文摘
一个可靠的系统,可以同时准确地监测呼吸和心脏输出将在医疗应用程序有很大的效用。在本文中,我们提出一个新颖的方法来创建这样的一个系统。这种非侵入性、低功耗、低成本、非接触式传感器适合连续监测呼吸(潮汐卷)中风和心脏体积。此外,它能够提供这些数据(即在真正的体积。毫升)。目前的化身,专门为睡眠监测应用程序,只需要100兆瓦时由一个4.8 V电池组和基于使用单个electroresistive乐队嵌入到一件t恤。在这里,我们描述的实现装置,解释的合理选择和设计电子电路和物理服装一起执行初步测试使用一个志愿者主题。商用肺活量计的设备的比较表明,潮汐卷可以在较长时期内监测精度±10%。我们进一步证明设备的实用测量心输出量和呼吸的努力。
1。介绍
监测呼吸模式和呼吸异常的识别是一个重要的临床任务(1,2),特别是在睡眠期间可能约占1/3的一生。出于这个原因,许多传感器适用于监测睡眠呼吸模式的报告。这些传感器需要皮肤接触(例如,系统利用电极阻抗容积描记术),而另一些则根据校准位移传感器或感应传感器嵌入在紧合身的夹克/服装(例如,电感体积描记法和应变仪体积描记法)(3- - - - - -11]。
归纳和应变仪体积描记法系统允许容易检测呼吸模式的破坏和通常使用的更复杂的“睡眠障碍”监测系统(11,12]。呼吸作用是一个重要的测量特别是在睡眠阶段的差异之间的胸部和腹部运动期间呼吸(或试图呼吸)与阻塞性呼吸暂停和其他睡眠障碍(1,11,13,14]。
随着呼吸,心脏中风的正确测量是一个关键参数。这个价值乘以心率时允许的计算时,心输出量和监控与潮汐卷完成后血流动力学一般评估总结(15,16]。阻抗容积描记术是唯一目前无创性技术,能同时监测呼吸和近似心脏功能,特别是心脏中风体积(17]。然而,阻抗体积描记法是计算密集型和需要大量的电极连接在一个精确的安排和电子信号注入身体(9]。由于这个原因,越来越多的需求精确无创心输出量的连续测量,特别是同时记录潮汐卷和呼吸的努力。
我们之前这个传感器的实现(18)已经允许监测呼吸和心脏中风措施直接卷毫升不需要推断这些测量的数学模型(例如,作为一个锥形截头)12,17,19]。
心脏中风的,目的是实现同步测量体积,潮汐卷,和呼吸的努力在一个非接触式可穿戴的解决方案适合使用在睡眠中,我们调查了使用商用electroresistive乐队(erb) [18]。这些乐队通常用于电磁屏蔽垫圈也一样便宜位移/力传感器在机器人项目。electroresistive乐队,我们采用由高弹性导电硅胶管(碳加载)。他们有2毫米的厚度和出售在一个近似1米的长度。在休息的时候,他们表现出的总电阻的范围6 - 7 kΩ,当拉伸的电阻变化范围的140年到160年Ω/厘米。在本文中,我们检查的可行性使用单一ERB监控潮汐卷,心脏中风体积,在睡眠中呼吸努力。再一次,用于描述我们将这个设备及其后续记录作为pneumocardiogram (PNCG) [18]。
2。方法
在先前的描述体现这个传感器(18),我们采用四erb成对排列,两两在腹部、胸部和放置在相同的地方硬丝带缝(见图2)。这个以前的化身的传感器和电子设计允许我们证明传感器适用于长期PNCG记录和也在激烈的体育活动。然而,这个实现有两个缺点。首先,多个ERB需要使用多通道定制ERB前端。第二,在我们之前设计erb被安排在整个躯干。传感领域的扩展的胸腔受损时传感器的使用ERB的一部分被压缩或掐发生当用户躺下。同时当前实现旨在解决这两个问题。
2.1。ERB前端马克二世
类似于我们之前的设计(18),我们的单ERB使用小型直流极化电流。所需的直流电流是通过使用一个微芯片:REF200由德州仪器(20.]。这个配置的单个ERB和REF200让我们避免极化电流的调节,与我们之前的设计,但由于存在多个乐队单独极化,避免microshock风险(4我们需要调整100年值不同于当前的水平μ(值得注意的是,标准的价值microshock阈值是100μ一个)。
还让胸部和腹部区域的监控,在此实现ERB分为两个相等的部分长度(胸部和腹部;看到穿戴的服装部分)。中间的点连接到电路(见图1ERB的)和两个部分由单一偏振独立REF200包含两个独立的电流发电机。
求和的ERB电压(未校准的体积信号;参见图1)是由模拟电路实现了直接使用一个真正的微分放大器(INA116也由德州仪器(21])。和电压,我们迫使ERB微分放大器连接到反相输入来生成一个负电压变化时对地面伸展。当前发电机负电压依从性是通过使用一个单独的电源转换器模块(DHC10512D TI)产生一个双重的不受监管的铁路供电±14 V从单个电源4.8 V (5 V电源标称规范)。我们对于这个应用程序的原型使用5 V的输出国家仪器NI6009也是用来获取数据采样率为1000 Hz。虽然INA116不需要放大的信号输出,为了适应低动态范围的ADC期间使用我们的测试在±5 V(14位),11 V / V的获得是通过直接连接5 kΩ插脚1和8 INA116之间的电阻。
独立的仪器和测量胸部和腹部运动期间呼吸(呼吸努力)通过警卫缓冲区集成到INA116 [21]。通常警卫队缓冲区用于极化屏蔽同轴电缆连接到传感器的感知信号的复制品。这种技术被称为积极的保护设置(更多细节见22- - - - - -25]),通常用于减少噪音捕获的电缆和连接传感器。然而,由于erb工作在非常低的频率(几乎在直流水平),由于内在的高阻展览,他们不提供更好途径噪声耦合。出于这个原因,在这个应用程序中ERB连接到电路的双芯屏蔽电缆(通常用于耳机),屏蔽连接到中间点的ERB和信号接地(见图1)。这种安排让卫兵缓冲输出自由,允许我们使用它们来直接读取ERB的每个部分的电压信号。这一切的结果是,只使用一个微芯片我们能够提取三个有用的模拟信号。账单之间的直接比较前端使用的材料为当前和先前报道在表1。
2.2。可穿戴的服装马克二世
这个试验实现的可穿戴的服装是描绘在图2。再一次,我们使用了一个服装松配合的t恤作为基础。之间的胸部区域(腋下)和腹部地区(浮动肋骨)宽5厘米的织物带缝离开7厘米的差距。一些绝缘的孔眼是嵌入式的边缘附近的带缺口(见图2)。然后就通过孔眼处理ERB锯齿形模式。ERB担保与结在正确的顶端的冲孔和左侧最低的网眼的丝带。连接ERB的极化的同相输入电路和测量放大器是实现最高的网眼的反相输入INA116和极化电路连接到ERB最低的孔眼。地面连接是安全的与一个褶终端ERB的中间点。ERB是松散缝合织物,以避免短路的部分和不必要的伸展,连接躯干。在这个实现一个简单的双芯的同轴电缆(通常用于耳机)是用于连接测量电路的服装。在我们之前的实现服装、校准的电压变化的总和胸部和腹部ERB部分胸部真的对三进行体积测量用一个商业肺活量计。一个多项式插值(二阶)是通过曲线拟合得到的三个测量总结ERB和肺活量计记录(MATLAB基本拟合工具)。
2.3。评价设置
在这个实验中,原型的t恤穿几个小时而数据记录在两个不同的试验与录音肺活量计和一个心电图铅(多层互连或修改引导我16)类似于[实现了什么26,27]。第一个试验是用于校准和初步评估,而第二个是用来估计如何校准几个小时后举行。在两个试验志愿者躺在一个标准的家庭床上,偶尔被问到呼吸通过肺活量计用于校准。
在第一次审判前三个呼吸周期(故意不同)用于校准。两个小时后,另一个循环的录音。志愿者回到床上两小时后采取进一步测量。
3所示。结果
计算精度与肺活量计校准后的测量在校准后的两个小时(主题躺在一个标准的家庭床上),在第二次审判主题后再被要求躺在床上两个小时。这个话题没有删除的t恤intertrials时期花费在执行标准的日常活动。这些测量结果被发表在表2并显示错误和肺活量计的范围包含在±10%。
摘录的校准数据记录在试验1是描绘在图3。对于这个特定的记录,这个话题被要求做一个浅呼吸和执行缓慢的灵感。这个记录的目的是指依赖呼吸心脏中风体积的预期。因为它可以观察图4上面板,一个小体积变化是可观测相对应每次心脏搏动(图1底部面板)。等依赖预计,尽管是心脏的电活动之间的延迟(ECG)和产生的体积变化抽水行动,我们假设有一个进一步延迟添加erb的响应时间。由于这个原因,在图的时间间隔4是标有“A”之间的时间间隔测量QRS和局部最小值的峰值信号量可能比正常的生理值~ 30 ms (4,28];参见4。同样,心脏中风体积数是衡量峰之间的第一局部最小值和最大值后心跳(见图4)可能受到延误和阻尼印象深刻的ERB以及呼吸调幅留下了很深的印象。作为我们传感器的精度评价心脏中风卷包括入侵过程,我们目前的过程中获得道德间隙来测试我们的原型在医院经常执行这样的过程。
我们新的传感器实现的能力来评估呼吸努力证明在一些模拟睡眠呼吸暂停事件的性能。在这个实验中,产生一个模拟呼吸暂停事件,主体试图迫使过期后呼吸。可以观察的比较数据5和6在正常的呼吸(图5)胸部和腹部同步和相位(请注意,通过电路设计腹部ERB部分电压变化为负)而在呼吸暂停(图6)有同步和胸部扩张是间歇性的,因为他们是由胸部肤浅的肌肉而不是呼吸的肌肉。因此,尽管这个实现使用单一ERB这个传感器仍有能力监测呼吸努力。
最后,我们强调,通过简单的比较(表两个法案的材料1)可以推断前端马克二世是便宜的昂贵的组件如仪表放大器从4减少到一个和昂贵的运算放大器(OPA129)之前不再需要使用。此外,有效的极化电流调节每个乐队的不再是必需的,准确的,不再需要耗费时间校准。
4所示。讨论
erb使用在我们的原型是商用Adafruit Industries(美国纽约)和专门设计用来执行位移传感器在机器人应用程序。就像前面提到的3,心电图信号之间的延时(QRS)和体积梯度来衡量我们的系统(见图3和4)大于标准生理延迟。这种延迟是由于ERB材料。正如所料,电阻的变化在erb也由于热效应和非线性导电化合物浓度(碳粉)。
虽然延迟的影响,对中风的测量体积将只在预定的临床评估测量(2016),我们评估了延迟和形状的ERB电压变化当极化电流的水平在这个应用程序中使用的模拟长期监测(> 10小时的持续拉伸)在拉伸频率类似于呼吸(范围在0.2和0.5之间(Hz))。我们还发现erb降低如果过度的表现。在我们的应用程序中服装设计包含拉伸低于10%。拉伸10%我们发现延迟影响主要是乐队的放松和包含在10%的拉伸速度。我们的特性测量的一个例子是描绘在图7。
为了测试ERB我们构建了一个测试系统由一个高扭矩缓慢的革命(齿轮)直流电机直接连接到一个可调节刚性臂(ERB的一端延伸)和通过一个带高精度旋转编码器(2000脉冲/转)。正弦波形(冲粗线)是通过旋转编码器脉冲,同时获得的电压变化由国家仪器DAQpad6363 ERB取样25 kHz。为了获取精确数据在每个,引发的DAQpad收购是单一的旋转编码器的革命阶段。剩余高频噪声可见ERB电压图7是由于缺乏适当的低通滤波器的输入DAQpad。值得注意的是,我们的低通滤波器是目前校准采样率为1000 Hz,目前用于人体试验记录。
5。结论
提出设备的发展代表了一个重要的一步的解决方案同时测量呼吸和心脏功能。这种技术有几个显著的优点:它可以很容易地嵌入到现有的可穿戴的长期监控解决方案(例如,霍尔特显示器),作为非接触式,它可以穿在绷带或电极并保持有效。此外,虽然只有一个ERB用于这个设计,设备仍然可以监测呼吸努力扩大其使用睡眠监测和障碍性呼吸监测。未来的工作将集中在electroresistive乐队的发展和特征,验证测量心输出量(与侵入性测量)和大规模研究的长期可靠性。
利益冲突
作者宣称没有利益冲突有关的出版。