Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Состояние вопроса и постановка задач исследования 13
1.1 Риски и факторы внезапной сердечной смерти 14
1.2 Способы диагностики опасных для жизни состояний сердца
1.2.1 Диагностика травматического шока методом фотоплетизмографии 16
1.2.2 Диагностика инфаркта миокарда методом электрокардиографии 21
1.3 Особенности регистрации и обработки ЭКС в условиях свободной двигательной активности 24
1.4.Современные средства регистрации и обработки ЭКС в условиях свободной
двигательной активности 25
1.4.1 Поли-спектр-радио-1 25
1.4.2 «Астрокард-телеметрия» 3g 27
1.4.3 AliveCor s Heart Monitor 29
1.4.4 Metria wearable sensor 30
1.4.5 eMotionECG Mobile 32
1.4.6 Мобильный многофункциональный аппаратно-программный комплекс длительного кардиомониторирования и эргометрии 34
1.4.7 Анализ современных средств регистрации и обработки ЭКС в условиях свободной двигательной активности 35
1.5 Выводы по разделу и постановка задач исследования 38
ГЛАВА 2. Система и алгоритмы регистрации и обработки экс в условиях свободной двигательной активности
2.1. Алгоритм регистрации и обработки ЭКС в условиях свободной
двигательной активности 40
2.2 Алгоритм фильтрации помех в ЭКС в условиях свободной двигательной активности 46
2.3 Алгоритм выделения начала реполяризации желудочков 53
2.4 Алгоритм диагностики травматического шока в условиях свободной двигательной активности 58
2.5. Выводы по разделу 62
ГЛАВА 3. Исследование алгоритмов обработки электрокар диосигнала в условиях свободной двигательной активности 64
3.1. Исследование алгоритмов выбора параметров настройки в портативных
устройствах регистрации ЭКС 64
3.2 Анализ способа выделения начала реполяризации желудочков 76
3.3 Анализ алгоритма регистрации и обработки электрокардиосигнала в условиях свободной двигательной активности 81
3.4 Выводы по разделу 88
ГЛАВА 4. Реализация портативной системы кардиодиагностики 89
4.1 Разработка портативной системы кардиодиагностики 89
4.1.1 Разработка структурной и функциональной схем портативной системы кардиодиагностики 89
4.1.2 Разработка аппаратного обеспечения портативной системы кардиодиагностики 95
4.1.3 Разработка программного обеспечения портативной системы кардиодиагностики 109
4.2 Результаты испытания портативной системы кардиодиагностики 111
4.3 Выводы по разделу 113
Основные результаты 115
Список литературы
- Диагностика травматического шока методом фотоплетизмографии
- Мобильный многофункциональный аппаратно-программный комплекс длительного кардиомониторирования и эргометрии
- Алгоритм выделения начала реполяризации желудочков
- Анализ алгоритма регистрации и обработки электрокардиосигнала в условиях свободной двигательной активности
Диагностика травматического шока методом фотоплетизмографии
На сегодняшний день электрокардиография остается одним из основных неинвазивных методов исследования сердца и диагностики заболеваний сердца. Впервые она была использована в диагностических целях. В. Эйнтховеном (W. Einthoven) в 1906г. Он же впервые ввел обозначения для зубцов ЭКГ, используя взятые подряд буквы латинского алфавита: Р, Q, R, S, Т, U [39]. Классическими трудами по электрокардиографии являются [9,12], в них подробно изложены теоретические основы электрокардиографии и принципы анализа электрокардиограммы.
Сердечный цикл представляет собой многократно повторяющуюся последовательность возбуждения предсердий и желудочков, или деполяризации, и их расслабления, реполяризации. Реполяризация желудочков сердца является процессом угасания возбуждения и восстановления исходного состояния миокардиоцитов желудочков. Процессы реполяризации желудочков сердца регистрируются на ЭКГ отрезком ST и зубцом 7" [10].
Начало реполяризации желудочков, известное также как точка J, соответствует окончанию 2ДО-комплекса и началу сегмента ST. Точка J имеет важное диагностическое значение. Величина отклонения точки J от изолинии и морфологические изменения сегмента ST являются диагностическими признаками ишемии и инфаркта миокарда. В настоящее время наиболее распространены способы обнаружения точки J, основанные на выделении 2ДО-комплекса ЭКС. Схема способа изображена на рисунке 3.
Известные способы к выделению 2ДО-комплекса основаны на сравнение отсчетов дискретизированного ЭКС с пороговым уровнем и выделением R-R [32]. В выделенном кардиоцикле вычисляют значения производной г отсчетов электрокардиосигнала, выделяют интервал значений производной электрокардиосигнала, принадлежащих 2ДО-комплексу электрокардиосигнала. Начало и окончание выделенного интервала значений производной электрокардиосигнала являются началом и окончанием 2ДО-комплекса электрокардиосигнала.
Недостатком данного способа является недостоверное выделение QRS-комплексов, обусловленное ненадежным выделением і?-зубцов, поскольку суммирование значений дискретных отчетов ЭКС и дополнительная полосовая фильтрация ЭКС не обеспечивают требуемого уровня надежности выделения R-зубцов. На рисунке 4 представлен ЭКС в стандартных отведениях (использован ЭКС предоставленный Интернет сайтом Немецкого Государственного Метрологического института [59]), содержащий артефактные всплески, присутствие которых в сигнале привело к неверному выделению і?-зубцов известным способом выделения начала кардиоцикла.
Анализ рисунка 4 показывает, что в известном способе выделения начала кардиоцикла не всегда возможно правильное выделение каждого і?-зубца. После предварительной фильтрации ЭКС в сигнале могут оставаться как низкочастотные, так и высокочастотные компоненты, искажающие полезный сигнал. В основе известного способа выделения начала кардиоцикла лежит частотно-временной анализ ЭКС. Высокочастотные составляющие сигнала дают высокие значения его производной. При этом производная участка сигнала, содержащего артефактные всплески, имеет сверхвысокие значения даже в сравнении с производной участка 2ДО-комплекса. Определение характерных точек кардиосигнала - необходимое условие автоматического анализа временных параметров ЭКС. Без определения местоположения точки J бессмысленно говорить о достоверном выделении QRS-комплекса (так как она является его окончанием) и анализе 5Т-сегмента. Отклонение точки J от изолинии, смещение ST-сегмента, элевация и депрессия ST-сегмента диагностируют ишемию миокарда и инфаркт. Даже незначительные отклонения точки J от изолинии на 1 -2мм, которые обычно рассматриваются как вариант нормы, в совокупности с анамнезом могут быть классифицированы как признаки ишемии. А значит, необходимо предоставить возможность автоматического определения даже небольших отклонений местоположения точки J и морфологии 5Т-сегмента.
Таким образом, можно сделать вывод, что в известном способе не осуществляется надежное выделение і?-зубцов, а также отсутствует возможность определения точки ,/,что является существенным недостатком.
Длительное время регистрации сказывается на качестве сигнала, поэтому актуальным вопросом является выбор электродов, а также проверка наличия контакта с кожей. При движении человека образуется множественное число помех, в том числе наводки от активности мышц, которые лежат в том же участке спектра, что и ЭКС. Кроме того, длительная регистрация приводит к появлению напряжения поляризации на переходе «кожа-электрод», что добавляет сложностей при обработке ЭКС.
Для регистрации ЭКС в условиях С ДА используется от одного до 12 отведений. Самым распространенным подобным способом регистрации является холтеровское мониторирование. Наиболее распространены 2-ух и 3-ех канальные регистраторы. В условиях СДА нередко используют дополнительные отведения с целью диагностики инфаркта миокарда, признаки которого в обычно применяемых стандартных и грудных отведениях не выявляются. Чаще других пользуются отведениями по Нэбу, реже — по Арриги и ортогональными отведениями [50]. При регистрации ЭКГ по Небу осуществляется запись трех двухполюсных отведений, получивших буквенную маркировку - D (Dorsalis), А (Anterior) и / (Inferior). Указанные отведения позволяют зафиксировать такие изменения в миокарде, которые практически не отображаются при стандартной электрокардиографии.
Для помехоустойчивой регистрации и обработки ЭКС в условиях СДА требуется применение специальных алгоритмов, направленных на устранение помех и выделение наибольшего количества информативных параметров.
Одним из известных отечественных систем регистрации и передачи физиологических параметров по радиоканалу является система «Поли-Спектр Радио» компании «Нейрософт» [55]. Система предназначена для регистрации и передачи по радиоканалу на частоте 900 МГц физиологических сигналов (ЭКГ и ритма дыхания) от человека или животного. Регистрируемые сигналы отображаются в режиме реального времени на экране персонального компьютера, находящегося на удалении до 300 метров от передатчика, и сохраняются в памяти передатчика и компьютера. Система позволяет проводить регистрацию сигналов одновременно от нескольких человек или животных. Наличие возможности сохранять передаваемый сигнал в памяти передатчика помогает избежать потери данных в случае нарушения радиообмена.
Мобильный многофункциональный аппаратно-программный комплекс длительного кардиомониторирования и эргометрии
Ранговые процедуры достаточно просто реализуются современными цифровыми устройствами, так как ранги являются дискретными величинами, принимающими целочисленные значения [15]. Поэтому для их вычисления требуются простейшие операции типа сравнения и суммирования [16].
Для устранения дрейфа изолинии можно использовать известные методы, основанные на поиске опорных точек. Например, способ, заключающийся в том, что в электрокардиосигнале в каждом цикле сердечных сокращений выделяются опорные точки на Pg-сегменте и через них проводятся аппроксимирующие полиномы (наиболее распространенной в настоящее время является сплайн-аппроксимация). Полученный сигнал вычитают из исходного сигнала [3]. Альтернативой может служить способ, заключающийся в выделении в каждом цикле сердечных сокращений на ZP-сегменте отсчетов ЭКС. Амплитуду каждого выделенного на 7Р-сегменте отсчета ЭКС запоминают до начала следующего отсчета. Полученный сигнал подают на вход фильтра нижних частот. Сигнал с выхода фильтра нижних частот вычитают из исходного сигнала смеси ЭКС с аддитивной помехой, который предварительно задерживают на время запаздывания фильтра нижних частот [37].
Предложенный алгоритм обработки ЭКС позволит устранять основные виды помех, проявляющиеся в условиях СДА. Применение ранговых алгоритмов для помехоустойчивой обработки ЭКС позволит повысить скорость вычислений, качество подавления помех и достоверность обнаружения QRS комплексов.
Автором предлагается новый алгоритм выделения 2ДО-комплекса ЭКС. 2ДО-комплекс ЭКС является важным диагностическим признаком инфаркта миокарда [10,18]. Предлагаемый алгоритм обеспечивает повышение достоверности выделения і?-зубцов и определение начала реполяризации желудочков сердца [33]. Суть предлагаемого алгоритма заключается в определении интервала на ЭКГ правее зубца R, где абсолютная разница амплитуд его отсчетов ниже порогового уровня. Этот интервал является частью ST-сегмента, и его левая граница соответствует началу реполяризации желудочков сердца, или точке J. Трудность анализа ЭКС при наличии артефактов устраняется путем введения операции сглаживания сигнала, позволяющей устранить влияние артефактных всплесков на формирование порогового уровня при обнулении незначащего сигнала.
В основе известного способа выделения начала кардиоцикла лежит вычисление производной сигнала ЭКС. Значения экстремумов производной ЭКС, соответствующих артефактным всплескам, могут значительно превосходить значения экстремумов, соответствующих і?-зубцам. В этом случае значения сигнала производной і?-зубцов могут оказаться ниже порогового уровня, который формируется относительно максимального значения экстремумов, и тогда і?-зубцьі не будут определены. Для подавления влияния нехарактерных для нормального ЭКС всплесков в предлагаемом способе выделения начала реполяризации желудочков сердца введена операция сглаживания сигнала, заключающаяся в усреднении амплитуд соседних отсчетов. Данный механизм позволяет исключить формирование сверхвысоких экстремумов при вычислении производной. Для подавления резких всплесков введена операция сглаживания. Она заключается в уменьшении разницы амплитудных характеристик соседних отсчетов. Для каждой пары следующих друг за другом отсчетов, до тех пор, пока не будет достигнут последний отсчет ЭКС, вычисляют величину смещения арифметическое текущего и следующего дискретных отсчетов 2 , вычисляют новое значение текущего отсчета как сумму среднего арифметического и величину смещения хп= М+ /л и вычисляют новое значение следующего отсчета как разность x„+\=M-ju, заменяют текущий отсчет следующим и, повторяют вычисления для следующей пары отсчетов до тех пор, пока не достигнут окончания зарегистрированного электрокардиосигнала.
После того, как і?-зубцьі найдены, начинается определение начала реполяризации желудочков сердца. Так как точка J является окончанием QRS -комплекса, интервал поиска можно локализовать относительно і?-зубца с помощью временных параметров эталонного ЭКС. Значение R-R интервала равно 0,75 - 1,00 секунды. Длительность комплекса QRS меньше или равно 0,1 секунды, при этом зубец R расположен приблизительно на середине комплекса QRS и R S = 0,03 - 0,05 с. Графическое представление интервалов кардиоцикла и положение точки J изображены на рисунке 16. ORST=0.26-0.42
Диагностировать травматический шок легче всего при визуальном осмотре человека, однако в условиях свободной двигательной активности и без помощи посторонних лиц это затруднительно. В таких случаях портативные мониторы жизненных показателей могут оказаться очень полезными. Основными показателями для диагностики могут служить ЭКГ, параметры гемодинамики, и артериальное давление. Диагностировать и классифицировать травматический шок можно либо по методу Вейля, либо по изменениям гемодинамики, в совокупности с ЭКГ. Для измерения артериального давления можно использовать суточные мониторы давления, либо использовать метод для косвенного определения параметров гемодинамики и определения давления через ЭКГ [36]. Другим вариантом определения основных параметров центральной гемодинамики в условиях свободной двигательной активности является метод совместной регистрации реограммы и ЭКГ [56].
Автором предлагается алгоритм диагностики травматического шока в условиях свободной двигательной активности на основе анализа ЭКС. Суть предлагаемого алгоритма диагностики травматического шока в условиях свободной двигательной активности на основе анализа ЭКС заключается в косвенной оценке основных параметров гемодинамики через параметры кардиосигнала [34].Схема алгоритма диагностики травматического шока в условиях свободной двигательной активности на основе анализа ЭКС показана на рисунке 18.
Алгоритм выделения начала реполяризации желудочков
Целью разработки является создание портативной системы кардиодиагностики в условиях свободной двигательной активности пациента. При этом устройство регистрации ЭКС закрепляется на теле пациента и передает сигнал по радиоканалу.
Ключевые требования, предъявляемые к устройству: малые размеры, низкое энергопотребление в совокупности с достаточной точностью регистрации ЭКС. Так же устройство регистрации ЭКС должно удовлетворять всем современным требованиям по безопасности и иметь защиту от разряда кардиостимулятора, который может привести к выходу из строя всего устройства.
Входные цепи аппарата должны усиливать довольно слабый сигнал в диапазоне напряжений 0,5 мВ - 5 мВ в сочетании с постоянной составляющей величиной до ±300 мВ, которая возникает при контакте электрода с кожей (в русскоязычной литературе это явление называется кожно-гальванической реакцией, (КГР), плюс синфазная составляющая величиной до 1,5 В между электродами и общим (земляным) проводом. Полоса частот, подлежащая обработке и анализу, составляет, в зависимости от вида исследования, от 0,5 Гц до 50 Гц - в устройствах мониторинга при интенсивной терапии, и до 1 кГц при исследовании водителей сердечного ритма (пейсмейкеров). Стандартный клинический аппарат ЭКГ работает с полосой час тот 0,05 - 100 Гц.
Типичная схема одноканального кардиоусилителя На рисунке видно 32, что в данной сигнальной цепочке все виды фильтрации сигнала осуществляются с помощью аналоговой техники, тогда как микропроцессор, микроконтроллер или процессор DSP используется только для целей коммуникации, управления и т. п. Таким образом, имеющийся вычислительный ресурс процессора не использован. Кроме того, сложные аналоговые фильтры могут оказаться весьма нежелательными с точки зрения неудобства их перестройки, а также занимаемого места на плате, высокой стоимости и энергопотребления.
Для устранения данных недостатков предлагается следующая схема. Сигнальная цепочка может быть значительно упрощена при использовании микроконтроллера, который позволяет заменить усилители, АЦП, фильтры и вычислительный блок одной интегральной микросхемой. Дополнительные преимущества заключаются в гибкости перестройки параметров фильтра и в изоляции цифрового интерфейса.
В последнее время на рынке появилось ряд интегральных микросхем, предназначенных специально для использования в ЭКГ и ЭЭГ устройствах. Данные микросхемы называются законченным аналоговым интерфейсом - analog front-end. Они отличаются высокой степенью интеграции, в них содержаться все необходимые усилители, мультиплексоры, АЦП, встроенные источники опорного напряжения и устройство контроля. Будет целесообразным использовать такую микросхему в разрабатываемом устройстве [28].
Для того чтобы избежать насыщения выхода, коэффициент усиления необходимо установить такой, чтобы размах выходного напряжения соответствовал максимальному, если на входе присутствует максимальное расчетное напряжение сигнала.
В схеме обратной связи, предназначенной для компенсации синфазного сигнала, необходим малопотребляющий, прецизионный операционный усилитель (ОУ) с чрезвычайно высоким коэффициентом ослабления синфазного сигнала. Эта схема подает на тело пациента напряжение, компенсирующее синфазную составляющую сигнала с целью устранить влияние синфазного сигнала.
Так же должны присутствовать цепи защиты от дефибриллирующих импульсов и токов утечки, обеспечивающие безопасность пациента в соответствии с требованиями стандарта AAMI (Association for the Advancement of Medical Instrumentation). Эти стандарты требуют, чтобы среднеквадратическое значение тока утечки на землю или тока в аварийном режиме не превышало 50 мкА[73].
Для фильтрации сигнала можно использовать как аналоговые фильтры, так и ресурсы микроконтроллера. Производительность современных микроконтроллеров достаточна для того чтобы полностью обрабатывать сложные сигналы не прибегая к аналоговой фильтрации. Однако такие микроконтроллеры относительно дороги и потребляют значительную мощность. Выходом из этой ситуации является совмещение аналоговой и цифровой фильтрации. В аналоговой части можно оставить легко реализуемые активные или пассивные фильтры, например, применить один фильтр верхних частот (ФВЧ). При этом исключается значительная часть вычислений в микроконтроллере. Сложные фильтры, требующие настройки и использования прецизионных элементов, можно реализовать программным методом. Такая схема позволяет значительно упростить реализацию и удешевить конструкцию. При этом монтажная площадь, занимаемая элементами, по сравнению со схемой без аналоговой обработки практически не увеличивается, так как современные дискретные элементы и аналоговые микросхемы очень миниатюрны, а уменьшение требуемой вычислительной мощности позволяет использовать небольшие маломощные микроконтроллеры.
Анализ алгоритма регистрации и обработки электрокардиосигнала в условиях свободной двигательной активности
Сборка способна выдерживать разряд до 15 кВ (4ый уровень по спецификации IEC 61000-4-2 ESD). При этом ток утечки всего 1 нА, при входной емкости 3 пФ [76]. Эти параметры делаю данную микросхему самой подходящей для использования в нашем устройстве.
Для ограничения входного тока необходимо использовать ограничивающие резисторы. Эти же резисторы защищают пациента от возможных больших токов утечки, которые согласно стандарту AAMI не должны превышать 10 мкА[73]. Выбираем типовое значение резисторов, использующихся в аналогичных приборах - 100 кОм.
Современный подход к проектированию портативных кардиоустройств предполагает использование законченных аналоговых интерфейсов- Analog Front-End, специализированных на ЭКГ функциях. Из имеющихся на данный момент в производстве интерфейсов был выбран чип ADS1292R [69], как наиболее подходящий для небольшого портативного устройства регистрации ЭКС. Данный чип позволяет регистрировать до двух ЭКГ отведений, а так же имеет возможность измерения частоты дыхания. Помимо этого в нем реализованы функции детектора обрыва электрода, программируемого коэффициента усиления. Компания Analog Devices также анонсировала микросхему аналоговой входной части для применения в ЭКГ и ЭЭГ. По функциональным возможностям она аналогична рассмотренной выше, но имеет 5-канальный АЦП и схему формирования защитного напряжения на экраны.
Существует так же ряд микросхем разных производителей, но они являются закрытыми разработками, и информации в открытом доступе по ним нет. В качестве примера можно привести компанию IMEC, которая занимается, в том числе, разработкой носимых медицинских устройств [68].
Остальные рассматриваемые системы: линейки ADS129x от Texas Instruments и ADASI000-х[60] от фирмы Analog Device, из-за их высокой стоимости были отклонены.
После выбора микросхемы Analog Front-End необходимо составить схему блока оцифровки сигнала и рассчитать основные элементы.
В первую очередь необходимо выбрать элементы в цепи питания микросхемы. Для этого воспользуемся рекомендациями производителя [69]. Данная микросхема использует раздельное питание для аналоговой и цифровой части. Для этого используются выводы AVDD и DVDD для подведения питающего напряжения и A VSS и DGND для нулевого потенциала. Аналоговая и цифровая «земля» должны соединяться только в одном месте, желательно около «минуса» источника питания. Кроме того необходимо использовать развязывающие конденсаторы для избавления от паразитных наводок. В нашем случае будет использоваться униполярное питание, поэтому схема питания будет выглядеть, как показано на рисунке 37.
Для развязки питания будем использовать керамические SMD конденсаторы 1 мкФ и 0,1 мкФ. Также микросхема предполагает наличие внешней емкости для работы внутреннего источника опорного напряжения. Для этого так же воспользуемся керамическими конденсаторами номиналами 0,1 мкФ и 10 мкФ. Для работы аналоговой части устройства необходимо наличие конденсаторов VCAP1 и VCAP2, их номинал выбирается в диапазоне 1..10 мкФ. Выбираем С7 = 1 мкФ, С8 = 22 мкФ.
Перейдем к расчету входных цепей. Так как интерфейс имеет встроенный фильтр от электромагнитных помех, дополнительных внешних компонентов не требуется. Но для функционирования детектора дыхания потребуется специальная схема. Для того чтобы модуляционный сигнал не влиял на сигнал ЭКС применяются фильтры. Частота модуляции составляет 32 кГц. Необходимы токоограничивающие резисторы для того, чтобы величина тока, подаваемого на тело пациента, не превышала 100 мкА. Зададимся максимальным теоретически возможным током 4 А, тогда величина резисторов определится по формуле:
Для того чтобы блокировать постоянную составляющую со стороны приема и со стороны передачи, применяются блокирующие конденсаторы. Производитель рекомендует использовать конденсаторы номиналом 2,2 нФ. Также, рекомендуется использовать дополнительные блокирующие конденсаторы на случай выхода из строя остальных. На входы приемника модулированного сигнала надо подать половину напряжения питания, для этого воспользуемся простейшим делителем. Номинал резисторов выберем максимальный из доступных типоразмера 0402 - 10 МОм. Получившаяся схема представлена на рисунке 37.
В основном на рынке представлены чипы двух фирм-производителей: Texas Instruments и Nordic Semiconductor. Первый производитель предоставляет больше возможностей в поддержку своего оборудования и компонентов, что позволяет сократить время разработки и использовать более гибкую настройку. Исходя из этих соображений, в качестве приемопередатчика целесообразно использовать систему на кристалле СС2540 [77].
Система на чипе позволяет использовать одну микросхему в качестве микроконтроллера и приемопередатчика, что существенно снижает стоимость и затраты на проектирование конечного устройства. Для использования в нашем проекте хорошо подходит готовый модуль BLE112 [62] фирмы Bluegiga на базе СС2540. Рассмотрим подробнее данный модуль.