В.Т. Гринченко, Г.П. Виноградный, А.А.Макаренкова

Источник

В конце прошлого века в ведущих странах мира были проведены обширные исследования в области медицинской акустики, а именно, по цифровой аускультации зву- ков жизнедеятельности человека. Интерес к этим исследованиям обусловлен большим объемом информации, содержащийся в звуковых феноменах, возникающих в процессе функционирования основных систем человеческого организма. Исследования позволили выполнить физическое и математического моделирование звуков сердечной деятель- ности, дыхательных шумов, и на этой основе создать технические средства регистрации, цифровой обработки, документирования и хранения акустических портретов сиг- налов. В результате, практически одновременно, в Израиле, Финляндии, США, Канаде и Украине, в Институте гидромеханики Национальной Академии Наук Украины, были созданы стационарные аудиовидеодиагностические комплексы цифровой аускультации, позволяющие в реальном масштабе времени производить спектральную и корреляционную обработку сердечный звуков и дыхательных шумов, с последующей полихромной визуализацией [1, 2]. Таким образом, появилась возможность процесс аускультации вывести из области искусства, где оценка шумов носить субъективный качественный характер в область естественных наук, производить объективную количественную оценку акустическим явлениям. Одной из задач, решенной при этом - была задача регистрации звука, генерируемого в теле человека. Параллельно с разработкой компьютерных аудиовидео диагностических комплексов выполнялись работы по созданию малогабаритных мобильных электронных стетофонендоскопов[3]. Побудительным мотивом к их созданию была простота конструкции, размеры близкие к традиционным механическим стетофонендоскопам, возможность усиления сигналов, получения линейной амплитудно- частотной характеристики и аускультации в полевых условиях, что крайне необходимо для военных медиков и Министерства Чрезвычайных Ситуаций.

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЙ

В стационарных и мобильных портативных комплексах регистрация дыхатель- ных шумов и звуков сердечной деятельности осуществляется датчиками пульсаций зву- кового давления (датчики микрофонного типа), либо с помощью специальных прием- ников колебательного ускорения (ПКУ). Наиболее простым с конструктивной точки зрения, является датчик микрофонного типа, в котором роль чувствительного эле- мента выполняет электретный микрофон рис. 1 a. Датчик содержит металлическую или пластиковую камеру цилиндрической формы, в дно которой вмонтирован мик- рофон. Открытая часть цилиндра при аускультации должна плотно, без зазоров, во избежания влияния внешнего звукового фона, прижиматься к телу пациента. Колебания поверхности тела, обусловленные звуками жизнедеятельности организма (звуки сердца, шумы дыхания, шумы кровотока и т.д.) приводят к появлению в камере дат- чика пульсации звукового давления, которые затем регистрируются микрофоном. Для устранения нежелательной составляющей постоянного давления, возникающей в ка- мере, вызываемой растяжением кожи при вдохе и выдохе, предусмотрено отверстие малого диаметра (капилляр диаметром от 0.5 до 1.0 мм), соединяющее полость каме- ры с окружающей средой. Как установлено исследованиями [4–6], наличие воздушного слоя в камере датчика существенно снижает его эффективность на высоких частотах 600–1500 Гц на 15–20 дБ. Это связанно с особенностями перехода звука из биотка- ней, (акустически жесткой среды) в воздухакустически мягкую среду [7]. Волновое сопротивление первой в 26 раз больше волнового сопротивления второй. За счет это- го происходит уменьшение звукового давления и возрастание колебательной скорости, существенно снижается эффективность датчика (чувствительность), т.к. микрофон регистрирует пульсации звукового давления. Уменьшение толщины воздушного слоя в камере повышает эффективность микрофонного датчика. Существуют пределы поряд- ка 2.5–3.0 мм, толщины воздушного слоя меньше которых возможно соприкосновение кожного и волосяного покрова с поверхностью микрофона, приводящее к появлению контактной помехи, искажающей полезный сигнал. Естественным способом борьбы с подобным явлением является исключение воз- душного слоя, что было сделано в конструкции датчика разработанного нами. Принципиальная схема датчика приведена на рис.1б. Он состоит из стержневого пьезокерами- ческого преобразователя с передней (приемной) и задней (массивной) накладками. При- емная легкая накладка опирается на металлическую мембрану толщиной ? = 0.1 мм. Жесткий металлический корпус объединяет все конструктивные элементы воедино. По принципу действия - это стержневой пьезокерамический односторонний преобразова- тель микрофонного типа (датчик стержневого типа). В процессе регистрации звуковых явлений, обусловленных жизнедеятельностью организма человека необходимо, чтобы металлическая мембрана плотно прилегала к кожному покрову тела пациента. Отличи- тельной особенностью процесса регистрации звука датчиком стержневого типа является то, что здесь организован переход звука из акустически мягкой среды в акустически жесткую. Волновое сопротивление биотканей в 35 раз ниже волнового сопротивления стали, из которой изготовлена мембрана. Это приводит к существенному повышению давления и уменьшению колебательной скорости в процессе перехода звука из биотка- ней к чувствительным элементам датчика. Оценка эффективности разработанного датчика стержевого типа осуществля- лась путем сопоставления звукового фона в помещении, звуков сердца и дыхательных шумов, регистрируемых этим датчиком и приемником колебательного ускорения, ис- пользуемого в аудиовидеодиагностических комплексах типа “КоРА”. Диаметр датчиков был одинаков – 30 мм. Масса датчика колебательного ускорения была 12 грамм, а датчи- ка стержневого типа – 50 грамм. Чувствительность датчика колебательного ускорения составляла 15.2 мВ/(м с?2). Регистрация звукового фона осуществлялась при вертикальном расположении датчиков, подвешенных на тонких нитях к консолям стойки, при этом расстояние меж- ду осями датчиков было 20 мм. Регистрация звуков жизнедеятельности человека, сер- дечных и дыхательных шумов проводилась у 3-х здоровых добровольцах в возрасте 28-ти, 36-ти, 45-ти лет. Во время проведения измерений пациент находился в лежачем положении на кушетке. Звуки сердца измерялись в точке 5 (левая сторона грудной клетки, верхушка сердца), а дыхательные шумы - в правой подключичной области в т.2 П. Датчики крепились к телу пациента с помощью двухстороннего тонкого лейко- пластыря, на расстояние 30 мм друг от друга.Сигналы с датчиков усиливались двух- канальным электронным усилителем, а затем регистрировались и обрабатывались с помощью двухканального спектроанализатора фирмы “Брюль и Къер”, типа 2134, на котором выполнялся спектральный анализ. Результаты измерений представлены на рис.2 , в виде спектров мощности сигна- лов осредненных по 6-ти реализациям для каждого вида измерений. На данном рисун- ке все нечетные цифры соответствуют кривым, которые были получены при измерении датчиком стрежневого типа, а четные - приемнику колебательного ускорения. Кривые 1 и 2 рисунка 2а, соответствуют звуковому фону, датчиками помещения, в котором прово- дились измерения звуков жизнедеятельности пациентов. Из рассмотрения этих кривых не трудно заметить, что уровни спектральных составляющих фона регистрируемые датчиком стержневого типа в диапазоне частот 20–200 Гц на 10 дБ выше уровней заре- гистрированных приемником колебательного ускорения. Кривые 3 и 4 данного рисунка отображают спектры мощности звуков сердечной деятельности пациентов. Из рисунка 2б видно, что датчик стержневого типа позволяет проводить регистрацию звуков сердца от единиц герца до 550 Гц, в то время как приемник колебательного ускорения реги- стрирует сердечные звуки только до 300 Гц, выше которых спектральные составляющие полезного сигнала совпадают с спектральными составляющими звукового фона поме- щения. Это указывает на то, что датчик стержневого типа лучше согласован со средой - биотканями человека. Измерения дыхательных шумов, результаты которых представ- лены кривыми 5,6 рисунка 2б наглядно иллюстрируют преимущество датчиков стреж- невого типа над датчиками колебательного ускорения.Установлено, что на частотах больших 350 Гц спектральные составляющие дыхательных шумов зарегистрированые датчиком стержневого типа, при дыхании средней интенсивности, превышают подоб- ные уровни измеренные приемником колебательного ускорения на 8-10 дБ. Нетрудно заметить, что с помощью приемника колебательного ускорения можно регистрировать дыхательные шумы до 800 Гц, в то время как с помощью датчика стержневого типа надежно регистрируются дыхательные шумы до 1500 Гц.

Интересные результаты были получены при варьировании прижатия датчика стержневого типа к телу. На рисунке 2б представлены результаты измерений дыхатель- ных шумов, которые были измерены в точке 2 П. Кривая 1 соответствует удельному давлению прижатия 7.0г/см 2 , а кривая 2 – 28 г/см 2 и кривая 3 – 70г/см 2 . Как видно, увеличение прижатия приводит к уплотнению биотканей находящихся под датчиком, повышению звукового давления и естестенно к росту уровня регистрируемого сигнала. Этот эффект дает возможность регулировать уровень сигнала без электронного усиле- ния его. Полученные результаты указывают на то, что датчик стержневого типа может быть использован как в стационарных аудиовидеодиагностических комплексах так и в мобильных портативных электронных стетофонендоскопах, хотя, по нашему мнению их более целесообразно использовать в мобильных приборах. В Институте гидромеха- ники Национальной академии наук Украины были созданы одноканальные и многока- нальные электронные стетофонендоскопы, типа “Эфон”, у которых регистрация звуков жизнедеятельности осуществлялась с помощью разработанных датчиков стержневого типа. Данные электронные стетофонендоскопы позволяют регистрировать звуки серд- ца, дыхательные шумы, звуки желудочно-кишечного тракта и осуществлять обучение студентов навыкам аускультации. Чувствительность электронного стетотофонендоско- па “Эфон-06” у которого первичным преобразователем был датчик стержневого типа в 5 раз выше лучшего механического стетофонендоскопа [8]. Кроме того, у него ли- нейная амплитудно-частотная характеристика, в отличие от механического, у которого амплитудно-частотная характеристика имеет провалы в отдельных частотах до 20 дБ, и что немало важно он позволяет регулировать громкость регистрируемого сигнала в процессе аускультации. Как отмечалось главным педиатром Министерства Охраны здо- ровья Украины зав.кафедрой педиатрии No. 2 КМАПО профессором В. В. Бережным: “Электронный стетофонендоскоп ЭФОН-06 значительно повышает эффективность аку- стический диагностики соответствующих заболеваний человека независимо от индиви- дуальных особенностей слухового тракта человека. Это позволяет быстро и оперативно выявлять респираторные и сердечно-сосудистые заболевания на ранних стадиях их раз- вития”.

ВЫВОДЫ

Анализ процесса перехода звука из биотканей человека к чувствительным элементам датчика звукового давления, микрофонного типа, используемого при аускульта ции, показал, что наличие воздушного слоя приводит к уменьшению чувствительности датчика. Эффективность датчика может быть увеличена исключением воздушной сре- ды между телом и чувствительными элементами. Разработан и апробирован датчик для аускультации звуков жизнедеятельности организма человека, на основе одностороннего пьезокерамического стержневого преобразователя. Чувствительность которого превосходит чувствительность приемника колебательного ускорения тех же габаритов. Установлено, что с увеличением силы прижатия датчика стержневого типа чувствительность его возрастает. Разработанный датчик используется в мобильных стетофонендоскопах, чувствительность которых в 5 раз выше чувствительности лучших образцов механических стетофонендоскопов.