способ регистрации артериального давления и частоты дыхания и устройство для его осуществления

Формула изобретения

1. Способ регистрации артериального пульса и частоты дыхания, включающий регистрацию перемещения тканей участка тела, обусловленных комбинированным воздействием пульсаций кровотока и дыхания, с последующим выделением полезного сигнала, при этом участок тела дистанционно облучают электромагнитными волнами сверхвысокой частоты в диапазоне 10-100 ГГц доплеровским локатором, из отраженного сигнала удаляют низкочастотный тренд, обусловленный перемещениями исследуемого участка, раскладывают сигнал на квадратурные составляющие, регистрируют изменение фазы сигнала и выделяют составляющие процессов дыхания в виде кривой дыхательной экскурсии и пульса в виде кардиоинтервалов, отличающийся тем, что осуществляют дистанционную передачу полученных сигналов в кардиологический центр, для чего формируют высокочастотное колебание, модулируют его по амплитуде кривой дыхательной экскурсии, сформированный сигнал с амплитудной модуляцией манипулируют по фазе на 180° модулирующим кодом, образованным кардиоинтервалами, полученный сложный сигнал с комбинированной амплитудной модуляцией и фазовой манипуляцией усиливают по мощности, излучают его в эфир, улавливают приемной антенной кардиологического центра, преобразуют по частоте, выделяют сложный сигнал с комбинированной амплитудной модуляцией и фазовой манипуляцией на промежуточной частоте, усиливают и ограничивают его по амплитуде, используют полученный сигнал с фазовой манипуляцией в качестве опорного напряжения для синхронного детектирования принимаемого сложного сигнала с комбинированной амплитудной модуляцией и фазовой манипуляцией на промежуточной частоте, выделяют и регистрируют низкочастотное напряжение, пропорциональное кривой дыхательной экскурсии, сигнал с фазовой манипуляцией перемножают с низкочастотным напряжением, выделяют гармоническое напряжение и используют его в качестве опорного напряжения для демодуляции сигналов из принимаемого сложного сигнала.

2. Устройство для регистрации артериального пульса и частоты дыхания, содержащее последовательно включенные первый генератор, вентиль, направленный ответвитель и первую передающую антенну, последовательно подключенные к второму выходу направленного ответвителя первый делитель, первый балансный смеситель, второй вход которого через второй делитель соединен с выходом приемной антенны, первый предварительный усилитель доплеровской частоты, блок фильтрации, блок выделения фазы сигнала, блок выделения сигнала о частоте дыхания, блок удаления «дыхательной» составляющей и блок выделения пульсового сигнала, последовательно подключенные к второму выходу первого делителя фазовращатель на 90°, второй балансный смеситель, второй вход которого соединен с вторым выходом второго делителя, и второй предварительный усилитель доплеровской частоты, выход которого соединен с вторым входом блока фильтрации, отличающееся тем, что оно снабжено вторым генератором, амплитудным модулятором, формирователем модулирующего кода, фазовым манипулятором, усилителем мощности, второй передающей антенной, блоком регистрации и приемной аппаратурой кардиологического центра, причем к выходу второго генератора последовательно подключены амплитудный модулятор, второй вход которого соединен со вторым выходом блока выделения сигнала о частоте дыхания, фазовый манипулятор, второй вход которого через формирователь модулирующего кода соединен с выходом блока выделения пульсового сигнала, усилитель мощности и вторая передающая антенна, к блоку регистрации подключены второй выход блока выделения сигнала о частоте дыхания и выход блока выделения пульсового сигнала, приемная аппаратура кардиологического центра содержит последовательно включенные приемную антенну, усилитель высокой частоты, смеситель, второй вход которого соединен с выходом гетеродина, усилитель промежуточной частоты, усилитель-ограничитель, синхронный детектор, второй вход которого соединен с выходом усилителя промежуточной частоты и блок регистрации, последовательно подключенные к выходу усилителя-ограничителя первый перемножитель, второй вход которого соединен с выходом фильтра нижних частот, узкополосный фильтр, второй перемножитель, второй вход которого соединен с выходом усилителя-ограничителя, и фильтр нижних частот, выход которого соединен с вторым входом блока регистрации.

Описание изобретения к патенту

Предлагаемые технические решения относятся к медицине, в частности к кардиологии, и позволяют дистанционно определять параметры артериального пульса с одновременной регистрацией кривой дыхательной экскурсии.

Известны способы наблюдения за физиологическим состоянием больного путем регистрации перемещений участков тела или изменения их взаимного расположения, которые обусловлены эффектом комбинированного воздействия работы сердца, кровообращения и дыхания (авт. свид. СССР №316439, патенты США №4299233, 4657025).

Однако эти способы фиксируют только нарушение или изменение деятельности сердечно-сосудистой системы и процесса дыхания, но не позволяют раздельно измерять частоту пульсаций кровотока и интервалы дыхания.

Известны способы наблюдения за артериальным пульсом и процессом дыхания путем регистрации перемещений тканей участка тела, вызванных комбинированным воздействием кровотока и дыхания, с использованием устройства, которое фиксирует наведенный в пульсирующих тканях электрический сигнал вихретокового преобразования, содержащий две составляющие: пропорциональную дыхательному циклу и пропорциональную степени кровенаполнения исследуемого участка, которая зависит от фазы дыхания (авт. свид. СССР №1480811, 1595463). Однако эти способы не позволяют определять кардиоинтервалы с одновременной регистрацией кривой дыхательной экскурсии, по которым возможно производит оценку и прогнозирование психофизиологического состояния исследуемого объекта. Кроме того, известные способы наблюдения за деятельностью сердечно-сосудистой системы и дыхания не обеспечивают дистанционную бесконтактную диагностику и не исключают влияния случайных перемещений исследуемого тела или отдельных его участков на конечный результат.

Наиболее близким к предлагаемому способу по технической сущности и по совокупности признаков последовательности действий является «Способ регистрации артериального пульса и частоты дыхания» (патент РФ №2053706, А61В 5/02, 1993), по которому дистанционно регистрируют микроперемещение участка тела с помощью доплеровского локатора с частотой 10-100 ГГц, раскладывая сигнал на квадратурные составляющие. Выделение изменений фазы сигнала позволяет отделить дыхательные волны от пульсовых.

Однако известный способ, обеспечивая дистанционную регистрацию дыхательных и пульсовых волн исследуемого объекта, не позволяет передавать дистанционно их в кардиологический центр, где специалисты быстро и достоверно смогут производить оценку и прогнозирование психофизиологического состояния исследуемого объекта.

Для исследования сердечно-сосудистой системы используются различные по конструктивному выполнению устройства, основанные на доплеровской локации пульсирующих органов, структурная схема которых включает датчики для излучения и приема сигналов, генератор, приемник и индикатор или средства регистрации. При этом для облучения объекта применяется генератор ультразвуковых частот (авт. свид. СССР №245979, 1297806, патент США №4133444), генератор световых импульсов (патент США №4703758) или лазер (заявки Японии №60-58969), а приемник и средства регистрации в зависимости от назначения могу иметь достаточно сложную систему.

Наиболее близким к предлагаемому устройству по совокупности признаков, характеризующих структурную схему, пригодную для реализации предлагаемого способа дистанционного наблюдения за артериальным пульсом и интервалами дыхания, является устройство для доплеровской локации кровотока (патент РФ №2053706, А61В 5/02, 1993), содержащее передающий генератор, соединенный с излучателем, приемник отраженного сигнала, блок обработки с регистратором. Блок обработки с регистратором включает блок квадратурных составляющих доплеровского сигнала, выполненный по двухканальной схеме блок фильтрации, блок выделения фазы сигнала, логический блок анализа фазы сигнала. Последний блок содержит блок выделения сигнала о частоте дыхания и блок выделения пульсового сигнала. Излучатель выполнен в виде передающей антенны, а приемник - в виде приемной. Передающий генератор имеет частоту излучения в диапазоне 10-100 ГГц.

Это устройство, обеспечивая дистанционную регистрацию дыхательных и пульсовых волн исследуемого объекта, не позволяет дистанционно их передавать в кардиологический центр, где специалисты быстро и достоверно смогут производить оценку и прогнозирование психофизиологического состояния исследуемого объекта. Технической задачей изобретения является расширение функциональных возможностей способа и устройства путем дистанционной передачи артериального пульса и частоты дыхания исследуемого объекта в кардиологический центр, где специалисты быстро и достоверно оценивают и прогнозируют психофизиологическое состояние исследуемого объекта.

Поставленная задача решается тем, что способ регистрации артериального пульса и частоты дыхания, включающий, в соответствии с ближайшим аналогом, регистрацию перемещений тканей участка тела, обусловленных комбинированным воздействием кровотока и дыхания с последующим выделением полезного сигнала, при этом участок тела дистанционно облучают электромагнитными волнами сверхвысокой частоты в диапазоне 10-100 ГГц доплеровским локатором, отфильтровывают низкочастотные составляющие, обусловленные перемещениями исследуемого участка, раскладывают сигнал на квадратурные составляющие и регистрируют изменение фазы сигнала, отличается от ближайшего аналога тем, что формируют высокочастотное колебание, модулируют его по амплитуде кривой дыхательной экскурсии, сформированный сигнал с амплитудной модуляцией манипулируют по фазе на 180° модулирующим кодом, образованным кардиоинтервалами, полученный сложный сигнал с комбинированной амплитудной модуляцией и фазовой манипуляцией усиливают по мощности, излучают в эфир, улавливают приемной антенной кардиологического центра, преобразуют по частоте, выделяют сложный сигнал с комбинированной амплитудной модуляцией и фазовой манипуляцией на промежуточной частоте, усиливают и ограничивают его по амплитуде, используют полученный сигнал с фазовой манипуляцией в качестве опорного напряжения для синхронного детектирования принимаемого сложного сигнала с комбинированной амплитудной модуляцией и фазовой манипуляцией на промежуточной частоте, выделяют и регистрируют низкочастотное напряжение, пропорциональное кривой дыхательной экскурсии, сигнал с фазовой манипуляцией перемножают с опорным напряжением, выделяют и регистрируют низкочастотное напряжение, пропорциональное модулирующему коду, сигнал с фазовой манипуляцией перемножают с низкочастотным напряжением, выделяют гармоническое напряжение и используют его в качестве опорного напряжения.

Поставленная задача решается тем, что устройство для регистрации артериального пульса и частоты дыхания, содержащее, в соответствии с ближайшим аналогом, последовательно включенные первый генератор, вентиль, направленный ответвитель и первую передающую антенну, последовательно подключенные к второму выходу направленного ответвителя первый делитель, первый балансный смеситель, второй вход которого через второй делитель соединен с выходом приемной антенны, первый предварительный усилитель доплеровской частоты, блок фильтрации, блок выделения сигнала о частоте дыхания, блок выделения фазы сигнала, блок удаления «дыхательной» составляющей и блок выделения пульсового сигнала, последовательно подключенные к второму выходу первого делителя фазовращатель на 90°, второй балансный смеситель, второй вход которого соединен со вторым выходом второго делителя, и второй предварительный усилитель доплеровской частоты, выход которого соединен со вторым входом блока фильтрации, отличается от ближайшего аналога тем, что оно снабжено вторым генератором, амплитудным модулятором, формирователем модулирующего кода, фазовым манипулятором, усилителем мощности, второй передающей антенной, блоком регистрации и приемной аппаратурой кардиологического центра, причем к выходу второго генератора последовательно подключены амплитудный модулятор, второй вход которого соединен со вторым выходом блока выделения сигнала о частоте дыхания, фазовый манипулятор, второй вход которого через формирователь модулирующего кода соединен с выходом блока выделения пульсового сигнала, усилитель мощности и вторая передающая антенна, к блоку регистрации подключены второй выход блока выделения сигнала о частоте дыхания и выход блока выделения пульсового сигнала, приемная антенна кардиологического центра содержит последовательно включенные приемную антенну, усилитель высокой частоты, смеситель, второй вход которого соединен с выходом гетеродина, усилитель промежуточной частоты, усилитель-ограничитель, синхронный детектор, второй вход которого соединен с выходом усилителя промежуточной частоты, и блок регистрации, последовательно подключенные к выходу усилителя-ограничителя первый перемножитель, второй вход которого соединен с выходом фильтра нижних частот, узкополосный фильтр, второй вход которого соединен с выходом усилителя-ограничителя, и фильтр нижних частот, выход которого соединен со вторым входом блока регистрации.

Структурная схема устройства, реализующего предлагаемый способ, представлена на фиг.1. Структурная схема приемной аппаратуры кардиологического центра - на фиг.2. Временные диаграммы, поясняющие работу устройства, изображены на фиг.3.

Устройство для регистрации артериального пульса и частоты дыхания содержит последовательно включенные первый генератор 1, вентиль 2, направленный ответвитель 3 и первую передающую антенну 4, последовательно подключенные ко второму выходу направленного ответвителя первый делитель 9, первый балансный смеситель 11, второй вход которого через второй делитель 10 соединен с выходом приемной антенны 6, первый предварительный усилитель доплеровской частоты 14, блок 7 фильтрации, блок 16 выделения фазы сигнала, блок 18 выделения сигнала о частоте дыхания, блок 19 удаления «дыхательной» составляющей и блок 20 выделения пульсового сигнала, последовательно подключенные ко второму выходу первого делителя 9 фазовращатель 13 на 90°, второй балансный смеситель 12, второй вход которого соединен со вторым выходом второго делителя 10, и второй предварительный усилитель 15 доплеровской частоты, выход которого соединен со вторым входом блока 7 фильтрации, последовательно включенные второй генератор 22, амплитудный модулятор 23, второй вход которого соединен с вторым выходом блока 18 выделения сигнала о частоте дыхания, фазовый манипулятор 25, второй вход которого через формирователь 24 модулирующего кода соединен с выходом блока 20 выделения пульсового сигнала, усилитель 26 мощности и вторую передающую антенну 27. Второй выход блока 18 выделения сигнала о частоте дыхания и выход блока 20 выделения пульсового сигнала подключены к блоку 21 регистрации.

Первый 9 и второй 10 делители, первый 11 и второй 12 балансные смесители, фазовращатель 13 на 90°, первый 14 и второй 15 предварительные усилители доплеровской частоты образуют блок 5 выделения квадратурных составляющих доплеровского сигнала.

Блок 18 выделения сигнала о частоте дыхания, блок 19 удаления «дыхательной» составляющей и блок 20 выделения пульсового сигнала образуют логический блок 17 анализа фазы сигнала.

Блок 16 выделения фазы сигнала, логический блок 17 анализа фазы сигнала образуют блок 8 обработки.

Приемная аппаратура кардиологического центра содержит последовательно включенные приемную антенну 28, усилитель 29 высокой частоты, смеситель 31, второй вход которого соединен с выходом гетеродина 30, усилитель 32 промежуточной частоты, усилитель-ограничитель 33, синхронный детектор 34, второй вход которого соединен с выходом усилителя 32 промежуточной частоты, и блок 40 регистрации, последовательно подключенные к выходу усилителя-ограничителя 33 первый перемножитель 36, второй вход которого соединен с выходом фильтра 39 нижних частот, узкополосный фильтр 38, второй перемножитель 37, второй вход которого соединен с выходом усилителя-ограничителя 33, и фильтр 39 нижних частот, выход которого соединен с вторым входом блока 40 регистрации. Первый 36 и второй 37 перемножители, узкополосный фильтр 38 и фильтр 39 нижних частот образуют универсальный демодулятор 35 фазоманипулированных сигналов.

Предлагаемый способ реализуют следующим образом.

Дистанционная регистрация перемещений кожного покрова дает достоверную и полную информацию о процессе дыхания и состояния сердечно-сосудистой системы, которое определяется на основе анализа кардиоинтервалов, регистрируемых доплеровским локатором, работающим в диапазоне от 10 до 100 ГГц. При этом точность и достоверность определения микроперемещений как фазометрическим методом обработки отраженного сигнала (так как фаза отраженного сигнала линейно связана с изменением расстояния от антенны локатора до облучаемого объекта и обладает большой крутизной характеристики) в режиме облучения объекта непрерывным монохроматическим немодулированным сигналом, так и выбором рабочей частоты, которая в заявленном СВЧ-диапазоне обуславливает значительную фазовую модуляцию отраженного сигнала при изменении пульса на расстоянии до 5 м при наличии препятствий в виде одежды, постельного белья, легких ширм и т.п.

Кроме того, электромагнитное облучение на отдельных участках выбранного диапазона (от 10 до 100 ГГц), как показали медицинские исследования, могут улучшать общее самочувствие пациентов и излечивать некоторые болезни.

Наличие блока коррекции тренда повышает достоверность регистрации «дыхательного» и «сердечного» сигнала, так как предварительно отфильтровывает (вычитанием) из квадратурного сигнала составляющую, обусловленную случайными макроперемещениями тела или его отдельных участков, и систематическое смещение нуля.

Логический блок анализа сигналов, выполненный на базе ЭВМ с высокой степенью точности и надежности, автоматически обрабатывает квадратурные составляющие, выделяя фазу отраженного сигнала и раздельно регистрируя параметры процесса дыхания и пульса.

Деятельность сердечно-сосудистой системы и дыхание оказывают комбинированное воздействие на кожный покров, проявляющееся в виде колебательных микроперемещений кожи. Для получения информации о параметрах процесса дыхания и пульса определяют микроперемещения кожного покрова путем его облучения с использованием доплеровского локатора электромагнитных волн сверхвысокой частоты в диапазоне от 10 до 100 ГГц. При этом выделяют изменение фазы отраженного сигнала, которое линейно связано с изменением расстояния до облучаемого объекта, путем его разложения на квадратурные составляющие sin и cos , корректировки (фильтрации путем вычитания низкочастотного тренда) и преобразования синусной e2=sin и косинусной e1=cos квадратурных составляющих сигнала в аргумент его фазы , вычисляемый в блоке выделения фазы как арктангенс отношения квадратурных составляющих в аргумент его фазы, вычисляемый в блоке выделения фазы как арктангенс отношения квадратурных составляющих =arctg(е2/е1), затем из полученного непрерывного сигнала, характеризующего изменение фазы за счет перемещения отражающего объекта, т.е. облучаемого участка кожи, выделяют составляющие процессов дыхания и пульса, регистрируют параметры процессов дыхания (в виде кривой дыхательной экскурсии) и пульса (в виде кардиоинтервалов) и по ним оценивают психофизиологическое состояние исследуемого объекта, используя известные в медицине методики.

Регистрация микроперемещений кожного покрова для дистанционного определения кардиоинтервалов и кривой дыхательной экскурсии осуществляется с помощью устройства для доплеровской локации, которое работает следующим образом.

Облучение пульсирующего органа (участка поверхности кожи) осуществляется передающей антенной 4, выполненной, например, в виде конического рупора с узкой диаграммой направленности основного лепестка, сигналом сверхвысокой частоты в диапазоне от 10 до 100 ГГц.

Отраженный сигнал, содержащий доплеровскую частоту, модулированный периодическими процессами биения пульса (кровотока) и дыхания, воспринимается приемной антенной 6 и поступает на вход делителя 10, который разделяет его на две равные части и направляет его на входы балансных смесителей 11 и 12 квадратурных каналов.

Опорный сигнал, ответвленный направленным ответвителем 3 от излучаемого сигнала с передающего генератора 1 после вентиля 2 поступает на делитель 9, где разделяется, аналогично делителю 10, на две части, одна из которых направляется на вход балансного смесителя 11, а другая через фазовращатель 13 на 90° на второй вход балансного смесителя 12. Квадратурные составляющие доплеровского сигнала с выходов балансных смесителей 11 и 12 поступают на идентичные предварительные усилители 14 и 15 доплеровской частоты, где они усиливаются до необходимой величины и затем поступают на блок 7 фильтрации, который удаляет низкочастотные смещения относительно нулевого уровня, обусловленные случайными перемещениями облучаемого объекта. С выхода блока 7 коррекции тренда сигналы поступают на блок 16, где преобразуются в текущую фазу отраженного сигнала.

Логический блок 17 анализа состоит из блоков 18 и 19, обеспечивает выделение составляющих процесса дыхания и пульса и их регистрацию путем обработки сигнала в следующей последовательности.

В блоке 18 происходит выделение «дыхательной» компоненты из сигнала текущей фазы , характеризующего колебательный процесс микроперемещений кожного покрова, путем нелинейной фильтрации и регистрации дыхательной экскурсии, а в блоке 19 из сигнала текущей фазы удаляют «дыхательную» компоненту.

Для дистанционной передачи артериального пульса и частоты дыхания исследуемого объекта в кардиологический центр генератором 22 формируется высокочастотное колебание (фиг.3, а)

uc(t)=Uc*cos( ct+ с), 0 t Tc, которое поступает на первый вход амплитудного модулятора 23, на второй вход которого подается кривая дыхательной экскурсии m(t) (фиг.3, б). На выходе амплитудного модулятора 23 образуется сигнал с амплитудной модуляцией (AM) (фиг.3, в)

u1(t)=Uc[1+m(t)]*cos( ct+ с), 0 t Tc, где m(t) - кривая дыхательной экскурсии, который поступает на первый вход фазового манипулятора 25.

Импульсы, определяющие кардиоинтервалы (фиг.3, г), с выхода блока 20 выделения пульсового сигнала поступают на вход формирователя 24 модулирующего кода, на выходе которого образуется модулирующий код М(t) (фиг.3, д). Этот код поступает на второй вход фазового манипулятора 25, на выходе которого образуется сложный сигнал с комбинированной модуляцией и фазовой манипуляцией (АМ-ФМн) (фиг.3, е)

u2(1)=Uc[1+m(t)]*cos[ ct+ k(t)+ c), 0 t Tc, где

k(t)={0, п} - манипулируемая составляющая фазы, отображающая закон фазовой манипуляции в соответствии с модулирующим кодом M(t), причем k(t)=const при

kt'э<t<(k+1)t'э и может изменяться скачком при t>kt'э, т.е. на границах между элементарными посылками (k=1, 2,..., N)

t'э, N - длительность и количество элементарных посылок, из которых составлен сигнал длительностью Tc (Tc=N*t'э).

Данный сигнал после усиления в усилителе 26 мощности излучается антенной 27 в эфир, улавливается приемной антенной 28 кардиологического центра и через усилитель 29 высокой частоты поступает на первый вход смесителя 31, на второй вход которого подается напряжение гетеродина 30

uг(t)=Uг*cos( гt+ г)

На выходе смесителя 31 образуется напряжение комбинационных частот.

Усилителем 32 выделяется напряжение промежуточной (разностной) частоты (фиг.3, ж)

uпр(t)=Uпр[1+m(t)]*cos[ прt+ k(t)+ пр), 0 t Tc, где

Uпр=(1/2)k1*Uc*Uг;

k1 - коэффициент передачи смесителя;

пр= с- г - промежуточная частота;

пр= с- г,

которое поступает на первый (информационный) вход синхронного детектора 34 и на вход усилителя-ограничителя 33. На выходе последнего образуется ФМн-сигнал (фиг.3, з)

uз(t)=Uогр*cos[ прt+ k(t)+ пр), 0 t Tc, где

Uогр - порог ограничения;

который используется в качестве опорного напряжения и поступает на второй (опорный) вход синхронного детектора 34. В результате синхронного детектирования на выходе синхронного детектора 34 формируется низкочастотное напряжение (фиг.3, и)

uн1(t)=Uн1[1+m(t)], где

Uн1=(1/2)k2*Uпр*Uогр;

k2 - коэффициент передачи синхронного детектора;

пропорциональное модулирующей функции m(t) (фиг.3, б). Это напряжение фиксируется блоком 40 регистрации.

ФМн-сигнал из (t) (фиг.3, з) одновременно поступает на первые входы перемножителей 36 и 37.

На второй вход перемножителя 37 подается опорное напряжение (фиг.3, к).

uo(t)=Uо*cos( прt+ пр), 0 1 Тс

с выхода узкополосного фильтра 38. На выходе перемножителя 37 образуется суммарное напряжение

u (t)=Uн2*cos k(t)+Uн2*cos[2 прt+ k(t)+2 пр],где

Uн2=(1/2)k3*Uогр*Uo;

k3 - коэффициент передачи перемножителя.

Фильтром 39 нижних частот выделяется низкочастотное напряжение (фиг.3, л)

uн2(t)=Uн2*cos k(t), которое является аналогом модулирующего кода М(t) (фиг.3, д), фиксируется блоком 40 регистрации и поступает на второй вход перемножителя 36. На выходе последнего образуется гармоническое напряжение (фиг.3, к)

uo(t)=U1*cos( прt+ пр)+U1*cos[ прt+2 k(t)+ пр]=2U1*cos( прt+ пр)=Uo*cos[ прt+ пр), где

U1=(1/2)k3*Uогр*Uн2;

Uo=2U1; 2 k(t)={0, 2п},

которое выделяется узкополосным фильтром 38 и подается на второй вход перемножителя 37.

Перемножители 36 и 37, узкополосный фильтр 38 и фильтр 39 нижних частот образуют универсальный демодулятор 35 ФМн-сигналов, который обеспечивает выделение опорного напряжения, необходимого для демодуляции ФМн-сигналов непосредственно из самого принимаемого ФМн-сигнала и свободен от явления «обратной работы», которое присуще всем известным демодуляторам ФМн-сигналов (схемы А.А.Пистолькорса, В.И.Сифорова, Г.А.Травина и Ф.В.Костаса).

Таким образом, предлагаемые технические решения по сравнению с прототипами обеспечивают дистанционную передачу артериального пульса и частоты дыхания исследуемого объекта в кардиологический центр, где специалисты быстро и достоверно оценивают и прогнозируют психофизиологическое состояние исследуемого объекта. Тем самым функциональные возможности способа и устройства для регистрации артериального пульса и частоты дыхания расширены.