ИНТЕЛЛЕКТУАЛЬНЫЙ ДАТЧИК ДЛЯ ФЕТАЛЬНОГО МОНИТОРИРОВАНИЯ

Настоящее техническое решение относится к области медицинского приборостроения, в частности, к устройствам мониторирования физиологических параметров, и может быть использовано в системах медицинской диагностики.
Из существующего уровня техники известен фетальный монитор, включающий в себя электронный блок, ультразвуковой и тензометрический датчики (United States Patent 5,442,940, опубл. 22.08.1995). Ультразвуковой датчик используется для регистрации сердцебиений плода, а тензометрический датчик - для регистрации сократительной активности матки. Одновременная запись частоты сердечных сокращений (ЧСС) плода, сократительной активности матки и моментов шевелений плода, называемая кардиотокограммой (КТГ), широко применяется в медицинской практике для оценки состояния плода. Недостатком данного технического решения является то, что связь между датчиками и системным блоком фетального монитора осуществляется с помощью электрических кабелей, которые могут в ряде случаев создавать серьезные помехи для медперсонала при проведении медицинских процедур, а также доставлять дискомфорт пациентке. Из-за потенциальной опасности поражения электрическим током проводные датчики не используются при выполнении водной терапии.
Также из уровня техники известно устройство фетального мониторирования (Avalon CTS Cordless Fetal Transducer System, PAD M2720A, M2725A, M2726A & M2727A, Data Sheet, Printed in The Netherlands, 4522 962 15771/862 JUL 2006), содержащее беспроводные датчики, связь которых с базовой станцией реализуется на основе радиочастотной телеметрии. Телеметрическое устройство включает в себя несколько передатчиков и приемников, соответственно, для формирования электромагнитных сигналов и их приема на некотором расстоянии. При этом передатчики входят в состав датчиков для регистрации диагностических параметров, а приемники - в состав базовой станции. Каждый канал передачи телеметрической информации использует определенный диапазон частот. Однако, хотя радиочастотная телеметрия и позволяет обеспечить свободу перемещения пациентки за счет передачи сигналов на большие расстояния, она имеет ограничения в целом ряде применений. Например, если производится мониторирование одновременно нескольких пациенток, то во избежание помех должна быть предусмотрена работа приборов на разных радиочастотах. Из-за требований электромагнитной совместимости полосы частот разных каналов должны отличаться не менее чем на 25 кГц, что ограничивает количество передаваемой по радиоканалам информации, и, кроме того, реализация телеметрической системы является достаточно сложной и дорогостоящей.
Наиболее близким аналогом настоящего технического решения является беспроводное устройство фетального мониторирования, состоящее из беспроводного датчика и рабочей станции, связанных между собой через цифровой беспроводной интерфейс. При этом беспроводной датчик содержит ультразвуковой преобразователь, выходной и входной усилители, аналого-цифровой преобразователь и передатчик, а рабочая станция может представлять собой портативный персональный компьютер или любое другое вычислительное устройство на его основе (см., United States Patent Application Publication 2013/0261464, опубл. 03.10.2013). Входящий в состав беспроводного датчика ультразвуковой преобразователь обеспечивает генерацию зондирующего ультразвукового сигнала в тело пациентки и прием эхо-сигнала от сердца плода. Далее производится усиление эхо-сигнала, синхронная демодуляция с целью выделения полосы анализируемых доплеровских частот и аналого-цифровое преобразование выделенного доплеровского сигнала. После этого цифровые данные по беспроводному интерфейсу поступают на рабочую станцию для последующей обработки. Электропитание беспроводного датчика осуществляется от встроенной аккумуляторной батареи. Рабочая станция обеспечивает реализацию алгоритмов цифровой обработки данных: формирование значений ЧСС плода в графическом и текстовом виде, формирование кривой активности матки на основе данных поступающих от тензометрического датчика, звуковое воспроизведение сигналов сердцебиений плода, оценку качества записи.
Недостатком этого устройства является то, что звуковое воспроизведение доплеровского сигнала сердцебиений плода, используемого для установки ультразвукового датчика в направлении локации сердца плода, и оценка записи КТГ реализуется на рабочей станции. По этой причине начальная установка и последующая коррекция положения ультразвукового датчика на теле пациентки с целью получения максимального уровня эхо-сигнала от сердца плода, оценка текущей записи производится только в непосредственной близости от рабочей станции, что может создавать неудобство медицинскому персоналу. Кроме того, поскольку в процессе мониторирования по беспроводному интерфейсу осуществляется передача необработанных отсчетов доплеровского сигнала, то беспроводной интерфейс должен обеспечивать достаточно высокий темп передачи данных в соответствии с полосой частот формируемого доплеровского сигнала, что приводит к повышению уровня нежелательного радиооблучения плода во время его мониторирования и сокращению времени работы аккумуляторной батареи, встроенной в беспроводной датчик.
Задачей, на решение которой направлено заявляемое изобретение, является улучшение качества и безопасности устройства беспроводного фетального мониторирования.
Поставленная задача в предложенном техническом решении решается за счет того, что интеллектуальный датчик для фетального мониторирования содержит установленные в едином корпусе ультразвуковой преобразователь, подключенный через входной усилитель и аналого-цифровой преобразователь к процессору, снабженному оперативной энергонезависимой памятью, и связанный с выходным усилителем, панель управления, экран и трансивер, подключенные к процессору, при этом между выходным усилителем и процессором установлен трансивер, а процессор выполнен с возможностью автоматического анализа потерь ультразвукового сигнала, к выходу которого через цифро-аналоговый преобразователь подключен громкоговоритель.
Процессор может быть снабжен дополнительным разъемом для подключения тензометрического датчика.
Интеллектуальный датчик может быть снабжен встроенным аккумулятором.
Ультразвуковой преобразователь может быть выполнен в виде нескольких пространственно разнесенных и электрически соединенных пьезоэлектрических пластин.
Техническим результатом, достигаемым приведенной совокупностью признаков, является обеспечение возможности независимого формирования пакета данных о частоте сердечных сокращений плода, что в свою очередь обеспечивает возможность свободных перемещений на любые расстояния пациентки в процессе непрерывного мониторирования.
Проведение фетального мониторирования беспроводным способом передачи данных на дальние расстояния в любой момент времени осуществляется за счет обеспечения возможности поиска направления локации сердца плода с помощью самого датчика благодаря возможности получения звукового доплеровского сигнала и информации о качестве записи и формируемых диагностических параметрах непосредственно с интеллектуального датчика. Кроме того, снабжение интеллектуального датчика для фетального мониторирования цифровым процессором, осуществляющим формирование текущих значений частоты сердечных сокращений плода, передача которых на рабочую станцию производится с существенно меньшей скоростью, чем передача исходного доплеровского сигнала, значительно снижает уровень радиооблучения плода во время его мониторирования и повышает время работы аккумуляторной батареи. Поскольку с помощью встроенного в интеллектуальный датчик цифрового процессора осуществляется формирование звукового доплеровского сигнала и производится автоматическая оценка записи, то информацию о качестве записи и формируемых диагностических параметрах медперсонал может получать непосредственно с датчика. И, как следствие, нет необходимости нахождения пациентки вблизи рабочей станции при начальной установке и последующей коррекции в процессе мониторирования положения датчика с целью поиска направления локации сердца плода.
Сущность заявленного устройства поясняется чертежами, не охватывающими и, тем более, не ограничивающими объем притязаний по данному решению, а лишь являющимися иллюстрирующими материалами частного случая выполнения устройства.
На фиг.1 изображена блок-схема устройства;
на фиг.2 представлена блок-схема алгоритма автоматического анализа потерь сигнала.
Интеллектуальный датчик для фетального мониторирования включает объединенные в единый корпус синхронизатор 1, выходной усилитель 2, ультразвуковой преобразователь 3, входной усилитель 4, аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 5, цифровой процессор 7, панель управления 8, передатчик, в качестве которого использован цифровой трансивер 9, цифро-аналоговый преобразователь 10, громкоговоритель 11 и экран 12.
Цифровой процессор 7 соединен с синхронизатором 1, подсоединенным к входу усилителя мощности 2. Выход усилителя мощности 2 подключен к ультразвуковому преобразователю 3, который в свою очередь последовательно соединен через входной усилитель 4 и аналого-цифровой преобразователь 5 со входом цифрового процессора 7. Выходы цифрового процессора 7 соединены с экраном 12 и цифро-аналоговым преобразователем 10, соединенным с громкоговорителем 11. Цифровой процессор 7 двусторонне соединен с цифровым трансивером 9, и панелью управления 8. Кроме того, цифровой процессор 7 выполнен с обеспечением возможности осуществления автоматического анализа потерь ультразвукового сигнала и снабжен оперативной энергонезависимой памятью (на фиг.1 условно не показана) для накопления обработанных данных, полученных в результате мониторирования.
Интеллектуальный датчик может быть снабжен дополнительным разъемом 6 для подключения тензометрического датчика к цифровому процессору 7, снабженному аналого-цифровым преобразователем для преобразования сигнала тензометрического датчика из аналоговой в цифровую форму.
Интеллектуальный датчик снабжен встроенным аккумулятором 13 для обеспечения автономного электропитания.
Ультразвуковой преобразователь 3 включает набор нескольких электрически соединенных пьезоэлектрических пластин, пространственно разнесенных между собой для обеспечения широкой зоны локации для осуществления преобразования электрического сигнала в механические колебания, направляемые в исследуемую область и преобразования механических колебаний, порождаемых отражениями от движущихся структур сердца плода, в электрический эхо-сигнал.
Принцип действия устройства основан на использовании эффекта Доплера для измерения ЧСС плода. Устройство производит излучение ультразвукового сигнала, частота которого обычно имеет значение порядка 1-2 МГц. В соответствии с эффектом Доплера сигнал, отраженный от движущихся структур сердца плода, имеет частотный сдвиг. Величина этого сдвига зависит от частоты излучения ультразвукового сигнала, скорости движения тканей и для выбранной частоты излучения ультразвука находится в звуковом диапазоне частот. В процессе мониторирования производится выделение изменяющегося во времени доплеровского сигнала, обусловленного движениями тканей сердца плода. Далее этот сигнал воспроизводится с помощью громкоговорителя и используется для формирования текущих значений ЧСС плода. Звуковое воспроизведение доплеровского сигнала существенно облегчает поиск направления локации сердца плода. Оптимальным направлением зондирования является то, при котором достигается максимальный уровень звучания доплеровского сигнала от сердцебиений плода.
При необходимости одновременно с формированием ЧСС плода производится дополнительно и измерение сократительной активности матки тензометрическим датчиком. С помощью встроенной в тензометрический датчик мостовой схемы регистрируется давление на рабочую поверхность датчика, вызываемое сокращениями матки. Передача результатов мониторирования сократительной активности матки на рабочую станцию осуществляется с использованием беспроводного интерфейса интелектуального датчика или с помощью автономного беспроводного интерфейса, встроенного непосредственно в тензометический датчик.
Работает устройство следующим образом. Перед проведением обследования устройство размещается на теле пациентки и закрепляется с помощью ремня таким образом, чтобы формируемый ультразвуковой луч был направлен в область сердца плода. Для облегчения поиска плода с помощью громкоговорителя 11 воспроизводится звуковой доплеровский сигнал, порождаемый сердцебиениями плода. Громкость звучания регулируется с помощью кнопок на панели управления 8.
При зондировании ультразвуковым сигналом с частотой порядка 1 МГц доплеровские частоты от движущихся структур сердца плода составляют значения в диапазоне 100-300 Гц и находятся за пределами нижней границы частотной характеристики портативного громкоговорителя 11, используемого для звукового воспроизведения. Конструктивные параметры портативного громкоговорителя 11 позволяют обеспечить звуковое воспроизведение сигналов только с частотой не менее 1 кГц. Поэтому для качественного звукового воспроизведения сердцебиений плода в более высоком диапазоне частот с помощью цифрового процессора 7 реализуется специальный метод преобразования диапазона доплеровских частот, известный в литературе под названием «питч-шифтинг» (Pitch Shifting). Питч-шифтинг представляет собой преобразование звукового сигнала, при котором происходит изменение его основного тона в область более высоких частот, а длительность сигнала остается постоянной.
После установки оптимального направления локации сердца плода включается режим записи путем нажатия соответствующей кнопки на панели управления 8.
На этапе излучения синхронизатором 1 формируется сигнал, представляющий собой пачку импульсов, при этом частота повторения импульсов в пачке равна несущей частоте (порядка 1 МГц), а частота повторения пачки импульсов определяется максимальной глубиной зондирования. Сигнал усиливается с помощью выходного усилителя мощности 2 и поступает на ультразвуковой преобразователь 3. Ультразвуковой преобразователь 3 представляет набор из нескольких электрически соединенных пьезоэлектрических пластин, пространственно разнесенных между собой для обеспечения широкой зоны локации (обычно, количество пластин составляет величину 7 или 9). Пьезоэлектрические пластины осуществляют преобразование электрического сигнала возбуждения, поступающего с выходного усилителя мощности 2, в механические колебания, направляемые в исследуемую область и, соответственно, в процессе приема выполняют преобразование механических колебаний, порождаемых отражениями от движущихся структур сердца плода, в электрический эхо-сигнал.
Эхо-сигнал поступает на входной усилитель 4, который выполняет усиление сигнала на несущей частоте в полосе частот, согласованной с длительностью сигнала излучения.
После усиления, выполняемого с помощью входного усилителя 4, АЦП 5 производит преобразование сигнала из аналоговой в цифровую форму с частотой дискретизации, соответствующей спектру частот принимаемого сигнала, и составляет величину порядка нескольких МГц. Согласно теореме Котельникова такой подход позволяет обеспечить аналого-цифровое преобразование эхо-сигнала без потери информации. Частота дискретизации сигнала задается от синхронизатора 1. Высокоскоростной АЦП 5 с разрядностью преобразования порядка 12-ти двоичных разрядов позволяет представить эхо-сигнал на несущей частоте в виде цифровой последовательности отсчетов и производить дальнейшую обработку только цифровым способом с использованием цифрового процессора 7.
В цифровом процессоре 7 производится обработка эхо-сигнала, и в результате этой обработки формируется доплеровский сигнал, частота которого пропорциональна скорости движения структур сердца плода. Выделение доплеровского сигнала производится на основе реализации алгоритма синхронного детектирования, состоящего в сдвиге спектра эхо-сигнала в область низких частот путем операции гетеродинирования и последующей полосовой фильтрации (Halberg L.I., Thiele K.Е. Extraction of blood flow information using Doppler-shifted ultrasound, Hewlett-Packard Journal, June, 1986, pp. 35-39). Для выбранной частоты излучения ультразвука формируемый доплеровский сигнал находится в диапазоне звуковых частот. При этом в соответствии с принципом импульсно-волнового доплеровского зондирования максимальная измеряемая частота доплеровского сигнала не превышает значения половины частоты повторения импульсов излучения.
При необходимости одновременно с записью ультразвукового сигнала производится и регистрация сокращения матки с помощью дополнительного тензометрического датчика, а также фиксация моментов шевеления плода путем нажатия кнопки на панели управления 8.
Тензометрический датчик (на фиг.1 не представлен) включает в себя мостовую резисторную схему, значение сопротивления на плечах которой меняется в зависимости от приложенной к датчику нагрузки, вызванной сокращением матки. Величина нагрузки на тензометрический датчик преобразуется в уровень напряжения и далее усиливается приблизительно в 250 раз. Сигнал от тензометрического датчика поступает через разъем 6 на цифровой процессор 7. С помощью АЦП, входящего состав цифрового процессора 7, выполняется преобразование сигнала тензометрического датчика из аналоговой в цифровую форму. Встроенный в цифровой процессор 7 АЦП с низким уровнем энергопотребления обеспечивает при частоте дискретизации данных порядка 1 кГц разрядность преобразования порядка 10-ти двоичных разрядов (см., например, Digital Signal Processor TMS320VC5505 Data Sheet). Тензометрический датчик закрепляется на теле пациентки с помощью ремня. При этом с изменением натяжения ремня на экране 12 индицируется состояние тензометрического датчика: недостаточная нагрузка, перегрузка, датчик находится в рабочем диапазоне. Тензометрический датчик может иметь встроенные средства обработки и отображения информации, а также собственный беспроводной интерфейс для автономной связи с рабочей станцией.
Цифровой процессор 7 обеспечивает решение следующих основных задач: цифровую обработку сигналов, в том числе выполнение автоматического анализа потерь ультразвукового сигнала; анализ результатов измерений; сохранение обработанных данных, полученных в результате мониторирования; формирование результатов обработки измерений на экране; формирование информационных сообщений по результатам обработки и интерпретации измерений; реализацию графического интерфейса пользователя; передачу данных на рабочую станцию по беспроводному каналу.
Цифровая обработка ультразвукового сигнала сводится к последовательному выполнению следующих операций: демодуляция, полосовая фильтрация, амплитудное детектирование. Далее на основе полученных результатов амплитудного детектирования доплеровского сигнала формируются значения ЧСС плода автокорреляционным методом. Текущие результаты измерений ЧСС плода отображаются на экране 12. При подключении тензометрического датчика к разъему 6 одновременно с результатами измерений ЧСС плода отображаются и результаты измерений маточной активности.
В процессе мониторирования цифровой процессор 7 выполняет также автоматический анализ потерь ультразвукового сигнала. Если при записи значение ЧСС резко увеличивается или уменьшается, а затем резко возвращается к первоначальному уровню, то этот скачок значений рассматривается как артефакт, вызванный потерей сигнала. Цифровой процессор 7 отслеживает резкие изменения значений ЧСС более 35 уд/мин и формирует интервалы потери сигнала.
В процессе мониторирования формируется процент потерь ультразвукового сигнала с использованием соотношения:
,
А
где Т - период анализа потерь сигнала;
П
А
Т - общее время потерь сигнала за период анализа Т.
А
А
Если за период анализа Т процент потерь ультразвукового сигнала составит величину, превышающую некоторое пороговое значение THRESHOLD, то на экране во всплывающем окне формируется сообщение о необходимости проверить положение ультразвукового датчика. Данное сообщение автоматически исчезает при восстановлении процента потерь ниже пороговой величины. Для практических применений время анализа Т составляет величину порядка 2-3 мин, а пороговое значение процента потерь THRESHOLD - порядка 50%.
NEW
CURRENT
NEW
FR-ΔFR≤FR≤FR+ΔFR,
NEW
где FR - новое значение ЧСС
ΔFR - 35 ударов/мин
CURRENT
FR - текущее значение ЧСС
Блок-схема алгоритма автоматического анализа потерь сигнала приведена на фиг.2
Возможны два режима передачи данных на рабочую станцию через беспроводной интерфейс 9: режим непрерывной передачи результатов мониторирования на рабочую станцию по мере их формирования и режим предварительного накопления данных в оперативной памяти цифрового процессора 7 с последующей их передачей на рабочую станцию одним массивом в момент времени, инициируемый медицинским персоналом.
Цифровой процессор 7 обеспечивает целостность передаваемых на рабочую станцию данных таким образом, что если происходит прерывание связи с рабочей станцией, то устройство имеет возможность сохранять информацию во внутренней памяти и может возобновлять передачу данных, когда связь восстанавливается.
Поскольку формирование значений ЧСС плода производится внутри устройства, и, как следствие, поток информации из устройства на внешнюю рабочую станцию является достаточно медленным, то цифровой трансивер 9 может реализовывать любой из беспроводных интерфейсов, применение которых разрешено в медициской практике, в частности, интерфейс ZigBee или интерфейс Bluetooth. Использование беспроводного широкополосного интерфейса с низким уровнем излучения позволяет уменьшить степень высокочастотного облучения матери и плода по сравнению с устройствами радиочастотной телеметриии, работающими в узкой полосе частот. При этом за счет малой потребляемой мощности обеспечивается длительное время работы аккумуляторной батареи без подзарядки.
Для воспроизведения доплеровского сигнала, различной звуковой информации используется ЦАП 10 и громкоговоритель 11.
На входящем в состав устройства экране 12 формируются результаты измерений: ЧСС плода, результаты измерений маточной активности (при подключении тензометрического датчика к разъему 6). Экран 12 используется также для отображения текущего состояния устройства, формирования информационных сообщений и режима зарядки аккумулятора 13.
Электропитание устройства производится от установленной в нем аккумуляторной батареи 13. Аккумуляторная батарея 13 подзаряжается с помощью индукционной системы зарядки, когда устройство не выполняет мониторирования. С этой целью по окончанию мониторирования устройство размещается на специальном модуле индукционной зарядки. Индукционная система зарядки устройства реализуется на основе двух зарядных катушек: одна зарядная катушка размещается непосредственно в устройстве, а другая - в модуле индукционной зарядки. За счет электромагнитной индукции переменный ток низкой частоты, протекающий в катушке, размещенной в модуле индукционной зарядки, порождает электрический ток в катушке, установленной в устройстве. За счет этого тока и обеспечивается подзарядка аккумуляторной батареи. Если уровень зарядки батареи является недостаточным для проведения мониторирования, то на экране 12 формируется соответствующий сигнал тревоги для медицинского персонала, который поступает также на рабочую станцию. При необходимости проведения мониторирования, не дожидаясь подзарядки аккумуляторной батареи, разряженная батарея может быть извлечена из устройства и заменена на заряженную.
На рабочей станции производится накопление результатов мониторирования пациентки, их отображение в цифровом или графическом виде. В качестве рабочей станции может использоваться компьютер любого типа, имеющий соответствующий беспроводной интерфейс, и на котором установлено соответствующее прикладное программное обеспечение.
Отсутствие проводных соединений с внешними устройствами не стесняет движения пациентки и позволяет проводить непрерывное мониторирование в самых разных ситуациях, предоставляя возможность свободных перемещений в процессе мониторирования.