Многоканальный реограф

 

Изобретение относится к медицинской технике, а именно - к электронным устройствам для диагностики заболеваний и исследования сердечно-сосудистой системы. Задача изобретения - повышение точности измерения (повышение достоверности диагностики) в процессе длительных исследований - достигается тем, что в многоканальном реографе, содержащем высокочастотный генератор и N каналов, каждый из которых содержит датчик-преобразователь, подключенный к входам дифференциального усилителя, и соединенные последовательно измерительный блок и регистратор, в каждый канал введены дополнительно буферный усилитель, вход которого через дополнительный резистор соединен с выходом высокочастотного генератора, а выход - с выходом датчика, и полосовой кварцевый фильтр, вход которого соединен с выходом измерительного блока, в каждом канале датчик-преобразователь выполнен в виде параллельного колебательного контура, содержащего катушку индуктивности с обмоткой связи, конденсатор постоянной емкости и конденсатор переменной емкости, включенные параллельно, причем выводы обмотки связи являются входом датчика-преобразователя, выходами которого являются выводы основной обмотки через конденсаторы, при этом высокочастотный генератор выполнен кварцевым. 1 з.п.ф-лы, 2 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к электронным устройствам для диагностики заболеваний и исследования сердечно-сосудистой системы.

Известен многоканальный реограф, предназначенный для одновременного исследования кровотока в нескольких сосудистых зонах.

Указанный прибор содержит в каждом канале генератор зондирующего тока, мостовой преобразователь, селективный фильтр и усилитель. Для снижения взаимного влияния каналов используется их разнесение по рабочим частотам и применение полосовых фильтров [1] Однако зависимость свойств биотканей и импеданса контакта электрод-кожа от частоты требует для обеспечения сопоставимости результатов измерений разных каналов использование близких частот, что вызывает возрастание уровня помех, наводимых из соседних каналов ввиду неидеальности характеристик фильтрующих элементов и способствует увеличению погрешности измерений. Наличие электродов значительно снижает точность измерений.

Наиболее близким к изобретению по технической сущности является многоканальный реограф типа РПГ 2-02, который предназначен для измерения импенданса тетраполярным методом [2] Прибор содержит генератор, ток от которого поступает на зондируемый участок объекта через токовые электроды, общие для двух каналов.

Измерение импедансов производится двумя каналами, каждый из которых содержит два потенциометрических электрода, дифференциальный усилитель высокой частоты, измерительный блок, выход которого соединен с входом регистратора. Измерительный блок содержит линейный детектор, симметричный выход которого соединен с входом дифференциального усилителя реоплетизмограмм (усилитель низкой частоты) и со стрелочным прибором для отсчета базисного импеданса.

С выхода усилителя сигнал поступает на активный фильтр с частотой среза 30 Гц и далее на делитель выхода "РЕО". С выхода "РЕО" сигнал поступает на дифференцирующее устройство и после фильтрации и дополнительного усиления подается на делитель выхода "ДИФ".

С линейного детектора сигнал поступает также на усилитель постоянного тока, а затем на выход "ПЛЕТ".

Таким образом, известный многоканальный реограф содержит высокочастотный генератор, выход которого соединен с входными клеммами преобразователя, и два канала, каждый из которых содержит входные клеммы, соединенные с соответствующим выходом преобразователя, и соединенные последовательно дифференциальный усилитель, измерительный блок и регистратор. Роль преобразователя выполняют одна пара токовых и две пары потенциометрических электродов, закрепленные на теле пациента.

Однако известный реограф не позволяет провести обследования одновременно по двум каналам. Наличие электродов значительно снижает точность измерений и их повторяемость из-за нестабильности электродных потенциалов (см. [2] с. 87-97).

Задача изобретения повышение точности измерения (повышение достоверности диагностики) в процессе длительных исследований.

Это достигается тем, что в многоканальный реограф, содержащий высокочастотный генератор и N каналов, каждый из которых содержит датчик-преобразователь, подключенный к входам дифференциального усилителя, измерительный блок и регистратор, согласно изобретению в каждый канал введены дополнительно буферный усилитель, у которого вход через дополнительный резистор соединен с выходом генератора, а выход с входом датчика, и полосовой кварцевый фильтр, у которого вход соединен с выходом дифференциального усилителя, а выход с входом измерительного блока, в каждом канале датчик-преобразователь выполнен в виде параллельного колебательного контура, содержащего катушку индуктивности с обмоткой связи, конденсатор постоянной емкости и конденсатор переменной емкости, включенные параллельно, причем выводы обмотки связи являются входом преобразователя, а выводы основной обмотки посредством конденсаторов соединены с входами дифференциального усилителя, при этом высокочастотный генератор выполнен кварцевым.

Сущность изобретения заключается в том, что каждый из каналов содержит отдельный датчик-преобразователь, выполненный в виде параллельного колебательного контура, при этом биологический объект размещается внутри основной обмотки катушки индуктивности контура. Измерительная схема не имеет гальванического контакта с телом пациента. Измерительная схема фиксирует величину импеданса параллельного колебательного контура с биологическим объектом, размещенным внутри измерительной катушки, и его пульсовые изменения. Измерительные катушки разных каналов размещаются на различных частях тела пациента (конечности, грудная клетка, голова и т.д.) и фиксируют изменение кровотока и импеданса только части тела, размещенного внутри обмотки.

На фиг.1 представлена структурная электрическая схема реографа; на фиг.2 электрическая схема узкополосного кварцевого фильтра.

Многоканальный реограф (см. фиг.1) содержит высокочастотный генератор 1 и N измерительных каналов 2. Каждый из измерительных каналов 2 содержит резистор 3, который первым выводом подключен к выходу генератора 1, а вторым к входу буферного усилителя 4, выход которого соединен с входом датчика-преобразователя 5.

Датчик 5 выполнен в виде параллельного колебательного контура и содержит катушку индуктивности 6, которая имеет основную обмотку 7 и обмотку связи 8, размещенные на диэлектрическом каркасе, конденсатор постоянной емкости 9 и конденсатор переменной емкости 10. Все элементы включены параллельно. Параллельно выводам колебательного контура включена цепь, состоящая из переменного резистора 11 и двухпозиционного переключателя 12. Вход датчика 5 соединен с выходом буферного усилителя 4, а выход через конденсаторы 13 и 14 - с входом дифференциального усилителя 15, выход которого соединен с входом узкополосного кварцевого фильтра 16.

Выход фильтра 16 подключен к входу измерительного блока 17, выходы которого соединены с входами регистратора 18.

На фиг. 2 представлена принципиальная электрическая схема узкополосного кварцевого фильтра 16. Фильтр выполнен по схеме, приведенной в авт. св. СССР N 1579418 кл. H 03 H 9/54, 1988 г. Одновременно с селекцией осуществляется и усиление сигнала операционным усилителем.

Устройство работает следующим образом.

Части тела пациента (конечность, грудная клетка, голова и т.д.) размещаются внутри соответствующей измерительной катушки.

Напряжение высокой частоты генератора 1 посредством соответствующего буферного усилителя 4 подается на вход канального датчика 5 и затем на измерительную катушку 6. Генератор 1 выполнен кварцевым и имеет высокую частотную стабильность.

Колебательный контур путем изменения емкости конденсатора 10 настраивается в резонанс на частоту генератора 1, что фиксируется измерительным прибором измерительного блока 17, при этом регистрируется величина импеданса контура с биологическим объектом по величине напряжения на колебательном контуре датчике.

Аналогично производится настройка колебательных контуров всех остальных измерительных каналов и фиксируется величина импеданса (напряжения на колебательном контуре) датчика с биологическим объектом внутри обмотки. В каждом канале импеданс колебательного контура на резонансной частоте (частота генератора) F_ген определяется выражением , где импеданс параллельного колебательного контура с биологическим объектом (Ом); R_ое2 резонансное (активное) сопротивление колебательного контура с биологическим объектом (Ом); R_ое1 резонансное (активное) сопротивление колебательного контура без биологического объекта (Ом); R_вн вносимое (активная составляющая) сопротивление биологического объекта (Ом); R_ое1 и R_ое2 определяется выражением R_oe1= 2π·Г_ген·L_к·Q₁; R_oe2= 2π·Г_ген·L_к·Q₂, где F_ген частота генератора (Гц);
L_к индуктивность обмотки датчика (Гн);
Q₁ добротность обмотки датчика без биологического объекта;
Q₂ добротность обмотки датчика с биологическим объектом.

При пульсовых изменениях кровотока в биологическом объекте происходит изменение величины R_вн и соответственно R_ое2.

Происходит модуляция высокочастотного сигнала от генератора, поступившего на колебательный контур за счет низкочастотных колебаний величины R_вн с частотой пульса.

Высокочастотный модулированный сигнал поступает на симметричный вход дифференциального усилителя 15, а затем на вход кварцевого полосового фильтра с полосой пропускания 10-15 Гц.

Фильтр имеет высокую селективность и значительно ослабляет высокочастотные составляющие, которые отстоят от несущей на ±50, 100, 150 Гц и т.д. (сетевые помехи).

После селекции и усиления сигнал поступает на вход измерительного блока 17, который может быть выполнен по схеме, аналогичной схеме измерительного канала реографа РПГ 2-02.

С входа измерительного блока сигнал подается на линейный детектор, а затем на вход усилителя низкой частоты и на стрелочный прибор для отсчета импеданса. С выхода усилителя низкой частоты сигнал поступает на фильтр низкой частоты с частотой среза 30 Гц и далее на выход "РЕО".

С выхода "РЕО" сигнал поступает на дифференцирующее устройство, выполненное на операционном усилителе. После фильтрации и дополнительного усиления сигнал дифференцированной реоплетизмограммы подается на выход "ДИФ". С линейного детектора сигнал поступает также на усилитель постоянного тока, на выходе которого постоянная составляющая напряжения компенсируется для обеспечения регистрации реоплетизмограммы "ПЛЕТ". С выхода "ПЛЕТ" снимается сигнал, соответствующий медленным изменениям импеданса объекта.

В качестве регистратора могут быть применены устройства ЭЛКАР, Н-338 и т.д.

После проведения исследований датчики снимаются с биологического объекта. В каждом канале колебательный контур путем изменения емкости конденсатора вновь настраивается в резонанс с частотой генератора по максимуму напряжения. Замыкаются контакты переключателя 12. Изменяя величину сопротивления переменного резистора 11 устанавливают величину напряжения (по стрелочному прибору), равную величине напряжения, измеренной при наличии биологического объекта. По шкале резистора считывают величину вносимого сопротивления биологического объекта. По шкале конденсатора переменной емкости 10 считывают величину вносимой емкости биологического объекта. При ряде исследований фиксируют динамику изменения вносимого сопротивления и вносимой емкости. Для калибровки реоплетизмограмм в устройстве имеется дополнительный модулятор (на схеме устройства не показан) с генератором калибровки. Частота калибровки 1,59 Гц.

При необходимости катушки индуктивности могут иметь внешний алюминиевый разомкнутый экран, соединенный с общей шиной.

Наличие в устройстве измерительных катушек обеспечивает высокую точность и повторяемость при исследованиях. В поле катушки находится весь объем измеряемого биологического объекта. Взаимное влияние датчиков исключается, так как на изменение импеданса колебательного контура влияет лишь материальное тело, расположенное внутри обмотки датчика. В устройстве отсутствует гальванический контакт тела пациента с токонесущими элементами. В каждом канале усилитель 4, элементы 9-14 и усилитель 15 закреплены непосредственно на каркасе измерительной катушки 6, что значительно снижает влияние внешних электромагнитных полей на входные цепи.

Источники информации:
1. А.И. Науменко и др. Основы электроплетизмографии. Л. Медицина, 1975, с. 95.

2. М. И. Гуревич и др. Импедансная реоплетизмография. Киев: Наукова думка, 1982, с.103, рис.59.

Формула изобретения

1. Многоканальный реограф, содержащий высокочастотный генератор и N каналов, каждый из которых содержит датчик-преобразователь, подключенный к входам дифференциального усилителя, и соединенные последовательно измерительный блок и регистратор, отличающийся тем, что в каждый канал введены дополнительно буферный усилитель высокой частоты, вход которого через дополнительный резистор соединен с выходом высокочастотного генератора, а выход с входом датчика, и полосовой кварцевый фильтр, вход которого соединен с выходом дифференциального усилителя, а выход с входом измерительного блока, датчик-преобразователь в каждом канале выполнен в виде параллельного колебательного контура, содержащего катушку индуктивности с обмоткой связи, конденсатор постоянной емкости и конденсатор переменной емкости, включенные параллельно, причем выводы обмотки связи являются входом датчика-преобразователя, выходами которого являются выводы основной обмотки катушки индуктивности через соответсствующие конденсаторы, при этом высокочастотный генератор выполнен кварцевым.

2. Реограф по п.1 отличающийся тем, что в каждом канале параллельно выводам основной обмотки катушки индуктивности включена цепь, содержащая переменный резистор и двухпозиционный переключатель, соединенные последовательно.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2