RU2523133C1 - Apparatus for detecting human pulse wave and breathing cycle signals - Google Patents
Apparatus for detecting human pulse wave and breathing cycle signals Download PDFInfo
- Publication number
- RU2523133C1 RU2523133C1 RU2012158200/14A RU2012158200A RU2523133C1 RU 2523133 C1 RU2523133 C1 RU 2523133C1 RU 2012158200/14 A RU2012158200/14 A RU 2012158200/14A RU 2012158200 A RU2012158200 A RU 2012158200A RU 2523133 C1 RU2523133 C1 RU 2523133C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- frequency
- voltage divider
- microcontroller
- dependent voltage
- electrodes
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИFIELD OF TECHNOLOGY
Изобретение относится к области измерений для диагностических целей, в частности с использованием измерения импеданса участка тела человека, и предназначено для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Изобретение может быть использовано в системах мониторинга жизнедеятельности человека.The invention relates to the field of measurements for diagnostic purposes, in particular using the measurement of the impedance of a portion of the human body, and is intended for recording signals of the pulse wave and respiratory cycle. The invention can be used in human life monitoring systems.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИBACKGROUND
Известны различные технические решения, относящиеся к регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, осуществляемой на основе импедансометрии, то есть измерения импеданса участка тела человека.Various technical solutions are known related to the registration of pulse wave signals and the respiratory cycle, carried out on the basis of impedance measurement, that is, measuring the impedance of a portion of the human body.
Так, в заявке US 2010/0076328 (публ. 25.03.2010, МПК А61В 5/024) описано устройство для регистрации и измерения параметров сигнала пульсовой волны, включающее систему электродов, размещаемых на теле человека, в частности на запястье. Система электродов включает пару питающих электродов, подключенных к источнику тока, и пару измерительных электродов, расположенных между питающими электродами и предназначенных для регистрации разности потенциалов, вызванной протекающим по участку тела током и зависящей от импеданса участка тела. В свою очередь, импеданс участка тела прямо связан с кровенаполнением сосудов, поэтому регистрируемый измерительными электродами сигнал соответствует сигналу пульсовой волны. Однако данное устройство не позволяет регистрировать сигнал дыхательного цикла.So, in the application US 2010/0076328 (publ. March 25, 2010, IPC АВВ 5/024) a device is described for recording and measuring parameters of a pulse wave signal, including a system of electrodes placed on the human body, in particular on the wrist. The electrode system includes a pair of supply electrodes connected to a current source, and a pair of measuring electrodes located between the supply electrodes and designed to detect the potential difference caused by the current flowing through the body part and depending on the impedance of the body part. In turn, the impedance of a part of the body is directly related to the blood supply to the vessels, therefore, the signal recorded by the measuring electrodes corresponds to the pulse wave signal. However, this device does not allow to register the signal of the respiratory cycle.
В заявке US 2008/0171946 (публ. 17.07.2008, МПК А61В 5/053, А61В 5/08) описано устройство для определения частоты дыхания пациента по сигналу дыхательного цикла, регистрируемого методом импедансной плетизмографии. Устройство включает систему электродов, размещаемых на теле человека. Система электродов включает пару питающих электродов, подключенных к источнику переменного тока частотой в диапазоне от 50 кГц до 100 кГц - частота несущей, и две пары измерительных электродов, расположенных между питающими электродами и предназначенных для регистрации разности потенциалов, вызванной протекающим по участку тела током и зависящей от импеданса участка тела. В свою очередь, импеданс участка тела прямо связан с кровенаполнением сосудов, поэтому регистрируемый измерительными электродами сигнал после детектирования и отделения его от несущей соответствует сигналу пульсовой волны и включает составляющую дыхательного цикла. В дальнейшем путем частотной фильтрации осуществляют разделение сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Частота дыхания определяется по сигналу дыхательного цикла. Для получения устойчивого сигнала система электродов размещается в области ключицы вдоль артерии. Вторая пара измерительных электродов используется в сочетании с первой для измерения скорости распространения пульсовой волны. Данное устройство позволяет регистрировать как сигнал пульсовой волны, так и сигнал дыхательного цикла, однако предполагает использование достаточно сложной системы электродов разного типа, к которым предъявляются высокие требования по их взаимному расположению и размещению на теле человека.In the application US 2008/0171946 (publ. 07/17/2008, IPC
Наиболее близким к настоящему изобретению является диагностическое оборудование, описанное в патенте US 6626842 (публ. 30.09.2003, МПК А61В 5/0205). Это оборудование включает устройство регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного ритма, также реализующее метод импедансной плетизмографии. Устройство включает два электрода, размещаемых на груди человека. К электродам от генератора подводится питающее напряжение частотой 50 кГц, на которой регистрируется импеданс грудного отдела. Электроды также подключены к усилителю, усиливающему сигнал с электродов, который после амплитудной демодуляции и аналого-цифрового преобразования поступает в вычислительный блок, в котом разделяется на сигнал пульсовой волны и сигнал дыхательного цикла. Данное устройство позволяет регистрировать как сигнал пульсовой волны, так и сигнал дыхательного цикла, однако оно достаточно сложно в технической реализации.Closest to the present invention is the diagnostic equipment described in patent US 6626842 (publ. 30.09.2003, IPC AB 5/0205). This equipment includes a pulse wave and respiratory rhythm recording device that also implements impedance plethysmography. The device includes two electrodes placed on the chest of a person. A voltage of 50 kHz is supplied to the electrodes from the generator, at which the impedance of the thoracic region is recorded. The electrodes are also connected to an amplifier that amplifies the signal from the electrodes, which, after amplitude demodulation and analog-to-digital conversion, enters the computing unit, in which it is divided into a pulse wave signal and a respiratory cycle signal. This device allows you to register as a pulse wave signal, and the signal of the respiratory cycle, however, it is quite difficult in technical implementation.
Технической задачей, на решение которой направлено настоящее изобретение, является создание простого устройства, обеспечивающего на основе измерения импеданса участка тела человека регистрацию сигнала пульсовой волны и сигнала дыхательного цикла человека.The technical problem to which the present invention is directed, is to create a simple device that provides, based on the measurement of the impedance of a portion of the human body, a pulse wave signal and a human respiratory cycle signal.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION
В соответствии с настоящим изобретением устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла человека включает два токопроводящих электрода, размещаемых на теле человека, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения и микроконтроллер. Электроды включены в цепь отрицательной обратной связи первого операционного усилителя, неинвертирующий вход которого подключен к нулевому потенциалу, а инвертирующий вход через резистор подключен к первому порту ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью генерирования на выходе первого порта ввода-вывода высокочастотного несущего сигнала. Выход первого операционного усилителя через амплитудный детектор подключен к неинвертирующему входу второго операционного усилителя, выход которого подключен ко входу аналого-цифрового преобразователя микроконтроллера. Переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения имеет верхнее плечо и нижнее плечо, образованное двумя цепочками, имеющими общий конец в средней точке частотно-зависимого делителя напряжения и два раздельных конца, причем частотно-зависимый делитель напряжения подключен к выходу второго операционного усилителя, его верхнее плечо включено в цепь отрицательной обратной связи второго операционного усилителя, а раздельные концы нижнего плеча подключены соответственно ко второму и к третьему портам ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью подключения второго или третьего порта ввода-вывода к нулевому потенциалу. Включенные таким образом второй операционный усилитель и переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения образуют активный полосовой фильтр с верхней частотой среза, определяемой по существу параметрами верхнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, и нижней частотой среза, определяемой по существу параметрами нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, причем частотные характеристики такого фильтра при подключении второго порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, а частотные характеристики фильтра при подключении третьего порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла.In accordance with the present invention, a device for recording pulse wave signals and a human respiratory cycle includes two conductive electrodes placed on the human body, first and second operational amplifiers, an amplitude detector, a switchable frequency-dependent voltage divider, and a microcontroller. The electrodes are included in the negative feedback circuit of the first operational amplifier, the non-inverting input of which is connected to zero potential, and the inverting input through a resistor is connected to the first input / output port of the microcontroller, which is capable of generating a high-frequency carrier signal at the output of the first input / output port. The output of the first operational amplifier through an amplitude detector is connected to the non-inverting input of the second operational amplifier, the output of which is connected to the input of the analog-to-digital converter of the microcontroller. The switchable frequency-dependent voltage divider has an upper arm and a lower arm formed by two chains having a common end at the midpoint of a frequency-dependent voltage divider and two separate ends, the frequency-dependent voltage divider connected to the output of the second operational amplifier, its upper arm is on in the negative feedback circuit of the second operational amplifier, and the separate ends of the lower arm are connected respectively to the second and third input / output ports of the microcontroller, in complements the ability to connect a second or third port IO to the zero potential. The second operational amplifier thus switched on and the switched frequency-dependent voltage divider form an active band-pass filter with an upper cut-off frequency determined essentially by the parameters of the upper arm of the frequency-dependent voltage divider and a lower cut-off frequency determined essentially by the parameters of the lower arm of the frequency-dependent voltage divider moreover, the frequency characteristics of such a filter when connecting the second input-output port of the microcontroller to zero potential provide registration the signal in the frequency band corresponding to the frequency band of the pulse wave signal, and the frequency characteristics of the filter, when the third input / output port of the microcontroller is connected to the zero potential, provide signal registration in the frequency band corresponding to the frequency band of the signal of the respiratory cycle.
Включение электродов в цепь отрицательной обратной связи (ООС) операционного усилителя позволяет при заданном напряжении высокочастотного несущего сигнала на выходе первого порта ввода-вывода микроконтроллера, значении сопротивления резистора, через которые к выходу этого порта микроконтроллера подключен инвертирующий вход первого операционного усилителя, а также известных для операционных усилителей соотношениях сопротивлений во входной цепи, цепи ООС и токов в этих цепях, определять по значению выходного напряжения первого операционного усилителя значение импеданса участка тела между электродами на частоте этого несущего сигнала. Как известно, изменение импеданса участка тела человека связано с изменением кровенаполнения этого участка в соответствии с сердечным и дыхательными циклами, что может быть использовано для выделения из сигнала импеданса сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Амплитудный детектор служит для выделения огибающей амплитудно-модулированного сигнала импеданса, поступающего через второй операционный усилитель на вход аналого-цифрового преобразователя (АЦП) микроконтроллера. Второй операционный усилитель вместе с переключаемым частотно-зависимым делителем образует оригинальный перестраиваемый активный полосовой фильтр, обеспечивающий усиление входного сигнала либо в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, либо в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла, что позволяет выделить эти сигналы из сигнала импеданса участка тела человека. Переключение полосы частот осуществляется микропроцессором путем подключения соответствующей цепочки нижнего плеча делителя напряжения к нулевому потенциалу.The inclusion of the electrodes in the negative feedback circuit (OOS) of the operational amplifier allows for a given voltage of the high-frequency carrier signal at the output of the first input / output port of the microcontroller, the resistance value of the resistor, through which the inverting input of the first operational amplifier is connected to the output of this port of the microcontroller, and also known for operational amplifiers, the ratios of the resistances in the input circuit, the OOS circuit and the currents in these circuits, determined by the value of the output voltage of the first opera insulating body amplifier portion impedance value between the electrodes at a frequency of the carrier signal. As you know, a change in the impedance of a portion of a person’s body is associated with a change in the blood supply of this portion in accordance with the cardiac and respiratory cycles, which can be used to extract pulse wave and respiratory cycle signals from the impedance signal. The amplitude detector serves to isolate the envelope of the amplitude-modulated impedance signal supplied through the second operational amplifier to the input of the analog-to-digital converter (ADC) of the microcontroller. The second operational amplifier, together with a switchable frequency-dependent divider, forms an original tunable active band-pass filter that provides amplification of the input signal either in the frequency band corresponding to the frequency band of the pulse wave signal or in the frequency band corresponding to the frequency band of the respiratory cycle signal, which makes it possible to isolate these signals from the impedance signal of a portion of the human body. The switching of the frequency band is carried out by the microprocessor by connecting the corresponding chain of the lower arm of the voltage divider to the zero potential.
Таким образом, устройство позволяет регистрировать сигналы пульсовой волны и дыхательного цикла человека на основе измерения импеданса участка его тела при помощи простой неперестраиваемой электрической схемы, управление которой также простое и осуществляется посредством микроконтроллера.Thus, the device allows you to record the signals of the pulse wave and the respiratory cycle of a person based on measuring the impedance of a portion of his body using a simple non-tunable electrical circuit, the control of which is also simple and is carried out using a microcontroller.
Частота, генерируемого микроконтроллером на выходе первого порта ввода-вывода несущего сигнала, на которой измеряется импеданс, составляет от 1 кГц до 4 МГц.The frequency generated by the microcontroller at the output of the first input-output port of the carrier signal at which the impedance is measured is from 1 kHz to 4 MHz.
Учитывая спектры сигнала пульсовой волны и сигнала дыхательного цикла, полоса частот активного фильтра, образованного вторым операционным усилителем и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения, составляет от 1 Гц до 25 Гц и от 0,1 Гц до 25 Гц соответственно. То есть указанные значения частоты соответствуют нижней и верхней частотам среза такого фильтра.Given the spectra of the pulse wave signal and the respiratory cycle signal, the frequency band of the active filter formed by the second operational amplifier and a switchable frequency-dependent voltage divider is from 1 Hz to 25 Hz and from 0.1 Hz to 25 Hz, respectively. That is, the indicated frequency values correspond to the lower and upper cutoff frequencies of such a filter.
Переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения может быть выполнен известным образом с помощью RC- или LC-цепочек, схема включения и электрические параметры которых выбираются с учетом указанных значений верхней частоты среза и нижней частоты среза для активного полосового фильтра, построенного на втором операционном усилителе.The switched frequency-dependent voltage divider can be made in a known manner using RC or LC chains, the switching circuit and electrical parameters of which are selected taking into account the indicated values of the upper cut-off frequency and lower cut-off frequency for an active band-pass filter built on a second operational amplifier.
В частности, верхнее плечо частотно-зависимого делителя напряжения может быть выполнено в виде параллельной RC-цепочки. В этом случае цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения могут быть образованы двумя отдельными последовательными RC-цепочками, одни концы которых объединены и являются упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а два других конца являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.In particular, the upper arm of a frequency-dependent voltage divider can be made in the form of a parallel RC circuit. In this case, the lower arm circuits of the frequency-dependent voltage divider can be formed by two separate consecutive RC circuits, one ends of which are combined and are the common end of the lower arm circuits of the said divider, and the other two ends are the mentioned separate ends of the lower arm circuits of the said divider.
В другом случае, когда верхнее плечо частотно-зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC-цепочки, цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения могут быть образованы двумя последовательными RC-цепочками, имеющими общий резистор, свободный конец которого является упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а свободные концы конденсаторов являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.In another case, when the upper arm of the frequency-dependent voltage divider is made in the form of a parallel RC circuit, the chains of the lower arm of the frequency-dependent voltage divider can be formed by two consecutive RC circuits having a common resistor, the free end of which is the common end of the lower chains the shoulder of said divider, and the free ends of the capacitors are said separate ends of the chains of the lower shoulder of said divider.
В другом случае, когда верхнее плечо частотно-зависимого делителя напряжения выполнено в виде параллельной RC-цепочки, цепочки нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения образованы двумя последовательными RC-цепочками, имеющими общий конденсатор, свободный конец которого является упомянутым общим концом цепочек нижнего плеча упомянутого делителя, а свободные концы резисторов являются упомянутыми раздельными концами цепочек нижнего плеча упомянутого делителя.In another case, when the upper arm of the frequency-dependent voltage divider is made in the form of a parallel RC circuit, the chains of the lower arm of the frequency-dependent voltage divider are formed by two consecutive RC circuits having a common capacitor, the free end of which is the common end of the lower arm circuits of the aforementioned a divider, and the free ends of the resistors are said separate ends of the lower arm chains of said divider.
Кроме того, устройство может иметь держатель, в котором размещены компоненты электрической схемы устройства, включая упомянутые электроды, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения и микроконтроллер. При этом держатель выполнен с возможностью закрепления вокруг запястья человека так, чтобы электроды примыкали к запястью. Каждый из электродов выполнен секционным с возможностью раздельного подключения секций, причем секции одного и другого электродов расположены попеременно в один ряд на внутренней поверхности держателя.In addition, the device may have a holder in which the components of the electrical circuit of the device are located, including the mentioned electrodes, the first and second operational amplifiers, an amplitude detector, a switchable frequency-dependent voltage divider, and a microcontroller. Moreover, the holder is made with the possibility of fixing around the wrist of a person so that the electrodes are adjacent to the wrist. Each of the electrodes is made sectional with the possibility of separately connecting sections, and sections of one and the other electrodes are alternately arranged in one row on the inner surface of the holder.
Такое выполнение устройства позволяет использовать его для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла на основе измерения импеданса области запястья. Выполнение электродов секционными и расположение их секций попеременно в один ряд позволяет повысить устойчивость регистрируемых сигналов и чувствительности устройства. Это связано с увеличением надежности контакта электродов с кожей человека, а также увеличением площади электродов и оптимизацией пути прохождения тока через участок тела между секциями электродов.This embodiment of the device allows you to use it to register the signals of the pulse wave and respiratory cycle based on measuring the impedance of the wrist area. The execution of the electrodes sectional and the location of their sections alternately in the same row can improve the stability of the recorded signals and the sensitivity of the device. This is due to an increase in the reliability of the contact of the electrodes with human skin, as well as an increase in the area of the electrodes and the optimization of the path of the current through the body section between the electrode sections.
Кроме того, число секций каждого электрода может составлять по меньшей мере три, а каждая секция обоих электродов может иметь контактную площадь по меньшей мере 1 см2.In addition, the number of sections of each electrode may be at least three, and each section of both electrodes may have a contact area of at least 1 cm 2 .
В частном случае держатель может быть выполнен в виде гибкой ленты, закрепляемой на запястье с помощью застежки, например застежки-липучки.In the particular case, the holder can be made in the form of a flexible tape fixed to the wrist with a fastener, such as Velcro.
В другом частном случае держатель может быть выполнен в виде браслета, имеющего секции, шарнирно соединенные между собой.In another particular case, the holder may be made in the form of a bracelet having sections pivotally connected to each other.
В другом частном случае держатель может быть выполнен в виде обтягиваемой запястье манжеты.In another particular case, the holder can be made in the form of a tight wrist cuff.
Устройство может быть дополнительно снабжено приемо-передающим устройством для управления микроконтроллером и передачи регистрируемых сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, при этом приемо-передающее устройство размещено в держателе.The device can be additionally equipped with a transceiver for controlling the microcontroller and transmitting the recorded signals of the pulse wave and respiratory cycle, while the transceiver is placed in the holder.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
Изобретение поясняется следующими графическими материалами.The invention is illustrated by the following graphic materials.
На Фиг.1 представлена принципиальная схема устройства, иллюстрирующая сущность настоящего изобретения.Figure 1 presents a schematic diagram of a device illustrating the essence of the present invention.
На Фиг.2 представлена принципиальная схема устройства с одним из вариантов выполнения переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения.Figure 2 presents a schematic diagram of a device with one embodiment of a switched frequency-dependent voltage divider.
На Фиг.3 представлен другой вариант выполнения нижнего плеча переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения.Figure 3 presents another embodiment of the lower arm of a switched frequency-dependent voltage divider.
На Фиг.4 представлен еще один вариант выполнения нижнего плеча переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения.Figure 4 presents another embodiment of the lower arm of a switched frequency-dependent voltage divider.
На Фиг.5 показана примерная амплитудно-частотная характеристика активного полосового фильтра, образованного вторым операционным усилителем и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения, в режиме регистрации сигнала пульсовой волны.Figure 5 shows an exemplary amplitude-frequency characteristic of an active band-pass filter formed by a second operational amplifier and a switchable frequency-dependent voltage divider in the pulse wave signal recording mode.
На Фиг.6 показана примерная амплитудно-частотная характеристика активного полосового фильтра, образованного вторым операционным усилителем и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения, в режиме регистрации сигнала дыхательного цикла.Figure 6 shows an exemplary amplitude-frequency characteristic of an active band-pass filter formed by a second operational amplifier and a switchable frequency-dependent voltage divider, in the recording mode of the respiratory cycle signal.
На Фиг.7 показан в аксонометрии пример выполнения устройства в соответствии с настоящим изобретением с держателем в виде гибкой ленты с застежкой.Fig. 7 shows a perspective view of an example embodiment of a device in accordance with the present invention with a holder in the form of a flexible tape with a fastener.
На Фиг.8 схематично показано закрепление на запястье устройства, изображенного Фиг.7.On Fig schematically shows the fastening on the wrist of the device depicted in Fig.7.
На Фиг.9 показано расположение секций токопроводящих электродов на держателе и электрическое соединение секций первого и второго электродов устройства, изображенного на Фиг.7.Figure 9 shows the location of the sections of the conductive electrodes on the holder and the electrical connection of the sections of the first and second electrodes of the device shown in Fig.7.
На Фиг.10 показан вид указанного на Фиг.9 сечения А-А держателя в области одной из секций электрода.Figure 10 shows a view of the section AA shown in Figure 9 of the holder in the region of one of the electrode sections.
На Фиг.11 показан другой пример конструкции держателя с полостью для размещения компонентов электрической схемы устройства в соответствии с настоящим изобретением.Figure 11 shows another example of the design of the holder with a cavity for accommodating components of the electrical circuit of the device in accordance with the present invention.
На Фиг.12 проиллюстрировано направление токов между секциями электродов устройства в соответствии с изобретением.On Fig illustrates the direction of the currents between the sections of the electrodes of the device in accordance with the invention.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯDETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Устройство 1 для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла (Фиг.1) включает два - первый и второй - токопроводящих электрода 2 и 3, выполненных с возможностью размещения на теле человека, первый операционный усилитель 4, амплитудный детектор 5, второй операционный усилитель 6, микроконтроллер 7 и переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения 8.The
Электроды 2 и 3 включены в цепь ООС первого операционного усилителя 4, инвертирующий вход которого через резистор 9 подключен к первому порту ввода-вывода L микроконтроллера, генерирующего на выходе порта L несущий сигнал, на частоте которого измеряется импеданс участка тела человека, на котором размещены электроды 2 и 3. Частота несущего сигнала выбирается в диапазоне от 1 кГц до 4 МГц. Неинвертирующий вход первого операционного усилителя 4 подключен к нулевому потенциалу. Выход первого операционного усилителя 4 через амплитудный детектор 5 подключен к неинвертирующему входу второго операционного усилителя 6, выход которого подключен к входу аналого-цифрового преобразователя (АЦП) микроконтроллера 7.The
Переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения 8 включает верхнее плечо 10 и нижнее плечо 11, каждое из которых представляет собой комплексное (включающее активную и реактивную составляющие) сопротивление Z10 и Z11 соответственно. Делитель напряжения 8 подключен к выходу второго операционного усилителя 6, и его верхнее плечо 10 включено в цепь ООС второго операционного усилителя 6 так, что средняя точка делителя напряжения 8 соединена с инвертирующим входом второго операционного усилителя 6. Нижнее плечо 11 делителя напряжения 8 образовано двумя цепочками 12 и 13, каждая из которых также представляет собой комплексное сопротивление Z12 и Z13 соответственно. Цепочки 12 и 13 имеют общий конец в средней точке делителя напряжения 8 и соответствующие раздельные концы, подключенные ко второму порту ввода-вывода М и третьему порту ввода-вывода N микроконтроллера 7 соответственно. Переключение делителя напряжения 8 осуществляется микроконтроллером 7 путем подключения к нулевому потенциалу портов М или N.The switched frequency-
Описанное включение второго операционного усилителя 6 и переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения 8, управляемого микроконтроллером 7, образует активный полосовой фильтр с переключаемой амплитудно-частотной характеристикой (АЧХ). При этом верхняя частота среза такого полосового фильтра определяется по существу комплексным сопротивлением Z10, а нижняя - комплексными сопротивлениями Z12 или Z13, в зависимости от подключения к нулевому потенциалу портов М или N.The described inclusion of the second
На Фиг.2 представлена принципиальная схема устройства 1 с одним из возможных вариантов выполнения переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения 8. Верхнее плечо 10 делителя напряжения 8 выполнено в виде параллельной RC-цепочки, состоящей из резистора 14 и конденсатора 15. На частотах, превышающих верхнюю частоту среза, за счет конденсатора 15 выход второго операционного усилителя 8 оказывается коротко замкнут с инвертирующим входом, что превращает его в повторитель напряжения с коэффициентом усиления, равным "1". Нижнее плечо 11 делителя напряжения 8 образовано двумя отдельными последовательными RC-цепочками: первая включает резистор 16 и конденсатор 17, а вторая - резистор 16 и конденсатор 17. Несмотря па то, что обе цепочки имеют общий резистор 16, работают они независимо, поскольку их раздельные концы подключаются к нулевому потенциалу либо по порту М, либо по порту N микроконтроллером 7. На частотах, меньших нижней частоты среза, цепочка из резистора 16 и конденсатора 17 (или 18) оказывается разомкнутой, и второй операционный усилитель 6 оказывается охваченным глубокой ООС и также вырождается в повторитель напряжения с коэффициентом усиления, равным "1".Figure 2 presents a schematic diagram of a
На Фиг.3 и Фиг.4 представлены другие варианты выполнения нижнего плеча 11 переключаемого частотно-зависимого делителя напряжения 8. Так, представленное на Фиг.3 нижнее плечо 11 делителя напряжения 8 образовано двумя отдельными последовательными RC-цепочками: первая включает конденсатор 19 и резистор 20, а вторая - конденсатор 19 и резистор 21. Так же, как и в предыдущем случае, несмотря на то, что обе цепочки имеют общий конденсатор 19, работают они независимо, поскольку их раздельные концы подключаются к нулевому потенциалу либо по порту М, либо по порту N микроконтроллером 7. Нижнее плечо 11 делителя напряжения 8, показанное на Фиг.4, образовано двумя физически отдельными последовательными RC-цепочками: первая включает резистор 22 и конденсатор 23, а вторая - конденсатор 24 и резистор 25.Figure 3 and Figure 4 show other embodiments of the
На Фиг.5 и Фиг.6 показаны примерные АЧХ активного полосового фильтра, образованного вторым операционным усилителем 6 и переключаемым частотно-зависимым делителем напряжения 8, для устройства, представленного на Фиг.2. В качестве элементов принципиальной схемы были использованы:Figure 5 and Figure 6 shows an exemplary frequency response of an active bandpass filter formed by a second
- операционный усилитель 6: AD8044;- operational amplifier 6: AD8044;
- резистор 14: 39 кОм;- resistor 14: 39 kOhm;
- конденсатор 15: 100 нФ;- capacitor 15: 100 nF;
- резистор 16: 390 Ом;- resistor 16: 390 Ohm;
- конденсатор 17: 4700 мкФ;- capacitor 17: 4700 uF;
- конденсатор 18:470 мкФ.- capacitor 18: 470 uF.
В режиме регистрации сигнала пульсовой волны, когда выход второго порта ввода-вывода М микроконтроллера 7 подключен к нулевому потенциалу, АЧХ активного полосового фильтра, выполненного на базе операционного усилителя 6, определяется делителем напряжения 8, состоящим из параллельно включенных резистора 14, конденсатора 15 (верхнее плечо 10) и последовательно включенных резистора 16, конденсатора 17 (нижнее плечо 11). Соответствующая АЧХ показана на Фиг.5, где КОУ2 - коэффициент усиления второго операционного усилителя 6 с делителем напряжения 8. Видно, что нижняя частота среза составляет примерно 1 Гц, а верхняя - примерно 25 Гц, что обеспечивает усиление сигнала в полосе частот сигнала пульсовой волны.In the pulse wave signal registration mode, when the output of the second I / O port M of the
В другом случае - режиме регистрации сигнала дыхательного цикла, когда выход третьего порта ввода-вывода N микроконтроллера 7 подключен к нулевому потенциалу, - АЧХ активного полосового фильтра, выполненного на базе операционного усилителя 6, определяется делителем напряжения 8, состоящим из параллельной включенных резистора 14, конденсатора 15 (верхнее плечо 10) и последовательно включенных резистора 16, конденсатора 18 (нижнее плечо 11). Соответствующая АЧХ показана на Фиг.6. Видно, что нижняя частота среза составляет примерно 0,1 Гц, а верхняя - примерно 25 Гц, что обеспечивает усиление сигнала в полосе частот сигнала дыхательного цикла.In another case, the breathing cycle signal recording mode, when the output of the third input-output port N of the
Устройство для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла (Фиг.2) работает следующим образом. С выхода первого порта ввода-вывода L микроконтроллера 7 через резистор 9 на инвертирующий вход первого операционного усилителя 4 подается несущий сигнал с частотой, на которой предполагается измерять импеданс участка тела человека, используемый для последующей регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла. Частота несущего сигнала может быть выбрана в диапазоне от 1 кГц до 4 МГц.A device for recording signals of a pulse wave and respiratory cycle (Figure 2) works as follows. From the output of the first input-output port L of the
Учитывая известные свойства операционных усилителей (бесконечно большое входное сопротивление и соответственно нулевой входной ток и нулевое значение разности потенциалов на входах) и принимая во внимание, что неинвертирующий вход операционного усилителя 4 подключен к нулевому потенциалу, в данном включении переменный ток, протекающий через резистор 9, равен току, протекающему через участок тела человека между электродами 2 и 3. Это равенство может быть записано как:Considering the known properties of operational amplifiers (infinitely large input resistance and, accordingly, zero input current and zero potential difference at the inputs) and taking into account that the non-inverting input of
Uвх/Rвх=Uвых/ZООС,U I / R I = U o / Z OOS ,
где Uвх - напряжение несущего сигнала с выхода порта L микроконтроллера 7;where U Rin - carrier signal voltage from the output port of the microcontroller 7 L;
Rвх - сопротивление резистора 9;R I - resistance of the
Uвых - напряжение на выходе первого операционного усилителя 4;U o - voltage at the output of the first
ZООС - комплексное сопротивление в цепи ООС операционного усилителя 4, соответствующее импедансу участка тела человека между электродами 2 и 3.Z OOS - the complex resistance in the OOS circuit of the
Соответственно, при известных Uвх и Rвх, получаем, что напряжение Uвых на выходе первого операционного усилителя 4 пропорционально ZООС или импедансу участка тела человека между электродами 2 и 3:Accordingly, with the known U I and R I , we obtain that the voltage U o at the output of the first
Uвых=ZООС(Uвх/Rвх).U o = Z OOS (U I / R I ).
С выхода первого операционного усилителя 4 сигнал поступает на вход амплитудного детектора 5, который выделяет огибающую - сигнал, соответствующий изменению во времени импеданса участка тела человека, и удаляет высокочастотный несущий сигнал.From the output of the first
Однако изменение импеданса, соответствующее изменению кровенаполнения участка тела человека, которое связано с сердечным ритмом и дыханием, составляет достаточно малую величину - в пределах от 0,1% до 1,0% от среднего значения импеданса. Поэтому последующая обработка сигнала включает его усиление в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, и в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла. Поэтому с выхода амплитудного детектора 5 сигнал поступает на неинвертирующий вход второго операционного усилителя 6, включенного за счет делителя напряжения 8, как было описано выше, в режим активного полосового фильтра, нижняя частота среза которого может меняться путем подключения к нулевому потенциалу второго (М) или третьего (L) портов ввода вывода микроконтроллера 7.However, the change in impedance corresponding to a change in the blood supply to a portion of the human body, which is associated with heart rhythm and respiration, is quite small - in the range from 0.1% to 1.0% of the average impedance. Therefore, subsequent processing of the signal includes its amplification in the frequency band corresponding to the frequency band of the pulse wave signal, and in the frequency band corresponding to the frequency band of the signal of the respiratory cycle. Therefore, from the output of the
Как следует из АЧХ, представленных на Фиг.5 или Фиг.6, коэффициент усиления такого полосового фильтра в требуемой полосе частот для регистрации сигнала пульсовой волны или сигнала дыхательного цикла примерно равен "100", тогда как за пределами этой полосы частот - "1".As follows from the frequency response shown in Fig. 5 or Fig. 6, the gain of such a band-pass filter in the required frequency band for recording the pulse wave signal or the respiratory cycle signal is approximately "100", while outside this frequency band it is "1" .
С выхода второго операционного усилителя 6 усиленный в заданной полосе частот сигнал поступает на вход АЦП микроконтроллера 7. После преобразования сигнала в цифровую форму микроконтроллер 7 осуществляет разделение постоянной составляющей сигнала и информационного сигнала пульсовой волны или сигнала дыхательного цикла. Таким образом, с помощью одной простой схемы можно па основе импеданса участка тела человека осуществить регистрацию сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла.From the output of the second
На Фиг.7 показан в аксонометрии пример выполнения устройства для регистрации сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла в соответствии с настоящим изобретением, включающего держатель в виде гибкой ленты с застежкой. Устройство 30 включает держатель 31 с установленными на нем первым электродом 2 и вторым электродом 3, которые выполнены в виде отдельных секций 32 и 33 соответственно (см. также Фиг.9). В данном примере держатель 31 выполнен в виде гибкой ленты с застежкой 34 типа застежки-липучки, что позволяет закрепить его плотно вокруг запястья 40, как это показано на Фиг.8. Держатель 31 может быть выполнен из пластмассы и других материалов, обеспечивающих его оборачивание вокруг запястья 40. Для специалиста понятно, что держатель может иметь различную конструкцию, например, может быть выполнен в виде браслета, имеющего секции, шарнирно соединенные между собой, или в виде манжеты, плотно надеваемой на запястье (на чертежах эти варианты не показаны).Fig. 7 shows a perspective view of an example embodiment of a device for recording pulse wave and respiratory cycle signals in accordance with the present invention, including a holder in the form of a flexible tape with a fastener. The
Электроды 2 и 3, выполненные в виде отдельных секций 32 и 33 соответственно, размещены с внутренней стороны держателя 31, так что при надевании устройства 30 на запястье 40 секции 32 и 33 электродов 2 и 3 примыкают к запястью 40. Секции 32 и 33 обоих электродов 2 и 3 расположены на держателе 31 в ряд попеременно. То есть за секцией 32 электрода 2 следует секция 33 электрода 3, затем - снова секция 32 электрода 2, следом - секция 33 электрода 3, и т.д. На Фиг.7, Фиг.9, Фиг.11, Фиг.12 секции 32 электрода 2 обозначены буквой "а", а секции 33 электрода 3 - буквой "b".The
Опытным путем установлено, что близкий к оптимальному вариант выполнения устройства 30 содержит по четыре секции каждого электрода 2 и 3. Контактная площадь каждой секции 32, 33 составляет по меньшей мере 1 см2. Форма секций 32 и 33 электродов 2 и 3 может быть разнообразной, например, прямоугольной, как показано на Фиг.7, или круглой, как показано на Фиг.11. Все секции 32 соединены между собой, как это показано на Фиг.9, образуя электрод 2, так же, как и все секции 33 электрически соединены между собой, образуя электрод 3.It has been experimentally established that a close to optimal embodiment of the
Внутри держателя 31 устанавливаются компоненты электрической схемы устройства 30 в виде гибкой печатной платы 35 (Фиг.10 и Фиг.11), или печатная плата выполняется в виде отдельных секций (не показаны), соединенных гибкими проводниками. На печатной плате 35 также могут быть размещены элементы электропитания устройства.Inside the
Устройство может быть дополнительно снабжено приемо-передающим устройством с антенной для управления микроконтроллером и передачи во внешнее устройство регистрируемых сигналов пульсовой волны и дыхательного цикла, при этом приемо-передающее устройство также размещено в держателе (не показаны).The device can be additionally equipped with a transceiver with an antenna for controlling the microcontroller and transmitting the recorded pulse wave and respiratory cycle signals to an external device, while the transceiver is also placed in a holder (not shown).
Благодаря выполнению держателя 31 в виде гибкой ленты и застежки 34 устройство 30 закрепляется вокруг запястья 40, при этом контактные поверхности секций 32 и 33 электродов 2 и 3 плотно прилегают к коже запястья 40. Выполнение электродов 2 и 3 секционными обеспечивает надежный контакт с кожей по меньшей мере двух секций 32 и 33 электродов 2 и 3 при любых движениях руки. Благодаря тому, что электроды выполнены секционными и каждая из секций имеет площадь по меньшей мере 1 см2, суммарная площадь каждого электрода, например, в случае, когда он выполнен из четырех секций, составляет по меньшей мере 4 см2, что повышает надежность контакта электродов 2 и 3 с кожей и чувствительность устройства.Due to the implementation of the
Расположение секций 32 и 33 попеременно (Фиг.12) обеспечивает прохождение электрического тока (показан пунктирными стрелками 36) через мягкие ткани 41 запястья 40, при этом токи от отдельных секций 32 и 33 суммируются. При таком расположении секций 32 и 33 ток не проходит через кости 42 руки, которые обладают большим электрическим сопротивлением, чем кровенасыщенные мягкие ткани 41, что также повышает чувствительность устройства.The arrangement of
Таким образом, настоящее изобретение позволяет создавать простые устройства, обеспечивающие на основе измерения импеданса участка тела человека регистрацию сигнала пульсовой волны и сигнала дыхательного цикла человека.Thus, the present invention allows to create simple devices that provide, based on the measurement of the impedance of a portion of the human body, the registration of the pulse wave signal and the signal of the human respiratory cycle.
Claims (14)
два токопроводящих электрода, размещаемых на теле человека, первый и второй операционные усилители, амплитудный детектор, переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения и микроконтроллер, при этом
упомянутые электроды включены в цепь отрицательной обратной связи первого операционного усилителя, неинвертирующий вход которого подключен к нулевому потенциалу, а инвертирующий вход через резистор подключен к первому порту ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью генерирования на выходе первого порта ввода-вывода высокочастотного несущего сигнала,
выход первого операционного усилителя через амплитудный детектор подключен к неинвертирующему входу второго операционного усилителя, выход которого подключен ко входу аналого-цифрового преобразователя микроконтроллера,
переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения имеет верхнее плечо и нижнее плечо, образованное двумя цепочками, имеющими общий конец в средней точке частотно-зависимого делителя напряжения и два раздельных конца, причем частотно-зависимый делитель напряжения подключен к выходу второго операционного усилителя, его верхнее плечо включено в цепь отрицательной обратной связи второго операционного усилителя, а раздельные концы нижнего плеча подключены соответственно ко второму и к третьему портам ввода-вывода микроконтроллера, выполненного с возможностью подключения второго или третьего порта ввода-вывода к нулевому потенциалу,
при этом второй операционный усилитель и переключаемый частотно-зависимый делитель напряжения образуют активный полосовой фильтр с верхней частотой среза, определяемой по существу параметрами верхнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, и нижней частотой среза, определяемой по существу параметрами нижнего плеча частотно-зависимого делителя напряжения, причем частотные характеристики такого фильтра при подключении второго порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала пульсовой волны, а частотные характеристики фильтра при подключении третьего порта ввода-вывода микроконтроллера к нулевому потенциалу обеспечивают регистрацию сигнала в полосе частот, соответствующей полосе частот сигнала дыхательного цикла.1. A device for recording signals of the pulse wave and the respiratory cycle of a person, including
two conductive electrodes placed on the human body, the first and second operational amplifiers, an amplitude detector, a switchable frequency-dependent voltage divider and a microcontroller, while
said electrodes are included in the negative feedback circuit of the first operational amplifier, the non-inverting input of which is connected to zero potential, and the inverting input through a resistor is connected to the first input / output port of the microcontroller, which is configured to generate a high-frequency carrier signal at the output of the first input / output port,
the output of the first operational amplifier through an amplitude detector is connected to a non-inverting input of the second operational amplifier, the output of which is connected to the input of the analog-to-digital converter of the microcontroller,
the switched frequency-dependent voltage divider has an upper arm and a lower arm formed by two chains having a common end at the midpoint of the frequency-dependent voltage divider and two separate ends, the frequency-dependent voltage divider connected to the output of the second operational amplifier, its upper arm is on in the negative feedback circuit of the second operational amplifier, and the separate ends of the lower arm are connected respectively to the second and third input / output ports of the microcontroller, in complements the ability to connect a second or third port IO to zero potential,
wherein the second operational amplifier and the switched frequency-dependent voltage divider form an active band-pass filter with an upper cut-off frequency determined essentially by the parameters of the upper arm of the frequency-dependent voltage divider and a lower cut-off frequency determined essentially by the parameters of the lower arm of the frequency-dependent voltage divider, moreover, the frequency characteristics of such a filter when connecting the second input-output port of the microcontroller to the zero potential provide signal registration in the polo all frequencies corresponding to the frequency band of the pulse wave signal, and the frequency characteristics of the filter, when the third input / output port of the microcontroller is connected to zero potential, provide signal registration in the frequency band corresponding to the frequency band of the respiratory cycle signal.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2012158200/14A RU2523133C1 (en) | 2012-12-24 | 2012-12-24 | Apparatus for detecting human pulse wave and breathing cycle signals |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2012158200/14A RU2523133C1 (en) | 2012-12-24 | 2012-12-24 | Apparatus for detecting human pulse wave and breathing cycle signals |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2012158200A RU2012158200A (en) | 2014-06-27 |
| RU2523133C1 true RU2523133C1 (en) | 2014-07-20 |
Family
ID=51216193
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2012158200/14A RU2523133C1 (en) | 2012-12-24 | 2012-12-24 | Apparatus for detecting human pulse wave and breathing cycle signals |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2523133C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2586457C1 (en) * | 2015-02-25 | 2016-06-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Тамбовский государственный технический университет" ФГБОУ ВПО ТГТУ | Method of determining components of impedance of biological effect |
| RU2707650C2 (en) * | 2015-07-16 | 2019-11-28 | Превентикус Гмбх | Biological data processing |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU584843A1 (en) * | 1975-12-31 | 1977-12-25 | Всесоюзный научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники | Impedance plethysmograph |
| US6631292B1 (en) * | 2001-03-23 | 2003-10-07 | Rjl Systems, Inc. | Bio-electrical impedance analyzer |
| RU2268639C2 (en) * | 2004-04-14 | 2006-01-27 | Владимир Петрович Нестеров | Method of pulse-measuring evaluation of functional condition and character of vegetative regulation of human cardio-vascular system |
| RU2309668C1 (en) * | 2006-02-20 | 2007-11-10 | Александр Сергеевич Парфенов | Method and device for non-invasive measurement of function of endothelium |
-
2012
- 2012-12-24 RU RU2012158200/14A patent/RU2523133C1/en active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SU584843A1 (en) * | 1975-12-31 | 1977-12-25 | Всесоюзный научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники | Impedance plethysmograph |
| US6631292B1 (en) * | 2001-03-23 | 2003-10-07 | Rjl Systems, Inc. | Bio-electrical impedance analyzer |
| RU2268639C2 (en) * | 2004-04-14 | 2006-01-27 | Владимир Петрович Нестеров | Method of pulse-measuring evaluation of functional condition and character of vegetative regulation of human cardio-vascular system |
| RU2309668C1 (en) * | 2006-02-20 | 2007-11-10 | Александр Сергеевич Парфенов | Method and device for non-invasive measurement of function of endothelium |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| YANG Y.-X. et al. Study on a new type impedance blood flow measurement system based on integrative miniature electrodes. 2006, Hangtian Yixue Yu Yixue Gongcheng/Space Medicine and Medical Engineering, 19 (3), pp. 208-211 (реферат на сайте www.scopus.com). GEDDES L.A. et al. Multifunction transducer for obtaining digital volume pulse, skin resistance response and electrocardiogram. 1977, Medical and Biological Engineering and Computing, 15 (3), pp. 228-232 (реферат на сайте www.scopus.com) * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2586457C1 (en) * | 2015-02-25 | 2016-06-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Тамбовский государственный технический университет" ФГБОУ ВПО ТГТУ | Method of determining components of impedance of biological effect |
| RU2707650C2 (en) * | 2015-07-16 | 2019-11-28 | Превентикус Гмбх | Biological data processing |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2012158200A (en) | 2014-06-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Hafid et al. | Full impedance cardiography measurement device using raspberry PI3 and system-on-chip biomedical instrumentation solutions | |
| KR102046669B1 (en) | Method and apparatus for obtaining cardiovascular information by measuring between two extremities | |
| US7672714B2 (en) | Miniature wireless apparatus for collecting physiological signals | |
| JP5761681B2 (en) | Floating front-end amplifier and one-wire measuring device | |
| US6597942B1 (en) | Electrocardiograph leads-off indicator | |
| Prats-Boluda et al. | Active concentric ring electrode for non-invasive detection of intestinal myoelectric signals | |
| US20050043608A1 (en) | Method and apparatus for non-contact monitoring of cellular bioactivity | |
| JP2009545356A (en) | Sensor that detects the passage of pulse waves from the patient's arterial system | |
| Piuzzi et al. | Low-cost and portable impedance plethysmography system for the simultaneous detection of respiratory and heart activities | |
| US10709350B2 (en) | Body impedance measuring device | |
| EP3618709B1 (en) | System and method for dynamic focusing on the heart and/or lungs by frequency tuning and analysis of impedance phase and/or magnitude variations | |
| Rosa et al. | NFC-Powered flexible chest patch for fast assessment of cardiac, hemodynamic, and endocrine parameters | |
| JP2020130737A (en) | Smart wear | |
| Ding et al. | A novel front-end design for bioelectrical signal wearable acquisition | |
| RU2523133C1 (en) | Apparatus for detecting human pulse wave and breathing cycle signals | |
| Xu et al. | Wrist-worn heartbeat monitoring system based on bio-impedance analysis | |
| Schneider et al. | An approach to improve impedance plethysmography on the wrist by using adaptive feedback control | |
| Tariq | Vital signs monitoring using doppler radar and on-body antennas | |
| Pino et al. | Wireless Low–Cost Bioimpedance Measurement Device for Lung Capacity Screening | |
| Dosinas et al. | Measurement of human physiological parameters in the systems of active clothing and wearable technologies | |
| Hernández-Urrea et al. | An easy-to-use hand-to-hand impedance-based sensor to obtain carotid pulse arrival time | |
| Luna-Lozano et al. | Portable device for heart rate monitoring based on impedance pletysmography | |
| KR20140144009A (en) | Apparatus for measuring bioelectric signal | |
| WO2015133922A1 (en) | Device for registering human pulse wave signals and respiratory cycle signals | |
| Shin et al. | Two electrode based healthcare device for continuously monitoring ECG and BIA signals |