АКТИВНЫЙ ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИЧЕСКИЙ КАБЕЛЬ ПАЦИЕНТА

Настоящая полезная модель относится к области медицинской электроники и может быть использована, в частности, для оснащения приборов осуществляющих исследование и контроль работы сердца.
Известен дифференциальный вектор-кардиограф, содержащий последовательно соединенные проводниками ВЧ генератор и общий электрод, а также рабочие электроды, закрепленные на теле человека в области грудной клетки. Электроды представляют собой пассивные металлические контакты в виде плоской матрицы последовательно соединенные электрографическим кабелем пациента с входом дифференциального вектора-кардиографа. Известное устройство снабжено вычислителем электрической составляющей активности сердца, выполненным в виде блока микропроцессора с общей шиной, и блок снятия электрокардиограмм и реоэлектрограмм, содержащий каналы усиления и фильтрации. При этом выходы упомянутого блока являются выходами блока снятия электрокардиограмм и реоэлектрограмм. Кроме указанных блоков, устройство содержит последовательно соединенные мультиплексор и алфавитно-цифровой преобразователь. При этом к общей шине микропроцессора присоединены управляющий вход мультиплексора, а также выход алфавитно-цифрового преобразователя, выход клавиатуры, выход манипулятора типа «мышь» и вход блока индикации [1].
Недостатком известного устройства является то, что используемый в нем электрографический кабель пациента не обеспечивает требуемого уровня стабильность и помехозащищенности канала снятия кардиосигнала, т.е. конструктивно способствует неконтролируемому формированию в процессе работы устройства сравнительно большого значение отношения «шум-сигнал».
Наиболее близким к заявляемому устройству по технической сущности и достигаемому результату является электрокардиографический кабель пациента, используемый в электрокардиографе [2]. Данное техническое решение принято в качестве прототипа. Электрокардиографический кабель пациента в прототипе представляет собой две проводящие жилы (третья и пятая жилы в семижильном плоском кабеле), каждая из которых снабжена, с одного конца, штекером («адаптером» по терминологии авторов устройства-прототипа), а второй конец каждой из которых оснащен общим узлом присоединения к входу (электро)кардиографа, выполненным в форме разъема. Использование в семижильном плоском кабеле чередующихся между собой сигнальных и заземленных токопроводящих жил, по мнению авторов устройства-прототипа, «позволяют достичь экранирования
сигнала электрокардиограммы от наводок», включая наводки со стороны сигнала высокочастотного генератора.
Недостатком прототипа является то, что последовательное чередование в плоском электрокардиографическом кабеле пациента сигнальных и заземленных токопроводящих жил не предоставляет возможности устранить высокий уровень отношения «шум-сигнал» из-за лишь частичного (ввиду выполнения кабеля уплощенным) экранирующего влияния соседних заземленных токопроводящих жил на работу сигнальных токопроводящих жил. Кроме того, свой существенный вклад в снижение помехозащищенности канала снятия и передачи кардиосигнала в этом устройстве вносит неконтролируемое контактное сопротивление рабочих электродов (т.е. электродов, прикрепляемых к телу пациента), с которых через штекера проходит ток.
Задачей, на решение которой направлено создание настоящей полезной модели, является создание универсального электрокардиографического кабеля пациента, обеспечивающего возможность за счет значительного повышения помехозащищенности не только поднять качество обслуживания пациентов по критерию точности кардиодиагностики, но и позволяющего вследствие повышения упомянутой помехозащищенности использовать переходные разъемы между кабелем и кардиографической установкой, тем самым, фактически, сводя номенклатуру сугубо специализированных (по типу электрокардиографа в части характеризующей его по входному разъему) электрокардиографических кабелей (присутствующую на российском рынке в количестве почти двух сотен) до одного универсального электрокардиографического кабеля пациента.
Техническим результатом, ожидаемым от использования настоящей полезной модели, является повышение помехозащищенности.
Заявленный технический результат достигается тем, что активный электрокардиографический кабель пациента, состоящий из, по меньшей мере, двух проводящих жил для снятия кардиосигнала, на первом конце каждой из которых установлен первый и второй штекера, а второй конец каждой из которых присоединен к входному разъему электрокардиографа, дополнительно оснащен коробкой разветвления, последовательно помещенной между первым и вторым концами упомянутых проводящих жил, которая снабжена средством управления, по крайней мере, одним устройством визуализации, средством усиления, выполненным с возможностью задания коэффициента усиления равным одному из значений интервала от 0.9 до 1.1, предпочтительно 1.0, средством подавления синфазной помехи, блоком измерения импеданса, блоком тестирования работоспособности и блоком
электрического питания с линией подвода электроэнергии, причем средство управления представляет собой микропроцессорный контроллер, а также установленными в первом штекере первым средством переключения и устройством визуализации качества наложения электрода и смонтированными, по крайней мере в одном, во втором штекере вторым средством переключения, устройством визуализации и средством усиления, выполненным с возможностью задания коэффициента усиления равным одному из значений интервала от 0.9 до 1.1, предпочтительно 1.0, причем в качестве первого и второго средств переключения используют микропроцессорные контроллеры.
Желательно, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента блок электрического питания был выполнен в виде аккумуляторной батареи, и/или линии подачи электрического питания от внешнего, преимущественно, сетевого питания, и/или линии подачи электрического питания от электрокардиографа.
Предпочтительно, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента устройство визуализации было выполнено в виде светодиодной индикации и/или жидкокристаллической индикации.
Целесообразно, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента жидкокристаллическая индикация представляла бы собой графический или алфавитно-цифровой жидкокристаллический индикатор.
-1
3
Имеет значение, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента средство усиления было выполнено с возможностью задания выходного сопротивления в интервале значений от 1×10 до 1×10 Ом.
-10
-3
Желательно, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента оба штекера были выполнены с возможностью обеспечения прохождения через них электрического тока в интервале значений от 10×10 до 1×10 Ампер.
Целесообразно, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента оба штекера были выполнены с возможностью обеспечения прохождения через них постоянного или переменного электрического тока.
0
6
Предпочтительно, чтобы в активном электрокардиографическом кабеле пациента оба штекера были выполнены с возможностью обеспечения прохождения через них переменного тока с частотой равной одному из значений частотного интервала от 1×10 до 1×10 Герц.
Заявленная полезная модель иллюстрируется чертежами, отражающими ее сущность и поясняющими работу предлагаемого устройства.
На Фиг.1 схематично представлено подключение электрокардиографа к пациенту посредством заявленного активного электрокардиографического кабеля пациента. На Фиг.2 схематично изображена функциональная структура первого (пассивного) штекера. На Фиг.3 схематично изображена функциональная структура второго (активного) штекера. На Фиг.4 схематично изображена функциональная структура коробки разветвления. На Фиг.5 изображены диаграммы состояний при работе штекера. На Фиг.6 представлена диаграмма состояний при работе коробки разветвления.
Перечень позиций
1. Первый штекер.
10. На контакт к электроду.
101. Проводник для соединения с контактом электрода.
11. Микропроцессорный контроллер.
111. Канал управления электронным переключателем (ключом).
112. Канал управления устройством визуализации качества наложения электрода.
12. Устройство визуализации качества наложения электрода.
13. Электронный переключатель (ключ).
14. Конденсатор фильтра питания микропроцессорного контроллера.
15. Резистор фильтра питания микропроцессорного контроллера.
16. Конденсатор фильтра помех от первого штекера.
17. Линия питания схемы штекера и приема команд управления с коробки разветвления.
18. Заземление.
19. Линия трансляции кардиосигнала.
2. Второй штекер.
20. На контакт к электроду.
21. Блок защиты от статического электричества.
211. Первый диод зашиты от статического электричества.
212. Второй диод зашиты от статического электричества.
213. Третий диод зашиты от статического электричества.
22. Радиочастотный фильтр.
221. Конденсатор радиочастотного фильтра.
222. Резистор радиочастотного фильтра.
23. Интегральный усилитель.
24. Устройство визуализации качества наложения электрода.
25. Микропроцессорный контроллер.
251. Электронный переключатель (ключ).
252. Канал управления электронным переключателем (ключом).
253. Канал управления устройством визуализации качества наложения электрода.
26. Фильтр питания интегрального усилителя.
261. Резистор фильтра питания интегрального усилителя.
262. Конденсатор фильтра питания интегрального усилителя.
27. Фильтр питания микропроцессорного контроллера.
271. Резистор фильтра питания микропроцессорного контроллера.
272. Конденсатор фильтра питания микропроцессорного контроллера.
28. Конденсатор фильтрации помех от второго штекера.
29. Линии подключения к коробке разветвления.
291. Линия трансляции кардиосигнала.
292. Линия питания схемы второго штекера и приема команд управления с коробки разветвления.
293. Заземление.
3. Коробка разветвления.
30. Линии соединения со штекерами.
301. Линия питания схемы первого штекера и передачи команд управления.
302. Заземление.
303. Линия трансляции кардиосигнала от первого штекера.
304. Линия питания схемы второго штекера и передачи команд управления.
305. Заземление.
306. Линия трансляции кардиосигнала от второго штекера.
31. Резистор фильтрации помех от первого штекера.
32. Резистор фильтрации помех от второго штекера.
33. Функциональные блоки коробки разветвления.
331. Блок измерения импеданса.
332. Блок формирования опорного сигнала для первого электрода.
333. Блок тестирования работоспособности.
334. Средство подавления синфазной помехи.
34. Средство управления.
341. Электронный переключатель (ключ) для первого штекера.
342. Электронный переключатель (ключ) для второго штекера.
343. Управляющие выходы на электронные переключатели.
35. Блок выделения среднего значения переменного сигнала.
36. Блок аналого-цифрового преобразования сигнала.
37. Клавиатура средства управления.
38. Устройство визуализации.
39. Блок электрического питания.
391. Стабилизатор напряжения.
392. Блок управления зарядкой аккумуляторной батареи.
393. Аккумуляторная батарея.
310. Выходы на общий кабель к входному разъему электрокардиографа.
3111. Линия трансляции кардиосигнала от первого штекера.
3112. Первая проводящая жила линии подвода электроэнергии.
3113. Вторая проводящая жила линии подвода электроэнергии.
3114. Линия трансляции кардиосигнала от второго штекера.
4. Схема подключение активного электрокардиографического кабеля к пациенту.
41. Пациент.
42. Электрокардиограф.
43. Узел съема кардиосигнала.
431. Электрод.
432. Штекер.
44. Активный электрокардиографический кабель пациента.
441. Проводящая жила к штекеру.
442. Общий кабель на кабельный выходной разъем.
45. Подключенная коробка разветвления.
46. Выходной разъем общего кабеля.
47. Переходной разъем.
48. Входной разъем электрокардиографа.
Активный электрокардиографический кабель пациента состоит из первого штекера 1 (Фиг.2), взаимодействующего с электродом. В качестве электрода, который налагается на тело пациента, может быть использован, например, электрод из электродного устройства [3]. Контакт 10 (Фиг.2) с упомянутым электродом осуществляется благодаря проводнику для соединения с ним 101 (Фиг.2). Первый штекер 1 (Фиг.2) содержит также микропроцессорный контроллер (микроконтроллер) 11 (Фиг.2), конструкция и функции которого раскрыты в источнике [4]. В частности, упомянутый микропроцессорный контроллер 11 (Фиг.2) оснащен каналом управления электронным переключателем 111 (Фиг.2) и каналом управления устройством визуализации качества наложения электрода 112 (Фиг.2), подключенным к устройству визуализации качества наложения электрода 12 (Фиг.2). Последнее устройство может быть выполнено в виде светодиодной индикации [5] на базе светодиода или жидкокристаллического индикатора [6]. Канал управления электронным переключателем 111 (Фиг.2) замыкается на вход электронного переключателя 13 (Фиг.2). В качестве электронного переключателя может быть использована конструкция из известного устройства [7]. Конденсатор 14 (Фиг.2) и резистор 15 (Фиг.2) образуют фильтр питания микропроцессорного контроллера 11 (Фиг.2). А конденсатор 16 (Фиг.2) выполняет функцию фильтра помех от первого штекера 1 (Фиг.2). К первому штекеру 1 (Фиг.2) подведена линия его (электро)питания, выполняющая также и функцию линии приема команд управления. Помимо этого, к первому штекеру 1 (Фиг.2) подведены канал заземления 18 (Фиг.2) и линия трансляции кардиосигнала 19 (Фиг.2).
Второй штекер 2 (Фиг.3), помимо контакта к электроду 20 (Фиг.3), как и в случае с первым штекером 1 (Фиг.2), содержит блок зашиты от статического электричества [8], состоящий из резистора 21 (Фиг.3) и трех диодов: первого 211 (Фиг.3), второго 212 (Фиг.3) и третьего 213 (Фиг.3). В свою очередь, радиочастотную защиту в этом штекере осуществляет простейший радиочастотный фильтр 22 (Фиг.3), который образован RC-цепочкой из конденсатора 221 (Фиг.3) и
-1
3
резистора 222 (Фиг.3). Более сложные конструкции радиочастотного фильтра, которые могут быть использованы в настоящем устройстве также известны, например, из источника [9]. В шину контакта к электроду 20 (Фиг.3) последовательно введено средство усиления, выполненное в виде интегрального усилителя 23 (Фиг.3). В качестве упомянутого усилителя можно использовать интегральный усилитель с высоким входным импедансом марки AD8541. Его включают так, чтобы коэффициент усиления составлял значение от 0,9 до 1,1, а выходное сопротивление не выходило за пределы интервала значений от 1×10 до 1×10 Ом.
Второй штекер 2 (Фиг.3) содержит устройство визуализация качества наложения (второго) электрода 24 (Фиг.3). Упомянутое устройство может быть выполнено, как ранее рассматривалось относительно первого штекера 1 (Фиг.2), в виде светодиодного [5] или жидкокристаллического [6] индикаторов, причем последний индикатор может быть конструктивно изготовлен либо в виде графического матричного [10], либо алфавитно-цифрового [11] индикатора. Управление работой штекера 2 (Фиг.3) производят посредством микропроцессорного контроллера 25 (Фиг.3), который осуществляет коммутацию электронного переключателя 251 (Фиг.3) по каналу управления 252 (Фиг.3) и информационно-коммуникационно взаимодействует с устройством визуализации качества наложения электрода 24 (Фиг.3) через канал управления устройством визуализации 253 (Фиг.3). Варианты функционального применения контроллеров (микропроцессорных контроллеров) для целей электрокардиографии освещены в источнике [12]. Электрическое питание интегрального усилителя 23 (Фиг.3) производится с выхода его фильтра питания, образованного из последовательно подключенного на входе резистора 261 (Фиг.3) и шунтирующего этот вход на землю конденсатора 262 (Фиг.3). Микропроцессорный контроллер 25 (Фиг.3) также оснащен фильтром (электро)питания 27 (Фиг.3), имеющего известное исполнение: резистор фильтра питания 271 (Фиг.3) и конденсатор фильтра питания 272 (Фиг.3). Помимо указанных выше фильтров, второй штекер 2 (Фиг.3) содержит конденсатор 28 (Фиг.3), который производит фильтрацию помех от второго штекера 2 (Фиг.3) в электрические цепи всего устройства. Второй штекер 2 (Фиг.3) снабжен линиями подключения к коробке разветвления 29 (Фиг.3), в состав которых входят линия трансляции кардиосигнала 291 (Фиг.3), линия питания схемы штекера и приема команд управления с коробки разветвления 292 (Фиг.3) и линия заземления 293 (Фиг.3).
Из коробки разветвления 3 (Фиг.4) выведены электрические линии соединения со штекерами 30 (Фиг.4), а именно: линия питания схемы первого штекера и передачи
0
6
команд управления 301 (Фиг.4), линия подачи заземления на этот штекер 302 (Фиг.4), линия трансляции кардиосигнала от первого штекера 303 (Фиг.4), линия питания схемы второго штекера и передачи команд управления 304 (Фиг.4), линия заземления 305 (Фиг.4) и линия трансляции кардиосигнала от второго штекера 306 (Фиг.4). Для фильтрации помех от первого штекера 1 (Фиг.2) и от второго штекера 2 (Фиг.3), соответственно, в коробке разветвления 3 (Фиг.4) предусмотрены два резистора 31 (Фиг.4) и Фиг.32 (Фиг.4), каждый из которых подключен между линией питания схемы первого штекера и передачи команд управления 301 (Фиг.4) и заземлением 302 (Фиг.4), а также линией питания схемы второго штекера и передачи команд управления 304 (Фиг.4) и заземлением 305 (Фиг.4) соответственно. В состав функциональных блоков коробки разветвления 33 (Фиг.4) входят ряд блоков, входы которых присоединены к линии трансляции кардиосигнала от первого штекера 303 (Фиг.4). Это, во-первых, блок измерения импеданса 331 (Фиг.4). Данный блок может быть сконструирован на принципах, известных из основ электротехники и/или использован в виде, раскрытом в источнике [13]. Блок формирования опорного сигнала для первого электрода 332 (Фиг.4), как следует из его названия, вырабатывает электрический сигнал в интервале частот от 1×10 до 1×10 Герц. Конструкция генератора этого базового для радиотехники и техники электроизмерений сигналов малого уровня понятия, может быть использована, например, из источника [14].
Задачи блока тестирования работоспособности 333 (Фиг.4) сводятся к поддержанию заявленного устройства в рабочем состоянии и предупреждению пользователя о выходе параметров работоспособности за установленные границы [15]. В частности, если заряд источника питания снизился ниже нижней допустимой границы, то блок тестирования выводит на жидкокристаллический индикатор предупреждение о недопустимости продолжения работы. В качестве средства подавления синфазной помехи 334 (Фиг.4) может быть использован аналогичный по функции блок из микропроцессорного электрокардиографа [16]. Средство управления 34 (Фиг.4) выполнено в виде микропроцессорного контроллера, управляющего состоянием электронного переключателя для первого штекера 341 (Фиг.4) и электронного переключателя для второго штекера 342 (Фиг.4). Кроме этого, средство управления 34 (Фиг.4) снабжено управляющими выходами на электронные переключатели 343 (Фиг.4), которые задействуются при использовании N-штекеров в зависимости от количества используемых для конкретной электрокардиографической технологии контроля деятельности сердца отведений. В коробке разветвления
3 (Фиг.4) установлен блок выделения среднего значения переменного сигнала 35 (Фиг.4), конструктивное выполнение которого может быть идентичным раскрытому в источнике [17]. Блок аналого-цифрового преобразования (АЦП) сигнала 36 (Фиг.4) служит для преобразования аналогового сигнала в цифровой перед его поступлением на вход средства управления 35 (Фиг.4). Конструктивно АЦП может быть исполнен, например, в соответствии с [18]. Для ввода информации в средство управления 35 (Фиг.4) используют клавиатуру средства управления 37 (Фиг.4), которая может быть реализована в виде, известном из [19]. В качестве устройства визуализации 38 (Фиг.4) использован цветной сегментный жидкокристаллический алфавитно-цифровой индикатор. Блок электрического питания 39 (Фиг.4) содержит стабилизатор напряжения 391 (Фиг.4) [20], блок управления зарядкой аккумуляторной батареи 392 (Фиг.4), известный из источника [21], и аккумуляторную батарею 393 (Фиг.4). Задача блока электрического питания 39 (Фиг.4) состоит в бесперебойном снабжении устройства электропитанием. Выходы на общий кабель к входному разъему электрокардиографа 310 (Фиг.4) образуются благодаря линии трансляции кардиосигнала от первого штекера 3111 (Фиг.4), первой проводящей жилы линии подвода электроэнергии 3112 (Фиг.4), второй проводящей жилы линии подвода электроэнергии 3113 (Фиг.4) и линии трансляции кардиосигнала от второго штекера 3114 (Фиг.4). Схема подключения активного электрокардиографического кабеля к пациенту 4 (Фиг.1) требует размещения пациента 41 (Фиг.1) на горизонтальной поверхности (кушетке). Использую любой электрокардиограф 42 (Фиг.1), например портативным электрокардиографом модели ВАЛЕНТА ЭКГ-01.
Узел съема кардиосигнала 43 (Фиг.1) состоит из электродов (остальные не показаны) 431 (Фиг.1) и штекеров (остальные не показаны) 432 (Фиг.1), которые активным электрокардиографическим кабелем пациента 44 (Фиг.1) соединяются с электрокардиографом 42 (Фиг.1), причем проводящие жилы, в частности первая 441 (Фиг.1) (остальные не показаны) контактируют со штекером 432 (Фиг.1) (остальные не показан) и соединяются с входами на корпусе коробки разветвлений 45 (Фиг.1). Выходящий из упомянутой коробки общий кабель 442 (Фиг.1), снабженный выходным разъемом 46 (Фиг.1) через переходной разъем 47 (Фиг.1) вставлен во входной разъем электрокардиографа 48 (Фиг.1). Если выходной разъем общего кабеля 46 (Фиг.1) является ответным входному разъему электрокардиографа 48 (Фиг.1), то переходной разъем не используют.
Использование заявленного устройства происходит следующим образом. Пациента 41 (Фиг.1), сердечно-сосудистая система которого подлежит обследованию, размещают в горизонтальном положении на медицинской кушетке. Для регистрации биопотенциалов по шести основным стандартным ЭКГ отведениям I, II, III, aVR, aVL, avF и Vx задействуют 4 канала, 3 из которых оснащены вторыми 2 (Фиг.3) штекерами, в один - пассивным штекером первого типа 1 (Фиг.2). После установки на теле пациента 41 (Фиг.1) электродов 431 (Фиг.1) к ним присоединяют указанные выше штекера 432 (Фиг.1), что приводит к образованию четырех узлов съема кардиосигнала 43 (Фиг.1). Проводящими жилами типа жилы 441 (Фиг.1) активного электрокардиографического кабеля пациента 44 (Фиг.1) каждый из узлов съема кардиосигнала 43 (Фиг.1) присоединен к коробке разветвления 45 (Фиг.1). В свою очередь, посредством выходного разъема и общего кабеля 442 (Фиг.1) коробка разветвления 45 (Фиг.1) через переходной разъем 47 (Фиг.1) или без него (в случае совпадения типов разъемов) соединена с входным разъемом 48 (Фиг.1) электрокардиографа 442 (Фиг.1). Нажатием кнопки «Питание» (Фиг.6) на клавиатуре средства управления 37 (Фиг.4) устройство запускается в рабочее состояние. После включения устройства с частотой 1 Гц анализируется состояние аккумуляторной батареи 393 (Фиг.4). Результат этого анализа выводится на устройство визуализации 38 (Фиг.4). Если выявляется повышенный разряд аккумуляторной батареи 393 (Фиг.4), то независимо от его причины устройство автоматически отключается от цепи электрического питания. Если заряд аккумуляторной батареи 393 (Фиг.1) ниже нормы, то блок управления зарядкой 392 (Фиг.4) аккумуляторной батареи 393 (Фиг.4) подключает к последнему первую 3112 (Фиг.4) и вторую 3113 (Фиг.4) проводящие жилы линии подвода электроэнергии. Для исключения бросков напряжения во время указанного подключения на выходе аккумуляторной батареи 393 (Фиг.4) имеется стабилизатор напряжения 391 (Фиг.4). Если было определено, что состояние электрического питания в норме, то происходит установка начальных состояний (Фиг.6), предусматривающая включение режима усиления снимаемых с электродов 431 (Фиг.1) на пациенте 41 (Фиг.1) биопотенциалов (точнее, генерируемых ими токов). Для тестирования работоспособности устройства, осуществляемого до начала обследования пациента 41 (Фиг.1), в коробке разветвления 3 (фиг.4) имеется блок тестирования работоспособности 333 (Фиг.4), в энергонезависимом ПЗУ которого содержатся сведения о параметрах работоспособности. Выявление при тестировании методом сравнения реальных и записанных в ПЗУ отклонений параметров работоспособности вызывает в блоке
-10
-3
0
6
333 (Фиг.4) выработку и отображение на устройстве визуализации 38 (Фиг.4) соответствующего сигнала о неработоспособности устройства. На любом этапе функционирования устройства нажатием кнопки «Тест» (Фиг.6) на клавиатуре средства управления 37 (Фиг.4) производится сброс действующего режима и запуск работы блока тестирования работоспособности 333 (Фиг.4). По-существу, указанный блок генерирует импульсы напряжения в форме меандра. Значение амплитуды меандра составляет значение около 1 мВ, длительность 0,25 сек, а период их повторения составляет 2 сек. Наложение электрода 431 (Фиг.1) на тело пациента 41 (Фиг.1) носит вероятностный характер с точки зрения качества контакта с кожей пациента 41 (Фиг.1) в зоне соприкосновения. Поэтому в заявленном устройстве предусмотрен режим измерения импеданса /от понятия impedance (анг.) - полное сопротивление/, запускаемой кнопкой «Импеданс» (Фиг.6), расположенной также на клавиатуре средства управления 333 (Фиг.4). Для измерения импеданса служит блок измерения импеданса 331 (Фиг.4). В режиме измерения импеданса этот блок формирует зондирующий импульс, который проходит через зону контакта электрода 431 (Фиг.1) с кожей пациента 41 (Фиг.1). Упомянутый сигнал представляет собой переменный электрический сигнал, который является импульсами тока гармонической (синусоидальной формы). Его амплитуда варьируется в интервале значений от 10×10 до 1×10 Ампер, а частота варьируется в интервале значений от 1×10 до 1×10 Герц.
Следует отметить, что при включении заявленного устройства аккумуляторная батарея 393 (Фиг.4) через стабилизатор напряжения 391 (Фиг.4) запитывает электроэнергией средство управления 34 (Фиг.4). Указанное средство вырабатывает сигнал на замыкание электронных переключателей для первого 341 (Фиг.4) и второго 342 (Фиг.4) штекеров. В результате этого, первый штекер 1 (Фиг.1) по линии питания схемы первого штекера и передачи команд управления 301 (Фиг.4) и далее по линии питания схемы штекера и приема команд управления с коробки разветвления 292 (Фиг.2) снабжается электроэнергией. Происходит установка начальных состояний (Фиг.5) на устройстве визуализации качества наложения электрода 12 (Фиг.2) и электронном переключателе 13 (Фиг.2). Контакт электронного переключателя 13 (Фиг.2) разомкнут и устройство визуализации качество наложения электрода 12 (Фиг.2) не шунтирует линию трансляции кардиосигнала 19 (Фиг.2). Поэтому для реализации режима измерения импеданса на первом 1 (Фиг.2) штекере при нажатии кнопки «Импеданс» на клавиатуре средства управления 37 (Фиг.4) это средство управление 34 (Фиг.4) вырабатывает управляющий
сигнал, который поступает на микропроцессорный контроллер 11 (Фиг.2) первого штекера 1 (Фиг.2). В ответ микропроцессорный контроллер 11 (Фиг.2) управляющим импульсом замыкает контакт электронного переключателя 13 (Фиг.2), формируя цепь питания для устройства визуализации качества наложения электрода 12 (Фиг.2).
Светодиод последнего начинает излучать свет в видимом спектре, причем при использовании трехцветного светодиода в качестве устройства визуализации качества наложения электрода 12 (Фиг.2) и «плохом контакте» (т.е. сопротивлении на электроде более 50 кОм) упомянутый светодиод светится красным светом, при «хорошем контакте» (т.е. сопротивлении на электроде менее 20 кОм) светиться зеленым светом, а при сопротивлении, значение которого находится в приведенных границах импеданса («среднем контакте» с сопротивлением от 20 до 50 кОм) цвет свечения будет желтым. При применении для индикации импеданса алфавитно-графического дисплея информация может быть представлена в виде прямого значения межэлектродного сопротивления. Если оно попадает в интервал 20-50 кОм, то продолжение работы устройства допустимо. В противном случае - нет.
Аналогично функционирует в режиме измерения импеданса и второй штекер 2 (Фиг.3). Включение устройства приводит к подаче питания на средство управления 34 (Фиг.4) в коробке разветвления 3 (Фиг.1) от аккумуляторной батареи 393 (Фиг.4), размещенной в ней. Через замкнутые контакты электронного переключателя для второго штекера 342 (Фиг.4) поступает на линию питания схемы второго штекера и передачи команд управления 304 (Фиг.4). Таким образом, второй штекер 2 (Фиг.3) подключают к блоку электрического питания 39 (Фиг.4). Подача электрического напряжения, на второй штекер 2 (Фиг.3) приводит последний в начальное состояние, при котором контакты электронного переключателя 251 (Фиг.3) разомкнуты (т.е. они не шунтируют электрод), а устройство визуализации качество наложения электрода 24 (Фиг.3) не включено в цепь электрода
второго штекера 2 (Фиг.3). Как и в предыдущем случае, относящемся к визуализации качества наложения электрода 431 (Фиг.1), информация о качестве наложения может быть представлена либо одним из цветов свечения трехцветного светодиода, либо конкретным значением импеданса, отображенным на жидкокристаллическом индикаторе в виде соответствующего цифрового показания.
Убедившись в том, что измеренный на штекерах импеданс находится в разрешенном для эксплуатации устройства интервале, медицинский работник переходит к непосредственному съему с пациента 41 (Фиг.1) электрокардиограммы.
Для этого он производит сброс всех режимов нажатием кнопки «работа» на клавиатуре 37 (Фиг.4) средства управления 34 (Фиг.4). Это влечет за собой следующее изменение состояния подсистем в заявленном устройстве. По-прежнему, функционирует аккумуляторная батарея 393 (Фиг.4), но учитывая предстоящий усиленный расход электроэнергии в режиме «работа» блок управления зарядкой аккумуляторной батареи 392 (Фиг.4) подключает блок электрического питания 39 (Фиг.4) к первой и второй проводящим жилам линии подвода электроэнергии 3112 и 3113 соответственно (Фиг.4). По управляющим выходам для всех задействованных в работе штекеров поступает сигнал фиксации контактов электронных переключателей, включая электронные переключатели для первого штекера 341 (Фиг.4) и второго штекера 342 (Фиг.4) (которых в наличие в данном примере воплощения имеется три единицы), в замкнутом положении. Последнее означает, что на первый штекер и три вторых штекера 432 (Фиг.1) (остальные не показаны) поступает напряжение питания. Следовательно, штекера готовы к работе, поскольку линия трансляции кардиосигнала от первого штекера 303 (Фиг.4) и три линии трансляции кардиосигнала от второго штекера 306 (Фиг.4) не снабжены иными элементами коммутации. Что же касается блока формирования опорного сигнала для первого электрода 332 (Фиг.4), то он не имеет коммутирующих элементов, так как представляет собой генератор опорного напряжения (амплитуда которого составляет около половину величины питающего напряжения первого штекера 1 (Фиг.2)). В конструкции первого штекера 1 (Фиг.2) кроме электронного переключателя 13 (Фиг.2), управляемого микропроцессорным контроллером 11 (Фиг.2) по каналу управления 111 (Фиг.2), имеется и второй канал управления работой устройства визуализации качества наложения электрода 112 (Фиг.2). Соответственно этому, на диаграмме состояний удостоверяет (Фиг.5), что после приема первым штекером 1 (Фиг.2) с коробки разветвления 3 (Фиг.4) по линии приема команд управления 17 (Фиг.2) (одновременно являющейся также и линией питания первого штекера 1 (Фиг.2)) сигнала управляющей команды (позиция «Прием команд»), последний поступает на вход микропроцессорного контроллера 11 (Фиг.2) только через пассивные элементы представляющие собой конденсаторы и резистор, не имеющие в своей структуре ключевых элементов. Поэтому разомкнутый командой переключения электронный переключатель 13 (Фиг.3) не шунтирует линию контакта к электроду 10 (Фиг.2) и позволяет снятому электрокардиографическому сигналу с линии трансляции кардиосигнала 19 (Фиг.2) беспрепятственно
быть принятым коробкой разветвления 3 (Фиг.4). Несколько иначе из-за активного (в смысле наличия в нем дополнительного активного элемента, в частности усилителя) режима работы, протекает функционирования в составе заявленного устройства второго штекера 2 (Фиг.3). Встроенный последовательно в линию трансляции кардиосигнала 291 (Фиг.3) второго штекера 2 (Фиг.3) интегральный усилитель 23 (Фиг.3) имеет большое входное сопротивление и незначительное (до 1000 Ом) выходное сопротивление. Кроме того, повышению помехозащищенности способствует радиочастотный фильтр 22 (Фиг.3), который установлен на входе упомянутого интегрального усилителя 23 (Фиг.3), образованный резистором 222 (Фиг.3) и конденсатором 223 (Фиг.3). Подавление помех от статического электричества осуществляет установленный на линии трансляции кардиосигнала 291 (Фиг.13) второго штекера 2 (Фиг.3) блок зашиты от статического электричества, образованный первым 211 (Фиг.3), вторым 212 (Фиг.3) и третьим 213 (Фиг.3) диодами соответственно. Кроме этого, цепь питания интегрального усилителя 23 (Фиг.3) оснащена RC-фильтром питания интегрального усилителя 26 (Фиг.3), образованным из резистора 261 (Фиг.3) и конденсатора 262 (Фиг.3). Как и в случае с первым штекером 1 (Фиг.2), второй штекер 2 (Фиг.3) оснащается конденсатором фильтрации помех от второго штекера 28 (Фиг.3), который подключен между землей (массой) 293 (Фиг.3) линией питания схемы второго штекера и приема команд управления с коробки разветвления 292 (Фиг.3). Но по ним кардиосигнал не проходит. Снятый на первом штекере 1 (Фиг.2) сигнал с линии трансляции кардиосигнала 19 (Фиг.2) поступает на линию трансляции кардиосигнала от первого штекера 303 (Фиг.4) в коробку разветвления 3 (Фиг.4). А снятый с линии трансляции кардиосигнала 291 (Фиг.3) второго штекера сигнал поступает на линию трансляции кардиосигнала от второго штекера 306 (Фиг.4) в коробку разветвления 3 (Фиг.4). Далее сигналы от вторых штекеров поступают на линию трансляции кардиосигнала от второго штекера 3114 (Фиг.4) и потом по общему кабелю 442 (Фиг.1) через переходной разъем 47 (Фиг.1) (который, как указывалось выше, может и отсутствовать при совпадении типов разъемов) подаются на входной разъем электрокардиографа 42 (Фиг.1). Часть сигнала с линии трансляции кардиосигнала от первого штекера 303 (Фиг.4) подается на блок выделения среднего значения переменного сигнала 35 (Фиг.4), а затем посредством блока аналого-цифрового преобразования 36 (Фиг.4) преобразуется в цифровую форму и поступает на вход средства управления 34 (Фиг.4). Это необходимо для динамического контроля поведения межэлектродного сопротивления при электрокардиографии,
поскольку установленные электроды 431 (Фиг.1) не представляют собой монолитное целое с телом пациента 41 (Фиг.1) и в процессе съема кардиосигналов (имеющем реальные временные рамки, до минут) могут изменять свои изначальные характеристики, включая импеданс, из-за его (тела пациента 41 (Фиг.1)) колебаний. Поэтому в случае обнаружения средством управления 34 (Фиг.4) в оцифрованном сигнале артефактов, последнее запускает работу средства подавления синфазной помехи 334 (Фиг.4 и Фиг.6). В этом блоке формируется противофазный (т.е. развернутого по фазе на 180 к полученному извне) сигнал, который адаптивно поступающему сигналу усиливается в 10-200 раз и на выходе блока представлен в виде напряжения.
Сравнительные испытания заявленного устройства и прототипа при электрокардиографии на 9 группах дифференцированных по возрасту и болезням сердца пациентов дали следующие результаты по помехозащищенности снимаемого с них кардиосигнала на стадии его трансляции от пациента к электрокардиографу, которые приведены в таблице.
Таблица
№ п/п
Возраст пациента
Заболевание сердечно-сосудистой системы
Показатели повышения помехозащищенности заявленного устройства относительно помехозащищенности прототипа
1
18-25 лет
Стенокардия
123% (выборка 10 человек, 30% женщины)
Мерцание предсердий
134% (выборка 12 человек, 20% женщины)
Пролапс митрального клапана
130% (выборка 8 человек, 10% женщины)
2
30-45 лет
Артериальная гипертрофия
140% (выборка 10 человек, 40% женщины)
Аорто-коронарное шунтирование
147% (выборка 12 человек, 40% женщины)
Недостаточость кровообращения
142% (выборка 20 человек, 50% женщины)
3
свыше 60 лет
Инфаркт миокарда
158% (выборка 25 человек, 80% женщины)
Постинфарктный кардиосклероз
149% (выборка 25 человек, 96% женщины)
Гипертрофическая кардиомиопатия
155% (выборка 10 человек, 80% женщины)
Таким образом, из таблицы видно, что заявленный технический эффект достигается и заключается в повышении примерно на 50% помехозащищенности устройства при съеме электрокардиограммы у пациента.
ИСТОЧНИКИ ИНФОРМАЦИИ
1. Изобретение РФ №2268641, опуб. 27.01.2006 г., Бюл. №3.
2. Полезная модель РФ №74283, опуб. 27.06.2008 г., Бюл. №18.
(прототип}.
3. Изобретение РФ №2057482 опуб. 10.04.1996 г.
4. Заявка на изобретение РФ №2007104136, опуб. 10.08.2008 г., Бюл. №22.
5. Изобретение РФ №2054679, опуб. 20.02.1996 г.
6. А.С.Сухарцев «Жидкокристаллические индикаторы», М., «Радио и связь», 1991 г., с.79.
7. Изобретение РФ №2289856, опуб. 20.12.2006 Г., Бюл. №35.
8. Полезная модель РФ №77766, опуб. 10.11.2008 г., Бюл. №31.
9. Изобретение РФ №2293436, опуб. 10.02.2007 г., Бюл. №4.
10. Полезная модель РФ №37218, опуб. 10.04.2004 г.
11. Полезная модель РФ №52715, опуб. 27.04.2006 г., Бюл. №12.
12. Полезная модель РФ №48148, опуб. 27.09.2005 г., Бюл. №27.
13. Полезная модель РФ №67423, опуб. 27.10.2007 г., Бюл. №10.
14. Заявка на изобретение РФ №2007118559, опуб. 27.11.2008 г., Бюл. №33.
15. Изобретение РФ №2298201, опуб. 27.04.2007 г., Бюл. №12.
16. Полезная модель РФ №26917, опуб. 10.01.2001 г.
17. Изобретение РФ №2257684, опуб. 27.07.2005 г., Бюл. №21.
18. Изобретение РФ №2250941, опуб. 20.04.2005 г., Бюл. №11.
19. Изобретение РФ №2308883, опуб. 27.10.2007 г., Бюл. №30.
20. Изобретение РФ №2020544, опуб. 30.09.1994 г.
21. Изобретение РФ №2272349, опуб. 20.03.2006 г., Бюл. №8