Спосіб реєстрації пульсових хвиль в організмі людини

Реферат: Спосіб реєстрації пульсових хвиль в організмі людини включає опромінення світловим потоком досліджуваної ділянки тіла, вимірювання інтенсивності світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку та промодульований кровонаповненням і в своєму складі має суміш постійної та змінної складової кровонаповнення, отримання електричного еквівалента процесу і за допомогою фільтра верхніх частот обмежують спектр інформаційного сигналу і послабляють постійну складову. Нескомпенсовану паразитну постійну складову інформаційного сигналу виділяють за допомогою фільтра нижніх частот та за допомогою ланцюга зворотного зв'язку віднімають її від сигналу, який використовується для відображення результату вимірювання. UA 111744 U (12) UA 111744 U UA 111744 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 Корисна модель належить до медичної техніки і може використовуватись в багатьох галузях медицини для оцінки стану та гемодинамічних показників системи кровообігу, визначення швидкості розповсюдження пульсових хвиль, визначення артеріальної ригідності та судинного тонусу на основі контурного аналізу пульсових хвиль, контролю ефективності застосування лікувальних засобів, відслідковування вікових змін, контролю стану пацієнта під час хірургічного втручання, при реанімаційних заходах, у науково-дослідній роботі, та ін. В медичній практиці для реєстрації пульсових хвиль використовують з більшим чи меншим успіхом різні способи: ультразвуковий, реографічний, сфігмографічний, плетизмографічний. Ультразвукові способи (Ультразвуковая диагностика [Електронний ресурс]. - Режим доступу: www.bsmu.by/dowloads/kafedrik/ k…2/metod.pdf). Вони базуються на застосуванні механічних коливань ультразвукового діапазону та реєстрації віддзеркалених від об'єктів дослідження сигналів. Від фахівця, який проводить дослідження, вимагається досконале знання законів гемодинаміки, взаємного впливу еластичності судинної стінки та її тонусу на характер проходження пульсової хвилі, які можливі при достатньо великому досвіді роботи з ультразвуковою візуалізацією процесів, що потребує високої роздільної здатності. Спостерігаються обмеження візуалізації при проекційному нашаруванні. Крім високої вартості та складності апаратури, недоліком цього способу є те, що енергетика сенсорів впливає на перебіг процесів в організмі і може знижувати достовірність отримуваних даних. При тривалих дослідженнях це призводить до отримання неадекватних результатів, а інколи шкодить пацієнту, що накладає обмеження на цей спосіб. Реографічні способи (Реография-Статьи-Кардиосистем-Москва [Електронний ресурс]. Режим доступу: cardiosustem. pulscen.ru/articles/20250). Ці способи основані на принципі реєстрації змін електричного опору тканин при пропусканні електричного струму високої частоти через досліджувану ділянку тіла з графічною реєстрацією пульсових коливань комплексного електричного опору. Не зважаючи на невисоку силу струмів, дослідження в свою чергу впливає на природний перебіг біологічних процесів і не дає можливості проводити дослідження на тривалому відрізку часу. Різні методики реографічних досліджень накладають обмеження на смугу частот зондуючоих сигналів, які використовуються при проведенні досліджень. Порушення цієї умови призводить до помилкових результатів. Сфігмографічні способи (Сфигмография - Параграф - www - Юрист - Adwiser [Електронний ресурс]. - Режим доступу: online.adwiser.kg/Dokument/?doc_id=30479762). Механокардіографічні способи динамічної реєстрації у вигляді графіка та аналізу картини пульсу, зумовленого коливаннями судинної оболонки під час переміщення ударного об'єму крові по артеріальному відділу системи кровообігу. Як сенсори використовуються п'єзоелементи. Для отримання достатньої чутливості енергетика джерела сигналу повинна мати відповідну величину, щоб реалізувати п'єзоелектричне знімання інформаційного сигналу ділянок тіла, де механічні коливання, зумовлені пульсовими процесами, мають достатню амплітуду, невелику кількість, що накладає обмеження на цей спосіб. Плетизмографія. Широкий спектр видів реєстрації пульсових хвиль виконується за допомогою плетизмографії (в перекладі з грецької "pletismos" - набухання або зміна об'єму, "дгаргіо" - писати). З назви витікає, що це процедура реєстрації зміни об'єму під дією тих чи інших факторів. Ці зміни залежать від товщини та жорсткості дерми та епідермісу, стану шкіри, її пружності і кожна складова негативно впливає на адекватність дослідження. Вказаних недоліків вдається уникнути за допомогою фотоплетизмографії, що базується на фотометричних методах, які забезпечують отримання інформації за рахунок змін в спектральному розподілі інтенсивності світлового потоку, зумовленого процесами кровонаповнення, які протікають в опромінюваній ділянці тіла і не впливає на їх хід. Відомий апаратно-програмний комплекс для пальцевої плетизмографії (Акутест FPG" [Електронний ресурс]. - Режим доступу: http//www.tokranmed/ru/apc_fpg.htm). Для отримання достатньої чутливості використовується світло, яке найменше поглинається тканинами та кров'ю. Інтенсивність такого світла залежить від його розсіювання тканиною, яка змінюється при пульсових змінах об'єму. Вказаний комплекс не позбавлений недоліків класичної плетизмографії, крім того, він передбачає розміщення сенсорів з двох сторін досліджуваної ділянки тіла, що змушує проводити вимірювання на обмежених ділянках тіла пацієнта, таких як дистальні фаланги пальців, мочки вуха, губи, крім того, суттєвим недоліком комплексу є відсутність компенсації сигналу постійної складової кровонаповнення, що обмежує отримання достатньої чутливості. 1 UA 111744 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Більш достовірні результати дають способи, що базуються на явищі поглинання світла молекулами гемоглобіну, який знаходиться в крові і ніколи в нормальних умовах не виходить за межі судин. У способі-аналогові "Способ и устройство регистрации пульсовой волны" за патентом RU 2249430 досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, шукають місця на тілі людини, де рівень сигналу достатній для реєстрації і фіксують їх за допомогою додаткового сенсора, а при зміщенні фотоприймача сигнали відносять до категорії артефактів, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов через досліджувану ділянку тіла і промодульований кровонаповненням та формують електричний сигнал пульсової хвилі. Спільними ознаками аналога і запропонованого способу є такі: досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов крізь вказану ділянку тіла, формують електричний сигнал пульсової хвилі. Причиною, що заважає вирішенню поставленої задачі у способі аналогові є те, що через низьку чутливість способу для отримання інформаційного сигналу доводиться шукати місця на тілі людини, де амплітуда пульсацій максимальна, а для утримання сенсора на ділянці тіла, де є можливість реєструвати пульсові хвилі, вводять додаткові сенсори вимірювання місцевого імпедансу і його фіксації. При зміні показників імпедансу отримувану інформацію доводиться відносити до категорії артефактів. Компенсація постійної складової відсутня. У способі аналогові "Способ регистрации пульсовой волны и биометрическая система" за патентом RU 2199943 досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, за допомогою матриці чутливих елементів, яку необхідно орієнтувати необхідним чином, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку тіла і промодульований кровонаповненням та за допомогою операції накопичення формують електричний сигнал пульсової хвилі. Спільними ознаками аналога і запропонованого способу є такі: досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов крізь вказану ділянку тіла, формують електричний сигнал пульсової хвилі. Причиною, що заважає вирішенню поставленої задачі у способі аналогові є те, що через низьку чутливість сенсорів для отримання інформаційного сигналу доводиться використовувати матрицю фоточутливих елементів, крім того, існує необхідність відповідної орієнтації матриці для отримання необхідної чутливості, а при формуванні сигналу пульсової хвилі необхідно виконувати операцію накопичення, що призводить до ускладнення обробки сигналу. Компенсація постійної складової відсутня. У способі-аналогу "Устройство для фотоплетизмографии" за корисною моделлю RU 99946 досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку тіла і промодульований кровонаповненням та формують електричний сигнал пульсової хвилі. Зусилля притискання сенсора до місця вимірювання, яке впливає на якість інформаційного сигналу, контролюють за допомогою додаткового сенсора тиску. Спільними ознаками аналога і запропонованого способу є такі: досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов крізь вказану ділянку тіла, формують електричний сигналпульсової хвилі. Причиною, що заважає вирішенню поставленої задачі у способі аналогові є те, що через низьку чутливість для отримання інформаційного сигналу необхідно підбирати зусилля притискання сенсора до досліджуваної ділянки тіла. При малому зусиллі притискання на параметри інформаційного сигналу впливають зовнішня освітленість, неоднорідність тканини, при надмірному зусиллі порушується нормальний кровообіг в зоні дослідження, що спотворює форму пульсової хвилі. Для контролю зусилля притискання доводиться вводити додатково сенсор тиску. Відсутня компенсація постійної складової. У способі аналогові "Система вимірювання частоти серцевих скорочень" за патентом US 4258719 досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку тіла і промодульований кровонаповненням та формують електричний сигнал пульсової хвилі, при цьому за рахунок часового розділення виділяють постійну складову сигналу, зумовлену зовнішніми джерелами світла і за допомогою ланцюга зворотного зв'язку віднімають її від сигналу, який використовується для відтворення результату. Спільними ознаками аналога і запропонованого способу є такі: досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов крізь вказану ділянку тіла, виділяють постійну складову сигналу, за допомогою ланцюга зворотного зв'язку віднімають її від сигналу, який використовується для відтворення результату. 2 UA 111744 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 Причиною, що заважає вирішенню поставленої задачі у способі аналогові є те, що постійну складову сигналу виділяють за допомогою часового розділення. Такий метод дозволяє компенсувати постійну складову, яка викликана сонячним світлом, або сторонніми паразитними джерелами світла, але складову, яка зумовлена непульсуючою частиною кровонаповнення за рахунок часового розділення вичленити неможливо, отже вона залишається в складі інформаційного сигналу і не дозволяє досягнути максимального динамічного діапазону. Найближчим до запропонованого способу є "Pulse Oximeter Design Using Microchips dsPIC Digital Signal Controllers (PSC) and Analog Devices" ([Електронний ресурс] - Режим доступу: w1.microchip. com/downloads/en/App Notes/00001525, pdf). Він має найбільшу сукупність суттєвих ознак з запропонованим способом, тому його вибрано як найближчий аналог. Згідно з цим матеріалом досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку та промодульований кровонаповненням і в своєму складі має суміш постійної та змінної складової кровонаповнення, отримують електричний еквівалент процесу і за допомогою фільтра верхніх частот (ФВЧ) послабляють постійну складову та обмежують спектр інформаційного сигналу, який використовується для відображення результату вимірювання. Спільними ознаками найближчого аналога і запропонованого способу є такі операції: досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов крізь вказану ділянку тіла, отримують електричний еквівалент процесу і за допомогою ФВЧ послабляють постійну складову та обмежують спектр інформаційного сигналу, який використовується для відображення результату вимірювання. Розглянемо компенсацію постійної складової сигналу в найближчому аналогу. Фрагмент блок-схеми, яка виконує цю операцію, зображено на фіг. 1. Вихідний сигнал оптоелектричного перетворювача являє собою суміш постійної та змінної складової фіг. 2. Змінна складова, яка є інформаційною, відображає пульсуючу складову кровонаповнення артеріального відділу системи кровообігу в досліджуваній ділянці тіла і відображає як параметри роботи серця, так і стан та поведінку судин людського організму в процесі життєдіяльності. Вона функціонує в смузі частот від 0,5 Гц, які відповідають низькій частоті серцевих скорочень, а саме до 30 уд./хв (ударів за хвилину), що спостерігається під час проведення операцій на серці і його охолодженні, та деяких інших випадках і охоплює смугу до 40 Гц для адекватного відображення пульсових процесів. Під постійною складовою мається на увазі складова, зумовлена інфранизькочастотною змінною кровонаповнення артеріального та венозного відділів системи кровообігу, яка викликана нейрогуморальними факторами регуляції кровообігу, до яких належить регуляція прекапілярних сфінктерів, артеріовенозних анастомозів, ендотеліальна функція та ін. Спектр частот цих процесіврозташований в області до 0,1 Гц. Оскільки обидві складові формуються одночасно, розділити в часі їх неможливо, але існує інший спосіб розділення. Він полягає в тому, що ці складові розподілені в різних місцях частотного спектра сигналу і завдяки частотній фільтрації існує можливість виділення відповідних смуг сигналу та відокремлення однієї складової від іншої. Сигнал оптоелектричного перетворювача у вигляді суміші постійної та змінної складової подається на вхід ФВЧ. Мається на увазі частотний фільтр, який має обмежену смугу пропускання з боку інфранизьких частот. АЧХ такого фільтра зображена на фіг. 3, де fз р частота при якій величина сигналу Uc становить 0,7 Uм акс . Далі цей сигнал подається на вхід операційної схеми фіг. 1, в якій операційний підсилювач є диференційним підсилювачем з коефіцієнтом підсилення КП , а сигнал після ФВЧ подається на його неінвертуючий вхід. Uо еп  U   U  , (1) 50 55 де U  - змінна складова, U  - постійна складова. На інвертуючий вхід подається сигнал зсуву з ланцюга зворотного зв'язку, який підтримує положення робочої точки, тобто компенсує вплив зміни інтенсивності випромінювання світлодіодів, яка змінюється в залежності від амплітуди інформаційного сигналу і підтримує її на потрібному рівні в межах заданого діапазону. ФВЧ відфільтровує постійну складову. Оскільки ідеальних фільтрів не існує, мова може йти про ступінь ослаблення постійної складової і на виході фільтра маємо сигнал Uв их. ф : Uв их. ф  U   U  , (2) де U  - складова, яка залишається в сигналі за рахунок недосконалості фільтра. 3 UA 111744 U Для прикладу звернемось до технічних характеристик фільтра в найближчому аналогу. Так рівень шуму або нерівномірність характеристики в смузі пропускання становить 0,1 Дб, а ослаблення постійної складової в смузі пропускання становить - 50 Дб. Далі відбувається підсилення сигналу і на виході маємо: 5 Uв их. ф  Кп(U   U) , (3) 10 де Кп - коефіцієнт підсилення операційного каскаду. Розглянемо як впливає реальна фільтрація на динамічний діапазон приладу. При ідеальній фільтрації U   0 , а інформаційний сигнал Uі нф. і описується виразом: Uі нф. і  КпU  . (4) При реальній фільтрації інформаційний сигнал Uі нф.p описується виразом: 15 Uі нф. р  Кп(U   U) . (5) 20 Оскільки інформаційною компонентою сигналу є U  приймемо динамічний діапазон сигналу при ідеальній фільтрації за 100 %. Тоді вплив нескомпенсованої постійної складової оцінюють коефіцієнтом звуження динамічного діапазону С : С 25 30 35 40 45 50 55 Uі нф. і U  Кп  100 %   100 %  Uі нф. р (U   U)Кп 1  100 % . (6) U  1 U Так, якщо інформаційний сигнал перевищує нескомпенсований в 10 разів, тобто U 10U  , тоді коефіцієнт динамічного діапазону згідно з (6) знижується до 91 %. А якщо інформаційна складова має низький рівень і тільки наполовину перевищує нескомпенсовану, то динамічний діапазон скорочується до 67 %. Таким чином, недоліком найближчого аналога є використання ФВЧ для компенсації постійної складової, що не дозволяє уникнути зменшення динамічного діапазону корисного сигналу. В основу корисної моделі поставлена задача вдосконалення реєстрації пульсових хвиль шляхом введення нових заходів і додаткових операцій, щоб забезпечити реєстрацію пульсових хвиль та уникнути обмеження динамічного діапазону інформаційного сигналу. Поставлена задача вирішується тим, що досліджувану ділянку тіла опромінюють світловим потоком, вимірюють інтенсивність світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку та промодульований кровонаповненням і в своєму складі має суміш постійної та змінної складової кровонаповнення, за допомогою фільтрації послаблюють постійну складову. Відмінними ознаками запропонованого способу від найближчого аналога є те, що нескомпесовану постійну складову інформаційного сигналу виділяють за допомогою частотної фільтрації та віднімають її від сигналу, який використовується для відображення результату вимірювання. Короткий опис креслень: Фіг. 1. Блок-схема компенсації постійної складової в найближчому аналогу: Uо еп - вхідний сигнал ФВЧ з виходу ОЕП, Uв их - вихідний сигнал операційної системи, Uс дв. - сигнал корекції робочої точки. Фіг. 2. Графік залежності оптичної щільності Р людського тіла від часу Т: 1 - змінна складова кровонаповнення, 2 - постійна складова кровонаповнення, а - непульсуючий об'єм артеріальної крові, б - венозна кров, 3 - шкіра, м'язи, кості та ін. Фіг. 3. Амплітудно-частотна характеристика ФВЧ: 1 - смуга приглушення, 2 - перехідна ділянка, 3 - смуга пропускання, fп - частота приглушення, fз - частота зрізу. Фіг. 4. Блок-схема пристрою, який реалізує пропонований спосіб: 1 - блок опромінення, 2 досліджувана ділянка тіла; 3 - оптоелектричний перетворювач; 4 - ФВЧ; 5 - операційний підсилювач; 6 - блок обробки сигналу, який може включати аналого-цифровий перетворювач, мікропроцесор, Wi-Fi, Bluetooth, тощо; 7 - блок відтворення результату; 8 - ФНЧ; 9 - блок додавання. 4 UA 111744 U 5 10 15 20 Фіг. 5. Блок-схема компенсації постійної складової в пропонованому способі: позначення аналогічні фіг. 4. Одним з варіантів реалізації запропонованого способу можливо виконати за допомогою пристрою, блок-схема якого зображена на фіг. 4. Тоді основна реалізація способу виконується наступним чином. Блок опромінення 1 направляє світловий потік в досліджувану ділянку тіла 2. Дифузно-розсіяний світловий потік, який пройшов через тіло і промодульований кровонаповненням потрапляє на вхід оптоелектричного перетворювача 3, де перетворюється на електричний еквівалент кровонаповнення. Далі сигнал проходить через ФВЧ 4, в якому відфільтровується постійна складова і подається на неінвертуючий вхід операційного підсилювача 5. На інвертуючий вхід операційного підсилювача 5 подається через ланцюг зворотного зв'язку сигнал з виходу операційної схеми, який проходить через ФНЧ 7 та сумується з сигналом здвигу, котрий в свою чергу керує боком опромінення 1 з метою стабілізації робочої точки оптоелектричного перетворювача 3. З виходу операційної схеми сигнал надходить в блок обробки сигналу. Після аналого-цифрового перетворення інформаційний сигнал проходить відповідну цифрову обробку і передається в блок відтворення результату, де використовується в цифровому, текстовому чи графічному вигляді для візуалізації результату вимірювання. Розглянемо компенсацію постійної складової в пропонованому способі. Фрагмент блоксхеми, яка виконує цю операцію зображено на фіг. 5. Для досягнення поставленої мети в ланцюг зворотного зв'язку операційної схеми введено додатковий частотний фільтр та елемент додавання. Як фільтр використовується фільтр нижніх частот (ФНЧ), який пропускає нескомпенсовану пості, куди як і в найближчому аналогу подається також Uс дв. . ФНЧ має коефіцієнт передачі Кф обернений коефіцієнту підсилення операційної схеми: 25 Кф  1 . (7) Кп Для простоти пояснень приймемо Uс дв.  0 і запишемо вираз для вихідного сигналу операційної схеми без зворотного зв'язку: 30 Uв их  Кп(U   U) . (8) Сигнал на виході ФНЧ: Uф  КпКф U  . (9) 35 Запишемо вираз вихідного сигналу операційної схеми з замкненим ланцюгом зворотного зв'язку: Uв их. зз  Кп(U   U   Uф)  Кп(U   U  Кф U) . (10) 40 З урахуванням умови Кп * Кф  1 отримаємо: Uв их. зз  Кп(U   U   U 1)  КпU  . (11) 45 50 55 Таким чином відбувається повна компенсація постійної складової в інформаційному сигналі і відповідно динамічний діапазон зберігається в повному обсязі. Отже пропонований спосіб дозволяє якісно та кількісно, тобто в повному динамічному діапазоні реєструвати пульсові хвилі в різних ділянках тіла від мінімальної амплітуди проявів пульсових процесів до максимальних значень, що надає унікальну можливість оцінювати не тільки загальний стан серцево-судинної системи, а й локальні особливості кровообігу, вчасно виявляти порушення на початкових стадіях, виконувати контурний аналіз пульсових хвиль, визначати швидкість розповсюдження пульсових хвиль, тим самим оцінювати ригідність судин в окремих відділах судинного русла та їх біологічний вік, діагностувати ендотеліальну дисфункцію та оцінювати ступінь порушень, що дозволяє реалізувати ідею предикторної, тобто попереджувальної медицини і виявляти захворювання на ранніх стадіях, в деяких випадках за кілька років до їх клінічних проявів. Це дозволить своєчасно реагувати на негаразди та вживати відповідні профілактичні та лікувальні заходи, відслідковувати та коригувати процедури 5 UA 111744 U лікування, оцінювати реакцію на різні впливи і буде корисним в діагностиці захворювань, лікувальній практиці, професійному відборі, спорті, науково-дослідній роботі та ін. Пропонований спосіб дозволить суттєво зменшити тягар неіфекційних хвороб, серед переліку яких серцево-судинні займають перше місце. 5 ФОРМУЛА КОРИСНОЇ МОДЕЛІ 10 15 Спосіб реєстрації пульсових хвиль в організмі людини включає опромінення світловим потоком досліджуваної ділянки тіла, вимірювання інтенсивності світлового потоку, який пройшов через вказану ділянку та промодульований кровонаповненням і в своєму складі має суміш постійної та змінної складової кровонаповнення, отримання електричного еквівалента процесу і за допомогою фільтра верхніх частот обмежують спектр інформаційного сигналу і послабляють постійну складову, який відрізняється тим, що нескомпенсовану паразитну постійну складову інформаційного сигналу виділяють за допомогою фільтра нижніх частот та за допомогою ланцюга зворотного зв'язку віднімають її від сигналу, який використовується для відображення результату вимірювання. 6 UA 111744 U Комп’ютерна верстка Т. Вахричева Державна служба інтелектуальної власності України, вул. Василя Липківського, 45, м. Київ, МСП, 03680, Україна ДП "Український інститут інтелектуальної власності", вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 7