Способ определения кровенаполнения сосудов и устройство для его реализации Советский патент 1992 года по МПК G01N33/483 A61B5/295 

Объект

со

с

Использование: медицина, фотоплетизмография. Цель - повышение точности определения в условиях сильных электромагнитных помех. Сущность изобретения: регистрируют два сигнала засветки и один общий сигнал. Результаты регистрации усредняются и вычитаются. Для реализации способа предложен фотоплетизмограф, содержащий модулятор 1, источник света 2, фотоприемник 3, генератор импульсов 4, предварительный усилитель 5, устройства выборки - хранения 6, 7, 8, 12, блока управления 9, блок вычитания 10, интегратор 11, фильтр 13, блок 14 обработки и регистратор 15. 5 ил.

; м

s|

;о

vl

1

Изобретение относится к медицине, в частности к фотоплетизмографии, и может быть использовано при диагностике состояния сердечно-сосудистой системы человека при проведении физиотерапевтических процедур.

Известен способ определения кровенаполнения, заключающийся в регистрации интенсивности импульсного светового потока, взаимодействующего с биообъектом.

Известен способ определения кровенаполнения, заключающийся в регистрации интенсивности импульсного светового потока, взаимодействующего с биообъектом, а также регистрации интенсивности светового потока засветки после регистрации импульсного светового потока засветки после регистрации импульсного светового потока и определении кровенаполнения по разности между зарегистрированными импульсным световым потоком и световым потоком засветки.

Недостатком указанных способов является низкая точность определения кровенаполнения в условиях сильных электромагнитных помех,

Известен фотоплетизмограф, содержащий фотоприемник, генератор импульсов, блок управления, первое устройство выборки и хранения (УВХ), блок вычитания, второе УВХ, фильтр, излучатель, предварительный усилитель и регистратор.

Недостатком известного устройства является низкая точность определения кровенаполнения в условиях сильных электромагнитных помех.

Цель изобретения - повышение точности определения кровенаполнения при работе при сильных электромагнитных помехах.

Цель достигается тем, что согласно способу определения кровенаполнения,заключающемуся в регистрации интенсивности импульсного светового потока, взаимодействующего с биообъектом, а также регистрации интенсивности светового потока засветки после регистрации интенсивности импульсного светового потока, дополнительно регистрируют интенсивность светового потока засветки до регистрации интенсивности импульсного светового потока и определяют кровенаполнение по разности между интенсивностью импульсного светового потока и средним арифметическим интенсивностей световых потоков засветки, зарегистрированных до и после измерения интенсивности импульсного светового потока.

Общеизвестный способ определения кропенаполнений основан на регистрации

импульсного светового потока, взаимодействующего с биообъектом. Сущность этого способа заключается в том, что источник света формирует импульсы светового потока, которые взаимодействуют с биологической тканью и достигают фотоприемник, наводя в нем электрический сигнал, пропорциональный интенсивности светового потока. В результате взаимодействия с

0 биологической тканью световой поток значительно поглощается и модулируется по амплитуде. Относительный уровень модуляции обычно составляет 0-1-5% амплитуды несущей. Поэтому даже незначительные

5 флуктуации амплитуды несущей, обусловленные различными помехами, искажают полезный сигнал о кровенаполнении тканей.

На практике основной вклад в искаже0 ние полезного сигнала вносят три источника помех:

паразитные световые излучения, попадающие на фотоприемник от внешних источников света (лампы освещения, лампы

5 ИК-нагревателей физиотерапевтических устройств). Частота таких помех соответствует частоте пульсаций ламп, как правило 100 Гц. Кроме того в физиотерапевтических комплексах часто используются тиристорные ре0 гуляторы мощности излучателей, дающих сложный частотный спектр помехи;

промышленные помехи с промышленной частотой 50 Гц, наводимые за счет паразитной емкости между фотоприемником и

5 биообъектом;

различные электрические помехи, обусловленные работой расположенных рядом электрических приборов, например ЭВМ. На практике уровень помех бывает

0 сравним с полезным сигналом, поэтому для определения кровенаполнения используют специальные методы. Метод частотной селекции заключается в применении полосового фильтра, настроенного на частоту

5 импульсов запитки излучателя. Этот метод имеет следующие недостатки. Во-первых, полосовые фильтры чувствительны к импульсным помехам, так как последние вызывают переходные процессы колебательного

0 характера. Во-вторых, небольшая девиация частоты следования импульсов, а равно как и длительности импульсов и их фронтов, вызывают паразитную амплитудную модуляцию, усиливающуюся с повышением

5 добротности фильтра.

Наиболее близким к предлагаемому является метод вычитания засветки, заключающийся в проведении последовательно одна за другой двух выборок сигнала, одна из которых производится при включенном

источнике света, а другая - при выключенном. Так как эти выборки идут с большой частотой, то можно считать, что уровень помехи у них эквивалентен, поэтому для подавления помехи можно произвести вычитание одной выборки из другой, т.е. в одной выборке фиксируем полезный сигнал с помехой, в другой - одну помеху и затем вычитаем вторую выборку из первой. Однако на практике в условиях большого уровня разнообразных по частотному спектру помех оказывается, .что уровень помехи для обоих выборок неидентичен. Прямой путь повышения степени подавления помех - повышение частоты выборок. Однако при этом с ростом частоты возникают новые проблемы, например искажение формы импульсов в кабеле датчика.

Сущность предлагаемого способа определения кровенаполнения заключается в следующем. Производятся три выборки сигнала с фотоприемника. Одна производится при включенном излучателе, а две другие - при выключенном излучателе до и после первой выборки. Далее вычисляется сред- нее арифметическое второй и третьей выборок и результат вычитается из первой выборки. Оценим эффективность предлагаемого способа по сравнению с известным.

Предположим, что имеется паразитная засветка, описываемая непрерывной функцией

Уп - fn(t)

Тогда результат регистрации по первому способу имеет вид

yi(t) fc(t) + fn(t)-fn(t-At)(1)

а по предлагаемому способу: y2(t) fc(t) + fn(t)

(2)

(t) + fn(t)j сигнал, включающий полезный сигнал и засветку;

fn(t ± At) - сигнал, включающий только засветку.

Так как любой сигнал можно предста- вить в виде алгебраической суммы гармонических компонентов, то для упрощения анализа в качестве помехи возьмем одну гармоническую составляющую с единичной амплитудой

fn(t) cos wt(3)

тогда (1) и (2) будут иметь соответственно вид

yt(t) fc(t) cosd) t - cos to (t - Д t)

rwAt,„ At,,.

fn(t+At) + fn(t-At)

fc(i)-2sln psin«(t--)

У2(1) - fc(t) + COS ОП cos ojft ) + cos o)() 2 - - - (4)

fc(t)+ 2sin

ft) At

COS O) t

(5)

Из анализа (4) и (5) видно, что результирующие гармонические компоненты помехи имеют прежнюю частоту, а максимальная амплитуда ограничена

, wAtrei

yimax 2sin -у-(6)

У2,паХ (7)

т.е. для конкретного примера, когда имеется помеха с частотой fp 100 Гц, а частота выборки fn 5000 Гц, ослабление помехи будет следующее

yimax 2sln

wAt

-Oqin A. ОН I r

1ЛП 1/в;

У2тах 1/125

fv

(81

f«)

2025

30 35

40

45 50

55

Аналогичные выкладки справедливы для сигналов, имеющих сложный спектральный состав.

Таким образом приведенный пример показывает, что предлагаемый способ позволяет существенно повысить точность определения параметров кровенаполнения в условиях воздействия электромагнитных помех сложного спектрального состава.

На фиг.1 представлена функциональная схема фотоплетизмографа; на фиг.2 - временные диаграммы работы блока управления; на фиг.З - функциональная схема модулятора; на фиг.4-функциональная схема блока управления; на фиг.5 - функциональная схема блока вычитания.

Фотоплетизмограф включает в себя модулятор 1, источник света 2, фотоприемник 3, генератор 4 импульсов, предварительный усилитель 5, четыре устройства выборки- хранения (УВХ) 6, 7, 8, 12, блок управления 9, блок вычитания 10, интегратор 11, фильтр 13, блок 14 обработки и регистратор 15. Вход источника 2 света подключен к выходу модулятора 1, выход фотоприемника 3 подключен ко входу предварительного усилителя 5, выход которого через УВХ 6 и УВХ 7 соединен с первым и вторым входами блока 10 вычитания, третий вход которого подключен через УВХ 8 к выходу УВХ 7, выход блока 10 вычитания подключен через УВХ 12, фильтр 13, блок 14 обработки - к входу регистратора 15. Первый вход модулятора 1 соединен через интегратор 11 с выходом УВХ 12, вход управления синхронизацией которого подключен к выходу 3 блока управления 9, выход 2 которого соединен с входами синхронизации УВХ 8 и УВХ 6. Выходы 1 и 4 блока 9управления подключены соответственно к вторым входам УВХ 7 и модулятора 1, первый вход которого соединен через интегратор 11 с выходом УВХ 12, выход генератора 4 импульсов подключен к входу блока 9 управления.

Блок управления 9 (см. фиг.4) включает в себя двоичный счетчик 19, дешифратор 20 и элемент ИЛИ 21. причем счетный вход счетчика 19 является входом блока управления. Выходы счетчика 19 соединены с входами дешифратора 20. первый, второй и четвертый выходы которого являются соответственно третьим, вторым и первым выходом блока управления. Выход элемента ИЛИ 21 является четвертым выходом блока управления, а входы элемента ИЛИ 21 соединены с первым и вторым выходом дешифратора 20. Временная диаграмма работы блока управления 9 приведена на фиг.2.

Блок 10 вычитания может быть собран на основе операционного усилителя 22 (см. фиг.5) с резистивной обратной связью и реализует функцию

U2+U3

2

ив

Uiгде Ui, U2, Us напряжение на соответствующих входах.г

В качестве регистратора 15 можно использовать печатающеее устройство ЭВМ, графопостроитель или стандартный самописец.

Фотоплетизмограф работает следующим образом. Источник света 2 излучает импульсный световой поток, который взаимодействует с биологической тканью, частично поглощается и модулируется по амплитуде. Фотоприемник 3 принимает падающие на него модулированные импульсы светового потока и световые засветки от посторонних излучателей, наводя на своем выходе пропорциональные электрические сигналы. Предварительный усилитель 5 осуществляет усиление сигнала с фотоприемника 3 до уровня, необходимого для последующей обработки. УВХ 6 осуществляет запоминание сигнала в момент излучения светового потока источником света 2. В УВХ 7 и 8 запоминаются сигналы после и до импульса светового потока, зафиксированного УВХ 6.

Блок управления 9 формирует сигналы (см. фиг.2), которые поступают на управляющие входы УВХ 6, 7, 8, 12 и на модулятор 1. При этом реализуется необходимая временная последовательность управляющих сигналов, обеспечивающая заданный алгоритм функционирования устройства.

В блоке 10 вычитания происходит вычисление полусуммы сигналов, снимаемых с

УВХ 7 и 8 и вычитание результата из сигнала, подаваемого с УВХ 6. Результат вычислений фиксируется УВХ 12, на входе которого формируется сигнал, отображающий изменение степени поглощения светового потока, вызванное пульсациями кровотока в биообъекте.

Фильтр 13 может быть выполнен, например в виде фильтра Н4 второго или чет0 вертого порядка, он выделяет сигнал в интересующей области частотного спектра, который далее поступает в блок 14 обработки, где вычисляются амплитудные и временные параметры фотоплетизмограммы, и

5 далее поступают на регистратор 15.

Блок обработки 14 выполняет функцию нахождения характерных точек ФПГ (А, В, С, I, D) и определения их амплитудных и временных параметров. Алгоритм функциони0 рования блока обработки 14 и структура аналогичен блоку 11 обработки известного устройства.

Интегратор 11 стабилизирует несущую составляющую сигнала излучателя 2 на за5 данном уровне за счет поддержания соответствующего уровня на управляющем входе модулятора 1.

При работе устройства с частотой выборки, например 5 кГц коэффициент подав0 ления 100 Гц помехи в 5-6 раз выше, чем у известных устройств.

Формула изобретения

0 потоков засветки до и после измерения интенсивности импульсного светового потока.

вычитания и первому входу четвертого устройства выборки-хранения, выход которого соединен с третьим входом блока вычитания, а второй вход - с вторым входом первого устройства выборки-хранения и вторым выходом блока управления, третий выход которого подключен к второму входу второго устройства выборки-хранения, четвертый выход - к второму входу модулятора, а вход - к выходу генератора импульсов.