RU2036606C1 - Method and device for examining respiratory function of the cardiovascular system - Google Patents
Method and device for examining respiratory function of the cardiovascular system Download PDFInfo
- Publication number
- RU2036606C1 RU2036606C1 SU894654996A SU4654996A RU2036606C1 RU 2036606 C1 RU2036606 C1 RU 2036606C1 SU 894654996 A SU894654996 A SU 894654996A SU 4654996 A SU4654996 A SU 4654996A RU 2036606 C1 RU2036606 C1 RU 2036606C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- input
- output
- pulse
- sampling
- zero
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 24
- 230000004202 respiratory function Effects 0.000 title claims abstract description 8
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 title claims abstract 4
- 230000008569 process Effects 0.000 claims abstract description 11
- 230000003534 oscillatory effect Effects 0.000 claims abstract description 9
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 claims abstract description 4
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 8
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 claims description 8
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 3
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 3
- 230000036039 immunity Effects 0.000 claims 1
- 238000002203 pretreatment Methods 0.000 claims 1
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 4
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 3
- 230000004217 heart function Effects 0.000 abstract description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 7
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 description 3
- TXZPMHLMPKIUGK-UHFFFAOYSA-N 2-methoxy-N-(3-methyl-2-oxo-1,4-dihydroquinazolin-6-yl)benzenesulfonamide Chemical compound COC1=CC=CC=C1S(=O)(=O)NC1=CC=C(NC(=O)N(C)C2)C2=C1 TXZPMHLMPKIUGK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- JCKGSPAAPQRPBW-OAQYLSRUSA-N 8-fluoro-n-[(2r)-1-oxo-1-pyrrolidin-1-yl-3-[3-(trifluoromethyl)phenyl]propan-2-yl]-1,2,3,4-tetrahydroisoquinoline-6-sulfonamide Chemical compound C([C@@H](NS(=O)(=O)C=1C=C(C=2CNCCC=2C=1)F)C(=O)N1CCCC1)C1=CC=CC(C(F)(F)F)=C1 JCKGSPAAPQRPBW-OAQYLSRUSA-N 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 2
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 2
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 230000030808 detection of mechanical stimulus involved in sensory perception of sound Effects 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 1
- 210000004283 incisor Anatomy 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 230000006442 vascular tone Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине, а именно к способам и устройствам для определения основных функций жизнедеятельности человека. The invention relates to medicine, namely to methods and devices for determining the basic functions of human life.
Известен способ для определения основных функций жизнедеятельности, заключающийся в том, что для регистрации колебательных процессов, связанных с дыханием и пульсовых колебаний, используются различного типа датчики. Например, для регистрации дыхания используется "Пневматохограф с интегратором" производства НПО "Медфизприбор", а для регистрации пульсовых колебаний сфигмоприставка, входящая в состав аппарата 6 NEK-4 (ГДР). Указанный способ характеризуется большими аппаратными затратами, необходимостью двух типов датчиков, что усложняет методику проведения исследований и ограничивает область применимости за счет создания неудобств при контроле жизнедеятельности операторов, например операторов АРМ, водителя автомобиля. A known method for determining the basic functions of life, which consists in the fact that for the registration of oscillatory processes associated with respiration and pulse fluctuations, various types of sensors are used. For example, for registration of breathing, a “Pneumatograph with an integrator” is used by the production of NPO Medfizpribor, and for recording pulse fluctuations, a sphygmotron, which is part of the apparatus 6 NEK-4 (GDR). The specified method is characterized by high hardware costs, the need for two types of sensors, which complicates the research methodology and limits the applicability due to the inconvenience of monitoring the life of operators, such as AWP operators, a car driver.
Наиболее близким к заявляемому является способ определения жизнедеятельности, основанный на обнаружении звука, идущего от груди человека, определения сердечной функции по диапазону первой частоты обнаруженного звука и определение респираторной функции по диапазону второй частоты обнаруженного звука. Closest to the claimed is a method for determining vital activity, based on the detection of sound coming from the human chest, determining cardiac function by the range of the first frequency of the detected sound and determining respiratory function by the range of the second frequency of the detected sound.
Известное устройство для определения жизнедеятельности, выбранное в качестве прототипа, содержит датчик для обнаружения сигнала, блок предварительной обработки, фильтр низкой частоты для выделения сигнала в диапазоне 30-180 Гц, фильтр высокой частоты 200-950 Гц и регистратор. Недостаток известного способа и устройства заключается в том, что они имеют ограниченную область применимости и не могут быть использованы в системах с повышенным вибрационным и шумовым фоном, например авиационная техника, автомобили специального назначения и т.д. The known device for determining vital functions, selected as a prototype, contains a sensor for detecting a signal, a preprocessing unit, a low-pass filter for isolating a signal in the range of 30-180 Hz, a high-pass filter of 200-950 Hz and a recorder. The disadvantage of this method and device is that they have a limited area of applicability and cannot be used in systems with increased vibration and noise background, for example, aircraft, special vehicles, etc.
Цель изобретения расширение области применения за счет определения жизнедеятельности в условиях повышенного шума. The purpose of the invention is the expansion of the scope by determining life activity in conditions of increased noise.
Поставленная цель достигается тем, что согласно способу определения жизнедеятельности, включающему обнаружение колебательного процесса, идущего от органов человека и определение раздельно сердечной и дыхательной функции по обнаруженному колебательному процессу, в качестве колебательного процесса используют пульс человека, а дыхательную функцию определяют по динамике изменения отношений амплитуд инцизуры и дикротического зубца пульса. Поставленная цель достигается также тем, что в устройство для определения жизнедеятельности, содержащее датчик подключенный к блоку предварительной обработки и регистратор, введены последовательно соединенные дифференциатор, формирователь синхроимпульсов, формирователь рабочего интервала, детектор нуля, первое устройство выборки-хранения, делитель, а также второе устройство выборки-хранения, выход которого подключен к второму входу делителя, а первый вход к второму выходу детектора нуля, выход делителя соединен с входом регистратора, выход дифференциатора подключен к второму входу детектора нуля, выход блока предварительной обработки соединен с вторым входом обоих устройств выборки-хранения. This goal is achieved by the fact that according to the method of determining vital functions, including detecting an oscillatory process coming from human organs and determining separately the cardiac and respiratory functions from the detected oscillatory process, a human pulse is used as the oscillatory process, and the respiratory function is determined by the dynamics of changes in incisure amplitude ratios and dicrotic prong of the pulse. This goal is also achieved by the fact that in the device for determining vital functions, containing a sensor connected to the pre-processing unit and a recorder, serially connected differentiator, a sync pulse shaper, an operating interval shaper, a zero detector, a first sampling-storage device, a divider, and a second device are introduced sample-storage, the output of which is connected to the second input of the divider, and the first input to the second output of the zero detector, the output of the divider is connected to the input of the recorder a, the output of the differentiator is connected to the second input of the zero detector, the output of the pre-processing unit is connected to the second input of both sampling-storage devices.
Известная модель общего механизма гемодинамики пульсового кровенаполнения (см. Х.Х. Яруллин. Клиническая реоэнцефалография. М. "Медицина". 1983, с. 69-83) объясняет закономерности пульсовых колебаний в артериальной и венозной системах. В данной модели рассмотрен механизм формирования пульсовой волны из двух компонент артериальной и венозной. Форма пульсации в артериальной системе и венозной системе существенно отличается. Артериальная волна формируется из двух полуволн: положительной и отрицательной, а венозная формируется одной положительной полуволной, которая запаздывает к началу артериальной пульсации. Однако эта модель описывает станционарное состояние пульсаций без учета внешних возмущений, таких как дыхание. Общеизвестно, что при вдохе и выдохе так называемый торако-абдоминальный насос обеспечивает возврат венозной крови к сердцу, а изменение внутригрудного давления во время вдоха и выдоха приводит к изменению величины венозного возврата (величины венозных пульсаций) и как результат, к изменению формы пульсовой волны. Эти предположения подтверждаются экспериментальными исследованиями, проведенными на группе добровольцев с помощью фотоплетизмографа. Проведена синхронная запись дыхательных волн (с помощью прибора "Пневмотахограф") и пульсовых волн на указанном фотоплетизмографе. В качестве регистратора использовался самописец 6 ЕК4. The well-known model of the general hemodynamic mechanism of pulse blood supply (see Kh.Kh. Yarullin. Clinical rheoencephalography. M. "Medicine". 1983, p. 69-83) explains the patterns of pulse fluctuations in the arterial and venous systems. In this model, the mechanism of the formation of a pulse wave from two components of the arterial and venous is considered. The form of pulsation in the arterial system and venous system is significantly different. An arterial wave is formed from two half-waves: positive and negative, and a venous wave is formed by one positive half-wave, which is late to the onset of arterial pulsation. However, this model describes the stationary state of pulsations without taking into account external disturbances, such as respiration. It is well known that during inhalation and exhalation, the so-called thoraco-abdominal pump ensures the return of venous blood to the heart, and a change in intrathoracic pressure during inhalation and exhalation leads to a change in the value of venous return (magnitude of venous pulsations) and, as a result, to a change in the shape of the pulse wave. These assumptions are confirmed by experimental studies conducted on a group of volunteers using a photoplethysmograph. Synchronous recording of respiratory waves (using the Pnevmotachograf device) and pulse waves was performed on the indicated photoplethysmograph. As a registrar, a 6 EC4 recorder was used.
При сопоставлении данных, полученных при синхронной записи пульса и дыхания, установлено, что изменения формы пульсовой волны происходят в основном за счет изменения амплитуды дикротического зубца относительно инцизуры. На вдохе амплитуда дикротического зубца увеличивается, а на выдохе уменьшается. Такой же результат получен с помощью имитатора пульсового сигнала путем изменения величины венозной пульсации. Следует отметить, что на амплитуду пульсовой волны (АС) существенное влияние оказывает положение исследуемого органа, например при подъеме руки амплитуда пульсаций увеличивается, а при опускании уменьшается, кроме того, на амплитуду пульсаций влияет изменение тонуса сосудов и влияние условия, например температура окружающей среды. Поэтому для выделения дыхательных волн из пульсовой кривой и исключения влияния внешних факторов, указанных выше, предлагается использовать соотношение амплитуд дикротического зубца и инцизуры. Правомерность такого подхода основывается на экспериментальных исследованиях, проведенных на группе добровольцев. When comparing the data obtained by synchronous recording of pulse and respiration, it was found that changes in the shape of the pulse wave occur mainly due to changes in the amplitude of the dicrotic tooth relative to incisor. On inspiration, the amplitude of the dicrotic tooth increases, while on exhalation it decreases. The same result was obtained using a pulse signal simulator by changing the magnitude of venous pulsation. It should be noted that the amplitude of the pulse wave (AS) is significantly affected by the position of the organ under study, for example, when raising the arm, the amplitude of the pulsations increases, and when lowering, it decreases, in addition, the amplitude of the pulsations is affected by changes in vascular tone and the influence of conditions, such as ambient temperature. Therefore, to isolate respiratory waves from the pulse curve and exclude the influence of external factors mentioned above, it is proposed to use the ratio of the amplitudes of the dicrotic tooth and incisure. The validity of this approach is based on experimental studies conducted on a group of volunteers.
На фиг. 1 приведена функциональная схема устройства; на фиг. 2 схема формирователя синхроимпульсов; на фиг. 3 схема детектора нуля; на фиг. 4 функциональная схема формирователя рабочего интервала; на фиг. 5 временная диаграмма работы устройства; на фиг. 6 временная диаграмма работы формирователя импульсов; на фиг. 7 временная диаграмма работы детектора нуля. In FIG. 1 shows a functional diagram of the device; in FIG. 2 circuit of the shaper of clock pulses; in FIG. 3 diagram of the zero detector; in FIG. 4 functional diagram of the shaper of the working interval; in FIG. 5 is a timing diagram of the operation of the device; in FIG. 6 is a timing diagram of the pulse shaper; in FIG. 7 is a timing diagram of the operation of the zero detector.
Устройство содержит датчик 10, блок предварительной обработки 1, дифференциатор 2, формирователь синхроимпульсов 3, детектор нуля 4, формирователь рабочего интервала 5, устройства выборки-хранения 6 и 7, аналоговый делитель напряжения 8 и регистрирующий прибор 9, причем выход блока предварительной обработки 1 подключен к входу дифференциатора 2 и первым входам устройств выборки-хранения 6 и 7, выход дифференциатора 2 подключен к первому входу детектора нуля 4 и к входу формирователя синхроимпульсов 3, выход которого подключен к входу формирователя рабочего интервала 5, выход которого в свою очередь подключен к второму входу детектора нуля, первый выход которого соединен с вторым входом устройства выборки-хранения 6, а второй выход, соответственно, с вторым входом устройства выборки-хранения 7, выход устройства выборки-хранения 6, подключен к первому входу аналогового делителя 8, к второму входу которого подключен выход устройства выборки-хранения 7, выход аналогового делителя 8 подключен к входу регистрирующего прибора 9, выход датчика 10 соединен с входом блока предварительной обработки 1. The device comprises a sensor 10, a preprocessing unit 1, a differentiator 2, a pulse shaper 3, a zero detector 4, a shaper of the working interval 5, sampling and storage devices 6 and 7, an analog voltage divider 8 and a recording device 9, and the output of the preprocessing unit 1 is connected to the input of the differentiator 2 and the first inputs of the sampling and storage devices 6 and 7, the output of the differentiator 2 is connected to the first input of the zero detector 4 and to the input of the clock generator 3, the output of which is connected to the input of the I have a working interval 5, the output of which is in turn connected to the second input of the zero detector, the first output of which is connected to the second input of the sample-storage device 6, and the second output, respectively, with the second input of the sample-storage device 7, the output of the sample-storage device 6, connected to the first input of the analog divider 8, to the second input of which the output of the sampling-storage device 7 is connected, the output of the analog divider 8 is connected to the input of the recording device 9, the output of the sensor 10 is connected to the input of the pre-processing unit otki 1.
В качестве блока предварительной обработки 1 может быть использован фотоплетизмограф. Дифференциатор 2 может быть выполнен по стандартной схеме на основе операционного усилителя с RC-цепочкой в обратной связи. Формирователь синхроимпульсов 3 может быть выполнен по схеме, приведенной на фиг. 2. Формирователь синхроимпульсов 3 содержит пиковый детектор 17 и компаратор 11, причем входом формирователя синхроимпульсов 3 являются параллельно соединенные вход пикового детектора 17 и первый вход компаратора 11, второй вход которого соединен с выходом пикового детектора 17, а выход является выходом формирователя импульсов 3. Пиковый детектор 10 может быть выполнен по известной схеме, причем постоянная времени его должна быть порядка 1,5 с. В качестве компаратора 11 можно использовать интегральный компаратор типа К 553СА3. Пример выполнения детектора нуля 4 приведен на фиг. 3. Детектор нуля 4 содержит триггер Шмитта 12, первый преобразователь фронт-импульс 13 и второй преобразователь фронт-импульс 14, причем входом детектора нуля является вход триггера Шмитта 12, выход которого подключен к первым входам первого и второго преобразователя фронт-импульс 13 и 14, вторые входы которых параллельно соединены и используются как второй вход детектора нуля 4, выход первого формирователя импульсов 13 является первым выходом детектора нуля, а выход второго формирователя импульсов 14 соответственно вторым выходом. В качестве примера триггера Шмитта 12 можно использовать компаратор с гистерезисной характеристикой. Вход опорного напряжения которого заземлен. В качестве преобразователей фронт-импульс 13 и 14 можно использовать интегральный одновибратор К 155АГ3, который может запускаться как положительным, так и отрицательным фронтом, а также имеет вход разрешеня. Формирователь рабочего интервала 5 может быть выполнен как показано на фиг. 4. Формирователь рабочего интервала 5 содержит первый одновибратор 15 и второй одновибратор 16, причем входом формирователя рабочего интервала 5 является вход первого одновибратора 15, выход которого соединен с входом второго одновибратора 16, выход которого в свою очередь является выходом формирователя рабочего интервала 5. В качестве одновибраторов 15 и 16 можно использовать интегральный таймер КР1006ВИI. Устройства выборки-хранения 6 и 7 могут быть выполнены по известной схеме. Аналоговый делитель 8 может быть выполнен по любой известной схеме. В качестве регистрирующего прибора можно использовать любой медицинский самописец или осциллоскоп типа ОС2П-01. As the pre-processing unit 1 can be used photoplethysmograph. Differentiator 2 can be performed according to a standard scheme based on an operational amplifier with an RC chain in feedback. The clock generator 3 can be performed according to the circuit shown in FIG. 2. The clock generator 3 comprises a peak detector 17 and a comparator 11, wherein the input of the clock generator 3 is a parallel input of the peak detector 17 and the first input of the comparator 11, the second input of which is connected to the output of the peak detector 17, and the output is the output of the pulse generator 3. Peak the detector 10 can be performed according to the known scheme, and its time constant should be about 1.5 s. As the comparator 11, an integral comparator of type K 553CA3 can be used. An exemplary embodiment of the zero detector 4 is shown in FIG. 3. The zero detector 4 contains a Schmitt trigger 12, a first front-pulse converter 13 and a second front-pulse converter 14, and the input of the zero detector is the input of a Schmitt trigger 12, the output of which is connected to the first inputs of the first and second front-pulse converters 13 and 14 the second inputs of which are connected in parallel and used as the second input of the zero detector 4, the output of the first pulse shaper 13 is the first output of the zero detector, and the output of the second pulse shaper 14 is the second output, respectively. As an example, a Schmitt trigger 12 can use a comparator with a hysteresis characteristic. The voltage reference input is grounded. As converters front-pulse 13 and 14, you can use the integrated single vibrator K 155AG3, which can be triggered by both a positive and a negative front, and also has a permission input. The shaper of the working interval 5 can be performed as shown in FIG. 4. The shaper of the working interval 5 contains the first one-shot 15 and the second one-shot 16, and the input of the shaper of the working interval 5 is the input of the first one-shot 15, the output of which is connected to the input of the second one-shot 16, the output of which in turn is the output of the shaper of the working interval 5. As single vibrator 15 and 16, you can use the integrated timer KR1006VI. Sample-storage devices 6 and 7 can be performed according to the known scheme. Analog divider 8 can be performed by any known scheme. As a recording device, you can use any medical recorder or oscilloscope type OS2P-01.
Формирователь 3 синхроимпульса (см. фиг. 2) работает следующим образом. На первый вход компаратора (КМП) 11 подается производная нулевого сигнала (ППС), на второй вход КМП 11 с выхода пикового детектора (ДЕТ) 17 подается пороговое напряжение, формируемое детектором 17 из ППС. При превышении мгновенного значения ППС над пороговым напряжением на выходе КМП 11 формируется импульс СИ, этот процесс поясняется на фиг. 6, где приведены пороговое напряжение (ПОРОГ), ППС (фиг. 6а) и СИ (фиг. 6б). Форма порогового напряжения (фиг. 6а) относительно ППС соответствует работе стандартного пикового детектора, постоянная времени которого должна быть порядка 1,5 с. Детектор нуля 4 (см. фиг. 3) работает следующим образом. Триггер Шмитта (ТШ) 12 имеет постоянный порог срабатывания на уровне нуля и осуществляет импульсное преобразование ППС, как показано на фиг. 7. Выходные импульсы ТШ приведены на фиг. 7б. Эти импульсы подаются на первые входы преобразователей фронт-импульс (ПФИ1 и ПФИ2) 13 и 14, на вторые входы которых подается импульс разрешения (фиг. 7в). ПФИ1 срабатывает по переднему фронту входных импульсов, а ПФИ2 соответственно по заднему, в результате формируются импульсы в моменты появления точек I и D (фиг. 7г,д). Shaper 3 clock (see Fig. 2) works as follows. The derivative of the zero signal (PPS) is supplied to the first input of the comparator (CMP) 11, and the threshold voltage generated by the detector 17 from the PPS is supplied to the second input of the CMP 11 from the output of the peak detector (DET) 17. If the instantaneous PPP value exceeds the threshold voltage, an SI pulse is generated at the output of the ILC 11, this process is illustrated in FIG. 6, which shows the threshold voltage (THRESHOLD), PPS (Fig. 6a) and SI (Fig. 6b). The shape of the threshold voltage (Fig. 6a) relative to the PPP corresponds to the operation of a standard peak detector, the time constant of which should be about 1.5 s. The zero detector 4 (see Fig. 3) operates as follows. The Schmitt trigger (TS) 12 has a constant threshold at zero and performs pulsed conversion of the faculty, as shown in FIG. 7. The output pulses TS are shown in FIG. 7b. These pulses are fed to the first inputs of the front-pulse converters (PFI1 and PFI2) 13 and 14, to the second inputs of which a resolution pulse is applied (Fig. 7c). PFI1 is triggered on the leading edge of the input pulses, and PFI2, respectively, on the back, as a result, pulses are formed at the moments of the appearance of points I and D (Fig. 7d, e).
Формирователь рабочего интервала 5 (фиг. 4) включает два одновибратора (ОВ1 и ОВ2) 15 и 16. ОВ1 запускается при подаче СИ и вырабатывает импульс задержки длительностью Тз 150 мс. По заднему фронту этого импульса ОВ2 вырабатывает импульс "окна" длительностью около 200 мс.The shaper of the working interval 5 (Fig. 4) includes two one-shots (OV1 and OV2) 15 and 16. OV1 starts when the SI is applied and generates a delay pulse with a duration of T s 150 ms. On the trailing edge of this pulse, OB2 generates a window pulse of about 200 ms duration.
Устройство работает следующим образом. Фотоплетизмограф (ФПГ) 1 вырабатывает пульсовой сигнал, отображающий изменения оптической плотности исследуемого биообъекта, вызванные пульсирующим кровотоком. Форма пульсового сигнала приведена на фиг. 5а, где отмечены характерные точки кривой 1:
А начало подъема пульсовой волны;
B точка быстрого кровотока;
С вершина пульсовой волны;
I инцизура пульсовой волны;
D дикротический зубец пульсовой волны.The device operates as follows. Photoplethysmograph (FPG) 1 generates a pulse signal that displays changes in the optical density of the studied biological object caused by pulsating blood flow. The pulse waveform is shown in FIG. 5a, where the characteristic points of curve 1 are marked:
And the beginning of the rise of the pulse wave;
B point of rapid blood flow;
From the top of the pulse wave;
I incursion of a pulse wave;
D dicrotic pulse wave wave.
В процессе работы устройство должно выделить значения пульсового сигнала в точках I и D и произвести деление VD/VI. Точки I и D являются точками локальных экстремумов, поэтому для выделения их используется производная пульсового сигнала, приведенная на фиг. 5б.In the process, the device should select the values of the pulse signal at points I and D and divide V D / V I. Points I and D are points of local extremes; therefore, the derivative of the pulse signal shown in FIG. 5 B.
Как известно, в точках локальных экстремумов некоторой функции значения производной этой функции равны нулю, поэтому точкам I и D на пульсовой кривой (см. фиг. 5а) соответствуют точки I' и D' на пересечении производной этой кривой с нулевой осью (см. фиг. 5б). Нулевые значения точек I' и D' являются удобным признаком для их распознавания, однако этим же признаком обладают точки A' и C' (см. фиг. 5б). Поэтому для распознавания требуется дополнительный признак, характерный только для точек I и D. Этим признаком является временной интервал, в котором присутствуют точки I и D и отсутствуют точки А и С. Этот интервал можно определить следующим образом. Известно, что у различных людей и при различной частоте пульса достаточно стабильными сохраняются координаты точек С и I относительно точки А по временной оси, т.е. tС, tI ≈ const. Но точку А распознать тяжело, поэтому предлагается распознавать точку В, которая имеет особенный признак максимальное значение производной на участке периода одного пульсового удара. Координата точки В приблизительно равна
tB ≈ tC/2 Теперь, зная координату точки В, можно сформировать импульс такой длительности и таким образом задержанный относительно точки В, что в интервале его существования будут присутствовать только точки I и D. Иначе говоря, этот импульс будет определять "окно", в котором разрешен поиск точек I и D. Начало этого "окна" tнач. должно соответствовать условию
tC < tнач < tI Обозначив задержку tнач. относительно точки В как Тз, вышеприведенное условие преобразуют следующим образом:
tC < tB + Тз < tI
tC tB < Тз < tI tB Известно, что для разных случаев tC ≈ 130 мс и tI ≈ 315 мс, тогда вышеприведенное условие определится как:
65 (мс) < Тз < 250 (мс)
В данном устройстве, например, выбрано Тз 150 мс. Координата окончания "окна" tкон. должна обеспечивать выполнение следующего условия
tкон. > tD На практике это обеспечивается, если
tкон. ≈ tнач. + 200 мс Работа устройства осуществляется по функциональной схеме (см. фиг. 1). Для выделения производной пульсового сигнала предназначен дифференциатор (ДИФ) 2. Детектор нуля (ДН) 4 вырабатывает на первом и втором выходе короткие (около 2 мс) импульсы (см. фиг. 5г) в моменты времени tI и tD, соответствующие точкам перехода производной через "ноль" I и D. Эти импульсы подаются на вторые входы устройств выборки-хранения (УВХ) 6 и 7, которые в эти моменты времени производят выборку значений пульсового сигнала соответственно в точках I и D.It is known that at the points of local extrema of a certain function the values of the derivative of this function are equal to zero, therefore, points I and D on the pulse curve (see Fig. 5a) correspond to points I 'and D' at the intersection of the derivative of this curve with the zero axis (see Fig. . 5 B). Zero values of points I 'and D' are a convenient sign for their recognition, however, points A 'and C' have the same sign (see Fig. 5b). Therefore, recognition requires an additional feature, characteristic only for points I and D. This feature is a time interval in which there are points I and D and there are no points A and C. This interval can be defined as follows. It is known that for different people and at different heart rates, the coordinates of points C and I are relatively stable relative to point A along the time axis, i.e. t C , t I ≈ const. But point A is difficult to recognize, therefore, it is proposed to recognize point B, which has a special sign of the maximum value of the derivative in the period of one pulse beat. The coordinate of point B is approximately equal to
t B ≈ t C / 2 Now, knowing the coordinate of point B, it is possible to form an impulse of such a duration and thus delayed relative to point B that only points I and D will be present in the interval of its existence, in other words, this impulse will determine the “window” where the search for points I and D is allowed. The beginning of this “window” t beg. must meet the condition
t C <t start <t I Denoting the delay t start with respect to point B as T s , the above condition is transformed as follows:
t C <t B + T s <t I
t C t B <T s <t I t B It is known that for different cases t C ≈ 130 ms and t I ≈ 315 ms, then the above condition is defined as:
65 (ms) <T s <250 (ms)
In this device, for example, T s of 150 ms is selected. The coordinate of the end of the "window" t con. must ensure that the following condition is met
t con. > t D In practice, this is ensured if
t con . ≈ t beg. + 200 ms. The operation of the device is carried out according to the functional diagram (see Fig. 1). To differentiate the derivative of the pulse signal, a differentiator (DIF) 2 is designed. 2. Zero detector (DN) 4 generates short (about 2 ms) pulses at the first and second outputs (see Fig. 5d) at time points t I and t D corresponding to transition points derivative through the “zero” I and D. These pulses are fed to the second inputs of the sampling-storage devices (IWC) 6 and 7, which at these points in time sample the values of the pulse signal at points I and D., respectively.
На второй вход ДН 4 подается импульс разрешения ИР (см. фиг. 5в), задающий "окно", в котором осуществляется поиск точек I и D. Для выработки "окна" используются формирователь синхроимпульса (ФСИ) 3 и формирователь рабочего интервала (ФРИ) 5. ФСИ 3 распознает точку В и вырабатывает синхроимпульс СИ в момент ее появления (см. фиг. 5в). ФРИ 5 по сигналу СИ вырабатывает импульс ИР в интервале tнач. tкон. который и задает "окно" для работы детектора "нуля" 4. Таким образом, на выходе УВХ 6 периодически выделяется амплитудное значение точки I, а на выходе УВХ 7 соответственно точки D. Эти сигналы подаются на аналоговый делитель (ДЕЛ) 8, который осуществляет деление VD/VI. Результат деления выводится на регистратор (РЕГ) 9. Описанное устройство представляет собой одну из возможных реализаций способа.At the second input of DN 4, an IR resolution pulse is applied (see Fig. 5c), defining a “window” in which points I and D are searched. To generate a “window”, a sync pulse shaper (FSI) 3 and a working interval shaper (FRI) are used 5. FSI 3 recognizes point B and generates a sync pulse SI at the time of its appearance (see Fig. 5c). FRI 5 on the SI signal generates an IR pulse in the interval t beg. t con . which sets the “window” for the operation of the “zero” detector 4. Thus, the amplitude value of point I is periodically highlighted at the output of the UVX 6 and the point D is output at the output of the UVX 7. These signals are fed to an analog divider (DEL) 8, which division V D / V I. The result of the division is displayed on the registrar (REG) 9. The described device is one of the possible implementations of the method.
Таким образом, заявляемый способ и устройство для его реализации позволяют расширить область применения за счет возможности определения жизнедеятельности в условиях повышенного шума. Thus, the claimed method and device for its implementation can expand the scope due to the possibility of determining vital activity in conditions of increased noise.
Claims (2)
H амплитуда инцизуры пульсограммы;
Hд амплитуда дикротического зубца пульсограммы,
и при увеличении ПТН относительно исходной величины в процессе проведения лечебных мероприятий судят о состоянии функции торакоабдоминального насоса.1. A method for studying the respiratory functions of the cardiovascular system by registering an oscillatory process going from human organs, characterized in that, in order to improve the accuracy of the method by determining the cardio-functional state of the thoracoabdaminal pump, the oscillatory process of blood flow is recorded, the amplitudes of incisura and subcrotic tooth pulsogram, then calculate the indicator of the thoracoabdaminal pump
H is the amplitude of the incursion of the pulsogram;
H d the amplitude of the dicrotic tooth of the pulsogram,
and with an increase in PTN relative to the initial value during the course of therapeutic measures, the state of the function of the thoracoabdominal pump is judged.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SU894654996A RU2036606C1 (en) | 1989-02-23 | 1989-02-23 | Method and device for examining respiratory function of the cardiovascular system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SU894654996A RU2036606C1 (en) | 1989-02-23 | 1989-02-23 | Method and device for examining respiratory function of the cardiovascular system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2036606C1 true RU2036606C1 (en) | 1995-06-09 |
Family
ID=21430768
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| SU894654996A RU2036606C1 (en) | 1989-02-23 | 1989-02-23 | Method and device for examining respiratory function of the cardiovascular system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2036606C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2184484C2 (en) * | 2000-07-10 | 2002-07-10 | Сибирский медицинский университет | Method for determining bronchial potency disorders |
| RU2424765C2 (en) * | 2009-10-21 | 2011-07-27 | Дмитрий Евгеньевич Мохов | Compressive method of measuring physiological indices of organism state and device for its realisation |
-
1989
- 1989-02-23 RU SU894654996A patent/RU2036606C1/en active
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Заявка РСТ 084/017056, кл. A 61B 5/08, 1988. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2184484C2 (en) * | 2000-07-10 | 2002-07-10 | Сибирский медицинский университет | Method for determining bronchial potency disorders |
| RU2424765C2 (en) * | 2009-10-21 | 2011-07-27 | Дмитрий Евгеньевич Мохов | Compressive method of measuring physiological indices of organism state and device for its realisation |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4676253A (en) | Method and apparatus for noninvasive determination of cardiac output | |
| Fagrell et al. | A microscope-television system for studying flow velocity in human skin capillaries | |
| US5503157A (en) | System for detection of electrical bioimpedance signals | |
| EP0498281B1 (en) | Measurement of transmission velocity of pulse wave | |
| EP1409056B1 (en) | A method for playing music in real-time synchrony with the heartbeat and a device for the use thereof | |
| US3848586A (en) | Signal detection system | |
| EP1179317A2 (en) | Heart-sound analyzing apparatus | |
| JPH02500887A (en) | Relaxation forceps for bioimpedance measuring device | |
| US20160022145A1 (en) | Apparatus and methods for remote monitoring of physiological parameters | |
| JPH0245041A (en) | Method and apparatus for detecting optical pulse | |
| WO1997045162A1 (en) | Method for recording skin galvanic reactions and device for realizing the same | |
| WO1994017728A1 (en) | Blood pressure monitoring system | |
| JP2001224564A (en) | Cardiac sound detector and pulse wave propagating speed information measuring instrument using it | |
| JP2007054471A (en) | Pulse rate measuring device and pulse rate measuring method | |
| Craelius et al. | Criteria for optimal averaging of cardiac signals | |
| CN110292372B (en) | Detection device | |
| RU2036606C1 (en) | Method and device for examining respiratory function of the cardiovascular system | |
| CN105852834A (en) | Blood pressure measurement system and operating method thereof | |
| RU2107456C1 (en) | Method and system for measuring blood pressure in deep brachial vein | |
| Gurzhin et al. | Methods of Biomedical Signal Registration and Patient Functional State Control in Complex Chronomagnetotherapy | |
| Kitney et al. | Extraction and characterisation of underlying velocity waveforms in poststenotic flow | |
| JP3319139B2 (en) | Physiological condition determination method and device | |
| JPH07284483A (en) | Method and apparatus for analyzing heartbeat fluctuation waveform | |
| JP3307071B2 (en) | Heart rate variability waveform analysis method and apparatus | |
| JP2829389B2 (en) | Respiration detector |