Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления

 

Изобретение относится к медицине, в частности к электрокардиографии. Для способа выполняют следующие действия. Очищенный от высокочастотных помех и помехи промышленной частоты электрокардиосигнал дифференцируют два раза и сравнивают полученный сигнал с двумя пороговыми уровнями. Один уровень устанавливают на Δ выше нулевой линии, а другой - на Δ ниже нулевой линии. Если амплитуда дважды дифференцированного сигнала оказывается между пороговыми уровнями, начинают счет тактовых импульсов. При достижении в результате счета заданного числа N принимают за начало очередного кардиоцикла положение на оси времени последнего из сосчитанных, то есть N-го импульса. Если же амплитуда дважды дифференцированного ЭКС выйдет за пороговые уровни раньше, чем при счете достигнуто число N, то счет начинают заново. Число N выбирают таким, что значения N при счете можно было бы достигнуть только на отрезке ЭКС между зубцами Т и Р. Устройство для реализации данного способа содержит последовательно соединенные фильтр и два дифференцирующих блока, два источника порогового уровня, два компаратора, генератор тактовых импульсов, первую, вторую и третью схемы И и счетчик импульсов. Вход фильтра является входом устройства. Изобретение позволяет надежно выделять начало очередного кардиоцикла независимо от возможных отклонений от нормы параметров зубцов кардиосигнала. 2 с.п. ф-лы, 2 ил.

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для определения начала очередного кардиоцикла при анализе временных параметров электрокардиосигнала (ЭКС), выполняемом как аппаратными, так и программными средствами.

Наиболее распространены в настоящее время способы выделения начала кардиоцикла, основанные на обнаружении QRS-комплекса (выделение R-R интервалов).

Известен способ выделения R-R интервалов [1], заключающийся в выполнении следующей последовательности действий. ЭКС фильтруют, дифференцируют, осуществляют двухполупериодное выпрямление для исключения пропуска QRS-комплекса при отрицательном зубце R, детектируют с помощью пикового детектора, из детектированного сигнала формируют порог сравнения, с которым сравнивают ЭКС, момент сравнения ЭКС с пороговым уровнем принимают за начало очередного R-R интервала (кардиоцикла).

Данный способ имеет следующие недостатки: 1) в ряде случаев амплитуда зубца R QRS-комплекса может быть сравнима с амплитудой зубца Т (это выявлено в первом стандартном отведении даже у пациентов с нормальной электрокардиограммой), что затрудняет надежное выделение QRS-комплекса, 2) в кардиограммах с расщепленным зубцом R надежность выделения начала кардиоцикла снижается.

Наиболее близким к предлагаемому способу (прототипом) является способ определения начала кардиоцикла. реализованный в устройстве [2], заключающийся в том, что ЭКС дифференцируют, чтобы обострить QRS-комплекс, формируют из полученного сигнала пороговый уровень и сравнивают продифференцированный сигнал первый раз с пороговым уровнем и второй раз с результатом первого сравнения. По результатам сравнений формируют "временное окно", позволяющее исключить ложные выделения QRS-комплекса.

Данному способу присущи следующие недостатки: 1) надежное выделение QRS-комплекса может быть достигнуто только при надежном выделении первого (стартового) QRS-комплекса; 2) действие на ЭКС низкочастотных аддитивных помех (поляризация электродов, дыхательные волны, артефакты и т.п.) снижает надежность выделения начала кардиоцикла; попытка убрать низкочастотную аддитивную помеху с помощью фильтра высоких частот не даст результата, так как частота среза такого фильтра должна иметь малое значение (0,05 Гц в соответствии со стандартами на электрокардиографы), и действие артефактов приводит к возникновению переходного процесса, который длится тем дольше, чем ниже частота среза фильтра, во время переходного процесса надежность выделения QRS-комплекса снижается.

Предлагаемый способ позволяет устранить указанные недостатки и обеспечить надежное выделение начала очередного кардиоцикла.

Анализ электрокардиограмм с различными отклонениями от нормы показал, что при снятии электрокардиограммы в условиях поликлиники или стационара, то есть при спокойном состоянии пациента, наиболее стабильным участком электрокардиосигнала является часть изолинии между зубцами Т и Р. На ЭКС можно выделить еще две области, лежащие на изолинии: сегмент PQ - отрезок от окончания зубца Р до начала зубца Q, сегмент ST - отрезок от конца комплекса QRS до начала зубца Т. Сравнение длительностей указанных отрезков показывает, что в спокойном состоянии пациента длительность отрезка ТР существенно превышает длительность сегмента PQ и сегмента ST. Указанные соотношения сохраняются и при действии на ЭКС аддитивной низкочастотной помехи. Это обстоятельство и положено в основу предлагаемого способа выделения начала кардиоцикла.

Суть предлагаемого способа заключается в следующем. Очищенный от высокочастотных помех и помехи промышленной частоты электрокардиосигнал дифференцируют два раза и сравнивают полученный сигнал с двумя пороговыми уровнями. Один уровень устанавливают на Δ выше нулевой линии, а другой - на Δ ниже нулевой линии. Учитывая временные и амплитудные соотношения между различными частями электрокардиосигнала и выбирая соответствующие постоянные дифференцирования, значения уровней можно установить равными амплитуде зубца Р. Если амплитуда дважды дифференцированного сигнала оказывается между пороговыми уровнями, начинают счет тактовых импульсов, частоту повторения которых можно выбрать равной общепринятой в электрокардиографии частоте дискретизации 500 имп/с. При достижении в результате счета заданного числа N принимают за начало очередного кардиоцикла положение на оси времени последнего из сосчитанных, то есть N-го импульса. Если же амплитуда дважды дифференцированного ЭКС выйдет за пороговые уровни раньше, чем при счете достигнуто число N, то счет начинают заново.

Число N выбирают таким, что значения N при счете можно было бы достигнуть только на отрезке ЭКС между зубцами Т и Р.

Предложенный способ позволяет надежно выделить начало каждого кардиоцикла независимо от возможных отклонений от нормы параметров (формы, амплитуды, длительности) зубцов кардиосигнала, в частности QRS-комплекса, и дрейфе изолинии, обусловленном действием на ЭКС аддитивных низкочастотных помех (влияние дыхания, артефакты, временной дрейф и т.п.), что способствует улучшению условий последующей обработки кардиосигнала (вычисление временных параметров отдельных элементов кардиосигнала, вычисление длительности кардиоциклов и т.п.).

На фиг. 1 приведена структурная схема устройства для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла, а на фиг.2 - временные диаграммы, поясняющие работу устройства.

Для достижения технического результата и реализации предложенного способа в устройство, содержащее последовательно соединенные фильтр, вход которого является входом устройства, и дифференцирующий блок, источник порогового уровня и два компаратора, первые входы которых подключены к выходу дифференцирующего блока, причем второй вход первого компаратора подключен к выходу источника порогового уровня, введены второй дифференцирующий блок, второй источник порогового уровня, генератор тактовых импульсов, первая, вторая и третья схемы И, счетчик импульсов, причем вход второго дифференцирующего блока соединен с выходом первого дифференцирующего блока, а выход подключен к инвертирующему входу первого компаратора и к неинвертирующему входу второго компаратора, к неинвертирующему входу первого компаратора подключен первый источник порогового уровня +Δ, а к инвертирующему входу второго компаратора подключен второй источник опорного уровня -Δ, выход первого компаратора соединен с первым входом первой схемы И, а выход второго компаратора - со вторым входом этой схемы, выход первой схемы И подключен к первому входу второй схемы И и к входу "Установка нуля" (R) счетчика импульсов, второй вход второй схемы И соединен с выходом генератора тактовых импульсов, выход второй схемы И соединен с входом "Счет" (С) счетчика импульсов, разрядные выходы которого подключены к соответствующим входам третьей схемы И, выход которой является выходом устройства.

Устройство для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла содержит фильтр 1, первый 2 и второй 3 дифференцирующие блоки, первый 4 и второй 5 компараторы, первый 6 и второй 7 источники порогового уровня, генератор 8 тактовых импульсов (ГТИ), счетчик импульсов 9, первую 10, вторую 11 и третью 12 схемы И.

На вход фильтра 1, являющийся входом устройства, поступает электрокардиосигнал. Выход фильтра соединен с входом первого дифференцирующего блока 2, выход которого подключен ко входу второго дифференцирующего блока 3, выход которого, в свою очередь, соединен с инвертирующим входом первого компаратора 4 и с неинвертирующим входом второго компаратора 5, к неинвертирующему входу первого компаратора 4 подключен источник 6 порогового уровня +Δ, а к инвертирующему входу второго компаратора 5 подключен источник 7 порогового уровня -Δ, выход первого компаратора 4 соединен с первым входом первой схемы И 10, а выход второго компаратора 5 - со вторым входом этой схемы, выход первой схемы И 10 подключен к первому входу второй схемы И 11 и к входу "Установка нуля" (R) счетчика 9, второй вход схемы И 11 соединен с выходом ГТИ 8, выход схемы И 11 соединен с входом "Счет" (С) счетчика 9, разрядные выходы счетчика 9 подключены к соответствующим входам третьей схемы И 12, выход которой является выходом устройства.

Устройство работает следующим образом. Электрокардиосигнал, очищенный фильтром 1 от высокочастотных и сетевой помех (сигнал "ЭКС+НЧ-помеха" на фиг. 2), дважды дифференцируется последовательно соединенными блоками 2 и 3 (сигнал "Вторая производная" на фиг.2). Компараторы 4 и 5 сравнивают амплитуду сигнала второй производной соответственно с положительным пороговым уровнем и отрицательным пороговым уровнем (уровни +Δ и -Δ на фиг.2). Как отмечалось выше, при соответствующих постоянных дифференцирования, значения уровней можно установить равными амплитуде зубца Р. Например, приведенные на фиг. 2 временные диаграммы получены при постоянных дифференцирования τ1 первого дифференцирующего блока 2 и τ2 второго дифференцирующего блока 3 по 30 мс. Если амплитуда сигнала второй производной находится между пороговыми уровнями, на выходах компараторов устанавливаются сигналы высокого уровня, в противном случае - сигналы низкого уровня (сигналы "К4" и "К5" на фиг.2). Схема И 10 является для сигналов низкого уровня схемой ИЛИ, поэтому сигнал низкого уровня появляется на выходе схемы И 10 каждый раз, когда амплитуды отсчетов ЭКС превышают пороговые уровни (сигнал "Уст. 0" на фиг.2). Этот сигнал поступает на вход "Установка нуля" счетчика 9 и устанавливает последний в начальное нулевое состояние всякий раз, когда амплитуда сигнала второй производной превысит пороговые уровни. Когда же амплитуда сигнала второй производной находится между пороговыми уровнями, на выходе схемы И 10 присутствует сигнал высокого уровня, который поступает на первый вход схемы И 11 и разрешает прохождение на ее выход тактовых импульсов с выхода генератора 8 тактовых импульсов. Импульсы, прошедшие на выход схемы И 11 (сигналы "Счет" на фиг.2), считаются счетчиком 9. Соответствующие разрядные выходы счетчика 9 подключены к входам схемы И 12. На фиг. 2 в качестве примера приведены выходные сигналы четырехразрядного двоичного счетчика (сигналы "Выходы счетчика"). Входы схемы И 12 соединены с выходами счетчика 9 таким образом, чтобы сигнал на выходе этой схемы появлялся только в тот момент времени, когда счетчик сосчитает определенное заданное число N импульсов (в примере на фиг. 2 это число равно 12). Число N выбирается на основании априорно известных частоты следования тактовых импульсов с выхода генератора 8 и длительностей интервалов PQ, SТ и ТP таким образом, чтобы оно могло быть достигнуто счетчиком 9 только на интервале ТР. Начало импульса на выходе схемы И 12 принимается за начало очередного кардиоцикла.

Технико-экономический эффект предложенного способа и устройства для его реализации заключается в повышении надежности выделения начала каждого кардиоцикла независимо от возможных отклонений от нормы параметров (формы, амплитуды, длительности) зубцов кардиосигнала, в частности QRS-комплекса, и дрейфе изолинии, обусловленном действием на ЭКС аддитивных низкочастотных помех (влияние дыхания, артефакты, временной дрейф и т.п.). Надежное выделение начала каждого кардиоцикла способствует улучшению условий последующей обработки кардиосигнала (вычисление временных параметров отдельных элементов кардиосигнала, вычисление длительности кардиоциклов и т.п.).

Источники информации 1. Подлепецкий Б. И., Торубаров С.В. Анализ метрологических и эксплуатационных характеристик микроэлектронных QRS-детекторов // Измерительная техника, 1990, 7, с.50, 51.

2. Патент 2021753, А 61 В 5/046. Устройство для выделения QRS-комплексов электрокардиосигнала / Б.И. Крук, Н.И. Белкин // БИ 1994, 20.

Формула изобретения

1. Способ выделения начала кардиоцикла, заключающийся в том, что электрокардиосигнал фильтруют, дифференцируют и сравнивают полученный сигнал с пороговыми уровнями, отличающийся тем, что дифференцирование осуществляют дважды, а сравнение полученного сигнала второй производной проводят с пороговыми уровнями, отстоящими от нулевой линии на расстояние +Δ и –Δ, затем при условии нахождения этого сигнала между пороговыми уровнями разрешают прохождение тактовых импульсов и считают эти импульсы, в случае достижения в результате счета заданного числа N, принимают за начало очередного кардиоцикла положение на оси времени N-го тактового импульса, а в случае выхода сигнала второй производной за пороговые уровни раньше, чем при счете достигнуто число N, счет начинают снова с нуля.

2. Устройство для выделения начала кардиоцикла, содержащее последовательно соединенные фильтр, вход которого является входом устройства, и первый дифференцирующий блок, первый источник порогового уровня и два компаратора, отличающееся тем, что оно снабжено вторым дифференцирующим блоком, вторым источником порогового уровня, генератором тактовых импульсов, первой, второй и третьей схемами И и счетчиком импульсов, причем вход второго дифференцирующего блока соединен с выходом первого дифференцирующего блока, а выход подключен к инвертирующему входу первого компаратора и к неинвертирующему входу второго компаратора, к неинвертирующему входу первого компаратора подключен первый источник порогового уровня, а к инвертирующему входу второго компаратора подключен второй источник опорного уровня, выходы первого и второго компараторов соединены соответственно с первым и вторым входами первой схемы И, выход которой подключен к первому входу второй схемы И и к входу установки нуля счетчика импульсов, второй вход второй схемы И соединен с выходом генератора тактовых импульсов, а выход соединен с входом счета счетчика импульсов, разрядные выходы которого подключены к соответствующим входам третьей схемы И, выход которой является выходом устройства.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2