной стимуляции сердца. Частота следования и длительность импульсов задаются генератором импульсов мостового типа (регулировки – на панели).

Наличие импульсов на обоих выходах контролируется блоком светодиодной индикации. Формирователь ЭЗО содержит схему защиты от КЗ чреспищеводного электрода, поэтому блок индикации позволяет также фиксировать КЗ или обрыв чреспищеводных электродов.

При падении напряжения источника питания ниже допустимого уровня блок контроля питания формирует звуковой сигнал в такт стимулирующим импульсам, причем после появления звукового сигнала стимулятор сохраняет свои метрологические характеристики в течении резервного времени, необходимого для завершения стимуляции и замены источника питания.

Наиболее важный блок – импульсный накопитель. Преобразование постоянного напряжения Еп в регулируемое напряжение Uр осуществляется в 2 этапа: передача энергии в нагрузку в течении длительности стимулирующего импульса Ти и накопление на конденсаторе С энергии в течении времени восстановления Твос после окончания Ти.

На первом этапе генератор импульсов замыкает ключ К2, диод Д2 закрывается.

На втором этапе схема управления коммутирует ключ К1 с частотой 10-12 кГц. При замкнутом состоянии ключа К1 энергия, отбираемая от Еп, накапливается в магнитопроводе дросселя, а после размыкания К1 передается в конденсатор через открытый диод Д1 и Д2. Дроссель работает в режиме прерывистого магнитного поля. При этом напряжение Uс на конденсаторе растет до тех пор, пока не достигнет значения, задаваемого блоком регулировки амплитуды. Далее схема управления прекращает коммутацию ключа К1, оставляя его в разомкнутом состоянии.

 Скачать реферат