Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал



Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал
Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал

 


Владельцы патента RU 2532297:

Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Рязанский государственный радиотехнический университет" (RU)

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал содержит блок выделения интервала времени (2), соответствующего ТР-сегменту электрокардиосигнала, ключевой элемент (8), фильтр (14), усилитель (15), блок задержки (16) и блок вычитания (17). Вход устройства образован соединенными вместе первым входом ключевого элемента и входом блока задержки, выходом устройства является выход блока вычитания. В устройство введены блок формирования второй производной электрокардиосигнала (1), компаратор (3), RS-триггер (4), схема И (5), двоичный счетчик импульсов (6), дешифратор (7), второй (9), третий (10), четвертый (11) и пятый (12) ключевые элементы и масштабирующий усилитель (13). Применение изобретения позволит повысить помехоустойчивость исследуемого электрокардиосигнала без внесения искажений в его информативные составляющие. 8 ил.

 

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

Наиболее распространенной и опасной аддитивной помехой, действующей на электрокардиосигнал (ЭКС), является наводка от промышленной сети 50 Гц. Полоса частот спектральных составляющих ЭКС, представляющая интерес для практических случаев анализа электрокардиосигнала, простирается до 100 Гц [1]. Таким образом, аддитивная помеха от промышленной сети питания расположена в полосе частот, занимаемой электрокардиосигналом.

Для устранения аддитивной помехи от промышленной сети питания используются различные фильтры.

Применение в качестве устройства устранения аддитивной помехи фильтров нижних частот (ФНЧ) с частотой среза порядка 25-35 Гц [2, с.96-97; 3, с.154] приводит к тому, что вместе с аддитивной помехой от промышленной сети питания из смеси ЭКС и помехи удаляется часть спектральных составляющих электрокардиосигнала. Подавление составляющих в высокочастотной части спектра ЭКС приводит, в свою очередь, к искажению формы ЭКС на выходе ФНЧ, что может повлиять на результаты анализа ЭКС.

Для уменьшения искажений формы ЭКС при устранении аддитивной помехи от промышленной сети питания используют заграждающие (режекторные) фильтры с центральной частотой, равной частоте сигнала промышленной сети 50 Гц [3, с.154-158]. Однако и это устройство для подавления аддитивной помехи от промышленной сети питания имеет недостатки. Так как через фильтр проходят все элементы электрокардиосигнала в случае применения аналоговых фильтров, или все дискретные отсчеты всех элементов электрокардиосигнала в случае применения дискретных фильтров, то происходит искажение спектральных составляющих ЭКС, попадающих в полосу подавления режекторного фильтра, то есть вместе с помехой от промышленной сети подавляются и полезные составляющие ЭКС.

Кроме этого, реальный заграждающий фильтр не может иметь бесконечно узкую полосу подавления, поэтому вместе с полным подавлением составляющей ЭКС на частоте промышленной сети при прохождении через такой фильтр искажаются (уменьшаются по амплитуде) близко расположенные частотные составляющие слева и справа от центральной частоты заграждения.

Таким образом, как и в случае применения ФНЧ, происходит искажение формы ЭКС на выходе заграждающего фильтра, что так же, как и при использовании ФНЧ может повлиять на результаты анализа ЭКС.

Наиболее близким к предлагаемому способу (прототипом) является устройство подавления влияния аддитивной помехи на электрокардиосигнал [4]. Устройство содержит блок выделения в каждом цикле сердечных сокращений отсчетов ЭКС, соответствующих TP-сегменту, имеющих длительность τ, кратную периоду колебаний сигнала сетевой помехи. На выходе этого блока образуется последовательность пачек импульсов, заполненных сигналом сетевой помехи. В спектре данной последовательности присутствуют частота сигнала заполнения прямоугольных импульсов, т.е. частота аддитивной помехи 50 Гц, и боковые составляющие, образованные спектральными составляющими модулирующих прямоугольных импульсов длительностью τ и периодом повторения, равным длительности одного цикла сердечных сокращений. При этом в спектре отсутствуют составляющие ЭКС, т.к. TP-сегмент соответствует электрической диастоле сердца и при отсутствии помех имеет нулевое значение. Сформированная последовательность отсчетов ЭКС поступает на полосовой фильтр с центральной частотой, равной частоте аддитивной помехи (50 Гц для помехи от промышленной сети), на выходе фильтра выделится только сигнал помехи. Сигнал с выхода полосового фильтра поступает на усилитель и далее на один из входов блока вычитания, на другой вход которого поступает задержанный в блоке задержки исходный ЭКС с помехой. В блоке вычитания происходит вычитание выделенного сигнала сетевой помехи из исходного ЭКС. На выходе блока вычитания присутствует «очищенный» от сетевой помехи электрокардиосигнал.

Данному устройству присущи следующие недостатки.

1. Длительность отсчетов электрокардиосигнала на TP-сегменте фиксирована. Вследствие этого при отклонении частоты сетевой помехи от номинального значения фазы сигнала помехи в начале отсчета и в конце отсчета не будут совпадать, что приведет к появлению разрывов в сигнале помехи и искажению ее спектральных составляющих.

Этот случай иллюстрируется фиг.1. На фиг.1 показаны огибающие спектра амплитуд последовательности отсчетов TP-сегмента, заполненных сигналом помехи промышленной частоты. Длительность отсчетов (40 мс) равна двум периодам сигнала сетевой помехи при номинальном значении ее частоты - 50 Гц. Период повторения (1 с) соответствует частоте сердечных сокращений в 60 ударов/мин. Цифрой 1 обозначена огибающая спектра при номинальном значении частоты промышленной помехи, цифрой 2 - при пониженном, а цифрой 3 - при повышенном значениях частоты сетевой помехи. Цифрой 4 обозначен уровень (0.04 В), которого достигает спектральная составляющая сетевой помехи (обозначена точкой) при номинальном значении ее частоты и указанных выше временных параметров отсчетов в случае, если амплитуда помехи равна 1 В. При отклонении частоты сети от номинала амплитуда ее спектральной составляющей будет отличаться от номинального значения: при уменьшении частоты помехи она увеличится, а при увеличении - уменьшится (показано крестиками на фиг.1).

2. При изменении частоты сетевого сигнала в полосу пропускания полосового фильтра (амплитудно-частотная характеристика полосового фильтра показана пунктирной линией 1 на фиг.2) будут попадать боковые составляющие спектра (показаны вертикальными сплошными линиями на фиг.2) последовательности выделенных на TP-сегменте пачек импульсов, заполненных сигналом сетевой помехи, что приведет к искажению сигнала помехи на выходе фильтра в виде ее амплитудной модуляции (фиг.3).

Суть предлагаемого изобретения заключается в следующем. В устройство, содержащее блок выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС, ключевой элемент, фильтр, усилитель, блок задержки и блок вычитания, причем первый (информационный) вход ключевого элемента и вход блока задержки соединены вместе, образуя вход устройства, выходом устройства является выход блока вычитания, введены блок формирования второй производной ЭКС, компаратор, RS-триггер, схема И, двоичный счетчик импульсов, дешифратор, второй, третий, четвертый и пятый ключевые элементы и масштабирующий усилитель, вход блока формирования второй производной ЭКС соединен с входом устройства, с входом блока задержки и с первыми (информационными) входами второго, третьего, четвертого и пятого ключевых элементов, выход блока формирования второй производной ЭКС подключен к входу блока выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС, и к первому входу компаратора, второй вход которого соединен с «нулевым» проводом, выход блока выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС соединен с первым входом (установка «1») RS-триггера, выход которого соединен с первым входом схемы И, второй вход которой подключен к выходу компаратора, выход схемы И соединен с первым (счетным) входом двоичного счетчика импульсов, разрядные выходы двоичного счетчика импульсов соединены с соответствующими входами дешифратора, первый, второй, третий, четвертый и пятый выходы дешифратора соединены соответственно со вторыми (управляющими) входами первого, второго, третьего, четвертого и пятого ключевых элементов, выходы которых подключены соответственно к первому, второму, третьему, четвертому и пятому входам масштабирующего усилителя, шестой выход дешифратора соединен со вторым входом (установка «0») RS-триггера и со вторым входом (установка «0») двоичного счетчика импульсов, выход масштабирующего усилителя подключен к входу фильтра, который выполнен на базе полосового фильтра с центральной частотой, равной частоте сетевой помехи, выход фильтра соединен с входом усилителя, выход усилителя подключен к первому входу блока вычитания, второй вход которого подключен к выходу блока задержки, выход блока вычитания является выходом устройства.

Предложенное устройство позволяет устранить недостатки известного устройства, а именно ослабить влияние аддитивной помехи на электрокардиосигнал, не искажая составляющих самого сигнала.

Сущность предлагаемого изобретения и вариант реализации устройства поясняются следующим графическим материалом:

фиг.4 - структурная схема предлагаемого устройства;

фиг.5 и фиг.6 - временные диаграммы, поясняющие процесс формирования отсчетов ЭКС на TP-сегменте;

фиг.7 - спектр последовательности отсчетов TP-сегмента;

фиг.8 - сигнал помехи, оставшийся после вычитания из исходного ЭКС с помехой сигнала выделенной сетевой помехи.

Технический результат в предлагаемом устройстве достигается следующим образом. Выделение сигнала наводки от электрической сети осуществляется на основе фильтрационной обработки отсчетов ЭКС, взятых на TP-сегменте. TP-сегмент соответствует электрической диастоле сердца, поэтому данные отсчеты не несут информации об электрической активности сердца, а содержат только составляющие помехи, действующей на ЭКС. В связи с этим восстановление сигнала помехи с помощью фильтрации отсчетов TP-сегмента не приводит к искажению самого ЭКС. При этом с целью учета изменения частоты сетевой наводки и снижения за счет этого погрешности восстановленного сигнала помехи отсчеты TP-сегмента синхронизированы с сигналом сетевой помехи. Начало каждого отсчета совпадает с моментом перехода сигналом сетевой помехи нулевой линии (например, от отрицательной полуволны к положительной), а окончание отсчета формируется по прошествии двух периодов сигнала сетевой помехи, независимо от ее частоты. Использование пяти отсчетов TP-сегмента, амплитуды которых определяются масштабными коэффициентами, вычисленными по определенным правилам при заданном расстоянии между отсчетами, позволяет подавить в спектре отсчетов TP-сегмента, заполненных сигналом сетевой помехи, две спектральные зоны слева от спектральной составляющей на частоте помехи и две спектральные зоны - справа. Это исключает попадание в полосу пропускания полосового фильтра составляющих спектральных зон, соседних с составляющей на частоте сетевой помехи, даже при изменении ее частоты.

Схема предлагаемого устройства приведена на фиг.4.

Устройство содержит блок 1 формирования второй производной ЭКС, блок 2 выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС в каждом цикле сердечных сокращений, компаратор 3, RS-триггер 4, схему И 5, двоичный счетчик импульсов 6, дешифратор 7, первый 8, второй 9, третий 10, четвертый 11 и пятый 12 ключевые элементы, масштабирующий усилитель 13, фильтр 14, выполненный на базе полосового фильтра с центральной частотой, равной частоте помехи промышленной частоты, усилитель 15, блок 16 задержки и блок 17 вычитания сигнала сетевой помехи.

Вход блока 1 формирования второй производной ЭКС соединен с входом устройства, с входом блока задержки 16 и с первыми (информационными) входами первого 8, второго 9, третьего 10, четвертого 11 и пятого 12 ключевых элементов, выход блока 1 формирования второй производной ЭКС подключен к входу блока 2 выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС, и к первому входу компаратора 3, второй вход которого соединен с «нулевым» проводом, выход блока 2 выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС, соединен с первым входом (установка «1») RS-триггера 4, выход которого соединен с первым входом схемы И 5, второй вход которой подключен к выходу компаратора, выход схемы И 5 соединен с первым (счетным) входом двоичного счетчика импульсов 6, разрядные выходы двоичного счетчика импульсов 6 соединены с соответствующими входами дешифратора 7, первый, второй, третий, четвертый и пятый выходы дешифратора 7 соединены соответственно со вторыми (управляющими) входами первого 8, второго 9, третьего 10, четвертого 11 и пятого 12 ключевых элементов, выходы которых подключены соответственно к первому, второму, третьему, четвертому и пятому входам масштабирующего усилителя 13, шестой выход дешифратора 7 соединен со вторым входом (установка «0») RS-триггера 4 и со вторым входом (установка «0») двоичного счетчика импульсов 6, выход масштабирующего усилителя 13 подключен к входу фильтра 14, который выполнен на базе полосового фильтра с центральной частотой, равной частоте помехи промышленной частоты, выход фильтра 14 соединен с входом усилителя 15, выход усилителя 15 подключен к первому входу блока 17 вычитания, второй вход которого подключен к выходу блока задержки 16, выход блока 17 вычитания является выходом устройства.

Функционирование предлагаемого устройства поясняется диаграммами, приведенными на фиг.5, 6, 7 и 8.

Устройство работает следующим образом. Сигнал ЭКС, включающий и помеху от электрической сети (фиг.5), поступает на вход устройства и, соответственно, на вход блока 1 формирования второй производной ЭКС и первые (информационные) входы первого 8, второго 9, третьего 10, четвертого 11 и пятого 12 ключевых элементов, а также на вход блока задержки 16. В блоке 1 формирования второй производной осуществляется ослабление аддитивных низкочастотных помех типа дрейфа изолинии, если таковые присутствуют во входном сигнале, по сравнению с помехой от сети промышленной частоты. За счет этого обеспечивается более надежное выделение блоком 2 интервала времени, соответствующего TP-сегменту. Сигнал с выхода блока 1 поступает на вход блока 2 выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС, и первый вход компаратора 3. Блок 2 выделения интервала времени, соответствующего TP-сегменту ЭКС, может быть выполнен в виде устройства [5] или [6]. Выходным сигналом блока 2 является последовательность прямоугольных импульсов, совпадающих по времени с начальным участком TP-сегмента в каждом цикле сердечных сокращений. Эта последовательность подается в качестве управляющего сигнала на первый вход (установка «1») RS-триггера 4. RS-триггер 4 устанавливается в состояние логической единицы, и сигнал с его выхода, поступая на первый вход схемы И 5, разрешает прохождение на ее выход прямоугольных импульсов с выхода компаратора 3, образованных сравнением сигнала с выхода блока 1 с нулевым потенциалом. Период повторения прямоугольных импульсов на выходе компаратора равен периоду повторения помехи от сети промышленной частоты. Последовательность прямоугольных импульсов с выхода компаратора 3 поступает на второй вход схемы И 5 и при наличии на первом ее входе разрешающего сигнала с выхода RS-триггера 4 проходит на выход схемы И 5 и на первый (счетный) вход двоичного счетчика импульсов 6, который осуществляет счет этих импульсов. Таким образом, переключение двоичного счетчика происходит только в моменты времени, совпадающие с моментами перехода через ноль сигнала сетевой помехи. Сигналы с разрядных выходов двоичного счетчика импульсов 6 поступают на соответствующие входы дешифратора 7, который преобразует двоичный код на его входах в позиционный код на его выходах. При этом начало и окончание импульсов на каждом из выходов дешифратора совпадает с моментами перехода через ноль сигнала сетевой помехи. Таким образом, фазы сигнала помехи в начале отсчета и в конце отсчета будут совпадать, что исключает появление разрывов в сигнале помехи и, соответственно, искажение ее спектральных составляющих Импульсы с первого, второго, третьего, четвертого и пятого выходов дешифратора 7, разнесенные во времени, поступают на вторые (управляющие) входы соответственно первого 8, второго 9, третьего 10, четвертого 11 и пятого 12 ключевых элементов, разрешая поочередно прохождение на выходы этих ключевых элементов участков TP-сегмента электрокардиосигнала, присутствующего на первых (информационных) входах всех ключевых элементов. Сигналы с выходов ключевых элементов поступают соответственно на первый, второй, третий, четвертый и пятый входы масштабирующего усилителя 13 и усиливаются или ослабляются (масштабируются) в заданное число раз. При этом знак сигнала на выходе усилителя 13 может совпадать со знаком соответствующего сигнала на входе или быть противоположным ему.

На фиг.6 показан в более крупном временном масштабе фрагмент TP-сегмента электрокардиосигнала, представленного на фиг.5. Помеха от сети промышленной частоты (sin50(t)) показана пунктирной линией. Участки TP-сегмента (UTP(t)), прошедшие на выход ключевых устройств и далее прошедшие через масштабирующий усилитель 13, имеют вид пачки импульсов, заполненных сигналом помехи промышленной частоты (показаны на фиг.6 сплошными линиями). Импульсы в пачке расположены симметрично относительного центрального импульса.

Соответствующим выбором сдвига по времени каждой пары импульсов относительно центрального импульса и значений масштабных коэффициентов для каждой пары импульсов можно обеспечить подавление в спектре последовательности таких пачек импульсов спектральных зон с заданными номерами [7]. При заданных значениях сдвигов импульсов внутренней пары τ1 и внешней пары τ2 (фиг.6) значения масштабных коэффициентов K1 и K2 находятся из решения системы уравнений [7]

1 + 2 [ K 1 cos ( 2 π j τ 1 T ) + K 2 cos ( 2 π j τ 2 T ) ] = 0 1 + 2 [ K 1 cos ( 2 π k τ 1 T ) + K 2 cos ( 2 π k τ 2 T ) ] = 0 ,

где j, k - номера подавляемых спектральных зон, T - период повторения пачек импульсов, определяемый частотой сердечных сокращений.

В примере, приведенном на фиг.6, длительность импульсов τ равна двум периодам сигнала помехи промышленной частоты, τ1=5τ, τ2=7τ, T=1 с, что соответствует частоте сердечных сокращений 60 ударов/мин, j=1, k=2. При таких исходных данных из решения системы уравнений получены значения масштабных коэффициентов: K1=-0,846 и K2=1,274. Таким образом, знак внутренней пары импульсов противоположен знаку исходного сигнала, а знак внешней пары импульсов совпадает со знаком исходного сигнала.

При этом будут подавлены первая и вторая спектральные зоны, если за начало отсчета брать нулевую спектральную зону. Кроме этого, в соответствии с теоремой о переносе спектра низкочастотного сигнала в высокочастотную область при его умножении на более высокочастотное колебание, будут подавлены еще две спектральные зоны, расположенные слева от спектральной составляющей, соответствующей реальной частоте fC промышленной сети ( f C 1 T ,    f C 2 T ) , и две спектральные зоны - расположенные справа ( f C + 1 T ,    f C + 2 T ) .

Спектр сигнала, снимаемого с выхода масштабирующего усилителя 13, приведен на фиг.7. В данном примере частота промышленной сети принята равной 50.1 Гц. Соответственно в спектре сигнала (фиг.6) с принятым выше периодом повторения T=1 с отсутствуют составляющие на частотах 48.1 Гц, 49.1 Гц, 51.1 Гц и 52.1 Гц (фиг.7).

После завершения формирования всей пачки из пяти импульсов сигнал с шестого выхода дешифратора 7 поступает на второй вход (установка «0») RS-триггера 4 и устанавливает RS-триггер 4 в нулевое состояние, при этом сигнал на выходе триггера становится равным логическому нулю и запрещает прохождение через схему И 5 импульсов с выхода компаратора 3 на первый (счетный) вход двоичного счетчика импульсов 6. Также сигнал с шестого выхода дешифратора 7 поступает на второй вход (установка «0») двоичного счетчика импульсов 6 и устанавливает последний в начальное нулевое состояние.

В следующем цикле сердечных сокращений описанный процесс повторяется.

Последовательность пачек импульсов с выхода масштабирующего усилителя 13 (фиг.6) поступает на вход фильтра 14, который выполнен на базе полосового фильтра с центральной частотой, равной номинальной частоте помехи промышленной сети и затуханием амплитудно-частотной характеристики порядка -40…-80 дБ на частотах (50 Гц±2 Гц). На выходе фильтра 14 выделяется сигнал помехи от промышленной сети. Амплитуда этого сигнала меньше амплитуды исходного сигнала помехи (фиг.5 и 6) в τ(1+2K1+2K2)/T раз [8]. Поэтому сигнал с выхода фильтра 14 подается на вход усилителя 15 с коэффициентом усиления Кус=T/[τ(1+2K1+2K2)].

Сигнал с выхода усилителя 15 поступает на первый вход блока 17 вычитания, на второй вход которого поступает с выхода блока задержки 16. Электрокардиосигнал с помехой, задержанный на время, необходимое для получения на выходе усилителя 15 сигнала помехи промышленной частоты в соответствии с описанным процессом. В блоке 17 вычитания осуществляется вычитание из исходного электрокардиосигнала с помехой от промышленной сети выделенного сигнала этой помехи. На выходе блока вычитания 17 присутствует «очищенный» от помехи электрокардиосигнал.

Естественно, неидеальность характеристик реальных блоков, участвующих в выделении сигнала сетевой помехи, не позволяют полностью исключить эту помеху. На фиг.8 представлена «остаточная» помеха Δs(t). При амплитуде исходной помехи 1 В (см. фиг.6) амплитуда «остаточной» помехи не превышает 15 мВ, то есть влияние помехи ослаблено более чем в 60 раз.

Технико-экономический эффект предлагаемого устройства заключается в обеспечении высокой помехоустойчивости исследуемого электрокардиосигнала без внесения искажений в его информативные составляющие. Это обеспечивает, в свою очередь, повышение информативности ЭКС и, как следствие, общего уровня качества электрокардиографической диагностики, что способствует своевременному и обоснованному принятию необходимых мер для борьбы с отклонениями от нормы сердечно-сосудистой системы пациента.

Литература

1. Бакалов В.П. Основы биотелеметрии. М.: Радио и связь, 2001. С.27.

2. Рангайян P.M. Анализ биомедицинских сигналов. М.: Физматлит, 2007. С.96-97.

3. Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ / А.Л. Барановский, А.Н. Калиниченко, Л.А. Манило и др.: Под ред. А.Л. Барановского и А.П. Немирко. М.: Радио и связь. 1993. С.153-159.

4. Патент РФ №2428107, A61B 5/04, A61B 5/0402. Способ подавления влияния аддитивной помехи на электрокардиосигнал и устройство для его осуществления / О.В. Мельник, А.А. Михеев, Н.С. Штрунова. 2011. №25.

5. Патент РФ №2237432, A61B 5/02. Устройство для выделения начала кардиоцикла / О.А. Зуйкова, А.А. Михеев // Открытия. Изобретения. 2004. №28.

6. Патент РФ 2387367, МКИ7 A61B 5/02, A61B 5/0452. Способ выявления кардиокомплекса и устройство для его осуществления / П.А. Блинов, А.А. Михеев // Открытия. Изобретения. 2010, №12.

7. Карасев В.В., Михеев А.А., Нечаев Г.И. Измерительные системы для вращающихся узлов и механизмов. М.: Энергоатомиздат, 1996. С.81-87.

8. Мельник О.В., Михеев А.А. Методы обработки и анализа электрокардиосигнала в режиме реального времени / Под общ. ред. О.В. Мельник. Рязань: «Сервис», 2010. С.59-61.

Устройство подавления влияния помехи промышленной частоты на электрокардиосигнал, содержащее блок выделения интервала времени, соответствующего ТР-сегменту электрокардиосигнала, ключевой элемент, фильтр, усилитель, блок задержки и блок вычитания, причем первый вход ключевого элемента и вход блока задержки соединены вместе, образуя вход устройства, выходом устройства является выход блока вычитания, отличающееся тем, что в него введены блок формирования второй производной электрокардиосигнала, компаратор, RS-триггер, схема И, двоичный счетчик импульсов, дешифратор, второй, третий, четвертый и пятый ключевые элементы и масштабирующий усилитель, вход блока формирования второй производной электрокардиосигнала соединен с входом устройства, с входом блока задержки и с первыми входами первого, второго, третьего, четвертого и пятого ключевых элементов, выход блока формирования второй производной электрокардиосигнала подключен к входу блока выделения интервала времени, соответствующего ТР-сегменту электрокардиосигнала, и к первому входу компаратора, второй вход которого соединен с «нулевым» проводом, выход блока выделения интервала времени, соответствующего ТР-сегменту электрокардиосигнала соединен с первым входом RS-триггера, выход которого соединен с первым входом схемы И, второй вход которой подключен к выходу компаратора, выход схемы И соединен с первым входом двоичного счетчика импульсов, разрядные выходы двоичного счетчика импульсов соединены с соответствующими входами дешифратора, первый, второй, третий, четвертый и пятый выходы дешифратора соединены соответственно со вторыми входами первого, второго, третьего, четвертого и пятого ключевых элементов, выходы которых подключены соответственно к первому, второму, третьему, четвертому и пятому входам масштабирующего усилителя, шестой выход дешифратора соединен со вторым входом RS-триггера и со вторым входом двоичного счетчика импульсов, выход масштабирующего усилителя подключен к входу фильтра, который выполнен на базе полосового фильтра с центральной частотой, равной частоте помехи промышленной частоты, выход фильтра соединен с входом усилителя, выход усилителя подключен к первому входу блока вычитания, второй вход которого подключен к выходу блока задержки, выход блока вычитания является выходом устройства.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области медицины и медицинской техники и может быть использовано для оценки состояния сердечнососудистой системы (ССС) человека, в том числе для осуществления автоматизированной электронной диагностики посредством дистанционного мониторинга кардиологических данных человека, а также при профилактическом обследовании населения с целью выявления риска развития ишемической болезни сердца (ИБС).

Изобретение относится к области медицины, а именно к диагностике и физиологии. Выполняют регистрацию значений R-R интервалов сердечного ритма и обработку полученной последовательности R-R интервалов.

Изобретение относится к медицине, а именно к педиатрии, и может быть использовано для выбора одного из трех бронхолитических препаратов, рекомендуемых для лечения бронхиальной астмы (БА) у ребенка с легким, среднетяжелым или тяжелым приступом.

Изобретение относится к способам и устройствам обнаружения причин нарушения сердечного ритма. Способ заключается в восприятии сигналов возбуждения сердца в множестве местоположений с использованием множества датчиков, сборе данных от множества датчиков.
Изобретение относится к области медицины и может быть применено как способ прогнозирования неблагоприятного исхода нарушения мозгового кровообращения. В анализах крови исследуют уровень палочкоядерных нейтрофилов и скорость оседания эритроцитов На компьютерной томограмме выявляют наличие смещения срединных структур мозга.
Изобретение относится к медицине, охране труда, профотбору для работы горноспасателем. Может быть использовано для профотбора в отраслях промышленности, где используются индивидуальные средства защиты, а также в области охраны труда рабочих промышленных производств с вредными условиями труда.
Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, и может быть использовано для выявления высокого риска развития нарушения толерантности к глюкозе у больных стабильной стенокардией напряжения на фоне приёма бета-адреноблокаторов (ББ) без дополнительных вазодилатирующих свойств.
Группа изобретений относится к медицине, а именно к физиотерапии. В одном варианте способ включает исследование вариабельности сердечного ритма и режима двигательной активности, проведение диетического питания, ванн с минеральной водой, прием внутрь минеральной воды, проведение физиотерапевтических процедур.

Изобретение относится к медицине, в частности к электрокардиографии. Непрерывный электрокардиосигнал (ЭКС) фильтруют, представляют в виде дискретных отсчетов.

Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии. Проводят анализ зарегистрированной у пациента наджелудочковой экстрасистолы путем расчета величины относительного предэкстрасистолического интервала (ОПИ).

Изобретение относится к области медицины, а именно к физиологии и дерматовенерологии, к способам диагностики риска развития мелкоточечного кератолиза при стрессе как неустранимом элементе профессиональной среды, для осуществления целенаправленной профилактики данного заболевания у лиц опасных профессий. Исследование вариабельности сердечного ритма проводят дважды - до и после 15-минутной тепловой пробы на подошвенную поверхность стоп. При отсутствии уменьшения показателя LF/HF по сравнению с исходным диагностируется риск развития стресс-индуцированного мелкоточечного кератолиза. Способ позволяет повысить точность диагностики риска развития стресс-индуцированного мелкоточечного кератолиза за счет исследования вариабельности сердечного ритма и применения тепловой пробы. 1 ил., 2 табл., 2 пр.

Изобретение относится к медицине, а именно к внутренним болезням. Проводят тестирование пациента с определением клинических признаков и оценкой каждого в баллах и рассчитывают диагностический показатель. При этом определяют клинические признаки: артериальная гипертония с учетом ее стадии и продолжительности; сахарный диабет, его продолжительность с учетом возраста пациента и осложнений; ишемическая болезнь сердца и ее продолжительность, наличие стенокардии, инфаркта миокарда и его давности; возраст пациента; приверженность к лечению; курение. Отсутствие любого из перечисленных признаков оценивают в 0 баллов. После чего проводят подсчет суммы баллов, в зависимости от полученной величины прогнозируют высокую, умеренную или низкую вероятность наличия перенесенного «немого» инсульта. Способ позволяет достоверно установить наличие перенесенного «немого» инсульта, что достигается за счет определения клинически значимых признаков и их ранжирования с учетом индивидуальных особенностей их выраженности у пациента. 3 ил., 4 табл., 3 пр.

Группа изобретений относится к медицинской технике. При осуществлении способа строят графики ЭКГ и графики треков координат источника электрической активности сердца в системе координат, привязанных к электродам на теле пациента. Далее по графику ЭКГ выделяют временную «зону начала» импульса P/Q. В «зоне начала» аппроксимируют временной трек ЭКГ и находят пересечение аппроксимированной кривой с изолинией для определения момента времени точки «начала» P/Q. Найденные моменты времени точек «начала» переносят на исходный трек импульсов. Переводят в найденную точку Р трека начало системы координат миокарда. При этом координаты синусного узла миокарда SU привязаны к началу трека для комплекса P, а межжелудочковой перегородки МЖП - к началу трека для импульса Q. Устройство для осуществления способа содержит электрокардиограф, узел выделения временной области «начала» импульса P/Q, узел фиксации точки «начала» на графике треков и узел перевода первичной системы координат в систему координат миокарда. Группа изобретений позволяет повысить эффективность электрокардиографического обследования за счет повышения точности при измерении координат источника электрической активности сердца. 2 н.п. ф-лы, 5 ил.
Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии и абдоминальной хирургии, и может быть использовано при проведении дифференциальной диагностики ишемии миокарда при патологии сердца и энтерально-кардиального тормозного рефлекса, на фоне внутрипросветной гипертензии в кишечнике. Для этого осуществляют запись ЭКГ с последующим проведением двусторонней паранефральной блокады раствором анестетика в объеме 120-140 мл с каждой стороны. Через 60-90 мин после блокады повторно записывают ЭКГ и полученную запись сравнивают с записью ЭКГ, сделанной до блокады. При положительной динамике результатов ЭКГ диагностируют ишемию, обусловленную энтерально-кардиальным тормозным рефлексом на фоне внутрипросветной гипертензии в кишечнике. При отсутствии положительной динамики диагностируют ишемию миокарда, обусловленную кардиологической патологией. Способ обеспечивает возможность проведения наиболее точной дифференциальной диагностики между указанными патологиями за счет определенного алгоритма действий при появлении болевого синдрома у данной категории пациентов. 1 пр.
Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, проктологии, и может быть использовано при проведении дифференциальной диагностики кардиогенной ишемии миокарда и аноректально-кардиального тормозного рефлекса на фоне острого геморроя, тромбоза геморроидальных узлов или аноректальной трещины. Для этого осуществляют запись ЭКГ с последующим выполнением перианальной блокады раствором анестетика в объеме 10,0-15,0 мл. Затем через 60-90 мин повторно записывают ЭКГ и полученную запись сравнивают с записью ЭКГ, сделанной до блокады. При положительной динамике результатов ЭКГ диагностируют ишемию, обусловленную аноректально-кардиальным тормозным рефлексом. При отсутствии положительной динамики диагностируют кардиогенную ишемию миокарда. Способ обеспечивает возможность проведения наиболее точной дифференциальной диагностики между указанными патологиями за счет определенного алгоритма действий при появлении болевого синдрома у данной категории пациентов. 1 пр.

Изобретение относится к медицине, а именно к неинвазивным способам качественно-количественного анализа функционального состояния сердечно-сосудистой системы. Осуществляют запись пульсового сигнала и электрокардиосигнала в течение 2-3 мин. Выделяют медленные волны из двух кардиосигналов, определяют спектры медленных волн в двух каналах. Посредством оконного преобразования Фурье вычисляют мощности спектральных коэффициентов медленных волн кардиосигналов в области медленной составляющей 2-го порядка - от 0,01 до 0,05 Гц, в области медленной составляющей 1-го порядка - от 0,05 до 0,15 Гц, в области дыхательной составляющей - от 0,15 до 0,5 Гц. После чего на основании полученных результатов формируют шесть информативных признаков X1…X6. По записи кардиосигнала в одном из каналов вычисляют частоту сердечных сокращений, которую используют в качестве седьмого информативного признака X7. Затем подают сформированный семиэлементный вектор информативных признаков на вход обучаемой нейронной сети, выходы которой соответствуют разделяемым классам сердечно-сосудистых заболеваний. Способ позволяет провести раннюю профилактику, направленную на предупреждение развития заболевания, тем самым способствуя снижению случаев первичной заболеваемости АГ за счет анализа двух кардиосигналов. 2 з.п. ф-лы, 9 ил., 2 пр.
Изобретение относится к медицине, а именно к детской кардиологии и детским инфекционным болезням, и может быть использовано для оценки показаний к кардиометаболической терапии при инфекционных поражениях миокарда у детей. Для этого выявляют и осуществляют количественную оценку клинических, электрокардиографических, биохимических и эхокардиографических показателей. При этом в качестве клинических показателей оценивают аускультативную симптоматику: звучность тонов, наличие шумов, показатели артериального давления. В качестве биохимических показателей оценивают активность кардиоспецифичных ферментов: МВ-фракции креатинфосфокиназы, α-гидрокисбутиратдегидрогеназы, аспарагиновой трансаминазы, аланиновой трансаминазы и кардиоспецифичного белка тропонина I. Эхокардиографическое исследование осуществляют с применением допплерографии для оценки диастолической функции желудочков. Каждый из показателей оценивают от 1 до 3 баллов. Баллы суммируют и по полученному результату осуществляют оценку показания к кардиометаболической терапии. При общей сумме меньше 3 баллов кардиометаболическая терапия не показана. При общей сумме от 3 баллов до 7 баллов включительно проводят пероральное введение кардиометаболических препаратов. При общей сумме от 8 баллов и выше осуществляют парентеральное введение кардиометаболических препаратов. Способ обеспечивает возможность в минимальные сроки объективно определить наличие показаний к назначению кардиометаболической терапии, в том числе и в ситуациях, когда часть результатов дополнительного обследования отсутствует по каким-либо причинам, и дифференцированно оценить ее эффективность. 1 табл., 4 пр.

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для регистрации электрокардиосигналов в условиях свободной двигательной активности содержит усилитель (1), аналого-цифровой преобразователь с мультиплексором (2) и последовательно соединенные блок декомпозиции (3), второе арифметико-логическое устройство (4), арифметическое устройство (5), анализатор кодов приращения (6), блок переключения (7) и цифровой модем (8), а также блок управления (9), первый (12) и второй (10) блоки памяти, счетчик номера кода приращения (11). Второй выход второго арифметико-логического устройства (4) соединен с первым входом блока декомпозиции (3), выход второго блока памяти (10) соединен со вторым входом второго арифметико-логического устройства (4), второй выход анализатора кодов приращения (6) соединен с первым входом первого блока памяти (12), а третий выход - с первым входом счетчика номера кода приращения (11), выход которого соединен со вторым входом первого блока памяти (12), выход которого соединен со вторым входом блока переключения (7), первый, второй, третий, четвертый, пятый и шестой выходы блока управления (9) соединены соответственно с первым входом аналого-цифрового преобразователя с мультиплексором (2), вторым входом блока декомпозиции (3), входом второго блока памяти (10), третьим входом второго арифметико-логического устройства (4), вторым входом счетчика номера кода приращения (11) и третьим входом блока переключения (7). Устройство также содержит блок обнаружения обрыва электродов (13) и блок определения критического состояния сердца (14). Последовательно соединены усилитель (1), блок обнаружения обрыва электродов (13), аналого-цифровой преобразователь с мультиплексором (2), блок определения критического состояния сердца (14) и блок декомпозиции (3). Седьмой выход блока управления (9) соединен с четвертым входом блока переключения (7), второй выход (17) блока обнаружения обрыва электродов (13) соединен с первым входом блока управления (9), второй вход которого соединен со вторым выходом (24) блока определения критического состояния сердца (14), а второй выход второго блока памяти (10) соединен со вторым входом (22) блока определения критического состояния сердца (14). Применение изобретения позволит расширить функциональные возможности за счет определения обрыва электродов и критического состояния сердца в условиях свободной двигательной активности. 2 з.п. ф-лы, 12 ил.
Изобретение относится к области медицины, в частности к неврологии и кардиологии. Проводят оценку вариабельности сердечного ритма. Причем указанную оценку проводят путем суточного холтеровского мониторирования на 21 сутки от момента развития ишемического инсульта. И при наличии брадиаритмий в виде атриовентрикулярной блокады 2-3 степени или синоатриальной блокады 2-3 степени и синусовых пауз продолжительностью более 2 сек прогнозируют высокий риск сердечно-сосудистых фатальных осложнений после ишемического инсульта. Способ позволяет обеспечить высокую информативность и универсальность прогнозирования риска сердечно-сосудистых фатальных осложнений после ишемического инсульта у пациентов с сопутствующими цереброваскулярными, кардиальными, эндокринными заболеваниями. 3 табл., 3 пр.
Изобретение относится к медицине, к области кардиологии, гастроэнтерологии и хирургии. Производят запись ЭКГ. Затем выполняют пункционную блокаду илеоцекального сплетения раствором анестетика в объеме 60,0-80,0 мл, после чего через 60-90 мин повторно записывают ЭКГ. Полученную запись сравнивают с записью ЭКГ, сделанной до блокады. И при положительной динамике результатов ЭКГ диагностируют ишемию, обусловленную илеоцекально-кардиальным тормозным рефлексом, а при отсутствии положительной динамики - кардиогенную ишемию миокарда. Способ позволяет повысить эффективность дифференциальной диагностики кардиогенной ишемии миокарда и илеоцекально-кардиального тормозного рефлекса на фоне нарушения илеоцекальной проходимости. 1 пр.
Наверх