Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Анализ методов и технических средств измерения параметров ритма сердца в системах мониторинга и управления состоянием организма человека 9
1.1. Системы фетального мониторинга и управления состоянием организма 9
1.2. Методы формирования диагностических показателей, использующие измерение параметров ритма сердца 17
1.3. Методы построения измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца 24
1.4. Выводы 39
ГЛАВА 2. Моделирование процессов формирования электрокардиосигнала в многоканальных измерительных преобразователях биоэлектрической активности сердца плода 40
2.1. Формирование потенциалов на поверхности тела, обусловленных биоэлектрической активностью сердца 40
2.2. Дипольная модель формирования желудочкового комплекса ЭКГ 50
2.3. Исследование би-дипольной модели электрических генераторов сердца в условиях фетальных измерений 58
2.4. Формирование ЭКС в многоканальных измерительных преобразователях биоэлектрической активности сердца в условиях фетальных измерений 80
2.5. Выводы 83
ГЛАВА 3. Исследование погрешностей средств измерения параметров ритма сердца плода 85
3.1. Критерии точности измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца плода 86
3.2. Средства обнаружения опорных точек ЭКС 100
3.3. Исследование погрешностей устройств выделения электрокардиосигнала плода 111
3.4. Выводы 122
ГЛАВА 4. Исследование и разработка многоканальных измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца 123
4.1. Исследование аппаратной реализации компенсационного способа сжатия ДДА ЭКС в многоканальных измерительных преобразователях биоэлектрической активности сердца плода 124
4.2. Аппаратная реализация многоканальных измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца плода 143
4.3 Практическая реализация и клиническое использование многоканальных измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца в составе системы фетального мониторинга и управления 146
4.4 Выводы 164
Заключение 166
Литература
- Методы формирования диагностических показателей, использующие измерение параметров ритма сердца
- Дипольная модель формирования желудочкового комплекса ЭКГ
- Средства обнаружения опорных точек ЭКС
- Практическая реализация и клиническое использование многоканальных измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца в составе системы фетального мониторинга и управления
Введение к работе
Актуальность темы. Важным направлением в совершенствовании систем управления состоянием организма человека является разработка измерительных преобразователей (ИП) физиологической информации, позволяющих получить данные о текущем состоянии организма. При построении ИП физиологической информации широко используются параметры биоэлектрической активности сердца человека для оценки состояния организма и формирования управляющих воздействий, направленных на изменение состояния. Рассмотрению данных вопросов посвящены работы В.М.Ахутина, Р.М.Баевского, Е.П.Попечителева, А.П.Немирко, В.Г.Гусева, Л.И.Титомира, О.В.Баума, А.В.Калатара, Д.Б.Гезеловица, J.A.Crowe в которых показаны основные направления развития ИП для получения информации о хронотроп-ной структуре сердечного ритма и диагностических показателей состояния. Показатели сердечного ритма плода отражают активность процессов регуляции в вегетативной нервной системе и могут быть использованы для диагностики угрожающих состояний плода, в частности гипоксических состояний.
Управление состоянием организма во время беременности, когда предъявляются повышенные требования к оперативности и эффективности оценки состояния организма, требует построения ИП биоэлектрической активности сердца плода в период внутриутробного развития. Данная проблема не получила должного решения и настоящее время не производится аппаратуры для оценки и управления состоянием плода, основанной на регистрации биоэлектрической активности сердца во время беременности, хотя потребность в подобных средствах очень высока. Существующая аппаратура фетального мониторинга, основанная на ультразвуковых методах измерения параметров сердечного ритма плода не обладает достаточной точностью оценки параметров ритма сердца, в то же время обсуждается вопрос о безопасности ультразвукового исследования для плода на ранних этапах его развития.
Разработка и внедрение ИП биоэлектрической активности сердца плода сдерживается отсутствием теоретической базы формирования сигналов в условиях фетальных измерений. Кроме того, необходимо повышение точности измерения параметров хронотропнои структуры сердечного ритма плода в условиях фетальных измерений, когда в регистрируемом электрокардиосиг-нале (ЭКС) присутствует составляющая обусловленная биоэлектрической активностью сердца женщины.
В этом плане разработка новых ИП, позволяющих снизить погрешности измерения параметров сердечного ритма, и исследование их характеристик является актуальной задачей, эффективное решение которой позволит существенно улучшить диагностику внутриутробного плода и управление его состоянием.
Цель и задачи работы. Целью данной работы является с создание многоканального измерительного преобразователя хронотропных параметров биоэлектрической активности сердца плода, обладающего заданными метрологическими характеристиками, позволяющего повысить оперативность и эффективность диагностики и управления состоянием плода во время беременности.
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:
Провести анализ известных методов и технических средств построения измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца систем управления состоянием организма в условиях фетальных измерений.
Разработать модели электрических генераторов сердца и модели измерительного преобразователя хронотропных параметров биоэлектрической активности сердца в условиях фетальных измерений, учитывающих ана-томо-физиологические особенности организма.
Разработать требования к величине погрешностей измерительных преобразователей хронотропных параметров биоэлектрической активности сердца.
Разработать многоканальный измерительный преобразователь хронотроп-ньгх параметров биоэлектрической активности сердца плода, удовлетворяющий критериям точности диагностики состояния.
Исследовать погрешности измерительных преобразователей хронотроп-ных параметров биоэлектрической активности сердца.
Провести клиническую апробацию экспериментального образца многоканального измерительного преобразователя биоэлектрической активности сердца плода в составе системы управления состоянием организма.
Научная новизна проведенной работы состоит в следующем:
Создана математическая модель биоэлектрической активности сердца в виде би-дипольного эквивалентного электрического генератора, в которой желудочковая активность сердца описывается с помощью изменения во времени пространственного положения векторов дипольных моментов по кривой, имеющей форму кардиоиды с точкой возврата, расположенной в точке, соответствующей электрическому центру сердца.
Предложен новый способ формирования электрокардиосигнала и построения входных цепей измерительного преобразователя биоэлектрической активности сердца плода, обеспечивающий снижение погрешностей измерительных преобразователей за счет уменьшения динамического диапазона электрокардиосигнала.
Предложена методика автоматической коррекции усиления в многоканальном измерительном преобразователе биоэлектрической активности сердца плода, обеспечивающая автоматическую компенсацию амплитудных помех.
Практическую ценность работы представляют:
Схема многоканального измерительного преобразователя с автоматической компенсацией амплитудных помех.
Методика оценки погрешностей измерительного преобразователя биоэлектрической активности сердца.
Методы автоматической регулировки значения коэффициента передачи в
8 формирователе напряжений электрокардиосигнала многоканального измерительного преобразователя биоэлектрической активности сердца плода.
Методы амплитудно-временного порогового обнаружения опорных точек электрокардиосигнала плода.
Программное обеспечение обработки сигналов измерительного преобразователя и интерфейс пользователя в системе мониторинга и управления состоянием организма.
Методы исследования. При решении поставленных задач использовался математический аппарат теории вероятностей и математической статистики, интегрального и дифференциального исчисления, применялось имитационное моделирование на ЭВМ.
Структура и объем работы. Диссертационная работа состоит из введения, четырех глав, заключения, библиографического списка из 138 наименований. Диссертация содержит 185 страниц, в том числе 12 таблиц и 93 рисунка.
Методы формирования диагностических показателей, использующие измерение параметров ритма сердца
Анализ вариабельности сердечного ритма (ВСР) является современной и эффективной методикой диагностики состояния организма. Методы анализа ВСР применяются во многих областях медицины [19, 20, 21, 22, 23, 24, 25], в том числе для определения состояния плода [18, 26, 27, 28, 29, 30, 31, 32] и определения состояния новорожденного [33, 34, 35].
Известно, что при развитии гипоксии плода повышается централизация управления ритмом сердца плода и снижается действие автономного контура регулировки, нарастает напряжение регуляторных процессов с последующим их истощением. Ухудшение состояния плода сопровождается снижением ВСР [36]. В частности была установлена положительная зависимость степени гестоза и степени вегетативной дисфункции плода [36]. Применение вариационной пульсометрии для изучения стресса плода позволило выявить положительную корреляцию срока гестации и скорости реакции плода на симпа-тизацию организма женщины [37]. Была установлена высокая эффективность применения методов анализа ВСР при дифференцировании функционально близких патологий плода [38].
Истощение адаптационных механизмов плода проявляется в том, что плод хуже переносит обусловленный родами стресс. Исследование показателей структуры сердечного ритма у новорожденных выявило резкое возрастание симпатической активности в родах и быструю нормализацию состояния в течение часа для новорожденных без отклонений в развитии и более медленную - для новорожденных с патологией [33]. Применение методов анализа ВСР показало их высокую эффективность для оценки постнатальной адаптации новорожденных [34]. Была установлена высокая информативность спектральных методов анализа ВСР для оценки течения адаптации у новорожденных [35].
Методы анализа ВСР основаны на применении различных методик математической обработки к последовательности значений длительности КЦ с целью вычисления показателей ВСР, отражающих степень напряженности регуляторних механизмов ВНС организма плода [39].
Представление о ВСР формируется исходя из результатов влияния на сердечно-сосудистую систему многочисленных нервных и гуморальных ре-гуляторных механизмов. Анализ ВСР является методом оценки состояния механизмов регуляции физиологических функций в организме, в частности, общей активности механизмов нейрогуморальной регуляции сердца, соотношения между активностью симпатического и парасимпатического отделов ВНС [40]. Сердечно-сосудистая система в этом случае выступает в роли индикатора состояния организма [41].
Основной чертой методов анализа ВСР является неспецифичность к нозологическим формам патологии и высокая чувствительность к различным внутренним и внешним воздействиям [41].
Наибольшее распространение для диагностики состояния плода получили статистические, геометрические (вариационная пульсометрия) [36] и спек тральные методы анализа ВСР [6, 18, 42]. Кроме того, для этих целей применяются методы фрактального анализа ВСР [31]и методы нелинейной динамики анализа ВСР [6].
Статистические диагностические показатели ВСР SDNN (стандартное отклонение длительностей КЦ) - квадратный корень дисперсии значений длительности КЦ. Так как величина под корнем эквивалентна общей мощности в спектральном анализе, то SDNN отражает все циклические компоненты вариабельности сердечного ритма [40]: (ж,.-м02 SDNN = (1.1) где: NN( - значение длительности і-го КЦ; NNm - среднее значение длительности КЦ; N- размер выборки КЦ; RMSSD, (мс) — квадратный корень суммы квадратов разностей значений длительности последовательных КЦ. LW-1 RMSSD - їМ=! — , (1.2) где: NNj - значение і-го КЦ; N- число КЦ. NN50 — количество значений длительности КЦ, отличающихся от соседних более чем на 50 мс. ЛГ-1 !-1 NN50 = 5[(Щ+1 -NNi) 50] (1.3) pNN50, (%) — отношение NN50 к общему числу КЦ. NN50 N CVr, % - коэффициент вариабельности сердечного ритма, (1.4) CVr=SDNN_m% (L5) NNm v Показатели RMSSD, NN50, pNN50 применяются для оценки коротковолновых колебаний и коррелируют между собой. Геометрические диагностические показатели ВСР
Последовательность значений длительности КЦ может быть преобразована в геометрическую структуру, например распределение плотности длительностей КЦ (рис. 1.6) или гистограмму распределения длительностей КЦ.
Далее возможны три подхода: основные параметры геометрической структуры преобразуются в диагностические показатели ВСР; создается модель, для чего геометрическая структура интерполируется математической функцией, параметры которой принимаются за диагностические показатели ВСР; классифицируется форма кривой распределения плотности длительностей КЦ.
В большинстве случаев для сглаживания кривой плотности распределения последовательность значений длительности КЦ преобразуется к дискретной шкале с частотой дискретизации 128 Гц. В этом случае можно говорить о гистограмме распределения значений длительности КЦ с интервалом группирования 8 мс.
Дипольная модель формирования желудочкового комплекса ЭКГ
Наиболее простой и результативной моделью, на которой основывается современная электрокардиографическая диагностика, является разработанное
Эйнтховеном в 1913 году представление сердца в виде одного диполя, расположенного в центре равностороннего треугольника, вершинами которого являются: правая рука, левая рука и левая нога с установленными там электродами. В данной модели диполь находится изотропной проводящей среде и меняет модуль и направление вектора дипольного момента [88, 89, 90]. К преимуществам дипольной модели относятся простота реализации и визуализации.
С целью различать активность различных частей сердца были предложены многодипольные модели сердца, в которых сердце разделяется на несколько сегментов, и каждый сегмент представляется отдельным дипольным генератором, располагающимся примерно в центре сегмента [73]. В известных многодипольных моделях число диполей изменяется в широких пределах от девяти до нескольких тысяч диполей.
В многодипольных моделях дипольные источники тока обычно распределяются равномерно в стенке желудочков сердца и межжелудочковой перегородке. Для обеспечения устойчивости, то есть получения правильного решения обратной задачи в условиях помех и шумов, на векторы дипольных моментов накладываются ограничения: направление векторов дипольного момента обычно фиксировано, а абсолютное значение дипольного момента не может принимать отрицательные значения и изменяется в некотором диапазоне [77, 75]. Известна 12-дипольная модель электрического генератора сердца, в которой ориентация диполей совпадает с направлением фронта волны возбуждения в миокарде, а модуль дипольного момента принимает два значения: нулевое, соответствующее невозбужденному состоянию, и единичное, в момент прихода фронта волны возбуждения [73].
Еще один подход к созданию мультидипольных моделей состоит в разработке реалистичных пространственных многодипольных моделей сердца, состоящих из нескольких тысяч диполей, расположенных в анизотропной среде [91, 92, 93]. В этом случае многодипольный электрический генератор сердца размещается внутри грудной клетки, имеющей сложную конфигурацию близкую к реальной, которая конструируется при помощи компьютерной томографии. Многодипольные модели электрического генератора сердца обеспечивают более высокую точность аппроксимации электрического поля сердца, и позволяют наиболее подробно описать процесс распространения волны возбуждения в миокарде.
Известно применение модели электрической активности сердца, представляющей двойной слой источников тока на поверхности электрически активного миокарда [78]. Данныя модель учитывает геометрию желудочков и проводящей системы Гиса-Пуркинье, скорость распространения волны деполяризации по миокарду и проводящей системе сердца, форму трансмембранных потенциалов действия на эпикарде и эндокарде желудочков.
Еще одним подходом к формированию электрических потенциалов, образованных на поверхности тела человека в результате биоэлектрической активности сердца, является мультипольное разложение электрического поля [94]. При этом количественными параметрами генератора являются мульти-польные компоненты, а потенциал в проводнике вне генератора представляется в виде сходящегося ряда суммы произведений мультипольных компонент на постоянные коэффициенты [74]. Ряд начинается с трех членов первого порядка - дипольных (член нулевого порядка, или унипольный, в рассматриваемых условиях всегда равен нулю). Начиная с некоторого порядка, вклад дальнейших членов разложения в потенциал уменьшается по мере увеличения их порядка. Если начало координат находится в геометрическом центре сердца, то доминирующую роль играют дипольные члены. На протяжении QRS комплекса одиночный диполь обуславливает 77% распределения поверхностного потенциала, тогда как диполь и квадруполь, вместе взятые, обуславливаю 86%, этого распределения [73].
Средства обнаружения опорных точек ЭКС
Обнаружитель опорных точек ЭКС формирует импульсный сигнал, положение фронта которого соответствует положению опорной точки во времени. Обнаружению опорных точек обычно предшествует их выделение на фоне помех и шумов. В результате выделения опорных точек формируется функция, положение максимумов которой соответствуют положению опорных точек во времени. Наиболее распространенным методом выделения выбранных опорных точек КЦ является линейная частотная фильтрации ЭКС [113,114,115].
В большинстве обнаружителей опорных точек КЦ, предназначенных для измерения длительности КЦ, производится обнаружение опорных точек R-зубца (начала, вершины или фронта R-зубца), однако в качестве опорных точек могут выступать начало или окончание Т-Р сегмента [116]. Известны методы выделения Т-Р сегмента основанные на поиске фрагмента ЭКГ, характеризующегося минимальной энергией [117, 118]. Для этого по ЭКС перемещается окно, размер которого меньше Т-Р сегмента, но больше оставшейся части КЦ, и производится вычисление энергии ЭКС при каждом положении окна. Значение энергии в течение Т-Р сегмента минимально и характеризует энергию помехи. Мощность помехи, определяемая как отношение энергии помехи к числу отсчетов в окне и равная среднеквадратичному отклонению, используется для формирования порога. Т-Р сегмент считается обнаруженным, если мощность сигнала не превышает порогового значения.
Задачи обнаружения опорных точек ЭКС плода осложнены присутствующим ЭКС женщины, так как характеристики опорных точек ЭКС женщины и плода близки и опорные точки ЭКС женщины могут ошибочно приниматься за опорные точки ЭКС плода. Данное обстоятельство ограничивает возможности выбора опорных точек ЭКС, которые можно использовать для измерения длительности КЦ плода, и из перечисленных опорных точек ЭКС целесообразно выбирать вершины R-зубцов, которые наиболее различимы на фоне R-зубцов женщины, помех и шумов.
Задача выделения опорных точек КЦ может рассматриваться как задача оптимального выделения сигнала в условиях помех, спектральная плотность энергии которых неравномерна. Один из подходов к оптимальному выделению сигнала в условиях цветных помех вытекает из общей формулы «фильтра Винера», которая определяет частотную характеристику наилучшего выделяющего фильтра: ФМ= Fc(w) Fc(w) + Fn(w) 0.17 где: Fc(w) - спектральная плотность энергии сигнала; Fn(w)- спектральная плотность энергии помехи.
В основе линейной частотной фильтрации фетального ЭКС лежат различия между спектральной плотности мощности фрагментов ЭКС, содержащих R-зубцы женщины, и спектральной плотности мощности фрагментов ЭКС, содержащих R-зубцы плода: основная спектральная мощность фрагментов ЭКС, содержащих R-зубцы женщины, сосредоточена в интервале от 2 до 20 Гц [119], при этом максимум спектральной плотности мощности находится в районе 15 Гц [120], в то время как частотный диапазон фрагментов ЭКС, содержащих R-зубцы плода, начинается с 20 Гц [121].
Известны методы построения устройств выделения опорных точек КЦ, основанные на вычислении корреляционной функции анализируемого ЭКС и образа фрагмента сигнала в окрестности выделяемой опорной точки [101]: В(т)= jx(t)X(t-r)dt (3.18) -со и функции правдоподобия [122]: со , . Ф(0= \{x(t)-X(t))dt (3.19) где: x(t) - анализируемый ЭКС; X(t) - образ выделяемого сигнала, формируемый исходя из априорных данных о выделяемой опорной точке или получаемый в результате усреднения выделенных ранее фрагментов ЭКС.
Наибольшее препятствие обнаружению R-зубцов плода представляют R-зубцы женщины, амплитуда которых в абдоминальном отведении может быть соизмеримой с амплитудой R-зубцов плода или даже превышать амплитуду R-зубцов плода. R-зубцы женщины могут ошибочно приниматься за R-зубцы плода, вызывая ложное срабатывание обнаружителя. Эффективность обнаружения R-зубцов плода зависит от соотношения амплитуд R-зубцов женщины и плода. Таким образом, обнаружению R-зубцов плода должна предшествовать минимизация ДЦА ЭКС.
Один из методов уменьшения ДЦА ЭКС, основанный на выборе эффективного отведения, был описан во второй главе. Уменьшение ДЦА ЭКС возможно также посредством вычитания из регистрируемого сигнала усредненных QRS-комплексов женщины [123, 124, 8]. Для этого посредством линейной частотной фильтрации производится выделение R-зубцов женщины и последующее пороговое обнаружение R-зубцов женщины. Затем вычисляются усредненные R-зубцы женщины, формируется сигнал, содержащий усредненные R-зубцы женщины, совмещенные по времени с положением обнаруженных R-зубцов, и производится вычитание сформированного сигнала из регистрируемого ЭКС.
Практическая реализация и клиническое использование многоканальных измерительных преобразователей биоэлектрической активности сердца в составе системы фетального мониторинга и управления
Практические испытания образца ИП показали, что первый период работы устройства, когда амплитуда ЭКС женщины не минимизирована, на выходе ДУЗ имеется большой ДДА ЭКС, вследствие чего происходит выход в насыщение УІШ1 [99]. Это затрудняет определение полярности ЭКС женщины на выходе УПН1, необходимое для регулировки коэффициента передачи Д1. Для предотвращения выхода насыщение УПН1 на его входе можно установить делитель напряжения с цифровым управлением Д2 (рис.4.23).
Характеристики входных каскадов ИП в значительной степени определяются амплитудой помех и шумов, искажающих полезный сигнал, поэтому к элементной базе входных каскадов предъявляются наиболее жесткие требования: высокое входное сопротивление, большой коэффициент ослабления синфазной помехи, малый уровень шумов, большой динамический диапазон сигналов. В качестве буферных усилителей были использованы операционные усилители ОРА134 фирмы Burr-Brown, амплитуда шумов которых составляет 1,2 мкВ в диапазоне частот от 20Гц до 20кГц, а в качестве дифференциальных усилителей применены инструментальные усилители AD620 фирмы Analog Device, которые специально разработаны для применения в устройствах регистрации биопотенциалов [136]. Аналого-цифровое преобра зование ЭКС в цифровую форму осуществляет микросхема МРС3202 производства компании Microchip, представляющая собой 12 разрядный 2-х канальный АЦП с последовательным интерфейсом. В качестве делителей напряжения использованы двухканальные цифровые потенциометры AD8402 производства фирмы Analog Device.
Управление формирователем напряжений ЭКС ИП, а также цифровую обработку сигналов осуществляет однокристальный микроконтроллер АТ-megal28 производства компании Atmel, тактовая частота которого составляет 16 МГц. Взаимодействие микроконтроллера с диагностическим блоком осуществляется через последовательный интерфейс (RS-232) со скоростью 115200кб/сек, посредством которого МК производит отправку значений длительности КЦ в диагностический блок.
Программа микроконтроллера написана на языке Assembler, и содержит основную процедуру, процедуру обработки прерывания по переполнению таймера и процедуру обработки прерывания приемо/передатчика по получению данных от диагностического блока.
Блок-схема основной процедуры МК приведена на рис. 4.24. На первом этапе ее работы производится настройка режима работы МК, включающая инициализацию стека, задание служебных переменных, настройку прерываний, инициализация портов ввода/вывода, настройка приемопередатчика, инициализация оперативной памяти, выделяемой под буфер, запись начальных значений в регистры цифровых потенциометров (ki=128, k.2=l). Кроме того, при запуске, а также в процессе работы производятся следующие действия: осуществляется проверка работоспособности ИП, проверяется качество наложения электродов, посредством измерения амплитуды помехи, производится проверка канала связи с диагностическим блоком.
Первое условие основной процедуры предназначено для осуществления проверки наличия неотправленных данных, которая состоит в проверке состояния флага SF. Флаг SF устанавливается при получении очередного значения длительности КЦ, и обнуляется после отправки последнего значения длительности КЦ. Второе условие основной процедуры заключается в проверке наличия необработанного запроса на передачу данных, посредством проверки флага STR0 регистра состояния STR. Данный флаг устанавливается при получении запроса на передачу данных от ПК и обнуляется после отправки очередного значения длительности КЦ. После передачи очередного значения в ПК указатель на данные, ожидающие отправки, инкрементирует-ся.
Процедура обработки прерывания по переполнению таймера. Процедура обработки прерывания по переполнению таймера вызывается с частотой 1000 Гц и осуществляет следующие действия: опрос АЦП, регулировка коэффициента передачи делителей напряжения Д1 и Д2, фильтрацию сигналов, выделение R-зубцов женщины и плода, измерение длительности RR-интервалов плода. Частота вызовов данной процедуры задается путем установки начального значения регистра таймера в начале процедуры
