Способ определения составляющих импеданса биообъекта

Изобретение относится к области медицины. Для определения составляющих импеданса биологического объекта осуществляют подачу на биообъект импульса стабилизированного тока I и измерение напряжения u. В момент времени t после начала импульса тока в качестве составляющих импеданса биообъекта определяют активное сопротивление R и эквивалентную емкость С тканей биообъекта. Дополнительно измеряют в тот же момент времени ток I и поток g. Составляющие импеданса определяют по трем импульсным динамическим характеристикам (ИДХ): ИДХ напряжения u(t), ИДХ тока i(t), ИДХ потока g(t), по которым регистрируют параметры ИДХ: установившееся напряжение Е и постоянную времени T=-i/g, а также стабилизированный ток I и поток G как отношения I=Е/Т и G -I/T. По параметрам рассчитывают активное сопротивление R=E/I и эквивалентную емкость C=T/R тканей биологического объекта. Способ повышает точность и оперативность измерения составляющих комплексного сопротивления биообъекта за счет устранения методической и динамической погрешностей. 2 ил., 3 табл.

 

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для оценки функционального состояния организма.

Известен способ измерения электрических величин активного сопротивления, емкости и индуктивности [Авт.св. СССР 1797079, МКИ3 G01R 27/18], согласно которому на последовательную активно-емкостную или активно индуктивную цепь подают напряжение постоянного тока. При этом один элемент цепи известен. После подачи напряжения через определенные промежутки времени At измеряют первое и второе мгновенные значения напряжения на средней точке измерительной цепи. Неизвестные элементы определяют соответственно по формулам для активно-емкостной и индуктивно-емкостной цепей.

Недостаток такого способа измерений сопротивлений в том, что он не позволяет измерить с достаточной точностью значения активной и реактивной составляющих комплексного сопротивления.

По способу определения составляющих импеданса биообъекта [см. Авт.св. СССР №1397024, МПК А61В 5/05, опубл. 1988, Бюл. №19] на биообъект накладывают электроды, через которые подается импульс тока определенной полярности и с амплитудой I0. Так как составляющая импеданса имеет емкостной характер, происходит переходный процесс нарастания напряжения. В моменты времени t1 и t2 измеряют напряжения U1 и U2. Измерение в момент t2 происходит тогда, когда емкость тканей заряжена полностью, т.е. переходной процесс закончился. Величина I0 выбирается такой, чтобы за время действия импульса тока произошел полный заряд емкости тканей. Тогда напряжение на биообъекте пропорционально величине активной составляющей импеданса биообъекта.

Недостатками являются наличие динамической и методической погрешностей и низкая оперативность, вызванная необходимостью ожидания установившегося режима.

Наиболее близким к заявленному техническому решению является способ определения составляющих импеданса биообъекта [Пат. РФ №2509531, МПК8 А61В 5/05, опубл. 2014, Бюл. №5], заключающийся в том, что на биообъект подается импульс тока Ι0 и измеряют напряжения в моменты времени t2=2t1. По измеренным значениям напряжения и моментам времени регистрируют информативные параметры: потенциал Ε и постоянную времени Т, по которым определяют значение активного сопротивления и эквивалентную емкость тканей биообъекта.

Недостатком прототипа является относительно низкие оперативность и точность способа.

Технической задачей способа является повышение точности и оперативности измерения составляющих комплексного сопротивления биообъекта за счет устранения методической и динамической погрешностей.

Данная техническая задача достигается тем, что в способе определения составляющих импеданса биологического объекта, заключающемся в подаче на биообъект импульса стабилизированного тока I0 и измерении напряжения и в момент времени t после начала импульса тока в качестве составляющих импеданса биообъекта определяют активное сопротивление R и эквивалентную емкость С тканей биообъекта, в отличие от прототипа дополнительно измеряют в тот же момент времени ток i и поток g, а составляющие импеданса определяют по трем импульсным динамическим характеристикам (ИДХ): ИДХ напряжения (t), ИДХ тока i(t), ИДХ потока g(t), по которым регистрируют параметры ИДХ: установившееся напряжение Ε и постоянную времени Τ=- i/g, а также стабилизированный ток I и поток G как отношения I=Е/Т и G=I/T, по параметрам рассчитывают активное сопротивление R=E/I и эквивалентную емкость С=T/R тканей биологического объекта.

Сущность предлагаемого способа поясняется на фиг. 1 и 2.

На фиг. 1 представлено моделирование исследуемых (t), ii(t), gi(t) (графики 1, 3, 5) ИДХ относительно эквивалентов экспериментальных (t), iэ(t),gэ(t) (графики 2, 4, 6) ИДХ. На фиг. 2 представлена оценка адекватности полученных зависимостей по формулам определения относительной погрешности, на примере ИДХ тока i(t) относительно iэ(t).

После включения питающего напряжения на биообъект через электроды подают импульс стабилизированного тока. В момент времени t1 измеряют значения падения напряжения (см. фиг. 1, график 1), тока i (фиг. 1, график 3) и потока g (фиг. 1, графики 5). По измеренным значениям через установившееся значение потенциала Ε и постоянную времени Τ находят активное сопротивление и эквивалентную емкость.

Зависимость (1) связывает между собой измеряемое значение амплитуды U напряжения за время t исследования до установившегося значения Ε потенциала с постоянной времени Т

где Ε и Τ (фиг. 1, графики 7 и 8) служат оптимальными параметрами ИДХ, однозначно определяющими ИДХ (фиг. 1, графики 1) напряжения (1), т.к. являются предельными значениями переменных напряжения U и времени t. Предельные значения отражают физические закономерности

которые следуют из ИДХ (1) и однозначно определяют физику процесса, т.к.

ИДХ U(t)= , I(t)=i, G(t)=g (фиг. 1, графики 3 и 5) меняются по законам

Значение напряжения U(t)= определяется (см. фиг. 1, график 2) первообразной импульсной динамической характеристикой (1), представленной дифференциальным уравнением первого порядка

Значение ИДХ тока I(t)=I определяется (фиг. 1, график 4) как первая производная от ИДХ напряжения (2)

а значение потока G(t)=g (фиг. 1, график 6) определяется как первая производная от тока (3), а именно

Алгоритм параметра Τ (фиг. 1, график 8) постоянной времени определяют из формулы (3) при подстановке в нее выражения (2)

Следовательно, алгоритм (5) оптимизации постоянной времени регламентирован отношением измеренных в заданный момент времени значений тока и потока (скорости изменения тока).

Параметр Ε (фиг. 1, график 7) установившегося значения находят подстановкой алгоритма (5) в уравнение (2)

Следовательно, алгоритм (6) оптимизации установившегося значения регламентирован алгебраической суммой напряжения и отношением измеренных в заданный момент времени значений квадрата тока и потока.

После нахождения информативных параметров определяется значение активного сопротивления

Это обусловлено значением тока

В начальный момент времени t=0, когда e=1

где начальный ток Iн тождественен амплитуде стабилизированного тока I.

Значение тока I(t)=i, а значение потока G(t)=g, из чего следует тождественность отношения переменных отношению параметров, а именно

Зависимость (8) отражает закономерности параметров ИДХ при t=0

которые следуют из ИДХ (3-4) и однозначно определяют физику процесса, т.к.

Если в зависимость (3) подставить в формулу (1), то в начальный момент времени t=0 получим выражение для начального тока

Эквивалентная емкость тканей биообъекта в свою очередь определяется как

Адекватность и эффективности по точности предлагаемого способа представлены ниже.

1. Адекватность предлагаемого способа физике эксперимента доказывает математическое моделирование исследуемых (t), ii(t), gi(t) (фиг. 1, графики 1, 3, 5) ИДХ относительно эквивалентов экспериментальных u3(t), U(t), g3(t) ИДХ (фиг.1, графики 2, 4, 6). По полученным значениям R и С определяется значение периода T (согласно формуле T=R⋅C), строятся исследуемые 1, 3, 5 и эквивалентные 2, 4, 6 ИДХ (фиг. 1).

Затем проводится оценка адекватности полученных зависимостей по формулам определения относительной погрешности

ИДХ тока i(t) относительно iэ(t) не превышает 2,5⋅10-9% (см. фиг. 2), аналогично ИДХ напряжения (t) относительно uэ(t) не превышает 2⋅10-13 %

соответственно ИДХ потока g(t) относительно gэ(t) не превышает - 6⋅10-9%

Тождественности исследуемых (t), ii(t), gi(t) (фиг. 1, графики 1, 3, 5) ИДХ эквивалентам (t), iэ(t), gэ(t) ИДХ (фиг. 1, графики 2, 4, 6) с минимальной относительной погрешностью (фиг. 2) подтверждает адекватность способа физике эксперимента.

2. Оценка метрологической эффективности способов по точности приведена на примере экспериментальных (t), iэ(t), gэ(t) ИДХ (фиг. 1, графики 2, 4, 6) с параметрами Т=42⋅10-7 с, Ε=120 мВ, I=Е/Т=2,857⋅104А и G=Ι/Τ=6,803⋅109 А/с.

Работоспособность предлагаемого способа доказывает оценка методической погрешности ε для любых заданных моментов времени ti и измеренных значений ИДХ напряжения тока ii и потока gi (фиг. 1, графики 1, 3, 5). Зададим, например, моменты времени ti кратно постоянной времени: 0.1, 0.5, 1, 3, 5T, - результаты измерений ИДХ систематизируем в табл. 1. Для i-х измерений по алгоритмам (3-5) рассчитаем предельные параметры Ti (5) и Ei (6), Ii (9) и Gi (5, 8), с помощью которых восстановим по формулам (2)-(4) ИДХ (фиг. 1, графики 2, 4, 6). Методическую погрешность оценим по тождественности откалиброванных характеристик (фиг. 1, графики 1, 3, 5) экспериментальным эквивалентам (фиг. 1, графики 2, 4, 6).

Анализ табл. 1 показывает тождественность откалиброванных характеристик эквивалентам, что подтверждают тождественности рассчитанных параметров Ti и Ei, Ii и Gi заданным эквивалентам Τ и Ε, I и G, а также нулевые погрешности параметров, т.е. исключение методической погрешности, подтверждающей работоспособность способа.

3. Оценку динамической погрешности ε проведем для любых заданных моментов времени t2=2t1 и параметров Τ, Ε, Ι. Зададим, например, моменты времени t1 кратно постоянной времени 0,1Τ=10⋅10-7 с, соответственно, момент времени t2=0,2Т=20⋅10-7 с (см. табл. 2, 2 строка). На практике моменты времени t1i и t2i следуют с отклонением от теоретического эквивалента соответственно -5, -2, -1, +5%. Теоретические значения в моменты времени t1 и t2 являются идеальными, так как их отношения кратно 2, а на практике отклонения теряют эту кратность. Результаты измерений систематизируем в табл.2. Для i-х измерений по выше представленным алгоритмам рассчитаем напряжения U и U2i, предельные параметры Ti и Ei, Ii. Динамическую погрешность оценим по сравнению последующих значений характеристик с идеальным эквивалентом.

Анализ табл. 2 показывает, что отклонения измеренных напряжений прототипа приводят к большой динамической погрешности параметров ИДХ относительно нулевой погрешности теоретических значений, что доказывает эффективность предлагаемого способа.

4. Практическую значимость предлагаемого решения доказывают тождественности исследуемых сопротивления и емкости импеданса биообъекта их действительным значениям эксперимента с минимальной погрешностью (см. табл. 3).

5. Повышение оперативности предлагаемого способа оценивается эффективностью времени измерения t. Для прототипа значение времени t2=2t1≤Т. В предлагаемом способе t1≤Т/2.

Находим эффективность, а именно ηt

Из полученного значения эффективности следует, что оперативность предлагаемого способа не менее чем в два раза выше известных способов.

Таким образом, определение активной и реактивной составляющих комплексного сопротивления по информативным параметрам трех динамических характеристик в один момент времени в отличие от известных решений повышает точность определения составляющих импеданса биологического объекта на несколько порядков за счет адекватности предлагаемого способа эксперименту при отсутствии методической и динамической погрешностей.

Способ определения составляющих импеданса биологического объекта, заключающийся в подаче на биообъект импульса стабилизированного тока I и измерении напряжения и в момент времени t после начала импульса тока в качестве составляющих импеданса биообъекта определяют активное сопротивление R и эквивалентную емкость С тканей биообъекта, отличающийся тем, что дополнительно измеряют в тот же момент времени ток I и поток g, а составляющие импеданса определяют по трем импульсным динамическим характеристикам (ИДХ): ИДХ напряжения u(t), ИДХ тока i(t), ИДХ потока g(t), по которым регистрируют параметры ИДХ: установившееся напряжение Е и постоянную времени T=-i/g, а также стабилизированный ток I и поток G как отношения I=Е/Т и G -I/T, по параметрам рассчитывают активное сопротивление R=E/I и эквивалентную емкость C=T/R тканей биологического объекта.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для мониторинга уровня стресса у пациента. Проводят регистрацию, измерение и анализ показателей кожной проводимости.

Изобретение относится к медицине и нефрологии и может быть использовано для определения наполненности мочевого пузыря. Накладывают электроды на кожу в области нахождения мочевого пузыря.

Изобретение относится к сенсорному устройству. Сенсорное устройство содержит ремешок, включающий в себя по меньшей мере один датчик для измерения физиологического параметра на внутренней стороне запястья тела человека или животного и блок обработки сигналов для обработки выходных данных измерения, полученного от упомянутого по меньшей мере одного датчика.

Изобретения относятся к медицинской технике, а именно к средствам для магнитно-резонансной визуализации. Способ магнитно-резонансной визуализации объекта содержит этапы, на которых подвергают объект действию двух или более визуализирующих последовательностей для получения MR сигналов, при этом каждая визуализирующая последовательность содержит один радиочастотный (RF) импульс и один переключаемый градиент магнитного поля, реконструируют два или более изображений MR фазы из MR сигналов, полученных посредством двух визуализирующих последовательностей, в которых переключаемые градиенты магнитного поля одной из визуализирующих последовательностей для пространственного кодирования в MR визуализации имеют противоположную полярность по отношению к переключаемым градиентам магнитного поля второй из визуализирующих последовательностей, выводят пространственное распределение электрических свойств объекта.

Изобретение относится к медицине, в частности к диагностике, и может быть использовано для определения недостатка воды в организме человека. Измеряют значения импеданса участка тела человека на низкой частоте и высокой частоте.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к магнитно-резонансным системам. Способ выполнения магнитно-резонансного сканирования пациента содержит этапы, на которых наблюдают за физиологическим сигналом пациента, предоставляемым от датчика, анализируют посредством компьютера наблюдаемый физиологический сигнал, предоставляют посредством компьютера предварительно записанные или искусственно формируемые голосовые инструкции пациенту, определяют посредством компьютера способность пациента сохранять состояние задержки дыхания, выбирают посредством компьютера протокол формирования изображения, управляют посредством компьютера магнитно-резонансным сканированием в соответствии с выбранным протоколом формирования изображения.

Изобретения относятся к медицине. Носимое устройство, надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи, содержит два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и участок эластичного материала, который окружает электроды, формирует поверхность материала и не пропускает газообразные и жидкие вещества.
Изобретение относится к медицине, а именно к онкологии и урологии, и может быть использовано для диагностики рака предстательной железы. Осуществляют воздействие постоянным электрическим током посредством трех накожных пластинчатых электродов.

Группа изобретений относится к медицине, а именно к стоматологии, и может быть использована для обнаружения вторичного кариеса. Группа изобретений представлена устройством и способом обнаружения вторичного кариеса.

Группа изобретений относится к области медицины, в частности к устройству измерения стресса и к способу определения уровня стресса пользователя. Устройство измерения стресса содержит входной интерфейс для приема сигнала проводимости кожи, процессор для обработки данных измерений проводимости кожи, причем процессор выполнен с возможностью определения, по меньшей мере, для части данных измерений проводимости кожи значений времени нарастания, по меньшей мере, между двумя различными точками данных измерений проводимости кожи, чтобы определить частотное распределение значений времени нарастания и определить уровень стресса пользователя, основываясь на определенном частотном распределении.

Изобретение относится к области медицины, а именно к области проведения психофизиологических исследований, например анализа психофизиологических реакций человека, и может быть использовано в медицинских целях, функциональной диагностике, педагогике, психологии, судебной практике и криминалистике. В процессе интерактивного психофизиологического тестирования предъявляют тестируемому лицу вопросы. Регистрируют физиологические параметры тестируемого лица, а также регистрируют психологическую составляющую путем измерения электрической проводимости головного мозга с помощью электродов, наложенных на височные области, а также непосредственно над ушами на участках, где отсутствуют волосы в области левого и правого висков в 5 см от верхних краев ушей. Измерение электрической проводимости в височной области и в области над ушами осуществляют постоянно в течение всего времени предъявления тестируемому вопросов. По изменению электрической проводимости, измеряемой в височной области, судят о повышении эмоционального напряжения тестируемого лица при предъявлении вопроса. По изменению электрической проводимости, измеряемой в области над ушами, судят об актуализации образов в долговременной памяти тестируемого лица при предъявлении вопроса. Способ позволяет определить функциональную природу психофизиологических реакций при предъявлении тестируемому вопросов, и возможности определить, вспоминает человек что-либо при предъявлении вопроса или нет за счет проведения интерактивного психофизиологического тестирования с использованием электродов, наложенных на височные области, а также непосредственно над ушами. 8 з.п. ф-лы, 5 ил., 4 табл., 3 пр.

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для улучшения качества сна содержит измеритель электродермальной активности субъекта (14) с выделением фаз сна по величине электрического сопротивления и сигналов кожно-гальванической реакции (КГР), подключенный к паре накожных электродов (241) генератор стимулирующих электрических импульсов (24), измеритель мышечного тонуса (16), подключенный к монитору (211) блок видеостимуляции (21), подключенный к электроакустическому преобразователю (222) блок аудиостимуляции (22) и блок пробуждающей стимуляции (23). Управляющие входы указанных блоков и генератора импульсов связаны с управляющими выходами модуля анализа и управления (20), входы которого связаны с измерителем электродермальной активности и измерителем мышечного тонуса. Блок видеостимуляции формирует на экране монитора движущиеся изображения зрительных стимулов, скорость перемещений которых устанавливают в прямой зависимости от интенсивности сигналов КГР, и обнуляет указанную скорость при уменьшении интенсивности сигналов КГР ниже порогового уровня. Блок аудиостимуляции формирует звуковые образы для релаксации субъекта, параметры которых регулируются в соответствии с текущим значением электродермальной активности. Генератор импульсов подает непробуждающие импульсы при наступлении дельта-сна, регистрируемого по наличию минимумов на зависимости электродермальной активности от текущего времени. Блок пробуждающей стимуляции подает стимулы на последней РЕМ-фазе сна в заранее обусловленное время утреннего пробуждения. Модуль анализа и управления блокирует подачу звуковых образов от блока аудиостимуляции в фазах дельта-сна по сигналам от измерителя мышечного тонуса. Достигается сокращение времени засыпания и увеличение длительности дельта-фазы сна, что способствует углублению ощущения сна и повышению его качества. 3 з.п. ф-лы, 6 ил.

Изобретение относится к области медицины, а именно к кардиологии, кардиохирургии, функциональной диагностике. Для определения ударного объема сердца проводят наложение двух электродов на участки тела, регистрацию сопротивления R между электродами при снятии реограммы (РГ), измерение гемоглобина крови Hb. Ударный объем сердца определяют по калибровочной характеристике Q отношения сопротивления R к предельному значению R0 между электродами РГ с функцией Q0i нормированного объема от гемоглобина крови (Hb): где R0 - предельное значение сопротивления, зарегистрированное на верхней и нижней границах значениям сопротивления Ri пациентов, нормированным объемам сердца Q0i и значениям ударных объемов сердца пациентов Qi, с различной калибровкой для мужчин и женщин, при этом i=1, 2, а Функцию Q0i нормированного объема калибруют по измеренному значению гемоглобина Hb одного пациента с известным значением ударного объема сердца Q, по которым рассчитывают последовательным приближением параметры: значения предельного объема сердца Q0 и предельного гемоглобина крови Hb0. Способ повышает точность измерения ударного объема сердца, за счет адаптации сопротивления по границам диапазона и калибровке нормированного объема по одной мере гемоглобина крови. 1 з.п. ф-лы, 4 ил., 1 табл.

Изобретения относятся к медицинской технике. Носимое пользователем портативное устройство содержит датчик проводимости кожи для измерения проводимости кожи пользователя и устройство оценки уровня кортизола. Устройство оценки уровня кортизола содержит блок обработки для приема и обработки характеристики проводимости кожи, формируемой проводимостью кожи с течением времени для пользователя. Блок обработки выполнен с возможностью определения по меньшей мере одной реакции на воздействие в характеристике проводимости кожи и определения характеристики оцениваемого уровня кортизола пользователя на основании по меньшей мере одной реакции на воздействие. Достигается оценка уровня кортизола с течением времени для обеспечения более точной оценки психологического равновесия пользователя. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 12 ил., 1 табл.

Изобретение относится к области медицины, а именно к эндокринологии. Для неинвазивного определения концентрации глюкозы в крови человека по электрическим характеристикам кожи и ткани проводят определение действительного значения концентрации глюкозы крови по калибровочной глюкосименсграмме (ГСГ), тождественной экспериментальному эквиваленту за счет оптимизации ее предельных параметров: глюкозы и проводимости структуры, - нормированными значениями границ адаптивного диапазона известных пациентов: глюкозы и диффузионными проводимостями с кратным отношением, вольтамперных характеристик (ВАХ) с оптимальными параметрами: диффузионным напряжением и диффузионным током, которые калибруют по измеренным токам, заданным двумя напряжениями и бинарным, по которым находят диффузионные проводимости пациентов как отношение диффузионных параметров их вольтамперных характеристик. Способ повышает достоверность, объективность и точность определения концентрации глюкозы в крови человека за счет исключения методической погрешности. 4 ил.

Изобретение относится к области медицины. Для определения составляющих импеданса биологического объекта осуществляют подачу на биообъект импульса стабилизированного тока I и измерение напряжения u. В момент времени t после начала импульса тока в качестве составляющих импеданса биообъекта определяют активное сопротивление R и эквивалентную емкость С тканей биообъекта. Дополнительно измеряют в тот же момент времени ток I и поток g. Составляющие импеданса определяют по трем импульсным динамическим характеристикам : ИДХ напряжения u, ИДХ тока i, ИДХ потока g, по которым регистрируют параметры ИДХ: установившееся напряжение Е и постоянную времени T-ig, а также стабилизированный ток I и поток G как отношения IЕТ и G -IT. По параметрам рассчитывают активное сопротивление REI и эквивалентную емкость CTR тканей биологического объекта. Способ повышает точность и оперативность измерения составляющих комплексного сопротивления биообъекта за счет устранения методической и динамической погрешностей. 2 ил., 3 табл.

Наверх