Патент на изобретение №2185093

(54) ПРИБОР ДЛЯ ИССЛЕДОВАНИЯ РЕГИОНАЛЬНОГО КРОВЕНАПОЛНЕНИЯ И ВЕНТИЛЯЦИИ ЛЕГКИХ

(57) Реферат:

Изобретение относится к медицине и предназначено для исследования нарушений кровенаполнения и вентиляции легких. Прибор содержит управляемый генератор высокой частоты, излучатель, матрицу датчиков, которая устанавливается напротив задней поверхности грудной клетки, детектор, аналого-цифровой преобразователь, блок регистрации измеренных данных, два мультиплексора и два канала обратной связи. Каждый канал состоит из регистра, цифроаналогового преобразователя и усилителя. Выходы усилителей подключены к входам управления частотой и амплитудой сигнала генератора. Блок регистрации измеренных данных выполнен на элементах, которые представляют данные в виде кривых дыхания во времени и осуществляют оценку кровенаполнения и вентиляции по каждому из шести регионов легких. Прибор выполнен с расширенными функциями, позволяющими осуществлять определение как регионального кровенаполнения, так и региональной вентиляции легких, и обладает высокой степенью достоверности получаемых данных, повышенной их информативностью и точностью. 5 з.п. ф-лы, 6 ил.

Изобретение относится к области медицины, в частности к устройствам для исследования нарушений кровенаполнения и вентиляции легких, и может быть использовано для скрининга и мониторинга этих нарушений в диагностических целях, а также в медицинском страховании и врачебно-медицинском контроле.

ПРЕДШЕДСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Известно устройство, использующееся для определения функций внешнего дыхания легких и дыхательной системы, состоящее из излучателя электромагнитных колебаний, матрицы датчиков, измеряющих бесконтактным методом параметры дыхания пациента, и блока регистрации измеренных параметров, выполненного в виде персонального компьютера и осуществляющего обработку данных [1].

Однако известное устройство не позволяет осуществлять определение региональной вентиляции легких и не позволяет измерять их кровенаполнение.

Наиболее близким аналогом является устройство дистанционного исследования функций дыхания, содержащее генератор высокой частоты с излучающей пластиной, матрицу датчиков дыхания, канал связи, в котором сигналы с датчиков подвергаются демодуляции и фильтрации с помощью блока детекторов и поступают на вход мультиплексора, а с его выхода – на вход усилителя канала. Аналоговые сигналы с выхода канала связи поступают на вход аналого-цифрового преобразователя (АЦП), с выхода которого подаются на регистрирующий блок, в качестве которого может использоваться IBM-PC [2].

Данное устройство позволяет регистрировать значения МОД, ЖЕЛ, ФЖЕЛ, МВЛ и др. и после сравнения полученных данных с должными величинами определять степень недостаточности вентиляции легких.

Известное устройство, однако, не позволяет определять вентиляцию легких по регионам и измерять их кровенаполнение.

Настоящее изобретение направлено на создание прибора с расширенными функциями, осуществляющего определение как регионального кровенаполнения, так и региональной вентиляции легких.

Технический результат изобретения состоит также в повышении достоверности получаемых данных, их информативности и точности.

РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Заявленный технический результат достигается за счет того, что в прибор для определения функциональных параметров дыхания, содержащий генератор высокой частоты, излучатель, матрицу датчиков, выходы которых подключены к информационным входам первого мультиплексора, детектор, аналого-цифровой преобразователь, выход которого подключен к первому входу блока регистрации измеренных данных, блок управления, первый и второй выходы которого соединены с управляющими входами первого мультиплексора и аналого-цифрового преобразователя, введены два канала обратной связи, каждый из которых состоит из последовательно соединенных регистра, цифро-аналогового преобразователя и усилителя, при этом генератор высокой частоты выполнен управляемым, входы регистров каналов обратной связи подключены соответственно к первому и второму выходам блока регистрации измеренных данных, а выходы усилителей каналов обратной связи – к входам управления частотой и амплитудой сигнала генератора высокой частоты, выход которого подключен к излучателю через второй мультиплексор, управляющий вход которого соединен с третьим выходом блока управления, четвертый, пятый, шестой и седьмой выходы которого подключены к управляющим входам соответствующих цифро-аналоговых преобразователей и регистров каналов обратной связи, а восьмой выход – к второму входу блока регистрации измеренных данных, причем вход детектора подключен к выходу первого мультиплексора, а выход – к входу аналого-цифрового преобразователя.

Кроме того, излучатель выполнен в виде матрицы излучателей.

Кроме того, блок регистрации измеренных данных выполнен на оперативном и постоянном запоминающих устройствах, блоке сравнения параметров, входы-выходы каждого из которых связаны через шину данных с входами-выходами процессора и интерфейса ввода-вывода, первый и второй входы которого являются соответственно первым и вторым входами блока регистрации измеренных данных, первым и вторым выходами которого являются первый и второй выходы интерфейса ввода-вывода, третьи вход и выход которого подключены соответственно к клавиатуре и к устройству отображения, а дополнительные входы-выходы являются шиной связи с внешним вычислителем.

Блок регистрации измеренных данных может быть выполнен на персональном компьютере.

Кроме того, прибор снабжен средством калибровки.

Средство калибровки выполнено в виде имитатора региона легкого, площадь которого соответствует площади матрицы датчиков, и представляющего собой герметичный пакет, выполненный с возможностью нагнетания в него шприцем заменителя крови.

Выполнение прибора определения регионального кровенаполнения и вентиляции легких поясняется следующими чертежами и рисунками:
на фиг.1 представлена блок-схема прибора,
на фиг. 2 показано взаимное расположение основных блоков устройства при работе,
на фиг.3: физическая модель измерения кровенаполнения и вентиляции легких – 3а, кривая дыхания во времени – 3б, выбор оптимально принимаемого сигнала – 3в,
на фиг.4(а, б) показано использование в приборе средства калибровки,
на фиг.5 – блок-схема алгоритма программы исследования,
на фиг.6 – блок-схема алгоритма работы блока регистрации измеренных данных.

Устройство содержит (фиг.1) генератор 1 высокой частоты, излучатель 2, матрицу датчиков 3, первый мультиплексор 4, детектор 5, аналого-цифровой преобразователь 6, блок 7 регистрации измеренных данных, блок управления 8, первый 9 и второй 10 каналы обратной связи, выполненные соответственно на регистрах 11 и 14, цифро-аналоговых преобразователях 12 и 15 и усилителях 13 и 16, второй мультиплексор 17.

Блок 7 регистрации измеренных данных состоит из оперативного запоминающего устройства – ОЗУ 18, постоянного запоминающего устройства – ПЗУ 19, блока 20 сравнения параметров, процессора 21, интерфейса ввода-вывода 22, устройства отображения информации 23, блока ввода данных – клавиатуры 24 и шины данных 25.

Благодаря наличию каналов обратной связи 9 и 10 осуществляется настройка генератора 1 высокой частоты по частоте и по амплитуде выходного сигнала на оптимально-излучаемые излучателем и соответственно оптимально-принимаемые датчиками сигналы электромагнитного поля. Это происходит следующим образом.

Напряжение, полученное на единичном датчике Udi зависит от изменения объема локуса легкого, охватываемого этим датчиком (фиг.4б), и определяется как
Udi=VLtlc – VLrv,
где VLtlc – объем локуса при общей емкости легкого;
VLrv – объем локуса при остаточной емкости легкого.

Но с другой стороны, это напряжение соответствует изменению электромагнитного поля E при взаимодействии с кровью локуса легкого [5] и определяется как
E = [n-1](2/x)E_oXcos(t-2/x-/2),
где n – коэффициент преломления вещества в электромагнитном поле;
Е₀ – напряженность поля излучателя;
X – изменение расстояния от поверхности грудной клетки до излучателя за счет изменения объема локуса легкого от VLrv до VLtlc.

Поэтому Udi – есть экстремальная частотнозависимая функция (фиг.3в) и является функцией частоты от времени
Udi=Ф(df/dt) при VLtIc – const.

Процесс измерения осуществляется следующим образом (фиг.1). Генератор 1 через мультиплексор 17 соединяется с излучателями 2, которые являются источниками поля Е₀ (напряженность которого 5-20 В/м). Созданное поле регистрируется матрицей датчиков 3. Напряженность поля зависит от среды, через которую оно проникает. В данном случае такой средой являются легкие. Когда пациент дышит, параметры среды изменяются, т.к. изменяется количество крови и воздуха в легких, и соответственно изменяется напряженность поля до E_s=E₀+E (E = Eo+Ex, где Е₀ – изменение напряженности поля за счет наличия легких, Е_х – изменение напряженности поля за счет изменения объема крови и воздуха в легких при дыхании) – фиг.3а. Регистрируемые сигналы с датчиков мультиплексируются и подаются на детектор 5 и далее в виде низкочастотного сигнала на аналого-цифровой преобразователь 6. Оцифрованные данные поступают в регистрирующее устройство, где сравниваются с ранее введенными в ПЗУ 19 параметрами. На основе результатов сравнения вырабатываются данные для управления генератором 1, так чтобы Udi стал максимальным (калибровка). Поле этого снова опрашивается матрица датчиков 3, и эти данные заносятся в ОЗУ 18. После их обработки результаты выводятся на устройство отображения 23 в виде кривых дыхания и параметров кровенаполнения регионов легких в условных единицах. При желании запоминать большое число исследований возможно подключение к внешнему вычислителю, который также может работать в режиме регистратора и накопителя информации.

МЕТОДИКА ОБСЛЕДОВАНИЯ
Врач-оператор включает прибор и проводит калибровку. Она осуществляется в двух режимах:
1 – с помощью калибровочного устройства и имитатора региона легких (фиг. 4а);
2 – на определенном типе здоровом пациенте.

В режиме калибровка начинается с установки на определенном расстоянии Х панели матрицы датчиков от панели матрицы излучателей с имитатором региона легких (фиг.4а).

Затем производится равномерная подача поршня кровесодержащего сосуда. При этом происходит перемещение заменителя крови в имитатор региона легкого, и объемы локусов легкого изменяются до максимальных VLtIc.

После этого эти объемы фиксируются и в интервале времени от t₀ до t₁, блок управления 8 через второй мультиплексор 17 подключает выход генератора 1 к излучателю 1. Далее блок управления 8 через первый мультиплексор 4 подключает матрицы датчиков 3 к детектору 5 с последующим аналого-цифровым преобразованием. Полученные данные передаются в блок 7 регистрации измеренных данных, где они обрабатываются и запоминаются. Затем обработанные данные поступают в каналы 9 и 10, где с помощью блока управления 8 производится прием этих данных в регистры 11 и 14 с последующим цифро-аналоговым преобразованием и подачей усиленных сигналов на входы генератора 1. Этот процесс повторяется до тех пор, пока путем изменения частоты и амплитуды сигнала генератора 1 не добьются максимального значения Ud, которое запоминается в ПЗУ 19. Затем поршни перемещаются в обратном порядке за время от t₁ до t₂. При этом происходит удаление заменителя крови из имитатора региона легкого, и объемы локусов легкого изменяются до минимальных VLrv. После этого эти объемы фиксируются и через указанные выше блоки осуществляется измерительно-преобразовательный процесс. Блок 7 регистрации измеренных данных вычисляет жизненную емкость региона легкого (MKvc) по формуле
VRvc=Udi=(VLtIc-VLrv).

В режиме 2 методика проведения калибровки остается такой же, как и в режиме 1, только вместо имитатора региона легкого все измерения производятся на строго определенном регионе легкого здорового пациента с заранее известными спирометрическими параметрами.

После калибровки прибора врач запускает программу исследования.

В диалоговом режиме врач вводит в ОЗУ 18 прибора паспортные и антропометрические данные пациента: возраст, пол, рост, вес, раса и др.(по которым определяются все должные параметры дыхания, в частности Жизненная емкость легких [3] , а также тип грудной клетки, выражаемый в виде коэффициента физиологических особенностей пациента Kf. При этом за 1-й тип принимается нормостенический тип грудной клетки Kf=1,0, за 2-й тип принимается астенический Kf= 0,8, а за 3-й – гиперстенический Kf=1,2. Эти индивидуальные особенности связаны с геометрическими параметрами грудной клетки в проекции спина-грудь в двух направлениях: передней-боковой размер и верхне-нижний размер. Учет коэффициента Kf – позволяет автоматически отключить определенное количество датчиков, не участвующих в измерениях.

Пациента усаживают в кресло, в откидную спинку которого вмонтирована панель с матрицей датчиков 3 (фиг.2). Врач устанавливает на определенном расстоянии перед поверхностью грудной клетки пациента в выбранном регионе легких матрицу излучателей 2, являющуюся источником поля. Датчики 3 и излучатели 2 располагаются в плоскости YZ. Перемещение излучателей 2 осуществляется в направлении оси X. Расстояние их от грудной клетки обследуемого составляет 5-30 см. Во время обследования пациент находится в кресле в свободной, расслабленной позе в положении сидя или лежа.

Расположение матрицы датчиков напротив задней поверхности грудной клетки по сравнению с ее установкой в способе-прототипе со стороны передней поверхности грудной клетки имеет ряд преимуществ. Более близкое расположение легких, меньшая толщина стенки грудной клетки, существенно меньшее различие между грудной клеткой мужчины и женщины позволяет уменьшить расстояние между грудной клеткой пациента и датчиками и тем самым повысить точность измеряемых параметров, а в положении лежа более полно исследовать кровенаполнение легких, т.к. в этом случае со стороны спины скапливается большее количество крови,
Врач запускает процесс измерения. На устройстве отображения появляются кривые дыхания пациента.

Врач дает команды на выполнение пациентом дыхательных проб и контролирует их выполнение по кривой дыхания. Кривые дыхания снимаются в разных режимах (ЖЕЛ-VC, ФЖЕЛ-FVC, MBЛ-MVV и др.). Количество проб определяет врач. По выполнении всех необходимых проб врач завершает процесс измерения
Затем врач с помощью клавиатуры 24 выделяет на кривых дыхания зоны с правильно проведенными пробами, выбирает и анализирует определенные характерные зоны, производит вывод на устройство отображения необходимых оценочных параметров кровенаполнения по региону каждого легкого, полученные путем суммирования сигналов с матрицы датчиков 3.

Метод такого обследования пациентов описан в способе исследования регионального кровенаполнения и вентиляции легких, защищенного патентом РФ 2160044 от 10 декабря 2000 г.

Алгоритм программы исследования приведен на фиг.5. Согласно этому алгоритму в процессе измерения
1. Опрашивается матрица датчиков, с них снимаются значения aij, пропорциональные напряженности поля при взаимодействии с веществом (легкие).

2. Рассчитывается нормированное показание измеренного параметра по формуле bij= (a_ij/a_max), где – разностное значение нормированных цифровых показаний измеренных параметров одного датчика при пробах с пациентом и без него, a_ij – текущее значение сигнала с датчика, а_mах – максимальное значение aij за предыдущее время измерения. Эти номинальные значения в числовом виде выводятся на устройство отображения. Рассчитывается сумма значений bij по регионам и по каждому легкому. Полученные значения выводятся на графиках в виде кривых дыхания, а также в числовом виде. Кроме того, на основе этих значений строятся картометрические изображения каждого региона легкого.

3. По окончании процесса измерения и возможности подключения через интерфейс 22 к внешнему вычислителю, врач дополнительно может получить кривые ПОТОК-ОБЪЕМ для каждого региона легких. При этом все результаты исследований после проведенной врачом обработки сохраняются в компьютерной базе данных. И через информационную сеть данные могут быть доступны для других врачей. Информация в базе данных может редактироваться и дополняться по желанию врача.

Устройство может быть выполнено следующим образом:
Г – управляемый генератор 1 выполнен на микросхеме (МС) К531ГГ1. МИ – матрица излучателей 2, выполнена в виде Г-образных резонансных LC контуров [4] . МД – матрица датчиков 3, выполнена в виде Г-образных резонансных LC контуров [4] . МХ1- мультиплексор аналоговых сигналов 4 выполнен на МС КР561КП2. МХ2 – мультиплексор аналоговых сигналов 17 выполнен на МС КР561КП2. АЦП – аналого-цифровой преобразователь 6 входит в состав МС Р1С16С71. БУ – блок управления 8 входит в состав МС PIC16C71. УОС1 – усилитель обратной связи 13 выполнен на МС КР140УД8. УОС2 – усилитель обратной связи 16 выполнен на МС КР140УД8. PrOCl – регистр обратной связи 11 выполнен на МС КР1564ИР23. РгОС2 – регистр обратной связи 14 выполнен на МС КР1564ИР23. ЦАП1 12 выполнен на МС К572ПА1. ЦАП2 15 выполнен на МС К572ПА1. Д – детектор 5 выполнен на базе последовательно соединенных МС К175УВЗ, К175ДА1 и КР140УД8.

Блок регистрации измеренных данных 7 выполнен на базе МС PIC16C73A, в него входят: ОЗУ, ПЗУ, процессор, шина данных, блок сравнения параметров. УО – устройство отображения 23 выполнено на базе ЖКИ и БВДП – блок ввода данных (клавиатура) 24, выполнена на базе микропереключателей МП-1. Дополнительно регистратор имеет связь через интерфейс ввода-вывода 22 с другим внешним вычислителем, который может использоваться в качестве регистратора и внешней базы данных.

Алгоритм работы блока регистрации измеренных данных приведен на фиг.6.

С помощью данного прибора было обследовано 100 больных с различной патологией легких. Установлена высокая точность измеренных параметров как по кровенаполнению, так и по вентиляции исследуемых регионов легких.

Прибор может быть выполнен как в виде автономного переносного устройства, так и в виде стационарного, сопряженным с внешним вычислителем.

Источники информации
1. RU 96106724 С1 (СОКОЛОВА B.C. и др.), 27.07.1998 г.

2. RU 2122344 С1 (ЖУРАВЛЕВ В.Ф.), 27.11.1998 г.

3. КЛЕМЕНТ Р.Ф. и др. Инструкция по применению формул и таблиц должных величин основных спирометрических показателей. Л., 1986, 79 с.

4. ПИСАРЕВСКИЙ А. М. Построение блок-схем и колебательных систем передатчиков длинных, средних и коротких волн. М., Изд. ЛЭИЗ, 1960, 54 с.

Формула изобретения

1. Прибор для определения функциональных параметров дыхания, содержащий генератор высокой частоты, излучатель, матрицу датчиков, выходы которых подключены к информационным входам первого мультиплексора, детектор, аналого-цифровой преобразователь, выход которого подключен к первому входу блока регистрации измеренных данных, блок управления, первый и второй выходы которого соединены с управляющими входами первого мультиплексора и аналого-цифрового преобразователя, отличающийся тем, что в него введены два канала обратной связи, каждый из которых состоит из последовательно соединенных регистра, цифроаналогового преобразователя и усилителя, при этом генератор высокой частоты выполнен управляемым, входы регистров каналов обратной связи подключены соответственно к первому и второму выходам блока регистрации измеренных данных, а выходы усилителей каналов обратной связи – к входам управления частотой и амплитудой сигнала генератора высокой частоты, выход которого подключен к излучателю через второй мультиплексор, управляющий вход которого соединен с третьим выходом блока управления, четвертый, пятый, шестой и седьмой выходы которого подключены к управляющим входам соответствующих цифроаналоговых преобразователей и регистров каналов обратной связи, а восьмой выход – к второму входу блока регистрации измеренных данных, причем вход детектора подключен к выходу первого мультиплексора, а выход – к входу аналого-цифрового преобразователя.

2. Прибор по п. 1, отличающийся тем, что излучатель выполнен в виде матрицы излучателей.

3. Прибор по любому из пп. 1 и 2, отличающийся тем, что блок регистрации измеренных данных выполнен на оперативном и постоянном запоминающих устройствах, блоке сравнения параметров, входы-выходы каждого из которых связаны через шину данных с входами-выходами процессора и интерфейса ввода-вывода, первый и второй входы которого являются соответственно первым и вторым входами блока регистрации измеренных данных, первым и вторым выходами которого являются первый и второй выходы интерфейса ввода-вывода, третьи вход и выход которого подключены соответственно к клавиатуре и к устройству отображения, а дополнительные входы-выходы являются шиной связи с внешним вычислителем.

4. Прибор по любому из пп. 1 и 2, отличающийся тем, что блок регистрации измеренных данных выполнен на персональном компьютере.

5. Прибор по любому из пп. 1 и 2, отличающийся тем, что прибор снабжен средством калибровки.

6. Прибор по п. 5, отличающийся тем, что средство калибровки выполнено в виде имитатора региона легкого, площадь которого соответствует площади матрицы датчиков и представляющего собой герметичный пакет, выполненный с возможностью нагнетания в него шприцем заменителя крови.

РИСУНКИ

MM4A Досрочное прекращение действия патента Российской Федерации на изобретение из-за неуплаты в установленный срок пошлины за поддержание патента в силе

Дата прекращения действия патента: 11.01.2003

Номер и год публикации бюллетеня: 16-2004

Извещение опубликовано: 10.06.2004