УСТРОЙСТВО ДЛЯ РЕГИСТРАЦИИ НОЧНОГО АПНОЭ

Полезная модель относится к медицинской технике, а именно - к устройствам для регистрации и диагностики нарушений процесса внешнего дыхания пациентов, преимущественно пожилого возраста, во время сна в домашних условиях - т.е. ночного апноэ, причем может быть использовано также в клинических условиях, в том числе при самоконтроле. Дополнительной сферой применения может быть ветеринария, в частности, сельскохозяйственных или домашних животных.
Нарушение функции внешнего дыхания пациента во время сна, особенно у пожилых пациентов, в частности - апноэ, приводят к дыхательной и сердечной недостаточности и может закончиться летально. Поэтому регистрация и диагностика как наличия феномена ночного апноэ у пациента, так и его динамики и параметров является объективным основанием проведения успешного процесса лечения пациента. Одновременная с регистрацией текущей кривой внешнего дыхания регистрация состояния сердечно-сосудистой системы, в частности, частоты сердечных сокращений (ЧСС), полученных, например, из электрокардиограммы (ЭКГ), гарантирует полноценную картину кардиореспираторных параметров пациента, причем важно, чтобы аппаратурный комплекс, в частности, «прибор пациента» - т.е. та часть аппаратуры, которая находится собственно на пациенте, не влиял на физиологический процесс, в данном случае - сон, а также не ограничивал подвижность пациента во время сна, что неизбежно для проводных систем, используемых для контроля новорожденных.
Известно устройство для определения апноэ пациентов на основе двухэлектродного импедансного пневмографа, причем с этих же двух электродов регистрируется ЭКГ, из которой посредством кардиоинтервалометрии получают ЧСС одновременно с кривой внешнего дыхания - см. пат. США
№6537228 «Apnea detector with artifact rejection», A 61 B 5/02, Mar. 25, 2003. Несмотря на введение в устройство ряда решений для подавления артефактов -пороговую фиксацию сигналов, учет скорости нарастания сигналов, учет предыстории сигналов, взаимную фильтрацию импедансных и кардиосигналов и проч., остается принципиальный недостаток всех двухэлектродных импедансных пневмографов: невозможность устранения методических и физиологических помех приэлектродной зоны при движении пациента, в том числе и во время сна, и их достоверного отделения от сигналов, обусловленных процессом дыхания. Недостатком данного устройства является и его неавтономность, а также необходимость практической неподвижности обследуемого, например, новорожденного, что делает малопригодным применение данного устройства для регистрации ночного апноэ в внебольничных условиях, например, домашних, в том числе, при самоконтроле.
Известна экспериментальная мониторная система для контроля кардиореспираторных параметров и апноэ новорожденных на основе ЭКГ и тетраполярной (4-х электродной) импедансной пневмограммы, в которую добавлены еще два электрода - т.е. шестиэлектродная система - см. Fraden J. е. a., «A dry electrode monitoring system». IEEE Front. Eng. Health Care. 1 st Ann. Conf., Denver, Colo, 1979, session 2, 36-39. Эта электробезопасная система (с батарейным питанием) обладает хорошей помехозащищенностью, в сравнении с двухэлектродной, но имеет недостатки: сложность в применении из - за крепления шести уникальных электродов на теле и их специальной конструкции: 4 из них - так называемые «сухие» электроды со встроенной в каждый электрод электронной схемой со сверхвысоким входным импедансом, а два - в виде специальной спаренной клипсы, что резко ограничивает практическое использование данной мониторной системы; неавтономность, невозможность применения в домашних условиях, в том числе, при самоконтроле пациента.
Наиболее близким к предлагаемому техническому решению (прототипом) является
низковольтный сигнализатор (см. решение о выдаче патента РФ на полезную модель по заявке №2005129476/22(033043) от 28 окт.2005 г., G 08 B 1/08), являющийся сигнализатором изменения контролируемых параметров, выполненным в виде экономичной автономной телеметрической системы ближнего действия с радиоканалом и/или оптическим каналом, например, инфракрасным каналом связи, на основе блокинг - генератора, параметры которого меняются в зависимости от напряжения питания.
Недостатком прототипа, при всех его положительных достоинствах, является его недостаточность для измерения апноэ, т.к. требуются дополнительные узлы, их минимизация, согласование, питание и т.д.
Технической задачей предлагаемой полезной модели является повышение достоверности регистрации ночного апноэ взрослого пациента в домашних условиях, с возможностью самоконтроля пациента при одновременном повышении эксплуатационных качеств.
Для решения указанной задачи предлагается устройство для регистрации ночного апноэ на основе прикроватной биотелеметрической системы, содержащее датчик контроля параметров, транзисторный блокинг-генератор, индикатор, радио и/или оптический канал связи, содержащий приемную и передающую антенны, приемный и исполнительный блоки, источник питания блокинг-генератора, автономный источник питания датчика контроля параметров, отличающийся тем, что в него введен микропроцессор, первый и второй узкополосные фильтры, накопительный конденсатор, синхронный детектор со следующими соединениями: выход первого и второго электродов через первый и второй ограничительные резисторы и конденсатор соединены с усилителем и через первый узкополосный фильтр с первым входом микропроцессора, а через первый и второй разделительные конденсаторы - со входом синхронного детектора, выход которого через второй узкополосный фильтр со вторым входом микропроцессора, выход последнего является шиной питания блокинг-генератора; выход
генератора переменного стабильного тока соединен со входами первого и второго биоимпедансными электродами и с опорным входом синхронного детектора; выход микропроцессора соединен с шиной питания блокинг-генератора через третий ограничительный резистор, выход которого через времязадающую цепочку, состоящую из четвертого резистора и пятого конденсатора соединен с началом вторичной обмотки трансформатора блокинг-генератора, конец которого соединен с базой транзистора блокинг-генератора.
Схема устройства для регистрации ночного апноэ приведена на фиг.1, дыхательная кривая и основные осциллограммы приведены на фиг.2.
Устройство для регистрации ночного апноэ содержит попарно жесткоспаренные (генераторный с приемным ) биоимпедансные электроды 1 и 2, фиксируемые на грудной клетке, например, по среднеподмышечным линиям на уровне 5-6 ребер пациента, прибор пациента 3, зафиксированный, например, на голове пациента, экранированный электродный кабель 4, соединяющий электроды 1 и 2 с прибором пациента 3, прибор исследователя 5, находящийся рядом с кроватью пациента, входящие в прибор пациента 3 симметричный дифференциальный генератор переменного стабильного тока 6, подключенный к генераторным электродам, синхронный детектор 7, через типовые разделительные конденсаторы подключенный к приемным электродам, узкополосный фильтр 8, подключенный к выходу синхронного детектора 7, усилитель ЭКГ - сигнала 9, подключенный через разделительную типовую RC - цепь к приемным электродам, узкополосный фильтр 10, подключенный к выходу усилителя ЭКГ - сигнала 9, накопительный конденсатор 11, который может быть, в случае необходимости, подключен к выходу узкополосного фильтра 8, микропроцессор 12, АЦП - входы которого подключены к выходам узкополосных фильтров 8 и 10, блокинг-генератор 13, цепь питания которого подключена к информационному выходу микропроцессора 12, автономный источник питания датчика контроля параметров 14, импульсный трехобмоточный трансформатор 15, один из концов которого
п
включен через ограничительный резистор (необязательный элемент) между информационным выходом микропроцессора 12 и коллектором транзистора блокинг-генератора, типовая базовая RC - цепь подключена между общей шиной автономного источника питания 14 и шиной питания блокинг-генератора 13 - информационным выходом микропроцессора 12, ИК -светодиод 16 подключен параллельно третьей обмотке трансформатора 15 и является выходом прибора исследователя 3 и собственно блокинг-генератора 13 в случае оптического канала связи, а в случае радиоканала связи этим выходом является антенна А1, подключенная вместо светодиода 16, входящие в прибор исследователя 5 фотоприемник 17, подключенный к одному из входов приемника и/или сигнализатора 18, либо антенна А2, также подключенная к одному из входов приемника 18 в случае использования радиоканала связи, регистратор 19, являющийся выходом всей системы, вход которого соединен с выходом приемника и/или сигнализатора 18. Прибор пациента 3 является датчиком контроля параметров, в данном случае - электрокардиограммы и устройства выделения из нее данных сердечного ритма, например, в виде кардиоинтервалов или частоты сердечных сокращений (ЧСС), а также дыхательной кривой посредством импедансной пневмографии (ИНГ) и выделения из этой кривой участков с апноэ, если таковые имеются. Узкополосные фильтры 8 и 10, накопительный конденсатор 11 не являются обязательными элементами и могут быть устранены в случае использования алгоритма обработки ЭКГ и импедансной пневмограммы в микропроцессоре 12, позволяющего реализовать эти функции. В этом случае выходы усилителя ЭКГ 9 и синхронного детектора 7 подключаются непосредственно к тем входам микропроцессора 12, к которым были подключены соответствующие узкополосные фильтры 10 и 8. Выход микропроцессора 12 является шиной питания блокинг - генератора 13 - Е б.г. 20, импульсный сигнал U б.г. 21 блокинг - генератора 13 может быть использован в радиоканале - с помощью антенн А1 и А2 или в оптическом канале связи, причем в любом случае сигнал
21 поступает на вход приемника 18 только при появлении апноэ в сигнале 22 импедансной пневмограммы Z, отражающей дыхание пациента, либо в случае выхода ЧСС за допустимые пределы - «ворота» (на фиг.2 не показано).
Устройство может быть выполнено на следующих электрорадиоэлементах: датчиковая часть прибора пациента 3: жесткоспаренные электроды 1 и 2, экранированный электродный кабель 4, двухтактный транзисторный трансформаторный автогенератор переменного (20-100 кГц) стабильного синусоидального тока с двойной амплитудой около 1 мА, разделительные пассивные цепи каналов ЭКГ и дыхания, двухкаскадный - УПТ в первом каскаде - ЭКГ - усилитель 9 с коэффициентом усиления 1000 и полосой 1-25 Гц, дифференциальный синхронный детектор на базе аналогового перемножителя с линейной характеристикой преобразования импеданса Z в напряжение в полосе 10-100 Ом, полосовые активные фильтры - 10 (для ЭКГ - канала) с центральной частотой 17 Гц, выделяющий ЧСС из ЭКГ, и 8 с полосой 0,1-1 Гц (для канала дыхания), стабилизированный 5 - вольтовый автономный источник питания 14 на основе аккумуляторной батареи 7 Д-0,1 - представляют собой, например, помехозащищенный первичный биоимпедансный преобразователь РПП - СД биотелеметрической системы (БРТС) - см. Розенблат В.В. и др. «Динамическая радиореопневмография и ее применение в спорте». Физиология человека, том 5, №4, 1979, 708-718. Микропроцессор - PIC16C74, блокинг-генератор 13 на маломощном кремниевом или германиевом транзисторе, импульсный трансформатор 15 - серии МИТ или аналогичный, светодиод 16 - АЛ 107, фотоприемник 17 - фотодиод ФД24К, антенна А1 - кусок провода, например МГТФ, длиной не более 10 см, антенна А2 магнитная для AM - СВ/ДВ диапазона, например, встроенная в любой бытовой приемник 18 с СВ - диапазоном - например, малогабаритный. Регистратор 19 - счетчик - накопитель на интегральных микросхемах, например КМОП - типа, или флэшь - память, или самописец (аналоговый или цифровой) или релейная схема.
Устройство для регистрации ночного апноэ работает следующим образом. Сигнал с электродов 1 и 2, зафиксированных на грудной клетке спящего пациента, содержит информацию в виде ЭКГ и импедансной пневмограммы, которая выделяется, разделяется и усиливается (на выходе ЭКГ - усилителя 9 и синхронного детектора 7) до величины около 0,3-1 В в каждом канале. Затем фильтруется полосовыми фильтрами 8 (дыхательная кривая) и 10 (ЭКГ с настройкой на основной спектр QRS - комплекса), если эта операция не производится микропроцессором 12, и подается на его информационные входы АЦП - секции. Накопительный конденсатор 11 использован как накопитель напряжения сигналов дыхания, причем его функция может быть реализована,
как и фильтрация ЭКГ и ИПГ - сигналов, программными решениями. В этом случае ни фильтры 8, 10, ни конденсатор 11 не нужны. Микропроцессор 12 вырабатывает сигнал на выходе, соединенном через ограничительный резистор (необязательный элемент) с шиной питания блокинг - генератора 13 в следующих случаях:
1)ЧСС вышла за допустимые пределы, например, меньше 40 или больше 220 1/мин.;
2) сигнал дыхания - 1 апноэ - превысил 10 сек. (по разным данным, 5-30 секшем, вышеуказанный пат. США №6537228);
шум эфф
3) амплитуда сигнала ЭКГ (ЧСС) снизилась, примерно, в 20 раз, амплитуда дыхания снизилась до, примерно, 0,15 Ом (примерно, 3 U);
4) скорость нарастания сигнала дыхания больше 0,14 Ом/сек (см. вышеуказанный пат. США №6537228).
=
До тех пор, пока не возникают эти 4 случая, сигнал на выходе микропроцессора 12 отсутствует и блокинг - генератор 13 не работает. Соответственно, прибор исследователя 5 ничего не регистрирует. Когда у пациента появится, например, дыхательная пауза (апноэ), через, примерно 0,7-0,9 t апноэ  t задержки
u
микропроцессор 12 выработает сигнал 20 длительностью t, который будет продолжаться до тех пор, пока не появится новый сигнал дыхания 22, т.е. закончится апноэ. Амплитуда сигнала 20 может составить всего несколько сот мВ, если транзистор блокинг - генератора 13 кремниевый, например, КТ342, или даже несколько десятков мВ, если транзистор германиевый, например, ГТ 310, причем экспериментально определенные токи потребления блокинг-генератора составляют, в последнем случае, единицы мкА на холостом ходу, т.е. при радиоканале связи. Такие параметры позволяют использовать в перспективе микропроцессор 12 с любым минимально возможным напряжением питания, вплоть до 0,7 В. Блокинг-генератор 13 генерирует сигнал 21 в виде пачки импульсов, длительность которой равна длительности питания блокинг-генератора 13, а частота импульсов в пачке определяется параметрами трансформатора 15 и базовой RC - цепи. Например, при трансформаторе 15 типа ПТР 15, базовом резисторе 1 кОм и конденсаторе 47 нФ частота импульсов составила около 50 кГц.
Конструктивно прибор пациента 3 зафиксирован на голове пациента, например, в специальном контейнере или шапочке, электроды 1 и 2 приклеены к телу, например, гримерным клеем, электродный кабель 4 зафиксирован в нескольких местах на теле и голове, например, липкой лентой. Это позволяет сохранять работоспособность системы во время непроизвольных локомоций пациента во время сна. Прибор исследователя 5 находится непосредственно у изголовья кровати, например, на столике, и сориентирован так, чтобы получить стабильный сигнал как при оптическом - ИК канале связи, так и радиоканале (ориентация магнитной антенны А2).
Таким образом, предлагаемое устройство для регистрации ночного апноэ позволяет достоверно регистрировать ночное апноэ взрослого пациента в домашних условиях, с возможностью последующего самоконтроля пациента при одновременном упрощении эксплуатации.