Способ формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы и устройство для его осуществления
METHOD FOR GENERATING SYNCHRONIZED SEQUENCES OF CARDIAC RHYTHMOGRAM AND PNEUMOGRAM AND DEVICE FOR IMPLEMENTATION THEREOF

Изобретение относится к области медицины, в частности к физиологии, и может быть использовано при анализе адаптационных возможностей организма.
Колебания длительности цикла сердечных сокращений (вариабельность сердечного ритма) является важным диагностическим признаком для оценки адаптационных возможностей регуляторных систем организма. Среди диагностически наиболее значимых параметров сердечного ритма особое место занимают так называемые медленноволновые периодические составляющие сердечного ритма [1]:
- высокочастотные колебания (HF), диапазон частот 0.15-0.4 Гц;
- низкочастотные колебания (LF, медленные волны первого порядка), диапазон частот 0.04-0.15 Гц;
- очень низкочастотные колебания (VLF, медленные волны второго порядка), диапазон частот 0.003-0.04 Гц.
Наличие соответствующих колебаний в ритме сердца определяют путем проведения спектрального анализа кардиоритмограмм, представляющих собой последовательность длительностей RR-интервалов электрокардиосигнала. Для диагностических целей оценивают мощность спектральных составляющих, находящихся в диапазонах HF и LF, и отношение LF/HF, характеризующее соотношение или баланс симпатических и парасимпатических влияний на ритм сердца [2].
Известен способ выявления периодических составляющих в ритме сердца [3], заключающийся в том, что в записанном электрокардиосигнале определяют длительности RR-интервалов, строят ритмограмму, на основе которой проводят спектральный анализ с помощью преобразования Фурье, по результатам спектрального анализа судят о наличии соответствующих гармонических составляющих в последовательности длительностей кардиоинтервалов или комбинации этих составляющих.
Этот способ позволяет одновременно выделить периодические составляющие всех упомянутых выше диапазонов (HF, LF и VLF), что иллюстрируется фиг. 1, заимствованной из [1].
На частоту сокращений сердца оказывают влияние фазы дыхания: вдох вызывает угнетение блуждающего нерва и ускорение ритма, а выдох - раздражение блуждающего нерва и замедление сердечной деятельности.
В связи с этим недостатком известного способа является отсутствие в алгоритме оценки функционального состояния организма влияния реальной частоты дыхательных движений пациентов.
Верхней границей медленного колебательного процесса (LF) является колебательный процесс с периодом 6-7 секунд, что соответствует частоте 8,5-10 колебаний в минуту. Известно, что у высокотренированных спортсменов, а в ряде случаев у отдельных лиц, страдающих заболеваниями дыхательной системы, частота дыхательных движений в состоянии относительного физиологического покоя может составлять 8-10 дыханий в минуту [4]. При этом спектральные составляющие сигнала, отображающего процесс дыхания (пневмограмма), будут располагаться на оси частот в LF-диапазоне.
В этом случае составляющие спектра кардиоритмограммы, обусловленные влиянием дыхательного процесса, обычно относящиеся к HF-диапазону, попадают в LF-диапазон. Таким образом, расчетное отношение LF/HF не будет соответствовать реальному функциональному состоянию организма.
Для исключения этого недостатка целесообразно учитывать влияние дыхания на ритм сердца. Это можно сделать на основе установления корреляционной связи процесса изменения ритма сердца и процесса дыхания. Известны [5, 6] различные подходы к оценке степени влияния дыхания на ритм сердца, основанные на анализе связи временных рядов, отображающих сигналы пневмограммы и кардиоритмограммы. Эта связь может быть оценена с помощью коэффициента линейной корреляции, коэффициента корреляции Спирмена, корреляционного отношения. Первые два коэффициента предполагают линейность связи между исследуемыми процессами. В биологических же объектах, к которым относится и человек, характер взаимосвязей между различными функциональными системами организма является, как правило, нелинейным [7]. Поэтому оценка влияния дыхания на римт сердца, полученная с помощью коэффициента линейной корреляции и коэффициента корреляции Спирмена, будет недостаточно точной.
Более достоверную оценку этого влияния можно получить, определив корреляционное отношение, которое нечувствительно к характеру связи двух процессов [8].
Известен способ диагностики стресса у человека [7] (прототип), основанный на одновременной регистрации кардиоритмограммы и пневмограммы. Строят огибающую кардиоритмограммы. Далее одновременно берут с периодом дискретизации 100 мс дискретные отсчеты огибающей кардиоритмограммы и пневмограммы, преобразуют дискретные отсчеты в цифровые сигналы. Между двумя полученными цифровыми последовательностями, отображающими сигналы дыхания и вариабельности ритма сердца, рассчитывают корреляционное отношение, по величине которого судят о степени стресса человека.
Недостатком данного способа является следующее. Прежде чем зарегистрировать кардиоритмограмму, необходимо снять с пациента электрокардиосигнал. При построении кардиоритмограммы проводят измерение длительности каждого цикла сердечных сокращений (обычно это расстояние между соседними R-зубцами электрокардиосигнала, т.е. RR-интервалы). Результат получают только в конце измеряемого отрезка времени. Таким образом, последовательность длительностей каждого цикла сердечных сокращений, представленная в виде кардиоритмограммы, задерживается на длительность одного цикла сердечных сокращений, а это величина порядка 1±0.2 с. Построение огибающей кардиоритмограммы также сопровождается задержкой этого сигнала относительно опорных точек, т.е. моментов времени, соответствующих получению результата измерения длительности каждого очередного цикла сердечных сокращений. Минимальная задержка при сохранении приемлемого качества построенной огибающей будет при линейной интерполяции. Задержка в этом случае составляет один цикл сердечных сокращений (расстояние между соседними опорными точками), т.е. еще порядка 1±0.2 с. За это время сигнал пневмограммы изменяется, что приводит к нарушению синхронизации кардиоритмограммы и пневмограммы. Если теперь одновременно взять дискретные отсчеты огибающей кардиоритмограммы и пневмограммы, то они будут соответствовать различным по времени моментам этих процессов. Из-за этого оценка корреляционного отношения будет искажена (как правило, в сторону занижения), соответственно будет искажена и оценка степени стресса человека.
Суть предлагаемого устройства состоит в следующем.
Одновременно снимают электрокардиосигнал и сигнал пневмограммы, выделяют начало каждого очередного цикла сердечных сокращений и в момент начала каждого i-го очередного цикла сердечного сокращения (кардиоцикла) берут i-й отсчет сигнала пневмограммы и задерживают его на время до следующего (i+1)-го цикла сердечного сокращения, в этот же момент, соответствующий началу каждого i-го очередного цикла сердечного сокращений, начинают измерение длительности текущего i-го кардиоцикла, в момент начала следующего (i+1)-го кардиоцикла запоминают значение длительности предыдущего i-го кардиоцикла и запоминают значение задержанного i-го отсчета сигнала пневмограммы, формируя таким образом две синхронизированных временных последовательности кардиоритмограммы и пневмограммы.
Предложенный способ позволяет устранить недостатки известного способа [7] (прототипа) и получить технический результат, который заключается в обеспечении син-хронизированности данных (кардиоритмограммы и пневмограммы), что, в свою очередь, приводит к повышению адекватности оценки степени стресса человека, получаемой на основе анализа этих данных.
Достижение технического результата за счет выполнения предложенных выше действий обеспечивается следующим. Исходные процессы, дыхание и ритм сердца, в организме синхронизированы. Как было отмечено выше, вдох вызывает угнетение блуждающего нерва и ускорение ритма сердца, а выдох - раздражение блуждающего нерва и замедление сердечного ритма. Естественно, для адекватной оценки корреляционных связей этих процессов данные о ходе процессов надо получать в одни и те же моменты времени. Однако технически это невозможно.
Процесс дыхания отображается сигналом пневмограммы, получить который можно или с помощью датчиков, располагаемых на эластичном поясе, закрепленном вокруг грудной клети, и реагирующих на механические перемещения грудной клетки, или с помощью термодатчиков, констуктивно выполненных в виде носовой канюли и реагирующих на изменение температуры вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, или иным известным способом. Зафиксировать мгновенное значение сигнала дыхания (взять отсчет) можно в любой момент времени.
Иначе обстоит дело с формированием кардиоритмограммы, отображающей изменчивость ритма сердца под действием различных факторов, в том числе и дыхания. Чтобы сформировать кардиоритмограмму, необходимо последовательно измерять длительности циклов сердечных сокращений. Результат измерения получают с задержкой на один цикл сердечных сокращений. Построение огибающей кардиоритмограммы также сопровождается задержкой этого сигнала, по крайней мере на один цикл сердечных сокращений при использовании линейной интерполяции. Следовательно, общая задержка составит два цикла сердечных сокращений. За это время (порядка 2-2.5 с) сигнал пневмограммы изменяется, т.е. его значение не будет соответствовать тому значению, при котором начался очередной цикл сердечных сокращений и, которое предопределило длительность этого цикла сердечных сокращений. Таким образом, сигнал кардиоритмограммы и, соответственно, его огибающая будут появляться с задержкой относительно сигнала пневмограммы. Если теперь одновременно, как в известном способе [7], взять отсчеты сигнала дыхания и огибающей кардиоритмограммы, то оценка на основе этих данных корреляционной связи между процессом дыхания и изменением ритма сердца будет искажена.
1
2
Выше изложенное можно проиллюстрировать следующим примером. Рассмотрим два синусоидальных сигнала: U(t)=sin(ωt) и U(t)=sin(ωt+ϕ). При значении фазы второго сигнала ϕ=0 коэффициент корреляции между сигналами равен 1. По мере изменения ϕ будет происходить сдвиг второго сигнала относительно первого, что приведет к уменьшению коэффициента корреляции. При ϕ=π/2 коэффициент корреляции станет равен 0.
В соответствии с предлагаемым способом в момент начала каждого i-го цикла сердечных сокращений берут дискретный отсчет сигнала пневмограммы и задерживают его на время, равное длительности i-го цикла сердечных сокращений. Осуществить это можно, например, запомнив значение отсчета на устройстве выборки-хранения (при реализации способа на аналоговых элементах) или записав цифровой эквивалент отсчета в регистр памяти (при реализации способа в цифровом виде). Одновременно с выделением начала каждого i-го цикла сердечных сокращений начинают измерение его длительности, которое заканчивается с выделением начала (i+1)-го цикла сердечного сокращения. В момент начала (i+1)-го кардиоцикла запоминают значение длительности предыдущего i-го кардиоцикла и запоминают задержанное на длительность текущего i-го кардиоцикла значение i-го отсчета пневмограммы.
Таким образом формируют две синхронизированных временных последовательности кардиоритмограммы и пневмограммы, т.е. достигается технический результат.
Эти последовательности можно непосредстенно анализировать на предмет выявления корреляционной связи между ними. Можно также выполнить интерполяцию этих последовательностей, восстановив промежуточные значения между значениями отсчетов сигнала пневмограммы и между значениями длительностей соседних кардиоциклов. Синхронизация интерполированных последовательностей при этом не нарушится.
Возможный вариант реализации предложенного способа поясняется следующим графическим материалом:
- фиг. 2 - структурная схема устройства, реализующего предложенный способ;
- фиг. 3-8 - временные диаграммы, поясняющие работу устройства.
Реализация технического результата, заключающегося в обеспечении синхронизированности временных последовательности кардиоритмограммы и пневмограммы возможна с помощью устройства формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы, содержащего блоки формирования электрокардио-сигнала и сигнала пневмограммы, входы которых являются соответственно первым и вторым входами устройства, блок выделения начала очередного цикла сердечных сокращений, вход которого соединен с выходом блока формирования электрокардиосигнала, блок измерения длительности очередного цикла сердечных сокращений, в который дополнительно введены блок формирования сигналов управления, блок задержки, первый и второй блоки памяти. Выход блока выделения начала очередного цикла сердечных сокращений подключен к входу блока формирования сигналов управления, первый выход блока формирования сигналов управления соединен с входом блока измерения длительности очередного кардиоцикла, выход блока измерения длительности очередного кардиоцикла подключен к первому входу первого блока памяти. Первый вход блока задержки подключен к выходу блока формирования сигнала пневмограммы, второй вход блока задержки подключен ко второму выходу блока формирования сигналов управления, выход блока задержки подключен к первому входу второго блока памяти. Вторые входы первого и второго блоков памяти соединены вместе и подключены к третьему выходу блока формирования сигналов управления, выходы первого и второго блоков памяти являются выходами устройства.
Устройство для реализации предложенного способа формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы содержит (фиг. 2) блоки формирования электрокардиосигнала 1 и сигнала пневмограммы 2, блок 3 выделения начала очередного цикла сердечных сокращений, блок 4 формирования сигналов управления, блок 5 задержки, блок 6 измерения длительности очередного кардиоцикла, первый 7 и второй 8 блоки памяти.
Вход блока 1 формирования электрокардиосигнала является первым входом 9 устройства, вход блока 2 формирования сигнала пневмограммы является вторым входом 10 устройства. Выход блока 1 формирования электрокардиосигнала соединен с входом блока 3 выделения начала очередного цикла сердечных сокращений.
Выход блока 2 формирования сигнала пневмограммы, соединен с первым входом 11 блока задержки 5. Выход блока 3 выделения начала очередного кардиоцикла подключен к входу блока 4 формирования сигналов управления, первый выход 12 блока 4 формирования сигналов управления соединен с входом блока 6 измерения длительности очередного кардиоцикла, выход которого подключен к первому входу 13 первого блока памяти 7, второй выход 14 блока 4 формирования сигналов управления соединен со вторым входом 15 блока задержки 5, выход которого подключен к первому входу 16 второго блока памяти 8. Второй вход 17 первого блока памяти 7 и второй вход 18 второго блока памяти 8 соединены между собой и подключены к третьему выходу 19 блока 4 формирования сигналов управления. Выходы первого 7 и второго 8 блоков памяти являются соответственно выходами 20 и 21 устройства.
Устройство работает следующим образом. Вход 9 блока 1 формирования электрокардиосигнала содержит несколько цепей, по которым на вход блока 1 поступают сигналы от электродов, расположенных на теле пациента по одной из типовых схем отведений (например, первое стандартное отведение: правая рука-левая рука-общий электрод (правая нога)). Блок 1 может быть выполнен по типовой схеме кардиоусилителя [9]. На выходе блока 1 формирования электрокардиосигнала формируется электрокардиосигнал (фиг. 3,а).
Электрокардиосигнал с выхода блока 1 поступает на вход блока 3 выделения начала очередного цикла сердечных сокращений. Как отмечалось выше, обычно для построения кардиоритмограммы используют последовательность RR-интервалов. Использование при построении кардиоритмограммы RR-интервалов связано с тем, что зубец R, особенно в первом и втором стандартных отведениях наиболее легко выделить из электрокардиосигнала при компьютерной обработке, в силу того, что он является наибольшим по амплитуде. На фиг. 3,а представлен электрокардиосигнал, полученный в первом стандартном отведении. Видно, что амплитуда зубца R выше амплитуд всех остальных зубцов (зубца Р, расположенного слева от зубца R, и зубца Т, расположенного справа от зубца R). Однако, зубец R не является началом очередного цикла сердечных сокращений. Более правильным будет использование для построения кардиоритмограммы длительностей РР-интервалов (расстояний между Р-зубцами смежных кардиоциклов, так как именно начало зубца Р является началом нового цикла сердечных сокращений, связанным с возбуждением синусового узла [10]. В связи с этим в блоке 3 осуществляется выделение начала зубца Р в каждом очередном кардиоцикле (фиг. 3, 6). Реализовать это можно на основе известных способов и устройств [11, 12, 13].
Одновременно с формированием ЭКС формируется пневмограмма, сигнал которой может быть получен, в частности, с помощью термодатчика, выполненного на основе миниатюрного полупроводникового диода, например, КД103, имеющего массу 0.1 грамма. Датчик оформлен констуктивно в виде носовой канюли и реагирует на изменение температуры вдыхаемого и выдыхаемого воздуха. Датчик температуры подключен к входу 10 блока 2 формирования сигнала пневмограммы. Блок 2 формирования сигнала пневмограммы может содержать мостовую схему, в одно из плеч которой включаете датчик температуры, элементы питания моста и усилитель выходного сигнала пневмограммы. Сигналы с выходов блока 2 формирования сигнала пневмограммы (ПГ) и с выхода блока 1 формирования электрокардиосигнала (ЭКС) приведены на фиг. 4,а и фиг. 4,б, соответственно.
Сигнал с выхода блока 2 формирования сигнала пневмограммы (фиг. 4,а) поступает на первый вход 11 блока задержки 5.
Для дальнейшего управления процессом формирования синхронизированных сигналов кардиоритмограммы и пневмограммы используются выходные сигналы блока 4 формирования сигналов управления. На вход блока 4 формирования сигналов управления поступает с выхода блока 3 выделения начала очередного цикла сердечных сокращений сигнал начала очередного кардиоцикла (фиг. 5,а). В блоке 4 формирования сигналов управления входной сигнал инвертируется и выдается на первый выход 12 данного блока (фиг. 5,б). Этот сигнал поступает на вход блока 6 измерения длительности очередного кардиоцикла. В блоке 4 формируются также сигнал, соответствующий заднему фронту 5,в) сигнала начала очередного кардиоцикла, который появляется на втором выходе 14 блока 4 формирования сигналов управления, и сигнал, соответствующий переднему фронту (фиг. 5,г) сигнала начала очередного кардиоцикла, который появляется на третьем выходе 19 блока 4 формирования сигналов управления.
Сигнал с первого выхода 12 блока 4 формирования сигналов управления (фиг. 5,б и фиг. 6,б), соответствующий началу очередного цикла сердечных сокращений (фиг. 6,а) поступает на вход блока 6 измерения длительности очередного i-го цикла сердечных сокращений, разрешая выполнение процесса измерения. Измерение длительности каждого цикла сердечных сокращений можно осуществить в цифровом виде путем подсчета тактовых импульсов в течение разрешенного интервала времени, т.е. времени между окончанием (задним фронтом) одного сигнала начала очередного кардиоцикла и началом (передним фронтом) сигнала начала следующего кардиоцикла (фиг. 5,б и фиг. 6,б), или в аналоговом виде с использованием генератора пилообразного напряжения, работа которого начинается в момент окончания одного сигнала начала очередного кардиоцикла и заканчивается в момент пересечения с передним фронтом сигнала начала следующего кардиоцикла. Амплитуда пилообразногот сигнала в тот момент времени будет пропорциональна длительности очередного кардиоцикла. На фиг. 6,в для наглядности представлен второй вариант. Последовательность пилообразных сигналов, амплитуды которых пропорциональны длительности соответствующего кардиоцикла, показана на фиг. 6,в пунктирной линией и обозначена цифрой 22.
Сигнал с выхода блока 6 измерения длительности очередного кардиоцикла поступает на первый вход 13 первого блока 7 памяти. В момент времени, соответствующий переднему фронту сигнала начала очередного (i+1)-го кардиоцикла, на второй вход 17 блока памяти 7 поступает сигнал управления с третьего выхода 19 блока 4 формирования сигналов управления (фиг. 5,г), и результат измерения записывается в первый блок памяти 7. Блок памяти 7 может выть выполнен в виде регистра памяти при цифровой реализации устройства или в виде схемы выборки-хранения при аналоговой реализации. Запомненные результаты измерения длительностей кардиоциклов (показаны на фиг. 6, в сплошной линией и обозначены цифрой 23) поступают на выход 19 первого блока памяти 7.
Параллельно с измерением длительности каждого кардиоцикла идет процесс преобразования сигнала пневмограммы, с целью обеспечения сохранения синхронизированности процессов дыхания и изменения ритма сердца, имеющей место в живом организме.
В момент времени, соответствующий заднему фронту сигнала начала очередного кардиоцикла (фиг. 5,в и фиг. 7,б), запоминается на время длительности текущего кардиоцикла значение сигнала пневмограммы, поступающего на первый вход 11 блока 5 задержки (показано на фиг. 7,а штриховой линией и обозначено цифрой 24). Таким образом, осуществляется задержка значения сигнала пневмограммы в момент начала очередного кардиоцикла на время длительности этого кардиоцикла. Запомненные (задержанные) значения отсчетов пневмограммы показаны на фиг. 7,а пунктирной линией и обозначены цифрой 25.
Задержанный сигнал пневмограммы с выхода блока 5 задержки поступает на первый вход 16 второго блока памяти 8. В момент времени, соответствующий переднему фронту сигнала начала очередного (i+1)-го кардиоцикла, на второй вход 18 блока памяти 8 поступает, также как и на второй вход 17 блока памяти 7, сигнал управления с третьего выхода 19 блока 4 формирования сигналов управленгия (фиг. 5,г), и задержанное значение отсчета пневмограммы, соответствующее началу очередного цикла сердечных сокращений, записывается во второй блок памяти 8. Запомненные значения отсчетов пневмограммы показаны на фиг. 7,а сплошной линией и обозначены цифрой 26.
Таким образом, запомненные во втором блоке памяти 8 и поступающие на его выход 21 значения отсчетов пневмограммы оказываются синхронизированными с последовательностью значений длительностей кардиоциклов, т.е. с кардиоритмограммой (фиг. 8). Кардиоритмограмма показана на фиг. 8 сплошной линией 23. Пневмограмма, преобразованная с целью обеспечения ее синхронизированности с кардиоритмограммой, показана на фиг. 8 пунктирной линией 26.
Таким образом, реализация предложенного способа с помощью описанного устройства обеспечивает достижение технического результата, заключающегося в обеспечении формирования синхронизированных временных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы, что, в свою очередь, обеспечивает повышение адекватности результатов в анализе адаптационных возможностей организма и принимаемых на их основе диагностических заключений.
Литература
1. Вариабельность сердечного ритма. Стандарты измерения, физиологической интерпретации и клинического использования. Рабочая группа Европейского Кардиологического Общества и Северо-Американского общества стимуляции и электрофизиологии. // Вестник аритмологии. 1999. №11. С. 53-78.
2. Михайлов В.М. Вариабельность ритма сердца. Опыт практического применения метода. - Иваново: НейроСофт, 2000. - 200 с.
3. Патент РФ 2141246. Способ исследования вариабельности ритма сердца / Т.П. Гизатулина, Г.М. Ромалис // Опубл 20.11.1999. Бюллетень №32.
4. Абросимов В.Н. Нарушение регуляции дыхания. - М.: Медицина, 1990. - 248 с.
5. Даниченко М.Ю. Оценка синхронизированности деятельности сердечно-сосудистой и дыхательной систем организма /М.Ю. Даниченко, О.В. Мельник, А.А. Михеев, В.Н. Соломаха, П.Л. Шувалов // Биотехносфера. 2013. №1(25). С. 2-6.
6. Патент РФ 2073484. Способ определения эмоционального стресса и устройство для его определения/Е.А. Юматов, К.В. Судаков, О.П. Тараканов// Опубл. 20.02.1997. Бюллетень №5.
7. Патент РФ 2392848. Способ диагностики стресса у человека./Р.П. Карасев, М.М. Лапкин // Опубл. 27.06.2010. Бюллетень №18.
8. Кремер Н.Ш. Теория вероятностей и математическая статистика: Учебник для вузов. - 2-е изд., перераб. и доп. - М.: ЮНИТИ-ДАНА, 2006. - 573 с.
9. Low Cost Low Power Instrumentation Amplifier AD620. P. 14 of 20 // [Электронный ресурс] Режим доступа: http://www.datasheet-pdf.com/PDF/AD620-Datasheet-AnalogDevices-819392 (Дата обращения: 16.01.2019).
10. С.А. Котельников. Вариабельность ритма сердца:представления о механизмах/ Котельников С.А., Ноздрачев А.Д., Одинак М.М., Шустов Е.Б., Коваленко И.Ю., Давыденко В.Ю. // Физиология человека. 2002. Т. 28. №1. С. 130-143.
11. Патент РФ 2219828. Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления /О.А. Зуйкова, А. А. Михеев // Опубл. 27.12.2003. Бюлл. №36.
12. Патент РФ 2237432. Устройство для выделения начала кардиоцикла/ О.А. Зуйкова, А.А. Михеев // Опубл. 10.10.2004. Бюлл. №28.
13. Михеев А.А. О соотношении разрядности аналого-цифрового преобразователя и частоты дискретизации при выделении начала зубца Р электрокардиосигнала/ А.А. Михеев // Медицинская техника. 2004. №6. С. 10-13.
Способ формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы и устройство для его осуществления
Перечень обозначений блоков на фиг. 2:
1 - блок формирования электрокардиосигнала;
2 - блок формирования сигнала пневмограммы;
3 - блок выделения начала очередного цикла сердечных сокращений;
4 - блок формирования сигналов управления;
5 - блок задержки;
6 - блок измерения длительности очередного кардиоцикла;
7 - первый блок памяти;
8 - второй блок памяти;
9 - первый вход устройства для осуществления способа формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы и устройство для его осуществления;
10 - второй вход устройства для осуществления способа формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы и устройство для его осуществления;
11 - первый вход блока задержки;
12 - первый вход блока измерения длительности очередного кардиоцикла;
13 - первый вход первого блока памяти;
14 - второй выход блока формирования сигналов управления;
15 - второй вход блока задержки;
16 - первый вход второго блока памяти;
17 - второй вход первого блока памяти;
18 - второй вход второго блока памяти;
19 - третий выход блока формирования сигналов управления;
20 - первый выход устройства;
21 - второй выход устройства.