Результат интеллектуальной деятельности: СПОСОБ РЕГИСТРАЦИИ ДЫХАТЕЛЬНЫХ ЗВУКОВ НА ПОВЕРХНОСТИ ГРУДНОЙ КЛЕТКИ И КОМБИНИРОВАННЫЙ ПРИЕМНИК ДЛЯ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ СПОСОБА

Изобретение относится к медицине, а именно к аускультации легких, и может быть использовано в пульмонологии для исследования звуков и шумов легких.

Регистрируемые в диагностических целях на поверхности грудной клетки дыхательные звуки обычно лежат в диапазоне частот от 70-80 Гц до примерно 1000 Гц. Однако их качественная регистрация представляет известную проблему. В настоящее время для регистрации дыхательных звуков используются 3 типа контактно устанавливаемых на поверхность тел акустических датчиков:

- акселерометры (п. РФ №206204, МПК А61В 7/04; Бухман Е.В., Гершман С.Г., Свет В.Д., Яковенко Г.Н. Спектральный анализ поверхностных акустических колебаний на теле человека // Акустический журнал, 1995, т.41, №1, С.50-58; Коренбаум В.И., Нужденко А.В., Тагильцев А.А., Костив А.Е. Исследование прохождения сложных звуковых сигналов в дыхательной системе человека // Акустический журнал. 2010, т.56. №4. С.537-544);

- микрофоны со стетоскопической насадкой (Kraman S.S., Wodicka G.R., Pressler G.A., Pasterkamp H. Comparison of lung sound transducers using a bioacoustic transducer testing system // J Appi Physiol. 2006. V.101, №2; P.469-476, Murphy R.L., Vyshedskiy A., Power-Charnitsky V.A., Bana D.S., Marinelli P.M., Wong-Tse A., Paciej R. Automated lung sound analysis in patients with pneumonia // Resp.Care. 2004. V.49. №12. P.1490-1497; Коренбаум В.И., Тагильцев А.А., Костив А.Е., Горовой С.В., Почекутова И.А., Бондарь Г.Н. Акустическая аппаратура для исследования дыхательных звуков человека // Приборы и техника эксперимента, 2008. Т.51, №2, С.147-154);

- и так называемые контактные датчики (Gavriely N., Nissan M., Rubin А.Н., Cugell D.W. Spectral characteristics of chest wall breath sounds in normal subjects // Thorax. 1995. V.50, P.1292-1300; Артемьев A.M., Макаренков А.П., Макаренкова А.А. Исследование эффективности электроакустических преобразователей электронных стетофонендоскопов // Акустичний висник. 2009. т.12, №1, С.3-10), в которых чувствительный пьезопреобразователь размещен между поверхностью грудной клетки и массой корпуса.

Каждый из этих типов датчиков обладает определенными достоинствами. Однако все они подвержены воздействию помех, к числу основных из которых относятся внешние акустические шумы и контактные вибрационные воздействия, определяемые сокращением дыхательной мускулатуры, а при ручном удержании и колебаниями руки оператора, удерживающего датчик.

Наиболее оптимальными для регистрации дыхательных шумов считаются датчики, содержащие жесткую стетоскопическую насадку, чаще всего конического профиля, в горловине которой установлен микрофон (Коренбаум В.И., Тагильцев А.А., Костив А.Е., Горовой С.В., Почекутова И.А., Бондарь Г.Н. Акустическая аппаратура для исследования дыхательных звуков человека // Приборы и техника эксперимента, 2008. Т.51, №2, С.147-154). Тем не менее, данный прибор также подвержен воздействию обоих указанных видов помех, что ограничивает возможности его применения для регистрации дыхательных звуков на поверхности грудной клетки.

Известен помехозащищенный акустический датчик для стетоскопа, в котором для снижения уровня акустических и вибрационных помех датчик снабжают дополнительной воздушной камерой, образованной двумя коаксиальными цилиндрами разной высоты с общей плоскостью среза открытых торцов, а микрофон выполнен дифференциальным и установлен в закрытом торце меньшего цилиндра с возможностью контакта каждой стороны его мембраны соответственно с первой и второй воздушными камерами (п. РФ №2071726, МПК А61В 7/02).

Однако контактные вибрационные воздействия приводят к появлению так называемой псевдозвуковой помехи - изменение давления в камере, образованной поверхностью тела и камерами устройства, с частотой вибрационного воздействия. Подавление псевдозвуковых помех в этом случае является неполным, поскольку их уровень прямо связан с уровнем полезного сигнала, а уменьшение площади поперечного сечения второй полости приводит к дисбалансу как по полезному сигналу, так и псевдозвуковой помехе. В результате при вычитании псевдозвуковая помеха полностью не подавляется.

Для защиты от внешних акустических помех предложено техническое решение, выбранное нами в качестве прототипа, в котором описаны способ и устройство регистрации дыхательных звуков при высоком уровне внешних акустических шумов (S.B.Patel, T.F.Callahan и др. An adaptive noise reduction stethoscope f0r auscultation in high noise environments // J.Acoust.Soc.Am 103 (5), 2483-2488, 1998). С точки зрения устройства прототип содержит помимо жесткой стетоскопической насадки конического профиля, в горловине которой установлен основной микрофон, дополнительный микрофон, размещенный в корпусе датчика снаружи от стетоскопической насадки. Дополнительный микрофон не воспринимает дыхательные звуки с поверхности тела (полезный сигнал), а воспринимает только внешнюю акустическую помеху. Тогда как основной микрофон, расположенный в горловине стетоскопической насадки, воспринимает и то и другое. Система обработки данного стетоскопа включает аддитивный фильтр и сумматор. В результате за счет компенсационной обработки вычитанием отклика дополнительного микрофона из отклика основного (с определенными весовыми коэффициентами) удается ослабить воздействие внешней акустической помехи, не изменяя полезный сигнал. С точки зрения способа прототип предполагает регистрацию суммы колебательного смещения поверхности грудной клетки и звукового давления внешней акустической помехи основным микрофоном, регистрацию звукового давления внешней акустической помехи вторым микрофоном и определение разности откликов этих датчиков. В результате обеспечивается ослабление внешней акустической помехи. Однако контактные вибрационные воздействия на основной микрофон, размещенный в горловине стетоскопической насадки, приводят к появлению так называемой псевдозвуковой помехи (изменение давления в камере, образованной поверхностью тела и стетоскопической насадкой, с частотой вибрационного воздействия), которая дополнительным микрофоном не фиксируется и, следовательно, прототип от этого вида помех не защищен.

Задача, на решение которой направлено заявляемое техническое решение, состоит в повышении достоверности диагностической информации за счет увеличения помехозащищенности регистрации дыхательных звуков на поверхности грудной клетки человека путем одновременного ослабления как внешних акустических помех, так и помех, вызванных контактными вибрационными воздействиями (в том числе псевдозвуковых помех).

Поставленная задача достигается способом регистрации дыхательных звуков на поверхности грудной клетки, включающим синхронную запись колебаний поверхности грудной клетки двумя датчиками, один из которых записывает колебательное смещение, и обработки откликов этих датчиков, при этом вторым датчиком производят запись динамической силы на поверхности грудной клетки, а обработку откликов датчиков осуществляют путем дифференцирования отклика датчика колебательного смещения до отклика, пропорционального колебательной скорости, нормирования откликов колебательной скорости и динамической силы к их максимумам амплитуды, вычисления комплексного взаимного спектра между нормированными откликами колебательной скорости и динамической силы и определения вещественной части комплексного взаимного спектра этих откликов.

Поставленная задача достигается также устройством комбинированного приемника для записи дыхательных звуков на поверхности грудной клетки, содержащим корпус, жесткую стетоскопическую насадку конического профиля, два датчика, один из которых выполнен в виде микрофона и установлен в горловине насадки, и блок обработки, при этом с внешней стороны дна стетоскопическая насадка имеет плоскую кольцевую поверхность, на которой закреплен кольцевой продольно деформируемый пьезопреобразователь, тыльная сторона которого нагружена кольцевой массивной накладкой, установленной с обеспечением возможности тыльного доступа к микрофону и скрепленной с корпусом приемника, причем массивная накладка и корпус приемника отделены от механического контакта со стетоскопической насадкой, блок обработки включает дифференцирующее устройство, подключенное к выходу микрофона, а выход дифференцирующего устройства подключен к первому входу вычислителя взаимного спектра, ко второму входу которого подключены электроды пьезопреобразователя.

Для пояснения сущности заявляемого решения на Фиг.1 показано устройство комбинированного приемника, где 1 - жесткая стетоскопическая насадка, 2 - микрофон, 3 - кольцевой продольно деформируемый пьезопреобразователь, 4 - плоская кольцевая массивная накладка, 5 - корпус приемника, 6 - крышка корпуса, 7 - дифференцирующее устройство, 8 - вычислитель комплексного взаимного спектра, 9 - электрические кабели.

На Фиг.2а показан комплексный взаимный спектр (фаза - верхний рисунок, модуль - нижний рисунок) искусственного зондирующего линейно-частотного модулированного (ЛЧМ) сигнала.

На Фиг.2б показаны вещественная часть комплексного взаимного спектра шумов вдоха, полученная при использовании заявляемого решения (А), и автоспектр сигнала, полученного в соответствии с прототипом (Б).

Заявляемое техническое решение за счет предлагаемого способа регистрации дыхательных звуков на поверхности грудной клетки и используемых в приемнике датчиков двух разных типов, их специфической конфигурации размещения, позволяющих одновременно подавить и акустические помехи, и контактные вибрационные воздействия, тем самым повысить помехозащищенность регистрации дыхательных звуков на поверхности грудной клетки человека, приводит к увеличению достоверности диагностической информации.

В качестве примера осуществления заявляемого решения рассмотрим заявляемое устройство, показанное на Фиг.1. Жесткая стетоскопическая насадка 1 выполнена из эбонита. Ее внешний диаметр ⌀36 мм, диаметр отверстия в основании ⌀21 мм. В горловине насадки, имеющей посадочный диаметр ⌀10 мм, установлен электретный микрофон 2, в качестве которого использован прибор МКЭ-3 отечественного производства. Кольцевой продольно деформируемый пьезопреобразователь 3 склеен из 4 кольцевых пьезокерамических элементов ЦТС-19 с поляризацией по толщине, электрически соединенных последовательно. Фасонная кольцевая массивная накладка 4 выполнена из латуни. Корпус приемника 5 с крышкой 6 выполнены из эбонита. Общая масса приемника 160 г. Выходы обоих датчиков с помощью экранированных кабелей 9 подключены к входам компьютерной лаборатории PowerLab (ADInstruments), где и записаны их отклики на искусственный зондирующий сигнал (Фиг.2а) и шумы глубокого вдоха (Фиг.2б). Операция дифференцирования отклика микрофона 2 выполняется программно в блоке 7. Затем сигналы сохранены в виде Wave файла. Операция вычисления комплексного взаимного спектра выполняется в пакете SpectraLab (SoundTechnology Inc.) в блоке 8. Получаемый спектр отображается в виде модуля и фазы (Фиг.2а) и запоминается в виде текста. Вещественная часть комплексного взаимного спектра вычислена в программе MS Excel и отображена (Фиг.2б) в программе Microcal Origin (Microcal Software Inc.).

Для доказательства заявляемого технического результата рассмотрим особенности функционирования датчиков на поверхности грудной клетки человека.

Любой акустический датчик, обладающий массой М, устанавливается на слое мягких тканей (кожа и жировой слой), обладающих жесткостью К, и должен неизбежно иметь некоторую собственную частоту крепления (подвеса) в длинноволновом приближении колебаний резинового виброизолятора (Ляпунов В.Т., Лавендел Э.Э., Шляпочников С.А. Резиновые виброизоляторы // Справочник. Л.: Судостроение. 1988. С.10-36) и при малой вязкости биологических тканей, определяемую как

При работе на частотах существенно ниже f₀ датчик будет совершать общие колебания с поверхностью грудной клетки. Напротив, при работе на частотах существенно выше f₀ датчик может считаться развязанным (виброизолированным) от колебаний среды, т.е. может рассматриваться заторможенным. Заметим, что линейный эффект виброизоляции по известному закону 201g(f/f₀) начинает проявляться с частот (1,5-2)f₀ и постепенно нарастает при повышении частоты.

Рассмотрим работу микрофона со стетоскопической насадкой на частотах f>>f₀. Вследствие малости волновых размеров устанавливаемого на поверхность тела кольцевого края раструба стетоскопической насадки, образующей стетоскопическую камеру, и малой вязкости биологических тканей, продольные волны, бегущие изнутри грудной клетки, огибают его, в результате чего заторможенность самого датчика обеспечивает почти неискаженную передачу продольных колебательных смещений тканей внутрь жесткой стетоскопической камеры. В этом случае (камера существенно меньше длины продольной звуковой волны в воздухе) микрофоном воспринимается изменение давления р в неподвижной камере, вызванное изменением объема ΔV за счет колебательного смещения тканей поверхности грудной клетки внутрь камеры с амплитудой ξ. ΔV≈Dξ, где D - примерно соответствует площади основания стетоскопической камеры.

В соответствии с газовым законом Пуассона (адиабатическим процесс, как обычно, полагается при достаточно высоких частотах колебаний) запишем:

где р₀ - атмосферное давление (стетоскопическая камера снабжена капиллярным компенсатором статического давления), V_c - начальное значение объема стетоскопической камеры, γ - показатель адиабаты, который для сухого воздуха составляет около 1,4 при температурах между 20°С и 100°С.

Вводя отношение ΔV/V_c<<1, для второго сомножителя правой части (2) воспользуемся разложением в ряд (1-ΔV/V_c)^γ=1-γΔV/V_c, пренебрегая вследствие малости отношения ΔV/V_c членами более высоких порядков (нелинейными). После очевидных преобразований (2) получим р=(p₀γΔV/V_c)/(1-γΔV/V_c), где в знаменателе можно пренебречь малой добавкой γΔV/V_c по сравнению с единицей. Тогда окончательно имеем:

Таким образом, согласно (3) выходной сигнал рассматриваемого акустического датчика для частот, лежащих существенно выше частоты f₀, оказывается пропорциональным смещению ненагруженных тканей грудной стенки ξ (границы). То есть, перед нами датчик колебательного смещения.

Теперь рассмотрим работу продольно деформируемого пьезопреобразователя. Датчик этого типа для диапазона частот f>>f₀ развязан от колебаний тканей поверхности грудной клетки (т.е. может рассматриваться заторможенным). Следовательно, он представляет собой приемник динамической силы, регистрирующий величину pD₁, где D₁ - площадь контакта с телом кольцевого опорного элемента, р - звуковое давление в среде тканей грудной клетки. С учетом того что в локально плоской волне звуковое давление синфазно с колебательной скоростью р=ξ'ρс, отклик акустического датчика этого типа, в первом приближении, можно считать пропорциональным и колебательной скорости ненагруженных тканей грудной стенки.

Численные оценки показывают, что собственная частота приемника (Фиг.1) массой 160 г лежит в районе 20-33 Гц. Таким образом, начиная примерно со 100 Гц и выше акустические датчики комбинированного приемника (Фиг.1) могут рассматриваться как датчики колебательного смещения и динамического давления (колебательной скорости) соответственно. Сдвиг фазы по полезному сигналу между этими датчиками очевидно равен - 90°.

Вследствие операции дифференцирования, сдвигающей фазу датчика колебательного смещения на 90° в заявляемом решении, полезный сигнал, например звук, проведенный при зондировании легких ЛЧМ сигналом (Фиг.2а), имеет в диапазоне 100-700 Гц фазу взаимного спектра около 0°. Напротив, и акустическая помеха, и контактная вибрационная (псевдозвуковая) помеха вследствие операции дифференцирования отклика датчика колебательного смещения получают фазу взаимного спектра, близкую к 90°. Это поведение хорошо видно на Фиг.2а для частот выше 800 Гц, где полезного сигнала уже нет. В результате при вычислении вещественной части взаимного спектра в нее попадает преимущественно полезный сигнал, тогда как помехи преимущественно остаются в мнимой части взаимного спектра. При выделении вещественной части взаимного спектра в заявляемом решении эти помехи естественно подавляются.

Результирующий эффект повышения помехозащищенности к псевдозвуковой помехе по сравнению с прототипом иллюстрируется также на Фиг.2б. Здесь сравниваются спектральные отклики микрофона со стетоскопической насадкой (тот отклик (А), который бы обеспечил в этом случае прототип) и заявляемого решения (В) при регистрации шумов глубокого вдоха на поверхности грудной клетки. Полезный сигнал, основная частотная компонента которого лежит в районе 234 Гц, одинаков по амплитуде в обоих решениях. Однако псевдозвуковая помеха, основная частотная компонента которой лежит около 175 Гц, в заявляемом решении заметно ниже. Выигрыш заявляемого решения по сравнению с прототипом в этом случае составляет 1,2 раза.