Способ выделения начала кардиоцикла
Изобретение относится к медицине, в частности к электрокардиографии. Для способа выполняют следующие действия. Непрерывный электрокардиосигнал фильтруют и представляют его в виде дискретных отсчетов. Суммируют по модулю дискретные отсчеты, формируют пороговый уровень, с которым осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала. Выделяют R-R интервалы. В стандартных отведениях выделяют интервал
Δt=t2-t3,
где ;
t1 - окончание зубца Тi-1;
t2 - начало зубца Рi,
и осуществляют вейвлет-преобразование выбранного интервала. Суммируют результаты вейвлет-преобразования. Определяют на временной оси положение максимума суммы, и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла. Способ позволяет повысить точность выделения начала кардиоцикла. 11 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.
Определение начала очередного кардиоцикла при анализе информационных параметров электрокардиосигнала (ЭКС) является важной диагностической задачей, от решения которой может зависеть достоверность оценки состояния сердечно-сосудистой системы и эффективность дальнейшего лечения.
Наиболее распространены в настоящее время способы выделения начала кардиоцикла, основанные на обнаружении QRS-комплекса (выделение R-R интервалов). Под R-R интервалом понимается длительность между ближайшими R зубцами ЭКС.
Известен способ определения начала кардиоцикла [1], заключающийся в том, что ЭКС фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, формируют первый и второй пороговые уровни, равные половине амплитуды зубца Р, с которыми осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, подсчитывают поочередно взятые отсчеты, находящиеся между пороговыми уровнями, и, в случае достижения в результате подсчета заданного числа «n», принимают за начало очередного кардиоцикла положение n-го дискретного отсчета электрокардиосигнала на оси времени, а в случае выхода значений дискретных отсчетов за пороговые уровни ранее, чем достигнуто при подсчете заданного числа «п», подсчет начинают снова с нуля.
Известный способ выделения начала кардиоцикла основан на анализе участков изолинии идеального электрокардиосигнала: сегмента PQ - отрезка от окончания зубца Р до начала зубца Q, сегмента ST - отрезка от конца комплекса QRS до начала зубца Т и интервала TP, участка электрокардиосигнала между зубцами Т и Р. Автором известного способа выделения начала кардиоцикла отмечается, что «наиболее стабильным участком электрокардиосигнала является часть изолинии между зубцами Т и Р.». При этом «длительность отрезка TP существенно превышает длительность сегмента PQ и сегмента ST. Это обстоятельство и положено в основу предлагаемого способа выделения начала кардиоцикла».
Недостатком известного способа выделения начала кардиоцикла является то, что при изменении частоты сердечных сокращений невозможно однозначно зафиксировать начало кардиоцикла.
Наиболее близким к предлагаемому способу (прототипом) является способ выделения начала кардиоцикла [2], заключающийся в том, что непрерывный электрокардиосигнал фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, суммируют по модулю дискретные отсчеты, формируют пороговый уровень, с которым осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, выделяют R-R интервал, R-R интервал делят на N частей, причем значение N-й части интервала Ri-Ri+1 вычитают из значения дискретного отсчета Ri+1, и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла.
Суть известного способа выделения начала кардиоцикла заключается в реализации пропорции "золотого сечения" при выделении начала кардиоцикла.
Анализ известных способов (аналога и прототипа) показывает, что в них выделение начала кардиоцикла осуществляется на основании применения в исследуемой ЭКГ априорно известных соотношений информационных параметров идеальной ЭКГ. Такой подход приводит к заранее обусловленному вероятностному характеру в выделении начала кардиоцикла. То есть выделение начала кардиоцикла осуществляется не путем анализа информационных параметров зарегистрированной ЭКГ, а путем «наложения» на зарегистрированную ЭКГ шаблона соотношений информационных параметров ЭКГ (число N). В результате конкретное значение начала кардиоцикла определяется косвенным образом, что, безусловно, снижает точность способа. Выделение начала кардиоцикла должно осуществляться непосредственно на основании анализа зарегистрированной ЭКГ, в частности, интервала ТР. По мнению авторов предполагаемого изобретения, вероятностный подход в выделении начала кардиоцикла должен использоваться для уточнения положения начала кардиоцикла.
Таким образом, недостатком известного способа выделения начала кардиоцикла является, по мнению авторов предлагаемого изобретения, невысокая точность выделения начала кардиоцикла.
Изобретение направлено на повышение точности выделения начала кардиоцикла путем выявления частотного резонанса в момент интервала TP зарегистрированной ЭКГ, соответствующий началу кардиоцикла.
Это достигается тем, что в способ выделения начала кардиоцикла, заключающийся в том, что непрерывный электрокардиосигнал фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, суммируют по модулю дискретные отсчеты, формируют пороговый уровень, с которым осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, выделяют R-R интервал, введены действия, с помощью которых в стандартных отведениях выделяют интервал
Δt=t2-t3,
где 
;
t1 - окончание зубца Тi-1;
t2 - начало зубца Pi,
осуществляют вейвлет-преобразование выбранного интервала, суммируют результаты вейвлет-преобразования, определяют на временной оси положение максимума суммы и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла.
На фигуре 1 приведена блок-схема алгоритма известного способа выделения начала кардиоцикла.
На фигуре 2 приведена блок-схема алгоритма предлагаемого способа выделения начала кардиоцикла.
На фигуре 3 приведена идеальная ЭКГ.
Временные параметры идеальной ЭКГ поясняют суть предлагаемого способа выделения начала кардиоцикла.
На фигуре 4 приведены основные структуры сердца и характерные для них импульсы трансмембранного потенциала действия (ТМПД) [4].
На фигуре 5 приведены изображения реальные ЭКГ пациентов А и Б, полученные с помощью электрокардиографов КАД-03 и ПолиСпектр12.
На фигуре 6 приведено изображение выделенного интервала Δt=t2-t3 пациента А.
На фигуре 7 приведено изображение выделенного интервала Δt=t2-t3 пациента Б.
На фигуре 8 приведены вейвлет-спектрограммы выделенного интервала Δt=t2-t3 пациента А.
На фигуре 9 приведены вейвлет-спектрограммы выделенного интервала Δt=t2-t3 пациента Б.
На фигуре 10 приведены результаты суммирования значений вейвлет-спектрограмм интервалов Δt=t2-t3 ЭКГ пациентов А и Б.
На фигуре 11 приведены изображения апериодического сигнала и его модуля спектра (фигура 11а), импульсного сигнала и его модуля спектра (фигура 11b) [9].
Из анализа фигуры 2 следует, что алгоритм предлагаемого способа выделения начала кардиоцикла содержит следующие этапы.
1. Фильтрация. На этапе фильтрации осуществляется: усиление исходных сигналов, подавление помех, устранение артефактов и сопряжение источника исходных сигналов с компьютерной диагностической системой (КДС).
2. Дискретизация. На этапе дискретизации осуществляется получение цифровых отсчетов, однозначно определяющих первичную диагностическую информацию. После этапа дискретизации на вход КДС поступают отфильтрованные, оцифрованные сигналы ЭКГ.
3. Суммирование отсчетов ЭКГ. На этом этапе осуществляется суммирование одновременных отсчетов отведений ЭКГ. В результате суммирования по модулю одновременных отсчетов отведений ЭКГ максимальное значение имеют отсчеты, соответствующие зубцу R кардиоцикла.
4. Выделение RiRi+1. На этом этапе формируется пороговый уровень, значения дискретных отсчетов, полученные на предыдущем этапе, сравниваются с пороговым значением и выделяются R-R интервалы ЭКГ.
5. Выделение интервала Δt=t2-t3. На этом этапе осуществляется определение значений интервала Δt=t2-t3 путем определения значений окончания зубца Т и начала зубца Р, определения интервала TP, деления интервала TP на 2 и выделения второй половины интервала ТР.
6. Вейвлет-преобразование Δt=t2-t1. На этом этапе осуществляется определение значений коэффициентов вейвлет-преобразования дискретных отсчетов сигнала ЭКГ на интервале Δt=t2-t3.
7. Суммирование результатов вейвлет-преобразования. На этом этапе осуществляется суммирование значений коэффициентов вейвлет-преобразования дискретных отсчетов сигнала ЭКГ на интервале Δt=t2-t3. В результате суммирования максимальное значение имеют отсчеты, соответствующие частотному резонансу.
8. Выделение максимального значения суммирования. На этом этапе осуществляется определение максимального значения суммирования значений коэффициентов вейвлет-преобразования дискретных отсчетов сигнала ЭКГ на интервале Δt=t2-t3.
9. Выделение начала кардиоцикла. На этом этапе осуществляется определение временного значения, соответствующего максимальному значению суммирования значений коэффициентов вейвлет-преобразования дискретных отсчетов сигнала ЭКГ на интервале Δt=t2-t3.
Суть изобретения заключается в факте выявления частотного резонанса в момент времени интервала TP зарегистрированной ЭКГ, соответствующий началу кардиоцикла. Частотное представление является одним из основных инструментом анализа сигналов. Из анализа фигур 4 и 11 следует, что частотный спектр импульса ТМПД синусового узла подобен частотному спектру апериодического сигнала. Локализация частотных составляющих сигнала на временной оси осуществляется с помощью вейвлет-преобразования [7, 8]. Известно, что сигнал начала кардиоцикла на ЭКГ (см. фигуру 5) визуально не регистрируется из-за наличия помех [3, 4, 5, 6]. Поэтому к проблемам электрических измерений малых значений электрических величин при регистрации ЭКГ относятся борьба с искажениями, сопровождающими процессы усиления и ослабления электрических сигналов, и разработка методов выделения полезного сигнала на фоне помех. Регистрируемый сигнал ЭКГ (см. фигуру 5) можно условно представить в виде упрощенной модели: Y(t)=S(t)+εa(t)+εan(t), где Y(t) - результаты измерений на выходе электрокардиографа; S(t) -измеряемый полезный сигнал ЭКГ; εa(t) - аддитивная шумовая составляющая; εan(t) - аномальные (сбойные) значения результатов измерений. Очевидно, что при εan(t)=0 на участке интервала TP зарегистрированной ЭКГ будет сигнал Y(t) = εa(t), в котором присутствует сигнал начала кардиоцикла ssn(t). Для выявления сигнала ssn(t) непрерывный электрокардиосигнал Y(t) (см. фигуру 5) фильтруют и представляют его в виде дискретных отсчетов. Затем осуществляется суммирование одновременных отсчетов отведений ЭКГ. В результате суммирования по модулю одновременных отсчетов отведений ЭКГ максимальное значение имеют отсчеты, соответствующие зубцу R кардиоцикла. Далее формируют пороговый уровень, в результате сравнения с которым выделяются R-R интервалы. Затем выделяется интервал
Δt=t2-t3,
где ;
t1 - окончание зубца Тi-1;
t2 - начало зубца Pi,
в котором присутствует сигнал начала кардиоцикла ssn(t) (см. фигуры 3, 6 и 7). Над выделенными интервалами Δt=t2-t3 стандартных отведений осуществляется вейвлет-преобразование, в результате которого получаются вейвлет-спектрограммы (см. фигуры 8 и 9). С помощью вейвлет-преобразования нестационарный случайный сигнал выделенного интервала Δt=t2-t3 анализируется путем разложения по базисным функциям. Базисные функции получаются в результате сжатия (растяжения) и сдвигов из некоторого прототипа. Функцию-прототип называют анализирующим, или материнским вейвлетом (mother-wavelet), выбранным для исследования конкретного сигнала [7, 8]. В качестве материнского вейвлета выбран симплет (sym2) пакета Math Lab 6.5 [10]. Вейвлет хорошо локализован (т.е. сосредоточен в небольшой окрестности некоторой точки и резко убывает до нуля по мере удаления от нее) как во временной, так и в частотной области. Благодаря свойству локальности вейвлета в частотно-временной области появляется возможность анализа выделенного интервала Δt=t2-t3 на различных масштабах и точного определения положения их характерных особенностей во времени. Идея вейвлет-преобразования заключается в вычислении скалярного произведения (величины, показывающей степень «похожести» двух закономерностей) регистрируемых данных с различными сдвигами некоторого вейвлета на разных масштабах. В результате получается набор коэффициентов, показывающих, насколько поведение процесса в данной точке похоже на «поведение» вейвлета на данном масштабе. Чем ближе вид регистрируемой зависимости в окрестности данной точки к виду вейвлета, тем большую абсолютную величину имеет соответствующий коэффициент. По этому набору коэффициентов строится 3-D вейвлет-спектрограмма выделенного интервала Δt=t2-t3 (см. фигуры 8 и 9). При этом горизонтальная плоскость спектрограммы построена по осям масштаба и времени, а высота задается значениями вейвлет-коэффициентов.
На 3-D вейвлет-спектрограмме видны все характерные особенности выделенного интервала Δt=t2-t3. Анализ изображения вейвлет-спектрограмм выделенных интервалов Δt=t2-t3 стандартных отведений, приведенных на фигурах 8 и 9, показывает, что визуально наблюдается в момент времени, соответствующий по данным электрофизиологии электрической активности синусового узла, пик активности частотных составляющих электрокардиосигнала на участке интервала ТР.
Значения вейвлет-спектрограмм выделенных интервалов Δt=t2-t3 стандартных отведений суммируются, и определяется максимум суммы (см. фигуру 10). Именно максимум суммы частотных составляющих выделенных интервалов Δt=t2-t3 стандартных отведений является критерием наличия в данном месте сигнала ssn(t) электрической активности синусового узла. Другими словами, на интервале TP зарегистрированной ЭКГ там, где есть полезный, но зашумленный сигнал, в результате вейвлет-преобразования наблюдается резонанс частотных составляющих этого сигнала. По мнению авторов предлагаемого изобретения, момент времени, соответствующий значению максимума суммы значений вейвлет-спектрограмм выделенных интервалов Δt=t2-t3 стандартных отведений, является началом кардиоцикла.
Экспериментальная проверка предлагаемого способа показала, что в момент предполагаемого по данным электрофизиологии начала электрической активности синусового узла выделяется четкий пик частотных составляющих электрокардиосигнала.
Предлагаемый способ позволяет устранить указанные недостатки известного способа и обеспечить надежное выделение начала очередного кардиоцикла.
Технико-экономический эффект предложенного способа заключается в более надежном выделении начала каждого кардиоцикла. Надежное выделение начала каждого кардиоцикла способствует улучшению условий последующей обработки электрокардиосигнала.
Источники информации
1. Михеев А.А. Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его реализации / Патент РФ 2195164 от 27.12.2002, МКИ7, А61В 5/02.
2. Бодин О.Н., Жулев И.О., Логинов Д.С., Прошкин В.В. Положительное решение по заявке на изобретение №2005115597/14 «Способ выделения кардиоцикла и устройство для его осуществления» от 23.09.06 г.
3. Орлов В.Н. Руководство по электрокардиографии. - М.: Медицина, 1984, 528 с.
4. Спэк М., Барр Р. Анатомия сердца с электрофизиологической точки зрения. - В кн.: Теоретические основы электрокардиологии / Пер. с англ. - М.: Медицина, 1979.
5. М.И.Кечкер. Руководство по клинической электрокардиографии. М., 2000. - 395 с.
6. В.В.Мурашко, А.В.Струтынский. Электрокардиография: Учебн. пособие. - 6-е изд. - М.: МЕДпрессинформ, 2004. - 320 с.
7. Дьяконов В.П. Вейвлеты. От теории к практике. - М.: СОЛОН, 2002, 448 с.
8. Добеши И. Десять лекций по вейвлетам. - Москва-Ижевск: НИП «Регулярная и хаотическая динамика», 2004,464 с.
9. Сергиенко А.Б. Цифровая обработка сигналов / Учебник для вузов. - СПб.: Питер, 2003, 608 с.
10. Бодин О.Н., Бурукина И.П. Особенности анализа электрокардиографической информации с использованием вейвлет-преобразования // Медицинская техника, 2006, №2, с.26-29.
Способ выделения начала кардиоцикла, заключающийся в том, что непрерывный электрокардиосигнал фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, суммируют по модулю дискретные отсчеты в стандартных отведениях, формируют пороговый уровень, с которым осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, выделяют R-R интервалы, отличающийся тем, что на интервале TP выделяют интервал Δt=t2-t3, где
;
t1 - окончание зубца Ti-1; t2 - начало зубца Pi, осуществляют вейвлет-преобразование выбранного интервала с определением значений коэффициентов преобразования дискретных отсчетов электрокардиосигнала на интервале Δt=t2-t3, суммируют значения полученных коэффициентов вейвлет-преобразования, регистрируют момент времени, соответствующий максимальному значению суммы коэффициентов вейвлет-преобразования дискретных отсчетов электрокардиосигнала и определяют его как начало кардиоцикла.
