PL237605B1 - Układ do monitorowania częstotliwości i/lub siły oddechu - Google Patents

Description

Opis wynalazku

Przedmiotem wynalazku jest układ do monitorowania częstotliwości i/lub siły oddechu, znajdujący zastosowanie w kontroli oddechu, zwłaszcza w medycynie lub badaniach sportowych.

Monitorowanie czynności oddechowych jest pożądane i często wykorzystywane w medycynie, na przykład w respiracji, ratownictwie medycznym naukach o sporcie w trakcie lub po wykonywaniu ćwiczeń fizycznych lub coraz częściej w warunkach domowych do sprawdzania stanu zdrowia. Jednym ze sposobów monitorowania czynności oddechowych jest analiza procesów naprzemiennego wdechu i wydechu powietrza. Kontrolowanie oddechu jest szczególnie istotne w przypadku chorób układu oddechowego, takich jak na przykład astma, gruźlica, mukowiscydoza. Monitorowanie oddechu istotne również jest przy realizacji mechanicznej wentylacji czy wibracyjnego drenażu dróg oddechowych.

Z dotychczasowego stanu techniki znane są układy monitorujące parametry oddechu, realizowane za pomocą czujników, w których wykorzystuje się między innymi:

- fale elektromagnetyczne w zakresie mikrofal (patent PL218705), wytworzone przez oscylator, emitowane i odbierane jedną anteną w układzie do bezkontaktowego i bezinwazyjnego pomiaru rytmu serca i częstości oddechu, który posiada aktywny element, będący jednocześnie częścią detektora sygnału różnicowego przenoszącego informację o rytmie serca i aktywności oddechowej oraz oscylatora; z uwagi na wykorzystanie mikrofal do monitorowania oddechu i pracy serca utrudnione może być wykorzystanie technologii mobilnych pracujących w podobnym zakresie mikrofal;

- włókna optyczne (patent PL208579); dwa włókna optyczne - nadawcze i odbiorcze, wykorzystane w układzie tekstylnym, który zmienia swoją geometrię na skutek czynności oddechowych, co z kolei wpływa na sygnał odbierany przez włókno odbiorcze; rozwiązanie to nie uwzględnia monitorowania oddechu za pomocą urządzeń mobilnych;

- czujnik tekstylny (polskie zgłoszenie patentowe nr P.408711), w postaci gumy tkanej, na której jest wykonany haft przy użyciu drutu przewodzącego z izolacją; rozwiązanie dotyczy głównie samego czujnika, nie uwzględniając monitorowania oddechu za pomocą technologii mobilnych;

- akcelerometr (patent PL216325), który przetwarza na sygnał elektryczny ruch ściany brzucha, proporcjonalny do czynności oddechowych; akcelerometr połączony jest z mikroprocesorem poprzez kilka filtrów i prostownik dwupołówkowy; rozwiązanie nie uwzględnia zdalnego monitorowania oddechu przy wykorzystaniu technologii radiowych i mobilnych;

- siatkę Bragga (patent PL217840), która stanowi część sensoryczną, wbudowaną trwale we wnętrzu elastycznego elementu, utworzonego korzystnie jako poduszka pneumatyczna, odkształcalna wraz z ruchami ciała osoby monitorowanej i będąca w kontakcie fizycznym z osobą monitorowaną; rozwiązanie to nie uwzględnia monitorowania oddechu za pomocą urządzeń mobilnych.

Z opisu patentowego PL224045 znany jest również układ do monitorowania czynności oddechowych oraz sposób monitorowania czynności oddechowych, zwłaszcza częstotliwości oddechu i jego siły (amplitudy), wykorzystujący zjawisko mikrokondensacji i znajdujący zastosowanie szczególnie w badaniu oddechu podczas snu, natomiast z polskiego zgłoszenia patentowego P.400228 znany jest układ do monitorowania częstotliwości oddechu wykorzystujący czujnik ładowany pasożytniczym prądem polaryzacji wejść wzmacniacza, znajdujący zastosowanie w pomiarach parametrów cykli oddechowych oraz wykrywaniu bezdechu. Rozwiązanie ze zgłoszenia P.400228 zostało opisane również w artykule „Integrated micro power frequency breath detector”, Sensors and Actuators A, vol. 239, p. 79-89 (2016).

Z opisu patentowego GB2329966A znany jest układ pomiarowy czynności oddechowych, zawierający czujnik o zmiennej pojemności podłączony do generatora, którego częstotliwość zmienia się w zależności od zmian pojemności czujnika oddechu, przy czym ilość impulsów z generatora jest rejestrowana licznikiem. Zmiana pojemności czujnika na skutek czynności oddechowych powoduje zmianę częstotliwości generowanego sygnału w zakresie +/- 250 Hz przy częstotliwości centralnej 30 kHz.

Ponadto z opisu US2017079580A1 znany jest układ z możliwością pomiaru wydolności oddechowej, w którym dane przesyła się nadajnikiem radiowym Bluetooth.

Rozwiązania znane ze stanu techniki umożliwiają monitorowanie w szerokim zakresie czynności oddechowych, jednak brak wśród nich rozwiązań uniwersalnych, które umożliwiają przepływowe monitorowanie oddechu (np. bezdechu sennego) zarówno lokalne jak i zdalne (sieciowo dzięki technologii loT).

PL 237 605 B1

Uproszczenie metodyki monitorowania cykli oddechowych i jednocześnie wykrywania bezdechu jest jednym z wyznaczników konstruowania nowych rozwiązań. Dodatkowo coraz większe znaczenie ma możliwość wykorzystania układów detekcyjnych w urządzeniach o bardzo małym zapotrzebowaniu energetycznym. Istotnym elementem współczesnych układów do monitorowania czynności życiowych, a więc i do monitorowania oddechu jest możliwość współpracy z urządzeniami mobilnymi oraz ich funkcjonalność w obszarze Internetu Rzeczy (IoT). Prezentowany w niniejszym wynalazku układ spełnia wszystkie powyższe kryteria.

Istotę wynalazku stanowi układ do monitorowania częstotliwości i/lub siły oddechu, charakteryzujący się tym, że wchodzący w jego skład blok pomiarowy zawiera parametryczny czujnik czynności oddechowych, to jest wdechu i wydechu, o zmiennej konduktancji i pojemności, dołączony pomiędzy wejście ujemnej pojemności oraz masę (GND), przy czym wyjście bloku pomiarowego dołączone jest do co najmniej jednego wejścia binarnego bloku mikrokontrolera nadajnika radiowego. Wyjście bloku mikrokontrolera nadajnika radiowego podłączone jest do wejścia modułu radiowego nadajnika radiowego. Do wyjścia modułu radiowego nadajnika radiowego podłączona jest antena nadawcza, natomiast moduł radiowy Bluetooth Low Energy nadajnika radiowego skonfigurowany jest do transmisji ramek rozgłoszeniowych, przy czym blok mikrokontrolera nadajnika radiowego i moduł radiowy nadajnika radiowego z anteną nadawczą tworzą razem blok nadajnika radiowego. Natomiast blok odbiornika radiowego składa się z bloku mikrokontrolera odbiornika radiowego oraz modułu radiowego Bluetooth Low Energy odbiornika radiowego, skonfigurowanego w trybie dostosowanym do odbioru ramek rozgłoszeniowych z bloku nadajnika, przy czym do wejścia modułu radiowego odbiornika radiowego podłączona jest antena odbiorcza, a wyjście modułu radiowego odbiornika radiowego dołączone jest do wejścia bloku mikrokontrolera odbiornika radiowego. Blok mikrokontrolera odbiornika radiowego zawiera wyjście do podłączania układów zewnętrznych. Układ zawiera co najmniej jeden blok nadajnika radiowego Bluetooth Low Energy oraz co najmniej jeden blok odbiornika radiowego Bluetooth Low Energy.

Korzystnie, jako parametryczny czujnik czynności oddechowych zastosowany jest czujnik typu kondensacyjnego.

Korzystnie, wyjście bloku mikrokontrolera nadajnika radiowego ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.

Korzystnie, wejście modułu radiowego nadajnika radiowego ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.

Korzystnie, wyjście modułu radiowego odbiornika radiowego ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.

Korzystnie, wejście bloku mikrokontrolera odbiornika radiowego ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.

Korzystnie, wyjście bloku mikrokontrolera odbiornika radiowego ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia.

Blok mikrokontrolera nadajnika radiowego stanowi co najmniej jeden mikrokontroler.

Blok mikrokontrolera odbiornika radiowego stanowi co najmniej jeden mikrokontroler.

W szczególnych przypadkach jako blok odbiornika stosuje się blok odbiornika urządzenia mobilnego, zwłaszcza smartfonu, tabletu, fabletu, smartwatcha, smartbanda, komputera mobilnego lub komputera stacjonarnego z interfejsem radiowym.

Korzystnie, blok nadajnika radiowego ma postać układu scalonego.

Korzystnie, blok odbiornika radiowego ma postać układu scalonego.

Korzystnie, ujemna pojemność ma strukturę konwertera ujemno-impedancyjnego typu napięciowego, zasilanego jednobiegunowo potencjałem dodatnim względem masy.

Korzystnie, obwód ujemnej pojemności zawiera wzmacniacz operacyjny, którego obwody wejściowe mają parametry prądu polaryzacji rzędu co najmniej nA.

Układ do monitorowania częstotliwości i siły oddechu według wynalazku wykorzystuje zmianę parametrów impedancyjnych czujnika dołączonego do wejścia ujemnej pojemności. Podczas fazy wydechu zmniejszeniu ulega wartość impedancji czujnika, co jednocześnie inicjuje generowanie sygnału prostokątnego (pseudobinarnego) na wyjściu ujemnej pojemności. Częstotliwość generowanego sygnału jest proporcjonalna do siły oddechu. Podczas fazy wdechu impedancja czujnika gwałtownie wzrasta i następuje zmniejszenie częstotliwości generowanych w układzie drgań, aż do ich wygaśnięcia. W wariancie rozwiązania ze wzmacniaczem operacyjnym, korzystnie o dużych prądach polaryzacji wejść oraz wysokoimpedancyjnym czujnikiem mikrokondensacyjnym uzyskano nową topologię bloku

PL 237 605 B1 pomiarowego, która pracuje stabilnie przy zasilaniu jednobiegunowym. Blok mikrokontrolera steruje jednocześnie nadajnikiem pracującym w trybie rozgłoszeniowym, jak również realizuje pomiary zmian częstotliwości sygnału pseudobinarnego. Transmitowane ramki rozgłoszeniowe zawierają informacje dotyczące monitorowanych czynności oddechowych, które następnie odbierane są w odbiorniku, na przykład w odbiornikach urządzeń mobilnych. Blok mikrokontrolera odbiornika na podstawie przesłanych w ramkach transmisyjnych informacji o czynnościach oddechowych wysyła sygnały sterujące do urządzeń zewnętrznych.

Rozwiązanie według wynalazku ma szereg zalet w stosunku do rozwiązań znanych z dotychczasowego stanu techniki, zwłaszcza:

- prostą konstrukcję układu, dzięki wykorzystaniu nowej topologii układu pomiarowego, zwłaszcza w wariancie bazującym na wzmacniaczu o konstrukcji wejść generujących duży prąd polaryzacji; wzmacniacz pracuje w układzie ujemnej pojemności, której wejście obciążono czujnikiem czynności oddechowych o bardzo dużym zakresie zmian impedancji,

- możliwość wykorzystania miniaturowych układów mikrokontrolerów o małej ilości wyprowadzeń (GPIO), dzięki możliwości bezpośredniej współpracy układu pomiarowego, z układami cyfrowymi,

- oszczędność energii układu przy wykorzystaniu interfejsu radiowego, która wynika z rozgłoszeniowego trybu pracy nadajnika; impulsowa transmisja danych pozwala na znaczne oszczędności energii, ponieważ pobierana jest ona w sposób dyskretny na poszczególne cykle nadawcze,

- współpraca z urządzeniami mobilnymi, dzięki wykorzystaniu nadajnika pracującego w standardzie BLE,

- wykorzystanie technologii IoT (Internet Rzeczy), dzięki wykorzystaniu nadajnika pracującego w standardzie BLE,

- niewielkie wymiary układu, dzięki uproszczeniu konstrukcji układu pomiarowego, zwłaszcza w wariancie ze zintegrowanym blokiem radiowym,

- możliwość wykorzystania jako układ typu tekstronicznego, dzięki zminimalizowaniu rozmiarów układu,

- niskie koszty produkcji, dzięki możliwości wykorzystania tanich i powszechnie dostępnych komponentów elektronicznych,

- krótki czas reakcji układu na czynności oddechowe, zwłaszcza w wariancie z wykorzystaniem czujnika mikrokondensacyjnego o bardzo dużym zakresie zmian impedancji podczas czynności oddechowych,

- możliwość monitorowania funkcji organizmów jednocześnie na wielu odbiornikach, w tym urządzeniach mobilnych; konfiguracja nadajnika BLE do nadawania w trybie rozgłoszeniowym pozwala na jednoczesny odbiór transmitowanych przez niego ramek przez wiele odbiorników,

- otwartą topologię sieci sensorowej; układ dzięki wykorzystaniu transmisji rozgłoszeni owej (bezpołączeniowej) nie jest ograniczony do standardowej topologii Bluetooth, czyli piconet lub scatternet; możliwe jest monitorowanie funkcji organizmu w wielu konfiguracjach nadajnik-odbiornik, na przykład jeden do jednego, jeden do wielu, wiele do jednego oraz wiele do wielu; w układzie według wynalazku nie ma określonych ograniczeń co do liczby jednocześnie wykorzystanych nadajników i odbiorników.

Rozwiązanie według wynalazku zostanie bliżej objaśnione na podstawie rysunku, na którym fig. 1 przedstawia charakterystyki poboru prądu przez moduł nadajnika podczas transmisji w trybie rozgłoszeniowym, fig. 2 - przykładową strukturę ramki transmisyjnej w trybie rozgłoszeniowym dla testowanego modułu Bluetooth, fig. 3 - schemat blokowy testowanego układu, fig. 4 - schemat bloku pomiarowego, fig. 5 - sygnał generowany podczas pojedynczego cyklu oddechowego i odpowiadająca fazom oddechu jego zmiana częstotliwości, fig. 6 - wygaszanie drgań w końcowej fazie wdechu, fig. 7 - sygnał na wyjściu bloku pomiarowego podczas cyklicznych czynności oddechowych, fig. 8 - wersję układu z jednym nadajnikiem i wieloma odbiornikami, fig. 9 - wersję układu z wieloma nadajnikami i jednym odbiornikiem, natomiast fig. 10 - wersję układu z wieloma nadajnikami i wieloma odbiornikami.

Poniżej przedstawione zostaną opisy różnych wariantów oraz przykład układu według wynalazku z wykorzystaniem interfejsu BLE, które zostaną poprzedzone opisem sposobu działania interfejsu BLE w trybie rozgłoszeniowym. Pozwoli to na precyzyjniejsze wyjaśnienie istoty konfiguracji wszystkich omawianych wariantów układu.

PL 237 605 B1

Na fig. 1 rysunku zaprezentowano charakterystykę wizualizującą standardową transmisję nadajnika BLE w trybie rozgłoszeniowym. Poszczególne ramki, nadawane są w cyklach transmisyjnych 1 składających się z kilku impulsów, łącznie trwających zwykle kilka milisekund. Zgodnie ze standardem Bluetooth ramki transmisyjne nadawane są ze zdefiniowanym, stałym interwałem czasowym 2. Podczas procesu transmisji prąd pobierany przez nadajnik gwałtownie (impulsowo) wzrasta, dlatego też na fig. 1 transmisję ramki zaprezentowano jako cykl impulsów prądu na zasilaniu modułu radiowego. Na fig. 1 interwał pomiędzy poszczególnymi cyklami transmisyjnymi wynosi 0,3 s.

W celu demonstracji praktycznego wykorzystania układu do monitorowania oddechu zostaną zaprezentowane zrealizowane i przetestowane różne jego warianty. Istota wynalazku zostanie omówiona na podstawie przykładu. Opisany w przykładzie, zintegrowany moduł zawierający blok mikrokontrolera i nadajnika BLE wykorzystuje profil GAP (ang. Generic Access Profile). W ramach profilu GAP moduł funkcjonuje jako urządzenie peryferyjne (ang. Peripheral) nadając ramki rozgłoszeni owe 3. Ramki te posiadają format zgodny z ramkami rozgłoszeniowymi określony w specyfikacji Bluetooth Core 4.2. Typ ramki ustawiony jest na bezpołączeniowy (ang. non-connectable) i nie dający możliwości wysłania prośby o dodatkowe dane (ang. scan request), w specyfikacji określony jako ADV_NONCONN_IND. Zgodnie ze specyfikacją Bluetooth Core 4.2 sekcja danych rozgłoszeniowych 4 ramki rozgłoszeni owej 3 zawiera trzydzieści jeden bajtów danych, które mogą być modyfikowane, przy czym w przykładach wykorzystany został implementowany przez producenta układu stos protokołów Bluetooth Low Energy, który umożliwia zmianę bajtów modyfikowalnej sekcji 6 danych rozgłoszeniowych 4, natomiast poprzedzająca je sekcja 5 powinna zostać skonfigurowana zgodnie z zaleceniami producenta. Wynika to z faktu, iż producent udostępnia standardowo możliwość konfiguracji transmisji rozgłoszeni owej z wykorzystaniem ramki rozgłoszeni owej 3, której sekcja danych rozgłoszeniowych 4 przystosowana jest do formatu danych iBeacona, który nie jest określony w specyfikacji Bluetooth Core 4.2.

W konstrukcji układu według wynalazku zaprezentowanego na fig. 3 możliwe jest zastosowanie różnych konfiguracji bloku nadajnika 12 oraz bloku odbiornika 12a. W szczególności każdy z dwóch wymienionych bloków może być zrealizowany na bazie pojedynczego układu scalonego.

Blok 9 w praktyce jest w pełni funkcjonalnym układem pomiarowym zawierającym czujnik mikrokondensacyjny 7 dołączony do wejścia 81 ujemnej pojemności 8, której wyjście 90 propaguje sygnał prostokątny, reprezentujący monitorowane czynności oddechowe. Wyjście 90 bloku pomiarowego 9 dołączone jest do wejścia 101 bloku mikrokontrolera 10, które jest jednocześnie wejściem bloku nadajnika 12. Wejście 101 w praktyce jest binarnym wejściem bloku mikrokontrolera 10. Wyjście 100 mikrokontrolera 10 dołączone jest do wejścia 111 modułu radiowego 11 (RF). W praktyce wyjście 100 bloku mikrokontrolera 10 i wejście 111 modułu radiowego 11 oznacza linie interfejsu sterującego modułem radiowym, na przykład SPI, I²C, 1wire, UART itp. Wyjście 110 modułu radiowego 11 dołączone jest do anteny 120 nadawczej. Blok (lub bloki) nadajnika 12 transmituje/ą sygnały do odpowiadającego mu/im bloku 12a skonfigurowanego jako odbiornik, na który składa się moduł radiowy 11a oraz blok mikrokontrolera 10a. Do wejścia 111a modułu radiowego 11a dołączona jest antena odbiorcza 120a. Wyjście 110a modułu radiowego 11a połączone jest z wejściem 101a bloku mikrokontrolera 10a, przy czym w praktyce wyjście 110a modułu radiowego 11a oraz wejście 101a bloku mikrokontrolera 10a oznacza linie interfejsu sterującego modułem radiowym, na przykład SPI, I²C, 1wire, UART itp. W przypadku bloku nadajnika 12 jak i bloku odbiornika 12a zrealizowanych na bazie układów scalonych, blok mikrokontrolera 10 i moduł radiowy 11 są połączone wewnętrzną magistralą podobnie jak moduł radiowy 11a i blok mikrokontrolera 10a. Blok mikrokontrolera 10a bloku odbiornika 12a pozwala na wykorzystanie dostępnych portów ogólnego zastosowania lub interfejsów komunikacyjnych jako wyjść 100a do zewnętrznych urządzeń, modułów, systemów pomiarowych, układów powiadamiania i alarmowych, innych struktur sieciowych - radiowych lub przewodowych itp. Blok mikrokontrolera 10a pełni zatem funkcję układu sterującego pracą interfejsu radiowego, przetwarza odbierane sygnały oraz transmituje za pomocą wyjścia 100a sygnały do zewnętrznych modułów, na przykład wyświetlacza (LCD, OLED itp.), sygnalizatora akustycznego (np. piezo) i/lub optycznego (np. diody LED). W aplikacjach praktycznych antena 120a, moduł radiowy 11a oraz blok mikrokontrolera 10a są elementami składowymi bloku odbiornika 12a. Wyjście 100a bloku mikrokontrolera 10a może też pełnić rolę interfejsu sterująco-komunikacyjnego z zewnętrznymi systemami i obsługiwać podobnie jak wejścia bloku mikrokontrolera 10a różne standardy. Innym wariantem bloku odbiornika 12a mogą być również odbiorniki wbudowane w urządzenia mobilne, na przykład smartphone, smartwatch, smartband, tablet, laptop, komputer stacjonarny z interfejsem radiowym (z wersją Bluetooth 4 lub wyższą) itp.

PL 237 605 B1

Blok odbiornika 12a sygnału dla wszystkich opisanych przykładów podobnie jak blok nadajnika 12 wykorzystuje profil GAP. W ramach tego profilu blok odbiornika 12a pełni funkcję urządzenia centralnego. Blok odbiornika 12a skonfigurowany jest w trybie obserwatora, który umożliwia za pomocą modułu radiowego 11a odbiór ramek rozgłoszeniowych 3. Tryb ten określony jest w specyfikacji Bluetooth Core 4.2.

P r z y k ł a d

Na fig. 3 zaprezentowano schemat blokowy układu, na podstawie którego zostanie przybliżona istota rozwiązania. Czujnik mikrokondensacyjny 7 czynności oddechowych, to jest wdechu i wydechu, o zmiennej konduktancji i pojemności, które zależne są od faz oddechu 13 i 14, który jednym z wyprowadzeń dołączony jest do wejścia 81 ujemnej pojemności 8 a drugim z wyprowadzeń do masy charakteryzuje się parametrami impedancyjnymi w zakresie zaprezentowanym w publikacjach „Micro-condensation sensor for monitoring respiratory rate and breath strength” Sensors and Actuators A 185 (2012) p. 160-167 oraz „Integrated micro power frequency breath detector”, Sensors and Actuators A, 239 (2016) p. 79-89. Ujemną pojemność 8 zrealizowano w postaci napięciowego konwertera ujemnoimpedancyjnego NIC, na bazie pojedynczego wzmacniacza operacyjnego. Czujnik 7 wraz z ujemną pojemnością 8 stanowi blok pomiarowy 9, którego wyjście 90 dołączono do (GPIO) wejścia ogólnego przeznaczenia 101 bloku mikrokontrolera 10. Blok nadajnika radiowego Bluetooth Low Energy 12 zrealizowany jest w postaci zintegrowanej, zatem wyjście 100 bloku mikrokontrolera 10 dołączone jest do wejścia 111 modułu radiowego 11 magistralą wewnętrzną. Z kolei wyjście 110 modułu radiowego 11 dołączone jest do anteny 120 nadawczej, natomiast moduł radiowy 11 skonfigurowany jest do transmisji ramek rozgłoszeniowych 3. Blok odbiornika radiowego Bluetooth Low Energy 12a również zrealizowany jest w postaci zintegrowanej. Do wejścia 111a modułu radiowego 11a dołączona jest antena odbiorcza 120a. Wyjście 110a modułu radiowego 11a połączone jest z wejściem 101a bloku mikrokontrolera 10a za pomocą magistrali wewnętrznej. Moduł radiowy 11a odbiornika 12a skonfigurowany jest w trybie dostosowanym do odbioru ramek rozgłoszeniowych 3 z modułu radiowego 11 bloku nadajnika 12. Wyjście 100a bloku odbiornika 12a zrealizowano w postaci interfejsu UART. W aspekcie funkcjonalnym układ działa następująco. Blok mikrokontrolera 10 na wejściu binarnym 101 realizuje pomiary częstotliwości pseudobinarnego sygnału z bloku pomiarowego 9. Wyniki tych pomiarów zapisywane są w modyfikowalnej sekcji 6 danych rozgłoszeniowych 4 na kolejnych dwudziestu Bajtach. Dane te odzwierciedlają monitorowaną krzywą 17 czynności oddechowych. Wyniki pomiarów zapisywane są co 0,1 s, zatem dwadzieścia bajtów danych rozgłoszeniowych zapisanych zostanie w ciągu 2 s, po czym nadajnik 12 wysyła ramkę. Następnie ramka zostaje odebrana przez odbiornik 12a i w jego bloku mikrokontrolera odczytuje się zawarte w modyfikowalnej sekcji 6 danych rozgłoszeniowych 4 kolejne dane, na podstawie których odtwarza się krzywą 17 czynności oddechowych.

W celu precyzyjniejszego wyjaśnienia działania układu poniżej opisany zostanie blok pomiarowy 9. Obciążenie wejścia ujemnej pojemności 8 (-C) czujnikiem 7, który reprezentowany jest przez konduktancję Gs jak i pojemność Cs, umożliwia wygenerowanie drgań prostokątnych, sterowanych za pomocą czynności oddechowych. Wykorzystanie parametrycznego czujnika mikrokondensacyjnego znanego z patentu PL224045 oraz z polskiego zgłoszenia patentowego P.400228, który charakteryzuje się zmianami przewodności Gs jak i pojemność Cs w bardzo szerokim zakresie pozwala na rozszerzenie funkcjonalności bloku pomiarowego 9. Podczas fazy wydechu 13 czujnik wykazuje wzrost przewodności i pojemności, natomiast podczas fazy wdechu 14 następuje proces odwrotny. Czujniki typu mikrokondensacyjnego wykazują zmiany ww. wielkości w szerokim zakresie (nawet powyżej 4 dekad), dzięki czemu blok pomiarowy 9 nie generuje sygnału prostokątnego w sposób ciągły, ale inicjowany jest przez czynności oddechowe. Blok pomiarowy 9 pracuje stabilnie przy zasilaniu jednobiegunowym. Oznacza to, że generowany sygnał, ograniczony jest przez potencjał masy oraz dodatni biegun zasilania np. 3 V. Praca bloku pomiarowego 9 przy zasilaniu jednobiegunowym jest korzystna ze względu na możliwość współpracy z układami cyfrowymi bez potrzeby dodatkowej konwersji sygnału. Rozpatrując zatem blok pomiarowy 9 pod względem funkcjonalności określić go można jako przetwornik wielkości nieelektrycznej (czynności oddechowe) na wielkość elektryczną. Kolejną istotną funkcjonalność bloku 9 można rozpatrywać w kategorii przetwarzania analogowo-cyfrowego, ponieważ sygnał wyjściowy bloku 9 może być bezpośrednio przetwarzany przez układy cyfrowe, a w szczególności mikrokontrolery. Jak wcześniej wspomniano wykorzystanie czujnika typu mikrokondensacyjnego umożliwia nowy rodzaj sterowania blokiem pomiarowym 9. Czynności oddechowe inicjują drgania prostokątne, których częstotliwość jest proporcjonalna do siły oddechu, natomiast faza bezdechu, którą charakteryzuje bardzo mała prze

PL 237 605 B1 wodność i pojemność czujnika 7 powoduje zakończenie generowania drgań przez blok 9. W celu wykazania funkcjonalności układu zrealizowano testy, w których ujemna pojemność 8 wytwarzana była przez konwerter ujemnoimpedancyjny, do którego zacisku wejściowego 81 dołączono jedną z elektrod międzypalczastych parametrycznego czujnika mikrokondensacyjnego 7, natomiast drugą z elektrod czujnika 7 dołączono do masy GND układu, co zaprezentowano na fig. 4. W korzystnym wariancie strukturę konwertera ujemnoimpedancyjnego zrealizowano na bazie wzmacniacza operacyjnego z wejściami na tranzystorach bipolarnych i prądzie polaryzacji wejść rzędu co najmniej nA. Wzmacniacz operacyjny zasilany jest niesymetrycznie. Taka konstrukcja ujemnej pojemności 8, charakteryzuje się tym, że przy niskiej przewodności czujnika 7 (np. rzędu kilkudziesięciu nS - podczas fazy wdechu) na zacisku wejściowym 81 ujemnej pojemności powstaje dodatni potencjał względem masy GND i może osiągać wartości porównywalne z napięciem zasilania wzmacniacza. Spadek napięcia wytwarzany jest na impedancji czujnika 7 przez wypływający z wejścia wzmacniacza (wejścia 81 ujemnej pojemności) prąd polaryzacji i prowadzi do nasycenia wzmacniacza operacyjnego. Jest to istotna cecha konstrukcyjna, ponieważ zastosowanie wzmacniaczy o innej konstrukcji obwodów wejściowych i prądach polaryzacji poniżej nA nie umożliwia inicjowania drgań prostokątnych. Wówczas należy stosować symetryczne zasilanie wzmacniacza konwertera ujemnoimpedancyjnego, co w pierwszej kolejności zwiększa złożoność układu oraz jego pobór prądu, a dodatkowo na wyjściu 90 bloku pomiarowego 9 propagowany jest sygnał prostokątny oscylujący wokół potencjału masy GND, którego nie można podawać bezpośrednio do wejść binarnych mikrokontrolera. Częstotliwość sygnału na wyjściu 90 bloku pomiarowego 9 zależy od parametrów impedancji Zi, Z2, Z3 użytych w strukturze ujemnej pojemności 8 oraz od parametrów impedancyjnych czujnika oddechu 7. Blok pomiarowy 9 pracuje stabilnie w dwóch konfiguracjach, gdy Zi jest pojemnością a Z2 i Z3 są rezystancjami, lub gdy Z3 jest pojemnością a Zi i Z2 są rezystancjami. Na fig. 5 zaprezentowano wyniki współbieżnych pomiarów dla pojedynczego cyklu oddechowego - charakterystyki zmiany sygnału prostokątnego 15 oraz odpowiadająca mu zmiana częstotliwości sygnału wyjściowego f9c na wyjściu 90 bloku pomiarowego 9. Generowanie drgań prostokątnych inicjowane jest detekcją strumienia wilgotnego, wydychanego powietrza, które powoduje gwałtowne zwiększenie przewodności i pojemności czujnika 7. Natomiast podczas fazy wdechu następuje proces odwrotny. Podczas fazy wydechu 13 po zainicjowaniu drgań ich częstotliwość wzrasta, natomiast podczas fazy wdechu 14 częstotliwość maleje, aż do wygaszenia drgań. Proces wygaszania drgań podczas fazy wdechu zaprezentowano na fig. 6. Blok pomiarowy 9 wytwarza na swoim wyjściu sygnał prostokątny, którego amplituda dostosowana jest do poziomów logicznych mikrokontrolera 10, dlatego też jest to sygnał pseudobinarny. Dzięki temu, że nie ma potrzeby konwersji sygnału dla układów cyfrowych, możliwe jest wykorzystanie nawet bardzo prostych mikrokontrolerów o minimalnej liczbie portów we/wy. Na fig. 7 zaprezentowano przykładową charakterystykę sygnału wyjściowego bloku pomiarowego 9. Drgania prostokątne 15 inicjowane są przez wydech, natomiast ustają w końcowej fazie wdechu. Podczas fazy bezdechu 16 na wyjściu konwertera ujemnoimpedancyjnego (ujemnej pojemności) ustala się maksymalna wartość napięcia, zależna od jego wartości dodatniego bieguna zasilania. Takie sterowanie pracą bloku pomiarowego 9 za pomocą czynności oddechowych jest korzystne, ponieważ różna od zera wartość sygnału wyjściowego 15 (kilka woltów) podczas fazy bezdechu 16 może być wykorzystana do kontroli poprawności działania układu. Dodatkowo zróżnicowany charakter sygnału dla czynności oddechowych i fazy bezdechu umożliwia łatwiejszą analizę sygnału oraz daje większe możliwości jego sprzętowego czy numerycznego przetwarzania.

Układ według wynalazku, w którym blok nadajnika 12 oraz blok pomiarowy 9 ma budowę analogiczną do zaprezentowanej w przykładzie, w praktyce można wykorzystywać w różnych konfiguracjach. Transmitowane ramki rozgłoszeniowe z jednego bloku nadajnika 12 mogą być odbierane przez wiele bloków odbiornika 12a, w tym jednocześnie przez odbiorniki wbudowane w urządzenia mobile. Wariant z jednym blokiem nadajnika i dwoma blokami odbiorników zaprezentowano na fig. 8. Układ tego typu pozwala na monitorowanie czynności oddechowych jednocześnie na dwóch (lub większej ilości) urządzeniach - jednym mobilnym (np. smartfonie) z odbiornikiem BLE oraz drugim - bloku odbiornika 12a o budowie analogicznej do tej z powyższego przykładu.

Inny wariant układu zaprezentowano z kolei na fig. 9. Układ z dwoma blokami nadajnika 12 (lub większą ilością) i jednym blokiem odbiornika 12a - w tym wypadku wbudowanym w urządzenie mobilne - tablet. Zaprezentowany układ pozwala na monitorowanie oddechu dwóch osób jednocześnie. Każda z dwóch osób monitorowana jest przez moduł z blokiem nadajnika 12 i pojedynczym blokiem pomiarowym 9, natomiast wysyłane dane pomiarowe obierane są przez jeden blok odbiornika 12a.

PL 237 605 B1

Z kolei na fig. 10 zaprezentowano układ, który funkcjonalnie odpowiada wariantowi rozwiązania z fig. 9, ale dodatkowo zawiera jeszcze jeden blok odbiornika 12a, wbudowany w dedykowane urządzenie do monitorowania oddechu. Zatem układ z fig. 10 przedstawia konfigurację, w której wiele bloków nadajnika 12 transmituje ramki rozgłoszeniowe 3 odbierane przez wiele bloków odbiornika 12a.

Wszystkie wyżej zaprezentowane warianty rozwiązania wykorzystują moduły Bluetooth i stos protokołów zgodny ze specyfikacją Bluetooth Core 4.2. Opisany w specyfikacji Bluetooth Core 4.2 tryb rozgłoszeniowy bazuje na trybie rozgłoszeniowym opisanym w specyfikacji Bluetooth Core 4.0. Oznacza to, że wszelkie urządzenia Bluetooth począwszy od tych, z zaimplementowanym stosem protokołów Bluetooth, co najmniej w wersji 4.0 mogą być wykorzystane w zaprezentowanym układzie (są to wszystkie urządzenia Bluetooth Low Energy). W technologii Bluetooth Low Energy (BLE) nadajnik w bezpołączeniowym trybie rozgłoszeniowym ma możliwość cyklicznego nadawania paczki danych, co określony interwał czasu, bez adresowania odbiorcy (broadcast) i potwierdzenia odbioru. W przerwach pomiędzy kolejnymi transmisjami nadajnik przechodzi w stan uśpienia. Bezpołączeniowa transmisja rozgłoszeniowa realizowana jest za pomocą dostępnych kanałów „advertising” (w BLE trzech kanałów). Podczas realizacji testów funkcjonalnych układy tworzące blok 9 oraz moduły 12 i 12a zasilano jednobiegunowym źródłem napięcia.

Zastrzeżenia patentowe

Claims (14)

1. Zastrzeżenia patentowe

   1. Układ do monitorowania częstotliwości i/lub siły oddechu, znamienny tym, że blok pomiarowy (9) zawiera parametryczny czujnik (7) czynności oddechowych, to jest wdechu i wydechu, o zmiennej konduktancji i pojemności, dołączony pomiędzy wejście (81) ujemnej pojemności (8) oraz masę (GND), przy czym wyjście (90) bloku pomiarowego (9) dołączone jest do co najmniej jednego wejścia binarnego (101) bloku mikrokontrolera (10), którego wyjście (100) podłączone jest do wejścia (111) modułu radiowego (11), do którego wyjścia (110) podłączona jest antena nadawcza (120), natomiast moduł radiowy (11) Bluetooth Low Energy skonfigurowany jest do transmisji ramek rozgłoszeniowych (3), przy czym blok mikrokontrolera (10) i moduł radiowy (11) z anteną nadawczą (120) tworzą razem blok nadajnika radiowego (12), natomiast blok odbiornika radiowego (12a) składa się z bloku mikrokontrolera (10a) oraz modułu radiowego (11a) Bluetooth Low Energy skonfigurowanego w trybie dostosowanym do odbioru ramek rozgłoszeniowych (3) z bloku nadajnika (12), przy czym do wejścia (111a) modułu radiowego (11a) podłączona jest antena odbiorcza (120a), a wyjście (110a) modułu radiowego (11a) dołączone jest do wejścia (101a) bloku mikrokontrolera (10a), zawierającego wyjście (100a) do podłączania układów zewnętrznych, przy czym układ zawiera co najmniej jeden blok nadajnika radiowego (12) Bluetooth Low Energy oraz co najmniej jeden blok odbiornika radiowego (12a) Bluetooth Low Energy.
2. 2. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że jako czujnik (7) zastosowany jest czujnik typu kondensacyjnego.
3. 3. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że wyjście (100) bloku mikrokontrolera (10) ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.
4. 4. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że wejście (111) modułu radiowego (11) ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.
5. 5. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że wyjście (110a) modułu radiowego (11 a) ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.
6. 6. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że wejście (101 a) bloku mikrokontrolera (10a) ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia i/lub magistrali wewnętrznej.
7. 7. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że wyjście (100a) bloku mikrokontrolera (10a) ma postać sprzętowego interfejsu komunikacyjnego i/lub co najmniej jednego portu ogólnego przeznaczenia.
8. 8. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że blok mikrokontrolera (10) stanowi co najmniej jeden mikrokontroler.

   PL 237 605 Β1
9. 9. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że blok mikrokontrolera (10a) stanowi co najmniej jeden mikrokontroler.
10. 10. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że blok odbiornika (12a) stanowi blok odbiornika urządzenia mobilnego, zwłaszcza smartfonu, tableta, fableta, smartwatcha, smartbanda, komputera mobilnego lub komputera stacjonarnego z interfejsem radiowym.
11. 11. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że blok nadajnika radiowego (12) ma postać układu scalonego.
12. 12. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że blok odbiornika radiowego (12a) ma postać układu scalonego.
13. 13. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że ujemna pojemność (8) ma strukturę konwertera ujemnoimpedancyjnego typu napięciowego zasilanego jednobiegunowo potencjałem dodatnim względem masy.
14. 14. Układ według zastrz. 1, znamienny tym, że obwód ujemnej pojemności (8) zawiera wzmacniacz operacyjny, którego obwody wejściowe mają parametry prądu polaryzacji rzędu co najmniej nA.