ИМПУЛЬСНЫЙ СВЕРХШИРОКОПОЛОСНЫЙ ДАТЧИК
IMPULSE SUPERWIDE-BAND SENSOR

Изобретение относится к медицинским диагностическим приборам для исследования физиологических параметров человека, в частности к радиолокационным средствам диагностики сердечно-сосудистой системы и органов дыхания человека в стационарных и полевых условиях. Датчик, выполненный согласно патентуемому изобретению, может применяться в качестве средства измерения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания для диагностики заболеваний.
Применение в качестве измерительного средства сверхширокополосного радара позволяет решить ряд задач, которые невозможно реализовать с помощью традиционных средств диагностики. Сверхширокополосные датчики обеспечивают неинвазивность измерений, вследствие чего исключается возможность инфицирования пациента во время измерений. Вместе с тем отпадает необходимость в использовании специально оборудованных лабораторий и высококвалифицированного персонала.
Сверхширокополосные датчики обеспечивают бесконтактную диагностику, что позволяет работать с пациентами, имеющими обширные ожоги или кожные заболевания, когда отсутствует возможность использования контактных средств диагностики. С помощью таких датчиков исследования пациента могут проводиться через одежду, при этом сокращается время на проведение диагностики.
Применение сверхширокополосных датчиков обеспечивает требуемую безопасность для пациента за счет низкого уровня энергии излучаемого электромагнитного сигнала. Радиационная нагрузка на пациента снижается на порядки по сравнению с рентгеновской компьютерной томографией.
Кроме того, отпадает необходимость в тщательной дезинфекции измерительного инструмента, а также необходимость применения одноразовых элементов устройства и расходных материалов. Вследствие этого существенно снижаются общие расходы на обслуживание диагностического оборудования.
верх
ниж
В соответствии с используемой в настоящее время классификацией к сверхширокополосным радиолокационным системам относят радары с полосой частот сигнала, определяемой согласно следующему условию: 0,25<(f-f)
верх
ниж
верх
ниж
вepx
ниж
(f+f)<1, где f и f - соответственно верхняя и нижняя границы полосы частот сигнала (см., например, И.Я.Иммореев. Сверхширокополосные радары: новые возможности, необычные проблемы, системные особенности. Вестник МГТУ им.Баумана, Серия Приборостроение, Выпуск 4, 1998; И.Я.Иммореев. Возможности и особенности сверхширокополосных радиосистем. Прикладная электроника, Харьков, том 1, №2, 2002, стр.122-140). Кроме того, полоса частот (f-f) сигнала сверхширокополосных систем должна быть не менее 500 МГц (см. Federal Communications Commission FCC 02-48. Washington, D.C. 20554. ET Docket 98-153. First Report and Order. April 22, 2002). Применение сверхширокополосных радиолокационных средств измерений позволяет существенно повысить информативность сигнала благодаря увеличению разрешающей способности датчика по дальности.
В настоящее время известны различные схемные решения импульсных сверхширокополосных датчиков для контроля работы органов дыхания и сердечно-сосудистой системы пациента. Так, например, в патенте США №5519400 (опубликован 21.05.1996) описан импульсный сверхширокополосный датчик с фазово-кодовой модуляцией для контроля движения исследуемого объекта. В качестве опорного сигнала и сигнала возбуждения передающей антенны устройства используются короткие видеоимпульсы. Устройство содержит передатчик сигнала с передающей антенной, излучающей сверхширокополосный сигнал на частоте от 2 до 10 ГГц. Блок временной задержки вырабатывает управляющий сигнал, определяющий временную задержку между последовательно следующими импульсными сигналами. Приемник с приемной антенной обеспечивает прием дискретных сигналов в соответствии со стробирующим сигналом блока временной задержки. Стробирующий сигнал обеспечивает задержку приема излучаемого импульсного сигнала на величину, равную суммарному времени прохождения излучаемого сигнала до исследуемого объекта и отраженного сигнала до приемной антенны. Временная задержка зависит от расстояния между датчиком и исследуемым объектом.
Требуемая задержка импульсов зондирующего сигнала и импульсов принимаемого сигнала создается блоком временной задержки. С помощью этого блока осуществляется модуляция сигналов. Модулирующий сигнал кодируется с целью исключения взаимного влияния близко расположенных радиолокационных датчиков. Приемник сигнала содержит блок синхронизации с модулирующим сигналом и два квадратурных канала обработки отраженного сигнала. Один из квадратурных каналов работает синфазно с опорным сигналом, а во втором формируется сигнал со сдвигом фазы на 90° относительно опорного сигнала. Информация, получаемая с выходов квадратурных каналов приемника, применяется для последующего анализа сигналов. Квадратурные каналы поочередно переключаются при приеме отраженного сигнала с помощью высокоскоростного управляемого переключателя. Каждый квадратурный канал снабжен индивидуальным фильтром и усилителем сигнала.
При работе известного радиолокационного датчика исключается возможность одновременной обработки сигналов, поступающих в квадратурные каналы. Применение одноканальной схемы обработки отраженного электромагнитного сигнала в датчике исключает возможность одновременной обработки сигналов в двух квадратурных каналах с целью компенсации искажений принимаемого сигнала.
Отсутствие возможности совместной обработки сигналов в свою очередь не позволяет получить информацию о физиологических параметрах исследуемого объекта с требуемой точностью в любой точке на рабочей дистанции измерений. В этом случае на рабочей дистанции между датчиком и исследуемым объектом появляются так называемые «слепые» зоны, в которых фазовая чувствительность датчика существенно снижается, хотя амплитуда отраженных от объекта зондирующих сигналов может быть достаточно большой. Количество таких зон и расстояние между ними зависят от протяженности дистанции измерений радиолокационного датчика и длины волны колебаний, заполняющих зондирующий сигнал.
Наличие «слепых» зон и ограниченность рабочей дистанции измерений датчика, протяженность которой зависит от длительности зондирующих сигналов, приводит к снижению точности измерений физиологических параметров пациента в определенных точках дистанции измерений. Это накладывает существенные ограничения на область применения импульсного сверхширокополосного датчика. Такой датчик может использоваться только при условии полной неподвижности пациента и фиксированном расстоянии между датчиком и пациентом. Любое изменение положения пациента требует перестройки датчика по дальности. В некоторых случаях необходимо регулировать положение датчика относительно исследуемого объекта, чтобы исключить попадание пациента в «слепую» зону на дистанции измерений.
Для автоматической перестройки датчика по дальности требуется применение системы автосопровождения по дальности, что существенно усложняет конструкцию прибора. Однако даже применение дорогостоящей системы автосопровождения не исключает возможности попадания исследуемого объекта в «слепую» зону.
Другой импульсный сверхширокополосный датчик, применяемый для контроля физиологических параметров пациента, описан в опубликованной патентной заявке США №2004/0249258 (опубликована 09.12.2004). Прибор представляет собой импульсный сверхширокополосный радар малой мощности с приемно-передающей антенной. В качестве опорного зондирующего сигнала используются короткие видеоимпульсы. Устройство содержит импульсный генератор постоянной частоты, передатчик, приемник, блок генерации задержанных сигналов, аналого-цифровой преобразователь сигнала, блок обработки сигнала, блок отображения информации и блок управления и синхронизации. С помощью блока обработки сигнала осуществляется расширенная статистическая обработка отраженных сигналов. Энергия отраженного сигнала усиливается посредством ступенчатого усиления амплитуды сигнала в приемнике перед преобразованием сигнала в цифровой код.
Однако данному датчику присущи недостатки, связанные с невозможностью исключения пространственных зон снижения информативности отраженного сигнала. Кроме того, датчик не позволяет одновременно получать достоверную информацию о физиологических параметрах различных органов пациента.
Из патента США №5573012 (опубликован 12.11.1996) известен импульсный радиолокационный прибор для контроля различных физиологических параметров, включая параметры сердечно-сосудистой системы и органов дыхания пациента. Принцип работы устройства основан на обработке отраженных от исследуемого объекта сигналов и формировании усредненного по величине напряжения сигнала, с помощью которого осуществляется модуляция сигнала звукового генератора. Преобразователь сигнала производит преобразование измеренного напряжения отраженного сигнала в аудиосигнал с амплитудно-частотной модуляцией. Устройство содержит генератор импульсов открытия входной цепи приемника сигнала и накопитель сигналов входной цепи приемника.
Принимаемый сигнал может обрабатываться посредством частотной фильтрации и усиления для контроля различных параметров. Однако схема обработки сигнала не исключает возможности появления «слепых» зон на дистанции между исследуемым объектом и датчиком. Вместе с тем рассматриваемый датчик не относится к сверхширокополосным датчикам, поскольку частота задающего генератора составляет 1 МГц с шириной сигнала не более 0,1 МГц. Измерение и обработка отраженного сигнала осуществляется в данном датчике на основе использования эффекта Доплера. Вследствие этого датчик не обладает требуемой информативностью сигнала, свойственной сверхширокополосным датчикам.
Наиболее близким аналогом патентуемого изобретения является импульсный сверхширокополосный датчик для контроля параметров сердечно-сосудистой системы и органов дыхания пациента, который описан в патенте США №4085740 (опубликован 25.04.1978). Устройство содержит генератор электромагнитных колебаний с частотой 10 ГГц. Генерируемый сигнал модулируется с помощью блока модуляции. Модулированный сигнал поступает в передатчик и далее излучается передающей антенной в направлении к исследуемому объекту.
Отраженный от объекта зондирующий сигнала улавливается принимающей антенной датчика и затем разделяется в двух каналах входной цепи приемника. Одновременно зондирующий опорный сигнал поступает в аттенюатор, выходной сигнал которого также разделяется на два канала. Первый синфазный опорный сигнал подается в смеситель первого канала приемника, а второй опорный сигнал поступает в фазосдвигающую цепочку, с помощью которой осуществляется сдвиг фазы сигнала на 90°. Выход фазосдвигающей цепочки соединен со вторым входом смесителя второго канала приемника.
Приемник датчика имеет два квадратурных канала обработки отраженного сигнала. Каждый канал содержит смеситель сигналов, выход которого последовательно соединен с детектором, осуществляющим демодуляцию сигнала. Далее сигнал поступает в усилитель сигнала и фильтр. В процессе контроля физиологических параметров пациента на выходе из смесителей в квадратурных каналах формируются синусоидальные сигналы. При демодуляции суммарного сигнала двух смещенных по фазе синусоид определяется амплитуда сигнала, которая является функцией относительной угловой скорости вращения фаз двух сигналов, поступающих на вход смесителя. Величина относительной фазы отраженного сигнала в каждом канале характеризует либо частоту движения грудной клетки пациента, либо частоту сердечных сокращений в зависимости от настройки фильтров и усилителей в каналах обработки сигналов.
Первый квадратурный канал приемника используется для выделения сигнала, характеризующего частоту циклических движений грудной клетки, а второй - для выделения частоты сердечных сокращений. Для определения соответствующих сигналов применяются усилители и частотные фильтры, настроенные на соответствующую амплитуду и частоту контролируемого физиологического параметра пациента.
Квадратурные каналы обработки отраженного сигнала в известном датчике имеют конкретное функциональное назначение. Каждый канал используется для контроля определенного физиологического параметра: частоты сердечных сокращений или частоты дыхания. Вследствие этого известный прибор обладает аналогичными недостатками, как и описанные выше устройства, а именно: выходной сигнал датчика обладает малой информативностью вследствие возникновения «слепых» зон на участках рабочей дистанции измерения (в пространстве между исследуемым объектом и датчиком); область использования датчика ограничена в связи с необходимостью фиксации расстояния между датчиком и пациентом; датчик не может использоваться даже при незначительном перемещении исследуемого объекта.
Снижение информативности отраженного сигнала обусловлено процессами, происходящими при проведении диагностики. Измерение сигнала, несущего полезную информацию, производится в сверхширокополосном датчике путем определения разности фаз между зондирующим опорным сигналом и сигналом, отраженным от исследуемого объекта. При движении грудной клетки пациента изменяется набег фазы сигнала, отраженного от исследуемого объекта.
Необходимо отметить, что грудная клетка человека двигается по сложному закону, зависящему не только от дыхания, но и от работы сердца исследуемого пациента. Так, например, при задержке дыхания грудная клетка продолжает двигаться за счет сокращений сердца. Движение грудной клетки носит возвратно-поступательный характер с малой амплитудой. Максимальная амплитуда движения грудной клетки, характерная для нормального дыхания, составляет 5 мм, а амплитуда сердечных сокращений - от 0,2 до 2 мм. Поэтому частота колебаний зондирующего сигнала должна быть достаточно большой, от 3 до 20 ГГц, для того, чтобы обеспечить требуемую точность измерений физиологических параметров пациента.
В традиционных схемах обработки сигналов, характерных для перечисленных выше аналогов, используется корреляционная система обработки отраженного сигнала. Принцип работы таких систем основан на перемножении зондирующего сигнала и отраженного сигнала, задержанного на время распространения сигнала до исследуемого объекта и обратно до приемной антенны. В качестве зондирующего сигнала обычно используются короткие видеоимпульсы с длительностью, не превышающей период колебаний, заполняющих импульс зондирования. Выходной сигнал корреляционной системы обработки отраженного сигнала пропорционален разности фаз между зондирующим сигналом и отраженным сигналом.
В случае неподвижного исследуемого объекта амплитуда Z выходного сигнала после обработки определяется согласно следующему соотношению:
0
где Е - максимальная амплитуда зондирующего сигнала;
1
Е - максимальная амплитуда отраженного сигнала;
0
Т - период колебаний зондирующего сигнала;
n - целое число периодов колебаний, заполняющих импульс зондирования. Величина разности фаз φ в выражении (1) определяется временем распространения электромагнитных волн до исследуемого объекта и обратно:
0
0
где ω=2πf - круговая частота зондирующего сигнала;
0
f - средняя частота спектра зондирующего сигнала;
С - скорость распространения электромагнитных волн;
λ - длина волны колебаний, заполняющих зондирующий сигнал;
1
R - расстояние между исследуемым объектом и датчиком.
1
0
0
Нормированный график Z(R)/T функции амплитуды выходного сигнала корреляционной системы обработки отраженного сигнала в зависимости от расстояния до исследуемого объекта показан на фиг.1 прилагаемых чертежей. Как видно из представленной графической зависимости, на рабочей дистанции между датчиком и исследуемым объектом присутствуют «слепые» зоны, в которых выходной сигнал датчика равен или близок к нулю. Наличие таких зон не зависит от отражательной способности (эффективной площади рассеивания) исследуемого объекта. Расстояние между границами «слепых» зон пропорционально величине λ/4=ТС/4 и зависит от периода колебаний зондирующего сигнала.
0
Количество N таких «слепых» зон обратно пропорционально периоду Т колебаний зондирующего сигнала или длине волны λ зондирующего сигнала: . Чем меньше период (выше частота), тем больше таких зон образуется на рабочей дистанции измерения.
В частности, при средней частоте спектра зондирующего сигнала, равной 6 ГГц, на рабочей дистанции, равной 2 м, таких зон будет 160, а расстояние между границами «слепых» зон будет равно 12,5 мм. Вследствие этого высока вероятность того, что при измерении частоты дыхания и частоты сердечных сокращений поверхность грудной клетки пациента, отражающая зондирующие сигналы, окажется в одной из «слепых» зон.
В случае нахождения в области «слепой» зоны исследуемого объекта при амплитуде движения объекта, меньшей четверти длины волны колебаний зондирующего сигнала, измерение параметров движения объекта представляется чрезвычайно затруднительным. Указанные обстоятельства негативно сказываются на точности результатов измерений, что недопустимо при проведении диагностики пациента.
При больших амплитудах возвратно-поступательного движения объекта, например при глубоком дыхании пациента, и высоких значениях средней частоты спектра зондирующего сигнала форма выходного сигнала корреляционной системы значительно искажается по сравнению с действительной функцией, характеризующей движение исследуемого объекта. Поэтому невозможно определить с необходимой точностью частоту дыхания и частоту сердечных сокращений пациента.
Амплитуда Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки описывается следующим выражением:
где  - максимальная энергия взаимодействия отраженного и зондирующего сигналов, выделяющаяся на выходной нагрузке с единичным сопротивлением;
- фазовый сдвиг, зависящий от расстояния между исследуемым объектом и датчиком;
- мгновенное значение фазы, обусловленное движением исследуемого объекта;
F(Ωt) - закон движения исследуемого объекта;
- круговая частота возвратно-поступательного движения исследуемого объекта;
f - частота возвратно-поступательного движения исследуемого объекта;
t - текущее время;
ΔR - максимальная амплитуда движения исследуемого объекта.
1
Предположим, что исследуемый объект находится на расстоянии R от датчика и движется в соответствии с синусоидальным законом с круговой частотой Ω и амплитудой ΔR. Тогда выражение (3) для выходного сигнала примет следующий вид:
1
1
Осциллограммы выходного сигнала (изменение амплитуды Z(t) и амплитудно-частотный спектр Z(f) выходного сигнала) корреляционной системы обработки представлены на фиг.2-9 прилагаемых чертежей. Изменение амплитуды Z(t) сигнала на представленных графиках имеет только переменную составляющую. Графические зависимости приведены для различных значений величины m (m=0,5 на фиг.2 и 3; m=2 на фиг.4 и 5; m=5 на фиг.6 и 7; m=10 на фиг.8 и 9), которая определяется согласно соотношению: . Графики показывают характер изменения выходного сигнала при различных значениях ΔR амплитуды колебаний исследуемого объекта и соответствующих значениях m. Частота колебаний исследуемого объекта при проведении измерений составляла 1 Гц. Величина f на графиках обозначает частоту отраженного от исследуемого объекта сигнала.
Из представленных графических зависимостей следует, что форма выходного сигнала существенно отличается от реальной закономерности движения объекта при больших по сравнению с длиной волны λ значениях ΔR. При ΔR>λ (см. фиг.4-9, m=2, 5 и 10) определение функции изменения амплитуды и частоты движения исследуемого объекта становится весьма затруднительным при использовании одноканальной схемы обработки сигнала.
При малых по сравнению с длиной волны λ значениях амплитуды ΔR колебаний исследуемого объекта (ΔR<λ) выходной сигнал квадратурного канала может иметь как переменные, так и постоянные составляющие. Следует отметить, что постоянная составляющая отраженного сигнала содержит полезную информацию о неподвижных объектах, среди которых находится и исследуемый объект. В известных аналогах такие постоянные составляющие сигнала удаляются с помощью фильтров в каждом канале обработки отраженного сигнала перед последующей программной обработкой сигнала. Вследствие этого теряется полезная информация, необходимая для точного определения физиологических параметров.
С целью восстановления информации о движении исследуемого объекта, содержащейся в постоянной составляющей отраженного сигнала, применяется специальная программная калибровка сигнала для неподвижного исследуемого объекта. В случае изменения положения исследуемого объекта процедура калибровки должна повторяться. Из-за этого увеличивается длительность измерений и усложняется программное обеспечение и конструкция датчика.
Патентуемое изобретение направлено на исключение перечисленных выше недостатков, присущих известным аналогам, которые связаны с отсутствием возможности одновременной обработки отраженного от исследуемого объекта сигнала в двух каналах обработки отраженного сигнала и выделения наиболее информативной части отраженного сигнала для последующей обработки и точного определения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания пациента.
Решение данной технической задачи обеспечивает достижение нового технического результата, заключающегося в повышении фазовой чувствительности датчика и точности определения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания при перемещении пациента в диапазоне рабочей дистанции измерений.
Достижение данного технического результата обеспечивается за счет использования импульсного сверхширокополосного датчика для измерения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания. Датчик содержит блок управления, выполненный с возможностью формирования временной задержки импульса синхронизации, тракт формирования зондирующего сигнала, включающий в свой состав генератор когерентных радиоимпульсов, соединенный с блоком управления, передающую и приемную антенны, тракт передатчика зондирующего сигнала, выход которого соединен с передающей антенной, и тракт приемника отраженного сигнала, содержащий два квадратурных канала обработки отраженного сигнала. Каждый из каналов включает в свой состав смеситель сигналов, первый вход которого связан с приемной антенной, и фазосдвигающую цепочку, вход которой соединен с выходом тракта формирования зондирующего сигнала. Выход фазосдвигающей цепочки соединен со вторым входом смесителя сигналов второго канала обработки отраженного сигнала.
Датчик, выполненный согласно настоящему изобретению, включает в свой состав первый электронный переключатель и тракт вычисления частоты дыхания и частоты сердечных сокращений, содержащий два фильтра частот, два сумматора, два блока вычисления амплитуды сигнала, два блока вычисления энергии сигнала, два интегратора, два компаратора, два блока перемножения сигналов, два блока формирования опорного сигнала, второй и третий электронные переключатели, блок вычисления частоты дыхания и блок вычисления частоты сердечных сокращений.
Вход первого электронного переключателя соединен с выходом тракта формирования зондирующего сигнала. Первый выход первого электронного переключателя соединен с входом тракта передатчика зондирующего сигнала. Второй выход первого электронного переключателя соединен со вторым входом смесителя сигналов первого канала обработки отраженного сигнала и с входом фазосдвигающей цепочки. Управляющий вход первого электронного переключателя соединен с блоком управления.
Входы первого и второго фильтров частот соединены соответственно с выходами первого и второго каналов обработки отраженного сигнала. Первый вход первого сумматора соединен с выходом первого канала обработки отраженного сигнала. Второй вход первого сумматора соединен с выходом первого фильтра частот. Первый вход второго сумматора соединен с выходом второго канала обработки отраженного сигнала. Второй вход второго сумматора соединен с выходом второго фильтра частот.
Первый вход первого блока перемножения сигналов соединен с выходом первого сумматора. Второй вход первого блока перемножения сигналов соединен с выходом первого блока формирования опорного сигнала. Первый вход второго блока перемножения сигналов соединен с выходом второго сумматора. Второй вход второго блока перемножения сигналов соединен с выходом второго блока формирования опорного сигнала.
Вход первого интегратора соединен с выходом первого блока перемножения сигналов. Выход первого интегратора соединен с первым входом второго электронного переключателя и с входом первого блока вычисления энергии сигнала. Вход второго интегратора соединен с выходом второго блока перемножения сигналов. Выход второго интегратора соединен со вторым входом второго электронного переключателя и с входом второго блока вычисления энергии сигнала. Выход первого блока вычисления энергии сигнала соединен с первым входом первого компаратора. Выход второго блока вычисления энергии сигнала соединен со вторым входом первого компаратора. Выход первого компаратора соединен с управляющим входом второго электронного переключателя.
Вход первого блока вычисления амплитуды сигнала соединен с выходом первого фильтра частот. Выход первого блока вычисления амплитуды сигнала соединен с первым входом второго компаратора. Вход второго блока вычисления амплитуды сигнала соединен с выходом второго фильтра частот. Выход второго блока вычисления амплитуды сигнала соединен со вторым входом второго компаратора. Выход второго компаратора соединен с управляющим входом третьего электронного переключателя, первый вход которого соединен с выходом первого фильтра частот, а второй вход - с выходом второго фильтра частот. Выход третьего электронного переключателя подключен к входу блока вычисления частоты дыхания, выход второго электронного переключателя подключен к входу блока вычисления частоты сердечных сокращений.
Импульсный сверхширокополосный датчик в совокупности перечисленных выше признаков позволяет существенно повысить фазовую чувствительность датчика и точность измерений по сравнению с датчиками-аналогами, использующими традиционную схему обработки отраженного сигнала. Отраженный от исследуемого объекта сигнал первоначально обрабатывается в двух независимых каналах.
1
В первом канале обработки отраженного сигнала формируется синфазный сигнал по отношению к зондирующему опорному сигналу. На выходе из первого канала формируется сигнал Z(t), описываемый следующей зависимостью:
2
Во втором квадратурном канале зондирующий опорный сигнал сдвигается по фазе на 90°. На выходе из второго канала формируется сигнал Z(t), описываемый следующей зависимостью:
После этого в тракте вычисления частоты дыхания и частоты сердечных сокращений производится частотная селекция сигналов, поступающих из каналов обработки отраженного сигнала. Селекция производится по частотам, характерным для соответствующего физиологического параметра (по частоте дыхания или частоте сердечных сокращений).
Далее сигналы, выделенные для измерения частот дыхания или сердечных сокращений, анализируются по величине амплитуды или по величине энергии сигнала соответственно для контроля дыхания и сердечных сокращений. Выбранный после анализа сигнал, обладающий наибольшей информативностью, используется для последующего вычисления частот дыхания и сердцебиения. Определение частот производится, в частности, по локальным экстремумам обработанных сигналов.
В данном случае не требуется совместная математическая обработка сигналов, отраженных от исследуемого объекта, и определение сложной исходной зависимости изменения во времени амплитуды колебаний грудной клетки пациента и сердечных сокращений. Применяемая схема обработки и анализа отраженного сигнала не требует также восстановления постоянной составляющей отраженного сигнала и, соответственно, использования процедуры калибровки отраженного сигнала. Вместе с тем при измерениях с помощью импульсного сверхширокополосного датчика исключается влияние «слепых» зон на результат измерений и обеспечивается возможность контроля физиологических параметров перемещающихся пациентов.
Датчик может содержать блок отображения информации. Входы указанного блока соответственно соединяются с выходами блока вычисления частоты дыхания и блока вычисления частоты сердечных сокращений.
Возможны различные варианты выполнения блоков формирования опорного сигнала, входящих в состав тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений. В качестве опорных сигналов могут использоваться фиксированные отрезки сигналов с длительностью, например, 3с на выходе из первого и второго сумматора соответственно. В этом случае применяются блоки формирования опорного сигнала с входами, подключенными к выходам сумматоров. Вход первого блока формирования опорного сигнала соединяется с выходом первого сумматора, а вход второго блока - с выходом второго сумматора. В другом варианте выполнения блоки формирования опорных сигналов выполняются с возможностью формирования опорного сигнала постоянной формы. Сигнал с заранее заданной формой кривой, так называемый вейвлет, хранится в памяти блока и передается на вход соответствующего блока перемножения сигналов. Длительность опорных сигналов первого и второго блоков формирования опорного сигнала выбирается больше, чем усредненный период сердечных сокращений.
Тракт формирования зондирующего сигнала может содержать последовательно соединенные с генератором когерентных радиоимпульсов буферный усилитель и полосовой фильтр. Выход полосового фильтра соединяется с входом первого управляемого электронного переключателя.
Каналы обработки отраженного сигнала могут включать в свой состав дополнительные блоки и элементы. Выход смесителя сигналов каждого канала обработки отраженного сигнала может быть соединен с трактом вычисления частот дыхания и сердечных сокращений через последовательно соединенные полосовой фильтр, усилитель низкой частоты и дополнительный фильтр низких частот.
В предпочтительном варианте выполнения импульсного сверхширокополосного датчика тракт приемника отраженного сигнала может включать в свой состав последовательно соединенные с приемной антенной полосовой фильтр и усилитель сигналов. Выход усилителя сигналов подключается к каналам обработки отраженного сигнала.
Кроме того, тракт передатчика зондирующего сигнала может включать в свой состав последовательно соединенные с передающей антенной полосовой фильтр и усилитель сигналов. Вход усилителя сигналов подключается к первому выходу первого электронного переключателя.
В качестве блока управления, выполненного с возможностью формирования временной задержки импульса синхронизации, выходы которого подключаются к генератору когерентных радиоимпульсов и к управляющему входу первого электронного переключателя, могут использоваться блоки управления известной конструкции, в частности блоки управления, описанные в аналогах изобретения. В предпочтительном варианте выполнения импульсного сверхширокополосного датчика может использоваться блок управления, содержащий задающий генератор, тракт формирования синхросигнала передатчика, тракт формирования синхросигнала приемника и логический элемент «ИЛИ».
Тракт формирования синхросигнала передатчика включает в свой состав первый формирователь короткого импульса. Тракт формирования синхросигнала приемника включает в свой состав последовательно соединенные управляемую цифровую линию задержки и второй формирователь короткого импульса. Выход формирователя короткого импульса образует первый выход блока управления, подключенный к управляющему входу управляемого электронного переключателя. Входы логического элемента «ИЛИ» соединяются с выходами тракта формирования синхросигнала передатчика и тракта формирования синхросигнала приемника. Выход логического элемента «ИЛИ» образует второй выход блока управления, соединенный с генератором когерентных радиоимпульсов.
Изобретение поясняется описанием конкретных примеров реализации импульсного сверхширокополосного датчика, предназначенного для измерения частоты дыхания и частоты сердечных сокращений.
На прилагаемых чертежах изображено следующее:
1
0
1
на фиг.1 - нормированный график Z(R)/T выходного сигнала корреляционной системы обработки в зависимости от относительного расстояния R/λ до исследуемого неподвижного объекта;
на фиг.2 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=0,5;
1
на фиг.3 - амплитудно-частотный Z(f) спектр выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=0,5;
на фиг.4 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=2;
1
на фиг.5 - амплитудно-частотный спектр Z(f) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=2;
на фиг.6 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=5;
1
на фиг.7 - амплитудно-частотный спектр Z(f) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=5;
на фиг.8 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=10;
1
на фиг.9 - амплитудно-частотный спектр Z(f) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=10;
на фиг.10 - структурная схема тракта формирования зондирующего сигнала, тракта передатчика зондирующего сигнала и тракта приемника отраженного сигнала;
на фиг.11 - структурная схема блока управления;
на фиг.12 - структурная схема тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений в первом варианте выполнения;
на фиг.13 - структурная схема тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений во втором варианте выполнения;
на фиг.14 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из задающего генератора блока управления;
на фиг.15 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из линии задержки тракта формирования синхросигнала приемника;
на фиг.16 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из первого формирователя короткого импульса тракта формирования синхросигнала передатчика;
на фиг.17 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из второго формирователя короткого импульса тракта формирования синхроимпульса приемника;
на фиг.18 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из блока управления;
на фиг.19 - временная диаграмма U(t) когерентных радиоимпульсов на выходе из СВЧ-автогенератора;
1
на фиг.20 - временная диаграмма Z(t) сигнала первого канала обработки отраженного сигнала на входе в первый фильтр частот;
1
на фиг.21 - временная диаграмма Z(t) сигнала первого канала обработки отраженного сигнала на выходе из первого интегратора;
2
на фиг.22 - временная диаграмма Z(t) сигнала второго канала обработки отраженного сигнала на входе во второй фильтр частот;
2
на фиг.23 - временная диаграмма Z(t) сигнала второго канала обработки отраженного сигнала на выходе из второго интегратора;
на фиг.24 - сравнительная диаграмма значений энергии сигналов E(t) на выходе из первого (верхняя кривая) и второго (нижняя кривая) блоков вычисления энергии сигнала.
Импульсный сверхширокополосный датчик включает в свой состав блок управления (БУ) 1, формирующий временную задержку импульса синхронизации, тракт формирования зондирующего сигнала, содержащий СВЧ-автогенератор (АГ) 2 с внешним возбуждением, который используется в качестве генератора когерентных радиоимпульсов (см. фиг.10). Датчик содержит также передающую и приемную антенны 3 и 4, тракт передатчика зондирующего сигнала, первый электронный переключатель 5 и тракт приемника отраженного сигнала с двумя каналами обработки отраженного сигнала (см. фиг.10).
Тракт формирования зондирующего сигнала включает в свой состав последовательно соединенные с СВЧ-автогенератором 2 буферный усилитель 6 (БУС) и полосовой фильтр 7 зондирующего сигнала (ПФЗС), подключенный к входу первого электронного переключателя 5. Тракт передатчика зондирующего сигнала содержит последовательно соединенные с передающей антенной 3 полосовой фильтр 8 передатчика (ПФП) и усилитель 9 передатчика (УСП), вход которого подключен к первому выходу управляемого электронного переключателя 5 (см. фиг.10).
Тракт приемника отраженного сигнала включает в свой состав последовательно соединенные с приемной антенной 4 полосовой фильтр 10 отраженного сигнала (ПФОС) и малошумящий усилитель 11 (МШУ), выход которого подключен к двум параллельно включенным каналам обработки отраженного сигнала. Тракт приемника содержит также фазосдвигающую цепочку 12 (ФСЦ). Первый канал обработки отраженного сигнала содержит смеситель сигналов 13 (СМ1), с выходом которого последовательно соединены полосовой фильтр 14 (ПФ1), усилитель низкой частоты 15 (УНЧ1), фильтр низких частот 16 (ФНЧ1) и аналого-цифровой преобразователь 17 (АЦП1). Первый вход смесителя сигналов 13 соединен с выходом малошумящего усилителя 11, а второй вход - со вторым выходом первого электронного переключателя 5 (см. фиг.10).
Второй канал обработки отраженного сигнала содержит смеситель сигналов (СМ2) 18, с выходом которого последовательно соединены полосовой фильтр 19 (ПФ2), усилитель низкой частоты 20 (УНЧ2), фильтр низких частот 21 (ФНЧ2) и аналого-цифровой преобразователь 22 (АЦП2). Первый вход смесителя сигналов 18 соединен с выходом малошумящего усилителя 11, а второй вход - со вторым выходом первого электронного переключателя 5 через фазосдвигающую цепочку 12, обеспечивающую сдвиг фазы зондирующего сигнала на 90°. Фильтры низких частот 16 и 21 имеют нижнюю границу частоты ~0,1 Гц и обеспечивают селекцию обрабатываемых сигналов с полосой пропускания, выше указанной «частоты среза» (см. фиг.10).
Блок управления 1, формирующий временную задержку импульса синхронизации, структурная схема которого изображена на фиг.11, содержит задающий генератор 23 (ЗГ), тракт формирования синхросигнала передатчика, который управляет процессом формирования зондирующего сигнала, и тракт формирования синхросигнала приемника.
Тракт формирования синхросигнала передатчика состоит из первого формирователя короткого импульса 24 (ФКИ1), с помощью которого формируется короткий видеоимпульс синхросигнала. Тракт формирования синхросигнала приемника, состоящий из управляемой цифровой линии задержки 25 (ЦЛЗ) и второго формирователя короткого импульса 26 (ФКИ2), образует первый выход блока управления 1, подключенный к управляющему входу первого электронного переключателя 5. Оба тракта формирования синхросигналов передатчика и приемника соединены с входами логического элемента «ИЛИ» 27, выход которого является вторым выходом блока управления 1. Данный выход соединен с управляющим входом СВЧ-автогенератора 2 (см. фиг.11).
Тракт вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, структурная схема которого изображена на фиг.12 и 13, включает в свой состав два фильтра частот 28 и 29 (ФЧ1 и ФЧ2), два сумматора 30 и 31 (СУМ1 и СУМ2), два блока 32 и 33 вычисления амплитуды сигнала (БВА1 и БВА2), два блока 34 и 35 вычисления энергии сигнала (БВЭ1 и БВЭ2), два интегратора 36 и 37 (ИНТ1 и ИНТ2), два компаратора 38 и 39 (КОМ1 и КОМ2), два блока 40 и 41 перемножения сигналов (БПС1 и БПС2), два блока 42 и 43 формирования опорного сигнала (БФС1 и БФС2), второй и третий электронные переключатели 44 и 45, блок 46 вычисления частоты дыхания (БЧД), блок 47 вычисления частоты сердечных сокращений (БЧС) и блок 48 отображения информации (БОИ).
Фильтры частот 28 и 29 предназначены для частотной селекции сигналов, характеризующих движение грудной клетки, и сигналов, характеризующих сердечные сокращения. Данные сигналы содержатся в отраженном сигнале, который представляет собой суммарную кривую функции дыхания и сердечных сокращений пациента. Фильтры частот 28 и 29 имеют полосу пропускания, обеспечивающую «сглаживание» частот, характерных для сердечных сокращений, на суммарной кривой отраженного сигнала, которая включает в себя частотные характеристики колебаний грудной клетки и сердечных сокращений. Полоса частот фильтров 28 и 29 ограничена верхней «частотой среза», равной ~1 Гц.
Вход первого фильтра частот 28 соединен с выходом первого канала обработки отраженного сигнала. Вход второго фильтра частот 29 соединен с выходом второго канала обработки отраженного сигнала. В рассматриваемом примере выполнения датчика входы первого и второго фильтров частот 28 и 29 подключены к выходам аналого-цифровых преобразователей 17 и 22 соответственно.
Первый вход первого сумматора 30 соединен с выходом первого канала обработки отраженного сигнала, которым служит выход аналого-цифрового преобразователя 17. Второй вход первого сумматора 30 соединен с выходом первого фильтра частот 28. Первый вход второго сумматора 31 соединен с выходом второго канала обработки отраженного сигнала, в качестве которого используется выход аналого-цифрового преобразователя 22. Второй вход второго сумматора 31 соединен с выходом второго фильтра частот 29.
Первый вход первого блока 40 перемножения сигналов соединен с выходом первого сумматора 30. Второй вход первого блока 40 перемножения сигналов соединен с выходом первого блока 42 формирования опорного сигнала. Первый вход второго блока 41 перемножения сигналов соединен с выходом второго сумматора 31. Второй вход второго блока 41 перемножения сигналов соединен с выходом второго блока 43 формирования опорного сигнала.
Вход первого интегратора 36 соединен с выходом первого блока 40 перемножения сигналов. Выход первого интегратора 36 соединен с первым входом второго электронного переключателя 44 и с входом первого блока 34 вычисления энергии сигнала. Вход второго интегратора 37 соединен с выходом второго блока 41 перемножения сигналов. Выход второго интегратора 37 соединен со вторым входом второго электронного переключателя 44 и с входом второго блока 35 вычисления энергии сигнала.
Выход первого блока 34 вычисления энергии сигнала соединен с первым входом первого компаратора 38. Выход второго блока 35 вычисления энергии сигнала соединен со вторым входом первого компаратора 38. Выход первого компаратора 38 соединен с управляющим входом второго электронного переключателя 44.
Вход первого блока 32 вычисления амплитуды сигнала соединен с выходом первого фильтра частот 28. Выход первого блока 32 вычисления амплитуды сигнала соединен с первым входом второго компаратора 39. Вход второго блока 33 вычисления амплитуды сигнала соединен с выходом второго фильтра частот 29. Выход второго блока 33 вычисления амплитуды сигнала соединен со вторым входом второго компаратора 39. Выход второго компаратора 39 соединен с управляющим входом третьего электронного переключателя 45.
Первый вход третьего электронного переключателя 45 соединен с выходом первого фильтра частот 28, а второй вход - с выходом второго фильтра частот 29. Выход третьего электронного переключателя 45 подключен к входу блока 46 вычисления частоты дыхания. Выход второго электронного переключателя 44 подключен к входу блока 47 вычисления частоты сердечных сокращений. Первый вход блока 48 отображения информации соединен с выходом блока 47 вычисления частоты сердечных сокращений. Второй вход блока 48 отображения информации соединен с выходом блока 46 вычисления частоты дыхания.
В первом варианте выполнения тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, изображенном на фиг.12, блоки 42 и 43 формирования опорных сигналов выполняются с входами, соединенными с выходами сумматоров 30 и 31 соответственно. Выходные сигналы сумматоров в данном варианте выполнения используются для формирования опорного сигнала в виде отрезков обрабатываемого отраженного сигнала в текущем масштабе времени. Длительность интервалов времени для таких отрезков сигнала выбирается равной 3 с. Формируемые опорные сигналы передаются на вход соответствующего блока (40 или 41) перемножения сигналов.
Во втором варианте выполнения тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, изображенном на фиг.13, блоки 42 и 43 формирования опорных сигналов выполняются с возможностью формирования опорного сигнала постоянной формы. Опорный сигнал вводится в запоминающее устройство каждого из блоков 42 и 43 формирования опорных сигналов и передается на вход соответствующего блока (40 или 41) перемножения сигналов. В качестве опорного сигнала может использоваться отрезок сигнала длительностью 3с, который характеризуется следующей зависимостью: .
Следует отметить, что в рассматриваемых предпочтительных примерах выполнения импульсного сверхширокополосного датчика используется ряд дополнительных элементов и блоков, без применения которых также возможно осуществление изобретения и достижение технического результата, связанного с повышением фазовой чувствительности датчика и точности измерений при перемещении исследуемого объекта.
В частности, в некоторых случаях конструктивного выполнения датчика не требуется использование общего блока отображения информации. Выходы смесителей сигналов 13 и 18, выполняющих в датчике функции фазовых детекторов, могут непосредственно соединяться с входами фильтров частот 28 и 29. Каналы обработки отраженного сигнала могут быть подключены к приемной антенне 4 без применения дополнительных средств усиления и частотной селекции сигнала. В тракте передатчика зондирующего сигнала передающая антенна 3 может быть непосредственно подключена к первому выходу первого электронного переключателя 5.
Работа описанного выше импульсного сверхширокополосного датчика осуществляется следующим образом.
0
Задающий генератор 23 вырабатывает прямоугольные импульсы синхронизации с периодом Т (временная диаграмма импульсов синхронизации представлена на фиг.14). Далее сигнал разделяется и поступает в два тракта: в тракт формирования синхросигнала передатчика, который предназначен для управления генерацией зондирующего сигнала, и в такт формирования синхросигнала приемника.
d1
В тракте формирования синхросигнала передатчика с помощью первого формирователя короткого импульса 24 на переднем фронте первого импульса синхронизации формируется короткий видеоимпульс с задержкой t (см. фиг.16). Длительность сформированного импульса определяется требуемой длительностью зондирующего сигнала.
d2
В тракте формирования синхросигнала приемника управляемая цифровая линия задержки 25 осуществляет задержку импульса синхронизации на время t (см. временную диаграмму на фиг.15), в течение которой происходит распространение зондирующего сигнала до исследуемого объекта и обратно до датчика. Величина задержки определяет протяженность рабочей дистанции измерения датчика и вычисляется согласно формуле:
1
d3
d1
(где R - расстояние между исследуемым объектом и датчиком, С - скорость распространения электромагнитных волн). С помощью второго формирователя короткого импульса 26 на переднем фронте второго импульса синхронизации формируется короткий видеоимпульс синхросигнала с задержкой t=t (см. фиг.17). Данный синхросигнал поступает в первый выход блока управления 1, который соединен с управляющим входом первого электронного переключателя 5.
d2
0
d2
Сформированные в трактах блока управления синхросигналы с помощью логического элемента «ИЛИ» 27 объединяются в единый синхросигнал, представляющий собой периодическую последовательность пар видеоимпульсов - дуплетов (см. фиг.18). Временной интервал между импульсами дуплета определяется величиной задержки t. Период Т следования дуплетов устанавливается задающим генератором 23. Синхросигнал, включающий дуплет видеоимпульсов, поступает во второй выход блока управления 1, который подключен к управляющему входу СВЧ-автогенератора 2. При поступлении управляющего синхросигнала СВЧ-автогенератор 2 формирует два когерентных радиоимпульса, следующих друг за другом с интервалом времени t (см. фиг.19).
Сформированный в СВЧ-автогенераторе 2 дуплет когерентных радиоимпульсов передается через буферный усилитель 6 и полосовой фильтр 7 зондирующего сигнала на вход первого электронного переключателя 5. Управление первым электронным переключателем 5 осуществляется синхросигналами, поступающими с первого выхода блока управления 1 на управляющий вход электронного переключателя. С помощью первого электронного переключателя 5 осуществляется управляемая коммутация сигналов, сформированных в тракте формирования зондирующего сигнала. По управляющим синхросигналам блока управления 1 зондирующие сигналы направляются либо в тракт передатчика сигнала, либо в тракт приемника отраженного сигнала.
В исходном состоянии первый электронный переключатель 5 находится в положении, показанном на фиг.10. При данном положении сигнал СВЧ-автогенератора 6 поступает в тракт передатчика зондирующего сигнала. В усилителе передатчика 9 происходит усиление зондирующего сигнала до требуемого уровня, при этом компенсируются потери энергии сигнала в полосовом фильтре 7 зондирующего сигнала и полосовом фильтре 8 передатчика. Полосовые фильтры 7, 8 и 10 имеют полосу пропускания от 3 до 10 ГГц и предназначены для подавления внеполосных излучений.
d2
Сформированный зондирующий сигнал передается в передающую антенну 3 и излучается по направлению к исследуемому объекту. Через расчетный промежуток времени t, который необходим для распространения зондирующего сигнала до исследуемого объекта и обратно до датчика, в тракте формирования синхросигнала приемника генерируется видеоимпульс, который передается с первого выхода блока управления 1 на управляющий вход первого электронного переключателя 5.
После поступления синхросигнала в первом электронном переключателе вырабатывается управляющее воздействие для изменения коммутации контактов. В результате этого тракт формирования зондирующего сигнала подключается ко вторым входам смесителей сигналов 13 и 18. Зондирующий опорный сигнал поступает в смеситель сигналов 18 после прохождения через фазосдвигающую цепочку 12, с помощью которой осуществляется сдвиг фазы сигнала на 90°. Вследствие этого второй когерентный радиоимпульс СВЧ-автогенератора 2 поступает во второй канал обработки отраженного сигнала с измененной фазой. Синфазный сигнал и сигнал с измененной фазой служат опорными сигналами для смесителей сигналов 13 и 18.
Принятый приемной антенной 4 сигнал, отраженный от исследуемого объекта, проходит через полосовой фильтр 10 отраженного сигнала, обеспечивающий снижение уровня помех от внешних радиосистем, и усиливается до требуемого уровня с помощью малошумящего усилителя 11. Отфильтрованный и усиленный отраженный сигнал поступает в каналы обработки отраженного сигнала на первые входы смесителей сигналов 13 и 18, которые выполняют функции фазовых детекторов. В результате корреляции с зондирующими опорными сигналами, которые подаются на вторые входы смесителей 13 и 18, в каналах обработки отраженного сигнала формируются два сигнала: первый синфазный сигнал в первом канале и второй сигнал, фаза которого сдвинута на 90°, во втором канале.
В каждом из каналов обработки отраженного сигнала происходит выделение сигнала в полосовых фильтрах 14 и 19 и усиление сигналов с помощью усилителей низкой частоты 15 и 20. С помощью фильтров низкой частоты 16 и 21 производится частотная селекция сигналов и выделение сигналов с частотой выше «частоты среза», которая равна 0,1 Гц и соответствует нижней границе частоты дыхания. Выделенные и усиленные сигналы затем оцифровываются в аналого-цифровых преобразователях 17 и 22 первого и второго каналов обработки отраженных сигналов.
На выходе первого канала обработки отраженного сигнала формируется сигнал , синфазный с зондирующим опорным сигналом (см. фиг.20). На выходе второго канала обработки отраженного сигнала формируется сигнал  сдвинутый по фазе относительно зондирующего опорного сигнала на 90° (см. фиг.22). Данные сигналы передаются в тракт вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, структурная схема которого показана на фиг.12 и 13.
Сигнал первого канала обработки отраженного сигнала поступает в первый фильтр частот 28, а сигнал второго канала - во второй фильтр частот 29. Данные фильтры, имеющие верхнюю «частоту среза» ~1 Гц, обеспечивают задержку высокочастотного сигнала, который характеризует сердечные сокращения. Таким образом, из суммарного отраженного сигнала, который включает в себя сигналы, соответствующие колебаниям грудной клетки и сердечным сокращениям пациента, на выходе из фильтров частот 28 и 29 выделяются сигналы, характеризующие дыхание пациента.
После частотной селекции сигналы с выходов фильтров частот 28 и 29 поступают на вторые входы сумматоров сигналов 30 и 31, на входы третьего электронного переключателя 45 и на входы блоков 32 и 33 вычисления амплитуды сигнала. На первые входы сумматоров сигналов 30 и 31 подаются сигналы соответственно из первого и второго каналов обработки отраженного сигнала.
Сумматоры сигналов 30 и 31 работают в режиме вычитания сигналов, поступающих на их входы. В результате вычитания сигналов, соответствующих колебаниям грудной клетки, из суммарных отраженных сигналов первого и второго каналов обработки отраженного сигнала на выходе из сумматоров 30 и 31 формируются сигналы, соответствующие сердечным сокращениям пациента. Полученные в результате частотной селекции отдельные сигналы, характеризующие различные физиологические параметры (дыхание и сердечные сокращения), подвергаются последующей корреляционной обработке.
В качестве корреляционной системы для обработки сигнала, характеризующего сердечные сокращения, используются блоки 40 и 41 перемножения сигналов и подключенные к их выходам интеграторы 36 и 37. Сигналы с выходов сумматоров 30 и 31 передаются на первые входы блоков 40 и 41 перемножения сигналов. На вторые входы блоков 40 и 41 перемножения сигналов подаются опорные сигналы с выходов блоков 42 и 43 формирования опорного сигнала.
В первом варианте выполнения тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, структурная схема которого показана на фиг.12, блоки 42 и 43 формирования опорного сигнала выполнены с входами, подключенными соответственно к выходам сумматоров сигналов 30 и 31. В этом случае в качестве опорного сигнала используются фиксированные отрезки обрабатываемых сигналов. Длительность таких отрезков выбирается равной не менее усредненного периода колебаний отраженного сигнала. Для рассматриваемого примера выполнения датчика длительность формируемого опорного сигнала составляет 3 с.
Через определенные интервалы времени, например с периодом 60с, с помощью блоков 42 и 43 формирования опорного сигнала производится запись отрезка сигнала на выходе из соответствующего сумматора сигналов 30 и 31 в запоминающее устройство. Данный отрезок сигнала используется в качестве опорного сигнала и передается во второй вход соответствующего блока перемножения сигналов (40 или 41) до следующей записи отрезка сигнала.
Во втором варианте выполнения тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, структурная схема которого показана на фиг.13, блоки 42 и 43 формирования опорного сигнала выполняются с возможностью формирования опорного сигнала постоянной формы. Сигнал с заданной формой кривой хранится в запоминающих устройствах блоков 42 и 43 и постоянно передается на вход соответствующего блока перемножения сигналов (40 или 41).
В рассматриваемом примере выполнения тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений в качестве фиксированного отрезка опорного сигнала используется сигнал с заданной формой кривой, так называемый вейвлет, описываемый следующей зависимостью: . Длительность такого опорного сигнала выбирается равной не менее усредненного периода колебаний отраженного сигнала. Для рассматриваемого примера длительность формируемого опорного сигнала составляет 3 с.
1
2
При перемножении входящих сигналов в блоках 40 и 41 опорный сигнал дискретно перемещается вдоль обрабатываемого сигнала и вычисляется результат перемножения входящих сигналов. Результирующие сигналы с выходов блоков 40 и 41 затем поступают в соответствующие интеграторы 36 и 37, с помощью которых осуществляется дискретное вычисление корреляционных интегралов обрабатываемых сигналов для каждого текущего момента времени. Временные диаграммы Z(t) и Z(t) сигналов соответственно первого и второго каналов обработки отраженного сигнала на выходе из первого и второго интеграторов 36 и 37 изображены на фиг.21 и 23.
1
2
Из приведенных временных диаграмм Z(t) и Z(t) сигналов первого и второго каналов обработки отраженного сигнала видно, что сигнал первого канала на выходе из корреляционной системы (см. фиг.21) имеет различимый цикличный характер и позволяет определить значение частоты сердечных сокращений с высокой точностью. Сигнал же второго канала (см. фиг.23) имеет «размытый» апериодический характер, и вследствие этого частота сердечных сокращений не может быть определена с требуемой точностью.
1
2
Сигналы, формируемые в интеграторах 36 и 37, передаются затем на вторые входы второго электронного переключателя 44 и на входы блоков 34 и 35 вычисления энергии сигналов. Сигнал Z(t) с выхода первого интегратора 36 поступает на первый вход второго электронного переключателя 44 и на вход первого блока 34 вычисления энергии сигнала из первого канала обработки отраженного сигнала. Сигнал Z(t) с выхода второго интегратора 37 поступает на второй вход второго электронного переключателя 44 и на вход второго блока 35 вычисления энергии сигнала из второго канала обработки отраженного сигнала.
Для выбора сигнала, который в дальнейшем может использоваться для точного определения частоты сердечных сокращений, применяется процедура выбора сигнала по величине его энергии. Энергия сигналов, поступающих из первого и второго каналов обработки отраженного сигнала, определяется с помощью блоков 34 и 35 вычисления энергии сигнала. Энергия сигнала в каждом из блоков 34 и 35 определяется как сумма квадратов значений амплитуды сигнала в течение фиксированного интервала времени. В рассматриваемом примере выполнения датчика квадраты значений амплитуды сигналов вычисляются в течение фиксированного интервала времени. Процедура определения энергии в блоках 34 и 35 осуществляется в текущем масштабе времени в течение трехсекундного интервала времени («скользящего окна»), который перемещается вдоль входящего сигнала на один отсчет времени после каждого измерения.
Вычисленные значения энергий сигналов передаются затем с выходов блоков 34 и 35 соответственно на первый и второй входы первого компаратора 38. С помощью компаратора 38 осуществляется сравнение входящих сигналов и определяется сигнал, имеющий наиболее высокое значение энергии. Сравнительная диаграмма вычисленных значений энергии сигналов E(t) в относительных единицах измерения показана на фиг.24. Верхняя кривая на сравнительной диаграмме E(t) отражает изменение энергии сигнала на выходе из первого блока 34 вычисления энергии сигнала. Нижняя кривая на сравнительной диаграмме E(t) характеризует изменение энергии сигнала на выходе из второго блока 35 вычисления энергии сигнала.
Из представленной сравнительной диаграммы (см. фиг.24) следует, что сигнал, поступающий из первого канала обработки отраженного сигнала, существенно превышает по величине энергии сигнал, поступающий из второго канала обработки отраженного сигнала. На основании результата сравнения двух входящих сигналов компаратор 38 передает сигнал на управляющий вход второго электронного переключателя 44. Вследствие этого вырабатывается управляющее воздействие для изменения положения контактов переключателя, которое должно соответствовать выбранному сигналу с максимальной энергией. Выход первого интегратора 36 подключается к входу блока 47 вычисления частоты сердечных сокращений, с помощью которого производится дальнейшая обработка выбранного сигнала.
С помощью блока 47 вычисления частоты сердечных сокращений производится поиск локальных максимумов исследуемого сигнала и определение временных меток (значений текущего времени), соответствующих найденным локальным максимумам. По выявленным временным меткам вычисляется частота сердечных сокращений пациента. Сигнал, соответствующий вычисленному значению частоты сердечных сокращений, передается затем на первый вход блока 48 отображения информации.
1
2
Для выбора сигнала, который в дальнейшем используется для точного определения частоты дыхания, применяется процедура выбора сигнала по величине амплитуды. Использование величины амплитуды сигнала в качестве критерия сравнения сигналов на выходе из фильтров частот 28 и 29 обусловлено низкочастотным характером кривой, соответствующей колебаниям грудной клетки пациента. Частота дыхания существенно ниже по величине, примерно на порядок, частоты сердечных сокращений. Поэтому определяющим фактором в выборе сигнала дыхания для последующей обработки является наличие ярко выраженных максимумов амплитуды сигнала. Из представленных временных диаграмм Z(t) и Z(t) сигналов первого и второго каналов обработки отраженного сигнала видно, что амплитуда сигнала первого канала, значительно превышает амплитуду сигнала второго канала. Средний размах между противоположными пиками сигнала первого канала составляет примерно 40 единиц, а соответствующий средний размах для второго канала - примерно 3 единицы (см. фиг.20 и 22).
Корреляционная обработка сигналов дыхания, выделенных с помощью фильтров 28 и 29, производится с помощью двух блоков 32 и 33 вычисления амплитуды сигнала. На выходе первого блока 32 формируется сигнал, соответствующий величине амплитуды сигнала дыхания, поступающего из первого канала обработки отраженного сигнала. На выходе второго блока 33 формируется сигнал, соответствующий величине амплитуды сигнала дыхания, поступающего из второго канала обработки отраженного сигнала. Сигналы, характеризующие величину амплитуды сигнала дыхания, передаются с выходов блоков 32 и 33 соответственно на первый и второй входы второго компаратора 39.
С помощью компаратора 39 производится сравнение по величине двух входящих сигналов, поступающих из блоков 32 и 33 вычисления амплитуды сигнала. На основании результата сравнения компаратор 39 передает сигнал на управляющий вход третьего электронного переключателя 45 и вследствие этого вырабатывается управляющее воздействие для изменения положения контактов переключателя. Коммутируемое соединение контактов должно соответствовать выбранному сигналу, имеющему максимальную амплитуду. В рассматриваемом примере выполнения выход первого фильтра частоты 28 подключается к входу блока 46 вычисления частоты дыхания, и выбранный сигнал из первого канала обработки отраженного сигнала поступает в указанный блок для дальнейшей обработки.
С помощью блока 46 вычисления частоты дыхания производится поиск локальных максимумов исследуемого сигнала и определение временных меток (значений текущего времени), соответствующих найденным локальным максимумам. По выявленным временным меткам вычисляется частота дыхания пациента. Сигнал, соответствующий вычисленному значению частоты дыхания, передается после этого на второй вход блока 48 отображения информации. Блок 48 используется для представления результатов измерения частот дыхания и сердечных сокращений в удобном для визуального контроля виде, в частности, в виде численных значений на мониторе.
Датчик, выполненный согласно изобретению, позволяет последовательно производить частотную селекцию отраженного сигнала в двух каналах обработки, выделять отдельные сигналы, характеризующие частоту дыхания, и сигналы, характеризующие частоту сердечных сокращений, осуществлять раздельную корреляционную обработку выделенных сигналов и после этого производить выбор наиболее информативного сигнала для каждого контролируемого физиологического параметра для последующего вычисления частот дыхания и сердечных сокращений с требуемой точностью. Данная процедура обработки отраженного сигнала, реализуемая посредством определенного структурного построения тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений, позволяет существенно повысить фазовую чувствительность датчика и точность измерения контролируемых физиологических параметров. Кроме того, обеспечивается возможность контроля параметров при перемещении исследуемых объектов за счет исключения влияния на результаты измерений «слепых» зон на рабочей дистанции датчика.
Импульсный сверхширокополосный датчик для измерения частот дыхания и сердечных сокращений может применяться в медицинском оборудовании в качестве высокочувствительного средства диагностики сердечно-сосудистой системы и органов дыхания в стационарных и полевых условиях.
Перечень цифровых и сокращенных буквенных обозначений структурных элементов импульсного сверхширокополосного датчика, изображенных на фиг.10, 11, 12 и 13:
1 - блок управления (БУ);
2 - СВЧ-автогенератор (АГ);
3 - передающая антенна;
4 - приемная антенна;
5 - первый электронный переключатель;
6 - буферный усилитель (БУС);
7 - полосовой фильтр зондирующего сигнала (ПФЗС);
8 - полосовой фильтр передатчика (ПФП);
9 - усилитель передатчика (УСП);
10 - полосовой фильтр отраженного сигнала (ПФОС);
11 - малошумящий усилитель (МШУ);
12 - фазосдвигающая цепочка (ФСЦ);
13 - смеситель сигналов первого канала обработки отраженного сигнала (СМ1);
14 - полосовой фильтр первого канала обработки отраженного сигнала (ПФ1);
15 - усилитель низкой частоты первого канала обработки отраженного сигнала (УНЧ1);
16 - фильтр низких частот первого канала обработки отраженного сигнала (ФНЧ1);
17 - аналого-цифровой преобразователь первого канала обработки отраженного сигнала (АЦП 1);
18 - смеситель сигналов второго канала обработки отраженного сигнала (СМ2);
19 - полосовой фильтр второго канала обработки отраженного сигнала (ПФ2);
20 - усилитель низкой частоты второго канала обработки отраженного сигнала (УНЧ2);
21 - фильтр низких частот второго канала обработки отраженного сигнала (ФНЧ2);
22 - аналого-цифровой преобразователь второго канала обработки отраженного сигнала (АЦП2);
23 - задающий генератор блока управления (ЗГ);
24 - первый формирователь короткого импульса блока управления (ФКИ1);
25 - цифровая линия задержки блока управления (ЦЛЗ);
26 - второй формирователь короткого импульса блока управления (ФКИ2);
27 - логический элемент «ИЛИ» блока управления;
28 - первый фильтр частот (ФЧ1);
29 - второй фильтр частот (ФЧ2);
30 - первый сумматор (СУМ1);
31 - второй сумматор (СУМ2);
32 - первый блок вычисления амплитуды сигнала (БВА1);
33 - второй блок вычисления амплитуды сигнала (БВА2);
34 - первый блок вычисления энергии сигнала (БВЭ1);
35 - второй блок вычисления энергии сигнала (БВЭ2);
36 - первый интегратор (ИНТ1);
37 - второй интегратор (ИНТ2);
38 - первый компаратор (КОМ1);
39 - второй компаратор (КОМ2);
40 - первый блок перемножения сигналов (БПС1);
41 - второй блок перемножения сигналов (БПС2);
42 - первый блок формирования опорного сигнала (БФС1);
43 - второй блок формирования опорного сигнала (БФС2);
44 - второй электронный переключатель;
45 - третий электронный переключатель;
46 - блок вычисления частоты дыхания (БЧД);
47 - блок вычисления частоты сердечных сокращений (БЧС);
48 - блок отображения информации (БОИ).