WO2015133922A1 - Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека - Google Patents

Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека Download PDF

Info

Publication number
WO2015133922A1
WO2015133922A1 PCT/RU2014/000140 RU2014000140W WO2015133922A1 WO 2015133922 A1 WO2015133922 A1 WO 2015133922A1 RU 2014000140 W RU2014000140 W RU 2014000140W WO 2015133922 A1 WO2015133922 A1 WO 2015133922A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
frequency
voltage divider
dependent voltage
microcontroller
signal
Prior art date
Application number
PCT/RU2014/000140
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Игорь Леонидович МИСЮЧЕНКО
Михаил Семенович РУБИН
Евгений Львович СОКОЛОВ
Original Assignee
Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби"
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби" filed Critical Общество С Ограниченной Ответственностью "Хилби"
Priority to PCT/RU2014/000140 priority Critical patent/WO2015133922A1/ru
Publication of WO2015133922A1 publication Critical patent/WO2015133922A1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs

Definitions

  • the invention relates to the field of measurements for diagnostic purposes, in particular using the measurement of the impedance of a portion of the human body, and is intended for recording signals of the pulse wave and respiratory cycle.
  • the invention can be used in human life monitoring systems.
  • a device for recording and measuring parameters of a pulse wave signal including a system of electrodes placed on the human body, in particular on the wrist.
  • the electrode system includes a pair of supply electrodes connected to a current source, and a pair of measuring electrodes located between the supply electrodes and designed to detect the potential difference caused by the current flowing through the body part and depending on the impedance of the body part.
  • the impedance of a part of the body is directly related to the blood supply to the vessels, therefore, the signal recorded by the measuring electrodes corresponds to the pulse wave signal.
  • this device does not allow to register the signal of the respiratory cycle.
  • the device includes a system of electrodes placed on the human body.
  • the electrode system includes a pair of supply electrodes connected to an AC source with a frequency in the range from 50 kHz to 100 kHz - the carrier frequency, and two pairs measuring electrodes located between the supply electrodes and designed to detect the potential difference caused by the current flowing through the body part and depending on the impedance of the body part.
  • the impedance of the body area is directly related to the blood supply to the vessels, therefore, the signal recorded by the measuring electrodes after detection and separation from the carrier corresponds to the pulse wave signal and includes a component of the respiratory cycle. Subsequently, by means of frequency filtering, the signals of the pulse wave and the respiratory cycle are separated. Respiratory rate is determined by the signal of the respiratory cycle.
  • the electrode system is placed in the clavicle along the artery. A second pair of measuring electrodes is used in combination with the first to measure the propagation velocity of a pulse wave. This device allows you to register both a pulse wave signal and a respiratory cycle signal, however, it involves the use of a rather complex system of electrodes of various types, which have high requirements for their relative position and placement on the human body.
  • This equipment includes a pulse wave and respiratory rhythm recording device that also implements impedance plethysmography.
  • the device includes two electrodes placed on the chest of a person. A voltage of 50 kHz is supplied to the electrodes from the generator, at which the impedance of the thoracic region is recorded.
  • the electrodes are also connected to an amplifier that amplifies the signal from the electrodes, which, after amplitude demodulation and analog-to-digital conversion, enters the computing unit, in which it is divided into a pulse wave signal and a respiratory cycle signal.
  • This device allows you to register as a pulse wave signal, and the signal of the respiratory cycle, however, it is quite difficult in technical implementation.
  • the technical problem to which the present invention is directed is to create a simple device that provides, based on the measurement of the impedance of a portion of the human body, a pulse wave signal and a human respiratory cycle signal.
  • a device for recording pulse wave and human respiratory cycle signals includes two conductive electrodes placed on the human body, first and second operational amplifiers, an amplitude detector, a switchable frequency-dependent voltage divider, and a microcontroller.
  • the electrodes are included in the negative feedback circuit of the first operational amplifier, the non-inverting input of which is connected to zero potential, and the inverting input through a resistor is connected to the first input / output port of the microcontroller, which is capable of generating a high-frequency carrier signal at the output of the first input / output port.
  • the output of the first operational amplifier through an amplitude detector is connected to the non-inverting input of the second operational amplifier, the output of which is connected to the input of the analog-to-digital converter of the microcontroller.
  • the switchable frequency-dependent voltage divider has an upper arm and a lower arm formed by two chains having a common end at the midpoint of a frequency-dependent voltage divider and two separate ends, the frequency-dependent voltage divider connected to the output of the second operational amplifier, its upper arm is on in the negative feedback circuit of the second operational amplifier, and the separate ends of the lower arm are connected respectively to the second and third input / output ports of the microcontroller, in complements the ability to connect a second or third port IO to the zero potential.
  • the second operational amplifier thus switched on and the switched frequency-dependent voltage divider form an active band-pass filter with an upper cut-off frequency determined essentially by the parameters of the upper arm of the frequency-dependent voltage divider and a lower cut-off frequency determined essentially by the parameters of the lower arm of the frequency-dependent voltage divider moreover, the frequency characteristics of such a filter when connecting the second input / output port of the microcontroller to the zero potential provide a register iju signal in the frequency band corresponding to the band of the pulse wave signal frequency, and the frequency characteristics of the filter by connecting the third input-output port of the microcontroller to provide a zero potential of the signal registered in the frequency band corresponding to the band signals of the respiratory cycle.
  • the inclusion of the electrodes in the negative feedback circuit (OOS) of the operational amplifier allows for a given voltage of the high-frequency carrier signal at the output of the first input / output port of the microcontroller, the resistance value of the resistor, through which the inverting input of the first operational amplifier is connected to the output of this port of the microcontroller, and also known for operational amplifiers, the ratios of the resistances in the input circuit, the OOS circuit and the currents in these circuits, determined by the value of the output voltage of the first opera insulating body amplifier portion impedance value between the electrodes at a frequency of the carrier signal.
  • OOS negative feedback circuit
  • a change in the impedance of a portion of a person’s body is associated with a change in the blood supply of this portion in accordance with the cardiac and respiratory cycles, which can be used to extract pulse wave and respiratory cycle signals from the impedance signal.
  • the amplitude detector serves to isolate the envelope of the amplitude-modulated impedance signal supplied through the second operational amplifier to the input of the analog-to-digital converter (ADC) of the microcontroller.
  • ADC analog-to-digital converter
  • the second operational amplifier together with a switchable frequency-dependent divider, forms an original tunable active band-pass filter that provides amplification of the input signal either in the frequency band corresponding to the frequency band of the pulse wave signal or in the frequency band corresponding to the frequency band of the respiratory cycle signal, which makes it possible to isolate these signals from the impedance signal of a portion of the human body.
  • the switching of the frequency band is carried out by the microprocessor by connecting the corresponding chain of the lower arm of the voltage divider to the zero potential.
  • the device allows you to record the signals of the pulse wave and the respiratory cycle of a person based on measuring the impedance of a portion of his body using a simple, non-tunable electrical circuit, which is also simple to control by means of a microcontroller.
  • the frequency generated by the microcontroller at the output of the first input / output port of the carrier signal at which the impedance is measured is from 1 kHz to 4 MHz.
  • the frequency band of the active filter formed by the second operational amplifier and a switchable frequency-dependent voltage divider is from 1 Hz up to 25 Hz and from 0.1 Hz to 25 Hz, respectively. That is, the indicated frequency values correspond to the lower and upper cutoff frequencies of such a filter.
  • the switched frequency-dependent voltage divider can be performed in a known manner using RC or LC circuits, the switching circuit and electrical parameters of which are selected taking into account the indicated values of the upper cut-off frequency and lower cut-off frequency for an active band-pass filter built on a second operational amplifier.
  • the upper arm of a frequency-dependent voltage divider can be made in the form of a parallel RC circuit.
  • the lower arm circuits of the frequency-dependent voltage divider can be formed by two separate consecutive RC circuits, one ends of which are combined and are the common end of the lower arm circuits of the said divider, and the other two ends are the mentioned separate ends of the lower arm circuits of the said divider.
  • the chains of the lower arm of the frequency-dependent voltage divider can be formed by two consecutive RC circuits having a common resistor, the free end of which is the common end of the lower arm circuits of the aforementioned a divider, and the free ends of the capacitors are said separate ends of the lower arm chains of said divider.
  • the lower arm circuits of the frequency-dependent voltage divider are formed by two consecutive RC circuits having a common capacitor, the free end of which is the common end of the lower arm circuits of the said divider, and the free ends of the resistors are said separate ends of the lower arm chains of said divider.
  • the device may have a holder in which the components of the electrical circuit of the device are located, including the mentioned electrodes, the first and second operational amplifiers, an amplitude detector, a switchable frequency-dependent voltage divider, and a microcontroller.
  • the holder is made with the possibility of fixing around the wrist of a person so that the electrodes are adjacent to the wrist.
  • Each of the electrodes is made sectional with the possibility of separately connecting sections, and sections of one and the other electrodes are alternately arranged in one row on the inner surface of the holder.
  • This embodiment of the device allows you to use it to register the signals of the pulse wave and respiratory cycle based on measuring the impedance of the wrist area.
  • the execution of the electrodes sectional and the location of their sections alternately in the same row can improve the stability of the recorded signals and the sensitivity of the device. This is due to an increase in the reliability of the contact of the electrodes with human skin, as well as an increase in the area of the electrodes and the optimization of the path of the current through the body section between the electrode sections.
  • each electrode may be at least three, and each section of both electrodes may have a contact area of at least 1 cm 2 .
  • the holder can be made in the form of a flexible tape fixed to the wrist with a fastener, for example, Velcro.
  • the holder may be made in the form of a bracelet having sections pivotally connected to each other.
  • the holder can be made in the form of a tight wrist cuff.
  • the device can be additionally equipped with a transceiver for controlling the microcontroller and transmitting the recorded signals of the pulse wave and respiratory cycle, while the transceiver is placed in the holder.
  • the invention is illustrated by the following graphic materials.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a device illustrating the essence of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a device with one embodiment of a switched frequency-dependent voltage divider.
  • FIG. 3 shows another embodiment of the lower arm of a switchable frequency dependent voltage divider.
  • FIG. 4 shows another embodiment of the lower arm of a switched frequency-dependent voltage divider.
  • FIG. 5 shows an exemplary amplitude-frequency characteristic of an active band-pass filter formed by a second operational amplifier and a switchable frequency-dependent voltage divider in a pulse wave signal recording mode.
  • FIG. 6 shows an exemplary amplitude-frequency characteristic of an active band-pass filter formed by a second operational amplifier and a switchable frequency-dependent voltage divider, in the recording mode of the respiratory cycle signal.
  • FIG. 7 shows a perspective view of an example embodiment of a device in accordance with the present invention with a holder in the form of a flexible tape with a fastener.
  • FIG. 8 schematically shows the wrist fastening of the device of FIG. 7.
  • FIG. 9 shows the location of the sections of the conductive electrodes on the holder and the electrical connection of the sections of the first and second electrodes of the device shown in FIG. 7.
  • FIG. 10 shows a view of that shown in FIG. 9 is a section A-A of a holder in the region of one of the electrode sections.
  • FIG. 11 shows another example of a holder design with a cavity for accommodating components of an electrical circuit of a device in accordance with the present invention.
  • FIG. 12 illustrates the direction of currents between the electrode sections of a device in accordance with the invention.
  • the device 1 for recording pulse wave signals and the respiratory cycle (Fig. 1) includes two - first and second - conductive electrodes 2 and 3, made with the possibility of placement on the human body, the first operational amplifier 4, amplitude detector 5, the second operational amplifier 6, microcontroller 7 and switchable frequency-dependent voltage divider 8.
  • the electrodes 2 and 3 are included in the OOS circuit of the first operational amplifier 4, the inverting input of which is connected through the resistor 9 to the first input port the output L of the microcontroller that generates a carrier signal at the output of port L, at the frequency of which the impedance of the portion of the human body on which the electrodes 2 and 3 are placed is measured.
  • the frequency of the carrier signal is selected in the range from 1 kHz to 4 MHz.
  • the non-inverting input of the first operational amplifier 4 is connected to zero potential.
  • the output of the first operational amplifier 4 through an amplitude detector 5 is connected to the non-inverting input of the second operational amplifier 6, the output of which is connected to the input of the analog-to-digital converter (ADC) of the microcontroller 7.
  • ADC analog-to-digital converter
  • the switched frequency-dependent voltage divider 8 includes an upper arm 10 and a lower arm 11, each of which is a complex (including active and reactive components) resistance ZJQ and Z i, respectively.
  • the voltage divider 8 is connected to the output of the second operational amplifier 6, and its upper arm 10 is included in the OOS circuit of the second operational amplifier 6 so that the midpoint of the voltage divider 8 is connected to the inverting input of the second operational amplifier 6.
  • the lower arm 11 of the voltage divider 8 is formed by two chains 12 and 13, each of which also represents the complex resistance Z [2 and Z 13, respectively.
  • the chains 12 and 13 have a common end at the midpoint of the voltage divider 8 and the corresponding separate ends connected to the second input-output port M and the third input-output port N of the microcontroller 7, respectively. Switching the voltage divider 8 is carried out by the microcontroller 7 by connecting to the zero potential of the ports M or N.
  • AFC switched amplitude-frequency characteristic
  • the upper cut-off frequency of such a band-pass filter is determined essentially by the complex resistance Z 10 , and the lower - complex resistance Z 12 or Z 13 , depending on the connection to the zero potential of the ports M or N.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a device 1 with one of the possible embodiments of a switched frequency-dependent voltage divider 8.
  • the upper arm 10 of the voltage divider 8 is made in the form of a parallel RC circuit consisting of a resistor 14 and a capacitor 15.
  • the output of the second operational amplifier 8 is short-circuited with an inverting input, which turns it into a voltage follower with a gain equal to "I".
  • the lower arm 11 of the voltage divider 8 is formed by two separate sequential RC circuits: the first includes a resistor 16 and a capacitor 17, and the second includes a resistor 16 and a capacitor 17.
  • both chains have a common resistor 16, they work independently, since their ends are separate are connected to the zero potential either by port M or by port N by microcontroller 7. At frequencies lower than the lower cutoff frequency, the chain of resistor 16 and capacitor 17 (or 18) is open, and the second operational amplifier 6 is covered DUS m deep and also degenerates to a voltage follower with a gain equal to "1".
  • FIG. 3 and FIG. 4 shows other embodiments of the lower arm AND of a switched frequency-dependent voltage divider 8.
  • the lower arm 11 of the voltage divider 8 is formed by two separate consecutive RC circuits: the first includes a capacitor 19 and a resistor 20, and the second includes a capacitor 19 and a resistor 21.
  • the lower arm 11 of the voltage divider 8 shown in FIG. 4 is formed by two physically separate consecutive RC circuits: the first includes a resistor 22 and a capacitor 23, and the second includes a capacitor 24 and a resistor 25.
  • FIG. 5 and FIG. 6 shows exemplary frequency response of an active bandpass filter formed by a second operational amplifier 6 and a switched frequency-dependent voltage divider 8, for the device shown in FIG. 2.
  • a second operational amplifier 6 As elements of the circuit diagram were used:
  • the frequency response of the active bandpass filter made on the basis of the operational amplifier 6 is determined by a voltage divider 8, consisting of a parallel connected resistor 14, a capacitor 15 (upper shoulder 10) and series-connected resistor 16, capacitor 17 (lower shoulder 1 1).
  • the corresponding frequency response is shown in FIG. 5, where Kdu2 is the gain of the second operational amplifier 6 with a voltage divider 8. It can be seen that the lower cutoff frequency is about 1 Hz and the upper one is about 25 Hz, which provides signal amplification in the frequency band of the pulse wave signal.
  • the breathing cycle signal recording mode when the output of the third input-output port N of the microcontroller 7 is connected to zero potential, the frequency response of the active bandpass filter made on the basis of the operational amplifier 6 is determined by a voltage divider 8, consisting of a parallel connected resistor 14, a capacitor 15 (upper arm 10) and a series-connected resistor 16, a capacitor 18 (lower arm 1 1).
  • the corresponding frequency response is shown in FIG. 6. It can be seen that the lower cutoff frequency is approximately 0.1 Hz, and the upper one is approximately 25 Hz, which provides signal amplification in the frequency band of the respiratory cycle signal.
  • a device for recording signals of a pulse wave and respiratory cycle (Fig. 2) works as follows. From the output of the first input-output port L of the microcontroller 7, through the resistor 9, a carrier signal is supplied to the inverting input of the first operational amplifier 4 at a frequency at which it is supposed to measure the impedance of a portion of the human body used for subsequent registration of pulse wave and respiratory cycle signals.
  • the carrier frequency can be selected in the range from 1 kHz to 4 MHz.
  • U ex is the voltage of the carrier signal from the output of port L of the microcontroller 7;
  • R ex is the resistance of the resistor 9
  • U ebix is the voltage at the output of the first operational amplifier 4.
  • the signal is fed to the input of the amplitude detector 5, which selects the envelope — a signal corresponding to the change in time of the impedance of a portion of the human body and removes the high-frequency carrier signal.
  • the change in impedance corresponding to a change in the blood supply to a portion of the human body, which is associated with heart rhythm and respiration is quite small - in the range from 0.1% to 1.0% of the average impedance. Therefore, subsequent processing of the signal includes its amplification in the frequency band corresponding to the frequency band of the pulse wave signal, and in the frequency band corresponding to the frequency band of the signal of the respiratory cycle. Therefore, from the output of the amplitude detector 5, the signal goes to the non-inverting input of the second operational amplifier 6, switched on by the voltage divider 8, as described above, into the active bandpass filter, the lower cutoff frequency of which can be changed by connecting the second (M) potential to zero third (L) microcontroller 7 input / output ports.
  • the gain of such a band-pass filter in the required frequency band for recording the pulse wave signal or the respiratory cycle signal is approximately “100”, while outside this frequency band it is “1”.
  • the signal amplified in a given frequency band is fed to the input of the ADC of the microcontroller 7.
  • the microcontroller 7 separates the constant component of the signal and the information signal of the pulse wave or the signal of the respiratory cycle.
  • FIG. 7 is a perspective view showing an example embodiment of a device for recording pulse wave and respiratory cycle signals in accordance with the present invention, including a holder in the form of a flexible tape with a fastener.
  • the device 30 includes a holder 31 with a first electrode 2 and a second electrode 3 mounted on it, which are made in the form of separate sections 32 and 33, respectively (see also Fig. 9).
  • the holder 31 is made in the form of a flexible tape with a fastener 34 such as Velcro, which allows you to fix it tightly around the wrist 40, as shown in FIG. 8.
  • the holder 31 may be made of plastic and other materials that allow it to be wrapped around the wrist 40.
  • the holder may have a different design, for example, may be made in the form of a bracelet having sections pivotally connected to each other, or a cuff tightly worn on the wrist (these options are not shown in the drawings).
  • the electrodes 2 and 3, made in the form of separate sections 32 and 33, respectively, are placed on the inside of the holder 31, so that when putting the device 30 on the wrist 40, sections 32 and 33 of the electrodes 2 and 3 are adjacent to the wrist 40.
  • Sections 32 and 33 of both electrodes 2 and 3 are arranged on the holder 31 in a row alternately. That is, section 32 of electrode 2 is followed by section 33 of electrode 3, then again section 32 of electrode 2, followed by section 33 of electrode 3, and so on.
  • FIG. 7, FIG. 9, FIG. 1 1, FIG. 12 sections 32 of the electrode 2 are marked with the letter "a", and sections 33 of the electrode 3 are marked with the letter "b".
  • a close to optimal embodiment of the device 30 contains four sections of each electrode 2 and 3.
  • the contact area of each section 32, 33 is at least 1 cm 2 .
  • the shape of the sections 32 and 33 of the electrodes 2 and 3 can be varied, for example, rectangular, as shown in FIG. 7, or round as shown in FIG. 11. All sections 32 are interconnected, as shown in FIG. 9, forming an electrode 2, in the same way as all sections 33 are electrically connected to each other, forming an electrode 3.
  • components of the electrical circuit of the device 30 are installed in the form of a flexible printed circuit board 35 (Fig. 10 and Fig. 11), or the printed circuit board is made in the form of separate sections (not shown) connected by flexible conductors. On the printed circuit board 35 can also be placed the power elements of the device.
  • the device can be additionally equipped with a transceiver with an antenna for controlling the microcontroller and transmitting the recorded pulse wave and respiratory cycle signals to an external device, while the transceiver is also placed in a holder (not shown in the drawings).
  • the device 30 is fixed around the wrist 40, while the contact surfaces of the sections 32 and 33 of the electrodes 2 and 3 are tightly attached to the skin of the wrist 40.
  • the implementation of the electrodes 2 and 3 section provides reliable contact with the skin at least at least two sections 32 and 33 of electrodes 2 and 3 for any hand movements. Due to the fact that the electrodes are made sectional and each of the sections has an area of at least 1 cm 2 , the total area of each electrode, for example, when it is made of four sections, is at least 4 cm 2 , which increases the reliability of the contact of the electrodes 2 and 3 with skin and device sensitivity.
  • the arrangement of sections 32 and 33 alternately ensures the passage of electric current (shown by dashed arrows 36) through the soft tissue 41 of the wrist 40, while the currents from the individual sections 32 and 33 are summed.
  • the current does not pass through the bones 42 of the hands, which have greater electrical resistance than blood-saturated soft tissues 41, which also increases the sensitivity of the device.
  • the present invention allows to create simple devices that provide, based on the measurement of the impedance of a portion of the human body, the registration of the pulse wave signal and the signal of the human respiratory cycle.

Abstract

Устройство включает два электрода (2, 3), размещаемых на теле человека, два операционных усилителя - ОУ (4, 6), амплитудный детектор - АД (5), микроконтроллер - МК (7) и переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения - ПЧДН (8), состоящий из верхнего плеча (10) и нижнего плеча (11). МК формирует на выходе первого порта ввода-вывода (L) высокочастотный несущий сигнал, поступающий на инвертирующий вход первого ОУ (4), в цепи отрицательной обратной связи - ООС которого включены электроды 2 и 3. Сигнал с выхода первого ОУ после выделения огибающей в АД поступает на вход второго ОУ (6), с выхода которого поступает на вход АЦП МК. Второй ОУ (4) и ПЧДН (8) образуют активный полосовой фильтр с верхней частотой среза, определяемой по существу параметрами верхнего плеча ПЧДН, и нижней частотой среза, определяемой по существу параметрами нижнего плеча ПЧДН, причем нижнее плечо ПЧДН образовано двумя цепочками, которые могут быть подключены к нулевому потенциалу с помощью МК по порту ввода-вывода (М) или порту ввода-вывода (N). Частотные характеристики такого фильтра при подключении порта (М) к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, а частотные характеристики фильтра при подключении порта (N) к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла.

Description

УСТРОЙСТВО ДЛЯ РЕГИСТРАЦИИ СИГНАЛОВ ПУЛЬСОВОЙ ВОЛНЫ И ДЫХАТЕЛЬНОГО ЦИКЛА ЧЕЛОВЕКА
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к области измерений для диагностических целей, в частности с использованием измерения импеданса участка тела человека, и предназначено для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Изобретение может быть использовано в системах мониторинга жизнедеятельности человека.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Известны различные технические решения, относящиеся к регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, осуществляемой на основе импедансометрии, то есть измерения импеданса участка тела человека.
Так, в заявке US 2010/0076328 (публ. 25.03.2010, А61В5/024) описано устройство для регистрации и измерения параметров сигнала пульсовой волны, включающее систему электродов, размещаемых на теле человека, в частности на запястье. Система электродов включает пару питающих электродов, подключенных к источнику тока, и пару измерительных электродов, расположенных между питающими электродами и предназначенных для регистрации разности потенциалов, вызванной протекающим по участку тела током и зависящей от импеданса участка тела. В свою очередь, импеданс участка тела прямо связан с кровенаполнением сосудов, поэтому регистрируемый измерительными электродами сигнал соответствует сигналу пульсовой волны. Однако, данное устройство не позволяет регистрировать сигнал дыхательного цикла.
В заявке US 2008/0171946 (публ. 17.07.2008, А61В5/053, А61В5/08) описано устройство для определения частоты дыхания пациента по сигналу дыхательного цикла, регистрируемого методом импедансной плетизмографии. Устройство включает систему электродов, размещаемых на теле человека. Система электродов включает пару питающих электродов, подключенных к источнику переменного тока частотой в диапазоне от 50 кГц до 100 кГц - частота несущей, и две пары измерительных электродов, расположенных между питающими электродами и предназначенных для регистрации разности потенциалов, вызванной протекающим по участку тела током и зависящей от импеданса участка тела. В свою очередь, импеданс участка тела прямо связан с кровенаполнением сосудов, поэтому регистрируемый измерительными электродами сигнал после детектирования и отделения его от несущей соответствует сигналу пульсовой волны и включает составляющую дыхательного цикла. В дальнейшем путем частотной фильтрации осуществляют разделение сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Частота дыхания определяется по сигналу дыхательного цикла. Для получения устойчивого сигнала система электродов размещается в области ключицы вдоль артерии. Вторая пара измерительных электродов используется в сочетании с первой для измерения скорости распространения пульсовой волны. Данное устройство позволяет регистрировать как сигнал пульсовой волны, так и сигнал дыхательного цикла, однако предполагает использование достаточно сложной системы электродов разного типа, к которым предъявляются высокие требования по их взаимному расположению и размещению на теле человека.
Наиболее близким к настоящему изобретению является диагностическое оборудование, описанное в патенте US 6626842 (публ. 30.09.2003, А61В5/0205). Это оборудование включает устройство регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного ритма, также реализующее метод импедансной плетизмографии. Устройство включает два электрода, размещаемых на груди человека. К электродам от генератора подводится питающее напряжение частотой 50 кГц, на которой регистрируется импеданс грудного отдела. Электроды также подключены к усилителю, усиливающему сигнал с электродов, который после амплитудной демодуляции и аналого-цифрового преобразования поступает в вычислительный блок, в котом разделяется на сигнал пульсовой волны и сигнал дыхательного цикла. Данное устройство позволяет регистрировать как сигнал пульсовой волны, так и сигнал дыхательного цикла, однако оно достаточно сложно в технической реализации.
Технической задачей, на решение которой направлено настоящее изобретение, является создание простого устройства, обеспечивающего на основе измерения импеданса участка тела человека регистрацию сигнала пульсовой волны и сигнала дыхательного цикла человека. РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В соответствии с настоящим изобретением устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека включает два токопроводящих электрода, размещаемых на теле человека, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно- зависимый делитель напряжения и микроконтроллер. Электроды включены в цепь отрицательной обратной связи первого операционного усилителя, неинвертирующий вход которого подключен к нулевому потенциалу, а инвертирующий вход через резистор подключен к первому порту ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью генерирования на выходе первого порта ввода-вывода высокочастотного несущего сигнала. Выход первого операционного усилителя через амплитудный детектор подключен к неинвертирующему входу второго операционного усилителя, выход которого подключен ко входу аналого-цифрового преобразователя микроконтроллера. Переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения имеет верхнее плечо и нижнее плечо, образованное двумя цепочками, имеющими общий конец в средней точке частотно-зависимого делителя напряжения и два раздельных конца, причем частотно-зависимый делитель напряжения подключен к выходу второго операционного усилителя, его верхнее плечо включено в цепь отрицательной обратной связи второго операционного усилителя, а раздельные концы нижнего плеча подключены соответственно ко второму и к третьему портам ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью подключения второго или третьего порта ввода-вывода к нулевому потенциалу. Включенные таким образом второй операционный усилитель и переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения образуют активный полосовой фильтр с верхней частотой среза, определяемой по существу параметрами верхнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, и нижней частотой среза, определяемой по существу параметрами нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, причем частотные характеристики такого фильтра при подключении второго порта ввода- вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, а частотные характеристики фильтра при подключении третьего порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла. Включение электродов в цепь отрицательной обратной связи (ООС) операционного усилителя позволяет при заданном напряжении высокочастотного несущего сигнала на выходе первого порта ввода-вывода микроконтроллера, значении сопротивления резистора, через которых к выходу этого порта микроконтроллера подключен инвертирующий вход первого операционного усилителя, а также известных для операционных усилителей соотношениях сопротивлений во входной цепи, цепи ООС и токов в этих цепях, определять по значению выходного напряжения первого операционного усилителя значение импеданса участка тела между электродами на частоте этого несущего сигнала. Как известно, изменение импеданса участка тела человека связано с изменением кровенаполнения этого участка в соответствии с сердечным и дыхательными циклами, что может быть использовано для выделения из сигнала импеданса сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Амплитудный детектор служит для выделения огибающей амплитудно-модулированного сигнала импеданса, поступающего через второй операционный усилитель на вход аналого-цифрового преобразователя (АЦП) микроконтроллера. Второй операционный усилитель вместе с переключаемым частотно-зависимым делителем образует оригинальный перестраиваемый активный полосовой фильтр, обеспечивающий усиление входного сигнала либо в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, либо в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла, что позволяет выделить эти сигналы из сигнала импеданса участка тела человека. Переключение полосы частот осуществляется микропроцессором путем подключения соответствующей цепочки нижнего плеча делителя напряжения к нулевому потенциалу.
Таким образом, устройство позволяет регистрировать сигналы пульсовой волны и дыхательного цикла человека на основе измерения импеданса участка его тела при помощи простой не перестраиваемой электрической схемы, управление которой также простое и осуществляется посредством микроконтроллера.
Частота, генерируемого микроконтроллером на выходе первого порта ввода- вывода несущего сигнала, на которой измеряется импеданс, составляет от 1 кГц до 4 МГц.
Учитывая спектры сигнала пульсовой волны и сигнала дыхательного цикла, полоса частот активного фильтра, образованного вторым операционным усилителем и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения, составляет от 1 Гц до 25 Гц и от 0,1 Гц до 25 Гц соответственно. То есть, указанные значения частоты соответствуют нижней и верхней частотам среза такого фильтра.
Переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения может быть выполнен известным образом с помощью RC или LC цепочек, схема включения и электрические параметры которых выбираются с учетом указанных значений верхней частоты среза и нижней частоты среза для активного полосового фильтра, построенного на втором операционном усилителе.
В частности, верхнее плечо частотно-зависимого делителя напряжения может быть выполнено в виде параллельной RC цепочки. В этом случае цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения могут быть образованы двумя отдельными последовательными RC цепочками, одни концы которых объединены и являются упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а два других конца являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.
В другом случае, когда верхнее плечо частотно-зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC цепочки, цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения могут быть образованы двумя последовательными RC цепочками, имеющими общий резистор, свободный конец которого является упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а свободные концы конденсаторов являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.
В другом случае, когда верхнее плечо частотно-зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC цепочки, цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения образованы двумя последовательными RC цепочками, имеющими общий конденсатор, свободный конец которого является упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а свободные концы резисторов являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.
Кроме того, устройство может иметь держатель, в котором размещены компоненты электрической схемы устройства, включая упомянутые электроды, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения и микроконтроллер. При этом держатель выполнен с возможностью закрепления вокруг запястья человека так, чтобы электроды примыкали к запястью. Каждый из электродов выполнен секционным с возможностью раздельного подключения секций, причем секции одного и другого электродов расположены попеременно в один ряд на внутренней поверхности держателя.
Такое выполнение устройства позволяет использовать его для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла на основе измерения импеданса области запястья. Выполнение электродов секционными и расположение их секций попеременно в один ряд позволяет повысить устойчивость регистрируемых сигналов и чувствительности устройства. Это связано с увеличением надежности контакта электродов с кожей человека, а также увеличением площади электродов и оптимизацией пути прохождения тока через участок тела между секциями электродов.
Кроме того, число секций каждого электрода может составлять по меньшей мере три, а каждая секция обоих электродов может иметь контактную площадь по меньшей мере 1 см2.
В частном случае держатель может быть выполнен в виде гибкой ленты, закрепляемой на запястье с помощью застежки, например застежки- липучки.
В другом частном случае держатель может быть выполнен в виде браслета, имеющего секции, шарнирно соединенные между собой.
В другом частном случае держатель может быть выполнен в виде обтягиваемой запястье манжеты.
Устройство может быть дополнительно снабжено приемо-передающим устройством для управления микроконтроллером и передачи регистрируемых сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, при этом приемо-передающее устройство размещено в держателе. КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Изобретение поясняется следующими графическими материалами.
На Фиг. 1 представлена принципиальная схема устройства, иллюстрирующая сущность настоящего изобретения.
На Фиг. 2 представлена принципиальная схема устройства с одним из вариантов выполнения переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения.
На Фиг. 3 представлен другой вариант выполнения нижнего плеча переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения. На Фиг. 4 представлен еще один вариант выполнения нижнего плеча переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения.
На Фиг. 5 показана примерная амплитудно-частотная характеристика активного полосового фильтра, образованного вторым операционным усилителем и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения, в режиме регистрации сигнала пульсовой волны.
На Фиг. 6 показана примерная амплитудно-частотная характеристика активного полосового фильтра, образованного вторым операционным усилителем и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения, в режиме регистрации сигнала дыхательного цикла.
На Фиг. 7 показан в аксонометрии пример выполнения устройства в соответствии с настоящим изобретением с держателем в виде гибкой ленты с застежкой.
На Фиг. 8 схематично показано закрепление на запястье устройства, изображенного Фиг. 7.
На Фиг. 9 показано расположение секций токопроводящих электродов на держателе и электрическое соединение секций первого и второго электродов устройства, изображенного на Фиг. 7.
На Фиг. 10 показан вид указанного на Фиг. 9 сечение А- А держателя в области одной из секций электрода.
На Фиг. 11 показан другой пример конструкции держателя с полостью для размещения компонентов электрической схемы устройства в соответствии с настоящим изобретением.
На Фиг. 12 проиллюстрировано направление токов между секциями электродов устройства в соответствии с изобретением.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Устройство 1 для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла (Фиг. 1) включает два - первый и второй— токопроводящих электрода 2 и 3, выполненных с возможностью размещения на теле человека, первый операционный усилитель 4, амплитудный детектор 5, второй операционный усилитель 6, микроконтроллер 7 и переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения 8.
Электроды 2 и 3 включены в цепь ООС первого операционного усилителя 4, инвертирующий вход которого через резистор 9 подключен к первому порту ввода- вывода L микроконтроллера, генерирующего на выходе порта L несущий сигнал, на частоте которого измеряется импеданс участка тела человека, на котором размещены электроды 2 и 3. Частота несущего сигнала выбирается в диапазоне от 1 кГц до 4 МГц. Неинвертирующий вход первого операционного усилителя 4 подключен к нулевому потенциалу. Выход первого операционного усилителя 4 через амплитудный детектор 5 подключен к неинвертирующему входу второго операционного усилителя 6, выход которого подключен ко входу аналого- цифрового преобразователя (АЦП) микроконтроллера 7.
Переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения 8 включает верхнее плечо 10 и нижнее плечо 11, каждое из которых представляет собой комплексное (включающее активную и реактивную составляющие) сопротивление ZJQ и Z i соответственно. Делитель напряжения 8 подключен к выходу второго операционного усилителя 6, и его верхнее плечо 10 включено в цепь ООС второго операционного усилителя 6 так, что средняя точка делителя напряжения 8 соединена с инвертирующим входом второго операционного усилителя 6. Нижнее плечо 11 делителя напряжения 8 образовано двумя цепочками 12 и 13, каждая из которых так же представляет собой комплексное сопротивление Z[2 и Z13 соответственно. Цепочки 12 и 13 имеют общий конец в средней точке делителя напряжения 8 и соответствующие раздельные концы, подключенные ко второму порту ввода-вывода М и третьему порту ввода-вывода N микроконтроллера 7 соответственно. Переключение делителя напряжения 8 осуществляется микроконтроллером 7 путем подключения к нулевому потенциалу портов М или N.
Описанное включение второго операционного усилителя 6 и переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения 8, управляемого микроконтроллером 7, образует активный полосовой фильтр с переключаемой амплитудно-частотной характеристикой (АЧХ). При этом верхняя частота среза такого полосового фильтра определяется по существу комплексным сопротивлением Z10 , а нижняя - комплексными сопротивлениями Z12 или Z13 , в зависимости от подключения к нулевому потенциалу портов М или N.
На Фиг. 2 представлена принципиальная схема устройства 1 с одним из возможных вариантов выполнения переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения 8. Верхнее плечо 10 делителя напряжения 8 выполнено в виде параллельной RC цепочки, состоящей из резистора 14 и конденсатора 15. На частотах, превышающих верхнюю частоту среза, за счет конденсатора 15 выход второго операционного усилителя 8 оказывается коротко замкнут с инвертирующим входом, что превращает его в повторитель напряжения с коэффициентом усиления, равным "I". Нижнее плечо 11 делителя напряжения 8 образовано двумя отдельными последовательными RC цепочками: первая включает резистор 16 и конденсатор 17, а вторая - резистор 16 и конденсатор 17. Несмотря на то, что обе цепочки имеют общий резистор 16, работают они независимо, поскольку их раздельные концы подключаются к нулевому потенциалу либо по порту М, либо по порту N микроконтроллером 7. На частотах, меньших нижней частоты среза, цепочка из резистора 16 и конденсатора 17 (или 18) оказывается разомкнутой, и второй операционный усилитель 6 оказывается охваченным глубокой ООС и так же вырождается в повторитель напряжения с коэффициентом усиления, равным "1".
На Фиг. 3 и Фиг. 4 представлены другие варианты выполнения нижнего плеча И переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения 8. Так, представленное на Фиг. 3 нижнее плечо 11 делителя напряжения 8 образовано двумя отдельными последовательными RC цепочками: первая включает конденсатор 19 и резистор 20, а вторая - конденсатор 19 и резистор 21. Так же, как и в предыдущем случае, несмотря на то, что обе цепочки имеют общий конденсатор 19, работают они независимо, поскольку их раздельные концы подключаются к нулевому потенциалу либо по порту М, либо по порту N микроконтроллером 7. Нижнее плечо 11 делителя напряжения 8, показанное на Фиг. 4, образовано двумя физически отдельными последовательными RC цепочками: первая включает резистор 22 и конденсатор 23, а вторая - конденсатор 24 и резистор 25.
На Фиг. 5 и Фиг. 6 показаны примерные АЧХ активного полосового фильтра, образованного вторым операционным усилителем 6 и переключаемым частотно- зависимым делителем напряжения 8, для устройства, представленного на Фиг. 2. В качестве элементов принципиальной схемы были использованы:
- операционный усилитель 6: AD8044;
- резистор 14: 39 кОм;
- конденсатор 15: 100 нФ;
- резистор 16: 390 Ом;
- конденсатор 17: 4700 мкФ;
- конденсатор 18: 470 мкФ. В режиме регистрации сигнала пульсовой волны, когда выход второго порта ввода-вывода М микроконтроллера 7 подключен к нулевому потенциалу, АЧХ активного полосового фильтра, выполненного на базе операционного усилителя 6, определяется делителем напряжения 8, состоящим из параллельной включенных резистора 14, конденсатора 15 (верхнее плечо 10) и последовательно включенных резистора 16, конденсатора 17 (нижнее плечо 1 1). Соответствующая АЧХ показана на Фиг. 5, где Кду2 - коэффициент усиления второго операционного усилителя 6 с делителем напряжения 8. Видно, что нижняя частота среза составляет примерно 1 Гц, а верхняя - примерно 25 Гц, что обеспечивает усиление сигнала в полосе частот сигнала пульсовой волны.
В другом случае - режиме регистрации сигнала дыхательного цикла, когда выход третьего порта ввода-вывода N микроконтроллера 7 подключен к нулевому потенциалу, - АЧХ активного полосового фильтра, выполненного на базе операционного усилителя 6, определяется делителем напряжения 8, состоящим из параллельной включенных резистора 14, конденсатора 15 (верхнее плечо 10) и последовательно включенных резистора 16, конденсатора 18 (нижнее плечо 1 1). Соответствующая АЧХ показана на Фиг. 6. Видно, что нижняя частота среза составляет примерно 0,1 Гц, а верхняя - примерно 25 Гц, что обеспечивает усиление сигнала в полосе частот сигнала дыхательного цикла.
Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла (Фиг. 2) работает следующим образом. С выхода первого порта ввода-вывода L микроконтроллера 7 через резистор 9 на инвертирующий вход первого операционного усилителя 4 подается несущий сигнал с частотой, на которой предполагается измерять импеданс участка тела человека, используемый для последующей регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Частота несущего сигнала может быть выбрана в диапазоне от 1 кГц до 4 МГц.
Учитывая известные свойства операционных усилителей (бесконечно большое входное сопротивление и соответственно нулевой входной ток и нулевое значение разности потенциалов на входах) и принимая во внимание, что неинвертирующий вход операционного усилителя 4 подключен к нулевому потенциалу, в данном включении переменный ток, протекающий через резистор 9, равен току, протекающему через участок тела человека между электродами 2 и 3. Это равенство может быть записано как: Uex lRex = Uebix /ZOOC '
где: Uex— напряжение несущего сигнала с выхода порта L микроконтроллера 7;
Rex - сопротивление резистора 9;
Uebix - напряжение на выходе первого операционного усилителя 4;
%00С ~ комплексное сопротивление в цепи ООС операционного усилителя
4, соответствующее импедансу участка тела человека между электродами 2 и 3.
Соответственно, при известных и Rex , получаем, что напряжение Ugbtx на выходе первого операционного усилителя 4 пропорционально ZQQC ИЛИ импедансу участка тела человека между электродами 2 и 3:
Figure imgf000013_0001
С выхода первого операционного усилителя 4 сигнал поступает на вход амплитудного детектора 5, который выделяет огибающую - сигнал, соответствующий изменению во времени импеданса участка тела человека, и удаляет высокочастотный несущий сигнал.
Однако, изменение импеданса, соответствующее изменению кровенаполнения участка тела человека, которое связано с сердечным ритмом и дыханием, составляет достаточно малую величину - в пределах от 0,1% до 1,0% от среднего значения импеданса. Поэтому последующая обработка сигнала включает его усиление в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, и в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла. Поэтому с выхода амплитудного детектора 5 сигнал поступает на неинвертирующий вход второго операционного усилителя 6, включенного за счет делителя напряжения 8, как было описано выше, в режим активного полосового фильтра, нижняя частота среза которого может меняться путем подключения к нулевому потенциалу второго (М) или третьего (L) портов ввода вывода микроконтроллера 7.
Как следует из АЧХ, представленных на Фиг. 5 или Фиг. 6, коэффициент усиления такого полосового фильтра в требуемой полосе частот для регистрации сигнала пульсовой волны или сигнала дыхательного цикла примерно равен "100", тогда как за пределами этой полосы частот - " 1 ".
С выхода второго операционного усилителя 6 усиленный в заданной полосе частот сигнал поступает на вход АЦП микроконтроллера 7. После преобразования сигнала в цифровую форму микроконтроллер 7 осуществляет разделение постоянной составляющей сигнала и информационного сигнала пульсовой волны или сигнала дыхательного цикла. Таким образом, с помощью одной простой схемы можно на основе импеданса участка тела человека осуществить регистрацию сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла.
На Фиг. 7 показан в аксонометрии пример выполнения устройства для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла в соответствии с настоящим изобретением, включающее держатель в виде гибкой ленты с застежкой. Устройство 30 включает держатель 31 с установленными на нем первым электродом 2 и вторым электродом 3, которые выполнены в виде отдельных секций 32 и 33 соответственно (см. также Фиг. 9). В данном примере держатель 31 выполнен в виде гибкой ленты с застежкой 34 типа застежки-липучки, что позволяет закрепить его плотно вокруг запястья 40, как это показано на Фиг. 8. Держатель 31 может быть выполнен из пластмассы и других материалов, обеспечивающих его оборачивание вокруг запястья 40. Для специалиста понятно, что держатель может иметь различную конструкцию, например, может быть выполнен в виде браслета, имеющего секции, шарнирно соединенные между собой, или в виде манжеты, плотно надеваемой на запястье (на чертежах эти варианты не показаны).
Электроды 2 и 3, выполненные в виде отдельных секций 32 и 33 соответственно, размещены с внутренней стороны держателя 31, так что при надевании устройства 30 на запястье 40 секции 32 и 33 электродов 2 и 3 примыкают к запястью 40. Секции 32 и 33 обоих электродов 2 и 3 расположены на держателе 31 в ряд попеременно. То есть, за секцией 32 электрода 2 следует секция 33 электрода 3, затем - снова секция 32 электрода 2, следом - секция 33 электрода 3, и т. д. На Фиг. 7, Фиг. 9, Фиг. 1 1, Фиг. 12 секции 32 электрода 2 обозначены буквой "а", а секции 33 электрода 3 - буквой "Ь".
Опытным путем установлено, что близкий к оптимальному вариант выполнения устройства 30 содержит по четыре секции каждого электрода 2 и 3. Контактная площадь каждой секции 32, 33 составляет по меньшей мере 1 см2. Форма секций 32 и 33 электродов 2 и 3 может быть разнообразной, например, прямоугольной, как показано на Фиг. 7, или круглой, как показано на Фиг. 11. Все секции 32 соединены между собой, как это показано на Фиг. 9, образуя электрод 2, так же, как и все секции 33 электрически соединены между собой, образуя электрод 3. Внутри держателя 31 устанавливаются компоненты электрической схемы устройства 30 в виде гибкой печатной платы 35 (Фиг. 10 и Фиг. 11), или печатная плата выполняется в виде отдельных секций (не показано), соединенных гибкими проводниками. На печатной плате 35 также могут быть размещены элементы электропитания устройства.
Устройство может быть дополнительно снабжено приемо-передающим устройством с антенной для управления микроконтроллером и передачи во внешнее устройство регистрируемых сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, при этом приемо-передающее устройство также размещено в держателе (на чертежах не показаны).
Благодаря выполнению держателя 31 в виде гибкой ленты и застежки 34 устройство 30 закрепляется вокруг запястья 40, при этом контактные поверхности секций 32 и 33 электродов 2 и 3 плотно прилегают к коже запястья 40. Выполнение электродов 2 и 3 секционными обеспечивает надежный контакт с кожей по меньшей мере двух секций 32 и 33 электродов 2 и 3 при любых движениях руки. Благодаря тому, что электроды выполнены секционными и каждая из секций имеет площадь по меньшей мере 1 см2, суммарная площадь каждого электрода, например в случае, когда он выполнен из четырех секций, составляет по меньшей мере 4 см2, что повышает надежность контакта электродов 2 и 3 с кожей и чувствительность устройства.
Расположение секций 32 и 33 попеременно (Фиг. 12) обеспечивает прохождение электрического тока (показан пунктирными стрелками 36) через мягкие ткани 41 запястья 40, при этом токи от отдельных секций 32 и 33 суммируются. При таком расположении секций 32 и 33 ток не проходит через кости 42 руки, которые обладают большим электрическим сопротивлением, чем кровенасыщенные мягкие ткани 41, что также повышает чувствительность устройства.
Таким образом, настоящее изобретение позволяет создавать простые устройства, обеспечивающие на основе измерения импеданса участка тела человека регистрацию сигнала пульсовой волны и сигнала дыхательного цикла человека.

Claims

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
1. Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека, включающее
два токопроводящих электрода, размещаемых на теле человека, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно- зависимый делитель напряжения и микроконтроллер, при этом
упомянутые электроды включены в цепь отрицательной обратной связи первого операционного усилителя, неинвертирующий вход которого подключен к нулевому потенциалу, а инвертирующий вход через резистор подключен к первому порту ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью генерирования на выходе первого порта ввода-вывода высокочастотного несущего сигнала,
выход первого операционного усилителя через амплитудный детектор подключен к неинвертирующему входу второго операционного усилителя, выход которого подключен ко входу аналого-цифрового преобразователя микроконтроллера,
переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения имеет верхнее плечо и нижнее плечо, образованное двумя цепочками, имеющими общий конец в средней точке частотно-зависимого делителя напряжения и два раздельных конца, причем частотно-зависимый делитель напряжения подключен к выходу второго операционного усилителя, его верхнее плечо включено в цепь отрицательной обратной связи второго операционного усилителя, а раздельные концы нижнего плеча подключены соответственно ко второму и к третьему портам ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью подключения второго или третьего порта ввода-вывода к нулевому потенциалу,
при этом второй операционный усилитель и переключаемый частотно- зависимый делитель напряжения образуют активный полосовой фильтр с верхней частотой среза, определяемой по существу параметрами верхнего плеча частотно- зависимого делителя напряжения, и нижней частотой среза, определяемой по существу параметрами нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, причем частотные характеристики такого фильтра при подключении второго порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, а частотные характеристики фильтра при подключении третьего порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла.
2. Устройство по п. 1, характеризующееся тем, что частота несущего сигнала, генерируемая микроконтроллером на выходе первого порта ввода-вывода, составляет от 1 кГц до 4 МГц.
3. Устройство по п. 1, характеризующееся тем, что упомянутая полоса частот, соответствующая полосе частот сигнала пульсовой волны, составляет от 1 Гц до 25 Гц.
4. Устройство по п. 1, характеризующееся тем, что упомянутая полоса частот, соответствующая полосе частот сигнала дыхательного цикла, составляет от 0,1 Гц до 25 Гц.
5. Устройство по п. 1, характеризующееся тем, что верхнее плечо частотно- зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC цепочки, а цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения образованы двумя отдельными последовательными RC цепочками, одни концы которых объединены и являются упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а два других конца являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.
6. Устройство по п. 1, характеризующееся тем, что верхнее плечо частотно- зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC цепочки, а цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения образованы двумя последовательными RC цепочками, имеющими общий резистор, свободный конец которого является упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а свободные концы конденсаторов являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.
7. Устройство по п. 1 , характеризующееся тем, что верхнее плечо частотно- зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC цепочки, а цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения образованы двумя последовательными RC цепочками, имеющими общий конденсатор, свободный конец которого является упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а свободные концы резисторов являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.
8. Устройство по п. 1, характеризующееся тем, что имеет держатель, в котором размещены компоненты электрической схемы устройства, включая упомянутые электроды, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения и микроконтроллер, при этом держатель выполнен с возможностью закрепления вокруг запястья человека так, чтобы электроды примыкали к запястью, каждый из электродов выполнен секционным, причем секции одного и другого электродов расположены попеременно в один ряд на внутренней поверхности держателя.
9. Устройство по п. 8, характеризующееся тем, что число секций каждого электрода составляет по меньшей мере три.
10. Устройство по п. 8, характеризующееся тем, что каждая секция обоих электродов имеет контактную площадь по меньшей мере 1 см2.
11. Устройство по п. 8, характеризующееся тем, что держатель выполнен в виде гибкой ленты, закрепляемой на запястье с помощью застежки.
12. Устройство по п. 8, характеризующееся тем, что держатель выполнен в виде браслета, имеющего секции, шарнирно соединенные между собой.
13. Устройство по п. 8, характеризующееся тем, что держатель выполнен в виде надеваемой на запястье манжеты.
14. Устройство по п. 8, характеризующееся тем, что дополнительно снабжено приемо-передающим устройством для управления микроконтроллером и передачи регистрируемых сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, при этом приемо-передающее устройство размещено в держателе.
PCT/RU2014/000140 2014-03-04 2014-03-04 Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека WO2015133922A1 (ru)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/RU2014/000140 WO2015133922A1 (ru) 2014-03-04 2014-03-04 Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/RU2014/000140 WO2015133922A1 (ru) 2014-03-04 2014-03-04 Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015133922A1 true WO2015133922A1 (ru) 2015-09-11

Family

ID=54055618

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2014/000140 WO2015133922A1 (ru) 2014-03-04 2014-03-04 Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2015133922A1 (ru)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6228033B1 (en) * 1997-05-14 2001-05-08 Tiit Koobi Apparatuses and methods for a noninvasive measurement of physiological parameters
US6626842B2 (en) * 2000-08-09 2003-09-30 Colin Corporation Heart-sound analyzing apparatus
RU2309668C1 (ru) * 2006-02-20 2007-11-10 Александр Сергеевич Парфенов Способ неинвазивного определения функции эндотелия и устройство для его осуществления
US20120220882A1 (en) * 2009-09-03 2012-08-30 Arnulf Heller Device for the Non-Invasive Determination of Arterial Blood Pressure

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6228033B1 (en) * 1997-05-14 2001-05-08 Tiit Koobi Apparatuses and methods for a noninvasive measurement of physiological parameters
US6626842B2 (en) * 2000-08-09 2003-09-30 Colin Corporation Heart-sound analyzing apparatus
RU2309668C1 (ru) * 2006-02-20 2007-11-10 Александр Сергеевич Парфенов Способ неинвазивного определения функции эндотелия и устройство для его осуществления
US20120220882A1 (en) * 2009-09-03 2012-08-30 Arnulf Heller Device for the Non-Invasive Determination of Arterial Blood Pressure

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US6597942B1 (en) Electrocardiograph leads-off indicator
Hafid et al. Full impedance cardiography measurement device using raspberry PI3 and system-on-chip biomedical instrumentation solutions
ES2476999T3 (es) Monitorización del estado de hidratación
US7672714B2 (en) Miniature wireless apparatus for collecting physiological signals
JP5761681B2 (ja) 浮動フロントエンド増幅器及び１線測定装置
Lee et al. Integrated all electrical pulse wave velocity and respiration sensors using bio-impedance
KR102046669B1 (ko) 2개의 사지들 간에서 측정하여 심혈관 정보를 얻기 위한 방법 및 장치
Prats-Boluda et al. Active concentric ring electrode for non-invasive detection of intestinal myoelectric signals
US20160262703A1 (en) Ultra high impedance sensor with applications in neurosensing
US20050043608A1 (en) Method and apparatus for non-contact monitoring of cellular bioactivity
KR20150025109A (ko) 재구성 가능한 측정 장치 및 그 장치를 제어하는 방법
EP3209197B1 (en) Simultaneous impedance testing method and apparatus
US20220087588A1 (en) Biopotential measurement system and apparatus
EP3618709B1 (en) System and method for dynamic focusing on the heart and/or lungs by frequency tuning and analysis of impedance phase and/or magnitude variations
Rosa et al. NFC-Powered flexible chest patch for fast assessment of cardiac, hemodynamic, and endocrine parameters
Du et al. Design of an ECG sensor circuitry for cardiovascular disease diagnosis
Svärd et al. Design and evaluation of a capacitively coupled sensor readout circuit, toward contact-less ECG and EEG
Ding et al. A novel front-end design for bioelectrical signal wearable acquisition
RU2523133C1 (ru) Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека
Xu et al. Wrist-worn heartbeat monitoring system based on bio-impedance analysis
Pino et al. Wireless Low–Cost Bioimpedance Measurement Device for Lung Capacity Screening
Ghosh et al. Electrical impedance plethysmography based device for aortic pulse monitoring
WO2015133922A1 (ru) Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека
KR20140144009A (ko) 생체 신호 측정 장치
Santonico et al. Contactless detection of ECG Signals: sensor architecture and simulation

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14884295

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14884295

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1