PL224045B1 - Układ do monitorowania czynności oddechowych - Google Patents

Abstract

Przedmiotem wynalazku jest układ do monitorowania czynności oddechowych zawierający czujnik mikrokondensacyjny (1) składający się z co najmniej jednej pary elektrod: nadawczej (2) i odbiorczej (3), umieszczonych na wspólnym podłożu z materiału dielektrycznego (4), oddzielonych szczeliną międzyelektrodową (5), przy czym do elektrody nadawczej (2) podłączone jest zasilanie (6) stało lub zmiennoprądowe, natomiast do elektrody odbiorczej (3) podłączony jest tor pomiarowy (7) zawierający urządzenia rejestrujące, takie jak np.: karty pomiarowe, multimetry, oscyloskopy lub inne rejestratory sygnałów analogowych. Przedmiotem wynalazku jest również sposób monitorowania czynności oddechowych bazujący na zmianie sprzężenia pomiędzy elektrodą (elektrodami) nadawczą (2) a odbiorczą (3) czujnika (1) wywołanej mikrokondensacją cząsteczek pary wodnej w szczelinie międzyelektrodowej (5) czujnika (1) w procesie przepływu strumienia (8) wydychanego i (9) wdychanego powietrza.

Description

Opis wynalazku

Przedmiotem wynalazku jest układ do monitorowania czynności oddechowych, zwłaszcza częstotliwości oddechu i jego intensywności (amplitudy), wykorzystujący zjawisko mikrokondensacji i znajdujący zastosowanie szczególnie w badaniu oddechu podczas snu.

Sposoby monitorowania czynności oddechowych podzielić można na dwie zasadnicze grupy. W pierwszej wykorzystuje się układy umożliwiające analizę składu wydychanego powietrza, natomiast w drugiej, stanowiącej stan techniki dla niniejszego wynalazku, wykorzystuje się układy dające informacje o dynamice monitorowanego procesu. Monitorowanie dynamiki oddechu realizowane jest za pomocą czujników, w których wykorzystuje się pomiary między innymi:

- sygnałów akustycznych [Taplidou Styliani A., Hadjileontiadis Leontios J., „Wheeze detection based on time-frequency analysis of breath sounds”, Computers in Biology and Medicine 37 (2007) 1073-1083],

- przyspieszenia [Sato Shinichi, Yamada Katsuya, Inagaki Nobuya, „System for simultaneously monitoring heart and breathin rate in mice Rusing a piezo electric transducer”, Med Biol Eng Comput (2006) 353-362],

- zmian temperatury [Emil Jovanov, Dejan Raskovic, Rick Hormigo, „Thermistor-based Breathing Sensor for Circadian Rhythm Evaluation”, Biomedical Sciences Instrumentation Volume: 37, (2001), 493-497],

- zmian pojemności [Jingyuan Cheng, Oliver Amft, Paul Lukowicz, „Active Capacitive Sensing: Exploring a New Wearable Sensing Modality for Activity Recognition”, Lecture Notes in Computer

Science, (2010), Volume 6030/2010, 319-336],

- zmian rezystancji [Huang Ching-Tang, Shen Chien-Lung, Tang Chien-Fa, Chang Shuo-Hung, „W wearable yarn-based piezo-resistive sensor”, Sensors and Actuators A: Physical, 141 (2008) 396-403],

- zmian ciśnienia [Brady Sarah, Diamond Dermot, Lau King-Tong, „Inherently conducting polymer modified polyurethane smart foam for pressure sensing” Sensors and Actuators A: Physical, Volume 119, Issue 2, (2005), 398-404],

- efektu magneto elastycznego [Katranas G. S., Meydan T., Ovari T. A., Borza F., „Applications of the bilayer thin film sensor system for registering cardio-respiratory activity”, Sensors and Actuators A:

Physical 142 (2008) 455-458],

- zmian wilgotności [Miyoshi Yoko, Miyajima Kumiko, Saito Hirokazu, Kudo Hiroyuki, Takeuchi Toshifumi, Karube Isao, Mitsubayashi Kohji, „Flexible humidity sensor in a sandwich configuration with a hydrophilic porous membrane”, Sensors and Actuators B: Chemical 142 (2009) 28-32],

- przepływu gazu [B. Hok, A.Bluckert, G.Sandberg, „A Non-contacting Sensor System For Respiratory Air Flow Detection”, Sensors and Actuators A: Physical 52 (1996) 81-85.

Monitorowanie czynności oddechowych jest pożądane i często wykorzystywane w medycynie, na przykład w respiracji, kardiorespiracji, spirometrii czy ratownictwie medycznym. Dodatkowo coraz bardziej uwidaczniają się potrzeby dostarczania na rynek tanich urządzeń, które umożliwiają pacjentowi we własnym zakresie monitorowanie funkcji życiowych organizmu. Do funkcji tych należy również kontrola czynności oddechowych. To głównie stopień skomplikowania konstrukcji czujnika determinuje koszty technologii jego produkcji, jak również sposób pomiaru czynności oddechowych.

Dlatego też istnieje ciągła potrzeba poszukiwania nowych metod pomiarowych i rodzajów czujników monitorowania oddechu, które umożliwią uproszczenie ich konstrukcji i obniżenie kosztów produkcji. Każda, kolejna metoda pomiarowa umożliwia projektowanie nowych i konkurencyjnych urządzeń.

W odpowiedzi na powyższe potrzeby opracowano nowy układ do monitorowania czynności oddechowych, wykorzystujący czujnik, w którym zachodzi zjawisko mikrokondensacji powierzchniowej, polegające na skraplaniu się pary wodnej (w tym wypadku zawartej w wydychanym powietrzu), która tworzy na powierzchni czujnika niewidoczną dla oka cienką warstwę. Proces mikrokondensacji zależy silnie od warunków wentylacji powierzchni, na której zachodzi, co wykorzystane jest podczas fazy wdechu, w której następuje zmniejszenie warstwy filmu mikrokondensacyjnego. Układ charakteryzuje prosta i tania w budowie konstrukcja czujnika, którą można zrealizować przy użyciu wielu powszechnie dostępnych materiałów i technologii produkcyjnych.

Przedmiotem wynalazku jest układ do monitorowania czynności oddechowych, wyposażony w zasilanie stałe lub zmiennoprądowe podłączone do elektrody nadawczej, oraz w tor pomiarowy zawierający urządzenia rejestrujące podłączony do elektrody odbiorczej, w którym jako urządzenia

PL 224 045 B1 rejestrujące stosuje się np.: karty pomiarowe, multimetry, oscyloskopy lub inne rejestratory sygnałów analogowych, charakteryzujący się tym, że zawiera czujnik mikrokondensacyjny w postaci obwodu drukowanego, składający się z co najmniej jednej pary elektrod: nadawczej i odbiorczej, umieszczonych na wspólnym podłożu z materiału dielektrycznego, oddzielonych szczeliną międzyelektrodową.

Korzystnie zasilanie czujnika mikrokondensacyjnego posiada dodatkową regulację amplitudy oraz częstotliwości sygnału zasilającego.

Układ według wynalazku umożliwia monitorowanie czynności oddechowych, polegające na tym, że w strumieniu wydychanego i wdychanego powietrza umieszcza się czujnik mikrokondensacyjny, składający się z co najmniej jednej pary elektrod: nadawczej i odbiorczej, umieszczonych na wspólnym podłożu z materiału dielektrycznego, oddzielonych szczeliną międzyelektrodową, do którego elektrody nadawczej podłączone jest zasilanie stało lub zmiennoprądowe, natomiast do elektrody odbiorczej podłączony jest tor pomiarowy zawierający urządzenia rejestrujące sygnały analogowe, a następnie za pomocą tych urządzeń rejestruje się proporcjonalny do zmian stopnia mikrokondensacji sygnał elektryczny.

Podczas wydechu amplituda rejestrowanego sygnału elektrycznego wzrasta na skutek zwiększenia sprzężenia pomiędzy elektrodą nadawczą a odbiorczą czujnika, natomiast podczas wdechu następuje proces odwrotny. Czujnik umożliwia monitorowanie zarówno częstotliwości jak i intensywności (amplitudy) czynności oddechowych.

Podczas wykonywania pomiaru w przypadku, gdy czujnik zasilany jest sygnałem stałoprądowym, sygnał z elektrody odbiorczej rejestrowany jest bez konieczności przetwarzania, natomiast w przypadku zasilania czujnika sygnałem zmiennym, sygnał jest przetwarzany (demodulowany) z fali nośnej do postaci obwiedni, która reprezentuje monitorowane czynności oddechowe.

Rozwiązanie według wynalazku ma szereg zalet w stosunku do dotychczasowego stanu techniki:

- prosta konstrukcja czujnika (jednorodna pod względem materiałowym) oraz niskie koszty w ykonania układu,

- praca przy zasilaniu stałoprądowym lub na bardzo niskich częstotliwościach fali nośnej, co upraszcza i obniża koszty metod rejestracji,

- wysoka trwałość czujnika oraz możliwość wielokrotnej jego dezynfekcji lub stosowanie go jako elementu jednorazowego użytku, dzięki niskim kosztom produkcji,

- niski pobór energii przez czujnik,

- możliwość realizacji zasilania bateryjnego dla całego układu monitorowania oddechu i tym samym realizacji w postaci mobilnej.

Rozwiązanie według wynalazku zostanie bliżej objaśnione na podstawie rysunku, na którym fig. 1 przedstawia ogólną budowę czujnika mikrokondensacyjnego, fig. 2 - uproszczony schemat blokowy układu, fig. 3 - pełny schemat blokowy układu, fig. 4 - budowa testowanego czujnika mikrokondensacyjnego, fig. 5 - charakterystyka amplitudowa testowanego czujnika mikrokondensacyjnego, fig. 6 - przykładowa charakterystyka sygnału elektrycznego U=f(t) rejestrowana na elektrodzie odbiorczej w przypadku zmiennoprądowego zasilania czujnika, fig. 7 - charakterystyka sygnału elektrycznego po stronie elektrody odbiorczej dla zasilania zmiennoprądowego o częstotliwości 1 Hz, fig. 8 - charakterystyka sygnału elektrycznego po stronie elektrody odbiorczej dla zasilania zmiennoprądowego o częstotliwości 5 Hz, fig. 9 - charakterystyka sygnału elektrycznego po stronie elektrody odbiorczej dla zasilania zmiennoprądowego o częstotliwości 10 Hz, fig. 10 - charakterystyka zdemodulowanego sygnału elektrycznego monitorowanych czynności oddechowych, fig. 11 - charakterystyka sygnału elektrycznego monitorowanych czynności oddechowych dla stałoprądowego zasilania czujnika.

Pokazany na fig. 3 przykład realizacji układu do monitorowania czynności oddechowych przedstawia: czujnik mikrokondensacyjny 1 jako detektor oddechu, zasilanie 6 elektrody nadawczej 2, tor pomiarowy 7 sygnału ze strony odbiorczej czujnika 1, strumień 8 wydychanego powietrza, strumień 9 wdychanego powietrza, bufor i wzmacniacz 10 sygnału, obciążenie 11 elektrody odbiorczej 3, demultiplekser 12 sygnałów, wraz z selektorem 13, układ demodulacji 14 sygnału, wyjście sygnałowe 15 dla pracy przy stałoprądowym zasilaniu czujnika 1, wyjście sygnałowe 16 po demodulacji (w przypadku zasilania zmiennoprądowego).

Czujnik mikrokondensacyjny 1 o wymiarach 12x12 mm wykonano w formie PCB na bazie laminatu epoksydowego jednostronnie pokrytego miedzią. Elektrody 2 i 3 (zaznaczone na czarno na fig. 4) zrealizowano w układzie międzypalczastym tak, aby efektywnie zwiększyć czynną długość szczeliny międzyelektrodowej 5. Z kolei na biało (fig. 4) zaznaczono materiał dielektryka 4 (laminat), który jednocześnie jest podstawą szczeliny międzyelektrodowej 5. Czujnik zasadniczo realizuje dwa typy

PL 224 045 B1 sprzężenia pomiędzy elektrodami nadawczą 2 i odbiorczą 3: pojemnościowe i rezystancyjne. Pomiędzy elektrodą nadawczą 2 i odbiorczą 3 występuje pewna pojemność pasożytnicza, która powoduje, że czujnik 1 ma charakterystykę górnoprzepustową (fig. 5). Zakres pracy 17 czujnika 1 dla sygnałów zmiennych znajduje się poniżej pasożytniczego pasma przepustowego 18, ponieważ wysoka amplituda sygnału w tym paśmie dominuje nad amplitudą sygnału użytecznego, czyli wynikającego ze sprzężenia mikrokondensacyjnego elektrod nadawczej 2 i odbiorczej 3 czujnika 1 podczas czynności oddechowych. W praktyce, im wartość częstotliwości sygnału zasilającego czujnik 1 jest bliższa częstotliwości granicznej pasożytniczego pasma przepustowego 18, tym bardziej spada efektywność czujnika 1.

Możliwa jest również praca czujnika 1 przy zasilaniu elektrody nadawczej 2 sygnałem stałoprądowym.

Do elektrody nadawczej 2 czujnika mikrokondensacyjnego 1 podłącza się zasilanie 6 stało lub zmiennoprądowe. Od wartości napięcia lub amplitudy sygnału wejściowego zależy maksimum sygnału odbieranego na elektrodzie odbiorczej 3 czujnika 1. W celu uzyskania pożądanej wartości amplitudy wyjściowej reguluje się amplitudę sygnału zasilającego.

Czujnik 1 oddechu pozycjonuje się tak, aby strumień 8 wydychanego powietrza kierowany był na elektrody nadawczą 2 i odbiorczą 3. Warunkiem poprawnej pracy takiego czujnika jest jego odpowiednia wentylacja, tzn. swobodny przepływ gazu w jednym kierunku podczas wydechu i w przeciwnym podczas wdechu. Możliwe jest również umieszczenie czujnika 1 w różnego rodzaju komorach kondensacyjnych powietrza lub masce inhalacyjnej, jednakże korzystnie w pobliżu otworów wentylacyjnych.

Strumień 8 wydychanego powietrza zawiera drobiny wody, które podczas wydechu ulegają mikrokondensacji na powierzchni dielektryka 4 w szczelinie międzyelektrodowej 5. Zjawisko to powoduje zwiększenie konduktancji powierzchniowej oraz pojemności międzyelektrodowej i tym samym wzrost sprzężenia między stroną nadawczą 2 i odbiorczą 3 czujnika 1. Zwiększenie sprzężenia pomiędzy stroną nadawczą 2 i odbiorczą 3 podczas wydechu powoduje wzrost rejestrowanej amplitudy sygnału elektrycznego. Podczas wdechu wentylacja elektrod czujnika 1 za pomocą strumienia 9 powietrza o mniejszej wilgotności powoduje z kolei zmniejszenie sprzężenia pomiędzy elektrodami 2 i 3 czujnika 1 i tym samym zmniejszenie amplitudy sygnału wyjściowego. Częstotliwość sygnału po stronie elektrody odbiorczej 3 czujnika 1 determinowana jest przez częstotliwość sygnału zasilającego elektrodę nadawczą 2.

Sygnał wyjściowy, który odzwierciedla monitorowane czynności oddechowe dostępny jest w zależności od stanu selektora 13 układu przełączającego 12 na konektorach 15 lub 16.

Przypadek, gdy układ demultipleksujący 12 przełącza sygnał do konektora 16 prezentuje realizację monitorowania czynności oddechowych dla zasilania czujnika 1 w postaci sygnału zmiennoprądowego, a sygnał na elektrodzie odbiorczej 3 przyjmuje postać zmodulowaną amplitudowo (jak pokazano na fig. 6), gdzie obszar 19 oznacza fazę wydechu, która powoduje wyraźny wzrost amplitudy, zaś obszar 20 - fazę wdechu implikującą jej zmniejszenie. Jako 21 oznaczono obszar bezdechu. Zmiana częstotliwości generatora zasilającego elektrodę nadawczą 2 wpływa na wypełnienie obszaru sygnału o podwyższonej amplitudzie i może być regulowana stosownie do potrzeb. Przykładowe, zarejestrowane sygnały dla różnych częstotliwości, odpowiednio 1, 5 oraz 10 Hz zaprezentowano na fig. 7 do fig. 9.

Zmodulowany sygnał następnie kierowany jest do układu demodulatora 14, wówczas na konektorze 16 krzywa monitorowanych czynności oddechowych rejestrowana jest jako obwiednia maksimów poszczególnych oscylacji. Na fig. 10 zaprezentowano zarejestrowany, zdemodulowany sygnał dla częstotliwości nośnej 20 Hz. Powyżej częstotliwości 30 Hz dla nośnej w testowym układzie zaobserwowano spadek dynamiki zmian sygnału podczas monitorowania oddechu.

Przypadek, gdy układ demultipleksujący 12 przełącza sygnał do konektora 15 prezentuje realizację monitorowania czynności oddechowych dla zasilania czujnika w postaci sygnału stałoprądowego. W tej konfiguracji nie występuje układ demodulacyjny 14. Przykład zarejestrowanej krzywej monitorowanych czynności oddechowych zaprezentowano na fig. 11. Sygnał stałoprądowy z elektrody nadawczej 2 jest zwierany do elektrody odbiorczej 3 na skutek mikrokondensacji cząsteczek wody na powierzchni dielektryka 4 w szczelinie międzyelektrodowej 5 podczas wydechu, co skutkuje stopniowym zwiększeniem amplitudy 19 sygnału wyjściowego. Podczas wdechu następuje proces odwrotny, to znaczy zmniejszenie koncentracji skondensowanych wcześniej cząstek wody w szczelinie międzyelektrodowej 5, co z kolei powoduje zmniejszenie amplitudy 20 sygnału wyjściowego.

PL 224 045 B1

Zaprezentowany na fig. 3 element 11 reprezentujący impedancję wejściową toru pomiarowego 7 stanowi jednocześnie obciążenie elektrody odbiorczej 3.

Rozwiązanie według wynalazku wykorzystujące zjawisko mikrokondensacji znajduje zastosowanie głównie w inżynierii biomedycznej, biosensoryce i respiracji.

Claims (2)

1. Układ do monitorowania czynności oddechowych, wyposażony w zasilanie stałe lub zmiennoprądowe podłączone do elektrody nadawczej, oraz w tor pomiarowy zawierający urządzenia rejestrujące podłączony do elektrody odbiorczej, w którym jako urządzenia rejestrujące stosuje się np.: karty pomiarowe, multimetry, oscyloskopy lub inne rejestratory sygnałów analogowych, znamienny tym, że zawiera czujnik mikrokondensacyjny (1) w postaci obwodu drukowanego, składający się z co najmniej jednej pary elektrod: nadawczej (2) i odbiorczej (3), umieszczonych na wspólnym podłożu z materiału dielektrycznego (4), oddzielonych szczeliną międzyelektrodową (5).

2. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że zasilanie (6) czujnika mikrokondensacyjnego (1) posiada dodatkową regulację amplitudy oraz częstotliwości sygnału zasilającego.