Устройство для выделения начала кардиоцикла в реальном времени
Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для измерения длительности кардиоцикла, сегментации сигнала, а также в методиках анализа вариабельности сердечного цикла. Устройство содержит фильтр, являющийся входом устройства, аналоговый ключ, генератор тактовых импульсов, два компаратора, два формирователя пороговых уровней, четыре схемы И, выход третьей схемы И является выходом устройства, два счетчика импульсов, триггер. Второй счетчик импульсов считает число соседних отсчетов, выходящих за пороговые уровни, и не позволяет первому счетчику импульсов начать счет отсчетов заново в случае появления импульсной помехи. Изобретение позволяет повысить надежность выделения в реальном времени начала кардиоцикла в условиях воздействия ЭКС шумов. 2 ил., 1 табл.
Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для измерения длительности кардиоцикла, сегментации сигнала, а также в методиках анализа вариабельности сердечного цикла. Предлагаемое устройство обеспечивает повышение достоверности определения начала кардиоцикла.
В системах автоматической оценки параметров электрокардиосигнала (ЭКС), в частности в устройствах холтеровского мониторирования, одной из основных задач является оценка степени вариабельности сердечного цикла, т.е. выявление наличия аритмий, которые являются диагностическим показателем нарушений деятельности сердечно-сосудистой системы, в частности нарушения проводимости прохождения импульсов возбуждения водителя ритма. При этом необходимым условием проведения диагностики является достоверное определение начала кардиоцикла.
Известно устройство [1], в котором выход формирователя ЭКС подключен к одному входу компаратора, ко второму входу которого подключен источник порогового напряжения. При этом момент времени начала кардиоцикла определяется моментом пересечения R-зубца и заданного порогового уровня.
Недостатками данного устройства являются:
1. В ряде случаев амплитуда зубца R QRS комплекса может быть сравнима с амплитудой зубца Т, что затрудняет надежное выделение QRS комплекса.
2. R-зубец может быть расщеплен на несколько зубцов. При этом надежность выделения начала кардиоцикла снижается.
Наиболее близким к предлагаемому устройству является устройство выделения начала кардиоцикла [2] (прототип), заключающееся в том, что на вход фильтра, являющийся входом устройства, поступает электрокардиосигнал. ЭКС очищается фильтром от низкочастотных аддитивных помех и поступает на информационный вход аналогового ключа, с помощью которого осуществляется преобразование непрерывного сигнала в дискретный. Под действием импульсных сигналов, имеющих период повторения, равный периоду дискретизации, и поступающих с выхода генератора тактовых импульсов, аналоговый ключ периодически замыкается, и на его выходе формируются дискретные отсчеты ЭКС. Первый и второй компараторы сравнивают амплитуды каждого отсчета соответственно с положительным пороговым уровнем и отрицательным пороговым уровнем. Если амплитуды отсчетов не выходят за пороговые уровни, на выходах компараторов устанавливаются сигналы высокого уровня, в противном случае - сигналы низкого уровня. Первая схема И является для сигналов низкого уровня схемой ИЛИ, поэтому сигнал низкого уровня появляется на выходе этой схемы каждый раз, когда амплитуды отсчетов ЭКС превышают пороговые уровни. Этот сигнал поступает на вход "Установка нуля" (R) счетчика и устанавливает последний в начальное нулевое состояние всякий раз, когда амплитуды дискретных отсчетов превысят пороговые уровни. Когда же амплитуды дискретных отсчетов ниже пороговых уровней, на выходе первой схемы И присутствует сигнал высокого уровня, который поступает на первый вход второй схемы И и разрешает прохождение на ее выход тактовых импульсов с выхода генератора тактовых импульсов. Импульсы, прошедшие через вторую схему И на вход "Счет" (С), считаются счетчиком. Соответствующие разрядные выходы этого счетчика подключены к входам третьей схемы И. Входы третьей схемы И соединены с выходами счетчика таким образом, чтобы сигнал на выходе этой схемы появлялся только в тот момент времени, когда счетчик сосчитает определенное заданное число n импульсов. Число n выбирается на основании априорно известных периода дискретизации и длительностей интервалов PQ, ST и ТР таким образом, чтобы оно могло быть достигнуто счетчиком только на интервале ТР. Начало импульса на выходе третьей схемы И принимается за начало очередного кардиоцикла.
Недостатком данного устройства является следующее. Отсчеты ЭКС представляют собой сумму непосредственно отсчетов сигнала и флуктационного шума со случайной амплитудой. Возможны случаи, когда на интервале ТР амплитуда отсчетов, являющихся фактически отсчетами флуктационного шума, превысит один из пороговых уровней. При этом даже одноразовое случайное превышение шумом порогового уровня приводит к тому, что счет отсчетов ЭКС счетчиком начнется заново, и очередная опорная точка будет пропущена.
Вероятность пропуска опорной точки можно оценить следующим образом. При тестировании электрокардиографов принимают, что шум имеет нормальный закон распределения, и СКО шума σ равно 30 мкВ [3]. Типовое значение амплитуды Р-зубца составляет 100 мкВ. Значения пороговых уровней ±Δ в известном устройстве (прототипе) приняты равными половине амплитуды Р-зубца, т.е. при типовом Р-зубце составляют ±50 мкВ. Вероятность p того, что очередной отсчет шума выйдет за пороговые уровни ±Δ, определяется выражением
и равна p=0.096.
Предлагаемое изобретение определения начала кардиоцикла позволяет повысить помехоустойчивость и тем самым устраняет указанный недостаток прототипа. Это обосновывается следующим. Счетчик импульсов осуществляет счет отсчетов ЭКС до тех пор, пока при счете не будет достигнуто число n. Так как все n отсчетов при этом являются отсчетами шума и число счета n может быть достигнуто только на ТР-сегменте, то можно допустить выход отсчетов шума за пороговые уровни некоторое число раз m<n подряд идущих отсчетов и только при выходе шума за пороговые уровни в (m+1)-й раз осуществить установку в «0» счетчика импульсов, который после этого начнет счет импульсов заново.
Поскольку амплитуда каждого отсчета на интервале ТР, т.е. отсчета шума, не зависит от амплитуды предыдущего и последующего отсчетов (независимые события), то вероятность pm того, что m соседних отсчетов одновременно выйдут за пороговые уровни, равна
Вероятность выхода отсчетов за пороговые уровни ±Δ при СКО шума σ=30 мкВ и Δ=±50 мкВ, полученные на основе формул (1) и (2), представлены в таблице 1.
| Таблица 1 | |
| Число соседних отсчетов | Вероятность превышения соседними отсчетами пороговых уровней |
| 2 | 9.136·10-3 |
| 3 | 8.732·10-4 |
| 4 | 8.346·10-5 |
| 5 | 7.977·10-6 |
Число m выбирается исходя из того, что интервал времени, занимаемый этими соседними m отсчетами, не должен превышать половину длительности самого узкого элемента ЭКС. Как правило, самым узким элементом ЭКС является R-зубец, ширина которого обычно не меньше 80 мс. Типовое значение периода дискретизации электрокардиографа составляет 2 мс. Таким образом, m≤20. При этом для практического применения, как следует из таблицы 1, достаточно взять m=4-5.
Таким образом, вероятность пропуска опорной точки существенно уменьшается, т.е. увеличивается достоверность правильного выделения опорной точки. Добавив в прототип счетчик, который бы считал отсчеты, выходящие за пороговые уровни с числом состояний не менее заданного m, можно значительно повысить помехоустойчивость устройства.
Для достижения технического результата, заключающегося в повышении достоверности выделения начала кардиоцикла при действиях шумов и вариациях формы QRS-комплекса, в устройство, содержащее фильтр, вход которого является входом устройства, а выход подключен к информационному входу аналогового ключа, вход управления которого соединен с выходом генератора тактовых импульсов, выход аналогового ключа соединен с инвертирующим входом первого компаратора и с неинвертирующим входом второго компаратора, к неинвертирующему входу первого компаратора подключен первый источник порогового уровня, а к инвертирующему входу второго компаратора подключен второй источник порогового уровня, выходы первого и второго компараторов соединены с первым и вторым входами первой схемы И, выход которой подключен к первому входу второй схемы И, второй вход второй схемы И соединен с выходом генератора тактовых импульсов, разрядные выходы первого счетчика импульсов подключены к соответствующим входам третьей схемы И, выход которой является выходом устройства, дополнительно введены второй счетчик импульсов, четвертая схема И и триггер, причем выход генератора тактовых импульсов соединен со счетным входом первого счетчика импульсов, выход первой схемы И подключен к счетному входу второго счетчика импульсов, разрядные выходы которого подключены к соответствующим входам четвертой схемы И, выход второй схемы И соединен с входами установки нуля второго счетчика импульсов и триггера, выход четвертой схемы И подключен к входу установки триггера, выход последнего соединен с входом установки нуля первого счетчика импульсов.
Предложенное устройство позволяет более достоверно, по сравнению с известным устройством (прототипом), выделить начало кардиоцикла для широкого класса электрокардиограмм с различными модификациями формы элементов в условиях действия импульсных шумов.
Сущность изобретения и возможный вариант реализации предложенного устройства поясняется следующим графическим материалом:
фиг.1 - структурная схема устройства, реализующего предложенный способ;
фиг.2 - временные диаграммы, поясняющие работу устройства.
Устройство состоит (фиг.1) из фильтра 1, аналогового ключа 2, генератора тактовых импульсов (ГТИ) 3, компараторов 4, 5, формирователей пороговых уровней 6, 7, схем И 8, 9, 11, 13, счетчиков 10, 12, триггера 14.
На вход фильтра 1, являющийся входом устройства, поступает электрокардиосигнал. Выход фильтра соединен с информационным входом аналогового ключа 2, вход управления которого подключен к выходу ГТИ, информационный выход ключа 2 соединен с инвертирующим входом первого компаратора 4 и с неинвертирующим входом второго компаратора 5, к неинвертирующему входу первого компаратора 4 подключен источник 6 порогового уровня +Δ, а к инвертирующему входу второго компаратора 5 подключен источник 7 порогового уровня -Δ, выход первого компаратора 4 соединен с первым входом первой схемы И 8, а выход второго компаратора 5 - со вторым входом этой схемы, выход первой схемы И 8 подключен к первому входу второй схемы И 9 и к входу "Счет" (С) счетчика 12, второй вход схемы И 9 соединен с выходом ГТИ 3, выход схемы И 9 соединен с входами "Установка нуля" (R) счетчика 12 и триггера 14, вход "Счет" (С) счетчика 10 подключен к выходу ГТИ 3, разрядные выходы счетчика 10 подключены к соответствующим входам третьей схемы И 11, выход которой является выходом устройства, разрядные выходы счетчика 12 подключены к соответствующим входам четвертой схемы И 13, выход которой соединен с входом "Установка" (S) триггера 14, выход последнего подключен к входу "Установка нуля" (R) счетчика 10.
Устройство работает следующим образом. ЭКС очищается фильтром 1 от низкочастотных аддитивных помех (дрейф изолинии, наводка промышленной частоты 50 Гц) и поступает на первый (информационный) вход аналогового ключа 2, с помощью которого осуществляется преобразование непрерывного сигнала в дискретный. Под действием импульсных сигналов, имеющих период повторения, равный периоду дискретизации, и поступающих с выхода генератора 3 тактовых импульсов (сигналы ГТИ на фиг.2) на второй (управляющий) вход, аналоговый ключ 2 периодически замыкается и на его выходе формируются дискретные отсчеты электрокардиосигнала (сигналы "Отсчеты ЭКС" на фиг.2). Компараторы 4 и 5 сравнивают амплитуды каждого отсчета соответственно с положительным пороговым уровнем и отрицательным пороговым уровнем (уровни +Δ и -Δ на фиг.2). Если амплитуды отсчетов не выходят за пороговые уровни, на выходах компараторов устанавливаются сигналы высокого уровня, в противном случае - сигналы низкого уровня. Первая схема И 8 является для сигналов низкого уровня схемой ИЛИ, поэтому сигнал низкого уровня появляется на выходе этой схемы И 8 каждый раз, когда амплитуды отсчетов ЭКС превышают пороговые уровни (сигнал "Счет" на фиг.2). Этот сигнал поступает на вход "Счет" (С) второго счетчика 12, который по моменту перехода сигнала высокого логического уровня в низкий осуществляет счет таких последовательно идущих отсчетов. Соответствующие разрядные выходы второго счетчика 12 подключены к входам четвертой схемы И 13. На фиг.2 в качестве примера приведены выходные сигналы четырехразрядного двоичного счетчика (сигналы "Выходы счетчика 12"). Входы четвертой схемы И 13 соединены с выходами второго счетчика 12 таким образом, чтобы сигнал на выходе этой схемы появлялся только в тот момент времени, когда счетчик сосчитает определенное заданное число m импульсов (в примере на фиг.2 это число равно 4). Число m выбирается на основании априорно известных периода дискретизации и длительностей зубцов Р, R и Т. Выходной сигнал высокого уровня четвертой схемы И 13 (фиг.2, е) устанавливает триггер 14 в состояние "1", т.е. на выходе появляется сигнал высокого уровня (фиг.2, ж), который устанавливает первый счетчик 10 в начальное (нулевое) состояние. Высокий потенциал на выходе триггера 14 существует до тех пор, пока амплитуда дискретного отсчета ЭКС не окажется между пороговыми уровнями. При этом сигнал высокого уровня появляется на выходе первой схемы И 8 каждый раз, когда амплитуды отсчетов ЭКС не превышают пороговых уровней (сигнал "Счет" на фиг.2). Этот сигнал, поступив на первый вход второй схемы И 9, разрешает прохождение на ее выход тактовых импульсов с выхода генератора 3 тактовых импульсов (сигналы "Уст.0" на фиг.2). Импульсы с выхода второй схемы И 9 устанавливают второй счетчик 12 и триггер 14 в начальное состояние. При этом сигнал низкого уровня с выхода триггера 14 разрешает счет тактовых импульсов первым счетчиком 10. Соответствующие разрядные выходы первого счетчика 10 подключены к входам третьей схемы И 11. На фиг.2 в качестве примера приведены выходные сигналы четырехразрядного двоичного счетчика (сигналы "Выходы счетчика 10"). Входы третьей схемы И 11 соединены с выходами первого счетчика 10 таким образом, чтобы сигнал на выходе этой схемы появлялся только в тот момент времени, когда счетчик сосчитает определенное заданное число n импульсов (в примере на фиг.2 это число равно 8). Число n выбирается на основании априорно известных периода дискретизации и длительностей интервалов PQ, ST и ТР таким образом, чтобы оно могло быть достигнуто первым счетчиком 10 только на интервале ТР. Начало импульса на выходе третьей схемы И 11 является началом очередного кардиоцикла [4].
Реализовать данное устройство можно на основе микросхем 555 серии. Так например, второй счетчик 12 может быть выполнен на микросхеме К555ИЕ5, четвертая схема И 13 - на К555ЛИ1, а триггер - на микросхеме К555ТР2 [5].
Технико-экономический эффект предложенного устройства заключается в повышении надежности выделения в реальном времени начала кардиоцикла в условиях воздействия на ЭКС шумов (в особенности импульсных помех) и независимо от возможных отклонений от нормы параметров QRS-комплекса (формы, амплитуды, длительности). Надежное выделение начала кардиоцикла 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.
Литература
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 2195164, А61В 5/02. Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления / А.А.Михеев, БИ 2002, №36.
3. Савельев В.А. Тестирование электрокардиографов. //Медицинская техника, 1997, №3, с.35-40.
4. Угрюмов Е.П. Цифровая схемотехника. СПб.: БХВ - Санкт-Петербург, 2000. с.89.
5. Перельман Б.Л., Шевелев В.И. Отечественные микросхемы и зарубежные аналоги. Справочник, «НТЦ Микротех», 1998 г., 376 с.
Устройство для выделения начала кардиоцикла в реальном времени, содержащее фильтр, вход которого является входом устройства, а выход подключен к информационному входу аналогового ключа, вход управления которого соединен с выходом генератора тактовых импульсов, выход аналогового ключа соединен с инвертирующим входом первого компаратора и с неинвертирующим входом второго компаратора, к неинвертирующему входу первого компаратора подключен первый источник порогового уровня, а к инвертирующему входу второго компаратора подключен второй источник порогового уровня, выходы первого и второго компараторов соединены с первым и вторым входами первой схемы И, выход которой подключен к первому входу второй схемы И, второй вход второй схемы И соединен с выходом генератора тактовых импульсов, разрядные выходы первого счетчика импульсов подключены к соответствующим входам третьей схемы И, выход которой является выходом устройства, отличающееся тем, что в устройство дополнительно введены второй счетчик импульсов, четвертая схема И и триггер, причем выход генератора тактовых импульсов соединен со счетным входом первого счетчика импульсов, выход первой схемы И подключен к счетному входу второго счетчика импульсов, разрядные выходы которого подключены к соответствующим входам четвертой схемы И, выход второй схемы И соединен с входами установки нуля второго счетчика импульсов и триггера, выход четвертой схемы И подключен к входу установки единицы триггера, выход последнего соединен с входом установки нуля первого счетчика импульсов.
