Устройство для выделения начала кардиоцикла

 

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для определения начала очередного кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, при анализе низкоамплитудных потенциалов электрокардиосигнала (ЭКС), временных параметров ЭКС и анализе вариабельности сердечного ритма, выполняемом как аппаратными, так и программными средствами. Устройство содержит фильтр, блок дискретизации, блок сравнения, первую схему И, счетчик импульсов, вторую схему И, а также первый и второй источники пороговых уровней и генератор управляющих импульсов, блок формирования разностей второго порядка и триггер с соответствующими связями между собой. Устройство обеспечивает повышение надежности выделения начала каждого кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, независимо от возможных отклонений от нормы параметров кардиосигнала и дрейфа изолинии. 3 ил.

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для определения начала очередного кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, при анализе низкоамплитудных потенциалов электрокардиосигнала (ЭКС), временных параметров ЭКС и анализе вариабельности сердечного ритма, выполняемом как аппаратными, так и программными средствами.

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

Известно устройство для выделения R-R интервалов [1], содержащее фильтр, пиковый детектор, формирователь порога сравнения, компаратор. Данное устройство имеет ряд недостатков:

- R-зубец может иметь отрицательную полярность, что приведет к пропуску QRS-комплекса;

- в кардиограммах с расщепленным зубцом R надежность выделения начала кардиоцикла снижается.

Наиболее близким к предлагаемому устройству (прототипом) является устройство [2], основанное на выделении точки начала кардиоцикла на интервале ТР электрокардиосигнала, что делает данное устройство нечувствительным к различным изменениям формы зубцов ЭКС и повышает надежность выделения начала кардиоцикла. Однако данное устройство имеет следующие недостатки:

- при изменении частоты сердечных сокращений положение точки начала кардиоцикла относительно начала элементов ЭКС, следующих за этой точкой, изменяется, что затрудняет синхронизацию отдельных кардиоциклов между собой, необходимую, например, при исследовании поздних потенциалов предсердий или поздних потенциалов желудочков;

- для надежного выделения начала кардиоцикла требуется устранение дрейфа изолинии.

Дрейф изолинии, обусловленный действием на ЭКС низкочастотных аддитивных помех (поляризация электродов, дыхательные волны, артефакты и т.п.) снижает надежность выделения начала кардиоцикла, поскольку не исключена ситуация, когда амплитуда сигнала, представляющего смесь ЭКС и аддитивной помехи, может выйти на интервале ТР за пороговые уровни, нарушив этим правильность выделения начала очередного 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.

Предлагаемое устройство позволяет устранить указанные недостатки и обеспечить надежное выделение начала очередного кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, в условиях действия на ЭКС аддитивных помех.

Суть предлагаемого способа заключается в следующем. В устройство, содержащее фильтр, вход которого является входом устройства, блок дискретизации, генератор управляющих импульсов, два источника пороговых уровней, блок сравнения, две схемы И и счетчик импульсов, причем выход фильтра подключен к первому входу блока дискретизации, ко второму входу последнего подключен первый выход генератора управляющих импульсов, выход блока дискретизации соединен с первым блоком входа сравнения, второй вход блока сравнения соединен с выходом первого источника порогового уровня, а третий вход - с выходом второго источника порогового уровня, выход блока сравнения подключен к входу установки нуля счетчика импульсов и к первому входу первой схемы И, второй вход которой соединен со вторым выходом генератора управляющих импульсов, выход первой схемы И соединен со счетным входом счетчика импульсов, разрядные выходы которого подключены к соответствующим входам второй схемы И, введены блок формирования разностей второго порядка и триггер. Вход блока формирования разностей второго порядка подключен к выходу блока дискретизации, а выход - к первому входу блока сравнения, выход блока сравнения подключен к входу установки нуля триггера, вход установки единицы триггера соединен с выходом второй схемы И, выход триггера является выходом устройства. Блок сравнения выполнен на основе двух компараторов и схемы И, связи которых между собой описаны в прототипе [2].

На фиг.1 приведена структурная схема устройства для выделения начала кардиоцикла; на фиг.2, 3 - временные диаграммы, поясняющие работу устройства.

Устройство для выделения начала кардиоцикла содержит фильтр 1, блок дискретизации 2, генератор 3 управляющих импульсов, блок формирования 4 разностей второго порядка, блок сравнения 5, первый 6 и второй 7 источники порогового уровня, первую 8 и вторую 9 схемы И, счетчик импульсов 10, триггер 11.

Вход фильтра 1 является входом устройства, выход фильтра 1 подключен к первому (информационному) входу блока дискретизации 2, ко второму входу (управляющему) которого подключен первый выход генератора 3 управляющих импульсов. Выход блока дискретизации 2 соединен с входом блока формирования 4 разностей второго порядка, выход которого соединен с первым входом блока сравнения 5. Второй и третий входы блока сравнения 5 соединены соответственно с выходами первого 6 и второго 7 источников пороговых уровней. Выход блока сравнения 5 подключен к входам установки нуля (R) счетчика импульсов 10 и триггера 11 и к первому входу первой схемы И 8, второй вход которой подключен ко второму выходу генератора 3 управляющих импульсов. Выход первой схемы И 8 соединен со счетным входом (С) счетчика импульсов 10. Разрядные выходы счетчика импульсов 10 соединены с соответствующими входами второй схемы И 9. Выход схемы И 9 подключен к входу установки единицы (S) триггера 11, выход которого является выходом устройства.

Устройство работает следующим образом. Электрокардиосигнал, очищенный фильтром 1 от высокочастотных и сетевой помех (сигнал "ЭКС+аддитивная помеха" на фиг.2) поступает на первый (информационный) вход блока дискретизации 2. На второй (управляющий) вход этого блока поступают импульсы управления. Частота следования этих импульсов определяет частоту дискретизации входного сигнала (для электрокардиографов принята частота дискретизации 200 или 500 отсчетов/с. На фиг.2 и 3 приведены временные диаграммы при частоте дискретизации 200 отсчетов/с). На выходе блока дискретизации 2 смесь кардиосигнала и аддитивной помехи представляется дискретными отсчетами, поступающими на вход блока формирования 4 разностей второго порядка. Формирование разностей второго порядка может быть реализовано как из дискретных отсчетов непрерывных сигналов, например, на основе схем выборки-хранения и операционных усилителей, так и из цифровых сигналов, например, на основе микроконтроллера типа PIC16F7X, имеющего входной аналого-цифровой преобразователь, позволяющий осуществить преобразование дискретных отсчетов в цифровой сигнал. На фиг.2 представлен сигнал на выходе блока формирования разностей второго порядка, реализованного на основе схем выборки-хранения и операционных усилителей. Амплитуда этого сигнала сравнивается в блоке сравнения 5 с двумя пороговыми уровнями, один из которых больше нуля (+Uпор на фиг.2), а второй меньше нуля (-Uпор на фиг.2).

Когда сигнал разности второго порядка находится между указанными пороговыми уровнями, на выходе блока сравнения 5 (сигнал "Уст. 0" на фиг.3) формируется сигнал разрешения (например, сигнал высокого уровня), в противном случае формируется сигнал запрета (например, сигнал низкого уровня). Сигнал низкого уровня с выхода блока сравнения 5, поступая на входы установки нуля (R) счетчика 10 и триггера 11, устанавливает их в начальное нулевое состояние всякий раз, когда амплитуда сигнала разности второго порядка превысит пороговые уровни. Когда же амплитуда сигнала разности второго порядка находится между пороговыми уровнями, на выходе блока сравнения 5 присутствует сигнал разрешения высокого уровня, который поступает на первый вход схемы И 8 и разрешает прохождение на ее выход и далее на счетный вход (С) счетчика 10 импульсов со второго выхода генератора 3 управляющих импульсов. Эти импульсы (сигналы "Счет" на фиг.3) считаются счетчиком 10. Соответствующие разрядные выходы счетчика 10 подключены к входам схемы И 9. На фиг.3 в качестве примера приведены выходные сигналы шестиразрядного двоичного счетчика (сигналы “Выходы счетчика”). Входы схемы И 9 соединены с выходами счетчика 10 таким образом, чтобы сигнал на выходе этой схемы (сигнал "Уст. 1" на фиг.3) появлялся только в тот момент времени, когда счетчик сосчитает определенное заданное число N импульсов (в примере на фиг.3 это число равно 50). Число N выбирается на основании априорно известных частоты следования тактовых импульсов с выхода генератора 3 (т.е. частоты дискретизации) и длительностей интервалов PQ, ST и ТР таким образом, чтобы оно могло быть достигнуто счетчиком 10 только на интервале ТР. Передним фронтом импульса на выходе схемы И 9 осуществляется установка в состояние “1” триггера 11 (сигнал "Вых" на фиг.3). Возврат триггера 11 в состояние “0” (сигнал "Вых" на фиг.3) произойдет только в момент времени, когда очередной отсчет разности второго порядка превысит пороговый уровень, при этом на выходе блока сравнения 5 появляется сигнал низкого уровня (сигнал "Уст. 0" на фиг.3), а этот момент времени соответствует с точностью до периода дискретизации началу Р-зубца очередного кардиоцикла (фиг.2, “Выходной сигнал”). Сигналы "Выходной сигнал" на фиг.2 и "Вых" на фиг.3 представляют один и тот же сигнал с выхода триггера 11. Момент перехода триггера 11 из состояния “1” в состояние “0” принимается за начало очередного кардиоцикла.

Значения Uпор можно выбрать из следующих соображений. Максимум частотного спектра Р-зубца находится в районе 5-10 Гц, амплитуда Р-зубца составляет 0.02-0.2 от амплитуды R-зубца. Аддитивные помехи, обусловленные упомянутыми выше факторами, могут иметь полосу частот до 1 Гц и амплитуду, сравнимую с амплитудой R-зубца. Таким образом, Р-зубец можно аппроксимировать положительной полуволной синусоидального сигнала, а аддитивную помеху синусоидальным сигналом с указанными выше параметрами. При этих условиях максимальные значения модуля разностей второго порядка оцениваются следующими выражениями:

для Р-зубца

где U_p - амплитуда Р-зубца,

Т_Р - длительность Р-зубца,

Td - период дискретизации,

для аддитивной помехи

где U_N - амплитуда аддитивной помехи,

Т_N - период сигнала помехи.

Приведенные выражения получены с учетом того, что период дискретизации Td значительно меньше периодов синусоидальных сигналов 2Т_р и T_N, описывающих Р-зубец и аддитивную помеху. Тогда для начального участка Р-зубца первый отличный от нуля дискретный отсчет, определяющий максимальное значение разности 2-го порядка, имеет амплитуду т.е. определяется выражением (1).

Для синусоидального сигнала, описывающего аддитивную помеху, максимальные значения модуля разностей второго порядка приходятся на моменты времени ¹/₄ T_N, ³/₄ T_N и т.д. В районе этих точек модуль разности второго порядка определяется выражением

.

Используя известные соотношения Sin(π/2±x)=Cos(x) и представляя Cos(x) рядом 1-х²/2+..., причем в силу малости x=2πТd/T_N, ограничиваясь первыми двумя членами ряда, получим выражение (2).

Модуль порогового уровня должен быть больше максимального значения модуля разностей 2-го порядка сигнала помехи ddN и меньше максимального значения модуля разностей 2-го порядка для сигнала Р-зубца ddP. Наибольшая помехозащищенность выделения начала кардиоцикла достигается, если пороговый уровень находится на равном расстоянии от уровней ddN и ddP:

Наихудшие условия для выделения начала кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, создаются, когда Р-зубец имеет минимальную амплитуду и максимальную длительность, а аддитивная помеха имеет максимальную амплитуду и максимальную частоту. Из приведенных выше возможных параметров Р-зубца и аддитивной помехи наихудшие условия будут при U_p=0.02U_R, где U_R - амплитуда R-зубца (обычно около 1 мВ), Т_P=0.1 с, U_N=U_R, T_N=1 с. По выражениям (1), (2), (3) получим ddN≈1·10^-3U_R, ddP≈3·10^-3U_R, Uпop=2·10^-3U_R.

Для удобства технической реализации сравнения сигналов разностей второго порядка с пороговыми уровнями все перечисленные сигналы можно усилить. Усилитель может входить в блок формирования разностей второго порядка. Выше отмечалось, что на фиг.2 представлен сигнал на выходе блока формирования разностей второго порядка, реализованного на основе схем выборки-хранения и операционных усилителей. Полученный сигнал разностей второго порядка усилен в 1000 раз. При этом и сигнал разностей 2-го порядка и пороговые сигналы имеют значения порядка единиц вольт, что обеспечивает достаточно простую реализацию сравнения этих сигналов, например на обычных компараторах.

Технико-экономический эффект предложенного изобретения заключается в повышении надежности выделения начала каждого кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, независимо от возможных отклонений от нормы параметров (формы, амплитуды, длительности) зубцов кардиосигнала, в частности QRS комплекса, и дрейфа изолинии, обусловленном действием на ЭКС аддитивных низкочастотных помех (влияние дыхания, артефакты, временной дрейф и т.п.). Надежное выделение начала каждого кардиоцикла, совпадающего с началом Р-зубца, способствует улучшению условий последующей обработки кардиосигнала (вычисление временных параметров отдельных элементов кардиосигнала, вычисление длительности кардиоциклов, усреднение нескольких кардиоциклов с синхронизацией по началу Р-зубца и т. п.).

Литература

1. Патент РФ №2021752, А 61 В 5/046. Устройство для выделения QRS-комплексов /Б.И.Крук, Н.И.Белкин //БИ 1994. №20.

2. Патент РФ №2195164, А 61 В 5/02. Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления /А.А.Михеев //БИ 2002, №36.

Формула изобретения

Устройство для выделения начала кардиоцикла, содержащее фильтр, вход которого является входом устройства, блок дискретизации, генератор управляющих импульсов, два источника пороговых уровней, блок сравнения, две схемы И и счетчик импульсов, выход фильтра подключен к первому входу блока дискретизации, ко второму входу которого подключен первый выход генератора управляющих импульсов, второй вход блока сравнения подключен к выходу первого источника порогового уровня, а третий вход - к выходу второго источника порогового уровня, выход блока сравнения подключен к первому входу первой схемы И, отличающееся тем, что в него дополнительно введены блок формирования разностей второго порядка и триггер, причем вход блока формирования разностей второго порядка соединен с выходом блока дискретизации, а выход подключен к первому входу блока сравнения, выход блока сравнения подключен к входу установки нуля счетчика импульсов и триггера, вход установки единицы триггера соединен с выходом второй схемы И, выход триггера является выходом устройства, при этом второй вход первой схемы И соединен с вторым выходом генератора управляющих импульсов, а ее выход – со счетным входом счетчика импульсов, разрядные выходы которого подключены к соответствующим входам второй схемы И.

РИСУНКИРисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3