Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации
Статья посвящена одному из основных вопросов аускультации - регистрации звуков дыхания. Проанализированы факторы, определяющие процессы перехода звука из биотканей тела на контактную поверхность механических и электроакустических датчиков. Показано, что при этом происходит взаимная трансформация зву...
Збережено в:
| Дата: | 2007 |
|---|---|
| Автори: | , |
| Формат: | Стаття |
| Мова: | Російська |
| Опубліковано: |
Інститут гідромеханіки НАН України
2007
|
| Онлайн доступ: | https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/1031 |
| Теги: |
Додати тег
Немає тегів, Будьте першим, хто поставить тег для цього запису!
|
| Назва журналу: | Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine |
| Цитувати: | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации / В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова // Акуст. вісн. — 2007. — Т. 10, N 1. — С. 17-29. — Бібліогр.: 39 назв. — рос. |
Репозитарії
Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine| _version_ | 1859641695224725504 |
|---|---|
| author | Гринченко, В.Т. Макаренкова, А.А. |
| author_facet | Гринченко, В.Т. Макаренкова, А.А. |
| citation_txt | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации / В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова // Акуст. вісн. — 2007. — Т. 10, N 1. — С. 17-29. — Бібліогр.: 39 назв. — рос. |
| collection | DSpace DC |
| description | Статья посвящена одному из основных вопросов аускультации - регистрации звуков дыхания. Проанализированы факторы, определяющие процессы перехода звука из биотканей тела на контактную поверхность механических и электроакустических датчиков. Показано, что при этом происходит взаимная трансформация звукового давления и колебательной скорости. Согласно полученным данным, при выборе типа электроакустического устройства для регистрации звуков жизнедеятельности (микрофона или акселерометра) необходимо учитывать соотношение волновых сопротивлений биотканей и контактной поверхности датчика. Приведены результаты сравнительного анализа характеристик традиционных стетофонендоскопов и электроакустических преобразователей, применяемых для электронной аускультации. Рассмотрены конструкция, методы градуировки и акустические характеристики контактных микрофонов и акселерометров, используемых в фоноспирографических комплексах ``КоРА'' и электронных стетофонендоскопах ``ЭФОН''. Указаны способы крепления датчиков к телу пациентов.
Статтю присвячено одному з основних питань аускультації - реєстрації звуків дихання. Проаналізовані фактори, які визначають процеси переходу звуку з біотканин тіла на контактну поверхню механічних та електроакустичних сенсорів. Показано, що при цьому відбувається взаємна трансформація звукового тиску й коливальної швидкості. Згідно з отриманими даними, при виборі типу електроакустичного пристрою для реєстрації звуків життєдіяльності (мікрофона або акселерометра) необхідно враховувати співвідношення хвильових опорів біотканин і контактної поверхні сенсора. Наведені результати аналізу характеристик традиційних стетофонендоскопів та електроакустичних перетворювачів, які використовуються для електронної аускультації. Розглянуто конструкцію, методи градуювання і акустичні характеристики контактних мікрофонів і акселерометрів, які застосовуються у фоноспірографічних комплексах ``КоРА'' і електронних стетофонендоскопах ``ЕФОН''. Вказані способи кріплення мікрофонів і акселерометрів до тіла пацієнтів.
The paper is devoted to one of the basic problems of auscultation, such as a recording of the respiratory sounds. The factors are analyzed, that determine the processes of sound transition from the body biotissues to contact surface of the mechanical and electroacoustical sensors. It is shown that in the considered systems a mutual conversion of the sound pressure and vibrational velocity occurs. Due to the obtained data, when choosing the type of the electroacoustic device for recording life activity sounds (a microphone or accelerometer), one should take into account the ratio of wave resistances of the biotissues and the sensor's contact surface. The results of the comparative analysis, performed for the characteristics of traditional phonendoscopes and electroacoustic transducers used for electronic auscultation, are presented. The design peculiarities, graduation methods and acoustic features are considered for the contact microphones and accelerometers used in the phonospirographic complexes ``CoRA'' and electronic phonendoscopes ``EPhON''. The methods of microphones and accelerometers fixation on the patient's body are pointed out.
|
| first_indexed | 2025-12-07T13:23:26Z |
| format | Article |
| fulltext |
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
УДК 534.7+621.391.8
СРАВНЕНИЕ ЭФФЕКТИВНОСТИ
ЭЛЕКТРОАКУСТИЧЕСКИХ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛЕЙ
УСТРОЙСТВ ЭЛЕКТРОННОЙ АУСКУЛЬТАЦИИ
В. Т. Г РИ Н Ч Е Н К О, А. А. М АК А Р ЕН К ОВ А
Институт гидромеханики НАН Украины, Киев
Получено 01.03.2007
Статья посвящена одному из основных вопросов аускультации – регистрации звуков дыхания. Проанализированы
факторы, определяющие процессы перехода звука из биотканей тела на контактную поверхность механических и
электроакустических датчиков. Показано, что при этом происходит взаимная трансформация звукового давления
и колебательной скорости. Согласно полученным данным, при выборе типа электроакустического устройства для
регистрации звуков жизнедеятельности (микрофона или акселерометра) необходимо учитывать соотношение вол-
новых сопротивлений биотканей и контактной поверхности датчика. Приведены результаты сравнительного анали-
за характеристик традиционных стетофонендоскопов и электроакустических преобразователей, применяемых для
электронной аускультации. Рассмотрены конструкция, методы градуировки и акустические характеристики конта-
ктных микрофонов и акселерометров, используемых в фоноспирографических комплексах “КоРА” и электронных
стетофонендоскопах “ЭФОН”. Указаны способы крепления датчиков к телу пациентов.
Статтю присвячено одному з основних питань аускультацiї – реєстрацiї звукiв дихання. Проаналiзованi фактори,
якi визначають процеси переходу звуку з бiотканин тiла на контактну поверхню механiчних та електроакустичних
сенсорiв. Показано, що при цьому вiдбувається взаємна трансформацiя звукового тиску й коливальної швидкостi.
Згiдно з отриманими даними, при виборi типу електроакустичного пристрою для реєстрацiї звукiв життєдiяльностi
(мiкрофона або акселерометра) необхiдно враховувати спiввiдношення хвильових опорiв бiотканин i контактної по-
верхнi сенсора. Наведенi результати аналiзу характеристик традицiйних стетофонендоскопiв та електроакустичних
перетворювачiв, якi використовуються для електронної аускультацiї. Розглянуто конструкцiю, методи градуювання
i акустичнi характеристики контактних мiкрофонiв i акселерометрiв, якi застосовуютьсяу фоноспiрографiчних ком-
плексах “КоРА” i електронних стетофонендоскопах “ЕФОН”. Вказанi способи крiплення мiкрофонiв i акселерометрiв
до тiла пацiєнтiв.
The paper is devoted to one of the basic problems of auscultation, such as a recording of the respiratory sounds. The
factors are analyzed, that determine the processes of sound transition from the body biotissues to contact surface of the
mechanical and electroacoustical sensors. It is shown that in the considered systems a mutual conversion of the sound
pressure and vibrational velocity occurs. Due to the obtained data, when choosing the type of the electroacoustic device for
recording life activity sounds (a microphone or accelerometer), one should take into account the ratio of wave resistances
of the biotissues and the sensor’s contact surface. The results of the comparative analysis, performed for the characteristics
of traditional phonendoscopes and electroacoustic transducers used for electronic auscultation, are presented. The design
peculiarities, graduation methods and acoustic features are considered for the contact microphones and accelerometers
used in the phonospirographic complexes “CoRA” and electronic phonendoscopes “EPhON”. The methods of microphones
and accelerometers fixation on the patient’s body are pointed out.
ВВЕДЕНИЕ
Аускультацией называется выслушивание зву-
ков, возникающих в организме человека в процес-
се работы основных систем жизнедеятельности –
сердечно-сосудистой, респираторной и желудочно-
кишечного тракта. Она является одним из наи-
более известных и широко применяемых пассив-
ных методов диагностики состояния организма [1],
ценность которого обусловлена простотой проце-
дуры при большом объеме информации, получа-
емой врачом. Говоря об эффективности техниче-
ских средств аускультации, в качестве первоочере-
дной задачи необходимо отметить создание перви-
чных преобразователей – датчиков, регистрирую-
щих звуки жизнедеятельности. При работе со сте-
тофонендоскопом они предназначаются для съема
звука с поверхности тела и передачи его на слу-
ховые органы врача, а в устройствах электронной
аускультации – для преобразования звукового си-
гнала в электрический, подлежащий последующей
аналоговой или цифровой обработке.
Интерес к созданию электронных средств ау-
скультации обусловлен существенными недоста-
тками пневматических стетофонендоскопов – не-
линейностью амплитудно-частотной характери-
стики (АЧХ), невозможностью усиления сигнала,
отсутствием его фильтрации, субъективностью во-
сприятия и интерпретации звуковых феноменов
диагностом [2, 3]. Среди определяющих стимулов
развития таких первичных преобразователей на-
зовем также большой объем содержащейся в зву-
ках жизнедеятельности полезной информации, ко-
торый может быть использован для диагностики
и долговременного мониторинга состояния органи-
зма [4]. И, наконец, прогресс в развитии компью-
терных технологий и их адаптация для нужд ме-
дицинской акустики определили переход аускуль-
c© В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова, 2007 17
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
тации из области субъективных качественных оце-
нок звуковых феноменов в область объективных
количественных акустических измерений.
Целью данной работы является исследование
физических и технических аспектов процесса ре-
гистрации звуков дыхания. Для этого в статье
рассмотрены базовые для аускультации вопро-
сы – особенности перехода сигнала из биотканей
на приемные устройства, принципы работы, аку-
стические характеристики стетофонендоскопов и
электроакустических преобразователей, использу-
емых в средствах электронной аускультации. Про-
анализированы методы крепления сенсоров к те-
лу пациента. Выполнено сравнение эффективно-
сти электроакустических преобразователей, соз-
данных при участии авторов.
1. ПЕРЕХОД ЗВУКА ИЗ БИОТКАНЕЙ НА
ПРИЕМНЫЕ УСТРОЙСТВА
Возникновение звуковых сигналов в организме
человека вызвано функционированием основных
систем жизнедеятельности. Далее мы будем рас-
сматривать в основном звуки, порождаемые ре-
спираторной системой. При движении воздуха в
трахее, бронхах, бронхиолах и паренхиме легких
воздушный поток турбулизируется, а в местах би-
фуркаций воздуховодных путей образуются ви-
хревые области. Все эти процессы являются до-
вольно эффективными акустическими источника-
ми. Заболевания респираторной системы человека
приводят к стенозу воздуховодных путей, утолще-
нию слизистой оболочки, избыточному выделению
вязкого экссудата, загромождению проходного се-
чения воздуховодных путей и другим изменениям
геометрического и механического характера, что
вызывает появление дополнительных звуков [5].
Генерируемый в процессе дыхания звук мо-
жет быть зарегистрирован на поверхности те-
ла. Заметим, что физические свойства тканей те-
ла и контактных поверхностей датчиков суще-
ственно отличаются друг от друга. Биологические
ткани – это сложные высокомолекулярные орга-
нические соединения. При распространении си-
гнала в них существенно проявляется анизотро-
пия и неоднородность. С точки зрения регистра-
ции акусто-механических волн, важной физиче-
ской особенностью биотканей является их низ-
кая сдвиговая жесткость. Кроме того, в ряде тка-
ней плотности и скорости звука различаются на
порядки. Например, для подкожного слоя гру-
дной клетки плотность близка к плотности воды
(ρг.к.≈1100 кг/м
3
), а для паренхимы легких – су-
щественно ниже ее (ρп.л. ≈300 кг/м
3
). Скорости
звука составляют соответственно cг.к.≈1500 м/с
и cп.л.≈30 м/с. Для материалов, из которых
изготавливаются датчики, соответствующие ха-
рактеристики будут иными. Так, для стали
ρст =7800 кг/м
3
, cст =6000 м/с; для алюминиевых
сплавов ρа =2700 кг/м
3
, cа≈5200 м/с. Поэтому
переход звука из биотканей на чувствительные
элементы датчиков должен сопровождаться суще-
ственными потерями звуковой энергии на отраже-
ние.
Из классической акустики известно, что на гра-
нице таких сред колебательная скорость звуко-
вой волны ξ и звуковое давление p будут изме-
няться [6]. Для простоты считаем выполненными
определенные условия: граница раздела считается
сплошной, отсутствуют источники звука, ни коле-
бательная скорость, ни давление не изменяются
скачками (т. е. граничные условия требуют непре-
рывности колебательной скорости и непрерывно-
сти звукового давления). Тогда при нормальном
падении звуковой волны на границу сред коэф-
фициент прохождения по амплитуде давления tp
определяется формулой
tp =
2ρ2c2
ρ2c2 + ρ1c1
= qtv,
где q=ρ2c2/ρ1c1; tv – коэффициент прохождения
по колебательной скорости; ρ1c1 – волновое сопро-
тивление биотканей; ρ2c2 – волновое сопротивле-
ние контактной поверхности датчика.
Из приведенной формулы видно, что при пере-
ходе звука из акустически мягкой среды в акусти-
чески жесткую (ρ1c1 <ρ2c2) коэффициент прохо-
ждения по амплитуде давления для границы био-
ткань – сталь положителен (tp ≈ 2), звуковое дав-
ление во второй среде возрастает, а колебательная
скорость – уменьшается. Переход звука из аку-
стически жесткой среды в акустически мягкую
(ρ1c1 >ρ2c2) сопровождается уменьшением давле-
ния во второй среде и возрастанием колебательной
скорости (например, для границы биоткань – воз-
дух tv ≈2).
Для регистрации звуков дыхания человека в на-
стоящее время используются пневматические сте-
тофонендоскопы, а в устройствах электронной ау-
скультации – электроакустические преобразова-
тели: специальные датчики микрофонного типа
(ДМТ) и акселерометры [14, 15, 23, 37]. Следова-
тельно, если ρ1c1 <ρ2c2, то целесообразно реги-
стрировать сигнал с помощью приемников звуко-
вого давления – микрофонов. В случае перехода
звука из акустически жесткой среды в акустиче-
ски мягкую (ρ1c1 >ρ2c2), когда колебательная ско-
рость возрастает, сигнал следует регистрировать
18 В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
с помощью датчиков колебательного ускорения –
акселерометров.
Мы понимаем, что эффективность датчика не
определяется только лишь соотношением акусти-
ческих сопротивлений биотканей и контактной по-
верхности. Существует ряд других параметров,
которые необходимо учитывать при выборе типа
датчика и его конструктивной схемы. Остановим-
ся на них подробнее в последующих разделах.
2. РЕГИСТРАЦИЯ ЗВУКОВ ДЫХАНИЯ
СТЕТОФОНЕНДОСКОПОМ
Существуют два способа регистрации звука
дыхания: биомеханический – посредством стето-
фонендоскопа, и электроакустический – с помо-
щью датчика микрофонного типа или акселеро-
метра. Остановимся на первом случае, когда ре-
гистрация звука осуществляется биомеханическим
устройством, включающим стетофонендоскоп и
биосенсоры слуховых органов врача.
Слуховые органы человека могут быть услов-
но раздеклены на три части: наружное, среднее
и внутреннее ухо [7]. Основное назначение нару-
жного уха – согласовать импеданс воздуха с им-
педансом барабанных перепонок. Наилучшее со-
гласование происходит в окрестности 800 Гц. На
более высоких частотах оно еще остается удовле-
творительным, а в диапазоне ниже 400 Гц заметно
ухудшается. Колебания барабанных перепонок че-
рез систему молоточек – наковальня – стремечко,
находящуюся в среднем ухе, механическим путем
передаются во внутреннее ухо, заполненное лим-
фой. Восприятие и частотный анализ звука в нем
осуществляют рецепторные клетки, расположен-
ные вдоль основной мембраны улитки.
Аускультация как метод диагностики была пре-
дложена Р. Лаэннеком в 1816 году. Он же изо-
брел первый прибор для аускультации – стетоскоп
(от греческого “stetos” – грудь), который представ-
лял собой цилиндр, изготовленный из 24-х листов
бумаги. Одним торцом этот цилиндр прижимал-
ся к телу пациента, а вторым – к уху врача [8].
По сути, он стал простейшим монауральным аку-
стическим прибором. В дальнейшем были созда-
ны бинауральные стетофонендоскопы, состоящие
из звукоприемных головок, звукопроводов и ого-
ловья с оливами, вставляемыми в наружное ухо
врача. Позднее были дифференцированы два ти-
па звукоприемных головок – в виде колокольчи-
ка (для выслушивания звуков сердца) и в виде
камеры с диафрагмой (для выслушивания звуков
дыхания) [9].
Как уже отмечалось, стетофонендоскоп предна-
Рис. 1. Амплитудно-частотные характеристики
традиционных стетофонендоскопов разных моделей:
1 – “Littmann Cardiol Classic II”; 2 – “Hewlett Packard-L”
значен для съема и передачи звука с поверхности
тела пациента на слуховые органы врача. Во время
аускультации диафрагму звукоприемной головки
плотно прижимают к поверхности кожного покро-
ва грудной клетки. Колебания поверхности тела,
вызванные звуками дыхания, вынуждают диафра-
гму вибрировать, что приводит к появлению вну-
три звукоприемной головки пульсаций звукового
давления, которые затем передаются по звукопро-
водам на барабанные перепонки наружного уха и
далее, на биосенсоры внутреннего уха. Рассматри-
вая совместное функционирование стетофонендо-
скопа и слуховых органов, мы видим, что они, по
сути, формируют биомеханическое устройство, ко-
торое регистрирует и преобразует звуки жизнеде-
ятельности в нервные импульсы, анализируемые
человеческим мозгом.
Акустическая эффективность стетофонендоско-
па определяется, в первую очередь, размером и
формой звукоприемной головки, а также механи-
ческими свойствами ее диафрагмы (если таковая
имеется). Кроме того, важную роль играют дли-
на и диаметр звукопроводов, т. е. импеданс воз-
духа, находящегося в них. Исследования акусти-
ческих характеристик стетофонендоскопов, прове-
денные в последние годы, выявили их несовершен-
ство [2, 3]. Как правило, амплитудно-частотная
характеристика стетофонендоскопа нелинейна, а
в ряде частотных полос существуют резкие спа-
ды чувствительности – “провалы”, обусловленные
резонансами элементов устройства. Это нагля-
дно иллюстрируется сравнением АЧХ лучших (по
оценки экспертов) стетофонендоскопов “Littmann
Cardiol Classic II” и “Hewlett Packard-L” с диа-
В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова 19
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
фрагмой, рис. 1 [2]. Ясно, что при совпадении ча-
стот полезного сигнала с частотой провала снижа-
ется вероятность верификации врачом диагности-
ческих признаков.
Как известно, диафрагма звукоприемной голов-
ки изменяет чувствительность стетофонендоскопа
на частотах выше 150 Гц. Так, чувствительность
повышается на резонансных и снижается на анти-
резонансных частотах (провалах). Зная это, разра-
ботчики стетофонендоскопов эмпирически ведут
поиск новых форм, размеров головок, диафрагм и
звукопроводов, используя для них новые констру-
кционные материалы и варьируя акустомеханиче-
ские свойства устройства. Например, для расши-
рения диапазона воспринимаемых частот и увели-
чения чувствительности внутреннюю поверхность
головки снабжают ограничителями, не позволяю-
щими ей прижиматься к биотканям. Таким обра-
зом достигается неизменность условий восприятия
аускультативных признаков, поскольку механиче-
ские свойства тканей также не меняются. Кроме
того, в момент наложения головки на тело и при ее
удалении в системе стетофонедоскоп – ухо образу-
ется пневматический импульс давления, вызыва-
ющий неприятные ощущения и выводящий слу-
ховые анализаторы врача из строя на несколько
минут. Это создает эффект маскировки полезных
сигналов, интенсивность которых значительно ни-
же интенсивности импульса. Чтобы исключить по-
добное явление, на звукопроводе стетофонендо-
скопа предусмотрено регулируемое отверстие для
сброса избыточного статического давления [10].
В другой конструкции предложено снабжать
головку стетофонендоскопа эластичным балло-
ном, соединенным с ее внутренней полостью для
плавного изменения давления в системе тело –
стетофонендоскоп – ухо. По мнению разработчи-
ков, это должно послужить улучшению акусти-
ческих характеристик стетофонедоскопа и более
полной дифференциации аускультативных при-
знаков во всем диапазоне воспринимаемых частот
за счет адаптации слуховых органов диагноста к
выслушиваемым звукам. При этом меняется натя-
жение – упругость барабанных перепонок, что в
конечном итоге приводит к изменению АЧХ сис-
темы и, соответственно, спектральных уровней си-
гнала [11].
Полезные с практической точки зрения резуль-
таты приведены в работе [12], где с помощью
аналитического метода решена задача о распро-
странении звука в стетофонендоскопе с открытой
головкой и получены соотношения, определяю-
щие передаточную функцию. Исследована зави-
симость последней от геометрических параметров
элементов устройства. Установлено, что в диапа-
зоне частот, где наиболее выражены аускультатив-
ные признаки, основное влияние на передаточную
функцию оказывают размеры звукопроводов и ве-
личина затухания звуковой энергии в них. Срав-
нительный анализ теоретических результатов с эк-
спериментальными данными других исследовате-
лей показал удовлетворительное совпадение. Да-
ны рекомендации по выбору характеристик звуко-
проводов.
Ради объективности необходимо признать, что в
процессе традиционной аускультации врач выслу-
шивает измененные звуки жизнедеятельности.
Тем не менее, анализ звуков, осуществляемый мо-
згом, позволяет ему выделять частотные и вре-
менные особенности диагностических признаков.
Поэтому стетофонендоскоп был и остается на-
дежным инструментом в арсенале технических
средств аускультации, а его эффективность опре-
деляется, прежде всего, физиологическими возмо-
жностями слухового аппарата врача и его опытом.
3. ДАТЧИКИ ЗВУКОВОГО ДАВЛЕНИЯ
В предыдущем разделе было отмечено, что сте-
тофонендоскопы несовершенны, их чувствитель-
ность мала, АЧХ нелинейна и изрезана. В то же
время, в аудиотехнике применяются электроаку-
стические преобразователи звука, лишенные этих
недостатков. В первую очередь, это малогабари-
тные высокочувствительные (≈ 40 мВ/Па) эле-
ктретные микрофоны с практически линейной ха-
рактеристикой в широком диапазоне частот, пере-
крывающим диапазон звуков дыхания. Соответ-
ствующая доработка позволяет использовать их
в качестве чувствительных элементов в специаль-
ных датчиках звукового давления, предназначен-
ных для регистрации звуков жизнедеятельности
в устройствах электронной аускультации. В ме-
дицинской акустике такие устройства уже нашли
свое применение в фонокардиографах – аппара-
тах, регистрирующих и анализирующих тона и
шумы сердца [13].
К настоящему времени конструкция подобно-
го датчика достаточно отработана (рис. 2). В дно
датчика вмонтирован миниатюрный ненаправлен-
ный электретный микрофон. Компенсация стати-
ческого давления в воздушной камере осуществ-
ляется с помощью тонкого капилляра, соединяю-
щего внутреннюю полость датчика с внешней сре-
дой. Установлено, что оптимальным по размерам
и конструктивному решению является датчик из
металла или пластика конической формы с то-
лщиной стенок около 2 мм, диаметром основания
20 В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
≈ 10 мм и капилляром для компенсации стати-
ческого давления с диаметром ≈ 0.5 мм (отноше-
ние длины капилляра к его диаметру составляет
P ≈20÷23) [14]. В датчиках микрофонного типа,
используемых в системах цифровой аускультации
зарубежными исследователями, широко применя-
ются электретные микрофоны типа “Sony ECM-
155”. Это связано с высокой чувствительностью
микрофонов в диапазоне частот 20÷15000 Гц, ли-
нейностью АЧХ в пределах ±1 дБ, малыми разме-
рами и массой.
В процессе регистрации звуков дыхания датчик
плотно (без зазора) прикрепляется к телу. Колеба-
ния поверхности грудной клетки, возбуждаемые
звуковыми процессами внутри бронхо-легочной
системы, через воздушную среду камеры переда-
ются на электретный микрофон, при воздействии
давления на который происходит преобразование
звуковой энергии в электрическое напряжение.
В таком датчике переход звука из биотканей
на микрофон происходит через промежуточную
среду – воздух, волновое сопротивление которо-
го в 3500 раз меньше, чем у мягких тканей. Со-
гласно законам акустики, при таком опосредован-
ном контакте будет происходить уменьшение зву-
кового давления, действующего на приемный эле-
мент, и снижение эффективности датчика. В рабо-
те [15] экспериментально установлено, что на ча-
стотах свыше 600 Гц чувствительность микрофона
понижается на величину до 20 дБ.
Результаты обстоятельных теоретических ис-
следований, объясняющих функционирование
ДМТ с воздушной камерой, приведены в ста-
тье [16]. Здесь в достаточно строгой постановке
на основе предложенных математической и физи-
ческой моделей получены формулы, позволяющие
количественно оценить эффективность датчиков
в зависимости от их геометрических параметров.
В качестве базового акустического параметра
выбрана передаточная функция – отношение
звукового давления на поверхности микрофона
к колебательной скорости участка поверхно-
сти тела, ограниченного площадью воздушной
камеры. Получены выражения, позволяющие
проводить количественную оценку чувствитель-
ности датчиков без компенсационного капилляра
и с наличием его. Чувствительность датчика
без капилляра обратно пропорциональна длине
воздушной камеры и частоте сигнала. Показано,
что, изменяя геометрические размеры капилляра,
можно существенно влиять на чувствительность
датчика.
Установлена зависимость между размерами ка-
пилляра и высотой воздушной камеры. Так как
Рис. 2. Схема датчика звукового давления:
1 – биоткани грудной клетки; 2 – корпус датчика;
3 – воздушная камера; 4 – капилляр; 5 – электретный
микрофон; 6 – предусилитель; 7 – сигнальные кабели
импеданс микрофона в рабочем диапазоне частот
значительно превышает импеданс воздуха в ка-
мере датчика, то эффективность датчика пада-
ет с ростом частоты. При двукратном увеличении
высоты камеры чувствительность датчика падает
на 6 дБ/окт. Следовательно, для повышения эф-
фективности приема нужно уменьшать высоту во-
здушной камеры. При практическом использова-
нии датчиков было найдено предельное значение
высоты камеры (порядка 2.5÷3.0 мм), ниже кото-
рого возможно соприкосновение кожного и воло-
сяного покрова тела с поверхностью микрофона,
которое приводит к появлению контактной поме-
хи, искажающей структуру полезного сигнала [15].
Разработаны и другие модификации ДМТ с уче-
том условий их применений. Так, в диагностиче-
ском комплексе “Multi-channel STG System” ре-
гистрация звуков дыхания осуществляется с по-
мощью 14 оригинальных ДМТ, изготовленных из
звукоприемных головок с диафрагмой от стето-
фонендоскопов. Внутри воздушной камеры голов-
ки устанавливаются электретные микрофоны [17].
Подобная конструкция датчика применена в эле-
ктронном стетоскопе HP STETHOS [18].
Достаточно простое техническое решение реали-
зовано в электромеханическом стетофонендоскопе
“Handheld STG” [19], где к звукопроводу подклю-
чен электретный микрофон, сигнал с которого по-
ступает на карманный персональный компьютер,
предназначенный для временной и спектральной
обработки сигнала. В этом приборе реализована
В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова 21
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
Рис. 3. Схема контактного микрофона:
1 – биоткани; 2 – мембрана; 3 – передняя накладка;
4 – пьезопреобразователь; 5 – корпус; 6 – тыльная накладка;
7 – сигнальный кабель; 8 – предусилитель; 9 – крышка
12
3
4 5 6 7
8
Рис. 4. Блок-схема градуировки:
1 – генератор; 2 – усилитель мощности; 3 – вибростенд;
4 – контрольный акселерометр; 5 – контактный микрофон;
6 – усилитель; 7 – переключатель;
8 – электронный вольтметр
возможность одновременного прослушивания зву-
ков и визуализации их на дисплее компьютера,
что повышает вероятность выявления диагности-
ческих признаков.
При разработке мобильного портативного сте-
тофонендоскопа типа “ЭФОН” мы отказались
от конструкции ДМТ с воздушной камерой, за-
крытой диафграмой. Основной причиной этого
было то, что в таком датчике переход звука из
биотканей на чувствительный элемент происходит
через плохо согласованную с ним среду, что суще-
ственно снижает эффективность и искажает АЧХ.
Наличие же капилляра в корпусе требует посто-
янного контроля за его проходимостью, что усло-
жняет эксплуатацию устройства. Вместо этого на-
ми разработаны и созданы оригинальные конта-
ктные микрофоны, у которых указанный недоста-
ток отсутствует [20].
Конструктивная схема контактного микрофона
изображена на рис. 3. Он состоит из чувствитель-
ного элемента – пьезоэлектрического цилиндриче-
ского преобразователя, закрепленного между пе-
редней (приемной) и тыльной (пассивной) наклад-
ками. К приемной накладке прикреплена тонкая
стальная мембрана (δ = 0.1 мм), опирающая-
ся по периметру на корпус датчика. Массивная
тыльная накладка жестко соединена с металличе-
ским корпусом, в верхней части которого установ-
лен предварительный усилитель. В качестве пье-
зоэлектрического преобразователя здесь использо-
вались цилиндры из пьезокерамики ЦТС-19 ди-
аметром 6.9 мм, высотой 8.9 мм или из пьезо-
кристаллического материала сульфоиода сурьмы
ХГС-2 диаметром 10 мм и высотой 11 мм. Диа-
метр датчика составлял 30 мм, высота – 25 мм, а
масса – 50 г. По принципу действия он представ-
ляет собой односторонний стержневой пьезокера-
мический преобразователь звукового давления, а
по использованию в устройствах аускультации –
контактный микрофон.
В процессе регистрации звука стальная метал-
лическая мембрана плотно прилегает к телу паци-
ента. При этом звук распространяется из биотка-
ней (акустически мягкой среды) через акустиче-
ски жесткие стальную мембрану и переднюю на-
кладку на пьезоэлектрический преобразователь.
Согласно [21], звуковое давление при переходе из
биотканей на мембрану возрастает приблизитель-
но в два раза.
Чувствительность контактного микрофона по
давлению определялась следующим образом. В
основу метода положено допущение о том, что си-
ловое воздействие колебаний поверхности тела па-
циента на мембрану микрофона эквивалентно во-
здействию на нее вибраций вибростола. Градуи-
ровка микрофонов осуществлялась методом срав-
нения [22]. На стол вибростенда типа 4808 фир-
мы “Брюль и Къер” устанавливались контактный
микрофон и контрольный акселерометр типа 4371
той же фирмы с линейной АЧХ от 20 до 6000 Гц.
Микрофон крепился к вибростолу с помощью
двухстороннего лейкопластыря через тонкий сте-
клотекстолитовый диск (толщиной δ=0.5 мм), ди-
аметр которого был на 3 мм меньше внешнего ди-
аметра корпуса датчика. Это делалось для того,
чтобы вибрационная нагрузка вибростенда пере-
давалась только на мембрану и далее, через при-
емную накладку, на пьезоэлемент. Контрольный
акселерометр крепился также с помощью лейко-
пластыря. Блок-схема градуировки изображена на
рис. 4.
В процессе градуировки поддерживалось посто-
22 В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
янное ускорение, которое измерялось контроль-
ным акселерометром. Напряжения, генерируемые
контактным микрофоном и акселерометром, реги-
стрировались цифровым вольтметром. Их значе-
ния использовались при расчете чувствительности
градуируемого микрофона.
Чувствительность контактного микрофона по
давлению (В/Па) определялась по следующей за-
висимости:
γ =
πD2Umγa
4Uam
,
где Um – напряжение, генерируемое контактным
микрофоном; Ua – напряжение, генерируемое кон-
трольным акселерометром; γa – чувствительность
контрольного акселерометра по ускорению; D –
диаметр стержневого пьезоэлемента; m – масса
микрофона (все физические величины брались в
единицах системы СИ).
В результате градуировки установлено, что
АЧХ контактных микрофонов с преобразователя-
ми из пьезокерамики и пьезокристаллического ма-
териалов линейны в диапазоне частот 20÷6000 Гц.
При этом чувствительность по давлению первого
из них составляет γK =2.5·10−3 В/Па, а второго –
γX = 5.2 ·10−3 В/Па. Резонанс пьезокерамическо-
го контактного микрофона находится на частоте
167.3 кГц, а пьезокристаллического – на 63.2 кГц.
Проверка работоспособности контактных ми-
крофонов была выполнена при измерении зву-
ков жизнедеятельности пациентов. Измерения
проводились в малошумном помещении, экви-
валентные уровни шумов в котором составля-
ли LА.экв. =17 дБА. Звуки дыхания регистрирова-
лись у трех здоровых добровольцев в возрасте 28-,
36- и 45-ти лет в правой подключичной области
грудной клетки (2П). В процессе измерений па-
циент находился в лежачем положении на куше-
тке. Датчики приклеивались к телу двухсторон-
ним тонким лейкопластырем. Параллельно про-
водились измерения звуков при размещении ми-
крофона на бедре обследуемого. Это делалось для
того, чтобы оценить влияние переизлученых гру-
дной клеткой звуков, вызванных внешним звуко-
вым фоном и работой сердца. Сигналы с датчи-
ков через электронный усилитель поступали на
вход двухканального спектроанализатора фирмы
“Брюль и Къер” (тип 2134), где и проводился их
спектральный анализ.
Результаты измерений представлены на рис. 5 в
виде спектров мощности звуковых сигналов, осре-
дненных по шести реализациям для каждого вида
измерений у трех пациентов. Из рисунка видно,
что в области низких частот (50÷300 Гц) при за-
держанном дыхании уровни сигнала определяю-
Рис. 5. Спектры мощности звуковых сигналов:
1 – на бедре; 2 – задержанное дыхание;
3 – спокойное дыхание; 4 – форсированное дыхание
тся в основном звуками сердца и переизлучением
грудной клетки, возбуждаемой внешними шума-
ми помещения. Во время спокойного дыхания на
частотах от 90 до 600 Гц уровни звуков дыхания
превышают уровни звуков сердца всего лишь на
6 дБ. При форсированном дыхании наблюдалось
существенное усиление респираторного сигнала –
приблизительно на 20 дБ в диапазоне 100÷600 Гц,
и на 8÷10 дБ – выше 800 Гц. Наши данные кор-
релируют с результатами измерений звуков дыха-
ния, полученными другими исследователями [14].
Интересный эффект выявлен при изучении вли-
яния удельного давления на контактную поверх-
ность контактного микрофона. Регистрация зву-
ков дыхания проводилась во время спокойного
дыхания в точке 2П. На рис. 6 показаны зависи-
мости звуков дыхания от удельного давления, ко-
торое изменялось путем нагружения корпуса да-
тчика дополнительной массой.
Установлено, что увеличение удельного давле-
ния на контактную поверхность повышает уровни
спектральных составляющих звуков дыхания во
всем исследуемом диапазоне частот 20÷1500 Гц.
По нашему мнению, причиной этого является по-
вышение жесткости биотканей и, соответственно,
увеличение звукового давления, передаваемого на
чувствительный элемент контактного микрофо-
на, а также возрастание динамической нагрузки
на пьезоэлектрический преобразователь. Положи-
тельная сторона наблюдаемого эффекта состоит в
том, что силой прижатия руки врач может регу-
лировать величину полезного сигнала, без суще-
ственного искажения его формы.
Высокая чувствительность и линейность АЧХ
В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова 23
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
Рис. 6. Спектры мощности
при разном удельном давлении:
1 – P1 =7 · 10
2 Па; 2 – P2 =28 · 10
2 Па; 3 – P3 =7 · 10
2 Па
Рис. 7. Схема датчика гидрофонного типа:
1 – мембрана; 2 – корпус; 3 – жидкость;
4 – элементы подвески; 5 – гидрофон;
6 – сигнальный кабель
контактных стержневых пьезоэлектрических ми-
крофонов в широком диапазоне частот стали
определяющими аргументами при выборе эле-
ктроакустических преобразователей для мобиль-
ных электронных стетофонендоскопов “ЭФОН-
06”, “ЭФОН-07”, разработанных и созданных в
Институте гидромеханики НАН Украины, эф-
фективность которых высоко оценена врачами-
практиками.
Другим видом приемника звукового давления,
который стали применять в последнее время в
устройствах электронной аускультации с целью
улучшения согласования их с биотканями, явля-
ется гидрофонный датчик. Его конструктивная
схема изображена на рис. 7. В герметичном кор-
пусе, заполненным жидкостью с волновым сопро-
тивлением, близким к волновому сопротивлению
биотканей (например, касторовым маслом), уста-
новлен пьезокерамический гидрофон, преобразу-
ющий звуковое давление в электрический сигнал.
Контактная поверхность датчика представляет со-
бой тонкую стальную мембрану. В нем, как и в
контактном микрофоне, организован более эффе-
ктивный переход звука с биотканей на чувстви-
тельный элемент. Кроме того, при использовании
данного датчика можно очень хорошо согласовать
его контактную поверхность с поверхностью тела
пациента. В работе [23] сообщается, что с помо-
щью гидрофонного датчика удалось осуществить
регистрацию шумов кровотока артерий мозга че-
ловека. Нами разработана конструкция и создан
опытный образец гидрофонного датчика. В на-
стоящее время он проходит технические и клини-
ческие испытания. Результаты этих исследований
будут сообщены в последующих публикациях.
4. ДАТЧИКИ КОЛЕБАТЕЛЬНОГО УСКОРЕ-
НИЯ – АКСЕЛЕРОМЕТРЫ
Наряду с датчиками звукового давления, в
устройствах электронной аускультации для ре-
гистрации звуков жизнедеятельности использую-
тся датчики колебательного ускорения – акселе-
рометры. Это достаточно распространенный вид
сенсоров, применяемых в виброметрии [24]. Как
правило, чувствительные элементы акселероме-
тров выполняются из пьезокерамических матери-
алов или кристаллов кварца. В настоящее вре-
мя промышленность выпускает довольно широ-
кий спектр одно-, двух- и трехкомпонентых аксе-
лерометров, применяемых при измерении вибра-
ций машин и механизмов. Главными достоинства-
ми таких датчиков является высокая чувствитель-
ность и линейность АЧХ в широком диапазоне ча-
стот.
В отличие от традиционной виброметрии, когда
измеряются колебания поверхности твердого тела,
в нашем случае необходимо регистрировать звуки,
поступающие с поверхности тела человека, кото-
рое представляет собой довольно податливую сре-
ду (слой биотканей с армирующими элементами в
виде ребер). Присутствие сенсора на поверхности
тела пациента вносит определенные искажения в
виброакустическое поле вблизи его местоположе-
ния. Это связано с механическими свойствами би-
отканей. Тем не менее, в статье [25] обоснованно
24 В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
утверждается, что для легких сенсоров поведение
биотканей тела остается линейным при неизмен-
ности геометрических и физических параметров
системы.
Известно, что с увеличением массы акселероме-
тра его эффективность на высоких частотах сни-
жается [26]. Это объясняется особенностями ре-
акции поверхности тела на динамическое нагру-
жение [25]. В работе [27] рассмотрены результа-
ты воздействия гармонических колебаний вязко-
упругого слоя (биотканей), нагруженного плоским
круговым штампом (аналог акселерометра), при
условиях гладкого контакта и полного прилипа-
ния. Разработан эффективный алгоритм для опре-
деления механического импеданса поверхности,
контактирующей с акселерометром. Установлено,
что в диапазоне исследуемых частот система де-
монстрирует резонансное поведение, причем ча-
стота резонанса снижается с увеличением относи-
тельного радиуса сенсора. Показано, что реактив-
ные составляющие импеданса при гладком конта-
кте и прилипании имеют близкие значения. В то
же время, при полном прилипании активная часть
импеданса слоя биотканей возрастает с частотой
быстрее, чем реактивная. Обнаружено резкое во-
зрастание нормальных и касательных напряжений
по краям акселерометра, которое свидетельствует
о тенденции их отрыва от поверхности исследуе-
мого тела. Это указывает на необходимость уде-
лять серьезное внимание надежному закреплению
кромок, чтобы исключить появление контактных
помех.
Согласно публикациям [28, 29], в электронной
аускультации используются как серийно выпуска-
емые акселерометры, так и специально созданные.
Большинство зарубежных исследователей при ре-
гистрации звуков дыхания применяют акселеро-
метр “Siemens EMT 25C”, у которого АЧХ ли-
нейна в диапазоне частот 60÷500 Гц, повышается
на 4 дБ/окт при 500÷1000 Гц, а затем падает на
15 дБ/окт на частотах свыше 1200 Гц [30].
К недостаткам серийно выпускаемых акселеро-
метров следует отнести малую чувствительность
при относительно большой массе, так как они не
рассчитаны на регистрацию малых ускорений, ха-
рактерных для звуков дыхания. Поэтому целесо-
образно применять специализированные акселеро-
метры, что и стало определяющим стимулом для
создания высокочувствительных малогабаритных
кинематических датчиков с малой массой. Как
известно, увеличение коэффициента преобразова-
ния в пьезоэлектрических сенсорах можно полу-
чить следующими способами: использованием пье-
зокерамики с большим значением пьезомодуля,
Рис. 8. Общий вид акселерометра типа АД-16:
1 – основание; 2 – биморфы; 3 – предусилитель;
4 – кабель; 5 – корпус
уменьшением электрической емкости пьезоэлемен-
та, использованием изгибно-деформационной схе-
мы нагрузки на пьезоэлемент или увеличением
массы инерционного элемента [31]. При разрабо-
тке и создании датчиков серии АД во внимание
принимались все указанные способы повышения
его эффективности [32].
Общий вид акселерометра типа АД-16 представ-
лен на рис. 8. Он состоит из основания с жест-
ко прикрепленной к нему опорой, на которой кон-
сольно закреплены четыре пьезокерамических би-
морфа. Каждый биморф склеен из двух тонких
пьезопластин (пьезокерамика ЦТС-19) толщиной
δ=0.3 мм и размером в плане 20×8 мм, между
которыми располагается металлическая простав-
ка из фосфористой бронзы толщиной δ =0.05 мм.
Пластины склеены таким образом, чтобы направ-
ления поляризации были противоположны, (т. е.
соединены последовательно). На концах бимор-
фа закреплены металлические инерционные мас-
сы, выбранные из условий получения максималь-
ной чувствительности и линейности АЧХ в диа-
пазоне частот 20÷2000 Гц. Заметим, что изгибно-
деформационная схема нагрузки пьезоэлемента
обеспечивает меньшую его жесткость при большей
чувствительности, однако с более низкой частотой
резонанса, что приводит к сужению полосы рабо-
чих частот. Для понижения входного сопротивле-
ния акселерометра и повышения соотношения сиг-
нал/помеха внутри корпуса установлен предвари-
тельный усилитель, преобразующий высокоомный
выходной сигнала в низкоомный.
Акселерометры имели следующие размеры: ди-
аметр – 30 мм, высота – 15 мм, масса (без ка-
беля) – 12 г. Корпус и основание акселероме-
тра покрыты электроизоляционным материалом,
В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова 25
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
Рис. 9. АЧХ акселерометров в плоскости,
перпендикулярной основанию
обеспечивающим полную электробезопасность при
регистрации звуков с тела пациента. Градуиров-
ка акселерометров проведена в трех взаимно-
ортогональных плоскостях методом сравнения. На
рис. 9 изображена АЧХ акселерометров в плоско-
сти, перпендикулярной основанию. Градуировкой
установлено, что АЧХ датчиков линейна в диапа-
зоне частот 20÷1600 Гц, а чувствительность ма-
ксимальна в плоскости, перпендикулярной осно-
ванию, и составляет γa =15± 5 мВс2/м. В двух
других боковых плоскостях АЧХ изрезана и чув-
ствительность на 30 дБ ниже указанной. Отли-
чие чувствительности акселерометров для серии
из 36 датчиков не превышало ±1.5 дБ в диапазо-
не 20÷1600 Гц.
Акселерометры АД-16 входят в состав фоноспи-
рографических компьютерных комплексов типа
“КоРА”, где используются для регистрации звуков
дыхания. Эти комплексы успешно прошли техни-
ческие и клинические испытания и допущены Ми-
нистерством здравоохранения Украины для пра-
ктического использования в медицинских учре-
ждениях [33, 34].
5. КРЕПЛЕНИЕ ДАТЧИКОВ
При регистрации звуков жизнедеятельности ор-
ганизма человека важное значение имеет способ
крепления датчика к поверхности тела, с кото-
рой снимается звуковой сигнал. При этом дол-
жен быть обеспечен надежный механический кон-
такт между телом и приемной поверхностью сен-
сора. Отсутствие надежного контакта приводит
к искажению полезного сигнала или к появле-
нию ложных сигналов, уменьшающих соотноше-
ние сигнал/помеха [35], а в конечном итоге, к оши-
бочному диагнозy.
Наиболее простым способом, обеспечивающим
контакт датчика с телом, является прижатие ру-
кой звукоприемной головки стетофонендоскопа
или контактной поверхности электроакустическо-
го сенсора. Такой способ съема сигнала допустим
только при использовании устройств аускульта-
ции, с помощью которых проводится лишь каче-
ственная оценка выслушиваемых звуков.
В диагностическом комплексе “Multi-channel
STG System” контакт 14 датчиков звукового дав-
ления с телом осуществляется с помощью упру-
гой пенополиуретановой подушки, к которой они
прикреплены [15]. В процессе аускультации паци-
ент, сидя в кресле, спиной опирается на подушку
с датчиками. Основное назначение этого компле-
кса – локализация источников тресков и хрипов
в бронхо-легочной системе человека. Она достига-
ется благодаря тому, что энергетические уровни
этих патологических шумов достаточно высоки на
фоне менее энергоемких помех, вызванных трени-
ем в процессе дыхания диафрагмы датчика по те-
лу пациента.
Указанный способ, а также крепление датчика
к телу с помощью резиновых ремней (как в ком-
плексах “Helsa” [36]) применимы только при ре-
гистрации полезных сигналов большой интенсив-
ности. Во всех других случаях, когда необходи-
мо регистрировать низкоуровневые звуки (напри-
мер, везикулярного или ослабленного дыхания),
желательно использовать проверенный практикой
в клинических условиях метод крепления с помо-
щью тонкого двухстороннего лейкопластыря. Он
достаточно надежен, гигиеничен, технологичен и
предполагает использование одноразовых матери-
алов.
Датчики микрофонного типа с открытой возду-
шной камерой крепятся лейкопластырем в виде
кольца, внутренний диаметр которого равен диа-
метру воздушной камеры. Особое внимание необ-
ходимо уделять качеству приклеивания, чтобы не
было зазора между воздушной камерой датчика и
внешней средой, что может приводить к воздей-
ствию звукового фона помещения на микрофон,
понижающему эффективность сенсора. При реги-
страции звуков с помощью акселерометров следу-
ет обеспечивать надежный контакт по всей площа-
ди приемной поверхности с телом пациента. Как
отмечалось в [35], отслоение лейкопластыря нед-
опустимо в связи с тем, что в процессе вдоха –
выдоха происходит неконтролируемое отлипание и
прилипание клеевого слоя, порождающее помехи.
26 В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
6. СРАВНЕНИЕ ЭФФЕКТИВНОСТИ ДАТ-
ЧИКОВ
Практический интерес для разработчиков эле-
ктронных средств аускультации представляет
сравнение эффективности датчиков различных
типов. Для датчиков, регистрирующих разные
физические величины – звуковое давление и ко-
лебательную скорость – его следует осуществлять
по критерию помехозащищенности (соотношению
сигнал/помеха). Впервые в цифровой аускульта-
ции подобное сравнение было выполнено группой
исследователей Манитобского Университета (Ка-
нада) [37] при исследовании звуков вдоха, снимае-
мых с тела пациентов с помощью датчиков микро-
фонного типа и акселерометров. Подобный метод
сравнения использовался и в наших исследованиях
при регистрации полезного сигнала звуков вдоха
и выдоха контактным микрофоном и акселероме-
тром типа АД-16 в точке 2П. Датчики располага-
лись на расстоянии 30 мм друг от друга.
В качестве помехи принимались шумы, реги-
стрируемые этими же датчиками на бедре па-
циентов. В результате измерений получена ча-
стотная зависимость соотношения сигнал/помеха
(рис. 10). Здесь же приведено соотношение сиг-
нал/помеха для широко используемого зарубе-
жными исследователями акселерометра “Siemens
EMT 25C” [37]. Из графика видно, что в диапазоне
200÷700 Гц у акселерометра АД-16 и контактного
микрофона значения соотношения сигнал/помеха
близки. Отличия проявляются только на низких
частотах (50÷200 Гц) и на частотах свыше 700 Гц.
В первом случае более эффективен акселерометр,
а во втором – контактный микрофон. Тем не ме-
нее, оба сенсора позволяют проводить регистра-
цию звуков дыхания вплоть до 2000 Гц.
Акселерометр “Siemens EMT 25C” более эффе-
ктивен по сравнению с контактным микрофоном
и акселерометром АД-16, но только в диапазоне
200÷800 Гц. На более высоких частотах его эф-
фективность падает (до нуля на частоте 1400 Гц).
Вероятно, такой результат связан с тем, что зву-
ки дыхания измерялись только на вдохе, где, как
известно, сигнал максимален в диапазоне частот,
указанном выше.
Кроме того, необходимо подчеркнуть, что у да-
тчиков звукового давления с воздушной каме-
рой, в отличие от акселерометров, с увеличени-
ем частоты происходит снижение чувствительно-
сти, наблюдавшееся канадскими исследователя-
ми [14]. Теоретическое обоснование подобного яв-
ления приведено в работе [12]. Дело, в первую оче-
редь, в том, что воздушный объем камеры датчика
Рис. 10. Сравнение эффективности
электроакустических преобразователей:
1 – контактный микрофон; 2 – акселерометр типа АД-16;
3 – акселерометр “Siemens EMT 25C”
звукового давления играет роль жесткости, сни-
жающей эффективность сенсора на высоких ча-
стотах.
В последнее время появились публикации [38,
39], в которых исследователи из Манитобского
университета приводят краткое описание и прин-
цип работы устройства, позволяющего экспери-
ментально сопоставлять эффективность применя-
емых в аускультации датчиков микрофонного ти-
па, акселерометров и стетофонендоскопов. Это
устройство представляет собой камеру с жесткими
стенками, в дно которой вмонтирован электроди-
намический громкоговоритель. Одна стенка изго-
тавливается из вязко-эластичного материала с ме-
ханическими свойствами, близкими к механиче-
ским свойствам человеческой кожи и других мяг-
ких биотканей. С внешней стороны к ней при-
крепляются тестируемые сенсоры. Электрический
громкоговоритель излучает звук, проходящий че-
рез вязко-эластичные материалы и регистрируе-
мый датчиками. Как утверждают авторы [38, 39],
с помощью данного устройства можно осуществ-
лять сравнение эффективности датчиков в диапа-
зоне частот 100÷1200 Гц, характерных для звуков
жизнедеятельности. Здесь же указаны типы те-
стируемых датчиков и стетофонендоскопов, одна-
ко результаты сравнения их эффективности не
приведены.
ВЫВОДЫ
1. Анализ процессов перехода звука с поверх-
ности тела пациента на контактную поверх-
ность акустического преобразователя позво-
В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова 27
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
лил установить, что основным параметром,
определяющим звуковое давление и колеба-
тельную скорость, является соотношение вол-
новых сопротивлений этих сред.
2. Показана высокая эффективность стержне-
вых пьезоэлектрических контактных микро-
фонов с пьезокерамическими и пьезокри-
сталлическими преобразователями, разрабо-
танных при участии авторов статьи. Градуи-
ровка выявила линейность их амплитудно-
частотной характеристики на частотатах
20÷6000 Гц. При этом чувствительность по
давлению в указанном диапазоне для пьезоке-
рамического микрофона составила 2.5 мВ/Па,
а для пьезокристаллического – 5.2 мВ/Па.
Контактные микрофоны данной конструкции
применяются в качестве электроакустических
преобразователей в мобильных одно- и много-
канальных электронных стетофонендоскопах
типа “ЭФОН”.
3. Разработан высокочувствительный спе-
циализированный пьезокерамический
многоэлементный акселерометр изгибно-
деформационного типа АД-16 с линейной
амплитудно-частотной характеристикой
в диапазоне частот 20÷2000 Гц, с чув-
ствительностью к ускорению ∼ 150 мВ/g.
Акселерометры АД-16 используются для
регистрации звуков дыхания в четырехка-
нальных фоноспирографических цифровых
комплексах “КоРА”, сертифицированных в
Украине.
4. Рассмотрены методы крепления датчиков,
используемых для регистрации звуков жизне-
деятельности, к телу пациента. Установлено,
что наиболее гигиеничным и технологичным
является приклеивание с помощью тонкого
двухстороннего лейкопластыря.
5. Экспериментально установлено, что помехоза-
щищенность пьезокерамических стержневых
контактных микрофонов и акселерометров
АД-16 в диапазоне частот 50÷1200 Гц прак-
тически одинакова. На более высоких часто-
тах контактный микрофон обладает большей
помехозащищенностью.
БЛАГОДАРНОСТИ
Авторы признательны профессору И. В. Вовку
за ряд ценных замечаний, которые способствова-
ли улучшению статьи, а также выражают благо-
дарность Г. П. Виноградному, А. Н. Пархоменко и
А. М. Артемьеву за помощь при проведении изме-
рений.
1. Большая Медицинская Энциклопедия, том 2.– М.:
Сов. Энцикл., 1975.– С. 366–368.
2. Abella M., Formolo J., Penney D. G. Comparison of
the acoustic properties of six popular stethoscopes //
J. Acoust. Soc. Amer.– 1992.– 91, N 4, Pt 1.–
P. 2224–2228.
3. Jones A., Jones D., Kwong K., Siu S. C. Acoustic
performance of three stethoscope chest pieces //
Proc. 20-th Ann. Int. Conf. IEEE. Dept. Rehabili-
tation Sci., vol. 6.– Hong Kong, 1998.– P. 3219–3222.
4. Hult P., Fjallbrant T., Wranne B., Engdahl O.,
Ask P. An improved bioacoustic method for moni-
toring of respiration // Technol. Health Care.– 2004.–
12, N 4.– P. 323–332.
5. Вовк И. В., Гринченко В. Т., Дахнов С. Л., Крижа-
новский В. В., Олийнык В. Н. Шумы дыхания че-
ловека: объективизация аускультативных призна-
ков // Акуст. вiсн.– 1999.– 2, N 3.– С. 11–32.
6. Ржевкин С. Н. Курс лекций по теории звука.– М.:
Изд-во МГУ, 1960.– 335 с.
7. Брох Е. Т. Применение аппаратуры фирмы
“Брюль и Къер” для измерений акустического
шума.– Дания: Брюль и Къер, 1971.– 224 с.
8. Geddes L. A. Birth of stethoscope // IEEE Engng
Med. Biol. Mag.– 2005.– 24.– P. 84–86.
9. Sprague H. B. A new combined stethoscope chest pi-
ece // JAMA.– 1926.– 86.– P. 1909.
10. Блашкин И. И. Устройство для аускультации.–
Изобретение СССР N 825005.– М. Кл. А61 В7/02,
от 30.04.1981. // Бюл. N 16.
11. Еременко С. В., Зинкович И. И., Шляхо-
вер В. Е. Устройство для аускультации.– Изобре-
тение СССР N 12025553.– М. Кл. А61 В7/02, от
07.01.1986 // Бюл. N 1.
12. Вовк И. В., Гончарова И. Ю. Аналитический ме-
тод для оценки акустических свойств стетоско-
пов // Акуст. вiсн.– 2000.– 3, N 3.– С. 10–16.
13. Минограф 82 SIEMENS / Руководство по эксплу-
атации: Датчик пульс/фоно 860.
14. Kraman S. S., Wodicka G. R., Oh Y., Pasterkamp H.
Measurement of respiratory acoustic signals. Effect of
microphone air cavity width, shape, and venting //
Chest.– 1995.– 108.– P. 1004–1008.
15. Wodichka G. R., Kraman S. S., Zenk G. M.,
Pasterkamp H. Measurement of respiratory acoustic
signals // Chest.– 1994.– 106, N 4.– P. 1140–1144.
16. Гончарова И. Ю. Датчик для регистрации шумов
дыхания на основе использования микрофона //
Акуст. вiсн.– 2000.– 3, N 2.– С. 56–62.
17. Murphy R. L., Vyshedskiy A., Power-Charnitsky A.,
Bana D. S., Marinelli, Wong-Tse A., Paciej R.
Automated lung sound analysis in patients with
pneumonia // Respir. Care.– 2004.– 49, N 12.–
P. 1488–1489.
18. Руководство пользователя электронно-
го стетоскопа HP STETHOS (см. на
http://www.hp.com/go/hpstethos).
19. Handheld STG T-mobile kit (см. на
http://stethographics.com/main/store.html).
20. Грiнченко В. Т., Виноградний Г. П., Макаренко-
ва А. А. Акустичний сенсор.– Декларацiйний па-
тент України на винахiд N 14732.– 2006.
28 В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова
ISSN 1028 -7507 Акустичний вiсник. 2007. Том 10, N 1. С. 17 – 29
21. Cвердлин Г. М. Прикладная гидроакустика.– Л.:
Судостроение, 1990.– 320 с.
22. Клюкин И. И., Колесников А. Е. Акустические
измерения в судостроении.– Л.: Судостроение,
1968.– 403 с.
23. Journee H. L., van Bruggen A. C., van der Meer J. J.,
de Jonge A. B., Mooij J. J. Design and applicati-
on of sensor for recording sounds over human eye
and nose // Med. Biol. Engng Comput.– 1995.– 33.–
P. 140–144.
24. Йориш Ю. И. Измерение вибраций.– М.: Машгиз,
1956.– 403 с.
25. Олiйник В. Н. Визначення еквiвалентних параме-
трiв поверхнi тiла людини при взаємодiї з кон-
тактним сенсором // Доп. НАН України.– 2004.–
N 10.– С. 193–198.
26. Verburg J., van Vollenhoven E. The recordi-
ng of heart vibrations: A problem of vibration
measurement on soft tissue // Med. Biol. Engng
Comput.– 1984.– 22.– P. 168–178.
27. Грiнченко В. Т., Олiйник В. Н. Динамiчнi влас-
тивостi в’язко-пружного шару при гармонiчному
навантаженнi круговим штампом // Акуст. вiсн.–
2005.– 8, N 1–2.– С. 42–50.
28. Kiyokawa H., Pasterkamp H. Volume-dependent
variations of regional lung sound, amplitude, and
phase // J. Appl. Physiol.– 2002.– 93.– P. 1030–1038.
29. Elphick H. E., Ritson S., Rodgers H., Everard M. L.
When a “wheeze” is not a wheeze: Acoustic analysis
of breath sounds in infants // Eur. Respir. J.– 2006.–
16.– P. 593–597.
30. Gnitecki J., Hossain I., Pasterkamp H., Moussavi Z.
Qualitative and quantitative evaluation of heart
sound reduction from lung sound recordings // IEEE
Trans. Biomed. Engng.– 2005.– 52, N 10.– P. 1788–
1792.
31. Приборы и системы для измерения вибрации, шу-
ма и удара / Под В. В. Клюева.– М.: Машиностро-
ение, 1978.– 447 с.
32. Адамов А. И., Виноградный Г. П., Вовк И. В.,
Гринченко В. Т, Макаренков А. П., Майдан-
ник В. Г., Яценко В. П. Устройство для
аускультации.– Патент на изобретение N 2062047.–
Кл. А 61 В 7/04, от 20.06.1996 // Бюл. N 17.
33. Комплекс фоноспирографический компьютерный
КоРА-03М1. Технические условия ТУ У33.1-
05417354-001.– 2006.
34. Свiдоцтво про державну реєстрацiю “Комплекс
фоноспiрографiчний комп’ютерний КоРА-03М1”.–
N 5528.– 2006.
35. Макаренкова А. А., Олийнык В. Н. Помехи
сенсоров-виброакселерометров, используемых для
аускультации дыхательных шумов // Акуст. вiсн.–
2006.– 9, N 1.– С. 45–54.
36. Sovijarvi A., Kallio K., Paajanen E., Malmberg P.,
Helisto P., Lipponen P., et al. A new versatile PC-
based lung sound analyzer with automatic crackle
analysis (HelSa) // Abstr. 21-st ILSA Int. Conf. Lung
Sounds.– Chester, England, Sept. 4–6, 1996.– P. 22.
37. Pasterkamp H., Kraman S. S., Defrain R. D., Wodi-
cka G. R. Measurement of respiratory acoustic si-
gnals: comparison of sensors // Chest.– 1993.– 104,
N 5.– P. 1518–1525.
38. Kraman S. S., Wodicka G. R., Pressler G. A.,
Pasterkamp H. Comparison of lung sound
transducers testing system // J. Appl. Physiol.–
2006.– 101, N 2.– P. 469–476.
39. Kraman S. S., Wodicka G. R., Pressler G. A.,
Pasterkamp H. Design, construction, and evaluation
of a bioacoustic transducer testing (BATT) system
for respiratory sounds // IEEE Trans. Biomed.
Engng.– 2006.– 53, N 8.– P. 1711–1715.
В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова 29
|
| id | nasplib_isofts_kiev_ua-123456789-1031 |
| institution | Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine |
| issn | 1028-7507 |
| language | Russian |
| last_indexed | 2025-12-07T13:23:26Z |
| publishDate | 2007 |
| publisher | Інститут гідромеханіки НАН України |
| record_format | dspace |
| spelling | Гринченко, В.Т. Макаренкова, А.А. 2008-07-15T08:59:24Z 2008-07-15T08:59:24Z 2007 Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации / В. Т. Гринченко, А. А. Макаренкова // Акуст. вісн. — 2007. — Т. 10, N 1. — С. 17-29. — Бібліогр.: 39 назв. — рос. 1028-7507 https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/1031 534.7+621.391.8 Статья посвящена одному из основных вопросов аускультации - регистрации звуков дыхания. Проанализированы факторы, определяющие процессы перехода звука из биотканей тела на контактную поверхность механических и электроакустических датчиков. Показано, что при этом происходит взаимная трансформация звукового давления и колебательной скорости. Согласно полученным данным, при выборе типа электроакустического устройства для регистрации звуков жизнедеятельности (микрофона или акселерометра) необходимо учитывать соотношение волновых сопротивлений биотканей и контактной поверхности датчика. Приведены результаты сравнительного анализа характеристик традиционных стетофонендоскопов и электроакустических преобразователей, применяемых для электронной аускультации. Рассмотрены конструкция, методы градуировки и акустические характеристики контактных микрофонов и акселерометров, используемых в фоноспирографических комплексах ``КоРА'' и электронных стетофонендоскопах ``ЭФОН''. Указаны способы крепления датчиков к телу пациентов. Статтю присвячено одному з основних питань аускультації - реєстрації звуків дихання. Проаналізовані фактори, які визначають процеси переходу звуку з біотканин тіла на контактну поверхню механічних та електроакустичних сенсорів. Показано, що при цьому відбувається взаємна трансформація звукового тиску й коливальної швидкості. Згідно з отриманими даними, при виборі типу електроакустичного пристрою для реєстрації звуків життєдіяльності (мікрофона або акселерометра) необхідно враховувати співвідношення хвильових опорів біотканин і контактної поверхні сенсора. Наведені результати аналізу характеристик традиційних стетофонендоскопів та електроакустичних перетворювачів, які використовуються для електронної аускультації. Розглянуто конструкцію, методи градуювання і акустичні характеристики контактних мікрофонів і акселерометрів, які застосовуються у фоноспірографічних комплексах ``КоРА'' і електронних стетофонендоскопах ``ЕФОН''. Вказані способи кріплення мікрофонів і акселерометрів до тіла пацієнтів. The paper is devoted to one of the basic problems of auscultation, such as a recording of the respiratory sounds. The factors are analyzed, that determine the processes of sound transition from the body biotissues to contact surface of the mechanical and electroacoustical sensors. It is shown that in the considered systems a mutual conversion of the sound pressure and vibrational velocity occurs. Due to the obtained data, when choosing the type of the electroacoustic device for recording life activity sounds (a microphone or accelerometer), one should take into account the ratio of wave resistances of the biotissues and the sensor's contact surface. The results of the comparative analysis, performed for the characteristics of traditional phonendoscopes and electroacoustic transducers used for electronic auscultation, are presented. The design peculiarities, graduation methods and acoustic features are considered for the contact microphones and accelerometers used in the phonospirographic complexes ``CoRA'' and electronic phonendoscopes ``EPhON''. The methods of microphones and accelerometers fixation on the patient's body are pointed out. ru Інститут гідромеханіки НАН України Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации Comparing the efficiency of electroacoustic transducers used in the devices for electronic ausculation Article published earlier |
| spellingShingle | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации Гринченко, В.Т. Макаренкова, А.А. |
| title | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации |
| title_alt | Comparing the efficiency of electroacoustic transducers used in the devices for electronic ausculation |
| title_full | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации |
| title_fullStr | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации |
| title_full_unstemmed | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации |
| title_short | Сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации |
| title_sort | сравнение эффективности электроакустических преобразователей устройств электронной аускультации |
| url | https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/1031 |
| work_keys_str_mv | AT grinčenkovt sravnenieéffektivnostiélektroakustičeskihpreobrazovateleiustroistvélektronnoiauskulʹtacii AT makarenkovaaa sravnenieéffektivnostiélektroakustičeskihpreobrazovateleiustroistvélektronnoiauskulʹtacii AT grinčenkovt comparingtheefficiencyofelectroacoustictransducersusedinthedevicesforelectronicausculation AT makarenkovaaa comparingtheefficiencyofelectroacoustictransducersusedinthedevicesforelectronicausculation |