Импульсный сверхширокополосный датчик

Импульсный сверхширокополосный датчик

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Изобретение относится к медицинским диагностическим приборам для исследования физиологических параметров человека, в частности к радиолокационным средствам диагностики сердечно-сосудистой системы и органов дыхания человека в стационарных и полевых условиях. Датчик, выполненный согласно патентуемому изобретению, может применяться в качестве средства измерения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания для диагностики заболеваний.

Применение в качестве измерительного средства сверхширокополосного радара позволяет решить ряд задач, которые невозможно реализовать с помощью традиционных средств диагностики. Сверхширокополосные датчики обеспечивают неинвазивность измерений, вследствие чего исключается возможность инфицирования пациента во время измерений. Вместе с тем отпадает необходимость в использовании специально оборудованных лабораторий и высококвалифицированного персонала.

Сверхширокополосные датчики обеспечивают бесконтактную диагностику, что позволяет работать с пациентами, имеющими обширные ожоги или кожные заболевания, когда отсутствует возможность использования контактных средств диагностики. С помощью таких датчиков исследования пациента могут проводиться через одежду, при этом сокращается время на проведение диагностики.

Применение сверхширокополосных датчиков обеспечивает требуемую безопасность для пациента за счет низкого уровня энергии излучаемого электромагнитного сигнала. Радиационная нагрузка на пациента снижается на порядки по сравнению с рентгеновской компьютерной томографией.

Кроме того, отпадает необходимость в тщательной дезинфекции измерительного инструмента, а также необходимость применения одноразовых элементов устройства и расходных материалов. Вследствие этого существенно снижаются общие расходы на обслуживание диагностического оборудования.

В соответствии с используемой в настоящее время классификацией к сверхширокополосным радиолокационным системам относят радары с полосой частот сигнала, определяемой согласно следующему условию: 0,25<(f_верх-f_ниж)

(f_верх+f_ниж)<1, где f_верх и f_ниж - соответственно верхняя и нижняя границы полосы частот сигнала (см., например, И.Я.Иммореев. Сверхширокополосные радары: новые возможности, необычные проблемы, системные особенности. Вестник МГТУ им.Баумана, Серия Приборостроение, Выпуск 4, 1998; И.Я.Иммореев. Возможности и особенности сверхширокополосных радиосистем. Прикладная электроника, Харьков, том 1, №2, 2002, стр.122-140). Кроме того, полоса частот (f_вepx-f_ниж) сигнала сверхширокополосных систем должна быть не менее 500 МГц (см. Federal Communications Commission FCC 02-48. Washington, D.C. 20554. ET Docket 98-153. First Report and Order. April 22, 2002). Применение сверхширокополосных радиолокационных средств измерений позволяет существенно повысить информативность сигнала благодаря увеличению разрешающей способности датчика по дальности.

В настоящее время известны различные схемные решения импульсных сверхширокополосных датчиков для контроля работы органов дыхания и сердечно-сосудистой системы пациента. Так, например, в патенте США №5519400 (опубликован 21.05.1996) описан импульсный сверхширокополосный датчик с фазово-кодовой модуляцией для контроля движения исследуемого объекта. В качестве опорного сигнала и сигнала возбуждения передающей антенны устройства используются короткие видеоимпульсы. Устройство содержит передатчик сигнала с передающей антенной, излучающей сверхширокополосный сигнал на частоте от 2 до 10 ГГц. Блок временной задержки вырабатывает управляющий сигнал, определяющий временную задержку между последовательно следующими импульсными сигналами. Приемник с приемной антенной обеспечивает прием дискретных сигналов в соответствии со стробирующим сигналом блока временной задержки. Стробирующий сигнал обеспечивает задержку приема излучаемого импульсного сигнала на величину, равную суммарному времени прохождения излучаемого сигнала до исследуемого объекта и отраженного сигнала до приемной антенны. Временная задержка зависит от расстояния между датчиком и исследуемым объектом.

Требуемая задержка импульсов зондирующего сигнала и импульсов принимаемого сигнала создается блоком временной задержки. С помощью этого блока осуществляется модуляция сигналов. Модулирующий сигнал кодируется с целью исключения взаимного влияния близко расположенных радиолокационных датчиков. Приемник сигнала содержит блок синхронизации с модулирующим сигналом и два квадратурных канала обработки отраженного сигнала. Один из квадратурных каналов работает синфазно с опорным сигналом, а во втором формируется сигнал со сдвигом фазы на 90° относительно опорного сигнала. Информация, получаемая с выходов квадратурных каналов приемника, применяется для последующего анализа сигналов. Квадратурные каналы поочередно переключаются при приеме отраженного сигнала с помощью высокоскоростного управляемого переключателя. Каждый квадратурный канал снабжен индивидуальным фильтром и усилителем сигнала.

При работе известного радиолокационного датчика исключается возможность одновременной обработки сигналов, поступающих в квадратурные каналы. Применение одноканальной схемы обработки отраженного электромагнитного сигнала в датчике исключает возможность одновременной обработки сигналов в двух квадратурных каналах с целью компенсации искажений принимаемого сигнала.

Отсутствие возможности совместной обработки сигналов в свою очередь не позволяет получить информацию о физиологических параметрах исследуемого объекта с требуемой точностью в любой точке на рабочей дистанции измерений. В этом случае на рабочей дистанции между датчиком и исследуемым объектом появляются так называемые «слепые» зоны, в которых фазовая чувствительность датчика существенно снижается, хотя амплитуда отраженных от объекта зондирующих сигналов может быть достаточно большой. Количество таких зон и расстояние между ними зависят от протяженности дистанции измерений радиолокационного датчика и длины волны колебаний, заполняющих зондирующий сигнал.

Наличие «слепых» зон и ограниченность рабочей дистанции измерений датчика, протяженность которой зависит от длительности зондирующих сигналов, приводит к снижению точности измерений физиологических параметров пациента в определенных точках дистанции измерений. Это накладывает существенные ограничения на область применения импульсного сверхширокополосного датчика. Такой датчик может использоваться только при условии полной неподвижности пациента и фиксированном расстоянии между датчиком и пациентом. Любое изменение положения пациента требует перестройки датчика по дальности. В некоторых случаях необходимо регулировать положение датчика относительно исследуемого объекта, чтобы исключить попадание пациента в «слепую» зону на дистанции измерений.

Для автоматической перестройки датчика по дальности требуется применение системы автосопровождения по дальности, что существенно усложняет конструкцию прибора. Однако даже применение дорогостоящей системы автосопровождения не исключает возможности попадания исследуемого объекта в «слепую» зону.

Другой импульсный сверхширокополосный датчик, применяемый для контроля физиологических параметров пациента, описан в опубликованной патентной заявке США №2004/0249258 (опубликована 09.12.2004). Прибор представляет собой импульсный сверхширокополосный радар малой мощности с приемно-передающей антенной. В качестве опорного зондирующего сигнала используются короткие видеоимпульсы. Устройство содержит импульсный генератор постоянной частоты, передатчик, приемник, блок генерации задержанных сигналов, аналого-цифровой преобразователь сигнала, блок обработки сигнала, блок отображения информации и блок управления и синхронизации. С помощью блока обработки сигнала осуществляется расширенная статистическая обработка отраженных сигналов. Энергия отраженного сигнала усиливается посредством ступенчатого усиления амплитуды сигнала в приемнике перед преобразованием сигнала в цифровой код.

Однако данному датчику присущи недостатки, связанные с невозможностью исключения пространственных зон снижения информативности отраженного сигнала. Кроме того, датчик не позволяет одновременно получать достоверную информацию о физиологических параметрах различных органов пациента.

Из патента США №5573012 (опубликован 12.11.1996) известен импульсный радиолокационный прибор для контроля различных физиологических параметров, включая параметры сердечно-сосудистой системы и органов дыхания пациента. Принцип работы устройства основан на обработке отраженных от исследуемого объекта сигналов и формировании усредненного по величине напряжения сигнала, с помощью которого осуществляется модуляция сигнала звукового генератора. Преобразователь сигнала производит преобразование измеренного напряжения отраженного сигнала в аудиосигнал с амплитудно-частотной модуляцией. Устройство содержит генератор импульсов открытия входной цепи приемника сигнала и накопитель сигналов входной цепи приемника.

Принимаемый сигнал может обрабатываться посредством частотной фильтрации и усиления для контроля различных параметров. Однако схема обработки сигнала не исключает возможности появления «слепых» зон на дистанции между исследуемым объектом и датчиком. Вместе с тем рассматриваемый датчик не относится к сверхширокополосным датчикам, поскольку частота задающего генератора составляет 1 МГц с шириной сигнала не более 0,1 МГц. Измерение и обработка отраженного сигнала осуществляется в данном датчике на основе использования эффекта Доплера. Вследствие этого датчик не обладает требуемой информативностью сигнала, свойственной сверхширокополосным датчикам.

Наиболее близким аналогом патентуемого изобретения является импульсный сверхширокополосный датчик для контроля параметров сердечно-сосудистой системы и органов дыхания пациента, который описан в патенте США №4085740 (опубликован 25.04.1978). Устройство содержит генератор электромагнитных колебаний с частотой 10 ГГц. Генерируемый сигнал модулируется с помощью блока модуляции. Модулированный сигнал поступает в передатчик и далее излучается передающей антенной в направлении к исследуемому объекту.

Отраженный от объекта зондирующий сигнала улавливается принимающей антенной датчика и затем разделяется в двух каналах входной цепи приемника. Одновременно зондирующий опорный сигнал поступает в аттенюатор, выходной сигнал которого также разделяется на два канала. Первый синфазный опорный сигнал подается в смеситель первого канала приемника, а второй опорный сигнал поступает в фазосдвигающую цепочку, с помощью которой осуществляется сдвиг фазы сигнала на 90°. Выход фазосдвигающей цепочки соединен со вторым входом смесителя второго канала приемника.

Приемник датчика имеет два квадратурных канала обработки отраженного сигнала. Каждый канал содержит смеситель сигналов, выход которого последовательно соединен с детектором, осуществляющим демодуляцию сигнала. Далее сигнал поступает в усилитель сигнала и фильтр. В процессе контроля физиологических параметров пациента на выходе из смесителей в квадратурных каналах формируются синусоидальные сигналы. При демодуляции суммарного сигнала двух смещенных по фазе синусоид определяется амплитуда сигнала, которая является функцией относительной угловой скорости вращения фаз двух сигналов, поступающих на вход смесителя. Величина относительной фазы отраженного сигнала в каждом канале характеризует либо частоту движения грудной клетки пациента, либо частоту сердечных сокращений в зависимости от настройки фильтров и усилителей в каналах обработки сигналов.

Первый квадратурный канал приемника используется для выделения сигнала, характеризующего частоту циклических движений грудной клетки, а второй - для выделения частоты сердечных сокращений. Для определения соответствующих сигналов применяются усилители и частотные фильтры, настроенные на соответствующую амплитуду и частоту контролируемого физиологического параметра пациента.

Квадратурные каналы обработки отраженного сигнала в известном датчике имеют конкретное функциональное назначение. Каждый канал используется для контроля определенного физиологического параметра: частоты сердечных сокращений или частоты дыхания. Вследствие этого известный прибор обладает аналогичными недостатками, как и описанные выше устройства, а именно: выходной сигнал датчика обладает малой информативностью вследствие возникновения «слепых» зон на участках рабочей дистанции измерения (в пространстве между исследуемым объектом и датчиком); область использования датчика ограничена в связи с необходимостью фиксации расстояния между датчиком и пациентом; датчик не может использоваться даже при незначительном перемещении исследуемого объекта.

Снижение информативности отраженного сигнала обусловлено процессами, происходящими при проведении диагностики. Измерение сигнала, несущего полезную информацию, производится в сверхширокополосном датчике путем определения разности фаз между зондирующим опорным сигналом и сигналом, отраженным от исследуемого объекта. При движении грудной клетки пациента изменяется набег фазы сигнала, отраженного от исследуемого объекта.

Необходимо отметить, что грудная клетка человека двигается по сложному закону, зависящему не только от дыхания, но и от работы сердца исследуемого пациента. Так, например, при задержке дыхания грудная клетка продолжает двигаться за счет сокращений сердца. Движение грудной клетки носит возвратно-поступательный характер с малой амплитудой. Максимальная амплитуда движения грудной клетки, характерная для нормального дыхания, составляет 5 мм, а амплитуда сердечных сокращений - от 0,2 до 2 мм. Поэтому частота колебаний зондирующего сигнала должна быть достаточно большой, от 3 до 20 ГГц, для того, чтобы обеспечить требуемую точность измерений физиологических параметров пациента.

В традиционных схемах обработки сигналов, характерных для перечисленных выше аналогов, используется корреляционная система обработки отраженного сигнала. Принцип работы таких систем основан на перемножении зондирующего сигнала и отраженного сигнала, задержанного на время распространения сигнала до исследуемого объекта и обратно до приемной антенны. В качестве зондирующего сигнала обычно используются короткие видеоимпульсы с длительностью, не превышающей период колебаний, заполняющих импульс зондирования. Выходной сигнал корреляционной системы обработки отраженного сигнала пропорционален разности фаз между зондирующим сигналом и отраженным сигналом.

В случае неподвижного исследуемого объекта амплитуда Z выходного сигнала после обработки определяется согласно следующему соотношению:

где Е₀ - максимальная амплитуда зондирующего сигнала;

Е₁ - максимальная амплитуда отраженного сигнала;

Т₀ - период колебаний зондирующего сигнала;

n - целое число периодов колебаний, заполняющих импульс зондирования. Величина разности фаз φ в выражении (1) определяется временем распространения электромагнитных волн до исследуемого объекта и обратно:

где ω₀=2πf₀ - круговая частота зондирующего сигнала;

f₀ - средняя частота спектра зондирующего сигнала;

С - скорость распространения электромагнитных волн;

λ - длина волны колебаний, заполняющих зондирующий сигнал;

R₁ - расстояние между исследуемым объектом и датчиком.

Нормированный график Z(R₁)/T₀ функции амплитуды выходного сигнала корреляционной системы обработки отраженного сигнала в зависимости от расстояния до исследуемого объекта показан на фиг.1 прилагаемых чертежей. Как видно из представленной графической зависимости, на рабочей дистанции между датчиком и исследуемым объектом присутствуют «слепые» зоны, в которых выходной сигнал датчика равен или близок к нулю. Наличие таких зон не зависит от отражательной способности (эффективной площади рассеивания) исследуемого объекта. Расстояние между границами «слепых» зон пропорционально величине λ/4=Т₀С/4 и зависит от периода колебаний зондирующего сигнала.

Количество N таких «слепых» зон обратно пропорционально периоду Т₀ колебаний зондирующего сигнала или длине волны λ зондирующего сигнала: . Чем меньше период (выше частота), тем больше таких зон образуется на рабочей дистанции измерения.

В частности, при средней частоте спектра зондирующего сигнала, равной 6 ГГц, на рабочей дистанции, равной 2 м, таких зон будет 160, а расстояние между границами «слепых» зон будет равно 12,5 мм. Вследствие этого высока вероятность того, что при измерении частоты дыхания и частоты сердечных сокращений поверхность грудной клетки пациента, отражающая зондирующие сигналы, окажется в одной из «слепых» зон.

В случае нахождения в области «слепой» зоны исследуемого объекта при амплитуде движения объекта, меньшей четверти длины волны колебаний зондирующего сигнала, измерение параметров движения объекта представляется чрезвычайно затруднительным. Указанные обстоятельства негативно сказываются на точности результатов измерений, что недопустимо при проведении диагностики пациента.

При больших амплитудах возвратно-поступательного движения объекта, например при глубоком дыхании пациента, и высоких значениях средней частоты спектра зондирующего сигнала форма выходного сигнала корреляционной системы значительно искажается по сравнению с действительной функцией, характеризующей движение исследуемого объекта. Поэтому невозможно определить с необходимой точностью частоту дыхания и частоту сердечных сокращений пациента.

Амплитуда Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки описывается следующим выражением:

где - максимальная энергия взаимодействия отраженного и зондирующего сигналов, выделяющаяся на выходной нагрузке с единичным сопротивлением;

- фазовый сдвиг, зависящий от расстояния между исследуемым объектом и датчиком;

- мгновенное значение фазы, обусловленное движением исследуемого объекта;

F(Ωt) - закон движения исследуемого объекта;

- круговая частота возвратно-поступательного движения исследуемого объекта;

f - частота возвратно-поступательного движения исследуемого объекта;

t - текущее время;

ΔR - максимальная амплитуда движения исследуемого объекта.

Предположим, что исследуемый объект находится на расстоянии R₁ от датчика и движется в соответствии с синусоидальным законом с круговой частотой Ω и амплитудой ΔR. Тогда выражение (3) для выходного сигнала примет следующий вид:

Осциллограммы выходного сигнала (изменение амплитуды Z(t) и амплитудно-частотный спектр Z(f₁) выходного сигнала) корреляционной системы обработки представлены на фиг.2-9 прилагаемых чертежей. Изменение амплитуды Z(t) сигнала на представленных графиках имеет только переменную составляющую. Графические зависимости приведены для различных значений величины m (m=0,5 на фиг.2 и 3; m=2 на фиг.4 и 5; m=5 на фиг.6 и 7; m=10 на фиг.8 и 9), которая определяется согласно соотношению: . Графики показывают характер изменения выходного сигнала при различных значениях ΔR амплитуды колебаний исследуемого объекта и соответствующих значениях m. Частота колебаний исследуемого объекта при проведении измерений составляла 1 Гц. Величина f₁ на графиках обозначает частоту отраженного от исследуемого объекта сигнала.

Из представленных графических зависимостей следует, что форма выходного сигнала существенно отличается от реальной закономерности движения объекта при больших по сравнению с длиной волны λ значениях ΔR. При ΔR>λ (см. фиг.4-9, m=2, 5 и 10) определение функции изменения амплитуды и частоты движения исследуемого объекта становится весьма затруднительным при использовании одноканальной схемы обработки сигнала.

При малых по сравнению с длиной волны λ значениях амплитуды ΔR колебаний исследуемого объекта (ΔR<λ) выходной сигнал квадратурного канала может иметь как переменные, так и постоянные составляющие. Следует отметить, что постоянная составляющая отраженного сигнала содержит полезную информацию о неподвижных объектах, среди которых находится и исследуемый объект. В известных аналогах такие постоянные составляющие сигнала удаляются с помощью фильтров в каждом канале обработки отраженного сигнала перед последующей программной обработкой сигнала. Вследствие этого теряется полезная информация, необходимая для точного определения физиологических параметров.

С целью восстановления информации о движении исследуемого объекта, содержащейся в постоянной составляющей отраженного сигнала, применяется специальная программная калибровка сигнала для неподвижного исследуемого объекта. В случае изменения положения исследуемого объекта процедура калибровки должна повторяться. Из-за этого увеличивается длительность измерений и усложняется программное обеспечение и конструкция датчика.

Патентуемое изобретение направлено на исключение перечисленных выше недостатков, присущих известным аналогам, которые связаны с отсутствием возможности одновременной обработки отраженного от исследуемого объекта сигнала в двух каналах обработки отраженного сигнала и выделения наиболее информативной части отраженного сигнала для последующей обработки и точного определения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания пациента.

Решение данной технической задачи обеспечивает достижение нового технического результата, заключающегося в повышении фазовой чувствительности датчика и точности определения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания при перемещении пациента в диапазоне рабочей дистанции измерений.

Достижение данного технического результата обеспечивается за счет использования импульсного сверхширокополосного датчика для измерения частоты сердечных сокращений и частоты дыхания. Датчик содержит блок управления, выполненный с возможностью формирования временной задержки импульса синхронизации, тракт формирования зондирующего сигнала, включающий в свой состав генератор когерентных радиоимпульсов, соединенный с блоком управления, передающую и приемную антенны, тракт передатчика зондирующего сигнала, выход которого соединен с передающей антенной, и тракт приемника отраженного сигнала, содержащий два квадратурных канала обработки отраженного сигнала. Каждый из каналов включает в свой состав смеситель сигналов, первый вход которого связан с приемной антенной, и фазосдвигающую цепочку, вход которой соединен с выходом тракта формирования зондирующего сигнала. Выход фазосдвигающей цепочки соединен со вторым входом смесителя сигналов второго канала обработки отраженного сигнала.

Датчик, выполненный согласно настоящему изобретению, включает в свой состав первый электронный переключатель и тракт вычисления частоты дыхания и частоты сердечных сокращений, содержащий два фильтра частот, два сумматора, два блока вычисления амплитуды сигнала, два блока вычисления энергии сигнала, два интегратора, два компаратора, два блока перемножения сигналов, два блока формирования опорного сигнала, второй и третий электронные переключатели, блок вычисления частоты дыхания и блок вычисления частоты сердечных сокращений.

Вход первого электронного переключателя соединен с выходом тракта формирования зондирующего сигнала. Первый выход первого электронного переключателя соединен с входом тракта передатчика зондирующего сигнала. Второй выход первого электронного переключателя соединен со вторым входом смесителя сигналов первого канала обработки отраженного сигнала и с входом фазосдвигающей цепочки. Управляющий вход первого электронного переключателя соединен с блоком управления.

Входы первого и второго фильтров частот соединены соответственно с выходами первого и второго каналов обработки отраженного сигнала. Первый вход первого сумматора соединен с выходом первого канала обработки отраженного сигнала. Второй вход первого сумматора соединен с выходом первого фильтра частот. Первый вход второго сумматора соединен с выходом второго канала обработки отраженного сигнала. Второй вход второго сумматора соединен с выходом второго фильтра частот.

Первый вход первого блока перемножения сигналов соединен с выходом первого сумматора. Второй вход первого блока перемножения сигналов соединен с выходом первого блока формирования опорного сигнала. Первый вход второго блока перемножения сигналов соединен с выходом второго сумматора. Второй вход второго блока перемножения сигналов соединен с выходом второго блока формирования опорного сигнала.

Вход первого интегратора соединен с выходом первого блока перемножения сигналов. Выход первого интегратора соединен с первым входом второго электронного переключателя и с входом первого блока вычисления энергии сигнала. Вход второго интегратора соединен с выходом второго блока перемножения сигналов. Выход второго интегратора соединен со вторым входом второго электронного переключателя и с входом второго блока вычисления энергии сигнала. Выход первого блока вычисления энергии сигнала соединен с первым входом первого компаратора. Выход второго блока вычисления энергии сигнала соединен со вторым входом первого компаратора. Выход первого компаратора соединен с управляющим входом второго электронного переключателя.

Вход первого блока вычисления амплитуды сигнала соединен с выходом первого фильтра частот. Выход первого блока вычисления амплитуды сигнала соединен с первым входом второго компаратора. Вход второго блока вычисления амплитуды сигнала соединен с выходом второго фильтра частот. Выход второго блока вычисления амплитуды сигнала соединен со вторым входом второго компаратора. Выход второго компаратора соединен с управляющим входом третьего электронного переключателя, первый вход которого соединен с выходом первого фильтра частот, а второй вход - с выходом второго фильтра частот. Выход третьего электронного переключателя подключен к входу блока вычисления частоты дыхания, выход второго электронного переключателя подключен к входу блока вычисления частоты сердечных сокращений.

Импульсный сверхширокополосный датчик в совокупности перечисленных выше признаков позволяет существенно повысить фазовую чувствительность датчика и точность измерений по сравнению с датчиками-аналогами, использующими традиционную схему обработки отраженного сигнала. Отраженный от исследуемого объекта сигнал первоначально обрабатывается в двух независимых каналах.

В первом канале обработки отраженного сигнала формируется синфазный сигнал по отношению к зондирующему опорному сигналу. На выходе из первого канала формируется сигнал Z₁(t), описываемый следующей зависимостью:

Во втором квадратурном канале зондирующий опорный сигнал сдвигается по фазе на 90°. На выходе из второго канала формируется сигнал Z₂(t), описываемый следующей зависимостью:

После этого в тракте вычисления частоты дыхания и частоты сердечных сокращений производится частотная селекция сигналов, поступающих из каналов обработки отраженного сигнала. Селекция производится по частотам, характерным для соответствующего физиологического параметра (по частоте дыхания или частоте сердечных сокращений).

Далее сигналы, выделенные для измерения частот дыхания или сердечных сокращений, анализируются по величине амплитуды или по величине энергии сигнала соответственно для контроля дыхания и сердечных сокращений. Выбранный после анализа сигнал, обладающий наибольшей информативностью, используется для последующего вычисления частот дыхания и сердцебиения. Определение частот производится, в частности, по локальным экстремумам обработанных сигналов.

В данном случае не требуется совместная математическая обработка сигналов, отраженных от исследуемого объекта, и определение сложной исходной зависимости изменения во времени амплитуды колебаний грудной клетки пациента и сердечных сокращений. Применяемая схема обработки и анализа отраженного сигнала не требует также восстановления постоянной составляющей отраженного сигнала и, соответственно, использования процедуры калибровки отраженного сигнала. Вместе с тем при измерениях с помощью импульсного сверхширокополосного датчика исключается влияние «слепых» зон на результат измерений и обеспечивается возможность контроля физиологических параметров перемещающихся пациентов.

Датчик может содержать блок отображения информации. Входы указанного блока соответственно соединяются с выходами блока вычисления частоты дыхания и блока вычисления частоты сердечных сокращений.

Возможны различные варианты выполнения блоков формирования опорного сигнала, входящих в состав тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений. В качестве опорных сигналов могут использоваться фиксированные отрезки сигналов с длительностью, например, 3с на выходе из первого и второго сумматора соответственно. В этом случае применяются блоки формирования опорного сигнала с входами, подключенными к выходам сумматоров. Вход первого блока формирования опорного сигнала соединяется с выходом первого сумматора, а вход второго блока - с выходом второго сумматора. В другом варианте выполнения блоки формирования опорных сигналов выполняются с возможностью формирования опорного сигнала постоянной формы. Сигнал с заранее заданной формой кривой, так называемый вейвлет, хранится в памяти блока и передается на вход соответствующего блока перемножения сигналов. Длительность опорных сигналов первого и второго блоков формирования опорного сигнала выбирается больше, чем усредненный период сердечных сокращений.

Тракт формирования зондирующего сигнала может содержать последовательно соединенные с генератором когерентных радиоимпульсов буферный усилитель и полосовой фильтр. Выход полосового фильтра соединяется с входом первого управляемого электронного переключателя.

Каналы обработки отраженного сигнала могут включать в свой состав дополнительные блоки и элементы. Выход смесителя сигналов каждого канала обработки отраженного сигнала может быть соединен с трактом вычисления частот дыхания и сердечных сокращений через последовательно соединенные полосовой фильтр, усилитель низкой частоты и дополнительный фильтр низких частот.

В предпочтительном варианте выполнения импульсного сверхширокополосного датчика тракт приемника отраженного сигнала может включать в свой состав последовательно соединенные с приемной антенной полосовой фильтр и усилитель сигналов. Выход усилителя сигналов подключается к каналам обработки отраженного сигнала.

Кроме того, тракт передатчика зондирующего сигнала может включать в свой состав последовательно соединенные с передающей антенной полосовой фильтр и усилитель сигналов. Вход усилителя сигналов подключается к первому выходу первого электронного переключателя.

В качестве блока управления, выполненного с возможностью формирования временной задержки импульса синхронизации, выходы которого подключаются к генератору когерентных радиоимпульсов и к управляющему входу первого электронного переключателя, могут использоваться блоки управления известной конструкции, в частности блоки управления, описанные в аналогах изобретения. В предпочтительном варианте выполнения импульсного сверхширокополосного датчика может использоваться блок управления, содержащий задающий генератор, тракт формирования синхросигнала передатчика, тракт формирования синхросигнала приемника и логический элемент «ИЛИ».

Тракт формирования синхросигнала передатчика включает в свой состав первый формирователь короткого импульса. Тракт формирования синхросигнала приемника включает в свой состав последовательно соединенные управляемую цифровую линию задержки и второй формирователь короткого импульса. Выход формирователя короткого импульса образует первый выход блока управления, подключенный к управляющему входу управляемого электронного переключателя. Входы логического элемента «ИЛИ» соединяются с выходами тракта формирования синхросигнала передатчика и тракта формирования синхросигнала приемника. Выход логического элемента «ИЛИ» образует второй выход блока управления, соединенный с генератором когерентных радиоимпульсов.

Изобретение поясняется описанием конкретных примеров реализации импульсного сверхширокополосного датчика, предназначенного для измерения частоты дыхания и частоты сердечных сокращений.

На прилагаемых чертежах изображено следующее:

на фиг.1 - нормированный график Z(R₁)/T₀ выходного сигнала корреляционной системы обработки в зависимости от относительного расстояния R₁/λ до исследуемого неподвижного объекта;

на фиг.2 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=0,5;

на фиг.3 - амплитудно-частотный Z(f₁) спектр выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=0,5;

на фиг.4 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=2;

на фиг.5 - амплитудно-частотный спектр Z(f₁) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=2;

на фиг.6 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=5;

на фиг.7 - амплитудно-частотный спектр Z(f₁) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=5;

на фиг.8 - график функции Z(t) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=10;

на фиг.9 - амплитудно-частотный спектр Z(f₁) выходного сигнала корреляционной системы обработки при m=10;

на фиг.10 - структурная схема тракта формирования зондирующего сигнала, тракта передатчика зондирующего сигнала и тракта приемника отраженного сигнала;

на фиг.11 - структурная схема блока управления;

на фиг.12 - структурная схема тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений в первом варианте выполнения;

на фиг.13 - структурная схема тракта вычисления частот дыхания и сердечных сокращений во втором варианте выполнения;

на фиг.14 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из задающего генератора блока управления;

на фиг.15 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из линии задержки тракта формирования синхросигнала приемника;

на фиг.16 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из первого формирователя короткого импульса тракта формирования синхросигнала передатчика;

на фиг.17 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из второго формирователя короткого импульса тракта формирования синхроимпульса приемника;

на фиг.18 - временная диаграмма U(t) импульсов синхронизации на выходе из блока управления;

на фиг.19 - временная диаграмма U(t) когерентных радиоимпульсов на выходе из СВЧ-автогенератора;

на фиг.20 - временная диаграмма Z₁(t) сигнала первого канала обработки отраженного сигнала на входе в первый фильтр частот;

на фиг.21 - временная диаграмма Z₁(t) сигнала первого канала обработки отраженного сигнала на выходе из первого интегратора;

на фиг.22 - временная диаграмма Z₂(t) сигнала второго канала обработки отраженного сигнала на входе во второй фильтр частот;

на фиг.23 - временная диаг