Побудова системи черезшкірного живлення електрокардіостимулятора

Размещено на http://www.allbest.ru/

МІНІСТЕРСТВО ОСВІТИ І НАУКИ, МОЛОДІ ТА СПОРТУ УКРАЇНИ

ТЕРНОПІЛЬСЬКИЙ НАЦІОНАЛЬНИЙ ТЕХНІЧНИЙ УНІВЕРСИТЕТ

ІМЕНІ ІВАНА ПУЛЮЯ

Факультет контрольно-вимірювальних та радіокомп'ютерних систем

Кафедра біотехнічних систем

Контрольна робота з дисципліни: «Основи побудови і застосування біотехнічних та медичних апаратів і систем»

На тему: «Побудова системи черезшкірного живлення електрокардіостимулятора»

Виконав: ст. гр. ПМ-41 Стоянов Ю. М.

Перевірив: д.т.н. Яворський Б. І.

Прийняв: д.т.н. Яворський Б. І.

Тернопіль 2011



Анотація

За вимогами замовника побудовано схему функціональну, структурну та електричну принципову системи черезшкірного живлення електрокардіостимулятора. На базі математичної моделі отримано розрахункові формули та графіки, наведено основне метрологічне забезпечення системи.

Ключові слова: електрокардіостимулятор, акумулятор, зарядний пристрій, радіопередавач, бездротова передача енергії.



Список скорочень

СЧЖ - система черезшкірного живлення;

ТЗ - технічне завдання.



Вступ

Суттєву роль в досягненні підвищення якості життя людини відіграє використання пристроїв, імплантованих в її організм - біоімплантантів. Медична статистика показує зростання значення в життєдіяльності людини кардіостимуляторів. Ці пристрої потребують електроживлення. В даний час набувають поширення імплантовані кардіостимулятори. Оскільки невідновлювані джерела електроживлення (батареї) мають обмежений час роботи, а для заміни імплантанта необхідне медичне втручання, крім того, потрібно регулярно оцінювати стан батареї імплантанта, що і виконується в лікарській установі під наглядом лікаря, то це викликає низку незручностей для пацієнта.

В радіозв'язку, в телеметрії в даний час бурхливо розвивається бездротові технології, зокрема й передачі електроенергії. Наприклад серійно випускаються бездротові комп'ютерні миші, пульти керування радіоелектронними пристроями, зубні щітки, тощо.

В даному проекті виконано побудову системи черезшкірного живлення електрокардіостимулятора.



1. Аналіз умов замовника та складання технічних вимог

1.1 Аналіз завдання

Система черезшкірного живлення (СЧЖ) повинна забезпечити безконтактну передачу електроенергії, призначеної для заряджання через шкіру елементів живлення (акумулятора) імплантованого підшкірно кардіостимулятора. Таким кардіостимулятором вибрано найбільш масовий серед кардіостимуляторів?імплантантів ЭКС 5388 [1]. Тобто, встановлено: тип корпусу електрокардіостимулятора, його розміри та електропровідність, електроємність акумулятора, його тип та періодичність заряджання, силу електричного струму заряджання, частоту радіохвилі ? носія енергії, відстань до імплантанта, розміри приймальної антени, час заряджання.

1.2 Складання технічного завдання на побудову системи черезшкірного живлення

Для побудови функціональної схеми необхідно обґрунтувати вибір математичної моделі СЧЖ, на базі якої вибрати функціональні елементи та їх з'єднання, а також структурні та принципові вирішення їх схем. Крім цього необхідно знайти вирази, за якими розраховуються номінальні значення параметрів радіоелементів.

Технічне завдання на розробку СЧЖ електрокардіостимулятора.

Виконавець: Стоянов Юрій Миколайович.

Підстава для розробки: завдання на комплексний проект.

Основні цілі та завдання розробки:

Обґрунтувати вибір:

а) частоти f радіохвилі

б) віддалі L до імплантанта від антени

в) тип та розміри антен

Для електрокардіостимулятора - імплантанта забезпечити такі параметрами:

а) розміри корпусу: менше (50Ч50Ч10) мм;

б) час заряджання акумулятора: не більше 40 хв.;

в) електроємність акумулятора: не менше (1,3ч2) А•год.

Побудувати математичну модель СЧЖ;

Побудувати функціональну, структурну та електричну принципову схеми;

Обґрунтувати вибір типу та розрахувати параметри антени;

Побудувати методику метрологічних випробувань СЧЖ.



2. Побудова системи черезшкірного живлення

2.1 Математичне моделювання проблеми черезшкірного живлення

Аналіз ТЗ. Для черезшкірного живлення передачу електроенергії здійснюють через індукційний канал, оскільки при цьому завдається найменше шкоди організму людини [1]. Тіло людини приблизно в 50 разів краще поглинає електричну складову електромагнітного поля, а індукційний канал характерний тим, що функцію передачі електроенергії виконує магнітна складова поля. З наведених в ТЗ основних цілей та завдань розробки очевидно, що задача розрахунку електромагнітних полів є квазістаціонарною, коли час затримки:

,

де м/с - швидкість поширення електромагнітної хвилі. Це означає, що при розрахунках електромагнітних полів затримка розповсюдження електромагнітної хвилі не враховується, що достатньо для вилучення відповідних членів з рівнянь Максвела.

При виборі частоти f перетворення, необхідно враховувати степінь впливу на організм і глибину проникнення в тканини. Глибина проникнення поля падає з ростом частоти і для частот вище 100 МГц складає не більше 3 см. (затухання в e разів). Частоти до 100 кГц вважаються електронебезпечними, бо можуть викликати фібриляцію шлуночків серця. Частоти від 1 МГц до 40 МГц є діатермічними (спричиняють нагрівання тканин організму) [2]. Тому вибираємо мм, а кГц. Звідси с, що підтверджує умову (1) квазістаціонарності. Корпус імплантанта виготовляють з легкого, корозостійкого, міцного металу - титану (Ti). Електропровідність титану См/м. Оскільки сучасні кардіостимулятори характерні невеликим споживанням електроенергії, буде достатньо електроємності акумулятора 0.5 А•год. для отримання періодичності заряджання в 1ч2 роки. Заряджання акумулятора повинно відбуватись швидко, щоб завдати організму пацієнта мінімально можливих ушкоджень, а також зменшити час процедури. Тому заряджання повинно проводити максимально допустимим струмом, який для літій-іонних акумуляторів становить1 C (C - ємність елемента) [3]. Оскільки передача енергії повинна відбуватися з допомогою магнітного поля, бо електричні поля впливатимуть на функціонування серця, за незалежну змінну, через яку будуть визначатись всі розрахункові параметри, візьмемо векторний магнітний потенціал. Джерелом електромагнітного поля виберемо котушку індуктивності. Приймачем - також котушку індуктивності співвісну до першої. При використанні такої співвісної системи котушок, тривимірну задачу можна звести до плоскої осесиметричної задачі. При цьому напрямки векторів густини струму J, магнітного потенціалу А, і електричного поля Е будуть перпендикулярні площині січення області рішення задачі, тому їх можна розглядати як скалярні величини. Вектори магнітного поля Н і магнітної індукції В будуть лежати в площині січення області рішення задачі. Для гармонічного сигналу операція диференціювання еквівалентна множенню на , де .

Математична модель. Основними рівняннями, розв'язком з яких випливає рівняння електромагнітної хвилі є рівняння Максвела:

,(1)

де і _ вектори напруженості електричного і магнітного полів; і _ вектори електричної і магнітної індукції; і _ вектори об'ємної густини електричного і магнітного струму; і _ об'ємні густини електричного і магнітного зарядів. Властивості середовища враховуються матеріальними рівняннями:

(2)

Рівняння (1) за лінійності рівнянь (2) є системою лінійних рівнянь в частинних похідних першого порядку.

Рівняння хвилі з рівнянь (1) отримаємо шляхом застосування векторного і скалярного потенціалів, вважаючи середовище однорідним та ізотропним. В рівняннях (1) поле представлено у вигляді суперпозиції поля від електричних струмів і поля від магнітних струмів , де індекси «» та «» позначають поля від сторонніх електричних та магнітних струмів. Тоді, для електричних струмів векторний потенціал і скалярний потенціал вводиться з допомогою рівностей:

.(3)

Для магнітних струмів _ потенціали і :

.(4)

Враховуючи (3,4) рівняння (1) набирають вигляду:

(5)

де ? густина зовнішніх джерел струму. Таке представлення зручне тим, що проміжними результатами будуть величини магнітних і електричних полів, що зручно для спрощення розрахунків. В якості джерела магнітного поля при цьому зручно задавати величину густини струму в області поперечного перерізу випромінюючої котушки.

Рівняння для миттєвих значень векторних скалярних потенціалів наберуть вигляду:

(6)

тут оператор Лапласа.

З урахуванням припущень, наведених в (2.1.1) основне рівняння (5) набирає вигляду [4].

(7)

де ? абсолютна діелектрична проникність вакууму , ? абсолютна магнітна проникність вакууму і ? відносні (relative) величини діелектричної проникності відповідно.



2.2 Синтез функції системи черезшкірного живлення та побудова функціональної схеми

Принцип роботи системи черезшкірного живлення електрокардіостимулятора можна проілюструвати за допомогою структурної схеми (рис.1).

Рис.1 Структурна схема апарату: БЖ - блок живлення; БС - блок стабілізації; К - ключ; БГ _ блок генератора;П - підсилювач; ВІ _ вузол індикації; ВК - випромінювальна котушка.

Блок живлення (БЖ) забезпечує живленням блок стабілізації та систему в цілому. Блок стабілізації (БС) стабілізує напругу. Блок генератора (БГ) випромінює гармонічні коливання із частотою 120 КГц. Підсилювач (П) збільшує потужність сигналу до 2,5 Вт (напруга 5 В при струмі 0,5 А).

Передача енергії для зарядки електрокардіостимулятора здійснюється індукційним каналом, тобто випромінююча котушка (ВК) передає енергію на приймальну котушку (ПК).

Генерація сигналу накачки запускається або зупиняється ключем (К).

Візуальне спостереження за дієздатністю приладу та наявності процесу генерації сигналу, здійснюється за допомогою вузла індикації (ВІ).

Побудова функціональної схеми важливий етап у розробці апаратури, оскільки в кінці цього етапу отримуємо структуру приладу, тому проектування найкраще проводити поетапним шляхом, який передбачає поступовий перехід від нагромадження експериментальних даних і вихідних величин до синтезу структури.

Для безконтактної передачі енергії на акумулятор електрокардіостимулятора необхідними є такі функціональні вузли як перетворювач напруги, випрямляч струму, фільтр низьких частот, стабілізатор напруги, ключ, генератор гармонічних коливань, підсилювач, індикатори, випромінювальна та приймальна котушки.

Напруга з мережі подається через перетворювач (1), проходить через випрямляч струму (2), фільтр низьких частот (3) та стабілізатор (4). Далі після ключа (5) вона подається на генератор (6), де утворюються гармонічні коливання заданої частоти. Згенерований сигнал поступає на підсилювача (7). Після підсилення сигнал поступає на випромінювальну котушку (8), де через індукційний канал передається на приймальну котушку (9). Моніторинг роботи приладу здійснюється за допомогою індикаторів (10), розташованих після стабілізатора (4) та підсилювача (7).

Рис.2 Функціональна схема системи черезшкірного живлення електрокардіостимулятора.

2.3 Побудова і розрахунок схеми електричної принципової

На основі структурної схеми приладу було складено схему електричну принципову. Побудова електричної принципової схеми важливий етап у розробці апаратури, оскільки в кінці цього етапу отримуємо працюючу схему приладу, тому проектування найкраще проводити поетапним шляхом, який передбачає поступовий перехід від нагромадження експериментальних даних і вихідних величин до синтезу схеми.

Напруга 220 В з мережі подається через трансформатор Т1, проходить через діодний міст D1, фільтр низьких частот, який реалізується за допомогою конденсаторів С5 та С10, після чого проходить через стабілізатор D2. Далі після ключа J1 вона подається на коливальний контур (L3 та C1), де утворюються гармонічні коливання заданої частоти. Згенерований сигнал поступає на транзисторний підсилювач (Q2 та Q3). Після підсилення сигнал поступає на випромінювальну котушку L4, де через індукційний канал передається на приймальну котушку L5. Моніторинг роботи приладу здійснюється за допомогою індикаторів (X1 та X2).

Розташуємо вісь симетрії даної задачі вертикально. Нехай і ? відповідно ширина і висота області поперечного перерізу випромінюючої (source) котушки, а ? число витків цієї котушки. Для приймальної (receive) котушки аналогічні параметри будуть позначатись і .

Вважатимемо, що витки проводу займають весь простір області січення, тобто між ними немає проміжків. При одиничному струмі в проводі передавальної котушки густина струму дорівнюватиме:

(8)

Для приймальної котушки при одиничній величині струму в проводі передавальної котушки густина струму дорівнюватиме:

(9)

Розрахуємо активну потужність у випромінюючій котушці, визначивши напругу наводки на її виводах. Нехай ? площа перерізу одного провідника. Очевидно, що . Для розрахунку величини напруги (позначимо її ) необхідно підсумувати значення ЕРС, що наводяться в окремих провідниках:

.(10)

При малій величині останній вираз в (10) співпаде з величиною інтеграла по об'єму:

(11)

При одиничному струмі котушки половина реальної частини виразу (11) відповідає випромінюваній потужності (зі знаком мінус, бо активна потужність визначається величиною протиЕРС), а половина уявної частини цього виразу характеризує потужність, запасену в індуктивності (реактивна потужність).

Для приймальної котушки аналогічно (10) можна знайти величину напругу, що наводиться на її виводах:

(12)

Нехай ? провідність навантаження, підключеного до виводів приймальної котушки. Тоді значення струму дорівнюватиме , а густина дорівнюватиме:

(13)

За наявності провідних середовищ з різними значеннями питомої провідності (тіло людини, корпус імплантанта) рішення системи (5) в аналітичному виді стає надзвичайно складним, тому необхідно використовувати програми числового розрахунку, такі як FlexPDE. При описі областей, зайнятих котушками, в цій програмі необхідно задавати нульове значення провідності і ненульову величину густини струму. Для передавальної котушки ця величина є константою, що задається виразом (8), а для приймальної котушки буде визначатись по формулі (13).

Однак такий підхід натикається на проблеми чисельної стійкості методів розрахунку. Для чисто активної провідності навантаження ще вдається знайти рішення, але для реактивного навантаження процес розрахунку розходиться. черезшкірний кардіостимулятор імплантований

Для подолання нової перешкоди можна скористатись принципом суперпозиції полів (завдяки лінійності системи рівнянь (5)), і провести розрахунок за такою методикою:

Задаємо ненульову густину струму в області випромінюючої котушки за формулою (8) і нульову густину струму в приймальній котушці, після чого по формулах (11) і (12) проводимо розрахунок напруг на виводах приймальної і передавальної котушок;

Задаємо нульову густину струму в області випромінюючої котушки і ненульову густину струму в приймальній котушці за формулою (9), після чого проводимо розрахунок напруг на виводах приймальної і передавальної котушок;

Приймаючи до уваги знаки величин напруг і струмів, і розглядаючи напруги, як падіння напруги на опорах деякого чотирьохполюсника, можна зробити висновок проте, що величини і є взятими зі знаком мінус компонентами матриці опорів , що зв'язує струми в котушках і наведені в них напруги.

(14)

У виразі (14) і ? напруги на вході і виході еквівалентного чотирьохполюсника. З урахуванням того, що (відповідно до правил вимірювання струмів і напруг на виводах чотирьохполюсника), після рішення системи рівнянь (14) легко отримуються всі необхідні величини.

Напруга на виводах приймальної котушки:

(15)

Потужність при навантаженні:

(16)

Активна потужність при навантаженні:

(17)

Напруга на виводах випромінюючої котушки:

(18)

Активна випромінювана потужність:

(19)

Коефіцієнт корисної дії:

(20)

З (16), прирівнявши нулю похідну по величині і розв'язавши дане рівняння отримаємо вираз для оптимальної величини навантаження:

(21)

звідки після підстановки в (16) отримаємо вираз для максимальної величини потужності при навантаженні:

(22)

Для визначення потенційних можливостей системи черезшкірного живлення був проведений розрахунок конструкції, в якій відсутній електропровідний корпус приладу (провідність). Задамо такі геометричні параметри системи:

· Внутрішній радіус передавальної котушки мм;

· Число витків передавальної котушки ;

· Ширина січення області витків передавальної котушки мм;

· Висота січення області витків передавальної котушки мм;

· Відстань від передавальної котушки до межі поділу середовищ мм;

· Внутрішній радіус приймальної котушки мм;

· Число витків приймальної котушки ;

· Ширина січення області витків приймальної котушки мм;

· Висота січення області витків приймальної котушки мм;

· Відстань від приймальної котушки до межі поділу середовищ мм;

· Частота збудження кГц.

Результати розрахунку (з урахуванням активних опорів обмоток, які були прийняті рівними 0,5 Ом):

,

По формулі (22) при струмі котушки збудження A отримуємо потужність при навантаженні Вт.



Висновки

У процесі виконання роботи, було спроектовано селектор діапазону адрес, заданих 8-ми розрядним кодом, на виході якого має бути сформована логічна одиниця, при наявності на його вході, будь-якої адреси із заданого діапазону. А також нестандартний лічильник з програмованим режимом роботи, що працює з кодом 8421, та модулем рахування 10.

Для мінімізації функцій використано інструмент Logic Converter,програми Multisim.

Для практичної реалізації даної схеми, використовуємо ТТЛ логіку серії SN74. Конструювання схем електричних принципових, здійснено за допомогою програми Multisim.

Перелік використаної літератури

1. Методичні вказівки методичні вказівки до курсового проекту з дисципліни “ основи побудови і застосування біотехнічних та медичних електронних апаратів “ для студентів спеціальності 7.091002 “Біотехнічні та медичні апарати і системи” - Тернопіль, ТНТУ ім. Івана Пулюя, 2003 р.;

2. Робоча програма з дисципліни “ основи побудови і застосування біотехнічних та медичних електронних апаратів“ для студентів спеціальності 7.0911002 “Біотехнічні та медичні апарати і системи” - Тернопіль, ТДТУ ім. Івана Пулюя, 2003

Размещено на Allbest.ru

...