Содержание к диссертации
Введение
1. Метод построения индивидуальных алгоритмов для мониторинговых устройств с выработкой сигнала тревоги пациенту с ИБС 15
1.1. Анализ задачи синтеза устройств тревожной сигнализации для больных ИБС 15
1.2. Процесс мониторинга как статистическая задача решения 18
1.3. Основные задачи исследования 25
Выводы 30
2. Структура и параметры кардиосигнала . 32
2.1 Структура кардиосигнала в модифицированном отведении 33
2.2 . Метод измерения временных и амплитудных параметров кардиосигнала 37
2.3. Временные параметры сигналов кардиокомплекса 40
2.4. Амплитудные параметры сигналов кардиокомплекса 46
2.5. Форма зубцов кардиокомплекса при вариации сердечного ритма 51
Выводы 56
3. Статистическая модель кардиосигнала 58
3.1. Представление кардиосигнала совокупность случайных величин 58
3.2. Усреднение условного распределения вектора коэффициентов разложения кардиосигнала по плотностям распределения амплитудных параметров и параметров дрейфа 66
3.3. Статистическая модель кардиосигнала больного ИБС в различных стадиях развития кризиса 72
Выводы 85
4. Синтез структуры индивидуального алгоритма монитринга и выдачи сигнала тревоги больному ИБС 86
4.1. Синтез структуры индивидуального алгоритма мониторинга кардиосигнала пациента с ИБС при отсутствии дрейфа изолинии 86
4.2. Алгоритмы обработки кардиосигнала и выработки сигнала тревоги пациенту при ненулевом дрейфе изоэлектрической линии 106
Выводы 121
5. Реализация и внедрение основных результатов работы 124
5.1. Реализация алгоритма обработки кардиосигнала при нулевом дрейфе изоэлектрической линии 124
5.2. Реализация алгоритма обработки кардиосигнала при ненулевом дрейфе изоэлектрической линии 130
5.3. Проверка эффективности алгоритма 133
5.4. Возможные пути реализации результатов работы 139
Выводы 141
Заключение 143
Литература 146
Приложения 157
- Процесс мониторинга как статистическая задача решения
- Метод измерения временных и амплитудных параметров кардиосигнала
- Усреднение условного распределения вектора коэффициентов разложения кардиосигнала по плотностям распределения амплитудных параметров и параметров дрейфа
- Алгоритмы обработки кардиосигнала и выработки сигнала тревоги пациенту при ненулевом дрейфе изоэлектрической линии
Введение к работе
Последние десятилетия неотъемлемым элементом в процессе лечения больных ишемической болезнью сердца (ИБС) является мониторинг кардиосигнала пациента и выдача ему сигнала тревоги при возникновении и развитии ишемического эпизода. Необходимость таких устройств обусловлена тем, что эпизоды ишемии могут возникать без явно выраженного провоцирующего фактора, без изменения частоты сердечных сокращений (ЧСС) и не сопровождаться болевыми ощущениями в начальной стадии [1]. Развитие эпизода ишемии миокарда происходит в короткий промежуток времени (от 30 секунд до нескольких минут) и при затяжном эпизоде может вызывать тяжелые последствия для пациента: внезапная смерть, инфаркт миокарда, острая сердечная недостаточность. Поэтому необходимо своевременно определять возникновение эпизода ишемии и предпринимать экстренные меры для предотвращения кризиса (снятие нагрузки, использование соответствующего лекарства). С другой стороны, ложная тревога является мощным психотравмирующим фактором, поэтому очевидна необходимость предельного повышения достоверности вырабатываемых кардиомониторинговым устройством сигналов о появлении эпизода ишемии.
Известные российские и зарубежные устройства «Амулет», Q-Med [2,3] для решения поставленной задачи используют алгоритмы обработки кардиосигнала, по сути, имитирующие действия врача. Оптимальность обработки информации такими устройствами не является доказанной. Очевидны следующие факты. Съем информации на сегменте ST кардиосигнала (по возникновению и росту сигнала на этом сегменте определяется наличие или отсутствие эпизода ишемии) осуществляется лишь в характерных точках [2-9], информация, сосредоточенная в иных точках сегмента, фактически игнорируется. Решение о наличии или отсутствии эпизода ишемии выносится по результатам наблюдения сигнала на сегменте ST текущего кардиокомплекса [3] или сигнала, усредненного на коротком интервале времени [10,11]. Однако эпизод ишемии развивается на протяжении нескольких десятков секунд, и, следовательно, кардиосигнал на всем интервале содержит информацию в пользу того или иного решения [12-14]. Поэтому вся информация, заключенная в предыстории, оказывается потерянной этими алгоритмами. В конечном счете, это снижает достоверность выдачи сигнала тревоги. Наконец, алгоритмы работы таких устройств синтезируются в расчете на широкую группу лиц и допускают подстройки к конкретным пациентам, не обеспечивающие в полной мере использование индивидуальных структурных- свойств кардиосигнала, индивидуальных параметров кардиосигнала [4-9,15,16]. Это не позволяет обеспечить оптимальную обработку кардиосигнала конкретного пациента.
В современной кардиологии сложилась тенденция индивидуального подхода к лечению пациента. Индивидуальный подход позволяет получить наибольший терапевтический эффект. Однако сложившиеся практика создания устройств тревожной сигнализации различного назначения [17-20] противоречит указанной тенденции. Резервом существенного повышения достоверности выработки сигнала тревоги является индивидуальный подход к синтезу алгоритма обработки кардиосигнала с учетом структурных свойств и параметров кардиосигнала конкретного пациента. Для реализации этого направления требуется создание метода синтеза индивидуальных алгоритмов для мониторинговых устройств (МУ) наблюдения кардиосигнала и выдачи сигнала тревоги пациенту.
Научной задачей диссертационной работы является разработка системы тревожной сигнализации для больных ИБС, обеспечивающей повышение достоверности выработки сигнала тревоги при развитии эпизода ишемии за счет использования априорной информации о структуре и параметрах кардиосигнала конкретного пациента.
Решение научной задачи предполагает: 1. Исследовать структурные свойства и параметры индивидуальных кардиосигналов пациентов.
2. Дать медико-техническое обоснование метода синтеза алгоритмов обработки кардиосигнала и выдачи сигнала тревоги, позволяющего полностью использовать индивидуальные структурные свойства и значения параметров кардиосигнала конкретного пациента на интервале развития эпизода.
Создать статистическую модель индивидуального кардиосигнала пациента.
Разработать структуру индивидуального алгоритма, оптимального в условиях принятой статистической модели кардиосигнала по заданному критерию. Определить перечень параметров кардиосигнала пациента, вводимых в структуру алгоритма, для обеспечения предельной достоверности выдачи сигнала тревоги.
5. Разработать программно-алгоритмическое обеспечение для реализации алгоритма,
6. Провести экспериментальную проверку синтезированного алгоритма. Научная задача решается методами математической статистики на основе системного подхода.
Подход основан на том, что конечным продуктом МУ является выработка или невыработка сигнала тревоги пациенту. Решение о выдаче или невыдаче сигнала тревоги принимается на основе наблюдения кардиосигнала, статистически из-за наличия помех связанного с уровнем ишемизации миокарда, который (уровень) непосредственно не наблюдается. Это -статистическая задача решения, точнее, задача проверки гипотезы об отсутствии факта критической ишемизации миокарда против альтернативы о наличии факта [21,22]. Предлагается проводить синтез алгоритма обработки кардиосигнала и вынесения решения о выдаче или невыдаче сигнала тревоги пациенту в рамках задачи проверки гипотез на основе наблюдения над кардиосигналом. В этой постановке ищется оптимальная решающая функция (то есть способ обработки кардиосигнала и правило вынесения решения по результатам обработки) по заданному критерию. Тогда поиск оптимального алгоритма обработки кардиосигнала осуществляется формальными методами
8 математической статистики.
В результате решения научной задачи получены новые научные результаты, которые выносятся на защиту:
1. Метод синтеза индивидуального оптимального алгоритма обработки кардиосигнала пациента с ИБС для системы тревожной сигнализации, в котором алгоритм, должен находится как решающая функция в задаче проверки гипотез, в этой задаче множество из двух точек (подать или не подать сигнал тревоги) рассматривается как пространство решений, множество возможных уровней ишемизации миокарда пациента - как пространство параметра, множество возможных реализаций кардиосигнала - как выборочное пространство с установленной условной вероятностью каждой реализации при каждом возможном уровне ишемизации миокарда.
Статистическая модель кардиосигнала, основанная на измерении мгновенной ЯСС, положений максимумов R-зубцов и расчета начал и длительностей всех сегментов кардиокомплексов, должна представлять собой совокупность коэффициентов разложения реализации аддитивной смеси кардиосигналов миографической помехи и дрейфа изоэлектрической линии на каждом сегменте по системе из двух ортонормальных функций, первая из которых является постоянной, вторая получена из функции, описывающей форму сигнала на соответствующем сегменте, с усреднением указанной совокупности по параметрам амплитуд зубцов и дрейфу изолинии.
Структура индивидуального алгоритма обработки кардиосигнала и выработки сигнала тревоги, должна содержать: модуль сегментации кардиокомплексов; блок считывания сигналов с сегментов PQ, ST, ТР'; блок корреляционной обработки входной реализации из М кардиокомплексов с опорным сигналом на сегментах ST; модуль оценивания уровня накопленного дрейфа изоэлектрической линии; блок компенсации дрейфа изоэлектрической линии; блок выработки порога, использующий весовые коэффициенты, зависящие от вектора длительностей интервалов R-R и данные предварительного обследования пациента.
9 Основные результаты работы будут реализованы в разработках НИИ кардиологии им. В.А. Алмазова МЗ РФ и ГМУ им. акад. И.П. Павлова, Санкт-Петербург.
По результатам работы был получен грант для молодых ученых на конкурсе «Инновационные технологии» в 2005 году.
Основные результаты были представлены на семи Российских и международных научных конференциях [23-33], а также на научно-технических конференциях профессорско-преподавательского состава СПбГЭТУ им. Ульянова (Ленина) «ЛЭТИ» 2002-2005 гг.
По теме диссертации опубликовано 12 печатных работ.
Диссертационная работа содержит введение, пять тематических разделов, заключение, приложение и включает в себя 113 страниц текста, 27 рисунков, 5 таблиц.
В первом разделе проводится анализ литературных источников по проблеме синтеза устройств выработки сигнала тревоги для пациентов с ИБС. Обосновывается система требований к методу синтеза индивидуальных. алгоритмов выработки сигнала тревоги пациенту с ИБС. Для реализации сформулированных требований предлагается подход t в соответствии, с которым алгоритм обработки кардиосигнала и способ выработки решения о выдаче или невыдаче сигнала тревоги по результатам обработки рассматриваются как решающая функция в статистической задаче решения. Выборочным пространством в этой задаче является множество реализаций кардиосигнала в смеси с помехой. Формулировка задачи синтеза индивидуального алгоритма выработки сигнала тревоги больному ИБС как статистической задачи решения определила необходимые дальнейшие исследования:
Анализ закономерностей в структуре и параметрах индивидуального кардиосигнала.
Построение статистической модели кардиосигнала, то есть представление индивидуального кардиосигнала совокупностью
10 случайных величин с определенными законами совместного распределения вероятностей, для нормального состояния пациента и для различных фаз развития эпизода ишемии.
Поиск оптимальной решающей функции, то есть способа обработки кардиосигнала и вынесения решения о выдаче или невыдаче сигнала тревоги пациенту.
Оценки эффективности алгоритма.
Определения способа технической реализации алгоритма.
Испытание алгоритма на имитаторе и на записях реальных кардиосигналов.
Сформулированные задачи и определяют содержание последующих разделов работы.
Во втором разделе приводится описательная модель кардиосигнала. На основании физической аргументации и обсчета реальных кардиограмм пациентов, полученных методом холтеровского мониторирования, устанавливаются следующие закономерности:
Длительность интервала Q-T связана с длительностью интервала R-R зависимостью вида формулы Базетта, с индивидуальным значением коэффициента пропорциональности. При одной и той же частоте сердечных сокращений разброс длительностей интервалов и зубцов кардиокомплекса для различных пациентов соизмерим с длительностью зубца R.
При изменении ЧСС функциональный вид зубцов кардиосигнала сохраняется, изменяется только масштаб времени.
Длительности всех интервалов и зубцов кардиокомплекса (кроме интервала между смежными кардиокомплексами) связаны с длительностью интервала Q-T приближенно линейной зависимостью с индивидуальными значениями параметров масштаба и сдвига.
Флюктуации амплитуд зубцов описываются распределениями пирсоновского типа и удовлетворительно аппроксимируются не более чем тремя членами ряда Эджворта.
5. Устойчивые корреляции амплитуд зубцов отсутствуют
Свойства индивидуального кардиосигнала, перечисленные в пунктах 1, 2, 3 вкупе проверенны экспериментально с использованием выборочного коэффициента корреляции на записях электрокардиограмм (ЭКГ).
В третьем разделе разрабатывается статистическая модель индивидуального кардиосигнала в условиях отсутствия и наличия дрейфа изоэлектрической линии. Установленные жесткие временные зависимости длительностей зубцов и интервалов кардиокомплекса от ЧСС в индивидуальном кардиосигнале позволили представить сигнал в виде суммы кардиокомплексов, и те, в свою очередь, в виде суммы фрагментов кардиокомплекса с указанием интервалов времени их существования. Поэтому стало возможным представление сигнала в виде совокупности коэффициентов разложения его фрагментов по двум ортонормальным функциям. Первая представляет собой константу. Вторая находится методом Грамма-Шмидта из функций, описывающих форму соответствующих зубцов, неизменную для каждого индивида. Это позволило получить статистическую модель кардиосигнала в виде конечномерного распределения учитывающие мышечные шумы, шумы аппаратуры и дрейф изоэлектрической линии. Эти распределения усредняются по амплитудным параметрам и по параметрам дрейфа для нормального состояния пациента и для различных фаз эпизода ишемии.
В четвертом разделе определяется структура индивидуального оптимального, в условиях принятой модели кардиосигнала, алгоритма выработки сигнала тревоги больному ИБС на основе анализа электрокардиосигнала (ЭКС). Решение этой задачи сводится к задаче проверки сложной гипотезы, соответствующей нормальному состоянию пациента и докритическим уровням ишемизации миокарда, против сложной альтернативы, соответствующей уровням, ишемизации выше критического. Рассмотрение свойств наиболее мощных критериев для проверки простых
12 гипотез против простых альтернатив, составляющих сложные гипотезу и альтернативу, позволило предложить критерий оптимальности, максимизирующий вероятность обнаружения факта критической ишемизации миокарда для наиболее близких (по уровню ишемизадии) гипотезы и альтернативы при вероятности ложной тревоги, не превосходящей заданной величины. Для этого критерия для случая отсутствия дрейфа изоэлектрической линии найдена решающая функция, предписывающая проведение обработки кардиосигнала только на сегментах ST, и устанавливающая порог, при превышении которого вырабатывается сигнал тревоги. Исследуется зависимость вероятности выдачи сигнала тревоги от уровня ишемизации миокарда, имеющая зону интенсивного роста в области критической ишемизации. Ширину зоны, отсчитанную по верхнему и нижнему уровням вероятности, предлагается использовать как меру качества работы устройства тревожной сигнализации.
Для случая ненулевого дрейфа находятся решающие функции, использующие для выработки сигнала тревоги фрагменты кардиосигнала только на сегментах ST, только на интервалах ST, PQ, ТР; (ТРУ - интервал между соседними кардиокомплексами) и кардиосигнал в целом. Исследуется способ обработки кардиосигнала в предельных случаях. При стремлении дисперсии дрейфа изоэлектрической линии к нулю все алгоритмы сходятся к алгоритму, полученному в условиях нулевого дрейфа. При стремлении дисперсии дрейфа изоэлектрической линии к бесконечности показывается, что переменная составляющая кардиосигнала на сегментах ST полностью сохраняет необходимую для решения информацию. Информация в постоянной составляющей сигнала на сегментах ST полностью или частично разрушается.
Если для решения используются только сегменты ST и имеет место только горизонтальное смещение, происходит полное разрушение информации. При использовании интервалов кардиокомплекса происходит частичное разрушение информации постоянной составляющей сигналов на сегментах ST. Информация разрушается в меньшей степени, если используются
13 интервалы и зубцы кардиокомплекса. Однако выигрыш в качестве работы алгоритма от обработки информации зубцов кардиокомплекса незначителен, сложность же обработки кардиосигнала существенно возрастает. Поэтому для практического применения предлагается структура индивидуального алгоритма, работа которого основана на обработке сигналов на интервалах ST, PQ, ТР7 кардшжомшіексов.
Таким образом, получена структура индивидуального оптимального (по указанному критерию) алгоритма, которая является общей для всех пациентов с ИБС. Для конкретного пациента алгоритм получается оптимальным только при введении в него значений параметров индивидуального кардиосигнала.
В пятом разделе приводятся варианты технической реализации алгоритмов мониторинга кардиосигнала с выдачей сигнала тревоги пациенту для случаев нулевого и ненулевого дрейфа изоэлектрической линии. Для оценки возможностей практического применения алгоритмов методом статистических испытаний проверена эффективность алгоритмов при ограниченной точности определения положения максимума R зубца,, при изменяющейся в пределах одного кардиокомплекса величине дрейфа изоэлектрической линии. Кардиоситнал, шумы и дрейф моделировались имитатором, выполненным в виде программного продукта. Снижение эффективности оценивалось по расширению зоны интенсивного роста вероятности выдачи сигнала тревоги. Изменяющийся во времени дрейф изоэлектрической линии вкупе с неточностью определения положения максимума R - зубца приводят к расширению этой зоны. Однако данное расширение незначительно и может быть скомпенсировано временем наблюдения сигнала на сегменте ST при развитии эпизода ишемии за одно сокращение сердца.
Приводятся результаты испытания алгоритма на классифицированных суточных записях кардиосигнала девяти пациентов в Санкт-Петербургском ГМУ им. акад. И.П. Павлова. Алгоритм выявил все эпизоды ишемии и не дал ни одной ложной тревоги из-за действия собственных шумов аппаратуры и
14 миографической помехи и дрейфа изоэлектрической линии.
Далее рассматривается возможность использования отдельных результатов работы для решения смежных задач, например, возможность использования квазикогерентыого накопления кардиосигнала для целей диагностики.
В заключении приводятся общие итоги работы.
В приложении помещены иллюстрационные материалы.
Процесс мониторинга как статистическая задача решения
Некоторые работы у посвященные синтезу систем тревожной сигнализации, с целью уменьшения числа ложных срабатываний предлагают использовать фильтры с задержкой до 2.5 минут [41]. Окно такого размера позволяет уменьшить число ложных срабатываний, однако обнаружение эпизода может произойти слишком поздно.
Для больных ишемической болезнью сердца выдача ложной рекомендации о якобы наступающем ишемическом эпизоде помимо необоснованного ограничения физической активности пациента является мощным психотравмирующем фактором, часто имеющим определяющее значение в процессе лечения.
При обычной компьютерной обработке кардиосигнала врачу выдается диагностическое заключение, но окончательное решение остается за врачом [42,43]. В системах предупреждения о критических ситуациях решение вырабатывается только прибором, без непосредственного участия врача. Поэтому требования к автономным устройствам. тревожной сигнализации значительно выше.
Грубая оценка требований по допустимым вероятностям выдачи ложных рекомендаций, связанных с эпизодом ишемии, может быть получена из следующих соображений. Так как эпизод ишемии развивается и доходит до критической фазы за интервал времени от 30 секунд до нескольких минут [1], то от мониторингового устройства требуется обновлять рекомендацию не реже, чем каждые 10 секунд. Если допустить вероятность выдачи ложной рекомендации за сутки равной q, то допустимая вероятность выдачи ложной рекомендации в каждом периоде обновления -р составляет величину порядка где TV- число рекомендаций за сутки.
В идеальном случае обновление рекомендации должно осуществляться после каждого сокращения сердца. Поэтому допустимая величина вероятности ложной тревоги уменьшается, по крайней мере, еще на порядок. Налицо необходимость дальнейшего повышения достоверности выдачи сигнала тревоги.
Поэтому синтезируемый алгоритм должен отслеживать изменения только на необходимых для этого фрагментах кардио сигнала. Б настоящее время в научной и практической кардиологии сложилась тенденция индивидуального подхода к диагностике и лечению пациентов дающего наибольший терапевтический эффект [44]. Однако сложившаяся практика создания устройств мониторинга кардиосигнала и выработки рекомендаций пациенту, при которой алгоритмы обработки кардиосигнала и выдачи сигнала тревоги строились по усредненным характеристикам и параметрам ЭКС для широкой группы лиц, противоречит указанной тенденции. Необходимо делать индивидуальные устройства. В последние годы практически отпала необходимость создания различных схемотехнических решений отдельно для каждого устройства. В инженерную практику вошло использование стандартных узлов (с высочайшей степенью интеграции) на базе микропроцессоров. Такие устройства позволяют синтезировать практически любую обработку кардиосигнала в реальном масштабе времени. Это открывает технические возможности реализации индивидуальных алгоритмов мониторинга кардиосигнала и подачи сигнала тревоги пациенту в виде программного -" продукта на серийной аппаратуре. Поэтому основной акцент ставится на создание алгоритма. Вместе с тем построение индивидуальных алгоритмов позволяет повысить достоверность выработки сигнала тревоги пациенту [31] за счет более полного использования информации о структуре и параметрах индивидуального кардиосигнала [3 0]. Наличие индивидуальных закономерностей в кардиосигнале объективно обусловлено механизмом его формирования. У конкретного пациента практически неизменными остаются масса и геометрия сердца, положение его электрической оси, ряд других факторов, влияющих на параметры кардиосигнала. В разделе 2 будет показано, что такие закономерности существуют. Задача синтеза индивидуального алгоритма обработки кардиосигнала с выдачей сигнала тревоги пациенту с ИБС при критической ишемизации миокарда решается в настоящей работе при следующих ограничениях: 1. Индивидуальный алгоритм создается для пациента, диагноз (ИБС) которому поставлен; 2. Имеется холтеровская запись кардиосигнала или запись нагрузочных тестов пациента, полученная на этапе предварительного обследования, соответствующая как нормальному состоянию пациента, так и содержащая эпизоды ишемии. Продолжительность записи достаточна для оценивания параметров кардиосигнала пациента с требуемой точностью. Существующие методы синтеза алгоритмов для устройств тревожной сигнализации либо базируются на теории распознавания образов, либо имитируют алгоритм определения состояния пациента врачом. Несмотря на то, что в настоящее время имеется громадное число источников, оптимальность процедур предлагаемых теорией распознавания образов, не является доказанной [45-47]. Имитация действий врача по определению состояния организма на основе наблюдаемых сигналов позволяет синтезировать алгоритмы работы рассматриваемых устройств. Однако и в этом случае оптимальность алгоритмов не устанавливается. Существует ряд очевидных фактов. Для пациентов с ИБС критические ситуации развивается не «скачком», а постепенно, и поэтому необходимо отслеживать процесс развития. Этой теме посвящены лишь недавние работы, например, [17], в которых описывается необходимость изучения трендов параметров биологических сигналов.
Существующие устройства осуществляют съем информации о динамических изменениях кардиосигнала в характерных точках кардиокомплекса. При этом информация, содержащаяся в остальных точках интервалов и зубцов, игнорируется. Так очевидно, что для больных ИБС весь сегмент ST содержит информацию о наличии или отсутствии ишемии миокарда. Однако в литературе [2,4,6,7] предлагается использовать для выработки сигнала тревоги лишь уровень сигналов в точках «г» и / » (рис. 1.1). Необходимо рассматривать сигналы на всех участках сегмента, а не только в характерных точках. В условиях дрейфа изоэлектрической линии рассмотрение сигнала только на сегменте ST уже недостаточно [9,48]. Для синтеза алгоритма предпочтительнее использовать весь кардиосигнал (как будет показано в разделе 4)
Метод измерения временных и амплитудных параметров кардиосигнала
Для исследования статистических закономерностей параметров кардиосигнала использовался обширный банк данных холтеровских мониторограмм (ХМ), полученных с использованием аппарата «Кардиотехника-4000» («Инкарт», Санкт-Петербург), любезно предоставленный . специалистами кафедры Факультетской терапии СПбГМУ им. ак. И. П. Павлова. С помощью программного пакета, прилагающегося к прибору, суточные записи были переведены в файлы данных, что сделало возможным использование собственных алгоритмов их обработки. Частота дискретизации сигнала составляла 128 Гц. Большое число записей дало возможность использовать ЭКС хорошего качества, с малым уровнем помех. Исследование временных и амплитудных параметров проводилось в несколько этапов. На первом этапе определялись положения максимумов R зубцов. В настоящее время существует большое количество алгоритмов обнаружения R зубца основанных на различных принципах функционирования [62-73]. Ряд из них могут индивидуально подстраиваться под конкретного пациента и давать большую эффективность (точность и вероятность обнаружения). В настоящей работе используется алгоритм, хорошо зарекомендовавший себя в практическом применении [73], и просто реализуемый на ЭВМ. Остановимся кратко на описании данного алгоритма. Исходный дискретный сигнал пропускался через фильтр, заданный уравнением - входной отсчет, Уеых - выходной отсчет, л - номер отсчета. С физической точки зрения, сигнал на выходе фильтра представляет собой сумму изменений значений амплитуды сигнала на двух промежутках времени по 24 мс. каждый, относительно заданной точки. При превышении порога значением сигнала на выходе фильтра начиналась процедура точного поиска положения R зубца. Для этого использовались 10 предшествующих и 20 последующих отсчетов относительно момента превышения. Так как R зубец имеет высокую крутизну фронтов, и исследуемые кардиосигналы имели малый уровень миографической помехи, то момент достижения максимального значения сигнала считался положением максимума R зубца. Пороги срабатывания, используемые в алгоритме, подбирались индивидуально. Поиск следующего кардиокомплекса начинался через 40 отсчетов от предыдущего. Для поиска всех остальных характерных точек в пределах кардиокомплекса (рис. 2.2) определялся допустимый диапазон их временного положения [71]. Так как в соответствии с рекомендациями [74] исследовались 5-ти минутные фрагменты кардиосигнала, зарегистрированные в разное время и имеющие незначительное изменение ЧСС в пределах анализируемого фрагмента, то в зависимости от типа характерной точки (начало или конец, максимум или минимум зубца) программой производился ее поиск в пределах заданного участка. Положения максимумов (минимумов) зубцов определялись на соответствующих временных интервалах по максимальному (минимальному) значению сигнала. Начала и концы зубцов определялись по моменту изменения значения производной сигнала [75]. Для повышения точности измерения устанавливался индивидуальный порог изменения производной, при котором временное положение характерной точки считалось измеренным. Это сделано потому, что зубцы кардиокомплекса различных пациентов различались крутизной роста и спада фронтов. Если в соответствующем временном интервале превышение порога не произошло, то кардиокомплекс исключался из обсчета. Каждая характерная точка на экране монитора выделялись разным цветом. Анализ кардиограмм производился при визуальном контроле оператора, что позволяло заметить аномальные ошибки и исключить их при расчетах. На основании обсчета установлены закономерности поведения временных параметров кардиосигнала (подробное описание дано в разд.2.3). Эти закономерности, при исследовании амплитудных параметров кардиосигнала, позволили точно определять временное положения соответствующих сегментов. При измерении амплитудных параметров фильтры для коррекции дрейфа изоэлектрической линии не применялись, из-за опасности исказить форму кардиосигнала. При измерении амплитуды зубцов Р и R в качестве нулевого уровня использовался интервал PQ. Так как расстояние от максимумов Р и R зубцов и минимумов Q и S до интервала PQ незначительное, то даже дрейф изолинии существенно не может изменить результат. Амплитуда зубца Т оценивалась относительно уровня интервала ТР/ (невозможно считать ST сегмент нулевым). В этом случае, пригодные для измерения кардиокомплексы выбирались наиболее жестко.
Механизм возбуждения мышц сердца позволяет утверждать, что при отсутствии внешних возмущений форма зубцов кардиокомплекса, снятого в каком-либо отведении, их амплитуды и соотношения амплитуд, являются сугубо индивидуальными и определяются массой и строением сердца индивида, его расположением относительно электродов, то есть конституцией человека, химическим составом тканей, определяющим электропроводность организма [60]. Перечисленные факторы обладают устойчивостью и сохраняются на протяжении от нескольких дней до нескольких месяцев [1]. Наиболее резким изменениям подвержены временные параметры кардиокомплекса - длительности зубцов и интервалы между зубцами. Причем наиболее сильно изменяется ЧСС. В настоящей работе делается предположение (гипотеза) о том, что ЧСС определяет все другие временные параметры ЭКГ.
Важнейший временной параметр - длительность интервала R-R определяется как: результат воздействия нескольких контуров управления [74] и зависит через вегетативную нервную систему (ВСН) от физических нагрузок сердца, организма в целом и от психологических нагрузок (стрессов) [59]. К настоящему времени вариабельность ЧСС, то есть величины, обратной интервалу R-R, и способы ее измерения достаточно подробно исследованы [74] и продолжают интенсивно изучаться. Достигнутые точности измерения интервала R-R и временного положения максимума R- зубца (равные 10 "3 с. [8]) достаточны для измерения длительности всех зубцов и всех интервалов кардиокомплекса (табл.2.1). Поэтому, возможно представить кардиосигнал как совокупность кардиокомплексов и принять положение максимума R-зубца или смещенной от него на известный временной промежуток точки за начало отсчета времени в текущем кардиокомплексе.
Усреднение условного распределения вектора коэффициентов разложения кардиосигнала по плотностям распределения амплитудных параметров и параметров дрейфа
Однако с практической точки зрения алгоритм, обрабатывающий кардиокомплекс в целом для выработки сигнала тревоги пациенту, использовать нецелесообразно. Повышение эффективности за счет обработки кардиосигнала в целом приведет к снижению зоны выработки сигнала тревоги на незначительную величину, так как кривая вероятности выработки сигнала тревоги в области критической ишемизации миокарда займет промежуточное положение между кривыми вероятности, рассчитанными для алгоритма, работающего по интервалам PQ, ST, ТР , и для алгоритма, работающего в отсутствии дрейфа изоэлектрической линии (рис.4.6). Следовательно, выигрыш в снижении ширины зоны выработки сигнала тревоги не превзойдет величины роста сигнала на сегменте ST за два сокращения сердца. Но при этом сложность алгоритма возрастает многократно:
Указанные причины позволяют заключить, что алгоритм обработки кардиосигнала, использующий выделение информации о дрейфе изоэлектрической линии с интервалов существования зубцов, имеет лишь теоретическое значение. Теперь имеется возможность выделить ряд общих свойств полученных решающих функций. 1. При стремлении дисперсии дрейфа /.і изоэлектрической линии к нулю все решающие функции сходятся к алгоритму, полученному в предположении нулевого дрейфа. Это является косвенным подтверждением достоверности полученных результатов. 2. При стремлении дисперсии дрейфа // изоэлектрической линии к бесконечности полностью сохраняется информация, сосредоточенная в переменной составляющей сигнала на сегменте ST. 1. Установлено, что задача синтеза алгоритма обработки кардиосигнала с выдачей сигнала тревоги пациенту при условии, что вероятность выдачи ложной тревоги не превосходит допустимого значения, а вероятность обнаружения факта критической ишемизации максимальна при наихудшем случае, сводится к задаче поиска наиболее мощного критерия для проверки простой гипотезы о наличии сигнала предкритической ишемизации миокарда с максимальной амплитудой сегмента ST против простой альтернативы о наличии сигнала критической ишемизации с минимальной амплитудой. Этот критерий обеспечивает при любой гипотезе постоянную величину вероятности обнаружения факта критической ишемизации миокарда, вероятность ложной тревоги критерия является возрастающей функцией амплитуды сигнала предкритической ишемизации на сегменте ST и принимает максимальное допустимое значение для наибольшей предкритической ишемизации. Минимум вероятности ложной тревоги имеет место для нормального состояния пациента и начальной стадии развития эпизода ишемии. 2. Найдена решающая функция, то есть способ обработки кардиосигнала и правило принятия решения о подаче или неподачи сигнала тревоги по результатам обработки, для случая, когда дрейф изоэлектрической линии отсутствует. Установлено, что вся необходимая информация для принятия решения сосредоточена только в реализациях на сегменте ST. Вероятность обнаружения сигнала определяется энергией разности сигналов критической и докритической ишемизации миокарда. 3. Найдены решающие функции в задаче синтеза алгоритма обработки кардиосигнала и выдачи сигнала тревоги в условиях дрейфа изоэлектрической линии в условиях наблюдений сигнала только на сегменте ST, только на интервалах кардиокомплексов, при наблюдении сигналов всего кардиокомплекса. Установлено, что дрейф изоэлектрической линии приводит к разрушению информации в постоянной составляющей сигнала на сегменте ST. Переменная составляющая сигнала на этом сегменте полностью сохраняет всю информацию необходимую для выработки сигнала тревоги. 4. В предельных случаях при стремлении дисперсии дрейфа изоэлектрической линии к нулю все алгоритмы обработки сходятся к алгоритму, полученному для случая нулевого дрейфа. 5. В алгоритме, основанном на наблюдении сигнала только на сегменте ST при стремлении дисперсии дрейфа изоэлектрической линии к бесконечности информация в пользу решения о выдаче или невыдаче сигнала тревоги, сосредоточенная в постоянной составляющей, разрушается полностью. В алгоритмах, основанных на наблюдении интервалов ST, ТР , PQ и на наблюдении всего кардиокомплекса при стремлении дисперсии дрейфа изоэлектрической линии к бесконечности происходит лишь частичное разрушение информации в постоянной составляющей сигнала на сегменте ST. Показана принципиальная возможность повышения качества мониторинга в условиях дрейфа за счет обработки сигналов зубцов кардиокомплекса, однако сложность обработки кардиосигнала существенно увеличивается. 6. Для практических целей предлагается использовать алгоритм обработки кардиосигнала на интервалах ST, ТР;, PQ, полученный для случая бесконечного дрейфа изоэлектрической линии. Это, во-первых, гарантирует работоспособность алгоритма в условиях аномальных вариаций дрейфа, во-вторых, такая ситуация близка к реальной, так как дрейф изоэлектрической линии обычно превосходит собственные шумы аппаратуры и миографическую помеху более, чем на порядок. 7. Исследована зависимость вероятности выдачи сигнала тревоги алгоритмами от уровня ишемизащш миокарда. Установлено наличие зоны интенсивного роста этой вероятности в области критической ишемизации миокарда. Предлагается ширину зоны между фиксированными нижнем и верхнем уровнями вероятности использовать как меру эффективности алгоритмов.
Алгоритмы обработки кардиосигнала и выработки сигнала тревоги пациенту при ненулевом дрейфе изоэлектрической линии
Предварительно, методами главы 2 на основе суточных холтеровских мониторограмм или нагрузочных проб пациента под непосредственным контролем врача исследователя определяются индивидуальные массивы данных для пациента о структуре и параметрах его кардиосигнала, включающие в себя: 1. Индивидуальное значение коэффициента пропорциональности в формуле Базетта (2.1). 2. Индивидуальные параметры наклона и смещения зависимостей длительности зубцов и интервалов от ЧСС в формуле (2.2) 3. Параметры, определяющие наклон сегмента ST, и число кардиокомплексов Мв скользящем окне. 4. Порог ишемизации В для конкретного пациента. Синхронизация работы устройства осуществляется следующим образом. На первом этапе из реализации кардиосигнала выделяются R зубцы. Характерным признаком R зубца является высокая амплитуда, высокая крутизна наклона. На основе этих признаков известными методами производится выделения R зубца и далее устанавливается временное положение его максимума. Положение максимума R зубца принимается за опорную точку времени в текущем кардиокомплексе, по отношению к которой далее рассчитывается временное положение интервала ST текущего кардиокомплекса. Для этого вычисляется временной интервал между положениями максимумов R зубцов текущего и предыдущего кардиокомплекса. На основании значения этого интервала и индивидуальных зависимостей параметров кардиосигнала по формулам (2.1), (2.2) производится расчет временного положения сегмента ST в текущем кардиокомплексе. Эти данные используются для считывания и последующей обработки кардиосигнала на сегменте ST, а также для расчета порога С(т).
Считанные сигналы записываются в буферную память, где хранятся предыдущие М фрагментов кардиосигнала (М интервалов ST). Записываемому сигналу (фрагменту ST) присваивается номер М, номера всех других сигналов уменьшаются на единицу, сигнал с номером 1 исключается из буферной памяти. Таким образом, формируется кардиосигнал «в целом» на интервале длительности М последних кардиокомплексов на сегменте ST (рис.4.3). Для корреляционной обработки последних Ы сегментов ST кардиосигнала формируется опорный сигнал (рис. 4.3). Исходными данными для его формирования служат вектор длительностей М последних интервалов R-R - т, положения максимумов R зубцов, а также исходные величины В и к.
Длительность интервала R-R текущего кардиокомплекса используется для расчета порогового значения С(т). В текущем кардиокомплексе по величинам г.. и установленным на этапе предварительного обследования В, к рассчитываются по формулам из табл. 3.5 коэффициенты ри, ра определяющие прогнозируемую энергию разностного сигнала. Значение этой энергии сохраняется в буферной памяти под номером М. Номера остальных величин, хранящихся в буферной памяти, уменьшаются на единицу. Далее на основании этой энергии из соотношения (4.22) по заданной врачом допустимой величине вероятности ложной тревоги рассчитывается порог С(т).
Таким образом, порог адаптируется не только к наблюдаемой реализации вектора г, но и к индивидуальным параметрам, установленным на этапе предварительного обследования. Этим обеспечивается полное использование всей доступной информации для работы устройства. Таким образом, осуществляется необходимая подготовка исходных данных для реализации оптимальной решающей функции при работе устройства в режиме «скользящее окно». Решающая функция T(y(t)) обязана формировать корреляционную функцию входной реализации с опорным сигналом. Опорный сигнал синтезируется на основе уровня смещения - В сегмента ST, угла наклона - к сегмента ST, определенных на этапе предварительного обследования, и вектора длительностей — f сегментов ST в наблюдаемой реализации, и представляет собой разность сигналов критической и докритической ишемизации. В свою очередь, сигнал фазы роста сегмента ST и критической фазы представляют собой зубцы с линейно возрастающей амплитудой, разность этих сигналов - сигнал с постоянной амплитудой (рис. 4.3). Решающая функция может быть реализована и иным образом, например, по схеме представленной, на рис.5.2. С помощью коррелятора-1, коррелятора-2 и весовых коэффициентов вычисляются значения векторов коэффициентов разложения кардиосигиала у ьУб2 Для последовательности из М последних кардиокомплексов. Значение порога вычисляется описанным ранее способом.
