способ выявления кардиокомплекса и устройство для его осуществления

Формула изобретения

1. Способ выявления кардиокомплекса, заключающийся в том, что электрокардиосигнал фильтруют, дискретизируют по времени, определяют мощность каждого отсчета и сравнивают полученное значение с пороговым уровнем, отличающийся тем, что формируют типовой кардиосигнал в виде М отсчетов среднестатистического кардиокомплекса без помех, где М равно отношению длительности типового кардиокомплекса к периоду дискретизации сигнала, формируют М разностей первого порядка от соседних отсчетов отфильтрованного кардиосигнала, умножают каждую из этих полученных разностей первого порядка на соответствующее значение отсчета типового кардиокомплекса и формируют сумму М полученных произведений, далее на каждом шаге дискретизации формируют очередное значение разности первого порядка и произведение ее на очередной отсчет типового кардиокомплекса, которое добавляют к значению суммы произведений, при этом исключают из указанной суммы первое произведение, сравнивают полученное значение сигнала суммы с пороговым уровнем и момент первого пересечении суммы с пороговым уровнем принимают за окончание кардиокомплекса, начало кардиокомплекса определяют, откладывая интервал времени, равный длительности окна типового кардиокомплекса, из точки обнаружения его окончания в обратную сторону.

2. Устройство для выделения кардиокомплекса, содержащее фильтр нижних частот, аналого-цифровой преобразователь, генератор синхроимпульсов, сумматор, блок умножения, отличающееся тем, что в устройство введены блок задержки отсчетов, счетчик адреса, постоянно-запоминающее устройство (ПЗУ), компаратор, выход фильтра нижних частот связан с первым входом аналого-цифрового преобразователя, выход аналого-цифрового преобразователя связан с первым входом схемы задержки и первым входом сумматора, выход схемы задержки соединен со вторым входом сумматора, выход сумматора соединен с первым входом умножителя, выход генератора синхроимпульсов подключен к аналого-цифровому преобразователю, схеме задержки, счетчику адреса и буферному сумматору, выход счетчика адреса соединен со входом ПЗУ, выход ПЗУ подключен ко второму входу умножителя, выход умножителя соединен с первым входом буферного сумматора, выход буферного сумматора соединен со входом компаратора.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для выделения кардиокомплекса (КК) в условиях высокоамплитудных низкочастотных (НЧ) помех. Под КК понимается комплекс, состоящий из зубцов Р, Q, R и Т. Способ, реализованный в устройстве, обеспечивает повышение достоверности выявления кардиокомплекса и возможность дальнейшего анализа ЭКГ в условиях НЧ помех, превышающих по амплитуде сам КК.

В системах автоматической оценки параметров электрокардиосигнала (ЭКС) важно обеспечить точное выделение КК в условиях аддитивных помех.

Известен способ, реализованный в устройстве [1], заключающийся в том, что выделяют R-зубец, по амплитуде которого формируют пороговый уровень для ЭКС. Момент пересечения кардиосигнала с пороговым уровнем принимается за начало очередного кардиоцикла.

Недостатками данного способа являются:

1. В ряде случаев амплитуда зубца R QRS комплекса может быть сравнима с амплитудой зубца Т (это выявлено в первом стандартном отведении даже у пациентов с нормальной электрокардиограммой), что затрудняет надежное выделение QRS комплекса.

2. В ЭКС с расщепленным зубцом R достоверность выделения кардиоцикла снижается.

3. При наличии дрейфа изолинии способ дает ошибку в виде ложного выделения или пропуска.

Наиболее близким к предлагаемому способу (прототипом) является способ выделения начала кардиоцикла [2], заключающийся в определении мощности каждого из следующих друг за другом n отсчетов и суммы мощности этих n отсчетов. Полученное значение суммарной мощности запоминают, далее на каждом шаге дискретизации по времени добавляют очередной сформированный отсчет мощности, вновь определяют суммарную мощность новой совокупности n отсчетов, сравнивают полученный результат с предыдущим, запоминают минимальное значение и определяют среднеквадратическое отклонение как корень квадратный из минимального значения суммарной мощности.

Недостатком данного способа является обязательное отсутствие дрейфа изолинии, что в реальных условиях съема ЭКС труднодостижимо.

Предлагаемый способ позволяет выделить КК при наличии дрейфа изолинии ЭКС и устранить недостаток прототипа.

Суть способа выявления кардиокомплекса заключается в следующем. Электрокардиосигнал фильтруют, дискретизируют по времени, определяют мощность каждого отсчета и сравнивают полученное значение с пороговым уровнем, формируют типовой кардиосигнал в виде М отсчетов среднестатистического кардиокомплекса без помех, где М равно отношению длительности типового кардиокомплекса к периоду дискретизации сигнала, формируют М разностей первого порядка от соседних отсчетов отфильтрованного кардиосигнала, умножают каждую из этих полученных разностей первого порядка на соответствующее значение отсчета типового кардиокомплекса и формируют сумму М полученных произведений, далее на каждом шаге дискретизации формируют очередное значение разности первого порядка и произведение ее на очередной отсчет типового кардиокомплекса, которое добавляют к значению суммы произведений, при этом исключают из указанной суммы первое произведение, сравнивают полученное значение сигнала суммы с пороговым уровнем и момент первого пересечении суммы с пороговым уровнем принимают за окончание кардиокомплекса, начало кардиокомплекса определяют, откладывая интервал времени, равный длительности окна типового кардиокомплекса, из точки обнаружения его окончания в обратную сторону.

Рассмотрим временное окно длительностью Т_KK, содержащее М отсчетов (фиг.1а) и перемещающееся вдоль сигнала с шагом t.

Количество отсчетов в окне (М) определяется следующим образом:

где T_KK - длительность КК; t - интервал дискретизации.

Длительность кардиокомплекса T_KK определяется путем суммирования элементов ЭКГ, типовые значения которых приведены в таблице [3, 4]:

где Т_P - длительность зубца Р; Т_PQ - длительность интервала PQ; Т_Q - длительность зубца Q; Т_QT - длительность интервала QT; T_T - длительность зубца Т.

Амплитуды М отсчетов типового КК формируют на основе среднего значения амплитудных значений элементов из таблицы.

Параметры окна
Элементы	Продолжительность, с	Амплитуда, мм
Р	0,06-0,1	0,05-2,5
Q	<0,03	0-2,5
R	0,03-0,04	6-16
S	<0,03	0-6
Т	0,16	2,5-6
P-Q	0,12-0,2	-
Q-T	0,75-1,0	-
S-T	0,02-0,12	-
QRS	0,06-0,09	-

Рассмотрим сумму произведений отсчетов двух сигналов, находящихся в окне из М отсчетов поступающего ЭКС с типовым КК:

где S_k - выходной сигнал, Х_k - исходный ЭКС, V_i - отсчеты типового КК, полученные на основании таблицы.

Для снижения влияния НЧ помех на сигнал, используем разность первого порядка отсчетов функции S_k:

Подставляя выражение (3) в (4), получаем сумму произведений разности первого порядка отсчетов, находящихся в окне, из М отсчетов исходного сигнала с окном:

Результат Y_k (фиг.1в) является результатом суммы произведения разности первого порядка анализируемой ЭКС (фиг.1б) и типового КК.

Функция (5) дает отклик только в случае наличия КК в сигнале (фиг.1в). Полученный отклик сравнивают с пороговым значением U_ПОР (фиг.1в), в момент пересечения сигнала отклика с пороговым уровнем получаем окончание КК. Начало КК определяем путем откладывания длительности окна Т_KK=М· t от точки обнаружения окончания КК в сторону его начала, т.е. назад. Таким образом, получаем начало области, в которой присутствует КК.

Предложенный способ позволяет более достоверно, по сравнению с известным способом (прототипом), выделить КК в условиях действия шумов и при наличии дрейфа изолинии ЭКС.

Сущность изобретения и возможный вариант реализации предложенного способа поясняется следующим графическим материалом:

- фиг.1 - временные диаграммы, поясняющие работу устройства;

- фиг.2 - структурная схема устройства, реализующего предложенный способ.

Устройство состоит (фиг.2) из фильтра 1 нижних частот, аналого-цифрового преобразователя 2, схемы задержки 3, сумматора 4, умножителя 5, постоянно-запоминающего устройства (ПЗУ) 6, счетчика 7 адреса, генератора 8 синхроимпульсов, буферного сумматора 9.

Выход фильтра 1 нижних частот связан с первым входом аналого-цифрового преобразователя 2, в котором осуществляется дискретизация по времени и преобразование отсчетов в цифровой сигнал, выход аналого-цифрового преобразователя 2 связан с первым входом схемы задержки 3 и первым входом сумматора 4, выход схемы задержки соединен со вторым входом сумматора 4, выход сумматора соединен с первым входом умножителя 5. Выход генератора 8 синхроимпульсов подключен к устройству дискретизации 2, схеме задержки 3, счетчику 7 адреса и буферному сумматору 9. Выход счетчика адреса 7 соединен со входом ПЗУ 6. Выход ПЗУ 6 подключен ко второму входу умножителя 5, выход умножителя 5 соединен с первым входом буферного сумматора 9. Выход буферного сумматора 9 соединен со входом компаратора 10.

Работа устройства поясняется временными диаграммами (фиг.1). Для наглядности преобразуемые сигналы показаны в виде непрерывных сигналов.

Устройство работает следующим образом. На вход схемы поступает ЭКС, который предварительно фильтруется фильтром нижних частот 1, далее отфильтрованный от сетевой наводки ЭКС поступает на первый вход АЦП 2. На фиг.1а представлен ЭКС с дрейфом изолинии. С выхода АЦП 2 дискретные отсчеты поступают на первый вход схемы задержки 3 и первый вход сумматора 4. Схема задержки 3 осуществляет задержку поступивших отсчетов на один шаг дискретизации, которые поступают на второй вход сумматора для последующего нахождения разности первого порядка в сумматоре 4 (фиг.1б). Для синхронизации схемы используется генератор 8. Синхроимпульсы с выхода генератора 8 поступают на второй вход АЦП 2, второй вход схемы задержки 3, вход счетчика адреса 7 и второй вход буферного сумматора 9. Для переключения адресов ПЗУ 6 используется счетчик адреса 7. С ПЗУ 6 производится считывание отсчетов (сворачиваемого окна, представляющего КК, полученный по табличным данным) окна и дальнейшее их перемножение в умножителе 5, для последующего накопления и суммирования в буферном сумматоре 9. Сигнал с буферного сумматора 9 представлен на фиг.1в. С буферного сумматора 9 текущее значение суммы сравнивается в компараторе 10, где при превышении заранее заданного уровня выдается импульс (фиг.1г) о регистрации КК в ЭКС. Значение порогового уровня не требует точного задания и устанавливается на этапе обработки первого кардиокомплекса и берется в интервале, равном 0,7-0,8 от обнаруженного максимума, т.е. U_{ПОРОГОВОЕ}=(0,7-0,8)·U _МАКС. Значение U_МАКС выбирается таким образом, чтобы отклонения амплитуд зубцов исходного ЭКС не влияли на формирование регистрирующих импульсов компаратора.

Технико-экономический эффект предложенного способа и устройства для его осуществления заключается в повышении достоверности выделения кардиокомплекса в условиях воздействия на ЭКС шумов. Более достоверное выделение кардиокомплекса способствует улучшению условий его дальнейшей обработки (определения его длительности, начала и окончания элементов, анализ вариабельности ритма т.п.), что в свою очередь обеспечивает более качественное диагностирование возможных заболеваний сердечно-сосудистой системы человека.

Источники информации

1. 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.194-204.

2. Патент РФ 2302197, А61В 5/02. Способ выделения начала кардиоцикла в реальном времени и устройство для его осуществления / А.А.Михеев, А.Н.Варнавский // БИ 2007, № 42.

3. Литвинов А.В. Норма в медицинской практике (справочное пособие). М.: МЕДпресс, 2001. - 144 с.

4. Нормы в кардиологии, http://www.cardiosite.ru/standarts/article.asp?id=897 (6.10.2008).