CC BY
149
УДК 62-791.21:612.2
Н. Ф. РОЖКОВ Л. В. МИХАЙЛОВ М. Г. РОДИОНОВ
Омский государственный технический университет
ПРИБОР ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ ВРЕМЕННЫХ ПАРАМЕТРОВ ВНЕШНЕГО ДЫХАНИЯ_
В статье изложены краткие характеристики существующих способов измерения временных параметров внешнего дыхания. Обоснован вывод об отсутствии единого универсального способа, пригодного для различных методов и условий контроля функционального состояния человека. Показаны недостатки существующих способов измерения и устройств, реализующих эти способы. Рассмотрены датчик параметров внешнего дыхания и прибор на его основе, применение которого позволяет исключить недостатки, присущие используемым в современной медицинской практике приборам аналогичного назначения.
Ключевые слова: дыхание, фаза вдоха, фаза выдоха, датчик, измерение, прибор.
Функциональные пробы с временными параметрами дыхании имеют существенное значение в оценке состояния как аппарата дыхании, так и кровообращении. При этом следует отмети ть, что необходимым показателем в оценке патологического состояния человека являются вовремя измеренные и правильно интерпретированные не только параметры внешнего дыхании, но и частота сердечных сокращений, т.к. она связана с системой кровообращения.
В настоящее время существует большое количество методов измерения параметров дыхании с хорошей аппаратурной реализацией. Актуальным остается вопрос конструкции датчиков для измерении временных параметров дыхания, которые должны надежно работать длительное время при пробах с физической нагрузкой, не создавая при этом серьезных помех.
Существующие датчики не в полной мере удовлетворяют этому требованию из-за того, что необходимо работать в условиях динамики и в среде с большой влажностью.
Методы определении параметровдыхании можно разделить на две группы |1|: методы, дающие возможность количественно оценить процесс дыхания, и методы, позволяющие судить лишь о фазах дыхании. Несмотря па очевидное преимущество первых, как обеспечивающих большую информативность исследуемого процесса, их применение наталкивается на существенные трудности, связанные с использованием масок, зажимов для носа и т.п. Все это затрудняет выполнение функциональных проб в естественных условиях, например, проведение анализа параметров дыхания в процессе физической работы или тренировки спортсмена.
В практике медицинского контроля за состоянием человека чаще всего используют косвенные методы измерения параметров дыхания, как-то: тензомет-рические, диэлектрографические, методы высокочастотной спирометрии и т.д.
Можно выделить способы непрямого получении параметров дыхания, такие как:
а) введение в поток воздухатермистора и преобразование изменения сопротивления в частоту;
б) преобразование респираторных колебаний центрального венозного давления в параметры дыхания;
в) вычисление дыха тельной доли изменения амплитуд I*-зубцов ЭКГ от дыхания;
г) электромиограммы межреберных мышц и др.
Такое разнообразие способов регистрации пара-
м е гро в ды х а н и я с в иде гел ьств ует об отс утств и и еди -кого универсального способа, пригодного для различных методов и условий контроля функционального состояния человека. Разнообразие способов влечет за собой разработку новых конструкций датчиков. Так при бесконтактном методе регис трации некоторых параметров внешнего дыхании (например, частоты вдоха и выдоха) используется датчик, выходной величиной которого является термо-ЭДС термобатареи. При вдохе и выдохе регис трируется разностный нагрев. Основным недостатком таких датчиков является невозможность рассчи тать соотношение времени вдоха и выдоха из-за большой инертности. Малая чувствительность таких датчиков требует дополнительного усилении выходного сигнала.
При измерении фаз дыхания может использоваться угольный измерительный преобразователь. Он надежен и удобен в эксплуатации, прост в изготовлении. Однако обладает малой помехоустойчивостью при измерении фаз дыхания в процессе двигательной активности человека.
При измерении объемных показателей внешнего дыхания с последующим выделением фазы дыхания применяются датчики в виде поясов, закрепляемых на груди При вдохе и выдохе изменяется длина пояса. В качестве чувствительного элемента может использоваться магнитная головка, закрепленнаи на конце пояса (наподобие магнитофонной). На другом конце закрепляется магнитная лента с записью синусоидального сигнала с заданной частотой. На выходе сигнал усиливается, далее формируются импульсы прямоугольной формы и считаются счетчиком им-
€2 . |
L_--—-kriir—
4
Рис. I. Датчик устройства для измерения параметров дыхания: л) конструкция датчика: I - корпус датчика; 2 - зажнмные патрубки мембраны; 3 - мембраны; 4 - клапаны с флажком; S - спетодиоды; 0 - фотоприемники; 7 - возвратные пружины клапанов; б) внешний вид мембраны фаз дыхания; в| внешний вид клапана с направляющей и флажком
пульсов. Выбор частоты на магнитной ленте определяется заданной погрешностью квантования. Выходная частота пропорциональна перемещению ленты. Недостатком этого метла является увеличение значительной доли динамической погрешности при физических пробах, связанных с быстрыми переменами фаз физической нагрузки (прыжки, рывки, взятие старта и др.).
Можно использовать и другие датчики для измерения объемных показателей. Например, гибкий нагрудный пояс, основанный на изменении сопротивления при регулировании длины пояса (тензометри-ческнй пояс), а также резистивный, емкостной или другие типы датчиков. При использовании таких датчиков электронная часть устройства будет сложнее в отличие от использования магнитной головки с магнитной лентой.
Однако использование нагрудных поясов с различными типами датчиков для измерения временных параметров фаз дыхания не отвечает некоторым важнейшим требованиям: надежности, простоте эксплуатации, к тому же низка чувствительность при определении фаз дыхания и пояс причиняет некоторое неудобство при пробах физической нагрузкой.
Наиболее перспек тивными являются косвенные методы, где используется изменение давления вдыхаемого и выдыхаемого воздуха, которое преобразуется в частоту импульсов. При этом появление импульсов при изменении давления при вдохе и выдохе определяет фазы при вдохе, выдохе, а также время задержки дыхания, что очень важно при пробах с задержкой дыхания после вдоха или после выдоха.
Выше указанные недостатки можно исключить, используя устройство для измерения параметров дыхания [2|, в котором разработанный да-1-чик не обладает указанными выше недостатками. Датчик в этом устройстве выполнен на основе кислородной маски, используемой в анестезиологии. Конструктивно датчик показан на рис. I.
В корпус датчика вмонтированы: два светодиода (5) и два фотоприемника (6); две мембраны (3) и два клапана (4), один из которых работает на выдох (!), а другой на вдох (1).
После вдоха и выдоха клапаны возвращаются в исходное положение возвратными пружинами (7). Это необходимо для определения задержки дыхания после вдоха и выдоха. Мембраны плотно прижимаются к корпусу датчика зажимными патрубками вдоха и выдоха (2).
Мембрана представляе гсобой круглую пластинку I с четырьмя отверстиями и отверстием в центре
(рис. 1 б)). На направляющей закреплен флажок, который пересекает световой по ток между фотодиодом и светодиодом. При этом измерительная цепьформи-рует импульсы, позволяющие после измерения их параметров определить: частоту вдоха-выдоха в ми-нугу; время вдоха и выдоха; время задержки дыхания после вдоха и выдоха; соотношение по длительности времени вдоха и выдоха и задержками дыхания после вдоха и выдоха, а также частот вдоха-выдоха.
Диаграммы формирования импульсов вдоха-выдоха и задержки дыхания показаны на рис. 2
На рис. 2а, б) показаны фазы вдоха и выдоха. На данном рисунке видно, что время вдоха (т^) и выдоха (т,ил), а также период вдоха (Т^) и выдоха (Т>ид) являются как разными по длительности, так и в равном соотношении. При этом нет задержек дыхания после вдоха и выдоха, то есть за вдохом сразу следует выдох.
На рис. 2в, г) показаны соответственно фазы вдоха и выдоха с задержкой дыхания как после вдоха, так и после выдоха. Длительность задержки дыхания после вдоха определяется сразу после окончания вдоха (рис. 2в)) и началом выдоха (рис. 2,г)).
На рис. 2д) показано время задержки дыхания (т1пл) после вдоха. После окончания фазы выдоха (рис. 2г)) и началом фазы вдоха (рис. 2в)) импульс 2 определяется время задержки дыхания (т1(ЫЛ) после выдоха (рис. 2д)). Полный цикл времени вдоха, задержки после вдоха, время выдоха и двух задержек дыхания можно определить временем от начала вдоха (импульс 1 (рис. 2в)) и началом следующего вдоха (импульс 2 (рис. 2в)).
Функциональная схема предварительной цепи устройства показана на рис. 3.
Схема состои т из двух практически одинаковых частей: схемы формирования временных интервалов фазы вдоха (рис. За)) и схемы формирования временных интервалов фазы выдоха (рис. 26)). Каждая часть схемы состоит из двух блоков. Схема формирования временных интервалов фазы вдоха состоит из блока формирования перепадов начала и окончания вдоха (как без задержки дыхания на вдохе, так и с задержкой) (БФП(ВД)) и блока формирования временных интервалов, пропорциональных вдоху, задержке дыхания на вдохе и интервале, включая длительность вдоха и задержку (БФВИ(ВД)).
Диалогично построена схема формирования временных интервалов фазы выдоха. Блок формирования перепада выдоха (БФП(ВЫД)| и блок формирования временных интервалов на выдохе.
Каждая из схем формирования перепадов на фазе вдоха и выдоха состои т из двух светодиодов УПI, УОЗ,
F«U
гя ш
F 5Д.
Fauifl,
r»iu
' I HUI
Рис. 2. Диаграммы формироилиия вдоха-выдоха и задержки дыхания: а) фазе чистоты вдоха; б) фаза частоты ныдоха; н| фаза частоты вдоха с задержкой дыхания после вдоха; г) фаза частоты выдоха с задержкой дыхания после выдоха; д| фаза частот задержек дыхания после вдоха и выдоха
не ПК ипи МП
БФИ (ВЫЛ)
Рис. 3. Функциональная схема предварительной измерительной цепи
соответственно; двух фотодиодов VD2, VD4; двух транзисторов VT1, VT4 и пяти резисторов (Rl, R2, R3, R4, R5) для блока БФИ(ВД) и (R6, R7, R8, R9, RIO) для блока БФИ(ВЫД).
Блок формирования временных интервалов на фазе вдоха (БФВИ(ВД)) состоит из: формирователя импульсов ФИ1, двух инверторов (ИП1) и (ИН2) и трех RS-триггеров (Tl, Т2, ТЗ). При этом триггер Т2 (формирует интервал, пропорциональный вдоху, триггерТ! интервал пропорциональный задержке дыхания на вдохе и триггер ТЗ интервал, пропорциональный фазе вдоха включая задержку.
Блок формирования временных интервалов фазы выдоха (БФВИ(ВЫД)) идентичен блоку (БФВИ(ВД)) и состоит также из: формирователя импульсов ФИ2; двух инверторов (ИНЗ) и (ИН4) и трех RS-триггеров
ТЗ, Т4, Т5. Причем триггер Т4 формирует интервал, пропорциональный выдоху, триггер ТЗ интервал пропорциональный задержке дыхания на выдохе, триггер Т5 сумму временных интервалов выдоха и времен-нот интервала задержки дыхания на выдохе.
Данные предварительной измерительной цени через интерфейсный блок поступают па микроконтроллер (МК), а далее рассчитываются все указанные временные параметры по соответствующей программе. Результаты вычислений выводятся из МК на жидкокристаллический дисплей. Таким образом, реализован переносной вариант прибора.
В стационарном варианте в качестве вычислительного устройства и устройства отображения информации используется персональный компьютер (ПК).
Использование ПК позволяет проанализировать псе данные и выдать результат нормы или патологии нарушений внешней дыхательной системы. Наиболее широкие перспективы раскрываются при одновременном анализе временных параметров дыхания и риткардиографии, т.к. дыхательная система тесно связана с кровообращением. Это легко осуществить, используя возможности ПК, что позволит провести многогранную диагностику и установит!, корреляционную зависимость между системой кровообращения и системой дыхания.
Устройство, выполненное на основе Г1К, обладает широкими функциональными возможностями и может быть использовано в передвижных исследовательских лабораториях для формирования временных интервалов как вдоха, так и выдоха.
Библиографический синеок
2. Рожков, 11.Ф., Калачов, А.И. Устройство для измерении параметров лих.шин // Электроника и спорт : тез. докл. 8-й Все-союзи комф. - Д.: Наука, 1986
РОЖКОВ Николай Федорович, кандидат технических наук, доцент кафедры информационно-измерительной техники.
МИХАЙЛОВ Александр Владимирович, кандидат технических наук, доцент кафедры информационно-измерительной техники.
РОДИОНОВ Максим Георгиевич, кандидат экономических наук, доцент кафедры информационно-измерительной техники.
I. Прудная, Э.Н., Шитова. С.О. Инструментальные методы исследования внешнего дыхании — Киев : Мауковадумка, 1984.
Статья поступила в редакцию 18.12.08 г. Ф II. Ф. Рожков, Л. В. Михайлов, М. Г. Родионов
УДК 621. 317 612.21 Н. Ф. РОЖКОВ
Л. В. МИХАЙЛОВ М. Г. РОДИОНОВ
Омский государственный технический университет
МЕТОДИКА И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ ИМПЕДАНСА КОРЫ И БЕЛОГО ВЕЩЕСТВА ГОЛОВНОГО МОЗГА_
В статье изложены особенности и устройство для измерения тканевого импеданса. Представлены оригинальные разработки по усовершенствованию методики тетраполяр-ной импедансометрии коры и белого вещества головного мозга применительно к клинике, которая может использоваться для интраоперационной диагностики очаговых поражений мозга и изучении динамики вне- и внутриклеточной гидратации у больных в послеоперационном периоде.
Ключевые слова: мозг, импедансометрия, гидратация, отек, диагностика, устройство.
В последние годы методика импедансометрии находит все большее применение в нейрохирургии: для определения и уточнения структур мозга, локализации внутримозговых опухолей, гематом; установления размера очага контузии и демаркационной границы нежизнеспособных тканей; контроля за продвижением иглы при пункциях мозга и попадании в «точку - цель»; прижизненной диагностики степени выраженности отека-набухания мозга и оценки эффективности проводимого лечения в послеоперационном периоде у больных с очаговыми поражениями головного мозга.
К настоящему времени в экспериментальных и клинических условиях применяются различные способы измерения импеданса нервной ткани, каждый из которых имеет свои особенности, определя-
ющие сферу их применения, преимущества и ограничения. В большинст ве случаев исследователям приходится специально решать многие методические вопросы, касающиеся выбора схем измерительных устройств, методов измерения, выбора параметров измерительного тока, конструкции электродов, т.к. в настоящее время нет единого универсального метода для всех возможных экспериментальных и клинических случаев импедансометрии.
С более широким внедрением в практику медицины микропроцессорной техники представляется возможным в автоматическом режиме осуществлять прижизненную диагностику гидратации морфо-фупкционального состояния головного мозга.
Ввиду отсутствия подобного рода методического комплекса встала задача дальнейшего совершенство-
напия методики импедансометрии н соответствии с современными требованиями к проведению клинических и экспериментальных исследований.
1. Физические основы импедансометрии биологических объектов
Импеданс биологических объектов — комплексное электрическое сопротивление, измеренное посредством электродов, погруженных в ткань или помещенных на поверхности исследуемого органа.
Участок мозга, импеданс которого измеряется посредством внеклеточио имплан тированных электродов, состоит из большого количества дискретных элементов: нейронов с разветвленной сетью отростков, часть из которых покрыта миелиновой оболочкой, глиальных клеток, кровеносных сосудов и внеклеточной жидкости. Вклад каждого из элементов в импеданс ткани мозга зависит от биофизических свойств отдельных компонентов микросистемы данного участка нервной ткани.
При пропускании переменного тока через биологические системы величина импеданса будет представлена суммой активного (омического) — Р и реактивного сопротивления (емкостное сопротивление) — Хг.
Реактивное (емкостное) сопротивление в процессе импедансометрии обусловлено поляризационными процессами, происходящими на мембранах клеток при приложении внешнего напряжения.
Для мембраны клетки
X =
1
кос
(1)
где ш — круговая частота тока, с — емкость мембран
клеток, /' = V-1
Суммарное сопротивление (импеданс Z) для последовательного соединения С и Р определяется по формулам:
1
Z = R-i-
Z1 = R' +
сое
(О с
а дли параллельного - по формуле 1 1
— = —+ /(0С.
Z R
(2)
(3)
(4)
Из формул (3) и (4) следует, что импеданс объектов изменяется при изменении частоты тока, на которой производится измерение. При увеличении часто-
ты реактивная составляющая импеданса уменьшается. Это является одной из причин зависимости импеданса биологических объектов от частоты, т.е. дисперсии импеданса. Реальная зависимость тканевого импеданса от частоты оказывается довольно сложной.
Доказано, что с увеличением частоты диэлектрическая проницаемость ткани уменьшается, образуя три зоны: 1-я — примерно до 1 кГц, 2-я, занимающая более широкую область частот, — 10'— 10' Гц, 3-я — диэлектрическая проницаемость тканей, наблюдаемая на частотах выше 10 МГц.
В области частот до 1кГц (1-я зона) уменьшение импеданса обусловлено поляризацией отростков клеток, расположенных параллельно направлению электрического поля.
При дальнейшем увеличении частоты измерительного тока импеданс клеточных мембран снижается и становится сравнимым с импедансом клеточной протоплазмы в зоне 2, где на частотную зависимость пассивных электрических свойств ткани начинают оказывать влияние внутриклеточные структуры и белки протоплазмы клеток. Зона 3 возникает из-за релаксации молекул воды.
Импеданс различных сред головного мозга (табл. 1) неодинаков, и в зависимости от частоты тока различные компоненты нервной ткани могут включаться или исключаться из электрической цепи и могут в большей или меньшей степени участвовать в формировании величины и динамики импеданса.
Учитывая возможность проведения гока по отросткам нервных клеток, глии и кровеносным сосудам, доказано, что объем внеклеточного пространства составляет от 2 до 15 % объема мозга, глия — 35-36%, нейроны — 40-50 % объема, а проводимость кровеносных сосудов имеет порядка 10% от всей проводимости ткани коры.
Особыми свойствами обладает белое вещество мозга благодаря своей анизотропности, т.е. неодинаковыми свойствами по разным направлениям. Белое вещество представляет собой плотные пучки нервных волокон, окруженные миелиновыми оболочками, играющими роль изоляторов. Поэтому в поперечном направлении сопротивление белого вещества очень велико — 750— 1200 Ом/см, а в продольном — гораздо меньшее, из-за проведения тока по нервным волокнам. На основании величины сопротивления белого вещества, измеренного в поперечном направлении, объем внеклеточного пространства составляет 10%, при этом величина проводимости кровеносных сосудов, по его данным, не превышает 4 % от всей проводимости белого вещества.
На основании использования результатов изотопных и электронно-микроскопических методов исследований, а также результатов математического моде-
I
I
Электрические свойства грел мозга (но данным различных антороп!
Таблица I
Внеклеточная жидкость Протоплазма клеток Капилляры и кровь Мембраны
нейронов глия лендритов
Удельная проиодимость (Ом«см|1 0.1 2,0 0.1-1,0 (2 -4)-10* (2 -4) -10* 10"
Лиэлектрическая проницаемость G0 GO 60- 100 11,4 11-20 10,4
Радиус или толщина (мкм) - 3-10 (глия) 5-40 (нейроны) 5 - - 1-3
