Имплантируемый кардиомонитор
IMPLANTABLE HEART MONITOR

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к электрокардиографии, т.е. ЭКГ, и используется для контроля за состоянием сердечной деятельности (запись электрокардиограммы).  Имплантируемый кардиомонитор - миниатюрный автономный прибор, который имплантируется под кожу грудной клетки пациента и позволяет проводить непрерывный мониторинг электрической активности сердца (регистрировать электрокардиограмму)  для автоматической детекции и записи приступов аритмий пациента в течение длительного времени. Кардиомонитор предназначен для работы в автоматизированной системе оперативного врачебного контроля.
Существует значительное число конструкций имплантируемых кардиомониторов, обеспечивающих  непрерывный мониторинг  электрической активности сердца с автоматической регистрацией данных.
Известен  имплантируемый кардиомонитор предназначен для обнаружения как аритмий, так и ишемии сердца человека. Монитор включает в себя подкожные электроды для установления электрического контакта с сердцем и усилитель считывания, подключенный к каждому электроду, для создания электрокардиограммы сердечных сокращений, регистрируемых на каждом из электродов. Электрокардиограммы оцифровываются, и их цифровые образцы сохраняются в памяти. Микропроцессор обрабатывает цифровые образцы электрокардиограмм и генерирует характеристические данные, указывающие на физиологию сердца. Кардиомонитор включает в себя телеметрию, позволяющую опрашивать сердечные данные за пределами пациента для получения сгенерированных сердечных данных, указывающих на аритмические и ишемические эпизоды (US 5313953).
Известен имплантируемый кардиомонитор, который  собирает ЭКГ пациента и информацию о состоянии устройства, включая информацию об интервале сердечных событий, о том, почему терапия применялась или не применялась, и реакции пациента на терапию в связи с эпизодом аритмии и сопоставляет эту информацию в базе данных, которые сохранены для последующей телеметрической передачи на внешний инструмент или могут быть переданы в реальном времени на внешний инструмент. Данные декодируются и анализируются внешним прибором для представления лечащему врачу в коррелированном по времени формате (US 5669391).
Известен имплантируемый кардиомонитор, включающей в себя корпус, электронную схему для управления одним или несколькими из следующих элементов: управление питанием, процессор (блок обработки), информационная память и схема управления, считывание и моделирование вывода. Система также включает в себя диагностическое и лечебное программное обеспечение для диагностики проблем со здоровьем, диагностики механических проблем, определения результатов терапии и управления показателями здоровья пациента с течением времени, систему электропитания, включающую как минимум одну перезаряжаемую батарею, систему подзарядки c внешними контактами, систему сигнализации (или оповещения) с приемо-передатчиком  для информирования пациента и  доставки сигнала электрокардиограммы от сердца к программному  устройству (US 9907972, прототип).
Недостатком этих известных устройств является повышенное энергопотребление приемо-передатчика  кардиомонитора во время связи с внешним  стационарным  программным устройством, приводящее к сокращению времени их непрерывной службы. Для увеличения срока службы кардиомонитора, как правило,  необходимо  увеличением емкости батареи питания. Такие источники питания увеличивают габариты и массу устройств. В иных случаях   необходимо предусматривать возможность  смены батареи и/или  контактного проводного механического соединения аккумуляторной батареи с источником электроэнергии для ее подзарядки.
Технической проблемой, разрешаемой настоящим изобретением, является  обеспечение компенсации энергозатрат кардиомонитора без расходования заряда батареи во время связи с внешним  стационарным  программным устройством и пультами дежурной службы  медпомощи.
Технический результат, обеспечивающий разрешение указанной проблемы  заключается в обеспечении беспроводной передачи питающей энергии для обеспечения энергопотребления аппаратуры кардиомонитора от внешнего источника  с помощью электромагнитных волн во время  связи с программным устройством (программатором-кардиографом) за счет беспроводной передачи кардиомонитору питающей энергии (WPC) - Wireless Power Consortium - от внешнего радиочастотного приемо-передатчика, при которой  формируемое внешней передающей катушкой индуктивности переменное магнитное поле вызывает индукционный ток через имплантируемую приемную катушку. Это позволяет запитывать имплантируемый кардиомонитор,  как периодически от батареи  BT1, так и непрерывно от катушки L1 беспроводной передачи питающей энергии  WPC.  Тем самым существенно снижается расход энергии встроенной батареи. Одновременно возможно уменьшение габаритов, энергопотребления и тепловыделения, снижение уровня вносимых источником питания помех.
Сущность изобретения заключается в том, что имплантируемый  кардиомонитор содержит корпус,  информационную память и схему  управления  с    контроллером,  имеющим  диагностическое   программное обеспечение,  постоянное запоминающее устройство, оперативную  память, таймер,   а также  средства  электропитания, включающую, по меньшей мере,  одну  батарею, систему компенсации энергозатрат, приемо-передатчик  для  связи  с  внешним  стационарным  программным устройством, при этом система компенсации энергозатрат выполнена  в  виде герметично встроенного в корпус  кардиомонитора  приемного  модуля беспроводной передачи питающей энергии,  имеющего  инвертор и  приемную  катушку индуктивной связи,  соединенную через  этот  инвертор с внутренней,   и   выполненного с возможностью  приема  электропитания через  указанную приемную  катушку от  передающей катушки   внешнего беспроводной передачи питающей энергии.
Предпочтительно, приемный  модуль беспроводной передачи питающей энергии содержит последовательно соединенные приемную  катушку, диодный  выпрямитель,  регулирующий транзистор и ключ, выход которого соединен  с положительным электродом  батареи и является выходом питающего напряжения,  шесть конденсаторов и операционный сравнивающий усилитель, при этом третий  конденсатор  подключен параллельно  выводам приемной  катушки,  один из выводов первого, второго, четвертого, пятого и шестого конденсаторов, соединены с общей шиной, второй вывод четвертого конденсатора  подключен к входу регулирующего транзистора, выход которого соединен с объединенными вторыми выводами пятого и шестого конденсаторов  и  является выходом  питающего напряжения,   причем параллельно регулирующему транзистору подключен операционный сравнивающий усилитель, выход которого подключен к управляющему входу регулирующего транзистора, а управляющий вход ключа является входом управления  приемного  модуля.
Предпочтительно, передающий модуль беспроводной передачи питающей энергии содержит  сопротивление для подбора добротности передающей катушки,  генератор прямоугольных импульсов, два включенных в противофазе ключа,  фильтр электромагнитной совместимости, согласующую цепь,  детектор нагрузки  и делитель напряжения радиопомех, включающий три емкости.
На фиг. 1  изображена блок-схема имплантируемого кардиомонитора в части беспроводной передачи питающей энергии (WPC), на фиг.2 – схема электрическая принципиальная  беспроводной передачи питающей энергии (WPC).
Имплантируемый кардиомонитор содержит:  корпус,  информационную память и схему  управления  с    контроллером,  имеющим  диагностическое   программное обеспечение,  постоянное запоминающее устройство, оперативную  память, таймер,   а также  средства  электропитания, включающую, по меньшей мере,   одну  встроенную перезаряжаемую или неперезаряжаемую батарею (BT1),  систему компенсации энергозатрат, и приемо-передатчик  для  связи  с  внешним  стационарным  программным устройством.
Система компенсации энергозатрат  выполнена  в  виде герметично встроенного в корпус  кардиомонитора  приемного  модуля (приемник WPC) беспроводной передачи питающей энергии,  имеющего  инвертор (AC/DC)  и  приемную  катушку (L2)   индуктивной связи,  соединенную через  этот  инвертор (AC/DC) с внутренней  подсистемой электропитания кардиомонитора (WKUP+ON PWR+PWR System),  и   выполненного с возможностью  приема  электропитания через  указанную приемную  катушку (L2)    от  передающей катушки   (L1)   внешнего передатчика  (передатчик WPC) беспроводной передачи питающей энергии.
Приемный  модуль (приемник WPC) беспроводной передачи питающей энергии содержит последовательно соединенные приемную  катушку (L2), диодный  выпрямитель (D1),  регулирующий транзистор (Q3)  и ключ (Q4), выход которого соединен  с положительным электродом перезаряжаемой батареей (BT1) и является выходом (PWR System) питающего напряжения,  шесть конденсаторов (C4, C5,C6, C7, C8, C9) и операционный сравнивающий усилитель (S1). При этом третий  конденсатор (C5) подключен параллельно  выводам приемной  катушки (L2),  один из выводов первого, второго, четвертого, пятого и шестого конденсаторов (C4, C6, C7, C8, C9), соединены с общей шиной (землей), второй вывод четвертого конденсатора (C7) подключен к входу регулирующего транзистора (Q3) , выход которого соединен с объединенными вторыми выводами пятого и шестого конденсаторов (C8, C9)  и  является выходом (WKUP) питающего напряжения.  Причем параллельно регулирующему транзистору (Q3). подключен операционный сравнивающий усилитель (S1), выход которого подключен к управляющему входу регулирующего транзистора (Q3), а управляющий вход ключа (Q4) является входом управления (ON PWR) приемного  модуля.
Передающий модуль беспроводной передачи питающей энергии (WPC) содержит  сопротивление (R1) для подбора добротности передающей катушки (L1),  генератор (G1) прямоугольных импульсов, два включенных в противофазе ключа (Q1, Q2),  фильтр электромагнитной совместимости (ЭМС фильтр) выполненный с возможностью  снижения высокочастотных помех, согласующую цепь,  выполненную с возможностью  предотвращения появления стоячих волн, детектор нагрузки выполненный с возможностью  обеспечения  включения  питания узлов от приемной  катушки   только при задействовании  приемо-передатчика) и делитель напряжения радиопомех, включающий три емкости (C1, C2, C3).
Имплантируемый кардиомонитор используется  следующим образом.
Кардиомонитор имплантируется под кожу пациента в медицинском учреждении. При работе кардиомонитора сигналы с  электродов  кардиомонитора  поступают в электронную схему (не изображена)   для преобразования, обработки, фильтрации, хранения в соответствие со встроенным алгоритмом, в соответствующем формате. В определенные периоды времени (периодически  или по окончанию сессии)  или непрерывно информация (электрокардиограмма, т.е. ЭКГ)  передается  в приемо-передатчик, осуществляющий   беспроводную связь с   внешним  стационарным  программным устройством  (компьютер врача-диагноста, устройство  печати,  облачный сервер и т.д.).  Во время связи с внешним  программным устройством имеет  место  повышенное энергопотребление, т.е.  к  привести к быстрому расходованию заряда батареи (BT1), представляющей собой, как правило, химический источник тока.
Во избежание внезапного прерывания  работы кардиомонитора система подзарядки  приемного  модуля  (приемник WPC) осуществляет беспроводную передачу питающей энергии  от   приемной  катушки (L2)   индуктивной связи  через  инвертор (AC/DC) к внутренней подсистеме электропитания кардиомонитора (WKUP+ON PWR+PWR System).  Приемная  катушка (L2)   принимает энергию магнитного поля, генерируемую  передающей катушкой   (L1)   внешнего передатчика.
Поскольку затухание магнитного поля гораздо сильнее, чем электрического, данный способ применим только для зарядки на небольшом расстоянии. Но данный способ зарядки безопасен, что позволяет широко его использовать.  Индуктивная связь передающей катушки   (L1)   и приемной  катушки (L2)   основана на явлении электромагнитной индукции.  Индуктивная передача мощности (IPT) происходит, когда первичная передающая катушка   (L1)  передатчика WPC генерирует изменяющееся магнитное поле, которое проходит через вторичную приемную  катушку (L2)    приемника WPC.
Переменное магнитное  поле индуцирует напряжение/ток во вторичной приемной катушке (L2)    приемника.
Рабочая частота индуктивной связи обычно находится в диапазоне нескольких килогерц. Для повышения эффективности зарядки вторичная приемная  катушка (L2)     должна быть настроена на рабочую частоту.
Добротность такой системы обычно имеет низкие значения (например, ниже 10), поскольку передаваемая мощность быстро снижается при повышении добротности. Из-за этого  эффективное зарядное расстояние WPC обычно не превышает 20 см.     На добротность влияет самоиндуктивность, сопротивление и внутренняя частота, которые,  в основном, зависят от применяемых материалов. Использование сопротивления (R1) для подбора добротности передающей катушки (L1)    может обеспечить увеличение этого расстояния до 0,5 – 1 м.
Процесс передачи энергии происходит следующим образом. Переменный ток передается на  генератор (G1) прямоугольных импульсов, поступающих на два параллельно включенных в противофазе ключа (Q1, Q2),  фильтр электромагнитной совместимости (ЭМС фильтр) осуществляет   снижение  высокочастотных помех, причем  согласующая  цепь предотвращает  появление стоячих волн.  Детектор нагрузки обеспечивает   включение  питания узлов кардиомонитора  от приемной  катушки   (L2)     только при задействовании  радиочастотного приемо-передатчика.
Таким образом, генератор G1 вырабатывает прямоугольные импульсы для управления мостовыми ключами Q1 и Q2, управляемые в противофазе друг к другу.
Затем с помощью ЭМС фильтра происходит преобразование напряжение-частота, после которого на выходе согласующей цепи получается переменный ток высокой частоты. Проходя через катушку L1, переменный ток формирует магнитное поле, которое взаимодействует с катушкой приемника через воздушный зазор и возбуждает переменный ток высокой частоты в приемнике.
Емкости C1, C2 и С3 соединены последовательно друг другу  в цепь,   параллельную катушке L1 и согласующей цепи,  при этом  емкость С2 –  включена  параллельно детектору нагрузки.
Емкости C1, C2 и С3 выполняют функцию делителя напряжения радиопомех. Измеряя напряжение на емкости C2, детектируется наличие нагрузки путем сравнивания эталонного сигнала с итоговым на катушке  L1. Добротность катушки определяется соотношением:
где f - рабочая частота, L - индуктивность катушки, R – сопротивление (диссипативные потери в  феррите, окружающих материалах, проводе катушки, включая потери из-за вихревых токов и омические потери на соединениях).
Как видно из приведенного соотношения, с помощью сопротивления R1 может быть подобрана оптимальная добротность катушки  L1.
Генерируемое на передатчике WPC магнитное поле через катушку L1 улавливается катушке  L2  приемника WPC, поскольку,  проходя через катушку L1, переменный ток формирует магнитное поле, которое взаимодействует с катушкой L2  приемника через воздушный зазор и возбуждает переменный ток высокой частоты в катушке L1 приемника WPC.
Далее в приемнике WPC происходит обратный процесс преобразования: переменный ток выпрямляется, затем происходит уменьшение полученного напряжения для получения тока, пригодного для питания при работе кардиомонитора и/или зарядки  батареи BT1.
Для этого электродвижущая сила (ЭДС), возникающая  в катушке L2, проходит через  фильтр, выпрямляется с помощью диодного выпрямителя (D1) и детектируется операционным усилителем (S1) на емкости C7.
Усилитель S1 открывает ключ Q3 и начинает накапливать энергию на емкостях С8 и С9.
При  преодолении  порога 2,8В ± 0,2В происходит пробуждение контроллера через контакт  pin WKUP (в случае если тот находится в глубоком сне).  Контроллер   производит  коммутацию  средств   электропитания  кардиомонитора с приемником  WPC .
Излишки накопленной энергии на емкостях С8 и С9, через встроенный диод в ключ Q4 начинают протекать через контакт  PWR System  в систему питания приемо-передатчика  имплантируемого кардиомонитора.
При этом ключ Q4 выполняет роль диода, который препятствует утечке тока с батареи  BT1 в приемник WPC на емкости С8 и С9.
C8, C9
BT1
При достаточном напряжении,  накопленном  на C8 и C9, например, U > U,  ключ Q4 может быть открыт.
При этом операционный усилитель S1 выполняет роль регулятора напряжения заряда емкостей C8 и С9.
Данная схема позволяет запитывать имплантируемый кардиомонитор,  как периодически от батареи  BT1, так и непрерывно от катушки L1 беспроводной передачи питающей энергии  WPC  и не влияет на качество связи  с  внешним  стационарным  программным устройством, а также связи  передатчика и приемника WPC.
В моменты высокого потребления кардиомонитор  питается  через средства беспроводной передачи питающей энергии  WPC, чем резко экономится энергия внутренней батареи BT1. Т.е. здесь именно компенсация энергозатрат при работе радиочастотного приемо-передатчика.
Тем самым разрешается проблема обеспечения пика потребления при передаче данных на компьютер за счет «подпитки» (подзарядки) устройства по беспроводному каналу (технология wpc) во время работы радиочастотного приемо-передатчика. Это обеспечивает долгосрочное функционирование имплантируемого кардиомонитора, сохранение габаритов и массы.
В результате использования настоящего изобретения обеспечивается  безопасная беспроводная передача питающей энергии для обеспечения компенсации энергопотребления аппаратуры кардиомонитора от внешнего источника  с помощью электромагнитных волн во время  связи с программным устройством (программатором-кардиографом) за счет беспроводной передачи кардиомонитору питающей энергии (WPC) - Wireless Power Consortium - от внешнего радиочастотного приемо-передатчика, при которой  формируемое внешней передающей катушкой индуктивности переменное магнитное поле вызывает индукционный ток через имплантируемую приемную катушку. Тем самым,  существенно снижается расход энергии встроенной батареи. Одновременно возможно уменьшение габаритов, энергопотребления и тепловыделения, снижение уровня вносимых   помех.