Импедансный измеритель частоты дыхания новорожденных

 

ИМПЕДАНСНЫЙ ИЗМЕРИТЕЛЬ ЧАСТОТЫ ДЫХАНИЯ КОВОРОЖДЕННЫХ, содержащий генератор высокой частоты, к выходам которого подключены два токовых электрода, последовательно соединенные усилитель высокозл частоты , к входам которого подключены два потенциальных электрода, амплитудный детектор, усилитель низкой частоты, пороговый элемент и блок измереьшя частоты, и источник опорного напряжения, о т л и ч а ю щ и йс я тем, что, с целью пoвьaJeния точности измереьшя частоты дыхания, в него введены последовательно соединенные выпpя D тeль, вход которого соединен с выходом усилителя высокой частоты, инвертирующий усилитель постоянного тока и коммутатор,второй вход которого соединен с выходом о ю источника опорного напряжения, третий вход с выходом порогового элемента , а выход - с вторым входом порого .gSESSn вого элемента. Was GO ю фиг.1

СОЮЗ СОРЕТСНИХ

СОЦИАЛИСТИЧЕСНИХ

РЕСПУБЛИК

3(51) А 61 В 5/08

ГОСУДАРСТВЕННЫЙ КОМИТЕТ СССР

ПО ДЕЛАМ ИЗОБРЕТЕНИЙ И ОТНРЫТИЙ (21) 358079)/28-13 (22) 15.04.83 (46) 07.09.84. Бюл. N - 33 (72) Я.Е.Загрийчук, А.П.Либерзон и A.М.Шерман (71) Научно-производственное объединение радиоэлектронной медицинской аппаратуры (53) 615. 47 (088. 8) (56) 1. Патент США N - 3572317, кл. А 61 В 5/08, 1971.

2. Патент США В 3677261, кл. А 61 В 5/05> 1972. (54) (57) ИМПЕДАНСНЬЙ ИЗМЕРИТЕЛЬ

ЧАСТОТЫ ДЫХАНИЯ НОВОРОЖДЕННЬБ, содержащий генератор высокой частоты, к выходам которого подключены два то— ковых электрода, последовательно.ЯО 1t»732 соединенные усилитель высокой частоты, к входам которого подключены два потенциальных электрода, амплитудный детектор, усилитель низкой частоты, пороговый элемент и блок измерения частоты, и источник опорного напряжения, о т л и ч а ю щ и й— с я тем, что, с целью повиновения точности измерения частоты дыхания, в него введены последовательно соединенные выпрямитель, вход которого соединен с выходом усилителя высокой частоты, инвертирующий усилитель постоянного тока и коммутатор, второй вход которого соединен с выходом источника опорного напряжения, третий вход с выходом порогового элемента, а выход — с вторым входом порогового элемента.

С:

111!732

5 !

О

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к приборам для длительного контроля и исследования внешнего дыхания новорожденныхИзвестно устройство для измерения частоты дыхания новорожденных, .содержащее электроды, генератор высокой частоты, усилитель высокой частоты, амплитудный детектор, пороговый элемент и измеритель частоты дыханий 11.

Однако такое устройство обладает невысокой точностью измерения частоты специфического дыхания новорожденных, обусловленной тем, что при работе с сигналами сложной формы, типичными для судорожного дыхания новорожденных, пороговый элемент в течение одного дыхательного цикла может срабатывать несколько раз.

Наиболее близким к изобретению по технической сущности является импедансный измеритель частоты; дыхания новорожденных, содержащий генератор высокой частоты, к выходам которого подключены два токовых электрода, последоватвльно соединенные усилитель высокой частоты, к входам которого подключены два потенциальных электрода, амплитудный детектор, усилитель низкой частоты, пороговый элемент и блок измерения частоты, и источник опорного напряжения 2j.

Недостатком известного устройства является невысокая точность измерения частоты дыхания из-за возникновения ложных импульсов на выходе пороговоro элемента от сигналов дыхания сложной формы, характерных дпя новорожденных (дыхание с удлиненным ступенеобразным выдохом, дыхание с задержкой на вдохе, судорожное дыхание). Погрешность измерения частоты дыхания известным устройством возникает также вследствие ложного срабатывания порогового элемента от импедансных гемодинамических волн, накладывающихся на исходный сйгнап дыхания.

Цель изобретения — повышение точности измерения частоты дыхания.

Поставленная цель достигается тем, что в импедансный измеритель частоты дыхания новорожденных, содержащем генератор высокой частоты, к выходам которого подключены два токовых электрода, последовательно

50 соединенные усилитель высокой частоты, к входам которого подключены два потенциальных электрода, амплитудный детектор, усилитель низкой частоты, пороговый элемент и блок измерения частоты, и источник опорного напряжения, введены последовательно соединенные выпрямитель, вход которого соединен с выходом усилителя высокой частоты, инвертирующий усилитель постоянного тока и коммутатор, второй вход которого соединен с выходом источника опор— ного напряжения, третий вход — с выходом порогового элемента, а выход — с вторым входом порогового элемента.

На фиг. 1 представлена структурная электрическая схема устройства; на фиг. 2 — временные диаграммы, поясняющие его работу.

Импедансный измеритель частоты дыхания, новорожденных содержит генератор l высокой частоты, к выходам которого подключены два токовых электрода 2. и 3, последовательно соединенные усилитель 4 высокой частоты, к входам которого подключены два потенциальных электрода 5 и 6, амплитудный детектор 7, усилитель 8 низкой частоты, пороговый элемент 9 и блок 10 измерения частоты, источник 11 опорного напряжения, и последовательно соединенные выпрямитель 12, вход кото— рого соединен с выходом усилителя 4 высокой частоты, инвертирующий усилитель 13 постоянного тока и коммутатор 14, второй вход которого соединен с выходом источника !1 опорного напряжения, третий управляющий} вход — с выходом порогового элемента 9, а выход — с вторым (опорным) входом порогового элемента 9 . При этом коммутатор 14 может быть выполнен, например, в виде двухпозиционного реле (фиг. 11, выводы управляю— щей обмотки которого являются третьим входом коммутатора 14.

Импедансный измеритель частоты дыхания новорожденных работает сле— дующим образом.

Токовые электроды 2 и 3 укрепляются симметрично на левой и правой сторонах грудной клетки новорожденного. На токовые электроды 2 и 3 от генератора 1 высокой частоты по— ступает высокочастотный ток постоян1111732

50 ной амплитуды. Для съема полезного сигнала рядом с токовыми электродами 2 и 3 устанавливаются потенциальные электроды 5 и 6. Снимаемое с потенциальных электродов 5 и б напряжение высокой частоты, амплитудно модулированное вследствие изменения сопротивления грудной клетки току высокой частоты при дыхательных дви жениях, поступает на вход усилителя 4 высокой частоты, с выхода которого сигнал подается на амплитудный детектор 7, где выделяется низкочастотный сигнал импедансной пневмограммы. Усиленный с помощью усилителя 8 низкой частоты сигнал дыхания поступает на первый (сигнальный} вход порогового элемента 9, выходные импульсы которого подаются на вход блока 10 измерения частоты, а .также управляют работой коммутатора !4.

У пр авл ение о суще ствля ется следующим образом.

Если выходное напряжение усилителя 8 низкой частоты U (фиг,2а ) меньше порогового напряжения, установленного в данный момент времени на втором (опорном! входе порогового элемента 9, то выход коммутатора 14 соединен с выходом инвертирующего усилителя !3 постоянного тока, выходное напряжение которого образует пороговый уровень Uq „. Как только сигнал импедансной пневмогр аммы до сти гнет ур овня Up, ср абатывает пороговый элемент 9, выходной сигнал которого П *д (фиг. 2о- фиксируется блоком 10 измерения частоты и, поступая на управляющий вход коммутатора 14, осуществляет соединение его выхода с

:выходом источника 1 опорного напря— жения U, . Таким образом, на опорном входе порогового элемента 9 происхо— дит скачкообразная смена величин

Пп „H Ug 1,4H I 2 cl).

Такая з акономерная последовательность смены порогового уровня соответствует периодическому чередованию вдоха и выдоха пациента и изменение сигнала импедансной пневмограммы при этом превышает разницу пороговых напряжений

Разница пороговых напряжений ьБ,1 устанавливает ся больше, чем амплиту— да составляющих регистрируемого сиг5

f0 !

55 нала гемодинамического, судорожно-дыхательного или двигательного происхождения. Поэтому пороговь и элемент 9 вырабатывает импульсы только на дыхательные акты.

Таким образом, от выбора величины пороговых напряжений будет зависеть точность измерения частоты дыханий. При большой разнице пороговых напряжений лП -возможны пропуски некоторых неглубоких дыхательных актов у пациента с малым сигналОм пневмограммы. При уменьшении разницы пороговых напряжений возможны ложные срабатывания на помехи, вызываемые движениями или судорогами у пациентов с большим сигналом пневмограмьы. Ручной выбор разности пороговых напряжений неприемлем при мониторном наблюдении из-за трудоемкости процесса подстройки под индивидуального пациента.

Известно, что амплитуда сигналов импедансной пневмограммы находится в о бр атно пропорциональной 3 ави симо св ти от базового импеданса (т. е. постоянной составляющей импеданса грудной клетки) при одном и том же дыхательном объеме. В аналогичной зависимости от базового импеданса находится наличие минимального дыхательного сигнала и соответствующие помехи. Выбрав постоянной вели— чину Б (она устанавливается немного больше уровня шумов) и автоматически изменяя в зависимости от уровня базового импеданса.величину Uq„, можно получить постоянство отношения aU к уровню помех для широкого контингента пациентов.

Автоматический подбор порогового напряжения осуществляется в импедансном измерителе частоты дыхания новорожденных следующим образом.

Выходной сигнал усилителя 4 высокой частоты поступает на вход выпрямителя 12. Выпрямленный сигнал, пропорциональный базовому импедансу, поступает на инвертирующий усилитель 13 постоянного тока, который осуществляет формирование сигнала U oáðàòío пропорционального

ll 1 баз овому импедансу, т. е. при большем базовом импедансе формируется меньшее напряжение и наоборот. Следовательно, для каждого пациента, в зависимости от базового импеданса и сигнала дыхания, автоматически устанавливается свой пороговый уровень.

111 1732

Составитель 3, Балуе в

Редактор И.Дербак ТехредМ.Гергель Корр ект ор M. Де мчи к

Заказ 6366/2 Тираж 687 Подписное

ВНИИПИ Государственного комитета СССР по делам изобретений и открытий

113035, Москва, Ж-35, Раушская наб., д. 4/5

Филиал ППП "Патент", ".Ужгород, ул.Проектная,4

Использование предлагаемого импедансного измерителя частоты дыхания новорожденных в клинической практике позволит повысить эффективность дифференциальной диагностики ряда распираторных растройств ново рожденных.