Результат интеллектуальной деятельности: УСТРОЙСТВО ДЛЯ ДИСТАНЦИОННОЙ РЕГИСТРАЦИИ ПРОЦЕССОВ СЕРДЦЕБИЕНИЯ И ДЫХАНИЯ ПАЦИЕНТА

Изобретение относится к области медицинской техники и может быть использовано в различных направлениях медицины для дистанционной и бесконтактной регистрации процессов сердцебиения и дыхания пациента.

Применение данного устройства в медицинской практике имеет ряд преимуществ по сравнению с известными приборами для регистрации ритмов сердцебиения и дыхания пациента.

В первую очередь заявленное устройство обеспечивает бесконтактность измерений и может быть использовано в тех случаях, когда определение ритмов пульса и дыхания пациента контактным методом затруднительно или невозможно ввиду какой-либо травмы или ожога поверхности тела, а также из условий комфортности пациента.

Помимо этого, применение предлагаемого устройства не требует неподвижного положения пациента во время процесса измерений, а позволяет надежно регистрировать ритмы сердцебиения и дыхания даже движущегося пациента.

В настоящее время известно несколько типов устройств, решающих задачу бесконтактной регистрации сердечного и дыхательного ритмов.

Известно устройство для дистанционной регистрации пульса и дыхания [1], основанное на контроле изменений интенсивности принятого сигнала под действием дыхательной и сердечной деятельностей. Устройство содержит оптические излучатель и приемник, а также фильтры для разделения дыхательной и сердечной составляющих принятого сигнала.

Недостатками данного устройства являются низкая помехозащищенность и малое процентное изменение интенсивности принятого сигнала под влиянием дыхательной и сердечной деятельностей.

Известно устройство для дистанционной регистрации ритмов сердцебиения и дыхания, основанное на облучении участка тела пациента КВЧ-сигналом, регистрации и разложении сигнала на квадратурные составляющие [2].

Недостатком данного устройства является крайне низкая чувствительность способа регистрации доплеровского сдвига частот при работе с КВЧ-излучением, которая на несколько порядков ниже, чем относительная нестабильности частоты генератора КВЧ-излучения.

Также известно устройство для дистанционного мониторинга дыхания и сердцебиения [3], основанное на радиолокации сверхширокополосным сигналом пациента и обработке принятого сигнала с выделением дыхательной и сердечной составляющих.

Недостатком данного устройства является низкая помехозащищенность и малая чувствительность, что потребовало использования малошумящих усилителей. Помимо этого данное устройство является источником серьезных электромагнитных помех другому медицинскому радиоэлектронному оборудованию из-за своей сверхширокополосности, что недопустимо в стационарных лечебных учреждениях.

Наиболее близким к заявляемому устройству является устройство для дистанционной диагностики процессов дыхания и сердцебиения [4], основанное на облучении участка тела пациента ультразвуковым сигналом, длина волны которого соизмерима с амплитудой смещения поверхности тела, дистанционном измерении и последующем спектральном анализе малых смещений поверхности тела объекта под влиянием дыхания и сердцебиения.

Один из недостатков данного устройства связан с нестабильностью частоты опорного генератора, что вызывает паразитный фазовый сдвиг, сдвинутого во времени отраженного сигнала. Так как в предложенном устройстве длина волны ультразвуковых колебаний должна быть соизмерима с амплитудой смещения поверхности тела пациента и получения при этом фазового сдвига в пределах 360°, максимальная частота ультразвукового излучения должна быть:

,

где l - амплитуда колебаний участка тела пациента (до 15 мм), с - скорость распространения излучения (330 м/с);

Следовательно, нужная частота перемещается в звуковой диапазон. При этом излучатель будет издавать неприятный для человеческого слуха высокочастотный звук, который может вызывать существенный дискомфорт при длительных измерениях.

Паразитный фазовый сдвиг можно вычислить по формуле:

,

где f_Г - частота колебаний генератора (11 кГц), η - нестабильность частоты генератора (10^-4), L - расстояние до участка тела пациента (1 м);

При увеличении расстояния от излучателя до пациента и нестабильности частоты опорного генератора паразитный фазовый сдвиг может оказывать существенное влияние на регистрацию малых фазовых сдвигов, связанных с работой сердца. Приходится использовать специальные методы стабилизации частоты, вплоть до кварцевой.

Другим недостатком данного устройства является непрерывность излучения ультразвука, что потребовало использования двух акустических преобразователей (излучателя и приемника), и соответственно проникновение излучения непосредственно из излучателя в приемник. Помимо этого из-за широкой диаграммы направленности преобразователей, работающих на столь низкой частоте излучения, за счет отражения излучения от неподвижных участков тела пациента и посторонних объектов возникают паразитные составляющие сигнала, которые суммируются с полезным акустическим сигналом на входе приемника и заметно понижают чувствительность устройства.

Еще одним недостатком данного устройства является возникновение неоднозначности измерений при движениях объекта и соответственно амплитуде колебаний выше длины волны излучения, что накладывает жесткие ограничения на перемещения пациента.

Предлагаемое изобретение направлено на создание надежного способа дистанционной и бесконтактной регистрации процессов сердцебиения и дыхания пациента, обладающего намного большей чувствительностью и помехозащищенностью, чем аналоги, а также возможностью регистрации колебаний участка тела в широком диапазоне амплитуд.

Решение поставленной технической задачи обеспечивается тем, что устройство для дистанционной регистрации процессов сердцебиения и дыхания пациента, содержащее в передающей части последовательно соединенные генератор, усилитель мощности и излучатель, а в приемной части - узкополосный усилитель, измеритель фазового сдвига и блок выделения дыхательной и пульсовой составляющих, в передающей части снабжено вторым генератором другой частоты и сумматором сигналов обоих генераторов, подключенным выходом через ключ и усилитель мощности к излучателю, который одновременно является и приемником отраженного сигнала. При этом в приемной части устройство снабжено первым детектором, вход которого подключен к выходу узкополосного усилителя, а в передающей части дополнительно снабжено последовательно соединенными вторым детектором, подключенным к выходу сумматора, первым экстрематором и формирователем стробов, соединенным с входом управления ключа, а также в приемной части дополнительно снабжено измерителем временных интервалов, подключенным первым входом к выходу формирователя стробов, вторым входом к выходу первого детектора и счетным входом к выходу первого экстрематора, а выходом к первому входу блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих, при этом выходы обоих детекторов подключены к измерителю фазового сдвига, соединенному с вторым входом блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих.

При этом измеритель фазового сдвига снабжен двумя АЦП, подключенными к выходам детекторов, первым умножителем кодов обоих АЦП, вторым экстрематором, вход которого соединен с выходом первого детектора, цифровым интегратором, вход данных которого подключен к выходу первого умножителя кодов, а входы управления соединены с выходами обоих экстрематоров, при этом выход цифрового интегратора соединен с вторым входом блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих. Блок выделения дыхательной и пульсовой составляющих снабжен задатчиком масштаба и вторым умножителем кодов, к входам которого подключены выходы задатчика масштаба и измерителя временных интервалов, а также последовательно соединенными сумматором кодов и блоком фильтрации процессов сердцебиения и дыхания, причем к входам сумматора кодов подключены измеритель фазового сдвига и второй умножитель кодов.

Дистанционная регистрация процессов дыхания и сердечной деятельности пациента согласно предлагаемому изобретению осуществляется с помощью устройства, функциональная схема которого представлена на фиг.1. Функциональная схема блока измерения фазового сдвига представлена на фиг.2. Функциональная схема блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих представлена на фиг.3. Временные диаграммы, поясняющие работу генераторов и сумматора, представлены на фиг.4. Временные диаграммы, поясняющие процедуру измерения временных интервалов, представлены на фиг.5. Временные диаграммы, поясняющие процедуру вычисления фазового сдвига, представлены на фиг.6. Схемы экстрематора и формирователя стробов изображены на фиг.7 и 8.

Устройство содержит генераторы 1 и 2, сумматор 3, ключ 4, усилитель мощности 5, излучатель (ультразвуковой преобразователь) 6, второй детектор 7, первый экстрематор 8, формирователь стробов 9, узкополосный усилитель 10, первый детектор 11, измеритель фазового сдвига 12, измеритель временных интервалов 13, блок выделения дыхательной и пульсовой составляющих 14, выход сигнала дыхания 15 и выход сигнала сердцебиения 16. Измеритель фазового сдвига содержит АЦП 17 и 18, второй экстрематор 19, первый умножитель кодов 20, цифровой интегратор 21. Блок выделения дыхательной и пульсовой составляющих содержит задатчик масштаба 22, второй умножитель кодов 23, сумматор кодов 24 и блок фильтрации 25.

Устройство работает следующим образом.

Генератор 1 вырабатывает сигнал, соответствующий выражению:

x₁(t)=A₁sin(2πf₁·t),

где A₁ и f₁ - амплитуда и частота колебаний на выходе первого генератора.

Генератор 2 вырабатывает сигнал, соответствующий выражению:

х₂(t)=A₂sin(2πf₂·t),

где А₂ и f₂ - амплитуда и частота колебаний на выходе второго генератора. Выходные колебания генераторов суммируются с помощью сумматора 3. На выходе сумматора при А₁=А₂=А образуется сигнал биений двух частот вида (см. фиг.4):

,

который через ключ 4 и усилитель мощности 5 поступает на излучатель (ультразвуковой преобразователь) 6, где преобразуется в ультразвуковой импульсный сигнал, который облучает участок тела пациента.

Помимо усилителя мощности 5, сигнал с выхода сумматора 3 поступает на второй детектор 7, где выделяется его огибающая x_П(t). Моменты минимумов огибающей выделяются с помощью первого экстрематора 8, который соединен с формирователем стробов 9, где из импульсов x_Э(t), соответствующих минимумам огибающей, образуется строб-импульс x_Ф(t), управляющий ключом 4, открывая его на время передачи сигнала биений. Пример схемы простейшего экстрематора, работающего на основе пикового детектора с закрытым входом на база-эмиттерном переходе транзистора, представлен на фиг.7. На фиг.8 представлен пример схемы формирователя стробов, с помощью которой ключ открывается на время передачи трех периодов биений, а закрывается на тринадцать периодов.

Импульсный ультразвуковой сигнал, отраженный от участка тела пациента, попадает обратно в излучатель (ультразвуковой преобразователь) 6, где преобразуется в электрическое напряжение, которое усиливается и фильтруется от помех с помощью узкополосного усилителя 10 с ограничителем перегрузок на входе. Огибающая отраженного сигнала x_О(t) выделяется с помощью первого детектора 11.

Помимо входа управления ключом 4, сигнал x_Ф(t) с выхода формирователя стробов 9 поступает на вход запуска измерителя временных интервалов 13. Измеритель временных интервалов подсчитывает количество импульсов на выходе первого экстрематора 8 от момента появления сигнала x_Ф(t) до момента появления положительного сигнала на выходе первого детектора 11 (см. фиг.5). В результате на выходе измерителя временных интервалов образуется код N_ГРУБО, соответствующий удвоенному расстоянию до участка тела пациента в эквиваленте целых полудлин волн сигнала биений. Таким образом, код N_ГРУБО соответствует количеству изменений фазы переданного сигнала на 180° в течение времени прохождения эхосигнала от излучателя (ультразвукового преобразователя) 6 до участка тела пациента и обратно.

Сигналы с выходов первого 11 и второго 7 детекторов поступают на входы измерителя фазового сдвига 12.

В измерителе фазового сдвига 12 АЦП 17 и 18 преобразуют напряжения с выходов первого 11 и второго 7 детекторов в массив цифровых кодов, поступающих на входы данных первого умножителя кодов 20. При этом минимум сигнала огибающей на выходе первого детектора 11 выделяется с помощью второго экстрематора 19. Код с выхода первого умножителя кодов 20 поступает на вход данных цифрового интегратора 21. Сигналы с выходов обоих экстрематоров управляют процессом интегрирования по времени.

Цифровой интегратор 21 работает следующим образом (см. фиг.6). В момент времени t₀ на входе АЦП 17 появляется сигнал x_О(t). После чего начинается ожидание минимума огибающей переданного сигнала x_Э(t). После поступления импульса x_Э(t) с выхода первого экстрематора 8 в момент времени t₁ начинается интегрирование массива кодов с выхода первого умножителя кодов 20 до момента t₂, когда появится сигнал на выходе второго экстрематора 19, сигнализирующий о минимуме огибающей на выходе детектора 11. В момент t₂ заканчивается накопление первого интеграла S₁.

После этого начинается накопление нового интеграла. Массив кодов с выхода первого умножителя кодов 20 интегрируется до момента t₃, когда с первого экстрематора 8 придет новый импульс, сигнализирующий о минимуме огибающей переданного сигнала. В момент времени t₃ заканчивается накопление второго интеграла S₂. После этого происходит получение разностного кода N_ТОЧНОi=S₁-S₂, соответствующего текущему фазовому сдвигу между огибающими переданного и отраженного сигналов, освобожденному от помех. Затем процесс измерения фазового сдвига повторяется. Количество повторений процесса измерения фазового сдвига будет равно K-1, где K - количество переданных периодов биений, определяемое длительностью строба x_Ф(t).

При фазовом сдвиге <90° код N_ТОЧНОi будет отрицательным (см. фиг.6,а), при фазовом сдвиге, равном 90°, код N_ТОЧНОi будет равен 0 (см. фиг.6,б), а при фазовом сдвиге >90° код N_ТОЧНОi будет положительным (см. фиг.6,в).

По истечении K-1 измерений вычисляется среднее значение разностного кода, равное:

.

Коды и N_ГРУБО поступают на входы блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих 14, который работает следующим образом. Код N_ГРУБО с помощью второго умножителя кодов 23 перемножается с константой, сформированной задатчиком масштаба 22 и соответствующей максимально возможному коду , т.е. сдвигу фаз в 180°. Код с выхода второго умножителя кодов 23 суммируется с кодом посредством сумматора кодов 24. Массив суммарных кодов, соответствующий перемещениям участка тела пациента, поступает на блок фильтрации 25, где выделяются массив кодов N_Д, соответствующий дыхательной деятельности, и массив кодов N_C, соответствующий сердечной деятельности пациента, которые поступают на выходы сигналов дыхания 15 и сердцебиения 16. В простейшем случае блок фильтрации 25 представляет собой [1] фильтр нижних частот с частотой среза порядка 10 Гц, выход которого подключен ко входам фильтра верхних частот (ФВЧ) и другого фильтра нижних частот (ФНЧ), частоты среза которых 0,6 Гц и 0,5 Гц, соответственно. Первый ФНЧ избавляет сигнал от помех, не связанных с физиологией пациента. ФВЧ выделяет из оставшегося сигнала пульсовую составляющую, а второй ФНЧ выделяет дыхательную составляющую.

В более сложном случае полосы фильтрации могут быть адаптивными, отслеживающими текущие значения ритмов пульса и дыхания, учитывая их сравнительно медленные изменения.

Литература

1. Е.М. Прошин, Е.М. Григорьев, С.Г. Гуржин, В.Г. Кряков, О.В. Кирьяков. Методы и технические средства оперативной диагностики, синхронизации и биотехнической обратной связи в комплексной магнитотерапии // в кн.: Комплексная магнитотерапия. - Москва: «Радиотехника», 2010, с.155-157.

2. Патент РФ №2053706, A61B 5/02, 1996.

3. Патент РФ №2392852, A61B 5/08, A61B 5/0205, G01S 13/00, 2010.

4. Патент РФ №2108061, A61B 5/08, H04B 11/00, 1998.