Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала



Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала
Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала
Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала
Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала

 


Владельцы патента RU 2417050:

Федеральное государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Сибирский федеральный университет" (СФУ) (RU)

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и представляет собой устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии. Устройство содержит фильтр нижних частот, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, блок выделения опорных отсчетов, соединенный с блоком запоминания N отсчетов, и блок вычитания. Также устройство содержит соединенные с выходом аналого-цифрового преобразователя блок определения длительности RR интервала, первый и второй блоки памяти. Первый блок памяти соединен с блоком выделения опорных отсчетов и блоком запоминания N отсчетов. Блок запоминания N отсчетов подключен к блоку формирования компенсирующего сигнала, соединенному с блоком вычитания и вторым блоком памяти. Второй блок памяти подключен к блоку вычитания. Блок определения RR интервала одним из выходов соединен с первым и вторым блоками памяти, вторым выходом - с первым блоком памяти, а третьим выходом - с блоком выделения опорных отсчетов. Использование изобретения позволяет устранить дрейф изоэлектрической линии во всем диапазоне частоты сердечных сокращений. 4 ил.

 

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано при обработке электрокардиосигналов (ЭКС).

Известно устройство для снижения шума в сигнале ЭКГ плода (заявка РФ №2001121142, А61В 50444, опублик. 2003.05.20), учитывающее изменение сигнала дрейфа изолинии в пределах кардиоцикла. В этом устройстве ЭКС дискретизируют, в каждом кардиоцикле выделяют опорные точки (отсчеты), расположенные на PQ-сегменте, по этим точкам получают аппроксимирующие функции, в том числе угловые коэффициенты линий, проведенные между соседними PQ точками.

Устройство имеет следующий недостаток: при наличии в ЭКС патологий, приводящих к тому, что сегмент PQ невозможно выделить или этот сегмент нестабилен, устройство не способно устранить дрейф изолинии. А также устройство способно компенсировать дрейф только на низких частотах дрейфа изоэлектрической линии по сравнению с частотой сердечных сокращений (ЧСС).

Также известно устройство устранения дрейфа изолинии, описанное в книге авторов Барановский А.Л., Калиниченко А.Н., Манило Л.А. и др. /Под ред. Барановского А.Л. и Немирко А.П. «Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ»: Учебное пособие для вузов. - М.: Радио и связь, 1993. - 248 с. Устройство заключается в том, что исходный ЭКС, представляющий собой сумму кардиосигнала и низкочастотной помехи (дрейфа изолинии), дискретизируют. Затем в каждом кардиоцикле выделяют сегмент PQ. В качестве опорной используют точку, принадлежащую максимальному значению зубца R, а узловую точку для устранения дрейфа изолинии принимают левее опорной точки на расстоянии, зависящем от ЧСС так, чтобы попасть на изоэлектрический участок PQ. На выделенном PQ-сегменте выбираются опорные точки, в этих точках измеряют значения суммы ЭКС и низкочастотной помехи (дрейфа изолинии), по полученным значениям нескольких кардиоциклов рассчитывают параметры (коэффициенты) интерполирующей сплайн-функции, формируют интерполирующий сигнал во всех точках обрабатываемого участка ЭКС, затем устраняют дрейф изолинии путем вычитания интерполирующего сигнала из исходного ЭКС.

Устройству присущ следующий недостаток. При увеличении частоты дрейфа изолинии снижается точность формирования интерполирующего сигнала, а при достижении половины частоты сердечных сокращений восстановление сигнала, соответствующего дрейфу изолинии, становится невозможным.

Наиболее близким к предлагаемому устройству является устройство устранения дрейфа изолинии электрокардиосигнала (патент RU 2251968 С1), содержащее последовательно соединенные фильтр нижних частот, вход которого является входом устройства, блок дискретизации, называемый далее блок аналого-цифрового преобразования (АЦП), блок выделения опорных отсчетов, блок запоминания N отсчетов, блок масштабирования, второй фильтр нижних частот, усилитель, блок задержки и блок вычитания, выход которого является выходом устройства.

В блоке выделения опорных отсчетов производятся выделение сегмента ТР на ЭКС и измерение его длительности. Полученная длительность сегмента ТР сопоставляется с фиксированной величиной Q. Поскольку параметр Q не связан с реальным значением частоты сердечных сокращений, то компенсация дрейфа изоэлектрической линии возможна только при фиксированной частоте сердечных сокращений (частоте пульса).

Задачей предлагаемого технического решения является создание устройства, способного устранять дрейф изоэлектрической линии ЭКС во всем диапазоне частоты сердечных сокращений.

Поставленная задача достигается тем, что устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала, содержащее фильтр нижних частот, вход которого является входом устройства, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, блок выделения опорных отсчетов, соединенный с блоком запоминания N отсчетов, и блок вычитания, выход которого является выходом устройства, согласно изобретению дополнительно содержит соединенные с выходом аналого-цифрового преобразователя блок определения длительности RR интервала, первый и второй блоки памяти, при этом первый блок памяти соединен с блоком выделения опорных отсчетов и блоком запоминая N отсчетов, который подключен к блоку формирования компенсирующего сигнала, соединенному с блоком вычитания и вторым блоком памяти, который подключен к блоку вычитания, блок определения длительности RR интервала одним из выходов соединен с первым и вторым блоками памяти, вторым выходом - с первым блоком памяти, а третьим выходом - с блоком выделения опорных отсчетов.

На фиг.1 представлена структурная схема заявляемого устройства; на фиг.2 - графики, иллюстрирующие работу заявляемого устройства; на фиг.3 - алгоритм определения длительности RR интервала; на фиг.4 - алгоритм работы блока выделения опорных отсчетов.

Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала содержит последовательно соединенные фильтр нижних частот 1, вход которого является входом устройства, аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 2, первый блок памяти 31, блок выделения опорных отсчетов 4, блок запоминая N отсчетов 5, блок формирования компенсирующего сигнала 6 и блок вычитания 7. К выходу АЦП 2 подключены блок определения длительности RR интервала 8 и второй блок памяти 32, при этом блок определения длительности RR интервала 8 одним из выходов соединен с соответствующими входами первого 31 и второго 32 блоков памяти, вторым выходом блок определения длительности RR интервала 8 соединен с третьим входом первого блока памяти 31, а третьим выходом соединен со вторым входом блока выделения опорных отсчетов 4. Третий вход второго блока памяти 32 соединен со вторым выходом блока формирования компенсирующего сигнала 6, выход второго блока памяти 32 соединен со вторым входом блока вычитания 7, а выход первого блока памяти 31 соединен также со вторым входом блока запоминания N отсчетов 5.

Реализация предлагаемого изобретения возможна как на аппаратном уровне, т.е. с использованием элементов цифровой микросхемотехники с различной степенью интеграции, так и на программно-аппаратном уровне с использованием микроконтроллера. В последнем случае существенно уменьшается стоимость реализации устройства.

Поэтому далее работу устройства будем иллюстрировать, используя алгоритмы (фиг.3 и 4).

Устройство работает следующим образом. Входным сигналом является сумма ЭКС и помех в виде высокочастотных помех, помехи промышленной частоты 50 Гц и дрейфа изолинии. В фильтре нижних частот 1 производится устранение высокочастотных помех и помехи промышленной частоты. Сигнал, полученный на выходе фильтра, представлен на фиг.2,а. В блоке АЦП 2 аналоговый сигнал преобразуется в последовательность многоразрядных двоичных чисел (цифровых отсчетов), полученная последовательность поступает в первый 31 и второй 32 блок памяти и блок определения длительности RR интервалов 8, в котором происходят измерение длительность RR интервала и определение параметра Q. Все накопленные значения блоком первой памяти 31 передаются в блок выделения опорных отсчетов 4, также в этот блок передается полученный параметр Q. В блоке выделения опорных отсчетов 4 производится выделение сегмента ТР на ЭКС при помощи параметра Q. После того, как был выделен сегмент ТР на ЭКС, все отсчеты, принадлежащие этому сегменту, записываются в блок запоминания N отсчетов 5. После того, как в этом блоке было накоплено более двух групп отсчетов сегментов ТР, эти группы передаются в блок формирования компенсирующего сигнала 6. В момент, когда был сформирован компенсирующий сигнал, формируется сигнал для второго блока памяти 32, все накопленные отсчеты передаются на один из входов блока вычитания 7, а цифровые отсчеты компенсирующего сигнала передаются на другой вход блока вычитания 7. В блоке вычитания 7 производится компенсация (вычитание) сигнала помехи в виде дрейфа изоэлектрической линии.

Блок определения длительности RR интервалов 8 может быть реализован следующим образом. Работа блока 8 иллюстрируется графиком на фиг.2,б. Алгоритм работы блока 8 приведен на фиг.3. Цифровые отсчеты с выхода АЦП преобразуются в сигналы разностей второго порядка ddUi, формируемые из трех подряд идущих цифровых отсчетов ЭКС:

ddUi=Ui-2Ui-1+Ui-2,

где i - номер отсчета ЭКС, участвующего в формировании очередной разности второго порядка;

U - амплитуда соответствующего отсчета ЭКС.

Полученные цифровые отсчеты разностей второго порядка сравниваются с пороговыми значениями, отрицательным -Uпор1 и положительным +Uпор1 (фиг.2,б). Пороговые значения устанавливаются так, чтобы сигнал разностей второго порядка вышел за пределы пороговых значений только в пределах QRS комплекса. Когда сигнал разностей второго порядка превышает положительное пороговое значение, запускается счет прошедших цифровых отсчетов до момента следующего превышения положительного порогового значения. Определение длительности также происходит и в отрицательной области. После того, как были получены два значения длительности RR интервалов в одном кардиоцикле в положительной и отрицательной областях, они сравниваются между собой, и выбирается большее. Выбранное значение принимается за длительность RR интервала. При первом, после включения устройства, превышении отсчетами второго порядка порогового значения напряжения формируется сигнал на запись для первого 31 и второго 32 блока памяти. В результате этого цифровые отсчеты с выхода АЦП 2 начинают параллельно накапливаться в первом 31 и втором 32 блоке памяти. При последующих превышениях сначала формируется сигнал чтения из первого блока памяти 31, по которому производится перенос накопленного массива в блок выделения опорных отсчетов 4 и блок запоминания N отсчетов 5, по окончании переноса формируется сигнал начала записи следующего кардиоцикла.

Вторая функция блока 8 заключена в определении параметра Q. Параметр Q принимается равным половине длительности RR интервала, как показано в книге Э.Р.Хаутон, Д.Грей. «Расшифровка ЭКГ». - Медицина, 2001. - 288 с.

Блок определения опорных отсчетов 4 может быть реализован следующим образом (алгоритм работы блока представлен на фиг.4). Цифровые отсчеты преобразуются в отсчеты разностей второго порядка подобно тому, как это делается в блоке определения длительности RR интервалов 8, и выбираются отсчеты вторых разностей, близких к нулю. Затем производится оценка длительности интервалов, в пределах которых подряд идущие отсчеты вторых разностей близки к нулю. Часть участков с подряд идущими отсчетами, значение которых близко к нулю, показана на фиг.2,б. Количество отсчетов, близких к нулю в пределах интервала ТР (на блок-схеме алгоритма по фиг.4 обозначено «С»), сравнивается с параметром Q. Если С<Q, то на выходе блока 6 формируется сигнал удаления из блока 5 запоминания N отсчетов ЭКС, принадлежащих этому интервалу. Если же С>Q, то все предварительно накопленные отсчеты ЭКС из блока 5 запоминания отсчетов N передаются в блок формирования компенсационного сигнала 6. Это отражено на фиг.2,в в виде импульсов, ненулевые значения которых по времени принадлежат ТР сегменту. Как отмечалось выше, в пределах этих участков информационная составляющая кардиосигнала отсутствует, а имеется только сигнал помехи, смещающий изолинию ЭКС.

Блок формирования компенсационного сигнала 6 предназначен для формирования сигнала, компенсирующего дрейф изолинии ЭКС. Работает блок следующим образом.

Исходной информацией для работы блока 6 являются отсчеты ЭКС, принадлежащие ТР-сегменту, которые передаются в блок 6 из блока 5. Интерполяция производится любым известным способом (как, например, в книге Шенен П., Коснар М., Гардан И. и др. «Математика и САПР. Основные методы. Теория полюсов» Перевод с франц. - М.: Мир, 1988. - 204 с.).

На выходе блока 6 в цифровом виде формируется сигнал компенсации дрейфа в пределах каждого кардиоцикла. Для повышения точности работы блока 6 используются не менее двух массивов отсчетов ЭКС, принадлежащих ТР-сегментам в двух соседних кардиоциклах. Сигнал на чтение из второго блока памяти 32 отсчетов ЭКС, искаженных помехой, в блок вычитания 7 формируется в блоке 6 после прохождения ТР-сегментов не менее чем в двух соседних кардиоциклах. Компенсация помехи выполняется в блоке вычитания 7 путем вычитания цифровых отсчетов компенсирующего сигнала из цифровых отсчетов исходного ЭКС, искаженных помехой в виде дрейфа изолинии.

Эффективность предлагаемого технического решения заключается в следующем. Параметр Q формируется равным половине длительности RR интервала, что является отличительным признаком относительно прототипа, в котором параметр Q постоянен и не зависит от реального значения RR интервала. Поэтому устранение дрейфа изолинии в предлагаемом техническом решении возможно в диапазоне частот сердечных сокращений (ЧСС), а не только на фиксированном значении ЧСС, как это обеспечивается в прототипе. Эффективное устранение дрейфа изолинии осуществляется в диапазоне частот от 0 Гц до значения ЧСС. Если частота дрейфа превышает ЧСС, то эффективность снижается монотонно. При соотношении частоты дрейфа к ЧСС, равном двум, среднеквадратическая погрешность компенсации не превышает 0.6%.

Устройство устранения дрейфа изоэлектрической линии электрокардиосигнала, содержащее фильтр нижних частот, вход которого является входом устройства, соединенный с аналого-цифровым преобразователем, блок выделения опорных отсчетов, соединенный с блоком запоминания N отсчетов, и блок вычитания, выход которого является выходом устройства, отличающееся тем, что дополнительно содержит соединенные с выходом аналого-цифрового преобразователя блок определения длительности RR интервала, первый и второй блоки памяти, при этом первый блок памяти соединен с блоком выделения опорных отсчетов и блоком запоминания N отсчетов, который подключен к блоку формирования компенсирующего сигнала, соединенному с блоком вычитания и вторым блоком памяти, который подключен к блоку вычитания, блок определения RR интервала одним из выходов соединен с первым и вторым блоками памяти, вторым выходом - с первым блоком памяти, а третьим выходом - с блоком выделения опорных отсчетов.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области медицинской техники и представляет собой фонокардиологическую приставку к электрокардиографу. .

Изобретение относится к области медицины, а именно к способу выделения QRS-комплекса электрокардиосигнала. .

Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, и может быть использовано для прогнозирования АВ-блокады II степени. .

Изобретение относится к измерению электрического поверхностного потенциала посредством электродов, прикрепленных к коже животного или человека. .

Изобретение относится к кардиологии, сердечно-сосудистой хирургии, функциональной диагностике и клинической электрофизиологии сердца. .

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для измерения поликардиосигналов. .

Изобретение относится к медицине, а именно к функциональной диагностике и кардиологии. .

Изобретение относится к медицине, а именно к неотложной кардиологии. .

Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии и кардиохирургии. .

Изобретение относится к кардиологии, сердечно-сосудистой хирургии, функциональной диагностике и клинической электрофизиологии сердца

Изобретение относится к медицине, в частности к кардиологии и физиологии

Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для диагностики и лечения при заболеваниях сердечно-сосудистой системы

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к способу представления электрокардиосигнала

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано при обработке электрокардиосигналов
Изобретение относится к медицине, а именно к терапии

Изобретение относится к кардиологии, сердечно-сосудистой хирургии, функциональной диагностике и клинической электрофизиологии сердца

Изобретение относится к измерительной системе, содержащей - датчик, выполненный с возможностью прикрепляться к субъекту для получения измеренного значения, представляющего физический или физиологический параметр субъекта, и - средство для выведения имеющего отношение к субъекту значения из измеренного значения

Изобретение относится к технике обеспечения безопасности оператора транспортных средств и может быть использовано в системах автоматического контроля состояния водителей мобильных средств и управления механизмами двигателя для предотвращения аварийного состояния
Наверх