способ дистанционного исследования функции дыхания и устройство для его осуществления

Формула изобретения

1. Способ дистанционного исследования функции дыхания, заключающийся в том, что обследуемого помещают в пространство электромагнитного поля и производят измерения параметров этого поля с помощью датчиков, отличающийся тем, что измерения проводят с помощью матрицы датчиков, габариты и количество датчиков которой (n = 64, 128, 256) выбирают из условия полного перекрытия исследуемой поверхности биотела, грудной клетки и живота, в системе координат X, Y, Z в плоскости X, Y матрицу датчиков устанавливают по оси Z на расстоянии не менее L = 3 - 10 см до передней стенки биотела, при задержке дыхания пациента или в режиме его спокойного дыхания производится процедура калибровка исследуемого пространства поля путем измерения параметров P (i, k) во время n-кратного пошагового параллельного перемещения матрицы датчиков по оси Z с шагом Z, получают таблицы зависимости величины P (i, k) от перемещения Z к для каждого датчика матрицы для определения величины перемещения поверхности тела Z_k, с помощью методов интерполяции по данным измерений вычисляют объем датчика V_i = S_i Z₁ = S₁ Z_k, суммарный объем группы датчиков или всей совокупности датчиков V_n= V_l(l = 1,...n) с учетом того, что площадь проекции i-го датчика константа S_i = X_i Y_i - const, в режиме измерения матрицу датчиков устанавливают в положение Z_p + Z_S калибровочного пространства и с помощью устройства для дистанционного исследования функции дыхания регистрируют изменение объема человека V_n(t) во время проведения процедуры обследований пациента в режимах жизненной емкости легких (ЖЕЛ), формированной жизненной емкости легких (ФЖЕЛ), минутного объема дыхания (МОД), максимальной вентиляции легких (МВЛ).

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что регистрируют спирометрические показатели функции дыхания человека в результате экстраполяции величины измерения объема поверхности биотела V_n(t), величины легочных объемов V_л(t), по методикам традиционной спирометрии вычисляют параметры жизненной емкости легких ЖЕЛ, минутного объема дыхания (МОД), форсированных объемов ФЖЕЛ, ОФВI, МВЛ, а также дополнительно спирометрические данные объемов верхнего, среднего и нижнего отделов обоих легких, с помощью гистограмм и карт дыхания регистрируют степень отклонения от нормы и место локализации патологического процесса.

3. Устройство для дистанционного исследования функции дыхания, содержащее генератор высокой частоты с излучающей пластиной, и блок регистрации, отличающееся тем, что в него введены матрица датчиков в количестве 64, 128 и 256 датчиков, блок детекторов, мультиплексор, усилитель канала, схема фазовой автоподстройки частоты ФАПЧ, обеспечивающая минимизацию внешних помех, АЦП/ЦАП преобразователь, система наведения для проведения процедуры калибровки и установки матрицы датчиков в рабочее положение, причем матрица датчиков через демодулятор и блок детекторов соединена с мультиплексором, управляющий вход которого соединен с выходом ФАПЧ, выходы мультиплексора соединены с входом усилителя канала, выходы которого соединены с входами АЦП/ЦАП преобразователя, а система наведения состоит из блока управления (БУ), подъемника, корректора, узла привязки и датчиков контроля состояния, причем выход АЦП/ЦАП преобразователя соединен с входами БУ.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицинской техники, в частности к дистанционному исследованию функции дыхания в электромагнитном поле, безвредном для человека, регистрации изменения объемов во время дыхания, пульса, перистальтики.

Целью данного изобретения является регистрация основных спирометрических показателей функции внешнего дыхания человека, построения кривой поток - объем ФЖЕЛ, оценки функции правого и левого легкого в отдельности, анализ вклада верхнего, среднего и нижнего отделов в акт дыхания.

Известно, что основным методом исследования вентиляционной функции легких является спирометрический, позволяющий объективно оценить жизненную емкость легких (ЖЕЛ), минутный объем дыхания (МОД), форсированные объемы (ФЖЕЛ, ОФВ1, МВЛ, РД) [1].

Измерить скорость воздушного потока при форсированном вдохе, величины ПОС, МОС25, МОС50, МОС75, построить кривую поток - объем позволяет пневмотахометрический метод.

Снижение функциональной активности дыхательных мышц, дискоординацию торако-абдоминальных движений может регистрировать метод магнитометрии (плоские электроды приклеиваются к коже) [2].

Основоположником бесконтактного метода реоплетизмографии считают M.Cremer (1907), который изучал механическую деятельность сердца, поместив его в поле конденсатора [3].

Наиболее близким по технической сущности является способ E. Atzler и C. Lehmann (1932), которые дистанционно (бесконтактно) регистрировали колебание объема сердца при изменении его кровенаполнения [4].

Авторам способа-прототипа удалось проводить количественную оценку величины диэлектрограммы в единицах объема жидкости [4].

Известный способ не позволяет дистанционно измерить объем биотела в процессе дыхания, регистрировать основные спирометрические параметры функции внешнего дыхания человека, а также в полном объеме регистрировать биомеханику на ограниченном участке, в области сердца человека.

Гипотеза о возможности представления формул параметров пространства электромагнитного поля, в котором размещается биотело, не подтверждается практикой, поскольку все параметры поля являются случайными величинами и зависят от ряда случайных факторов. Получаемые данные с помощью способа-прототипа представлены только в относительных единицах проекции биотела на плоскость.

Техническим результатом изобретения является возможность регистрации и измерения пульсации объема во время дыхания-пульса. Результат обеспечивается вследствие того, что предварительно для каждого пациента проводится процедура калибровки, которая обеспечивает измерение, анализ параметров измеряемого пространства в параллельных слоях (в трех измерениях X, Y, Z) и служит для построения таблицы преобразования данных режима измерения в цифровые единицы объема.

Предлагаемый способ исследования функции дыхания-пульса заключается в следующем. Обследуемый располагается в пространстве электромагнитного поля метрового диапазона в медицинском кресле в положении сидя, с помощью экрана с матрицей датчиков (МД) производятся измерения параметров поля. Количество датчиков, размещенных в экране МД, - n, где n - 64, 128, 256. При неподвижном положении верхних и нижних конечностей, соответственно расположенных на подлокотниках и подставке для ног кресла, изменения объемов грудной клетки и живота вызывают модуляцию параметров электромагнитного поля. Экран устанавливается в пространстве (X, Y, Z) так, чтобы i-й датчик экрана регистрировал максимальный вклад биомеханики дыхания-пульса соответствующей i-й зоны поверхности исследуемого биотела (X_i, Y_i, Z_i), где i - 1....n, в измеряемом пространстве. Измерения выполняются экраном датчиков МД с дистанции не менее L (см) до наиболее выступающей зоны передней стенки туловища. Сигнал F(i, t) (сигнал i-го датчика после демодуляции, фильтрации и обработки) является функцией времени, отображает биомеханику i-й зоны и зависит от настройки аппаратных средств на режим измерения дыхания, пульса или перистальтики. Для данного момента времени t - F(i) = f_i(z) = k_i C_i(z), где f_i(z) - функция перемещения i-й зоны по координате Z (мм) и соответствует передне-заднему движению грудной клетки, k_i аппаратная константа i-го датчика. Проверив предположение, что в общем случае C_i(z) = A_iexp(B_i(z)), нетрудно убедиться, что параметры C_i(z), A_i, B_i(z) являются случайными величинами, зависят от формы биотела и могут быть получены только экспериментально для конкретного индивидуума.

Для каждого обследуемого предварительно проводится процедура калибровки, которая обеспечивает измерение в параллельных слоях X, Y, Z_i - X, Y, Z_k - X, Y, Z_m, пространства и заполнение таблицы P, с шагом z, равным 2,4... 10 мм, где k = 1,..., m. Процедура проводится при задержке дыхания, или в режиме спокойного дыхания, и осуществляется методом пошагового параллельного перемещения экрана по координате Z в измеряемом пространстве. Для каждой зоны получаем зависимость измеряемого параметра поля P(i, k) от Z_k, строим таблицу P, где Z_m = zm = 100 мм. С помощью данных таблицы P и математических методов интерполяции не трудно величину F(i) преобразовать в величину длины Z_k [5]. В режиме измерения дискретные величины F(i,t) переводятся в цифровые значения Z_k, преобразование может осуществляться в масштабе реального времени. Конструкция и габариты экрана МД выбираются из условия полного перекрытия передней стенки груди и живота с помощью n-датчиков ЭМД для обследуемого контингента. Объем V(t) измеряемого биотела см, полагаем, что площади измерения, перекрываемые каждым датчиком, равны между собой, s_i = x_iy_i-const, вычисляем Vp - введенная поправка, z_i(t) - текущая величина перемещения в см [6]. С помощью величины Vp учитываются показатели окружности грудной клетки и ее движение в боковых направлениях, Vp = kV(t), k - коэффициент пропорциональности.

Экстраполяция цифровых величин v_i(t) в величины региональных легочных объемов позволила использовать предлагаемый способ для регистрации МОД, ЖЕЛ, ФЖЕЛ, МВЛ и т.д., сравнения получаемых данных с должными величинами и определения степени недостаточности легочной вентиляции.

Проведено обследование группы пациентов обоего пола в возрасте от 15 до 75 лет с диагнозом норма - патология, данные измерений сравнивались с величинами традиционной спирометрии. Анализ подтвердил сопоставимость, повторяемость и воспроизводимость результатов обследований. Погрешность колебаний величин МОД, ЖЕЛ, ФЖЕЛ, ОФВ1, МВЛ от средней статистической и отклонение получаемых цифровых данных от величин, принятых за эталон, соответствовали нормативам, принятым в спирометрии и тахометрии.

Файлы обследования каждого пациента хранятся в базе данных и могут быть представлены в виде:

1) cпирометрических кривых, таблиц величин МОД, ЖЕЛ, ФЖЕЛ, ОФВ1, МВЛ, соответствующих должных величин и градации степени отклонения от нормы; показателей ЖЕЛ, ФЖЕЛ для правого и левого легкого в отдельности, гистограмм верхнего, среднего и нижнего отделов каждого легкого;

2) динамической карты корреляции региональных зон дыхания;

3) последовательности статических карт распространения дыхательной волны за выбранный интервал вдох - выход;

4) графиков дыхания в выбранных региональных зонах.

Обследуемый при дистанционной спирометрии дышит в естественной атмосфере, носовой зажим и загубник не используются. Данные, отображаемые на экране монитора, дают возможность оператору во время исследования функции дыхания более детально управлять процедурой записи пробы дыхания, что обеспечивает возможность выбора для обработки наиболее информативного цикла.

Анализ данных рентгенографии, спирометрии, радиоизотопных методов, клиники заболевания и данных дистанционного способа исследования функции дыхания позволил получить алгоритм преобразования данных патологического отставания "больной" половины грудной клетки при дыхании в соответствующее уменьшение показателей правого или левого легкого больного, что позволяет дополнить спирометрические данные объемами правого и левого легкого в отдельности, оценить вклад верхнего, среднего и нижнего отделов обоих легких с помощью гистограмм и динамических карт дыхания, регистрировать степень отклонения от нормы и место локализации патологического процесса.

На фиг. 1 норма-патология представлена таблицами, спирометрическими кривыми и гистограммами верхнего, среднего и нижнего отделов.

На фиг. 2 - графики в выбранных зонах, патология-тип дыхания Чейна-Стокса после проведенной ингаляции.

На фиг. 3 - табличные данные обследования норма, карта корреляции пробы ЖЕЛ, интервал вдох-выдох.

На фиг. 4 - таблица пробы ЖЕЛ четырех пациентов, норма-патология.

На фиг. 5 - графики ЖЕЛ-норма в выбранных зонах и кривая поток-объем пациента с нарушением бронхиальной проводимости.

На фиг. 6 - карты распространения волны проба ЖЕЛ-норма.

На фиг. 7 - карта распространения волны ЖЕЛ-резкая патология.

Устройство, с помощью которого осуществляется предлагаемый способ, состоит из генератора ВЧ 1, медицинского кресла 2а, экрана МД 3, преобразователя АЦП/ЦАП 10, компьютера IBM 11 с комплектом программного обеспечения и системы наведения 12. Конструкция медицинского кресла 2а обеспечивает максимальное расслабление мышц передней стенки груди и живота обследуемого 2б, фиксацию положения верхних и нижних конечностей. Экран МД 3 содержит матрицу датчиков дыхания 4, канал связи с ЭВМ, в состав которого входят блок детекторов 5, мультиплексор 6, усилитель канала 7, узел фазовой автоподстройки частоты 8, кабель связи 9.

Система наведения 12 состоит из блока управления 13, координирующего работу системы 12 и принимающего сигналы с выхода ЦАП 10, подъемника 14, перемещающего экран в вертикальной плоскости Y, корректора 15, обеспечивающего симметричность положения экрана относительно правой и левой половин грудной клетки 2б по координате X, узла привязки в составе винтового 16 и шагового двигателей 17, перемещающих экран МД 3 по координате Z, группы датчиков 18, контролирующих положение двигателей.

Устройство работает следующим образом. Обследуемый 2b располагается в пространстве электромагнитного поля, источником которого является высокочастотный генератор с излучающей пластиной 1, в медицинском кресле 2а в положении сидя. Пациент расслабляется, снимает напряжение, привыкает к позе. Установка экрана МД 3 производится с помощью подъемника 14, корректора 15, винтового двигателя 16 и шагового двигателя 17 во время процедуры установки и осуществляется в ручном или автоматическом режиме под управлением сигналов, поступающих с выхода ЦАП преобразователя 10 на вход блока управления 13 системы наведения. Измерения выполняются экраном датчиков МД 3 с дистанции не менее 3 - 10 см до наиболее выступающей зоны передней стенки 2б. На поверхности матрицы датчиков 4 образуется рельеф, обладающий избирательными и фильтрующими свойствами, параметры которого зависят от роста, пола, веса и конституции обследуемого 2б. Сигнал с i-го датчика 4 после демодуляции и фильтрации с помощью блока детекторов 5 поступает на мультиплексор типа n-1 6, с выхода мультиплексора на вход усилителя 7 канала. Частота дискретизации, поступающая на управляющий вход мультиплексора, задается генератором известной схемы фазовой автоподстройки частоты ФАПЧ 8, опорной частотой ФАПЧ является частота сети - 50 Гц. С помощью ФАПЧ достигается компенсация сетевых помех и наводок на канал связи 9. Аналоговые сигналы с выхода канала поступают на вход АЦП преобразователя 10 с частотой преобразования не менее 100 кГц, с выхода которого подаются на вход IBM-PC [7].

Измерение ЖЕЛ, ФЖЕЛ, МОД, МВЛ проводится по аналогии с известными методиками традиционной спирометрии в положении S1p. Процедура калибровки осуществляется, как правило, во временном интервале T секунд и выполняется дискретным перемещением шагового двигателя 17 положения S11 до S1k, где S11 - S1k - диапазон дискретных значений шагового двигателя (70 - 100 мм), T = 10 - 30 с.

Программное обеспечение состоит из программных модулей, реализующих соответствующие этапы сбора, обработки, отображения и документирования данных обследования пациентов.

Применение предлагаемого устройства для функциональной оценки операбельности и неоперабельности больных заболеваниями легких:

оценки оптимального типа дыхания для данной клинической формы заболевания;

оценки лекарственной чувствительности и выбора оптимального лекарственного средства для больного;

для проведения дыхательных упражнений и для научных исследований;

в кабинетах функциональной диагностики, в отделениях торакальной хирургии и пульмонологии многопрофильных больниц, в центрах восстановления, в санаториях, в других специализированных лечебных учреждениях.

Источники информации

1. Справочник по функциональной диагностике. Ред. И.А.Кассирский М., Медицина, 1980.

2. Современные проблемы клинической физиологии дыхания, Ленинград, Ин-т Пульмонологии, 1989.

3. Импедансная реоплетизмография, М.И. Гуревич, А.И. Соловьев, Киев: Наукова Думка, 1982 г., стр. 7, 172.

4. Arbeitsphysiologie, 1932, 5, N 6, S. 636-681, Atzler F., Lehmann C. Uber eine neues Verfahren zur Darstellung der Herztatigkeit (Dielectrographie).

5. В.П. Дьяконов, Справочник по алгоритмам и программам ЭВМ, М., Наука, 1989, с. 78-83.

6. М. Я. Выгодский, Справочник по высшей математике М., Наука, 1969, с. 489.

7. Справочник проектирования дискретных устройств на и.с. Г.И.Пухальский, М., Радио и связь, 1990, с. 270.