СПОСОБ РЕГИСТРАЦИИ РИТМОВ ДЫХАНИЯ И СЕРДЦЕБИЕНИЯ ПАЦИЕНТА И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
METHOD OF REGISTERING PATIENT'S BREATHING AND HEARTBEAT RHYTHMS AND DEVICE FOR ITS REALISATION

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано в медицинской практике для дистанционной регистрации ритмов дыхания и сердечной деятельности пациента в реальном времени. Регистрация предназначена для использования в стационарных условиях, когда пациент находится в спокойном состоянии и использование контактных датчиков затруднительно, например в случае, когда пациент сильно поврежден вследствие какой-либо травмы или ожога или когда длительное использование контактных датчиков может вызывать аллергические реакции и раздражение кожи пациента, а также причинять существенные неудобства.
Известны способы наблюдения за сердечной деятельностью и процессом дыхания путем регистрации перемещений тканей участка тела, вызванных комбинированным воздействием дыхательной и сердечной деятельностей, с помощью электродов или датчиков перемещений [1, 2, 3, 4].
Недостатком данных способов является то, что они регистрируют ритмы дыхания и сердцебиения контактным методом, оставляя необходимость размещать на теле пациента электроды или закреплять специальные датчики, не позволяя производить дистанционную диагностику.
Наиболее близким к предлагаемому способу по технической сущности и по совокупности признаков последовательности действий является «Способ регистрации артериального пульса и частоты дыхания и устройство для его осуществления» [5], по которому дистанционно регистрируют микроперемещение участка тела с помощью доплеровского локатора с частотой 10-100 ГГц, раскладывая сигнал на квадратурные составляющие. Выделение изменений сигнала позволяет отделить дыхательные волны от пульсовых.
Недостатком данного способа является крайне низкая чувствительность, которая выражается в малом доплеровском сдвиге частот относительно частоты излучения. Для доказательства этого учтем, что доплеровское смещение частоты определяется в соответствии с выражением:
,
где Δf - доплеровское смещение частоты;
0
f - частота КВЧ-излучения (10-100 ГГц);
V - скорость перемещения границы отражения, в данном случае это скорость перемещения участков тела пациента;
8
С - скорость распространения КВЧ-излучения (3·10 м/с);
θ - угол падения луча КВЧ.
Оценим доплеровское смещение частоты для случая, при котором перемещения участков тела соответствуют гармоническим колебаниям частоты F с амплитудой l. Тогда максимальная скорость равна:
V=ωlcos(ωt).
При этом частота  является частотой пульса пациента, а l - амплитуда колебаний участков тела, связанная с сердечной деятельности. Выбрав предельно возможные значения F=3 Гц, а l=1 мм, можно подсчитать, что даже при столь высоком значении пульса максимальная скорость перемещения участков тела пациента не превышает 0,02 м/с. При этом дыхательная составляющая дает еще меньшие значения скоростей.
Относительное смещение доплеровской частоты можно подсчитать в соответствии с выражением:
.
Подставляя в данное выражение вышеприведенные значения V и С, получаем максимальное относительное изменение частоты за счет доплеровского смещения:
0
10
Следовательно, доплеровское смещение частоты при регистрации пульса и дыхания оказывается намного меньше, чем собственная нестабильность любого генератора КВЧ, даже на базе кварцевой стабилизации. С другой стороны, при частотах КВЧ излучения f в 10 ГГц (10 Гц) доплеровское смещение не превышает 1,3 Гц, что явно недостаточно для регистрации пульса в 3 Гц, т.к., опираясь на теорему Котельникова, доплеровское смещение частоты должно быть как минимум 6 Гц. Таким образом, измерение ритмов сердцебиения и дыхания с помощью КВЧ излучения, основанное на эффекте Доплера, практически нереально.
Известно устройство для регистрации пульса и дыхания [7], основанное на контроле изменений интенсивности принятого сигнала под действием дыхательной и сердечной деятельностей. Устройство содержит оптические излучатель и приемник, а также фильтры для разделения дыхательной и сердечной составляющих принятого сигнала.
Недостатками данного устройства являются низкая помехозащищенность и малое процентное изменение интенсивности принятого сигнала под действием дыхательной и сердечной деятельностей.
Известно устройство для дистанционного мониторинга дыхания и сердцебиения [6], основанное на радиолокации сверхширокополосным сигналом пациента и обработке принятого сигнала с выделением дыхательной и сердечной деятельностей.
Недостатком данного устройства является низкая помехозащищенность и малая чувствительность, что потребовало использования малошумящих усилителей. Помимо этого данное устройство является источником серьезных электромагнитных помех другому медицинскому радиоэлектронному оборудованию из-за своей сверхширокополосности, что недопустимо в стационарных лечебных учреждениях.
Наиболее близким к заявляемому устройству является устройство для регистрации артериального пульса и частоты дыхания [5]. Данное устройство содержит передающий генератор, соединенный с излучателем, приемник отраженного сигнала, блок обработки с регистратором. Последний блок содержит блок выделения сигнала о частоте дыхания и блок выделения пульсового сигнала.
Недостатками данного устройства является крайне низкая чувствительность способа регистрации доплеровского сдвига частот при работе с КВЧ-излучением в соответствии с вышеприведенным доказательством.
Предлагаемое изобретение направлено на создание надежного способа дистанционной регистрации ритмов сердечной и дыхательной деятельностей, обладающего намного большей чувствительностью и помехозащищенностью, чем аналоги.
1
2
Решение поставленной задачи обеспечивается тем, что в способе регистрации ритмов дыхания и сердцебиения облучение участков тела пациента производят суммой двух ультразвуковых сигналов с различающимися частотами f и f, разность между которыми связывают с колебаниями участков тела пациента выражением:
где А - амплитуда колебаний участков тела пациента;
С - скорость распространения волны излучения в среде;
k - коэффициент, устанавливающий чувствительность регистрации.
1
2
1
2
После этого измеряют текущие изменения фазового сдвига между огибающими переданного и отраженного сигналов, соответствующего колебаниям участков тела пациента. В результате обработки результатов измерений выделяют ритмы дыхания и сердцебиения. При этом для измерения текущего изменения фазового сдвига между огибающими переданного и отраженного сигналов интегрируют огибающую переданного сигнала от момента появления минимума огибающей переданного сигнала до момента равенства огибающих переданного и отраженного сигналов и продолжают интегрировать, но теперь уже огибающую отраженного сигнала до момента появления минимума огибающей отраженного сигнала, получая общую сумму S. Затем интегрируют огибающую отраженного сигнала до момента нового равенства огибающих переданного и отраженного сигналов и продолжают интегрировать огибающую переданного сигнала до момента появления следующего минимума огибающей переданного сигнала, получая общую сумму S. После чего определяют разность S-S, соответствующую текущему фазовому сдвигу между огибающими переданного и отраженного сигналов, освобожденную от помех, и продолжают этот процесс, отслеживая изменения фазового сдвига, соответствующие колебаниям участков тела пациента.
Устройство для регистрации ритмов дыхания и сердцебиения, содержащее в передающей части последовательно соединенные генератор, усилитель мощности и излучатель, а в приемной части последовательно соединенные приемник, узкополосный усилитель, первый детектор и блок выделения дыхательной и пульсовой составляющих, отличается тем, что в передающей части снабжено вторым генератором другой частоты и сумматором сигналов обоих генераторов, подключенным ко входу усилителя мощности с ультразвуковым излучателем. В приемной части оно снабжено вторым детектором сигнала сумматора и блоком измерения фазового сдвига, на два входа которого поступают сигналы с обоих детекторов и выход которого подключен к входу блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих. Блок измерения фазового сдвига снабжен двумя АЦП, двумя экстрематорами и компаратором напряжения, причем к входам первого АЦП, первого экстрематора и положительному входу компаратора напряжения подключен выход первого детектора, а входы второго АЦП, второго экстрематора и отрицательный вход компаратора соединены с выходом второго детектора, а также снабжен цифровым интегратором, к двум входам данных которого подключены соответствующие выходы обоих АЦП, а с тремя входами управления соответственно соединены выходы обоих экстрематоров и компаратора напряжения, при этом выход цифрового интегратора подключен к входу блока выделения дыхательной и пульсовой составляющих.
Регистрация колебаний участков тела пациента в целях определения ритмов дыхания и сердечной деятельности согласно предлагаемому изобретению осуществляется с помощью устройства, функциональная схема которого представлена на фиг.1. Функциональная схема блока измерения фазового сдвига представлена на фиг.2. Временные диаграммы, поясняющие работу генераторов и сумматора, представлены на фиг.3. Временные диаграммы, поясняющие процедуру вычисления фазового сдвига, представлены на фиг.4.
Устройство содержит генераторы гармонических колебаний 1 и 2, сумматор 3, усилитель мощности 4, ультразвуковой излучатель 5, первый детектор 6, блок измерения фазового сдвига 7, ультразвуковой приемник 8, узкополосный усилитель 9, второй детектор 10, блок выделения пульсовой и дыхательной составляющих 17. Блок измерения фазового сдвига 7 содержит первый экстрематор 11, второй экстрематор 12, первый АЦП напряжения 13, второй АЦП напряжения 14, компаратор напряжения 15, цифровой интегратор 16.
Устройство работает следующим образом.
Генератор 1 вырабатывает сигнал, соответствующий выражению:
1
1
1
f
х(t)=Asin(2π·t),
1
1
где A и f - амплитуда и частота колебаний на выходе первого генератора.
Генератор 2 вырабатывает сигнал, соответствующий выражению:
2
2
2
f
х(t)=Asin(2π·t)
1
2
где A и f - амплитуда и частота колебаний на выходе второго генератора.
1
2
Выходные колебания генераторов суммируются с помощью сумматора 3. На выходе сумматора при A=А=А образуется сигнал биений вида (см. фиг.3):
который усиливается с помощью усилителя мощности 4 и поступает на ультразвуковой излучатель 5, где преобразуется в акустические волны, которые облучают участки тела, например грудную клетку пациента, а также поступает на вход детектора 6, где происходит выделение огибающей переданного суммарного сигнала. Сигнал, соответствующий огибающей переданного сигнала, подается на первый вход блока измерения фазового сдвига 7.
1
2
Отраженный от пациента акустический сигнал преобразуется с помощью ультразвукового приемника 8 в электрическое напряжение. Выходной сигнал ультразвукового приемника усиливается и фильтруется от помех узкополосным (из-за малой разности частот f и f) усилителем 9. Детектор 10 выделяет огибающую биений отраженного сигнала, которая поступает на второй вход блока 7 измерения фазового сдвига.
В блоке измерения фазового сдвига 7 экстрематоры 11 и 12 выделяют моменты минимумов огибающих переданного и отраженного сигналов соответственно. Пример схемы простейшего экстрематора, работающего на основе пикового детектора с закрытым входом на база-эмиттерном переходе транзистора, представлен на фиг.5. АЦП 13 и 14 преобразуют текущие напряжения с детекторов 6 и 10 в массив цифровых кодов, которые поступают на соответствующие входы данных цифрового интегратора 16. Помимо этого сигналы с детекторов 6 и 10 сравниваются компаратором напряжения 15, выход которого подключен к входу управления цифровым интегратором 16. К двум другим входам управления цифрового интегратора подключены выходы экстрематоров 11 и 12. Сигналы с экстрематоров 11, 12 и компаратора 15 управляют по времени процессом интегрирования огибающих переданного и отраженного сигналов.
1
2
2
1
Цифровой интегратор 16 работает следующим образом (см. фиг.4). После поступления импульса с выхода экстрематора 11 начинается интегрирование выборок АЦП 13. Процесс интегрирования выборок АЦП 13 продолжается до момента времени t, когда появится единичный потенциал на выходе компаратора напряжения 15. После чего интегрируются выборки АЦП 14 до момента t, когда с экстрематора 12 поступит импульс, сигнализирующий о минимуме огибающей отраженного сигнала. В момент t заканчивается накопление первого интеграла S.
2
3
4
4
2
1
2
Затем начинается накопление второго интеграла. В момент времени t начинается интегрирование выборок АЦП 14 до момента t, когда на выходе компаратора напряжения 15 снова установится нулевой потенциал. После появления логического нуля на выходе компаратора 15 интегрируются выборки АЦП 13 до момента t, когда с экстрематора 7 придет следующий импульс, сигнализирующий о новом минимуме огибающей переданного сигнала. В момент времени t заканчивается накопление второго интеграла S. После этого происходит получение разностного кода N=S-S, соответствующего текущему фазовому сдвигу между огибающими переданного и отраженного сигналов, освобожденный от помех. Затем процесс измерения фазового сдвига повторяется. При фазовом сдвиге, равном 90°, код N равен нулю (см. фиг.4а), при фазовом сдвиге >90° код N будет положительным (см фиг.4б), при фазовом <90° код N будет отрицательным (см. фиг.4в). Подобные измерения продолжаются от периода к периоду огибающей переданного сигнала, отслеживая тем самым изменения фазового сдвига, соответствующие колебаниям, например, грудной клетки пациента. Для организации исходного сдвига, приближенно равного 90°, достаточно ввести корректировку частоты одного из генераторов 1 или 2, которую можно организовать как ФАПЧ.
Из фиг.3 и фиг.4 следует, что для однозначной регистрации фазового сдвига между огибающими переданного и отраженного сигналов должно выполняться условие:
1
2
где А - амплитуда колебаний облучаемого участка тела пациента; λ - длина волны биений частот f и f, которая находится в соответствии с выражением
,
тогда
.
Отсюда можно получить значение разности частот
,
т.е. если разность частот  выбрать так, чтобы коэффициент k был близок к 0.5, то максимальное изменение фазового сдвига будет достигать величин, близких 180°, т.е. чувствительность и соответственно помехозащищенность будут максимальными. При этом будет сохраняться однозначность измерений фазового сдвига.
Код N с выхода цифрового интегратора 16 поступает на блок 17 выделения пульсовой и дыхательной составляющих, где происходит фильтрация и выделение сигналов, соответствующих ритмам дыхания и сердечной деятельности пациента.
В простейшем случае блок 17 выделения дыхательной и пульсовой составляющих представляет [6] фильтр нижних частот с частотой среза порядка 10 Гц, выход которого подключен ко входам фильтра верхних частот (ФВЧ) и другого фильтра нижних частот (ФНЧ), частоты среза которых 0,6 Гц и 0,5 Гц соответственно. Первый ФНЧ избавляет сигнал от помех, не связанных с физиологией пациента. ФВЧ выделяет из оставшегося сигнала пульсовую составляющую, а второй ФНЧ выделяет дыхательную составляющую.
Литература
1. Патент РФ №2013996, А61В 5/08, 1994.
2. Патент РФ №2051616, А61В 5/024, 1996.
3. Патент РФ №2108059, А61В 5/024, 1998.
4. Патент США US 5022402, 1991.
5. Патент РФ №2053706, А61В 5/02, 1996.
6. Патент РФ №2392852, А61В 5/08, 2010.
7. Е.М.Прошин, Е.М.Григорьев, С.Г.Гуржин, В.Г.Кряков, О.В.Кирьяков. Методы и технические средства оперативной диагностики, синхронизации и биотехнической обратной связи в комплексной магнитотерапии // в кн.: Комплексная магнитотерапия. - Москва: «Радиотехника», 2010, с.155-157.