АКУСТИКА ЖИВЫХ СИСТЕМ. БИОМЕДИЦИНСКАЯ АКУСТИКА
УДК 534.222
СРАВНЕНИЕ ХАРАКТЕРИСТИК АКУСТИЧЕСКИХ ДАТЧИКОВ РАЗЛИЧНЫХ ТИПОВ ПРИ РЕГИСТРАЦИИ ДЫХАТЕЛЬНЫХ ЗВУКОВ НА ПОВЕРХНОСТИ ГРУДНОЙ КЛЕТКИ ЧЕЛОВЕКА
© 2013 г. В. И. Коренбаум*, **, А. А. Тагильцев*, А. И. Дьяченко***, ****, А. Е. Костив*
*Тихоокеанский океанологический институт им. В.И. Ильичева ДВО РАН 690041 Владивосток, ул. Балтийская 43 E-mail: v-kor@poi.dvo.ru **Дальневосточный федеральный университет 690091 Владивосток, ул. Суханова 8 ***Институт общей физики им. А.М. Прохорова РАН 119991 Москва, ул. Вавилова 38 E-mail: alexander-dyachenko@yandex.ru ****Институт медико-биологических проблем РАН 123007Москва, Хорошевское шоссе 76а Поступила в редакцию 05.03.2012 г.
Регистрируемые в диагностических целях на поверхности грудной клетки дыхательные звуки лежат в диапазоне частот от 70—80 до 1000 Гц. Проблемой является обеспечение достаточной эффективности механоакустического преобразования и неискаженности амплитудно-частотной и фазо-частот-ной характеристик контактно устанавливаемых акустических датчиков в исследуемой полосе частот. На основе сочетания теоретического анализа и полученных экспериментальных результатов показано, что наилучшими характеристиками по указанным критериям в частотном диапазоне 100—700 Гц обладают приемники колебательного смещения на основе массивных стетоскопических датчиков с размещаемым в их горловине микрофоном, и приемники динамической силы на основе массивных датчиков с продольно деформируемым пьезопреобразователем, размещаемым между поверхностью тела и корпусом датчика.
Ключевые слова: акустический датчик, дыхательные звуки, амплитудно-частотная характеристика, фазо-частотная характеристика, резонанс, теоретическая модель, натурный эксперимент, линейно частотно-модулированный сигнал, сквозная комплексная передаточная функция.
DOI: 10.7868/S0320791913040084
ВВЕДЕНИЕ
Регистрируемые в диагностических целях на поверхности грудной клетки дыхательные звуки обычно лежат в диапазоне частот от 70—80 до 1000 Гц. Однако их качественная регистрация представляет известную проблему. В настоящее время для регистрации дыхательных звуков используются 3 типа контактно устанавливаемых на поверхность тела акустических датчиков: акселерометры [1—6], стетоскопические датчики с микрофонами [1, 7, 8] и так называемые контактные датчики [4, 9, 10], в которых чувствительный пье-зоэлемент размещен между поверхностью грудной клетки и массой корпуса. Суть проблемы состоит в обеспечении достаточной эффективности механоакустического преобразования и неиска-женности амплитудно-частотной (АЧХ) и фазо-частотной характеристик (ФЧХ) датчиков в исследуемой полосе частот.
Целью работы является приближенное теоретическое и экспериментальное исследование АЧХ и ФЧХ акустических датчиков указанных типов при регистрации звуков, проведенных из полости рта на поверхность грудной клетки человека.
Для того чтобы малый по сравнению с длиной продольной волны в среде акустический датчик не искажал параметры регистрируемого им на поверхности грудной клетки поля необходимо либо, чтобы он совершал такие же колебания как среда, либо, напротив, был полностью развязан от колебаний среды, т.е. заторможен, не внося при этом существенных изменений в контролируемый колебательный процесс. При использовании первого подхода, с учетом условия абсолютно мягкой границы на поверхности тела человека [10], следует уменьшать массу датчика, и в качестве такового из контактно устанавливаемых датчиков наиболее оптимальным становится легкий аксе-
лерометр. В то же время история медицинской аускультации легких, связанная с применением достаточно массивных стетоскопов и фонендоскопов [11], свидетельствует о возможности использования и второго подхода. Рассмотрим оба из них. Для этого проанализируем приближенную теоретическую модель в рамках представлений о датчике и биологических тканях как о колебательной системе с сосредоточенными параметрами и сравним модельные предсказания с результатами натурного исследования характеристик указанных типов датчиков на поверхности грудной клетки. Заметим, что построение для рассматриваемых целей сложных и более точных теоретических моделей (например, [12—14]) в условиях высокой вариабельности свойств биологических тканей не только между субъектами, но и в пределах разных зон грудной клетки у одного обследуемого, представляется авторам нецелесообразным.
ТЕОРЕТИЧЕСКАЯ МОДЕЛЬ
Любой акустический датчик, обладающий массой М, устанавливается на слое мягких тканей (кожа и жировой слой), обладающих жесткостью К, и должен неизбежно иметь некоторую собственную частоту крепления (подвеса) в длинноволновом приближении колебаний резинового виброизолятора [15] и при малой вязкости биологических тканей, определяемую как [10]
/ * (К/М)05/2я. (1)
При работе на частотах в 1.5—2 раза ниже/0 датчик будет совершать общие колебания с поверхностью грудной клетки. Напротив, при работе на частотах существенно выше /0 [10] датчик может считаться развязанным (виброизолированным) от колебаний среды, т.е. может рассматриваться заторможенным. Заметим, что линейный эффект виброизоляции по известному закону 201§(///0) [15] начинает проявляться с частот (1.5—2/0 и постепенно нарастает при повышении частоты. Поэтому вопрос о том, начиная с какой частоты можно будет считать датчик достаточно развязанным от колебаний тканей поверхности грудной клетки, требует экспериментального уточнения.
Известные типы контактно устанавливаемых акустических датчиков характеризуются в рассматриваемых диапазонах своими особенностями, которые мы далее проанализируем. В диапазоне частот, лежащем в относительной близости к /0, поведение акустических датчиков имеет промежуточный, более сложный характер, и от его теоретического рассмотрения мы уклонимся, поскольку именно эта область частот в наибольшей степени характерна искажениями АЧХ и ФЧХ и для работы акустических датчиков в большинстве приложений не пригодна.
1
Рис. 1. Устройство стетоскопического датчика: 1 — микрофон с предусилителем, 2 — стетоскопическая насадка.
Рассмотрим сначала работу стетоскопического датчика (аналога медицинского стетоскопа) с встроенным в его раструб микрофоном (рис. 1) на частотах/>/0. Вследствие малости волновых размеров устанавливаемого на поверхность тела кольцевого края раструба стетоскопической насадки, образующей стетоскопическую камеру, и малой вязкости биологических тканей, продольные волны, бегущие изнутри грудной клетки, огибают его, в результате чего заторможенность самого датчика обеспечивает почти неискаженную передачу продольных колебательных смещений тканей внутрь жесткой стетоскопической камеры [10]. В этом случае (камера существенно меньше длины продольной звуковой волны в воздухе) микрофоном воспринимается изменение давленияр в неподвижной камере, вызванное изменением объема АУ за счет колебательного смещения тканей поверхности грудной клетки внутрь камеры с амплитудой £,. Величина АУ* где Б — примерно соответствует площади основания стетоскопической камеры.
В соответствии с газовым законом Пуассона (адиабатическим процесс, как обычно, полагается при достаточно высоких частотах колебаний) запишем:
рУС = (Ро + р)(Ус -АУ)(2) где р0 — атмосферное давление (стетоскопическая камера снабжена капиллярным компенсатором статического давления), Ус — начальное значение объема стетоскопической камеры, у — показатель адиабаты, который для сухого воздуха составляет около 1.4 при температурах между 20 и 100°С. Вводя отношение АУ/Ус < 1, для второго сомножителя правой части (2) воспользуемся разложением в ряд (1 — АУ/Ус)т = 1 — уАУ/Ус, пренебрегая вследствие малости отношения АУ/Ус членами более высоких порядков (нелинейными). После очевидных преобразований (2) получим р = (р0уАУ/У)/(1 — уАУ/Ус), где в знаменателе можно пренебречь малой добавкой уАУ/Ус по сравнению с единицей. Тогда окончательно имеем:
р = р^Щ/Ус. (3)
Рис. 2. Устройство легкого акселерометра: 1 — би-морфный пьезоэлемент, 2 — основание, 3 — кабельный ввод, 4 — предусилитель, 5 — корпус.
4
Рис. 3. Устройство "контактного" датчика с продольным пьезоэлементом: 1 — кольцевой опорный элемент, 2 — кольцевой пьезопреобразователь, 3 — массивный корпус, 4 — крышка корпуса.
4 5 3
Рис. 4. Устройство "контактного" датчика с изгиб-ным пьезоэлементом: 1 — упругая пластина, 2 — круглая пьезопластинка, 3 — корпус, 4 — кабельный ввод, 5 — предусилитель.
Таким образом, согласно (3), выходной сигнал рассматриваемого акустического датчика для частот, лежащих существенно выше частоты /0, оказывается пропорциональным смещению нена-груженных тканей грудной стенки £, (границы). Другими словами, перед нами датчик колебательного смещения. Напротив, на частотах ниже
,/0/(1.5—2) рассматриваемый датчик будет совершать синфазные колебания с поверхностью тела и, вследствие слабой виброчувствительности микрофона, чувствительность датчика этого типа резко упадет.
Рассмотрим теперь легкий акселерометр (рис. 2). Чаще всего в качестве чувствительного элемента используется биморфный изгибный пьезоэле-мент [3, 5, 6]. Такой акустический датчик при условии, что резонанс его собственного чувствительного элемента выше границы анализируемого диапазона, при работе на частотах ниже /0/(1.5—2) будет совершать колебания как единое целое с поверхностью грудной клетки и, таким образом, является классическим датчиком колебательного ускорения £,". При работе на частотах выше /0 (с учетом низкой добротности резонанса подвеса) такой акустический датчик, из-за компенсации собственной АЧХ акселерометра почти линейным спадом передаточной характеристики виброизоляции упругого крепления 201§(///0), начиная с примерно (1.5—2)/0 [13] будет представлять собой приемник колебательной скорости £,'.
Рассмотрим теперь так называемый "контактный" акустический датчик, чувствительный пье-зоэлемент которого размещен между поверхностью грудной клетки и массой корпуса датчика. В принципе, по этой схеме можно создать датчики как с продольно деформируемым [4, 10] (рис. 3), так и изгибным [9] пьезоэлементом (рис. 4).
Для дальнейшего прочтения статьи необходимо приобрести полный текст. Статьи высылаются в формате PDF на указанную при оплате почту. Время доставки составляет менее 10 минут. Стоимость одной статьи — 150 рублей.