Устройство для выделения слуховых вызванных потенциалов Советский патент 1993 года по МПК A61B5/12 

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам обнаружения и выделения с диагностическими целямивызванныхпотенциаловбиоэлектрической активности организма человека (или животного) и может быть использовано для регистрации слуховых вызванных потенциалов в автоматизированных системах контроля и диагностики физиологического состояния человека в системах оператор-машина.

Целью изобретения является повышение точности регистрации и сокращение времени выделения вызванных потенциалов.

Указанная цель достигается тем, что в устройство для выделения слуховых вызван- ных потенциалов, содержащее узел акустической стимуляции, с электродом на входе, узел приема сигналов биоэлектрической ак- тивности головного мозга, второй вход которого соединен с выходом сумматора узла

компенсации сигналов фоновой биоэлектрической активности, включающим также N параллельных каналов, каждый из которых содержит полосовой усилитель и перемножитель, введены блок оценки, узел приема сигналов электрокардиограммы и блок синхронизации и управления, а в узел компенсации фоновой биоэлектрической активности введения (NM) электродов, причем каждый из электродов подключен ко входу полосового усилителя соответствующего канала узла компенсации сигналов фоновой биоэлектрической активности, каждый из которых снабжен аналоговым ключом, триггером управления и запоминающим устройством, при этом полосовой усилитель, аналоговый ключ и перемножитель соединены последовательно, выход запоминающего устройства подключен ко второму входу перемножителя, первый вход запоминающего устройства подключен к первому выходу блока оценки, а второй его

СО

С

00

со ел ю

(Л 00

ход и первый вход триггера - к групповому ыходу блока синхронизации и управления, актирующий вход которого соединен с выодом узла приема сигналов электрокардиграммы, второй вход блока синхронизации управления соединен с узлом акустичекой стимуляции, третий выход - со вторым входом триггера каждого из N каналов, выоды которых подключены ко входам суммаора, выход узла приема сигналов через блок оценки подключен к блоку синхронизации.

При этом блок оценки содержит линей- ный преобразователь действующих значений напряжений, компаратор, источник напряжения и вычитающееустройство, причем выход линейного преобразователя действующих значений напряжений соединен с выходом компаратора и первым входом вычитающего устройства, выход источника напряжения соединен со входом компаратора и вторым входом вычитающего устройства вход линейного преобразователя действую щих значений напряжений соединен со входом блока оценки, вычитающее устройство с первым выходом блока оценки, а выход компаратора - со вторым, выходом блока оценки.

Узел приема сигналов электрокардио- сигналов содержит последовательно соединенные электрод, усилитель и триггер Шмидта, причем выход триггера Шмидта соединен с выходом, .узла приема сигналов электрокардиограммы.

Блок синхронизации и управления содержит элемент ИЛИ, триггер управления, переключатель, первый счетчик, дешифратор, соединенные последовательно, а также переключатель, элемент задержки и второй счетчик, причем второй выход переключателя соединён со входом элемента задержки и второго счетчика, выход последнего соединен с.первым входом элемента ИЛИ, второй вхоД которого соединен со входом блока синхронизации и управления, выход N-го разряда первого счетчика соединен со вторым входом триггера управления, тактовый вход переключателя соединен с тактовым входом блока синхронизации и управления, первый выход последнего соединен с первым выходом элемента ИЛИ, второй выход - с выходом элемента задержки, групповой выход - с выходом дешифратора.

Узел акустической стимуляции содержит акустическую систему с динамиком на выходе и управляемый генератор, соединенные между собой, причем вход управляемого генератора соединен со входом узла акустической стимуляции.

Сущность изобретения поясняется чертежами.

На фиг. 1 и 2 показаны структурные схемы устройства для выделения вызванного потенциала на примере выделения слухового вызванного потенциала; на фиг. 2 - временные диаграммы функционирования отдельных узлов и блоков.

Устройство для выделения слуховых вы0 званных потенциалов (фиг. 1) содержит узел

приема сигналов БЭА головного мозга, узел

2компенсации сигналов фоновой БЭА, блок

3оценки, узел 4 приема сигналов ЭКГ, узел 5 акустической стимуляции и блок 6 синхро5 низации и управления. Информационным входом узла 1 является электрод 7. Второй вход этого тракта шиной SD соединен с выходом .узла 2 компенсации, а выход - шиной SG с входом блока 3 оценки, в котором

0 один из выходов шиной SP соединен с управляющим входом блока б синхронизации, а второй выход - шиной SR с соответствующими входам каждого из N каналов узла 2 компенсации. Выход узла приема сиг5 налов-ЭКГ шиной KG соединен с тактирующим входом блока 6 синхронизации, выходы которого подключены шиной ST - ко входу узла 5 акустической стимуляции, шиной SN - ко входу узла 2 компенсации

0 и шиной SI - к соответствующим N входам того же узла 2.

Узел 1 приема сигналов БЭА включает последовательно соединенные электрод.7, усилитель. 8, полосовой фильтр 9, блок 10

5 вычитания и накопитель 11.

Узел 2 компенсации сигналов фоновой БЭА, включающий N - входовой сумматор 12 и N параллельных каналов 131-13N, каждый из которых содержит последовательно

0 соединённые электрод14, усилитель 15 полосовой, ключ 16 аналоговый, перемножитель 17, а также триггер 18-управления и динамическое запоминающее устройство 19, причем вход ключа 16 соединен с шиной

5 О нулевого потенциала, а управляющий вход ключа 16 соединен с выходом триггера 18 управления, один из входов которого подключен к шине SN, другой вход - к соответствующей шине SI параллельно с

0 управляющим входом динамического запоминающего устройства 19, информационный вход которого в каждом из М-каналов подключен в шине SR блока 3. Выход каждого из N-каналов подключен ко входу сум5 матора 12, выход которого является выходом узла 2 и соединен шиной SD со вторым входом блока 10 узла 1.

Блок 3 оценки содержит линейный преобразователь 20 действующих значений напряжения, компаратор 21. источник 22

напряжения и второе вычитающее устройство 23, причем вход преобразователя 20 является входом блока 3 оценки, который соединен шиной SG с узлом 1, а выход преобразователя 20 подключен параллельно к одному из входов компаратора 21 и вычитающего устройства 23, вторые входы которых подключены к выходу источника 22 напряжения, выход компаратора 21 подключается к шине SP, а выход устройства 23 вычитания - к шине SR.

Узел 4 приема сигналов ЭКГ содержит последовательно соединенные электрод 24, полосовой усилитель 25 и триггер Шмидта 26, причем выход триггера 26 соединен с шиной KG и является выходом узла 4,

Узел 5 акустической стимуляции содержит последовательно соединенные акустическую систему 27 и управляемый генератор 28 электрических сигналов звуковой частоты, синхронизирующий вход которого соединен с шиной SI и является входом узла

5. . .. , .;

Блок 6 синхронизации содержит триггер 29 управления, двухпозиционный переключатель 30, счетчик 31 емкости N, дешифратор 32, счетчик 33 емкости К, элемент задержки 34 и элемент ИЛИ 35, причем выход узла соединен шиной KG с информационным входом переключателя 30, один из выходов которого соединен с входом счетчика 31, а второй с входом счетчика 33 и входом элемента 33 и входом элемента задержки 34. Выходы счетчика 31 соединены с соответствующими входами дешифратора 32, который своими выходными шинами SI соединен с каждым из N параллельных каналов узла 2. Кроме того, выход N-го разряда счетчика 31 подключен к одному из входов триггера 29 управления. а выход К-ro разряда счетчика 33 подключен через элемент ИЛИ 35 ко второму входу триггера 29 управления и шине SN узла 2 компенсации сигналов фоновой-БЭА,

Перед началом работы на исследуемый объект накладываются плоскостные хлор- серебряные электроды для отведения БЭА с сопутствующим контролем переходного сопротивления (кожный покров-электрод) любым из известных способов (в данном описании эти функциональные блоки опущены без ущерба для технической сути предлагаемого решения), причем электрод. 7 узла 1 приема сигналов БЭА накладывается на поверхность головы в точке предполагаемой регистрации вызванного, потенциала (например, для слуховых ВП- вертекс). Остальные N электродов 14 узла 2 компенсации накладываются в точках съема БЭА по системе 10-20 (см, В.П.Овсяник

и др. Исследования временных и спектральных характеристик некоторых сигналов артефактов и фоновой БЭА. Медицинская техника, № 6, 1984, с. 15-18) и вдоль силь- 5 риевой борозды. Электрод 24 узла 4 устанавливается в центре левой грудной мышцы для отведения сигналов ЭКГ.

Работа устройства для выделения вызванных потенциалов проходит в два этапа:

0 первый - режим Компенсации, второй - режим Накопление.

В режиме Компенсации устройство производит адаптивную подстройку пространственно-инвариантных каналов реги5 страции фоновой БЭА по критерию действующего значения напряжения разностного сигнала: с одной стороны - фоновой БЭА информативного отведения (электрод 7), с другой стороны - аддитивной смеси

0 фоновой активности (электроды 141-14N).

По команде VP внешнего(или ручного) запуска устройство устанавливает режим Компенсации, при этом происходит предустановка всех триггеров в исходное (услов5 но О) состояние, обнуление содержимого счетчиков и динамических запоминающих устройств. С целью упрощения шина VP на рис. 1 не показана.

В дальнейшем работа устройства ини0 циируется узлом 4, который регистрирует ЭКГ сигнал, преобразовав его в дальнейшем в. последовательность единичных импульсов, с периодом, равным текущему значению RR - интервала ЭКГ-сигнала (рис.

5 2). В исходном состоянии триггер управле- , ния 29 устанавливает двухпозиционный пе- ; реключатель 30 в положение, при котором импульсная последовательность (рис. 2а) по шине KG поступает только на вход

0 счетчика 31, состояние которого через дешифратор 32 формирует пространственно- временную последовательность на мнргопроводную шину SI. Исходное состояние-триггеров 18 каждого из М-парал5 лельных каналов обеспечивает подключение шины О нулевого потенциала к одному из входов перемножителя 17, т.е. выходное напряжение каждого равно уровню собственных шумов. В момент при0 хода первого импульса SI срабатывает только триггер 18т первого канала (фиг, 26), открывая ключ 16ч для регистрации фоновой БЭА от электрода 14i. Таким образом на вход вычитающего устройства 10 узла 1 по5 ступают два сигнала: первый - фоновая БЭА от информационной точки регистрации (- вертекс); второй - фоновой БЭА, первого канала 13i компенсации. Выходной сигнал устройства 10, пропорциональной разности двух сигналов поступает по шине SG в

блок 3 оценки, где образуется устройством 20 в постоянное напряжение, уровень которого строго пропорционален действующему значению сигнала SG, Входной сигнал устройства 20 поступает параллельно на один из входов компаратора 21 и на один из входов второго вычитающего устройства 23, где происходит сравнение с напряжением источника 22, который устанавливается априорной соответст г приведенномууров- .ню действующего значения напряжения фоновой БЭА для достоверного выделения .вызванной БЭА (фиг. 2з). Разностный сигнал вычитающего устройства 23 по шине SR поступает паралл. в каждый из N-каналов на информацией мй вход динамического запоминающего устройства 191. При этом только устройство 19т, по сигналу S1i установлено в режиме Записи ; все остальные находятся в режиме Хранение и недоступны для разностного сигнала SR. Таким образом, величина сигнала SR, вызывает соответствующее изменение крутизны преобразования блока 17ч перемножения, уменьшая сигнал SR за счет действия первого контура компенсации (блок 10-20-23 - 19i - 17i - 12 - 10). В момент прихода второго импульса блок 19т переводится в режим Хранение, а блок 19а переводится в режим Записи с одновременным подключением второго канала узла 2 компенсации, в котором осуществляется аналогичное изменение крутизны преобразования блока 172, вызывая дальнейшее уменьшение сигнала SR за счет подключения второго контура компенсации. Последовательное накопление числа N импульсов KG в счетчике 31 с помощью дешифратора 32 позволяет осуществлять последовательное подключение каждого из N-каналов ко входу сумматора 12 (фиг. 2в, д, е, ж), вызывая линейно-ступенчатое- уменьшение действующего значения разностного сигнала SR до величины выходного уровня Uo (фиг. 2з) источника 22 напря- .жения с погрешностью астатизма суммарного контура компенсации фоновой БЭА. Выходной сигнал N-ro разряда счетчика 31 переводит устройство выделения вызванных потенциалов в режим Накопление, при этом триггер 29 управления устанавливается в состояние 1, что вызывает переключение последовательности импульсов KG со входа счетчика 31 на вход счетчика 31 на вход счетчика 33, емкость К которого определяет интервал (или количество) накопление вызванной БЭА в ответ .на акустические стимулы инициируемые сигналом ST с выхода элемента 34 задержки.

В случае, когда текущее значение разностного сигнала превышает величину U0

напряжения, срабатывает компаратор 21, положительный перепад выходного сигнала которого в виде сигнала SP поступает в блок 6 синхронизации, вызывает установку

триггер 29 управления в состояние О, тем самым прерывает режим Накопление и переводит устройство для выделения вызванных потенциалов в режим Компенсация, до завершения всего цикла

0 К-накоплений.

Если же действующее значение сигнала SG не превысило Uo, то сигнал К-го разряда счетчика 33 переводит все устройство в режим Компенсация, которые описан выше.

5 Таким образом, устройство для выделения вызванных потенциалов производит пе- риодиче ску Компенсацию .фоновой БЭА, а при наличии мешающих сигналов артефактов автоматически переводит устройство в

0 режим Компенсация, тем самым увеличивает соотношение сигнала помеха, что приводит к существе.нному уменьшению времени выделения вызванных потенциалов и повышает точность регистрации.

5Ф-ормула изобретения

1. Устройство для выделения слуховых вызванных потенциалов, содержащее узел акустической стимуляции с электродом на входе, .узел приема сигналов биоэлектриче0 ской активности головного мозга; второй вход которого соединен с выходом сумматора узла компенсации сигналов фоновой биоэлектрической активности, включающим также п параллельных каналов, каждый из

5 которых содержит полосовой усилитель и перемножитель, отличающееся тем, что, с целью повышения точности регистрации и сокращения времени выделения вызванных потенциалов, в него введены блок

0 оценки; узел приема сигналов электрокардиограммы и блок синхронизации и управления, в узел компенсации фоновой биоэлектрической активности введен п-1 электродов, причем каждый из электродов

5 подключен к входу полосового усилителя соответствующего канала узла компенсации . сигналов фоновой биоэлектрической активности, каждый из которых снабжен аналоговым ключом, триггером управления и

0 запоминающим устройством, при этом полосовой усилитель, аналоговый ключи перемножитель соединены последовательно, выход запоминающего устройства подключен к второму входу перемножителя, пер5 вый вход запоминающего устройства - к первому выходу блока оценки, а второй его вход и первый триггер - к групповому выходу блока синхронизации и управления, тактирующий вход которого соединен с выходом узла приема сигналов электрокардиограммы, второй выход блока синхронизации и управления соединен с узлом акустической стимуляции, третий выход - с вторым входом триггера каждого из п каналов, выходы которых подключены к входам сумматора, выход узла приема сигналов через блок оценки подключен к блоку синхронизации.

2.Устройство по п. 1,отличающ е ес я тем, что блок оценки содержит линей- ный преобразователь действующих значений напряжений, компаратор, источник напряжения и вычитающее устройство, причем выход линейного преобразователя действующих значений напряжений соединен с выходом компаратора и первым входом вычитающего устройства, выход источника напряжения соединен с входом компаратора и вторым входом вычитающего устройства, вход линейного преобразователя действу- ющих значений напряжений соединен с входом блока оценки, вычитающее устройство - с первым выходом блока оценки, а выход компаратора - с вторым выходом блока оценки.

3.Устройство по п. 1, о т л и ч а ю щ е е- с я тем, что узел приема сигналов электро- кардиосигналов содержит последовательно соединенные электрод, усилитель и триггер Шмидта, причем выход триггера Шмидта со-

единен с выходом узла приема сигналов электрокардиограммы.

4.Устройство по п. 1,отличающее- с я тем, что блок синхронизации и управления содержит элемент ИЛИ, триггер управления, переключатель, первый счетчик, дешифратор, соединенные последовательно, а также переключатель, элемент задержки и второй счетчик, причем, второй выход переключателя соединен с входом элемента задержки и второго счетчика, выход последнего соединен с первым входом элемента ИЛИ, второй вход которого соединен с входом блока синхронизации и управления, выход п-го разряда первого счетчика соединен с вторым входом триггера управления, тактовый вход переключателя - с тактовым входом блока синхронизации и управления, первый выход последнего - с первым выходом элемента ИЛИ, второй выход - с выходом элемента задержки, групповой выход- с выходом дешифратора.

5.Устройство по п. 1,отличающее- с я тем, что узел акустической стимуляции содержит акустическую систему с динамиком на выходе и управляемый генератор, соединенные между собой, причем вход управляемого генератора соединен с входом узла акустической стимуляции.

Использование: изобретение относится к медицинской технике. Сущность: устройство для выделения слуховых вызванных потенциалов содержит узел 1 приема сигналов биоэлектрической активности головного мозга, узел 2 компенсации Сигналов фоновой биоэлектрической активности, блок 3 оценки, узел 4 приема сигналов электрокардиограммы. Цель: повышение точности регистрации и сокращения времени выделения потенциалов. 3 ил.

14;

Фиг.1

I

/v

им i i и (i и i in 1111 i in mi i

ли

&

%

к

JL

f/

JL