Author: Барановский А.Л. Немирко А.П.
Tags: формы лекарственных средств медицинские материалы оборудование радиоаппаратура (радиоэлектронная аппаратура) медицина биотехнологии
ISBN: 5-256-00478-6
Year: 1993
Text
Барановский А.Л.
Немпрко А.П.
КАРДИОМОНИТОРЫ
аппаратура
непрерывного
коптролн
ЭКГ
"Радио п <вя?ь"
1993
ББК 32.844
К21
УДК 615.471
Авторы: А. Л. Барановский, А. Н. Калиниченко, Л. А. Манило,
А. П. Немирно, А. В. Смирнов, В. А. Шкебельский, Г. И. Шлемис
Рецензенты: Г. В. Гусаров, В. В. Павлов
Редакция литературы по электронике
Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля
К21 ЭКГ: Учеб, пособие для вуэов/А. Л. Барановский, А. Н. Ка-
линиченко, Л. А. Манило и др.; Под ред. А. Л. Барановского
и А. П. Немирно. — М.: Радио и связь, 1993. — 248 с.: ил.
ISBN 5-256-00478-6.
Рассмотрены вопросы разработки н эксплуатации кардиомониторов —
радиоэлектронных устройств, предназначенных для непрерывного автома-
тического контроля за состоянием сердечной деятельности кардиологи-
ческих больных по электрокардиосигналу. Описаны различные приборы,
комплексы и системы, нх технические решения, применяемые методы и
устройства обработки электрокардиосигнала, особенности эксплуатации
кардиомониторов в клинике. Особое внимание уделено цифровым кардио-
мониторам на микропроцессорах н их практической реализации.
Предназначена для студентов вузов, обучающихся по специальности
«Биотехнические и медицинские аппараты и системы».
к 4104000600-025
046(00’93
ББК 32.844
ISBtj 5-256-00478-6
© А. Л. Барановский, А. Н. Калиниченко,
Л. А. Манило и др., 1993
ПРЕДИСЛОВИЕ
Развитие специализированных отделений кардиологического
наблюдения и интенсивной терапии в структуре современных
больниц и клиник отражает тенденцию медицины к повышению
уровня автоматизации технологии лечения больных. Такие отделе-
ния, как правило, оснащены электронными приборами, комплекса-
ми и системами для автоматизированного длительного непрерыв-
ного контроля за состоянием тяжелобольных — медицинскими
мониторами. Наиболее часто применяемые из них — кардиомони-
торы. Они следят за электрической активностью сердца по Элек-
тр окардиосигналу, содержащему основную диагностическую ин-
формацию о состоянии сердечной деятельности. Применение кар-
диомониторов в несколько раз снижает риск внезапной смерти у
больных с инфарктом миокарда, существенно улучшает качество
диагностики и лечения кардиологических больных, облегчает ме-
дицинскому персоналу непрерывное наблюдение за их состоянием.
Особенности электрокардиосигнала и заключенной в нем ин-
формации определяют специфику технических решений, применяе-
мых в кардиомониторах- Эта специфика весьма существенна и
требует, вообще говоря, как активного участия кардиологов в
работе над созданием и совершенствованием кардиомониторов,
так и определенного биомедицинского «уровня» инженеров-разра-
ботчиков этих приборов. Кардиомониторы разрабатывают и про-
изводят многочисленные фирмы во всех промышленно развитых
странах, но, несмотря на большое распространение кардиомонито-
ров, литературы, посвященной этому классу медицинских прибо-
ров, практически не существует. Данная книга является попыткой
в какой-то мере восполнить этот пробел. Она предназначена в
первую очередь для студентов специальности «Биотехнические и
медицинские аппараты и системы», а также специалистов, зани-
мающихся разработкой и применением медицинских электронных
приборов и систем. Книга, несомненно, будет полезна также меди-
цинским работникам, участвующим в создании, клиническом освое-
нии и эксплуатации новой медицинской электронной аппаратуры.
3
В книге рассмотрен обширный комплекс вопросов, связанных с
разработкой и эксплуатацией кардиомониторов; в доступной фор-
ме приведены самые необходимые сведения по электрофизиологии
сердца и методу электрокардиографической диагностики, включая
вопросы регистрации динамических изменений электрокар диосиг-
яала. Далее рассмотрены вопросы автоматизации анализа ритма
сердца и его нарушений в кардиомониторах, медико-технические
требования к этому классу приборов, их виды и принципы постро-
ения. Большое внимание уделено различным электронным устрой-
ствам, входящим в состав кардиомониторов: усилителям электро-
кардиосигнала, радиотелеметрическим устройствам, выделителям
/?-зубца, преобразователям, электрокардиосигиала для пифровых
устройств, средствам отображения информации. Особое внимание
уделено микропроцессорным кардиомониторам, их техническому
и программному обеспечению. Отдельно рассмотрены алгоритмы
обработки электрокардиосигиала в цифровых кардиомониторах,
включающие анализ формы ЭКГ в реальном масштабе времени и
автоматическую диагностику сердечных аритмий. В заключитель-
ной части книги приведены данные по промышленным моделям
кардиомониторов и рассмотрены вопросы повышения эффективно-
сти их эксплуатации. Представленный материал в значительной
степени отражает собственный опыт авторов — разработчиков ме-
дицинской электронной аппаратуры и научных сотрудников
ЛЭТИ им. В. И. Ульянова (Ленина), накопленный в процессе мно-
голетней совместной работы в тесном творческом контакте с вра-
чами ленинградских клиник (В. А. Алмазовым, Е. А. Березным,
И. Е. Ганелиной, Э. В. Земцовскнм, Л. В. Чирейкиным н др.).
Книга состоит нз 5 глав. Они достаточно автономны, и это
позволяет рассматривать их отдельно либо в произвольной после-
довательности в зависимости от необходимости н подготовки чи-
тателя. Хотя далеко не все вопросы, касающиеся кардиомонито-
ров, подробно рассмотрены в книге, однако, по нашему мнению,
она может служить методическим н практическим руководством
по кардиомониторам и некоторым аналогичным приборам.
Критические замечания и пожелания читателей будут встрече-
ны с вниманием и благодарностью.
А. Барановский, А. Немарко
ВВЕДЕНИЕ
В любой больнице существует определенный контингент боль-
ных, находящихся в критической ситуации и требующих к себе
повышенного внимания с точки зрения оперативной диагностики,
лечения и ухода. Размещение таких больных в обычной палате, в
которой одна сестра, особенно в ночное время, обслуживает не-
сколько десятков больных, ведет к большому риску смертельного
исхода при внезапно возникшем осложнении. Выделение для ка-
ждого из таких больных отдельной сестры (сиделки) в обычной
палате практически неосуществимо и ненамного уменьшает этот
риск нз-за отсутствия непосредственно у постели больного прибо-
ров дли объективной оценки показателей жизнедеятельности н ап-
паратов для поддержания жнзнн в критических ситуациях (кардио-
стимуляторов, днфнбрилляторов, аппаратов искусственного дыха-
ния, вспомогательного кровообращения и др.). Для лечения таких
больных в последние 20—30 лет организуются специальные под-
разделения— блоки, отделения или палаты интенсивной терапии
и кардиологического наблюдения (за рубежом они носят названия
ICU — intensive care unit и CCU —cardiac саге unit). Эти блоки,
рассчитанные на 4—12 и более больных, оснащаются прикроват-
ной аппаратурой непрерывного длительного контроля за физиоло-
гическими параметрами организма: частотой сердечных сокраще-
ний (ЧСС), артериальным и венозным давлениями, частотой дыха-
ния, температурой тела н др. Такая аппаратура, построенная обыч-
но по блочному принципу, называется медицинской мониторной
системой. Отдельные электронные блоки нлн устройства — мони-
торы— осуществляют контроль за соответствующими параметра-
ми. Для повышения эффективности контроля прикроватные бло-
ки объединяются в единую систему, имеющую блок центрального
поста наблюдения. В этом случае она часто называется автомати-
зированной системой оперативного врачебного контроля (АСОВК)’.
Мониторные системы позволяют врачу без труда, как у постели
больного, так н на центральном посту, наблюдать изменения физи-
ологических параметров организма больного в критическом со-
стоянии. Они освобождают сестер и врачей от ручного измерения
этих параметров и рутинной работы по их обработке и документи-
5
роваиию, увеличивая тем самым чистое время на непосредствен-
ную работу с больным. Находясь на центральном посту, одна де-
журная сестра может эффективно следить за состоянием всех
больных блока. Этому способствует система тревожной сигнализа-
ции, которая включается в случае ухода какого-либо показателя
за допустимые пределы.
Сердце — жизненно важный орган человека. Ясно, насколько
необходимо постоянно следить за его работой у больных, находя-
щихся в критическом состоянии. Электрокардиограмма (ЭКГ) —
запись биопотенциалов работающего сердца, снимаемых с поверх-
ности тела, является одним из основных показателей сердечной де-
ятельности, поэтому во всех мониторных системах ведется наблю-
дение и контроль за электрическим сигналом ЭКГ—электрокар-
диоснгналом (ЭКС) с помощью специального прибора — кардио-
монитора (КМ). Кардиомонитор отображает ЭКГ на экране
электронно-лучевой трубки (ЭЛТ), обрабатывает ее, (вычисляет
частоту сердечных сокращений (ЧСС), анализирует особенности
сердечного ритма и обнаруживает появление аритмий, в случае не-
обходимости автоматически включает тревожную сигнализацию,
электрокардиограф. В блоках кардиологического наблюдения ЭКГ
часто является единственным показателем, за которым ведется
длительное непрерывное наблюдение с помощью КМ.
Особенно большое значение контроль ЭКГ имеет при автома-
тизированном наблюдении за состоянием больных в острой стадии
инфаркта миокарда, у которых часто развиваются опасные для жиз-
ни осложнения в начальный период болезни. По имеющимся данным
[1—7] более половины таких больных погибает от острых наруше-
ний ритма и проводимости сердца. Приблизительно у 2/3 этих
больных смерть вызывается фибрилляцией желудочков, а у 1/3 —
развитием блокады сердца и асистолии. Такая «электрическая»
смерть далеко не всегда связана с обширным некрозом миокарда,
поэтому в таких случаях своевременное применение методов элек-
трической дефибрилляции и кардиостимуляции и быстрое интен-
сивное лечение могут восстановить нормальный ритм. Опыт отде-
лений кардиологического наблюдения показал, что благодаря ран-
нему выявлению и активному лечению нарушений ритма у боль-
ных с острым инфарктом миокарда смертность этих больных мо-
жет быть снижена с 35 до 20% [3]. Главными предпосылками ус-
пешной деятельности специализированных отделений кардиологи-
ческого наблюдения является их оснащение кардиомониторами,
аппаратурой электрической дефибрилляции и временной электро-
стимуляции сердца, наличие врачебного и сестринского персонала,
умеющего компетентно проводить электрокардиографический конт-
роль, эффективно и быстро выполнять наружный массаж сердца,
искусственное дыхание, электр он мпульсное лечение и электрокар-
диостимуляцнго.
Первые кардиомониторы представляли собой просто осцилло-
скопы для текущего отображения электрокардноснгнала — кар-
диоскопы. Непрерывное наблюдение ЭКГ на экране ЭЛТ кардио-
6
скопа специально обученным персоналом позволяло быстро рас-
познавать опасные для жизни аритмии: брадикардию, тахикар-
дию, фибрилляцию и асистолию желудочков — и немедленно на-
чать в этом случае интенсивное лечение или реанимацию. Для об-
легчения утомительного процесса визуального непрерывного конт-
роля ЭКГ в составе кардиомониторов были разработаны элект-
ронные устройства, автоматически выявляющие момент появления
опасных аритмий и включающие при этом сигнал тревоги. Несмо-
тря на длительное совершенствование этих устройств, онн не
достигли, уровня устройств оперативной электрокардиографичес-
кой диагностики, выполняя лишь функцию сигнализации, привлече-
ния внимания персонала к данному больному. Точная же электро-
кардиографическая диагностика в критической ситуации до насто-
ящего времени производится исключительно визуально по изобра-
жению ЭКГ на экране ЭЛТ или записи на бумаге. Поэтому боль-
шим достижением в развитии кардиомониторов явилась разработ-
ка кардиоскопов с памятью, обеспечивающих негаснущее движу-
щееся в реальном масштабе времени по экрану ЭЛТ изображение
ЭКГ.
Длительная практика визуального наблюдения ЭКГ у кардио-
логических больных показала, что в острой стадии инфаркта мио-
карда катастрофическим для жизни нарушениям сердечного ритма
предшествуют другие вполне определенные виды арнтмнй: желу-
дочковые экстрасистолы разных видов, желудочковая пароксиз-
мальная тахикардия и др. Превентивное применение антнарнтмн-
ческих препаратов у таких больных часто ведет к нежелательным
побочным эффектам (также повышающим вероятность смертель-
ного исхода) н требует строго индивидуального назначения. Это
стимулировало разработку кардиомониторов с более высоким
уровнем автоматического анализа ЭКГ, которые дополнительно
решали задачи автоматического обнаружения важных в прогно-
стическом отношении арнтмнй и анализировали динамику их из-
менений в связи с проводимым лечением.
Начиная с момента появления мини-ЭВМ, параллельно с со-
вершенствованием кардиомониторов как медицинских приборов
велись работы по созданию эффективных алгоритмов машинного
анализа ЭКГ и сердечного ритма в реальном масштабе времени
для автоматизированных систем кардиологического наблюдения.
Машинные системы оказались не только эффективным средством
контроля за ЭКГ и ритмом сердца, но позволили также оператив-
но собирать, анализировать н отображать в удобной форме на
дисплее информацию о динамике изменения ЭКГ (трендах), необ-
ходимую для правильной антиаритмнческой терапин. После появ-
ления микропроцессоров «приборное» н «машинное» направления
развития КМ объединились в одно, что позволило на базе компью-
терной технологии создать разнообразные приборы, применяющие
сложные и высокоэффективные методы цифровой обработки элек-
трокардиосигнала (в том числе и у больных с кардиостимулятора-
ми) и вычислительные кардномониторные системы различной кон-
т
фигурации для одновременного обслуживания многих пациентов.
В этой книге рассказывается в основном о клинических кар-
диомониторах. Однако применение КМ не ограничивается только
клиникой. На базе методов н аппаратуры автоматического конт-
роля за ЭКГ, применяемых в отделениях кардиологического на-
блюдения, был разработан скоростной машинный анализ 24-часо-
вых записей ЭКГ, накопленных на магнитной ленте или в опера-
тивной памяти носимого прибора в обычных условиях жизни ам-
булаторных пациентов. Часть цифровой обработки ЭКГ в таких
системах осуществляется в носимом приборе, а основной анализ,
хранение н отображение его результатов выполняются в стацио-
нарной вычислительной системе. Применение подобных амбула-
торных кардиомониторов значительно расширяет диагностические
возможности электрокардиографического метода. Они использу-
ются для обнаружения преходящих аритмий, исследования стено-
кардии, выяснения эффектов влияния различных естественных фи-
зических н эмоциональных нагрузок, а также лечебных воздейст-
вий на деятельность сердца.
Другие разновидности КМ применяются при продолжительных
диагностических исследованиях, проводимых в условиях дозиро-
ванных физических нагрузок и фармакологических проб, проведе-
нии процедуры катетеризации сердца, исследованиях в спортивной
н авиакосмической медицине. Таким образом, кардиомониторы —
это класс широко применяемых медицинских приборов, с помощью
которых решается ряд важных задач современного здравоохране-
ния по профилактике, диагностике и лечению сердечно-сосудистых
заболеваний.
ГЛАВА 1
АВТОМАТИЗИРОВАННЫЙ КОНТРОЛЬ ЗА СОСТОЯНИЕМ
СЕРДЕЧНОЙ ДЕЯТЕЛЬНОСТИ
ПО ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛУ
1.1. МЕТОД ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИИ
Чтобы понять задачи автоматического анализа электрокардно-
снгнала, алгоритмы обнаружения нарушений ритма сердца и прин-
ципы функционирования такого сложного прибора, как кардиомо-
нитор, необходимо кратко остановиться на биоэлектрических ос-
новах сердечной деятельности.
Первые электрофизиологические исследования проведены
Гальвани в XVIII в., который установил, что электрический им-
пульс может вызвать сокращение мышцы. Позднее было установ-
лено и обратное явление, когда при мышечном сокращении возни-
кает электродвижущая сила. После изобретения струнного галь-
ванометра Эйнтховен в 1903 г. зарегистрировал электрические то-
ки работающего сердца человека. С развитием усилительной и ре-
гистрирующей техники стало возможным изучение бнэлектричес-
ких явлений в сердце, которое привело к созданию электрокардио-
графического метода диагностики сердечной деятельности.
Природа биоэлектрических явлений. Электрические явления в сердце объяс-
няет мембранная теория возникновения биопотенциалов, согласно которой воз-
можно проникновение ионов калия, натрия, кальция, хлора и других веществ
через мембрану мышечной клетки В электрохимическом отношении клеточная
мембрана представляет собой оболочку с разной проницаемостью для различ-
ных ионов. Она как бы разделяет два раствора электролитов, существенно от-
личающихся по своему составу н концентрации. Положительные ионы калия в
силу концентрационного градиента стремятся выйти из клетки, а отрицательные
ионы хлора, натрия и кальция, наоборот, входят внутрь клетки, увеличивая
тем самым отрицательный заряд внутриклеточной жидкости. Это перемещение
ионов н приводит к поляризации клеточной мембраны невозбужденной клетки,
наружная ее поверхность становится положительной, а внутренняя — отрица-
тельной. Возникающая на мембране разность потенциалов препятствует даль-
нейшему перемещению ионов н наступает стабильное состояние поляризации
9
мембраны клеток сократительного миокарда. Трансмембранный потенциал по-
коя в норме отрицателен и составляет 90 мВ.
При возбуждении клетки резко изменяется проницаемость ее стенки и это
приводит к изменению ионных потоков и, следовательно, к изменению самого
трансмембранного потенциала. Этот процесс проходит несколько фаз: от быст-
рой. деполяризации, когда трансмембранный потенциал изменяется от —90 до
+30 мВ, до быстрой н медленной реполяризацин. Реполяризация продолжа-
-ется до тех пор, пока не будет достигнута фаза поляризации клетки. Все эти
Процессы распространяются в клетках миокарда предсердий и желудочков.
Метод исследования сердца с помощью ЭКГ называется элек-
трокардиографией. В ЭКГ заключена информация о функциях
сердца, имеющая важное значение при анализе сердечной дея-
тельности.
Основные функции сердца. Сердце обладает рядом функций,
определяющих особенности его работы и электрических процес-
сов, отображаемых на ЭКГ.
Функция автоматизма заключается в способности
сердца спонтанно активироваться н вырабатывать электрические
импульсы. Однако процессы зарождения импульсов возбуждения
находятся под влиянием центральной и вегетативной нервной си-
стемы. Сердечная мышца состоит из двух видов клеток — клеток
проводящей'системы и клеток сократительного миокарда. Только
некоторым клеткам проводящей системы присущи свойства авто-
матизма. Они получили название клеток водителей ритма.
Функция проводимости — это способность к проведе-
нию возбуждения, возникающего в каком-либо участке сердца, к
другим отделам сердечной мышцы. Автоматическая деятельность
сердца, возникновение процессов деполяризации и их распростра-
нение по миокарду предсердий и желудочком осуществляется
благодаря особой нервно-мышечной ткани, так называемой про-
водящей системе сердца (рис. 1.1).
Клетки синоатриального узла (СА-узла) и проводящей систе-
мы сердца: атриовентрикулярного соединения (АВ-соедннения),
проводящей системы предсердий и желудочков обладают функци-
ей автоматизма. Сократительный миокард лишен функции авто-
матизма. В норме СА-узел вырабатывает электрические импульсы
с частотой около 60—80 в минуту. Это центр автоматизма перво-
го порядка. Возбуждение распространяется йз правого предсер-
дия по межпредсердному пучку — на левое предсердие. Элек-
трический импульс далее распространяется по АВ-соедннению
через атриовентрикулярный узел (АВ-узел) в пучок Гиса. При на-
рушениях проводящих путей на этом участке АВ-соединение ста-
новится центром автоматизма второго порядка и вырабатывает
импульсы с частотой 40—60 в минуту. По ветвям пучка Гиса элек-
трические импульсы поступают к волокнам Пуркинье. Нижняя
часть пучка Гиса может быть центром автоматизма третьего по-
рядка, обладающим самой низкой частотой — 25—40 импульсов в
минуту.
10
Ряс. 1.1. Проводящая система сердца
В АВ-узле и между АВ-узлом и пучком Гиса происходит зна-
чительная задержка электрических импульсов. Эта задержка воз-
буждения способствует тому, что желудочки начинают возбуж-
даться только после окончания сокращения предсердий, обеспечи-
вая необходимую последовательность в работе сердца как насоса
в системе кровообращения. Так, большая скорость проведения
электрического импульса по проводящей системе желудочков
способствует почти одновременному охвату желудочков волной
возбуждения и наиболее оптимальному и эффективному выбросу
крови в аорту и легочную артерию. Образование и проведение им-
пульсов в сердце можно представить схемой синхронизации рабо-
ты отдельных участков проводящей системы (рис. 1.2).
В случае нарушения проведения импульсов на каком-либо
участке, роль водителя ритма берет на себя нижележащий учас-
ток. Нарушение проведения импульсов называют блокадой прово-
дящих путей. Такая схема действия функций автоматизма и про-
водимости обеспечивает резервирование ритмической деятельности
сердца и поддержание кровообращения при нарушениях ритма
и проводимости.
Функция возбудимости. Возбудимость — это свойство
сердца возбуждаться под влиянием различных раздражителей.
Она выражается в способности активироваться электрически.
Этой функцией обладают клетки как проводящей системы сердца,
так н сократительного миокарда. Возбудимость сердца тем выше,
чем более слабый раздражитель в состоянии вызвать электричес-
кую активность клетки. Возбудимость сердца подчиняется закону
«все илн ничего». Это значит, что подпороговые раздражители не
вызывают активацию сердца, тогда как пороговые раздражители
вызывают максимальную по силе активацию. Дальнейшее увели-
чение силы раздражения не повышает степень активации.
и
Функция рефрактерност и. Возбудимость сердечной
клетки изменяется в отдельные периоды сердечного цикла. В те-
чение абсолютного рефрактерного периода (АРП) сердце не мо-
жет вторично сокращаться независимо от силы входного импульса
возбуждения. В .относительном рефрактерном периоде (ОРП)
сердце способно активироваться при раздражении более сильном,
чем обычное. На участке ОРП существует короткий период наи-
большей уязвимости, когда даже прн слабом раздражении воз-
можно сокращение сердца. Иногда это может привести к опасным
для жизни нарушениям рнтма.
Функция сократимости. Сократимость — это способ-
ность сердечной мышцы сокращаться в ответ на возбуждение.
Этой функцией в основном обладает сократительный миокард,
осуществляющий насосную функцию сердца.
Отображение электрических процессов в сердце на ЭКГ. Колебания транс-
мембранного потенциала отражают динамику процессов деполяризации и ре-
поляризации в различных участках сердечной мышцы. Однако в электрокар-
диографии электроды располагают на поверхности тела иа значительном рас-
стоянии от клеток миокарда. Поэтому ЭКГ —это запись разности потенциа-
лов, возникающих на поверхности тела, при распространении волны возбужде-
ния по сердцу. На рис. 1.3 приведен один цикл нормальной ЭК)Г с принятыми
обозначениями элементов сигнала и фаз электрических процессов в сердце.
Деполяризация предсердий регистрируется на ЭКГ в виде зубца Р, а де*
поляризация желудочков — в вид^ комплекса состоящего из зубцов Q,
и S. В период полного охвата возбуждением желудочков разность потен-
циалов отсутствует и на ЭКГ регистрируется изоэлектрическая линия — сег-
мент ST. Процесс быстрой реполяризации желудочков соответствует на- ЭКГ
зубцу Т. На рис. 1.3 показаны также характерные интервалы между зубцами
PQ, RR,QT-
Взаимосвязь между электрическими и механическими процессами в сердце
можно установить только прн одновременной регистрации ЭКГ и пульсовой
волны (ПВ) с сонной артерии или с яремной вены. Такая синхронная запись
позволяет изучать различные фазы сердечной деятельности н влияние наруше-
ний ритма на гемодинамику. В некоторых КМ можно одновременно наблюдать
ЭКГ и ПВ (фотоплетизмограмму — ФПГ) с конечностей, определять разность
между ЧСС и частотой пульсовых волн (ЧПВ), т. е. дефицит пульса (ДП).
Дефицит пульса позволяет оценить сократительную функцию мнокарда и со-
стояние гемодинамики, особенно при нарушениях ритма сердца.
Параметры элементов ЭКГ. Из всех биоэлектрических сигналов ЭКС — са-
мый характерный по форме и упорядоченности. Тем не менее форма, амп-
литуда и длительность интервалов н сегментов сигнала зависят от многих фак-
торов: места расположения электродов, положении сердца, возраста, функ-
циональных изменений и органических поражений сердца. Диапазон значений
для типичных параметров элементов ЭКГ в норме приведены в табл. 1.1.
Таблица 1.1.
Параметры элементов ЭКГ
Наименование параметра Значения параметра элементов ЭКГ
зубца Р интерва- ла PQ комплек- са QR8 интерва- ла QT сегмен- та ВТ зубца Т
Амплитуда, мВ 0-0,25 0,3—5,0 ___ 0,4—1,0
Длительность, с 0,07—0,11 0,12—0,20 0,06—0,10 0,35—0,44 0,06—0,15 0,10-0,25
Форма кривой ЭКГ не обязательно имеет вид, изображенный на рнс. 1.3.
Она завнснт от анатомических особенностей организма и способа съема ЭКС.
При наличии сердечных патологий форма ЭКГ может быть сильно изменена.
На рис. 1.4 показаны примеры различных форм. В электрокардиографии зуб-
цы комплекса QRS, имеющие большую амплитуду, обозначают заглавными
буквами, а в противном случае — строчными. Зубцом R (или г) называют
любой положительный зубец, входящий в состав комплекса QRS. Если таких
оказывается несколько, то нх обозначают /?, R', R"' я т. д. Отрицательный
зубец, предшествующий R, называется Q, а следующий за 7?—5-зубцом. Если
Рис. 1.4. Примеры различных форм кривой ЭКГ
ГЗ
Для диагностики ишемической болезни сердца (ИБС) большое значение
имеет вид сегмента ST. Различные его формы показаны на рнс. 1.5. Ряд кар-
диомониторов непрерывно измеряют параметры этого сегмента: его отклонение
от нулевой лннни, величину, знак наклона и форму.
Аритмия сердца и их проявление на ЭКГ. Нарушениями ритма
сердца, или аритмиями ц называют:
выход ЧСС за нормальный предел (60—90 мин-1);
нерегулярность ритма серца любого происхождения;
изменение локализации источника возбуждения (водителя рит-
ма) , т. е. любой несинусовый ритм;
нарушение проводимости электрического импульса по различ-
ным участкам проводящей системы сердца.
Все аритмии — это результат изменения основных функций
сердца и сочетание нарушений этих функций. Аритмии делятся на
три группы.
1. Аритмии, обусловленные нарушением образования электри-
ческого импульса.
2. Аритмии, связанные с нарушением проводимости.
3. Комбинированные аритмии, механизм которых состоит в
нарушениях как проводимости, так и процесса образования элек-
трических импульса.
Рассмотрим упрощенную классификацию аритмий, из которой
исключены нарушения ритма, не диагностируемые в кардиомони-
торах, и несколько примеров механизмов их образования.
Классификация аритмий сердца
А. Нарушения образования импульсов
Нарушение автоматизма СА-узла (номотопные арнтмнн)
Синусовая брадикардия
Синусовая тахикардия
Синусовая аритмия
Эктопические (гетеротопные) ритмы
Экстрасистолия: предсердная, из АВ-соединения и желудоч-
ковая
1 В данной книге под аритмиями понимаются нарушения ритма (в том
числе номотопные — нарушения автоматизма СА-узла) и проводимости сердца
01
14
Пароксизмальная тахикардия: предсердная, из АВ-соедине-
иия и желудочковая
Трепетание предсердий
Мерцание (фибрилляция) предсердий
Трепетание и мерцание (фибриляция) желудочков
Б- Нарушения проводимости
Синоатриальная блокада
Внутрнпредсердная блокада
Атрновентрнкулярная блокада: 1, II и III степени (полная)
Асистолия желудочков
В. Комбинированные нарушения ритма
Рассмотрим при помощи временных диаграмм распространение
электрического импульса из центра возбуждения по проводящей
системе сердца. На ннх в упрощенном, но наглядном виде пред-
ставлены механизмы образования аритмий н нх отображение на
ЭКГ. На временных диаграммах приняты обозначения: жирной
точкой — центр возбуждения, С А — синоатриальный узел, П —
предсердия, АВ — атриовентрикулярный узел и Ж—желудочки.
Синусовая тахикардия представляет собой учащение сердеч-
ной деятельности, обусловленное повышением автоматизма основ-
ного водителя ритма — СА-узла. Поскольку при синусовой тахи-
кардии СА-узел регулярно вырабатывает электрические импуль-
сы, которые обычным путем проводятся по предсердиям и желу-
дочкам, ЭКГ мало отличается от нормы (рис. 1.6,а). Обычно ЧСС
лежит в диапазоне от 60 до 150—180 мин"’. Прн высокой ЧСС воз-
можно наслоение зубца R на зубец Т.
Синусовая брадикардия характеризуется уменьшением ЧСС
от 60 до 50—40 в минуту. Так же как при синусовой тахикардии,
ЭКГ мало отличается от нормальной, ио уменьшается автоматизм
СА-узла (рис. 1.6,6).
Синусовой аритмией называется неправильный синусовый
ритм, обусловленный неравномерным и нерегулярным образовани-
ем импульсов в СА-узле. Длительность интервалов обычно не
изменяется более чем на 0,15 с и часто связана с фазами дыха-
ния (рнс. 1.6,а).
Экстрасистолия представляет собой наиболее частое эктопиче-
ское нарушение сердечного ритма. Экстрасистолы (Эс) — это
преждевременные сокращения сердца нлн его отдельных частей,
нарушающие правильную последовательность сердечных сокраще-
ний. Они вызываются импульсами, возникающими в очаге с по-
вышенной возбудимостью, расположенном вне СА-узла. Основным
механизмом экстрасистолии считают механизм повторного входа
волны возбуждения в те отделы сердца, которые только что вы-
шли из состояния рефрактерности.
Экстрасистолы могут быть наджелудочкового (предсердные
или атриовентрикулярные) н желудочкового происхождения. На
рнс. 1.7,а приведен пример ЭКГ с предсердной экстрасистолой. Из
рисунка видно, что эктопический нмпульс, достигнув СА-узла,
лярном узле:
а — предсердная экстрасистолия; б — пред-
сердная интерполированная экстрасистолия-
в—трепетание предсердий 2:1; а—мерца-
ние предсердий (мерцательная аритмия); д~
о атривентрихулярная пароксизмальная та-
хикардия
«разряжает» его, т. е. прекращает -процесс подготовки очередного
синусового импульса. Поэтому после экстрасистолы возникает
увеличенная пауза. Возможен случай, когда экстрасистола яв-
ляется вставочной (интерполированной), возникающей между дву-
мя нормальными сокращениями (рис. 1.7,6).
Желудочковая экстрасистолия—это преждевременное возбуж-
дение сердца, возникающее под влиянием импульсов, исходящих
из различных участков проводящей системы желудочков. Пример
возникновения правожелудочковой экстрасистолы приведен на
рис. 1.8,а, а левожелудочковой по типу бигемнннн — на рис. 1.8,6.
Возможно возникновение каждого третьего нли четвертого экст-
расистолнческого комплекса (трнгемнния, квадрнгеминня).
Прн экстрасистолах различают расстояние между началом
предшествующего экстрасистоле комплекса и началом экстрасис-
толы — интервал сцепления и расстояние между началом экстра-
систолы н началом следующей за ней комплексом — компенсатор-
ная пауза. Обычно при наджелудочковой экстрасистолии наблю-
дается неполная компенсаторная пауза, которая чуть больше ин-
тервала регулярного ритма. При желудочковой экстрасистолии
обычно расстояние между нормальным комплексом, предшеству-
ющим экстрасистоле, и первым нормальным комплексом после эк-
страсистолы равно н свидетельствует о полной компенсатор-
ной паузе.
Экстрасистолы могут быть единичными, парными н групповы-
ми. Важно распознать н ранние экстрасистолы, начальная часть
экстрасистолы, начальная
Рис. 1.8. Нарушения ритма, возникающие в желудочках:
•G — правожелудочковая экстрасистолия; б — левожелудочковая экстрасистолия по типу
Сшеминим. в — желудочковаа пароксизмальная тахикардия: г—фибрилляция желудочков,
переходящая в асистолию
17
которых наслаивается на Т-зубец, предшествующего нормально-
го комплекса: ранняя экстрасистола, попадая в уязвимый период
может привести к фибрилляции желудочков. Эстрасистолы могут
быть монотонными, исходящими из одного эктопического очага, и
политопными, обусловленными несколькими эктопическими очага-
ми. Последние более опасны.
Пароксизмальная тахикардия — это приступ учащения сердеч-
ной деятельности при сохранении в большинстве случаев правиль-
ного регулярного ритма. Обычно ЧСС лежит в диапазоне 140—
250 мии *. Механизмы пароксизмальной тахикардии сходны с ме-
ханизмом возникновения экстрасистолии. В зависимости от лока-
лизации эктопического центра повышенного автоматизма различа-
ют предсердную, атриовентрикулярную и желудочковую формы
пароксизмальной тахикардии. На рис. 1.7,5 и 1.8,в показаны ЭКГ
при атриовентрикулярной и желудочковой формах пароксизмаль-
ной тахикардии.
Трепетание предсердий характеризуется значительным учаще-
нием сокращений предсердий (до 200—400 мин-1) при сохранении
правильного ритма. В большинстве случаев к желудочкам прово-
дится только каждый второй или третий предсердный импульс.
Это свидетельствует о функциональной АВ-блокаде. На ЭКГ вид-
ны одинаковые предсердные волны F. Желудочковый комплекс
имеет неизменную форму (рис. 1.7,в).
Мерцание (фибрилляция) предсердий, или мерцательная арит-
мия, представляет собой частые (от 350 до 700 мин-1) беспорядоч-
ные сокращения отдельных групп мышечных волокон предсердий.
Не все из этих беспорядочных импульсов могут пройти через АВ-
узел, поскольку многие из них застают его в период рефрактерио-
стн. Наблюдается крупиоволновая (F) и мелковолновая формы
(f) мерцания предсердий. Пример мелковолноврй формы приве-
ден на рис. 1.7,г. Мерцательная аритмия имеет сильно и хаотично
изменяющиеся /^-интервалы.
Синоатриальная блокада (СА-блокада)—это нарушение про-
ведения электрического импульса от СА-узла к предсердиям. На
ЭКГ наблюдаются выпадения желудочкового комплекса (рис.
Атриовентрикулярные блокады (АВ-блокады) характеризу-
ются нарушением проведения электрического импульса от пред-
сердий к желудочкам. Различают три степени АВ-блокады. При
АВ-блокаде 1 степени замедляется предсердно-желудочковая про-
водимость. На ЭКГ это выражается в увеличении интервала PQ.
При АВ-блокаде II степени периодически возникает прекращение
проведения отдельных электрических импульсов к желудочкам.
Число сокращений предсердий всегда больше числа желудочковых
комплексов. Соотношение между ними может быть 2: 1 (рис.
1.9,6) 4:3, 3:2 и т. д. При АВ блокаде III степени полностью пре-
кращается проведение импульса от предсердий к желудочкам, в
результате чего предсердия и желудочки возбуждаются незави-
18
Ю О
симо друг от друга. Как правило, ЧСС<40 мин-1 (рис. 1.9,в). Та-
кой ритм называется идеовентрикулярным.
Трепетание желудочков представляет собой частое (до 200—
300 мин-1) ритмичное возбуждение желудочков. На ЭКГ прояв-
ляется в виде волн, близких по форме к синусоиде. Трепетание,
как правило, переходит в фибрилляцию (мерцание), отличающую-
ся частым (до 200—500 мин-1), но беспорядочным (нерегуляр-
ным) возбуждением отдельных мышечных волокон, нарушением
гемодинамики, и приводит к остановке сердца — асистолии. Пере-
ход от фибрилляции к асистолии показан на ЭКГ, приведенной иа
рис. 1.8,2.
Более детально с биоэлектрическими явлениями в сердце и
механизмами аритмий можно ознакомиться в [ 1 —4].
Значение электрокардиографической диагностики. Средн раз-
нообразных инструментальных методов исследования и диагности-
ки в кардиологии ведущее место справедливо принадлежит мето-
ду электрокардиографии, так как он позволяет изучать сердеч-
ную деятельность пациента в любых условиях без проникновения
непосредственно в область сердца, т. е. неинвазивным путем. Этот
метод исследования биоэлектрической активности сердца является
сегодня незаменимым в диагностике нарушений ритма и проводи-
мости сердца, гипертрофий желудочков и предсердий, ишемичес-
кой болезни и других заболеваний сердца. Хотя до сих пор соот-
ношения между биоэлектрическими явлениями, связанными с со-
кращениями сердца и соответствующими электрическими потенци-
алами на поверхности тела не. совсем ясны, электрокардиологи
за 80 лет наблюдений научились извлекать из ЭКГ много сведе-
ний о состоянии сердца.
19
Особенно важную роль ЭКГ-исследования играют в профи-
лактике и лечении сердечно-сосудистых заболеваний — основного
фактора, определяющего смертность в развитых странах. Сердце
вместе с управляющими его работой механизмами представляет
собой динамическую систему. Ритм сердца регулируется вегета-
тивной нервной системой, гуморальными изменениями в крови
(парциальным давлением СО2, О2 и pH), прессорецепториым реф-
лексом (повышением и снижением артериального давления) и
другими причинами. Изучая изменения ЭКГ под воздействием
этих факторов, можно судить о функциональных возможностях
организма в целом (треиироваиности, способности к адаптации
и т. п.), что важно для контроля состояния операторов, спортсме-
нов и здоровых людей, работающих в экстремальных условиях.
Кроме того, без всякого сомнения можно сказать, что только на-
блюдение за ЭКГ позволяет вовремя предотвращать развитие
опасных для жизни нарушений в работе сердца.
Устройства регистрации электрокардиограмм. Главным инст-
рументом ЭКГ-исследований является электрокардиограф, позво-
ляющий записывать на бумажную ленту разность потенциалов ме-
жду различными точками в электрическом поле сердца во время
его возбуждения и сокращения. При помощи различных электро-
дов можно регистрировать разность потенциалов на поверхности
сердца, внутри сердца (интракардиальная ЭКГ) и в полости пи-
щевода (пищеводная ЭКГ).
Электрокардиограф состоит из входного устройства, усилителя
биопотенциалов и электромеханического регистратора. На -совер-
шенствование электрокардиографов оказали влияние все факторы
развития техники регистрации малых сигналов. К ним относятся
Следующие;
совершенствование элементной базы усилителей — от транзис-
торов до больших интегральных схем;
повышение помехоустойчивости усилительного тракта;
увеличение числа каналов синхронной регистрации биопотен-
циалов сердца от нескольких различных точек поверхности тела;
применение различных регистраторов (фотозапись, чернильная
запись, тепловая запись, капиллярная, или иначе струйная за-
пись), позволяющих сделать выбор между инерционностью (час-
тотной характеристикой) электрокардиографа и удобством экс-
плуатации;
улучшение качества бумажного носителя;
выполнение требований электробезопасиости.
Последние модели электрокардиографов представляют собой
автоматизированные устройства управления и ЭКГ-диагностики.
Применение вычислительной техники и электронных устройств
отображения данных позволило разработать методику и создать
технические средства прекордиальной электрокардиографии в не-
скольких десятках точек на передней и боковой поверхности груд-
ной клетки. Прекордиальная картография позволяет регистриро-
20
вать электрическое поле сердца в большой зоне и тем самым уточ-
нить расположение патологических очагов в миокарде.
Недостатком регистрации ЭКГ является практическая невоз-
можность длительной записи из-за неудобства анализа длинных
лент бумаги, трудностями их хранения, и наконец, дефицитом пос-
ледней. На практике обычно ограничиваются записью нескольких
кардйоциклов ЭКГ, которых зачастую бывает недостаточно для
выявления нарушений ритма. Наблюдение за ЭКГ на экране ос-
циллоскопа теоретически позволяет получать сведения о сердеч-
ном ритме сколь угодно долго. Однако практика показала, что
возможности наблюдения ограничены наступающим утомлением,
а безвозвратность текущей информации затрудняет документиро-
вание.
Электрокардиографические отведения. Отведением в электрокардиографии
называется метод измерения разности потенциалов между двумя участками
поверхности тела. Различные электрокардиографические отведения отличаются
между собой прежде всего участками тела, от которых при помощи электро-
дов отводятся биопотенциалы. С целью обеспечения возможности вести срав-
нительный анализ ЭКГ кардиологическими обществами принята единая сис-
тема отведений, сложившаяся исторически.
Стандартные отведения. Стандартные двухполюсные отведения,
предложенные в 1913 г. Эйнтховеном, измеряют разность потенциалов между
двумя точками электрического поля, удаленными от сердца и расположенными
во фронтальной плоскости тела — иа конечностях. Электроды накладывают на
правой руке (/?—красная маркировка), на левой руне (L— желтая марки-
ровка) и на левой ноге (F — зеленая маркировка). Эти электроды попарно
подключают к электрокардиографу для регистрации I, II и III отведения.
Электрод N (черная маркировка) устанавливается на правую ногу, и к нему
подключается заземляющий провод. Как видно из рис. 1.10а три стандартных
отведения образуют равносторонних треугольник. В центре треугольника рас-
положен электрический центр сердца, или точечный единичный сердечный ди-
поль, одинаково удаленный от всех трех стандартных отведений. Если ЭДС
сердца в какой-либо момент сердечного цикла проецируется на положительную
часть оси отведения, на ЭКГ регистрируются положительные зубцы ($, Т, Р),
а если на отрицательную часть оси отведения, на ЭКГ регистрируются отри-
цательные зубцы (Q, S, иногда Т или Р).
Усиленные однополюсные отведения. Усиленные отведения
были предложены Гольдбергером в 1942 г. Они измеряют разность потенциа-
лов между одной из конечностей (активным положительным электродом) и
средним потенциалом двух других, образуемым делителем на сопротивлениях
(рис. 1.10,6). Отрицательным электродом является так называемый Объединен-
ный электрод. Обозначения отведений происходят от первых букв английских
слов: augmented (усиленный), voltage (потенциал), right (правый), left (ле-
вый), foot (нога): aVn, aVx,t aVv.
Грудные отведения. Этн отведения, предложенные Вильсоном в
1934 г., измеряют разность потенциалов между активным положительным элек-
тродом, установленным иа грудной клетке, и отрицательным объединенным
электродом. Последний образуется при соединении через сопротивления трех
21
Рис. 1.10. Схемы
конечностей, объединенный потенциал которых в точке СТ близок к
(рис. 1.10,в). Грудной электрод С (chest — грудь) маркируется белым
На рнс. 1.10,г приведены позиции электродов иа поверхности тела.
Можно показать, что между измеряемыми разностями потенциалов
ft*-’- лТПЛ TOVrlf»' ----
нулю
цветом.
в раз-
ных отведениях существует определенная связь:
О) U, = UL-UR, un=uF-uR, um~uF-uL-
e)uaVR = uR-(uL + u,№. vaVL = uL-(uF+uR /2.
UaVP — (^L + )/2 ;
Vv, = vCi - (UL + uR + UF)/3,
UV. = Uc.-(VL + Ur+Uf)I3
н так далее до Uv a
дополнительные отведения. Диагностические возможности ЭКГ-
исследований могут быть расширены прн применении некоторых дополнитель-
ных отведений. Ик использование целесообразно в тех случаях, когда 12 обще-
принятых отведений ие позволяют надежно диагностировать ту или иную па-
тологию.
Дополнительные грудные отведения Ут—Vs отличаются только локализа-
цией грудного электрода по задней подмышечной (С7), лопаточной (С8) и
22
паравертебральной (СР) линиями на уровне горизонтали, на которой распо-
лагаются электроды С4—С6 (рис. 1.10,г, д) В 1938 г. Нэбом были предложе-
ны двухполюсные грудные. отведения, измеряющие разность потенциалов меж-
ду двумя точками, расположенными на поверхности грудной клетки (рис,
1 10,с)- ^ля этого используются электроды трех стандартных отведений -от ко-
нечностей. Электрод R помещают во второе межреберье по правому краю гру-
дины; электрод F переставляют в позицию отведения а электрод L поме-
щают на том же уровне, что и F, у угла левой лопатки по задней подмышеч-
ной линии. Тогда отведение I соответствует отведению D (Dorsalis), отведе-
ние П—отведению A (Anterior) л отведение III — отведению I (Inferior).
В последнее время находят широкое применение ортогональные скалярные
отведения, т, е. отведения, оси которых направлены в трех взаимно перпенди-
кулярных плоскостях, образующих координатную систему. Ортогональные от-
ведения— наиболее современный метод отведений, при котором 4—7 добавоч-
ных электродов с помощью сопротивлений создают нулевую точку. Преимущест-
во ортогональных отведений в том, что с ик помощью удается определить век-
тор ЭДС сердца и его путь в пространстве с большей точностью, и притом не-
зависимо от формы тела, неоднородной проводимости среды и эксцентричности
нулевой точки диполи [2].
Рациональный выбор отведений определяет кардиолог, ио обычно ЭКГ
всегда регистрируется в 12 общепринятых отведениях последовательно, если
кардиограф одибкаиальиый, и группами, если кардиограф многоканальный,
В случае сомнений в правильности регистрации отведений можно для провер-
ки воспользоваться соотношениями:
V°VR = - (V, + l/„)/2. и, = 2 (UaVL - UaVF)/3,
Un=^(VML-UaVR)j3, .
^aVF — (^11 + ^IIl)/2’ ^III = 2 ^aVF ~ •
1.2. ДИНАМИЧЕСКАЯ ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИЯ
Применение динамической электрокардиографии. Метод клас-
сической электрокардиографии 'Применяется во многих случаях
медицинской практики: в профилактических целях для ранней ди-
агностики заболеваний сердца; для уточнения клинического диаг-
ноза в срочных случаях у постели больного в клинике и в услови-
ях оказания скорой помощи; для контроля эффективности лечеб-
ных мероприятий; во время обследования сердечно-сосудистой си-
стемы другими методами (коронарография, диагностическая элек-
тростимуляция и др.); во время операций на сердце и сосудах и
прн других хирургических вмешательствах; для выявления допол-
нительных данных к клиническому диагнозу путем применения
функциональных проб (ортостатическая проба — изменение поло-
жения обследуемого, проба с физической нагрузкой, фармаколо-
гические пробы); при периодическом контроле в период реабили-
тации больных. За исключением проб с физической нагрузкой, во
всех этих случаях ЭКГ регистрируется в состоянии покоя, в тече-
ние короткого интервала времени, когда обследуемый лежит не-
подвижно.
23
Однако существует ряд медицинских задач и показаний к
длительному непрерывному контролю и регистрации ЭКГ в усло-
виях, отличных от состояния покоя: условия свободного поведения
человека в обычной жизни, в процессе профессиональной деятель-
ности с физическими нагрузками, в спортивной медицине, при дея-
тельности в экстремальных условиях (авиационная и космическая
медицина) и т. п. В этих условиях возможно обнаружение прехо-
дящих нарушений ритма, гипоксии миокарда, коронарной недо-
статочности и других патологий сердечной деятельности.
На основании анализа длительных записей определяются пре-
дельные нагрузки, прогноз заболевания, оценка трудоспособности
и влияние медикаментозного лечения. Такой метод регистрации
ЭКГ получил название динамической электрокардиографии. Поми-
мо перечисленных применений длительной регистрации ЭКГ к ди-
намической электрокардиографии следует отнести мониторирова-
ние больных в острой и подострой стадии инфаркта миокарда.
Техни^еечие средства динамической электрокардиографии. В
1961 г. Холтер описал [5] метод исследования сердца, обеспечива-
ющий длительную запись ЭКГ на магнитную ленту. Магнитограф
ЭКГ — монитор Холтера -больной носит на себе от 12 до 24 ч.
Полученная запись просматривается на специальном приборе со
скоростью, превышающей реальную в 60—120 раз. Во время про-
смотра на осциллоскопе комплексы специально накладываются
друг на друга, что позволяет выявлять карднокомплексы, имею-
щие форму, отличную от нормальных, и фиксировать моменты,
соответствующие их появлению. Затем эти фрагменты ЭКГ мо-
гут быть выведены на регистратор и подвергнуты ЭКГ-анализу.
В настоящее время более распространено постраничное пред-
ставление 10-минутных отрезков ЭКГ со сменой кадра каждые
3—4 с. Дальнейшее усовершенствование метода привело к созда-
нию скоростного машинного анализа долговременных записей
ЭКГ. Современные приборы 24-часовой регистрации ЭКГ пред-
ставляют собой мощную стационарную вычислительную систему,
которая в считанные минуты обрабатывает всю 2-канальную 24-
часовую запись ЭКГ и создает в ЭВМ полное ее описание, легко
воспринимаемое врачом с экрана дисплея. Сама запись накапли-
вается в электронной памяти носимого малогабаритного регистра-
тора, выполненного в виде микропроцессорной системы. Такие
приборы значительно расширяют возможности электрокардиогра-
фической диагностики и поэтому имеют большое будущее.
Другим распространенным методом динамической электрокар-
диографии является телеметрический контроль за ЭКГ, осуществ-
ляемый по радиоканалу. Передатчик укрепляется иа больном, а
приемник — на пульте оператора. При этом возможен визуальный
контроль ЭКГ по экрану осциллоскопа или автоматический ана-
лиз. Этот способ уже давно применяется в спортивной медицине,
при проведении рабочей пробы и во время реабилитации больных
в клинических и санаторных условиях.
24
И наконец, к динамической электрокардиографии относятся
КМ различного назначения, осуществляющие автоматический ана-
лиз ЭКС в реальном масштабе времени в клинических условиях,,
о чем в основном пойдет речь в этой книге.
Выбор отведений. В динамической электрокардиографии чаще
всего используется только одно отведение ЭКГ. Для контроля
аритмий при кардиологическом наблюдении достаточно одного от-
ведения хотя, конечно, использование добавочных отведений мо-
жет существенно улучшить качество автоматического анализа
ЭКС. Увеличение числа отведейий важно в том случае, если ве-
дется наблюдение за ишемическими изменениями ЭКГ по пара-
метрам сегмента ST, так как эти изменения в одном отведении мо-
гут и не проявляться. Для проведения динамической электрокар-
диографии обычно нельзя воспользоваться системой общепринятых
отведений, так как они вносят значительные искажения в ЭКС при
движениях обследуемого. Поэтому при длительном наблюдении
применяются специальные «мониторные» двухполюсные отведе-
ния, обеспечивающие получение необходимой информации с учетом
удобства крепления электродов и уменьшения помех анализу.
На рис. 1.11 приведены примеры расположения электродов
(электрод N может быть расположен и в других точках грудной
клетки). В радиотелеметрии ЭКС, при использовании батарейного
питания передатчика и близком расположении экранированных
проводов электродов, возможно использование всего двух электро-
дов в отведении.
Рис. L11, Мониторные отведения ЭКГ
25
Для оптимального выбора мониторных отведений можно пред-
варительно наложить грудные присасывающиеся электроды, убе-
диться в хорошем качестве ЭКС и затем на эти места наклеить
электроды длительного применения. Наблюдаемые в мониторных
отведениях ЭКГ отличаются от получаемых в общепринятых отве-
дениях, но для диагностических целей контроля ритма сердца
этот факт ие имеет особого значения.
Параметры электрокардиосигнала, испольуемые при автома-
тическом контроле ритма сердца. Основной задачей мониториро-
вания является автоматическая диагностика аритмий. Однако да-
же при непосредственном врачебном анализе ЭКГ во многих слу-
чаях возможна ее различная интерпретация, связанная с термино-
логией, ограниченностью записи, помехами записи и умением от-
личать патологическую ЭКГ от нормальной. Отсюда видно, какие
трудности стоят на пути автоматического анализа ЭКГ. Для повы-
шения надежности автоматической диагностики аритмий имеет
.значение такая методика анализа ЭКС, которая может обеспечить
оптимальный по затратам и клинической ценности результат ана-
лиза. Следует иметь в виду, что ЭКГ-диагностика без ознакомле-
ния с клинической картиной заболевания не может быть оконча-
тельной. С учетом сказанного выбирают параметры ЭКС, которые
имеют максимальную надежность измерений в условиях помех
различного вида и могут Л€$чь в основу алгоритмического обеспе-
чения КМ. К таким параметрам можно отнести:
текущее значение /?/^-интервала (RRi);
среднее значение /?/?-интервала за определенное количество
кардиоциклов (RRCp);
отношение текущих значений /^-интервалов (RRi/RRt+i);
частота-сердечных сокращений за 15 или 30 с, приведенная к
.1 мин;
параметры формы QRS-комплекса: длительность, амплитуда
(размах), суммарная площадь всех зубцов;
частота экстрасистол, измеренная за 1 мин;
количество экстрасистол за время наблюдения.
Малая амплитуда Р-зубца не позволяет его надежно обнару-
живать и, следовательно, учитывать его связь с 'QPS-комплексом,
что ие дает возможности дифференцировать некоторые аритмии.
1.3. АВТОМАТИЧЕСКИЙ АНАЛИЗ РИТМА СЕРДЦА И ЕГО НАРУШЕНИЙ
В КАРДИОМОНИТОРАХ
Автоматическая диагностика аритмий в реальном масштабе
времени. В большинстве КМ используется только оценка ритма
сердечной деятельности, так как другие показатели (центральное
венозное н артериальное давление, температура и т. д.) могут из-
меряться периодически ручным методом.
Нарушения ритма встречаются очень часто у больных в ост-
рой ^стадКи инфаркта миокарда и иа поздних этапах лечения
[6, 7]. Нередко аритмии определяют прогноз при этом заболева-
нии, причем отмечается, что в значительной части случаев клини-
ческой смерти ие было необратимых изменений миокарда. В таких
случаях своевременные реанимационные мероприятия оказывают-
ся эффективными, поэтому во всех КМ применяется слежение за
за ЭКГ по экрану и, по крайней мере, измерение ЧСС [8]. Одна-
ко лучше всего отвечают поставленным задачам КМ, анализиру-
ющие характер ритма сердечной деятельности, так как в этом слу-
чае возможно дифференцированное индивидуальное лечение.
Для диагностики аритмий в КМ используется сокращенное
описание ЭКС. Такое описание ЭКС устраняет избыточность ин-
формации, повышает надежность обнаружения аритмий, упроща-
ет алгоритмы обработки сигнала и снижает требования к аппарат-
ной части КМ, работающего в режиме реального времени. В зави-
симости от степени сокращения описания ЭКС кардиомониторы'
можно условно разделить на несколько видов, соответствующих
различной глубине диагностики аритмий.
Кардиомониторы, использующие для диагнос-
тики нарушений ритма только классы, разделя-
ющиеся по средней ЧСС. Усреднение может производиться
за J5, 30 или 60 с, а значение ЧСС приводится к 1 мнн: Сигнали-
зация о нарушениях ритма формируется при уходе значения час-
тоты за установленные пороги [9], которые могут изменяться дис-
кретно и плавно по верхнему и нижнему допустимому значению
частоты. Для измерения ЧСС достаточно выделить R-зубец ЭКС и
измерить длительность RR-интервалов. Эти КМ отличаются прос-
тотой и надежностью, так как редкие одиночные ложные сигналы
или пропуски в обнаружении Я-зубца практически не сказываются
на результатах измерения. К недостаткам таких КМ относится не-
возможность анализа аритмий, что значительно снижает их диаг-
ностическую ценность. Тем не менее они получили на начальном
этапе развития этой техники большое распространение.
Кардиомониторы — анализаторы аритмий, ис-
пользующие для диагностики анализ последова-
тельности /^-интервалов. Ясно, что при этом могут рас-
познаваться только те аритмии, которые характеризуются либо
различием средней длительности /^-интервалов за определенное
число кардиоциклов, либо нарушением порядка следования RR-
интервалов, либо теми и другими показателями. Алгоритмы обна-
ружения аритмий основываются на сравнении зависимостей ме-
жду RRcp и RRi с фиксированными или программируемыми поро-
гами, выбранными на основе обобщения врачебного опыта [10,
11] или на использовании вторичных диагностических признаков,
например отношениях соседних /^-интервалов Z=RRi/RRi+i в те-
кущем режиме [12, 13]. Такие КМ позволяют обнаруживать так
называемые фоновые аритмии (относительно стойкие и продолжи-
тельные) и аритмии типа случайных событий (экстрасистолы, вы-
падения Q-RS-комплексов). Примером КМ такого вида является
ритмокардиоанализатор РКА-01. В нем осуществляется классифи-
кация следующих аритмий:
27
1 Фоновые аритмии;
синусовая тахикардия;
резко выраженная тахикардия (синусовая, пароксизмальная
трепетание предсердий);
резко выраженная синусовая брадикардия (полная АВ-блока-
да);
синусовая брадикардия;
синусовая аритмия;
выраженная аритмия (мерцательная аритмия).
2. Аритмия по типу случайных событий:
экстрасистолия на фоне синусового ритма;
выпадения Q/?S-комплексов на фоне синусового ритма.
3. Катастрофические аритмии:
асистолия, фибрилляция желудочков.
Для фоновых аритмий могут быть установлены постоянные
или регулируемые пороги разделения классов по ЧСС. Пороги мо-
гут изменяться и для случайных событий (например, 1, 3 и 6 в
минуту).
Кардиомониторы с аналогичной классификацией ритма выпус-
кались с начала 70-х годов фирмами «Хьюлетт-Паккард» (Hew-
lett-Packard), «Симонсен и Вил» (Simonsen and Weel) и др. Недо-
статком КМ, использующих для анализа аритмий последователь-
ность Кй-интервалов, является невозможность дифференцировать
^желудочковые и наджелудочковые (суправентрикулярные) эстра-
систолы, групповые экстрасистолы и некоторые аритмии, характе-
ризующиеся изменением формы желудочкового комплекса.
Кардиомониторы — анализаторы аритмий, ис-
пользующие для диагностики анализ формы ком-
плекса QRS и последовательности й^-интервалов.
Использование формы QRS-комплекса и последовательности RR-
интервалов для анализа аритмий в реальном масштабе времени
придает КМ новые качества, присущие современным средством
обработки данных. К этим качествам следует отнести:
расширенную диагностику артимий, так как алгоритмы обра-
ботки ЭКС основываются на большем числе информативных при-
знаков;
удобное представление результатов анализа аритмий, что су-
щественно облегчает работу врача;
хранение накопленной информации необходимое время для
изучения тенденций лечения больного.
Естественно, что сложность алгоритмического обеспечения уве-
личивается, и его аппаратная реализация возможна только с при-
менением средств вычислительной техники [14]. Прн этом возрас-
тает число классов аритмий, подлежащих обнаружению, а их
классификация приближается к врачебной:
1. Фоновые аритмии:
брадисистолия;
тахисистолия;
выражения тахисистолия.
28
g. Характер ритма:
регулярный;
нерегулярный.
3. Нарушения проводимости — выпадения QR S-комплексов прн
регулярном ритме:
За. Экстрасистолии:
наджелудочковые (редкие, частые);
желудочковые — редкие, частые, групповые, аллорнтмии (биге-
мииия, тригемииия), ранние (R/T), полиморфные.
36. Катастрофические аритмии:
асистолия;
резко выраженная брадисистолия;
пароксизмальная тахикардия;
пароксизмальная тахиаритмия;
фибрилляция желудочков.
Такая классификация принята в микропроцессорном КМ рит-
мокардиоскопе РКС-02. Одновременно с диагнозом аритмии инди-
цируется ЧСС, частота наджелудочковых и желудочковых экстра-
систол и отображается сама ЭКГ, что дает полное представление
о сердечном ритме.
Группировка аритмий по степени опасности и организация сиг-
нализации тревоги в кардиомониторах. К диагностической инфор-
мации в КМ относится сигнализация степени опасности аритмий.
Она дает возможность дежурному персоналу в палате интенсивно-
ю наблюдения сосредоточить свое внимание на данном больном и
вовремя провести соответствующие лечебные мероприятия. Были
предложены группировки аритмий в зависимости от их влияния на
гемодинамику и прогноз заболевания [12, 15]. Отнесение аритмий
к той или иной группе предполагает включение определенной све-
товой и звуковой сигнализации, различающейся цветом табло и
характером звука (длительностью, тоном). Обычно применяется
2—3 уровня сигнализации тревоги и обеспечивается возможность
отключения сигнализации для устранения повторяющихся сигна-
лов тревоги при постоянной аритмии у больного, если она ие име-
ет клинического значения.
Один из вариантов группировки аритмий по степени опасности
приведен в табл. 1.2.
Могут быть и другие варианты группировки аритмий, но для
КМ главным является сигнализация об обнаружении аритмий,
требуюших срочного вмешательства врачей.
Графические методы представления результатов автоматичес-
кого анализа ритма сердца. Достоинство информации о характере
ритма сердца, выявленной кардиомонитором, в ее оперативности.
Одиако в большинстве случаев желательно иметь графики, отра-
жающие изменения ритма сердца за определенное время наблюде-
ния, и возможность вычисления некоторых параметров ритма по
зтнм графикам. Эти данные должны быть представлены в ком-
пактной и наглядной форме, чтобы легко можно было судить об
изменениях характёра ритма и его параметров во времени под
Таблица 1.2.
Группировка аритмий по степени опасности
ЯЛ;
яя2
Вид тревоги
Аритмии
Сигнализация
I. Особо опасные (ка-
тастрофические) арит-
мии, угражающие разви-
тием смертельных осло-
жнений
II. Аритмии, приводящие
к существенным измене-
ниям гемодинамики
Асистолия. Фибрилляция
желудочков. Резко выра-
женная брадисистолия
(ЧСС^40 мин-1). Парок-
сизмальная тахикардия и
тахиаритмия (ЧСС^ 140
мии-1)
Брадисистолия (40 мин-1^
^ЧСССБО мин-1). Выра-
женная тахисистолия (120
мии~1^ЧСС<140 мин-1).
Частые желудочковые экст-
расистолы (более 6 или И
мин-*). Ранние желудочке-
вые экстрасистолы (/?/Т).
Аллоритмия '(бигеминия,
тригеминия). Полиморфные
желудочковые экстрасисто-
лы. Частые выпадения ORS-
комплексов
Звуковой сигнал пере-
менного тоиа. Мигание
светового табло красного
Цвета. Мигающий диаг-
ноз на экране дисплея
Звуковой прерывисты
сигнал в течение 3—5 с
Постоянное свечение та-
бло желтого цвета. Ми-
гающий диагноз на эк-
ране дисплея
воздействием проводимого лечения, при фармакологических и на-
грузочных пробах. Показатели ритма сердца должны позволять
оценивать функциональное состояние сердца и его вегетативную
регуляцию.
Графические методы анализа ритма весьма трудоемки и по-
этому получили распространение лишь с внедрением ЭВМ в прак-
тику научных исследований. К ним относятся методы построений
следующих графиков: скаттерграммы (Scattergram, Joint interva
histogram) /^-интервалов, ритмограммы (интервалограммы), гис*
тограммы /^-интервалов (вариационной пульсограммы) и трендов
изменений во времени) параметров ритма сердца (ЧСС, частоты эк-
страсистол, длительности/^-интервалов). Спектрограммы н корре
лограммы (графики корреляционных функций) используются только
в научных исследованиях из-за трудностей интерпретации резуль-
татов в клинической практике и значительных вычислительных за-
тратах при обработке ЭКС в реальном масштабе времени.
Применение микропроцессорной техники при большом объеме
памяти современных интегральных микросхем делает возможной
практическую реализацию графических методов анализа ритма в
КМ.
Скаттерграмма /^-интервалов. Сущность метода заключается
в последовательном нанесении на график в прямоугольной систе-
ме координат предыдущего интервала RRi и последующего .Rflt+i-
Каждый интервал RRi откладывается по оси ординат, a RRi+l—
по оси абсцисс. Любой.паре интервалов (RRi, RRi+i) соответству-
ет точка на плоскости, и ритм за любой отрезок времени пред-
ел
Рис. 1.12. Построение скаттерграммы /?/?-интервалов
гтавляется совокупностью таких точек (рис. 1.12). Из существа
метода следует ряд его преимуществ перед другими методами ис-
следования сердечного ритма [16—19]:
возможность получения информации о характере ритма за лю-
бой интервал времени в компактном виде на одном графике;
выявление скрытых иа ЭКГ связей между RR-иитервалами;
высокая чувствительность к обнаружению внезапных измене-
ний длительности RR-интервалов;
чрезвычайная наглядность, позволяющая легко диагностиро-
вать основные виды аритмий.
На рис. 1.13 приведены примеры скаттерграмм при некоторых
нарушениях ритма. Автоматизация построения скаттерграмм поз-
воляет задавать необходимое для анализа ритма количество RR-
интервалов, наносить на оси значения длительности /^-интерва-
лов и представлять скаттерграмму в негаснущем виде на экране
дисплея. Этот метод был реализован в приборе широкого примене-
ния— ритмокардиоскопе Р КС-01 [20].
Ритмограмма— это последовательность вертикальных линий,
длина которых соответствует длительности последовательных RR-
интервалов. Расстояние между линиями берется постоянным и
определяется разрешающей способностью регистратора или инди-
катора на ЭЛТ. На оси абсцисс откладываются порядковые но-
мера 7?/?-иитервадов N (рис. 1.14). По рнтмограмме можно иссле-
довать функциональное состояние сердца и его вегетативную ре-
гуляцию путем анализа периодической структуры сердечного рит-
ма- Важнейшие сведения, о функциональном состоянии сердца да-
Мы
яям
g) тм
Рис. 1.13. Примеры скаттерграмм:
а, — синусовая аритмия; б— выпадения QBS-комплекса; в — одиночные экстасистолы; г—
интерполированные экстрасистолы; д — битеминйя; е — мерцательная аритмия
Рис. 1.14. Построение ритмограммы
ют пробы с физической нагрузкой при определении по ритмограм-
ме характера реакции на пробу [21].
В отличие от скаттерограммы, даюшей качественное представ-
ление о характере сердечного ритма, ритмограмма позволяет рас-
считывать ряд основных показателей сердечного ритма: среднее
значение RR-иитервала /?/?Ср, амплитуду аритмии &RR, относи-
тельное значение амплитуды аритмии &RR (%), среднее квадра-
тическое отклонение амплитуды аритмии oRR. Учитывая возмож-
ные помехи, выпадения QRS-комплексов, экстрасистолы, автома-
тизировать этот процесс затруднительно, и алгоритмы вычисления
параметров сложны для реализации в КМ. Задача может быть
упрощена при вычислении параметров в полуавтоматическом ре-
жиме, когда участок обсчета ритмограммы выбирается врачом при
помощи ручной установки маркеров на остановленной ритмограм-
ме. Параметры ритма определяются нз выражений:
s ж,
32
Рис. 1.15. Примеры ригмограмм:
с — периодическая структура ритма (медленные волны); б —редкие экстрасистолы; в —
адекватная реакция на ортостатическую пробу; г — неадекватная реакция на ортостати-
ческую пробу
где N — количество анализируемых интервалов;
&.RR^ RRmax — RRmin J
ДЯЯ(%)=^ -100;
о RR = Д RR/K,
где /(—коэффициент, задаваемый табличным способом для упро-
щения процедуры вычислений [22] (прн А/=50—300, К=4,5—5,8).
При установке маркеров на соседние максимум огибающей .ритмо-
граммы можно определить период волнового процесса
т= S RRt.
£=1
Обычно_одновременно изучается ие более 300 МУ-интервалов. На
рис. 1.15 приведены примеры ритмограмм при различных арит-
миях.
Гистограмма /?/?-иитервалов— ступенчатая функция распреде-
ления /^-интервалов на заданном массиве. Интервалы группируют-
ся по классам в соответствии с принятым разбросом длительнос-
ти—шириной класса и числом близких (в пределах разброса)
^-интервалов в классе- По оси ординат откладывается число RR-
интервалов илн относительная величина АМо (в процентах)', а по
°си абсцисс—длительность RR-интервалов (рис. 1.16). На этом
рисунке показано автоматическое изменение предельной величи-
ны АМо (%) для увеличения разрешающей способности гисто-
граммы.
Построение гистограммы М/?-интервалов позволит оценить ха-
рактер их распределения и рассчитать статистические показате-
ли, имеющие диагностическое значение [23]. Во время автомати-
2—71 зз
а) В) 6)
Рис. 1.16. Примеры гистограмм интервалов:
а—стабильный ритм; б — синусовый ритм; и — мерцательная аритмия
Комплексная автоматическая диагностика аритмий. Графиче-
ские методы анализа аритмий дополняют текущую оперативную
диагностику {«минутный» диагноз) и дают возможность получения
информации о характере и параметрах ритма сердца в любой мо-
мент времени и за длительное время наблюдения. При реализации
такого комплексного подхода врач, обследуя больного, получает
возможность одновременно исследовать вегетативную регуляцию
ритма, оценить функциональное состояние сердца, выявить нару-
шения ритма и провести функциональную нли медикаментозную
пробу для уточнения клинической ........—
щения.
значимости выявленного нару-
ческой обработки заданного числа АТ^-интервалов производят
Вычисления следующих параметров гистограммы:
TN— интервал времени, за который построена гистограмма
Мо — мода (наиболее часто встречающегося значения RR-
тервала);
АМо—амплитуда моды (относительное число реализаций
моды);
АМо (%) = -^ 100,
где Nm—число реализаций моды.
Ширина класса в гистограмме обычно берется не более 50 мс.
Ось амплитуды моды может иметь переменный масштаб, который
устанавливается исходя из максимального значения АМо.
Тренды параметров ритма. Наибольшее распространение в
КМ получили тренды ЧСС и частоты экстрасистол. Время постро-
ения трендов обычно устанавливается равным 1,8, 12 и 24 ч. Прн
меры изображения трендов приведены иа рис. 1.17. Диагностичес-
кой ценностью обладают тренды длительностей 7?7?-интервалов и
видов аритмий за время наблюдения.
Для контроля влияния проводимого лечения на ось времени
могут наноситься кодированные метки, указывающие время и ха-
рактер процедуры. Обычно на трендах дополнительно показыва-
ются участки, где анализ не производился из-за больших помех в
ЭКС. По трендам в этом смысле можно судить о времени работы
КМ в течение суток и его помехоустойчивости.
ЧСС, мин4 ЧСС, мин'1
№0 к №0 к
Рег. нормосцстолия
Жел экстрасистолы
P.F..C
№ Г
4.
!,2
09 ।
б/
0,3 1 — .....
50 150 250
Останов
065 мин4
01 мин4
PPzf “ Q95
ДМ=25%
Н । ори-о.о^
120 -
50 -
I----1----1...1 1 । I I । —1 j I 1 |
-4Z7 -20 мин -7 -5 ~3 ~1
°) <>)
Рис. 1.17. Примеры трендов частоты сердечных сокращений за 1 ч (|
8 ч (б)
Рис. 1.18, Примеры форма-
тов данных при комплекс-
ном анализе аритмий:
а —формат скаттерограммы; б —
формат ритмограммы; в — формат
тренда ЧСС
35
О
34
Комплексная автоматическая диагностика аритмий осущест-
влена в ритмокардиоскопе РКС-02. Все данные приводятся в удоб-
ной для врача форме в виде соответствующих «форматов» и ото-
бражаются на встроенном в КМ дисплее. На всех форматах при-
водится ЭКГ (текущий фрагмент) и данные обработки ЭКС. Пе-
реход от одного формата к другому производится мгновенно и без
потери накопленной информации. Комплексный подход к анализу
аритмий расширяет возможности применения КМ. Помимо палат
интенсивного наблюдения за кардиологическими больными ои мо-
жет использоваться в кабинетах функциональной диагностики и
прн профессиональном отборе определенного контингента здоровых
людей (спортсменов, летчиков, космонавтов и т. п.) [24, 25].
На рис. 1.18 приведено изображение форматов скаттерграммы
(СГ), ритмограммы (РГ) и ЧСС. (На РГ показаны треугольные
маркеры, устанавливаемые оператором, между которыми ведется
автоматический расчет параметров ритмограммы.)
V 1-4. ОСНОВНЫЕ МЕДИЦИНСКИЕ И ЭКСПЛУАТАЦИОННЫЕ
ТРЕБОВАНИЯ К КАРДИОМОНИТОРАМ
Длительный опыт разработки и внедрения КМ в клиническую
практику позволяет сформулировать ряд медицинских и эксплуа-
тационных требований, которым должны удовлетворять КМ. Не-
которые из них противоречивы, а выполнение других затруднено
но перечисленные ниже требования позволят представить себе иде-
ализированный КМ и оценить степень близости реальных КМ к
идеальному [26].
1. Для каждого конкретного типа КМ необходим оптимальный
набор диагностических признаков. Избыточность диагностических
признаков усложняет программные и аппаратные средства, не по-
вышая эффективности КМ, а в некоторых случаях являясь причи-
ной ошибочной диагностики.
2. Кардиомониторы должны с высокой надежностью обнаружи
вать особо опасные аритмии (фибрилляцию желудочков, асисто-
лию). Угрожаемые аритмии по типу случайных событий (экстра-
систолии, выпадения QRS-комплексов) ие могут быть выявлены
абсолютной точностью, особенно при сложных нарушениях ритма
характеризующихся резкими изменениями амплитуды и форма
желудочковых комплексов. Повышение же чувствительности КМ
будет сопровождаться увеличением числа ложных тревог. Эксплу-
атационная документация должна содержать сведения о качеств!
обнаружения аритмий в контролируемых условиях.
3. Сигнализация тревоги в КМ должна быть дифференцирова-
на по степени опасности для больного и различаться характером
звука и цветом табло. Желательно предоставить врачу возмож-
ность выключения сигнализации по аритмиям, не имеющим зна-
чения для данного больного или присутствующим у него постоян-
но. Это позволит уменьшить число ложных тревог и исключить из
лишнее эмоциональное напряжение дежурного персонала.
36
4. Уровень помех в ЭКС должен контролироваться и при пре-
вышении им допустимого предела индицироваться на передней па-
нели КМ. Зашумленные участки ЭКС должны исключаться из
анализа аритмий. К помехам следует отнести очень малый и очень
большой уровни входного сигнала, затрудяющне его обработку.
КМ должен быть детектор нарушений в системе отведе-
ний (отрыв электрода, увеличение переходного сопротивления’
кожа — электрод).
6. Необходимо обеспечить правильную работу КМ во время
электрической стимуляции сердца, когда артефакт стимула может
восприниматься как желудочковый комплекс. Желательно, чтобы
КМ обнаруживал интерференцию ритмов и неэффективную стиму-
ляцию.
7. Кардиомонитор должен иметь выход текущего ЭКС для за-
писи на кардиографе ЭКГ и выход запомненных 'фрагментов ЭКС
по сигналу тревоги для анализа причин, вызывающих этот сигнал.
Регистратор ЭКГ в этом случае должен включаться автоматически.
8. Должна быть обеспечена возможность работы КМ в автома-
тизированной системе оперативного врачебного контроля
(АСОВК) путем передачи данных в центральный пост (ЦП) на-
блюдения.
9. В КМ должна применяться автоматическая начальная уста-
новка ряда параметров (усиление ЭКС, стабилизация изолинии,
центровка ЭКС в динамическом диапазоне, исходные пороги раз-
деления классов аритмий и т. п.), позволяющих начинать работу
с прибором сразу после включения.
10. Необходимо применение наглядных средств отображения
информации, позволяющих компоновать данные обработки ЭКС в
Удобной и выразительной форме (например, цветных дисплеев те-
левизионного типа).
11. Кардиомонитор должен иметь устройства документирова-
ния текущей и накопленной информации о сердечном ритме (по-
лучения «твердых» копий необходимых данных).
12. Необходимо обеспечить самоконтроль КМ в момент вклю-
чения и в процессе работы без перерыва в обработке ЭКС с сиг-
нализацией о неисправностях.
13. Конструкция КМ, его элементная база и схемные решения
Должны предусматривать длительный непрерывный режим рабо-
ты, обеспечивая высокие показатели надежности.
14. Для сокращения времени ремонта в КМ должны приме-
няться автоматические методы поиска неисправностей при помо-
щи встроенных программных и аппаратных средств.
15. Кардиомонитор должен иметь защиту от повреждения при
воздействии на больного дефнбриллирующим импульсом.
16. Так как во время лечения возможны внутрисердечные
вмешательства (эндокардиальная электрическая стимуляция
сердца) и нарушения кожиых покровов (инъекции, капельницы
и т. п.), то КМ должны быть выполнены по высшему классу защи-
37
ты от поражения электрическим током больного н обслуживающе-
го персонала (класс II, тип CF).
17. Необходимо добиваться наилучшего соотношения стой-’
мость — эффективность, учитывая, что в палате интенсивной тера-
пии может находиться от 6 до 12 кардиомониторов.
Кроме перечисленных основных медицинских и эксплуатаци-
онных требований на КМ распространяются государственные и от-
раслевые стандарты на электронные медицинские приборы, регла-
ментирующие показатели качества, диапазон изменения парамет-
ров и погрешности измерений. Разработка оптимальных по своим
функциям КМ осложняется тем, что не существует типового соста-
ва оборудования палаты интенсивного наблюдения и КМ либо
имеют избыточность в своем составе, либо оказываются в неуком-
плектованном виде. Наиболее целесообразен путь разработки
всей АСОВК, рассчитанной иа различное число больных.
1.5. КЛАССИФИКАЦИЯ КАРДИОМОНИТОРОВ
Разнообразное применение КМ в медицинской практике при-
вело к определенной специализации приборов. Кардиомониторы
можно разделить иа виды н группы, отличающиеся друг от друга
контротируем«ми параметрами, эксплуатационными свойствами,
методами обработки и представления информации. Предлагаемая
класси<Ьмкаиия является в какой-то мере условной, но дает пред-
ставление о сферах применения и особенностях КМ: амбулатор-
ные (носимые), скорой помощи, клинические, тестирующие, реаби-
литационные, санаторно-курортные.
Амбулаторные КМ используются в стационаре и после выпис-
ки нз стационара для контроля таких изменений состояния сер-
дечной деятельности за весь период суточной активности, которые
не могут быть выявлены во время непродолжительного ЭКГ-ис-
следования в покое. На основании полученных данных произво-
дится выбор и дозировка лекарственных препаратов и определе-
ние допустимых физических нагрузок. Малые габаритные разме-
ры, масса и автономное питание позволяют носить КМ на себе с
укрепленными электродами 24 ч.
В кардиомониторе Холтера ведется непрерывная запись ЭКС
иа магнитную ленту с очень малой скоростью (1 мм/с). Для это-
го производится трансформация низкочастотного спектра ЭКС в
область частот, регистрируемых магнитным носителем. Обычно
применяется широтно-импульсная и реже амплитудная или частот-
ная модуляции ЭКС. Кассета с записью просматривается кардио-
логом при помощи специального устройства со скоростью, превы-
шающей скорость записи в 60—120 .раз. В дальнейшем метод Хол-
тера был усовершенствован путем автоматического машинного
скоростного анализа ЭКС. Обычно диагностируются основные
типы аритмий и параметры смещения 5Лсегмеита.
Применение в амбулаторных КМ полупроводниковых запоми-
нающих устройств и микропроцессоров позволило провести авто-
38
матический анализ аритмий и смещения сегмента ST непосредст-
венно в приборе с запоминанием патологических фрагментов ЭКС.
Удобство КМ с полупроводниковой памятью заключается в том,
что данные обработки ЭКС можно получить оперативно в любой
момент времени, и запуск может быть осуществлен самим больным
при плохом самочувствии или во время сердечного приступа.
Кардиомониторы скорой помощи предназначены для контроля
состояния сердечной деятельности, восстановления утраченного
или нарушенного ритма сердца на дому и в машине скорой помо-
щи. Все КМ позволяют вести наблюдение ЭКГ, измерять ЧСС,
проводить дефибрилляцию или стимуляцию сердца. Кардиомони-
торы должны работать от аккумулятора машины, внутренней ба-
тареи и от сети. Масса КМ около 5—8 кг.
Клинические КМ предназначены для стационаров и могут в за-
висимости от назначения быть нескольких типов.
1. Кардиологические КМ применяются в палатах интенсивного
наблюдения за кардиологическими больными в острый период за-
болевания. Основное назначение КМ — сигнализация о наруше-
ниях ритма н проводимости сердца. Такие КМ обычно работают
в автоматизированной системе оперативного врачебного контроля
за несколькими больными.
2. Хирургические КМ применяются во время операций на
сердце и сосудах и в послеоперационных палатах. В отличие от
остальных типов КМ измеряют ряд дополнительных параметров
кровообращения и дыхания (систолическое, среднее и диастоли-
ческое кровяное давление; минутный объем сердца; перифериче-
ский пульс; температуру тела; газовый состав и т. д.). Особенно-
стью хирургических КМ является использование в основном пря-
мых методов измерения параметров.
3. Акушерские КМ устанавливаются в родильных залах, пред-
родовых палатах и в отделениях интенсивного ухода за новорож-
денными. Кардиомониторы применяются при патологиях сердеч-
но-сосудистой системы рожениц и контроля за новорожденными.
Кардиомониторы матери и плода позволяют измерять ЧСС мате-
ри и плода по прямому ЭКС и доплеровскому эхокардиосигналу,
обнаруживать нарушения ритмов и измерять силу маточных сокра-
щений. Кардиомонитор для новорожденных (переношенных, недо-
ношенных и травмированных в родах) и детей до двухлетнего
возраста, страдающих воспалением легких, измеряет ЧСС, часто-
ту дыхания и сигнализирует о нарушениях ритма сердца и оста-
новках дыхания.
Тестирующие КМ предназначены для функциональной диагнос-
тики состояния сердечно-сосудистой системы здоровых и больных
людей. Они позволяют автоматизировать процесс ЭКГ-исследова-
ний под нагрузкой по нескольким отведениям и определять газо-
вый состав выдыхаемого воздуха. Обычно КМ поставляются с ве-
лоэргометрами или бегущей дорожкой для дозировки нагрузки.
Реабилитационные КМ необходимы для контроля сердечно-со-
^УДнстой системы в условиях возросших нагрузок и проверки эф-
39
фективиости назначенных лекарственных препаратов. Для этой
цели возможно применение амбулаторных КМ» но более удобно
пользоваться мониторированием по радиоканалу или телефону.
На больном укрепляется передатчик ЭКС с электродами, и ЭКС
преобразуется в частотно-модулированный сигнал (для радиока-
нала) или в частотно-модулированный акустический сигнал (для
передачи ЭКС по телефону). Анализ ЭКС ведется кардиологом
илн автоматически в центре наблюдения.
Санаторно-курортные КМ находят применение в кардиологиче-
ских санаторных для контроля лечения, особенно в бальнеологиче-
ских условиях; при грязе- и светолечении, лечебных ваннах и
других процедурах. Электроды ЭКГ могут быть опущены в ванну
и не крепиться на больном. Для дозировки нагрузки (терренкур)
может быть использован КМ, который выдает сигнал тревоги при
уходе ЧСС за установленные пределы.
Из всех перечисленных типов КМ самое важное значение
имеют клинические КМ для палат интенсивного наблюдения.
Кроме того, их устройство наиболее сложно и включает в себя
элементы остальных типов КМ. Поэтому далее будут рассматри-
ваться только клинические КМ для палат интенсивного наблюде-
ния.
1.6. ОБОБЩЕННЫЕ СТРУКТУРНЫЕ СХЕМЫ КАРДИОМОНИТОРОВ
Несмотря на большое разнообразие КМ, все они могут быть
описаны одной обобщенной структурной схемой (рис. 1.19). Элект-
рокардиосигнал с электродов поступает в блок усиления и преоб-
разования, который усиливает его до уровня, необходимого для
его обработки. Блок ограничивает спектр частот входного сигнала
с целью повышения помехоустойчивости и надежного выделения
информативных признаков ЭКС и производит его дискретизацию
(аналого-цифровое преобразование), если в дальнейшем предпо-
лагается цифровая обработка сигнала. При использовании бес-
проводного канала связи между больным и КМ электрокардио-
сигнал с электродов модулирует генератор передатчика, разме-
щенного на больном. Принимаемый сигнал с приемника поступает
в блок усиления и преобразования.
Усиленный и преобразованный в цифровую форму ЭКС (если
предусматривается цифровая обработка сигнала) поступает в
блок обработки, где в соответствии с принятыми алгоритмами
аналоговым нли цифровым методами производится: обнаружение
QRS-комплексов или -зубцов, классификация ОД£-комплексов
иа нормальные и патологические. Идентифицированные комплек-
сы QRS н значения интервалов поступают в блок формирова-
ния диагностических заключений. На основании полученных дан-
ных по алгоритмам выделения аритмий формируются соответству-
ющие диагнозы.
Диагностические заключения сравниваются в блоке формиро-
вания сигналов тревоги с порогами, установленными для сигнали-
40
------1--------- Влок_____________________I- ------
Блок усиления и-Блок формирования _Блок отображения
преобразования обработки диагностических * информации
------г----- ----—---- заключений--------------
!. ’1.20. Структурная схема аналогового кардиомонитора
41
зации. Электрокардиосигнал и диагностические заключения о ха«
рактере аритмий индицируются в блоке отображения ннформа*
ции.
В зависимости от технического исполнения КМ могут быть ин-
струментальными и вычислительными [26].
Инструментальные КМ исторически были первыми. Оии харак-
теризуются полностью аппаратными средствами реализации, ис-
пользующими аналоговые методы обработки ЭКС и отображения
информации. В инструментальных КМ могут быть использованы
цифровые средства отображения и измерения параметров, основан-
ные на «жесткой» логике, т. е. без возможности изменения про-
грамм обработки, свойственной вычислительной технике на основе
ЭВМ. Упрощенная структурная схема инструментального КМ при-
ведена на рнс. 1.20. В инструментальных КМ применяются анало-
говая обработка ЭКС, основанная на обнаружении Я-зубцов мето-
дом частотной и амплитудно-временной селекции. Этот метод об-
ладает высокой помехоустойчивостью, но вносит в ЭКС значитель-
ные искажения, что не позволяет достоверно дифференцировать
нормальные и патологические желудочковые комплексы. Поэтому
КМ такого типа в основном позволяют вести наблюдение ЭКГ по
экрану ЭЛТ, измерять ЧСС и классифицировать фоновые нару-
шения ритма по установленным порогам для ЧСС. Примером та-
кого КМ может служить рнтмокардиометр РКМ-01 [9]. Кардио-
мониторы КМ-01 и РКВ-01 имеют еще один канал — выделения
ПВ и измерения ДП. Метод выделения ПВ аналогичен выделению
R -зубца [27].
Рассмотренные КМ не позволяют классифицировать аритмии
по типу случайных событий, многие из которых можно обнару-
жить на основании автоматического анализа /^-интервалов. Один
из методов классификации аритмий основан на использовании по-
следовательного попарного перебора /?/?-интервалов, как это де-
лается при формировании скаттерграммы. Алгоритм классифика-
ции состоит в вычислении величины Z=RRi/RRi+1 и отнесении ре-
зультатов к определенным областям квантования. Применение
цифровых схем на жесткой логике в блоке формирования диагно-
стических заключений (см. рис. 1.19) позволило создать простой
КМ — ритмокардноанализатор РКА-01, который позволяет обнару-
живать экстрасистолы и выпадения QRS-комплексов [13].
В кардиосигнализаторе КС-02 экстрасистолы и выпадения
Q/^-S-комплексов обнаруживаются путем преобразования интерва-
лов в амплитуду пилообразного напряжения и сравнения ее с по-
роговыми значениями [28].
Инструментальные КМ имеют ограниченные функциональные и
технические возможности и на настоящем этапе не удовлетворяют
медицинским задачам.
Вычислительные КМ позволяют решать значительный круг ме-
дицинских, технических и эксплуатационных задач прн помощи
ЭВМ, т. е. программным способом, что позволяет расширять
классы обнаружения аритмий за счет усложнения алгоритмов.
42
Ряс. 151. Структурная схема цифрового кардиомонитора
Функции вычислительной техники в КМ сводятся к цифровой об-
работке ЭКС, анализу данных обработки, отображению результа-
тов анализа и управлению прибором. В качестве ЭВМ используют-
ся встроенные аппаратные средства вычислительной техники: од-
нокристальные и одноплатные микроЭВМ и микропроцессорные
системы.
Наиболее простой путь реализации вычислительных КМ — это
применение в иих одноплатных функционально законченных мик-
роЭВМ. На рис. 1.21 приведена структурная схема КМ на основе
двух микроЭВМ [29].
Усиленный ЭКС дискретизируется аналого-цифровым преоб-
разователем (АЦП) и в цифровом виде поступает на вход мик-
роЭВМ!. В этой микроЭВМ осуществляется операция сжатия ис-
ходного описания. Оно уменьшает количество отсчетов в 10—15
раз, что снижает требования к быстродействию аппаратных
средств и позволяет синтезировать простые структурные алгорит-
мы обнаружения @7?3-комплекса, выделения его характерных то-
чек. Сжатое описание ЭКС поступает в микроЭВМ2. МикроЭВМ2
выполняет все последующие процедуры анализа аритмий: изме-
рение /^-интервалов; измерение параметров ОДЗ-комплексов;
классификацию по их форме на нормальные и патологические; об-
наружение аритмий и возможных помех. Программы наблюдения
вводятся в микроЭВМ2 посредством клавиатуры КМ. Выходы
микроЭВМ2 соединяются с блоком интерфейса, осуществляющего
связь с центральным постом (ЦП), и блоком формирования ре-
зультатов анализа. В удобной для врача форме результаты ана-
лиза поступают на устройство отображения данных — электронно-
лучевой дисплей телевизионного типа. При возникновении нару-
шений ритма, опасных для больного, включается сигнализация
тревоги.
Применение двух микроЭВМ в вычислительной части КМ про-
диктовано жестким режимом реального времени при достаточной
сложности реализуемых программ и ограниченности объема по-
43
стоянного запоминающего устройства (ПЗУ), программируемого
изготовителем мнкроЭВМ по заказу пользователя. Более гибким
решением является' применение вычислителей на основе типовых
комплектов интегральных микросхем. Такое выполнение вычисли-
тельной части КМ хотя и требует затрат на разработку, ио не на-
кладывает каких-либо серьезных ограничений иа характеристики
КМ и АСОВК-
1.7. КАРДИОМОНИТОРЫ В АВТОМАТИЗИРОВАННЫХ СИСТЕМАХ
ОПЕРАТИВНОГО ВРАЧЕБНОГО КОНТРОЛЯ
Эффективность применения КМ существенно повышается при
объединении их в автоматизированную систему оперативного вра-
чебного контроля. (Мы рассматриваем АСОВ К применительно к
кардиологическим больным, находящимся в специализированных
палатах интенсивного наблюдения терапевтических отделений
больниц и клиник.) Кроме того, АСОВ К лучше отражает техни-
ческую сторону проблемы мониторного наблюдения.
Основная особенность АСОВК заключается в централизации
интенсивного наблюдения за всеми больными, находящимися в
одной или двух палатах. Число одновременно контролируемых
больных колеблется от 4 до 24. Автоматизированная система опе-
ративного врачебного контроля позволяет если не уменьшить, то
более целесообразно использовать обслуживающий персонал.
Возрастающая стоимость медицинского обслуживания часто поро-
ждает сомнения в целесообразности применения АСОВК, но нако-
пленный опыт показывает, что эффективность АСОВК при контро-
ле аритмий не вызывает сомнений [14]. Вопросам применения-
АСОВК посвящено много работ, в том числе [30—32].
Аналогично кардиомониторам АСОВК в зависимости от техни-
ческого исполнения могут быть инструментальными —в виде ком-
плекса специализированной аппаратуры и вычислительными — на-
основе ЭВМ.
Распределение этапов обработки информации между прикро-
ватной частью и центральным постом определяет конфигурацию
АСОВК- Возможны четыре- конфигурации, определяющие струк-
турную схему системы: с центральной, периферийной, смешанной
и комбинированной обработкой информации [26].
Центральная обработка информации в АСОВК строится на ба-
зе ЭВМ, берущей на себя все этапы обработки и устанавливаемой
в ЦП. Возле больного в этом случае располагается блок предоб-
работки ЭКС, выполняющий функции усиления, фильтрации и
аналого-цифрового преобразования. Прн центральной обработке1
информации КМ как таковой отсутствует в системе. Положитель-
ным качеством такой системы является минимум оборудования,
требуемого для ее реализации, недостатками же — отсутствие ин-
формации о больном возле кровати, последовательный характер
обработки всей входящей информации в однопроцессорных ЭВМ,
44
К дополнительным
модулям
45
предъявляющий поэтому жесткие требования к быстродействию
и надежности машины.
Периферийная обработка ЭКС в АСОВ К предусматривает ав-
тономную обработку сигнала по принципу: каждый КМ связан с
ЦП, в котором могут быть установлены блоки, дублирующие ана-
логичные блоки КМ. Периферийная обработка характерна для ин-
струментальных АСОВ К, в которых отсутствует ЭВМ в ЦП. Та-
кая жесткая система ограничивает число одновременно контроли-
руемых больных. К системам этого типа относятся «Кар дн оком -
плекс-3» [9] и ДКС-4Т[33].
Смешанная обработка информации в АСОВК предполагает
распределение функций обработки между КМ и ЦП таким обра-
зом, чтобы при минимальных общих затратах на оборудование
удовлетворялись бы требования к быстродействию всех блоков.
Такая конфигурация АСОВК получается при реализации прикро-
ватной части в виде аналоговой и дискретной аппаратуры обработ-
ки, которая через интерфейс соединена с ЭВМ центрального пос-
та. Примером такой АСОВК является «Кардиокомплекс-04»
[34, 35].
Комбинированная обработка информации -в АСОВК—это наи-
более гибкая конфигурация системы, которая дает возможность
вести наблюдение за состоянием больного как у его постели, так
и в ЦП. При комбинированной обработке расширяются функции
КМ за счет возможности обмена информацией между КМ и ЦП
в обе стороны, что, несомненно, более удобно для врача. Приме-
нение микропроцессорных-КМ и мнкроЭВМ позволяют выполнять
такую систему в виде многопроцессорной вычислительной структу-
ры, обладающей высокой надежностью. На рис. 1.22 приведена струк-
турная схема такой системы. Примерно по такой схеме выпуска-
ется мониторная система «Альфа» фирмы «Спейслэбс» (Space-
labs) [36]. Большой объем данных, .требуемых для обработки н
вывода при автоматизированном наблюдении за состоянием боль-
ного, лучше всего согласуется с концепцией вычислительных
АСОВК, особенно с распределением функций обработки между не-
сколькими процессорами с иерархической структурой и параллель-
ной обработкой данных.
ГЛАВА 2
ЭЛЕКТРОННЫЕ УСТРОЙСТВА КАРДИОМОНИТОРОВ
2.1. ФУНКЦИОНАЛЬНЫЙ СОСТАВ ЭЛЕКТРОННЫХ УСТРОЙСТВ
Электронные устройства (ЭУ) кардиомониторов в самом об-
щем случае представляют собой совокупность аппаратных средств,
Предназначенных для преобразования, обработки и отображения
Информации, В нашем случае йод информацией понимаются ЭКС
и данные его обработки в КМ на всех этапах, а также управляю-
46
щие и тестирующие сигналы. Основной состав ЭУ охватывает ши-
рокий арсенал аналоговых н цифровых полупроводниковых схем,
обеспечивающих выполнение функций:
усиления ЭКС при значительных синфазных электрических ле-
мехах;
преобразования ЭКС в удобную для обработки форму;
анализа ЭКС во временной или частотной областях в реаль-
ном масштабе времени;
накопления и обработки данных анализа;
оперативного отображения и документирования ЭКС и резуль-
татов его обработки;
дистанционной передачи ЭКС и результатов обработки ло ка-
налам связи;
сопряжения КМ с автоматизированными системами;
автоматизации процесса управления прибором;
самоднагностирования неисправностей.
Если общие вопросы проектирования ЭУ обработки данных
достаточно полно освещены в литературе, то обработке ЭКС уде-
деио значительно меньшее внимание из-за специфичности зада-
чи. Поэтому в этой главе будут рассмотрены только те устрой-
ства, которые имеют принципиальное значение для кардиомони-
торов. Учитывая широкое внедрение микропроцессорных обраба-
тывающих и управляющих устройств в аппаратуру обработки дан-
ных, вопросы применения микропроцессоров в КМ выделены в
отдельную главу (гл. 3).
2.2. УСТРОЙСТВА СЪЕМА ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
В КАРДИОМОНИТОРАХ
Влияние физико-химических свойств устройств съема иа элек-
трокардиосигнал. Все устройства съема медицинской информации
подразделяются на две группы: электроды и датчики (преобразо-
ватели). Электроды используются для съема электрического сиг-
нала, реально существующего в организме, а датчик — устройст-
во съема, реагирующее своим чувствительным элементом на воз-
действие измеряемой величины, а также осуществляющее преоб-
разование этого воздействия в форму, удобную для последующей
обработки. Электроды для съема биопотенциалов сердца приня-
то называть -электрокардиографическими (электроды ЭКГ). Они
выполняют роль контакта ю поверхностью тела и таким образом
замыкают электрическую «цепь между генератором биопотенциалов
и устройством измерения.
Автоматический анализ ЭКС в КМ предъявляет жесткие тре-
бования к устройствам съема — электродам ЭКГ. От качества
электродов зависит достоверность 'результатов анализа и, следо-
вательно, степень сложности средств, применяемых для обнару-
жения сигнала на фоне помех. Низкое качество съема ЭКС прак-
тически не может быть скомпенсировано никакими техническими
решениями. Ка1к показало применение первых КМ, обычные плас-
47
жеи можно 'пРедставит|Ув^ХвдГ,тТ0бпгглИТаКТа электР°Да с ко-
таллический электрод и электоолит^^ “ на ри 2)- Ме’
полуэлемент. Химические реакции уют электрохимический
” Э5^Р°ЛИТОМ’ Влияют «а ФУИкц’ношфовмие'э “еЖДу металлом
Требования, прелъямЦ-юлнровамне электродов ЭКГ.
основным требованиям к любым nneSTP<WaM соответствуют
ких сигналов: любым преобразователям бноэлектричес-
поле3ного™^а“ХИрмХНэ^кХаЛа (минималь™е потери
тотнои характеристики сигиалаГ °Жа и сохРаченне час-
идентичности электончесжи,
пГрХ^“М^ТЬ’ =~ь компеисации^элеюрических
иость элегических Впа™Хр^КЦИЙ п()еобРазопа™я
ния еигпа.юшум™10 ШуМОВ (<)беспечение необходимого
устрХво.ВЛИЯН’ИЮ ХаРакте'Дљк электродов
(сгабиль-
соотноше-
®а измерительное
Подкожные ткани Ножа
Рис. 2.1. Структура контакта электрода
с кожей
Ряс. 22 Электроды эд- для кардио-
мониторов:
о-мвогорамвые. 6 _ одидам1|ы<.
Исследования электрохимических и физических процессов,
происходящих в полуэлементе устройства съема, выделили сле-
дующие основные «факторы, влияющие на искажения ЭКС:
кожно-электродный импеданс;
электродные потенциалы (контактные и поляризационные).
Частотная характеристика ЭКС лежит в -области -низких частот
(от 0,05 до 800 Гц). На низких частотах сопротивление перехода
кожа — электрод можно считать активным, а его значение нахо-
дится в пределах от нескольких десятков килоом до единиц мега-
ом. П|рновная доля переходного сопротивления кожа—электрод
принадлежит коже, так как сопротивление подкожных тканей ме-
нее 1 кОм. Хотя современные усилители с полевыми транзистора-
ми на входе имеют входное сопротивление более 10 МОм, потери
сигнала могут быть значительными, поэтому необходимо принять
меры для уменьшения межэлектродного сопротивления.
Переходное сопротивление кожа — электрод уменьшается с уве-
личением площади электрода, но при этом увеличиваются помехи
от биопотенциалов работающих .мышц (миографические помехи),
расположенных в месте наложения электродов. Кроме того, появ-
ляется 'погрешность ЭКС (его формы) от неточности наложения
электродов *на выбранную точку тела. Для уменьшения сопротив-
ления кожа — электрод места установки электродов должны быть
обезжирены смесью спирта и эфира. (Чистый спирт удаляет вла-
гу из эпидермиса, протоков потовых желез и тем самым увеличи-
вает сопротивление кожа — электрод.) После этого между электро-
дом и кожей помещают слой -специальной проводящей пасты, ко-
торая представляет собой электролит, диффундирующий в поры
кожи и заполняющий свободные места под электродом при его
неполном прилегании к коже. Паста сохраняет хорошую проводи-
мость длительное время. Конструкция электрода должна препят-
ствовать растеканию пасты за площадь электрода. Растекание
пасты увеличивает площадь электродов, что приводит -к увеличе-
нию помех.
Разброс и нестабильность переходного сопротивления кожа —
электрод вызывают разбаланс входных цепей усилителя ЭКС и
появление помех, источник которых — электрическое поле -сети,
наведенное на объект ее проводкой.
При контакте 'металла с электролитом образуется электрохи-
мический лолуэлемент, -который вырабатывает разность потенциа-
лов между электродом н тканью тела — так называемый потен-
циал покоя, составляющий, как правило. 0,3—1 В. Так как съем
ЭКС осуществляется двумя электродами, то при идентичных элек-
тродах разность -потенциалов между ними могла бы быть ском-
пенсирована, но практически достигнуть полной компенсации не
Удается. Оставшаяся разность потенциалов между ними мбжет
Достигать 0,1—-0,4 В и изменяет свое значение во времени. Таким
образом, потенциал покоя превышает полезный сигнал в сотни
раз. При движениях пациента происходит смещение электродов,
Двойной электрический слой у поверхности раздела фаз с элек-
49
тронной и ионной проводимостью мгновенно разрушается, созда-
вая скачки электродного потенциала, лежащие в полосе ЭКС
[37]. Скачки потенциала является 'причиной помех (артефактов)
часто вызывающих ошибки в диагностике аритмий кардиомонито-
рами. Другим источником помех являются потенциалы поляриза-
ции, возникающие при протекании незначительного (10~7 А) тока
через границу раздела двух фаз.
При обычном электрокардиографическом исследовании, кото-
рое ведется в покое и длится несколько минут, а расшифровка
ЭКГ производится кардиологом, помех при съеме ЭКГ можно
избежать, а их небольшое влияние не мешает расшифровке ЭКГ<
При длительном автоматическом анализе ЭКС невозможно ис-
ключить двигательную активность больного и КМ нз-за помех
будет давать большое число ошибок, уменьшить которое можно с
помощью специальных электродов.
Электроды ЭКГ для кардиомониторов. Задача качественного
съема ЭКС при длительном контроле решается по нескольким
направлениям:
поиск материалов для электродов с малой разностью потен-
циалов системы электрод — проводящая паста — электрод;
разработка составов проводящих паст, уменьшающих электрод-
ные потенциалы н сохраняющих свои свойства длительное время,
совершенствование конструкции электродов и методов их креп-
ления на теле больного.
5ыло предложено много различных типов электродов ЭКГ,
ра..; лчающихся принципом передачи сигнала (металлические, ем-
костные, резистивно-емкостные, резистивные) [38]; уровнем нап-
ряжения поляризации (неполяризующиеся, слабополяризующиеся)
[39]; конструкцией (плавающие, гибкие, чашечные, игольчатые)
[40] и возможностью повторного использования (одноразовые,
многоразовые).
Исследования различных материалов для электродов [41] по-
казали, что наименьшим потенциалом поляризации обладают
хлопсеребряные электроды, состоящие из серебра и хлорида се-
ребра (А"—AgCl). Такое соединение получают электролитичес-
ким путем, а в качестве электролита в проводящей пасте исполь-
зуются ионы хлорида, чаще — натрия и калия. Хлорсеребряные
электроды получили наибольшее распространение, их выпускают
одноразового и многоразового применения (рис. 2.2). Естествен-
но, что одноразовые электроды предпочтительнее, так как они
всегда готовы к употреблению и имеют большую клеящую по-
верхность, исключающую смещение электрода. Разность потенциа-
лов двух электродов системы электрод — паста — электрод -не пре-
вышает 3—5 мВ, межэлектродное сопротивление — 500 Ом, а
скорость изменения разности потенциалов — 2 мкВ/с. Время го-
товности 1—2 мин. Напряжение шума электродов не более 30 мкВ.
При длительном съеме ЭКС различные химические, механичес-
кие и другие причины, источником которых являются электроды,
проводящая паста и клеящий слой, могут привести к поврежде-
50
нию кожных покровов. Для предотвращения отрицательных реак-
ций желательно переклеивать электроды хотя бы каждые сутки
на соседние участки тела.
2.3. УСИЛИТЕЛИ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Особенности источника возбуждения. Источником возбужде-
ния усилителя ЭКС (УсЭКС) является биологический объект —
человек, который может быть представлен эквивалентным элек-
трическим генератором. А как известию, свойства любого электри-
ческого генератора определяются характером изменения ЭДС во
времени н внутренним сопротивлением.
Электрокардиосигнал является частью ЭДС сердца, измеряе-
мой на поверхности тела при помощи электродов, расположенных
определенным образом. Закон изменения ЭКС во времени может
считаться квазипериодическим с периодом .кардиокомплексов
(^-интервалов) Тдц««0,1—3 с. Минимальное значение TRR соот-
ветствует фибрилляции желудочков, а максимальное—блокадам
сердца. Форма эквивалентного кардиокомплекса близка к тре-
угольной с амплитудой, лежащей в диапазоне 0—5 мВ. Полоса
занимаемых кардиокомплексом частот охватывает диапазон от
0.05 до 800 Гц.
Междуэлектродиое сопротивление, включающее сопротивления
переходов кожа — электрод, соответствует внутреннему сопротив-
лению источника возбуждения УсЭКС и изменяется в значитель-
ных пределах. Для технических расчетов обычно принимают диа-
пазон 5—100 кОм.
Помимо , перечисленных параметров при проектировании
УсЭКС необходимо учитывать ряд существенных особенностей
источника возбуждения:
1. Нестабильность внутреннего сопротивления за счет измене-
ний сопротивлений переходов кожа — электрод. При этом нужно
считаться с большими значениями междуэлектродных сопротивле-
ний и их разбалансом в системе отведений ЭКС.
2. Образование на переходах кожа — электрод напряжений по-
ляризации, -создающих на входных контактах УсЭКС напряжение
смещения, достигающее ±300 мВ. Такое напряжение может выз-
вать насыщение усилителя.
3. Медленный дрейф напряжения поляризации и резкие его
изменения при смещениях электродов из-за движений больного.
Скачки напряжения поляризации создают трудно устранимые
электрические помехи.
4. Наличие напряжений помех, попадающих на входные зажи-
мы УсЭКС синфазно и противофазно. Помехи могут быть биоло-
гического .и физического происхождения. К биологическим поме-
хам относятся биопотенциалы других органов и мышц, а к физи-
ческим — наведенные на объект напряжения от неэкранироваи-
ных участков сетевой проводки, сетевых шнуров других приборов
и проводящих поверхностей (вторичное напряжение наводки).
Особенно большой уровень имеют синфазные сигналы помех мая
ряжения сети, попадающие на объект через емкостную связь.
5. Наличие импульсных помех при воздействии на объект те
рапевтических аппаратов: кардиостимулятора и дефибриллятора
Попадая на вход УсЭКС, артефакты импульсов кардиостимуля
тора искажают ЭКС и вызывают в ряде случаев ложно обнаруже-
ние кардиокомплекса, а импульсы дефибриллятора могут повре-
дить входные цепи УсЭКС.
Перечисленные особенности источника возбуждения в значи-
тельной степени определяют построение УсЭКС.
Требования к параметрам. Достоверность автоматического
анализа ЭКС во многом определяется 'параметрами УсЭКС —
первого звена в цепи предварительной обработки сигнала в КМ
Принимая во внимание характеристики источника возбуждения,
особенности подключения УсЭКС к объекту и условия сопряже-
ния усилителя с ЭУ обработки, отображения и документирования
ЭКС, рассмотрим требования к основным параметрам УсЭКС в
их влияние на искажения ЭКС.
Входное напряжение UBX должно лежать в диапазоне не менее
чем 0,03—5 мВ. Нижнее значение 17вх определяет пороговую чув-
ствительность усилителя, ниже которой наблюдение ЭКС на экра-
не КМ затруднено.
На пороговую чувствительность -влияет уровень внутренние
шумов, приведенных ко входу’ усилителя. Обычные достижимые
значения 30 мкВ.
Об искажениях ЭКС судят по динамическим характеристикам
УсЭКС, измеренным на синусоидальном напряжении: полосе про-
пускания Af; неравномерности АЧХ б/, крутизне спада АЧХ вне
полосы пропускания Kt. Эти параметры характеризуют искаже-
ния ЭКС косвенным способом, так как форма кардиокомплекса
близка .к треугольной, но практически удобно использовать тра-
диционный для усилителей метод.
Оптимальный выбор ,Д/ имеет важное значение. Наиболее ин-
формативная часть ЭКС занимает -полосу ча-стот Af=0,05—120 Гц
но в практической ЭКГ-диагностике используют усилители с Af=
=0.05—60 Гц. Чрезмерное сужение частотного диапазона со -сто-
роны -нижних частот fB приводит «к искажению сегмента ST и зуб-
ца Т, ио уменьшает смещение изолинии, а со стороны высоких
/в—*к сглаживанию зазубрин иа QRS--комплексе и уменьшению
крутизны его склонов. С другой стороны, увеличение fB приводит
к увеличению помех от биопотенциалов мышц. Если при fB=
= 100 Гц погрешность передачи QPS-комплекса составляет око-ла
3%, то при fB=30 Гц погрешность возрастает до 15% и могут
сглаживаться различия между нормальным и патологический
комплексами.
В КМ в зависимости от назначения тракта усиления ЭКС нор-
мируются три значения Af:
А/ — для линейного выхода УсЭКС, предназначенного для под-
ключения регистратора ЭКС;
52
Д/э — для изображения ЭКГ на экране ЭЛТ КМ;
А/м — для мониторирования при большом уровне помех.
Типичные значения параметров АЧХ: Af=0,05—120 Гц при б/—
= ±10%; АД=0,1—50 Гц при 6/=±30% (Af3<Af обычно из-за
технических ограничений); AfM=0,5—25 Гц при б/=±30%;
^6 дБ/октаву.
Помехоустойчивость КМ по отношению, к -синфазным сигналам
определяется коэффициентом ослабления -синфазных сигналов
Косс—Кд/Кс, где Кд и Кс — коэффициенты усиления дифферен-
циального н синфазного сигналов. Часто используется логарифми-
ческая форма для значения Косс:
^occ = 201g(^c).
Таким образом, Косс показывает способность усилителя разли-
чать -малый дифференциальный (разностный, противофазный) сиг-
нал и а фойе большого синфазного. Легко достижимое значение
Косс лежит -в диапазоне 70—80 дБ. Дальнейшее увеличение Косс
до 90—120 дБ требует специальных методов и усложняет кон-
струкцию УсЭКС.
Полное входное сопротивление ZBX должно быть не менее 2,5—
10 МОм. При таких значениях ZBX можно пренебречь потерями
в передаче напряжения ЭКС и допустить разбаланс сопротивле-
ний -кожа — электрод дю 5—10 кОм. Напряжение -смешения «а
входных зажимах УсЭКС не должно уменьшать значения ZBX и
Косс- Чтобы не увеличивать напряжение смешения, необходимо
ограничить постоянный ток в цепи пациента, -определяемый -по
входному току .покоя, значением 0,1 мкА.
Особо следует отметить требование обеспечения электробезю-
па-сности пациента, поскольку через электроды может протекать
ток утечки от сети. Допустимый ток утечки для КМ, «выполненных
по классу II, типу CF стандарта иа электробезопасность, не дол-
жен превышать 10 мкА (см. гл. 5).
Этот далеко не полный перечень требований -к УсЭКС дает
возможность правильно подойти -к вопросам его проектирования.
Способы подключения к источнику сигнала. Необходимость
ослабления синфазных сигналов предопределяет -схему подклю-
чения УсЭКС к объекту н построение его -входных каскадов
(рис. 2.3). Усилитель строится -по симметричной схеме с гальва-
нической связью между входом и -выходом (рис. 2.3.а) или по
схеме с гальваническим разделением входа и выхода (рис. 2.3,6).
В УсЭКС с гальванической связью сигнал передается с входа на
выход электрическим путем, а в УсЭКС с гальваническим разде-
лением — изменяющимся магнитным полем (трансформаторная
связь), электромагнитным полем ((радиосвязь) или 'изменяющим-
ся световым потоком (оптическая связь)- Усилители -с гальвани-
ческим -разделением входа и выхода принято называть изолирую-
щими или развязывающими (РУ).
Эквивалентная схема объекта состоит из генератора ЭДС пен
лезн-ого сигнала f=Ei4-E,2, генератора ЭДС синфазного сигнал
Корпус
Ооъект
_______________Kopriijc^
I Зкпап
входа
противофазное напряжение помех. Противофазный сигнал поме-
хи усиливается ДУ совместно с ЭКС, поэтому он должен быть-
рсдаблен до значения пороговой чувствительности УсЭКС.
Коэффициент ослабления синфазных сигналов Лос.вх входны-
ми цепями ДУ определяется из уравнений для схемы с гальва-
нической связью входа и выхода if42]
Ксс.вх « ZBX/A Z,
где Zbx^Zbxi^Zbxz. AZ-|Z2—ZJ, а для схемы с гальваническим
разделением входа и выхода
Кос.вх AZ.
В РУ можно создать достаточно большое полное сопротивле-
ние изоляции ZH3 входных зажимов ДУ, которое, будучи включен-
ным последовательно на пути тока /о, обеспечивает его значитель-
ное ослабление. Не нужно, конечно, забывать, что такое подклю-
чение -обеспечивает гальваническую развязку, а емкостная связь
остается. Уменьшение емкости в точках развязки достигается вы-
бором метода передачи сигнала н оптимальным конструктивным
решением. Помимо больших значений Кос.Вх в РУ уменьшается
ток утечки от сети на пациента, что способствует повышению
электробезопасности больных. Для обеспечения больших значе-
ний коэффициентов ослабления синфазных сигналов всего усили-
теля ЭКС должно соблюдаться условие, прн котором Кос.вх зна-
чительно больше Косс входного дифференциального каскада.
Уменьшение влияния противофазных помех физического проис-
хождения достигается методами экранирования, компенсации и др.
Влияние противофазных помех биологического- происхождения
можно уменьшить фильтрацией, уменьшением площади электро-
дов и -их оптимальным расположением.
Операционный усилитель — базовый элемент аналоговой схемотехники. По
принципу действия операционный усилитель (ОУ) отличается от обычного тем,
что его характеристики определяются преимущественно параметрами цепи об-
ратной связи (ОС). Параметры ОУ таковы, что позволяют, комбинируя ОС,
создавать различные аналоговые структуры. Операционные усилители выпол-
эг.-отся на основе интегральной и изредка гибридной технологии и по своим
размерам в цене практически не уступают отдельно взятым транзисторам. Это
обстоятельство определяет то, что основная масса аналоговых функциональ-
ных ЗУ строится иа базе стандартных ОУ.
Вопросам теории и применения ОУ посвящена обширная литература [43—
поэтому целесообразно остановиться только на основных свойствах, па-
метрах и схемах включения.
Операционный усилитель строится по схеме усилителя постоянного тока с
игфференциальным входом. Если иет управляющего напряжения, то входы и
выходы ОУ находятся под нулевым потенциалом и могут непосредственно
°<затываться цепями ОС. Идеальный ОУ обладает следующими свойствами:
коэффициент усиления дифференциального сигнала Кд и дифференциальные
Годные сопротивления /?нд стремятся к бесконечности, выходное сопротнвле-
Ilke -приближается к нулю, коэффициент усиления синфазного сигнала стремится
55
е)
Рис. 2.3. Эквивалентная схема подключения усилителя к объекту:
«о — гальваническая связь между входом и выходом; б — гальваническое разделение
к выхода
(внешних и внутренних помех) Е’з и полных внутренних сопротив-
лений Zi, Z2 и Z3. Для ослабления синфазных сигналов во вход-
ных каскадах УсЭКС применяют дифференциальный усилитель
(ДУ), обладающий при определенных условиях этим свойством
[43]. Подключение ДУ к объекту осуществляется при помощи
двух активных электродов Э2 и одного пассивного соеди-
ненного с общим проводом ДУ — «землей» (корпусом KM)J_
или «плавающей (изолированной от корпуса) землей»^,.
На входе ДУ образуется мостовая схема из Zb Z2, ZBXi, ZBx2<
Добиться полного баланса моста практически невозможно,
так как Zx и Z2 зависят от сопротивлений переходов кожа — элек-
трод, a ZBxi и Zbx2 отличаются друг от друга на 0,1—10% из-за
возможностей технической реализации. В результате разбаланса
моста токи 1\ и /2, вызванные Е3, текут через ZBXt и ZBx2, образуя
54
К нулю н на с № накладываются ошибки постоянной составляющей Иде-
альный ОУ не может работать в линейном режиме без ОС из-за того' “о
Дд->-ос>.
Параметры идеального ОУ практически не могут быть достигнуты, поэто-
му в каждом случае можно судить лишь о степени приближения к ним Для
полного описания свойств ОУ необходимо знать более 30 параметров. В таб.
2.1 приведены основные параметры некоторых предпочтительных ОУ.
Табл и U а 21
Основные параметры операционных усилителей
Наименование и обозначение нара адетра 140УД13 Тип ОУ К284УД1А
140УД14 К544УД1А
Коэффициент усиления В/мВ 10 50
Коэффцпиент ослабления синфазного сиг нала Досс, дБ 90 85 50 70 20 66
Входное сопротивление RBX.a, МОм Входной ток смещения /вх, мА 50 0 5 30 1000 150
Разность входных токов Д/Вх, мА Частота единичного усиления /, МГц ±0,2 0,2 ±0,2 0,5 + 15 0,6 0,15 +0,05 1,0 ±0,5
Напряжение питания -J-£n и —£п в + 15 1,0 4.0
Потребляемый ток /п, мА Глгптествует той пгнлвкгыо 2,0 + 15 3,5 ±9 2,5
охваченного отрицатель-
ной ОС (рис. 2.4)
ЛУГ
Рис. 2.4. Схемы включения
операционных усилителей:
а — неннвертирующее включе-
ние: о — инвертирующее вклю-
чение; в — дифференциальное
включение
1. Неинвертирующее включение (рис. 2.4,а). Применяется в тех случаях,.
кОгда необходимо согласовать большое внутреннее ' сопротивление нсточника--
сзгнала с низкоомной нагрузкой. Напряжение ОС определяется делителем
fa—/?2. Коэффициент усиления по напряжению Ошибку, возни-
каюШУю за счет входных токов, можно уменьшить, если уравнять сопротивле-
ния Лбал и R. При балластном сопротивлении £бал=0 /?=Я11#2. В случае
/^==0, Ra—00 образуется иеннвертирующий повторитель (буферный усилитель)
с Ку=1. Входное сопротивление повторителя должно достигать значений
/?нх.дКд, однако оио ограничивается величиной синфазного входного сопротив-
ления 7?с. Но и в этом случае повторитель имеет -большое входное сопротивле-
ние, так как /?с^>/?вх.д. Неинвертнрующая схема является основой для по-
строения масштабных усилителей,
2. Инвертирующее включение (рис. 2.4,6) — основа большинства схем об-
работки сигнала. Обратная связь может быть линейной, нелинейной и иметь
акт гвный или реактивный характер. Для этой схемы Ку=—.RocfRi н компен-
сация ошибки за счет входных токов достигается при /?бал=/?1М?ос.
3. Дифференциальное включение является сочетанием инвертирующей и не-
пнвертирующей схем (рис. 2.4,е), образует дифференциальный усилитель (ДУ).
Основное назначение таиого включении — это усиление малых разностных сиг-
налов и ослабление больших синфазных сигналов. Дли приведенной схемы
ия—иС2—«ci и Ry=Ne
Входные цепи усилителя. К входным зажимам УсЭКС подклю-
чаются устройства, обеспечивающие его 'нормальное функциони-
рование и необходимые характеристики. К этим устройствам в
общем случае относятся: кабель отведений, подавитель синфаз-
ных помех, переключатель отведений, схема защиты от 'воздейст-
вия дефибриллирующего импульса, калибратор амплитуды, де-
тектор плохого контакта в системе отведений, буферные усили-
тели, выделитель артефакта стимулирующего импульса.
Кабель отведений представляет собой высокоомную линию
связи, очень чувствительную к емкостным наводкам. Такая линия
обязательно экранируется, что приводит к увеличению емкости
каждого провода отведений. Емкость кабеля уменьшает ZBX и,
следовательно, Косс входных цепей УсЭКС. Кроме того, при ме-
ханических перемещениях кабеля эта емкость может -незначи-
тельно изменяться, вызывая появление шумов экранирования.
Так, при -напряжении наводки 10 В и изменении емкости на 0,01%
скачки напряжения шумов достигнут 1 мВ! Несмотря на экрани-
ровку, кабель играет роль антенны, и для уменьшения электро-
магнитных иаводок желательно, чтобы он был минимальной дли-
ны и при укладке занимал небольшую площадь.
Влияние кабеля отведений яа ZBX можно уменьшить, а Досс
входных цепей повысить за счет применения на входе кабеля
буферных усилителей ОУ1 и ОУа (рис. 2.5), что позволит согла-
совать линию связи, и усилителя ОУз — подавителя синфазных
сигналов. Дополнительное подавление происходит благодаря от-
рицательной ОС по синфазному сигналу на электрод правой ногн
ПН (N). Отрицательная ОС поддерживает близким к нулю «сии-
57
56
Кабель
\отвеОенцй
- Общий
пробой
Рис. 2.5. Схема подавителя синфазного сигнала
ПР —правая рука; ЛР—левая рука; ПН — правая нога
нм-
рис- 2-6- Защита вход-
ных" nene® усилителя
S<C от воздействия
„едибриллирующего
д ' шульса
кабеля, его соединителя с КМ и к другим участ-
му напряжению
кам изоляции входных цепей.
Калибратор амплитуды применяется для проверки работоспо-
собности всего тракта усиления ЭКС. Импульс напряжения И=
= (1±0,05) мВ подается на один из входов УсЭКС от делителя
напряжения стабилизированного источника питания нажатием
кнопки «1 мВ» на панели КМ. Калибровочный импульс позволяет
измерять напряжение ЭКС методом сравнения на экране ЭЛТ
и оценивать частотную характеристику УсЭКС по переходной
характеристике (выброс на вершине, постоянная времени).
Детектор плохого контакта в системе отведений позволяет
своевременно устранять отрыв или отсоединение электродов. Де-
тектор состоит из неинвертирующего сумматора ОУ1 и компара-
тора ОУ2 '(рис. 2.7). При отсоединении электродов .скачком изме-
няется выходное напряжение сумматора и срабатывает компара-
тор с фиксированным порогом, выход которого соединен со схе-
мой индикации. В ряде случаев, чтобы избежать подключения
детектора к электродам, его включают в тракт усиления ЭКС и
ею действие основано на выделении напряжения наводки, кото-
рое неизбежно возникает при отрыве электрода.
Предусилители. Основные параметры УсЭКС в значительной
степени определяются свойствами входных каскадов — предуси-
лителей. К ним предъявляются жесткие требования: высокое
входное сопротивление, большой коэффициент ослабления снн-
афазное напряжение между входами ДУ и изолированным общим
проводом.
Для оперативного автоматического анализа ’ЭКС обычно ис- и
пользуется только «мониторное» отведение. Иногда для диагнос- х
тических целей применяют переключение отведений (I, II, III, V).
Вместо механических переключателей в настоящее время исполь-
зуют электронные аналоговые коммутаторы в интегральном ис-
полнении на комплементарных металл — окисел — полупроводни-
ковых структурах (КМОП-структурах). Сопротивление открытого
ключа таких коммутаторов не более 300 Ом, а токи утечки не
более 50—70 мкА. Обладающие высокой надежностью ® малыми
размерами электронные коммутаторы позволяют осуществлять
развязку входных цепей при помощи управления через оптроны.
Во время дефибрилляции импульс, размах которого может
достигать 3500 В, попадает на электроды ЭКГ. Входные цепи
УсЭКС, не рассчитанные на такое напряжение, будут повреж-
дены, а сам усилитель может выйтн из строя из-за перегрузим.
Защита от воздействия импульса дефибриллятора осуществляется
путем двухстороннего диодного ограничения исходно запертыми
диодами (рис. 2.6). Обратное сопротивление кремниевых диодов
велико и практически не влияет на ZBX. Порог срабатывания дио-
дов задается прямым напряжением стабилитронов. Ограничиваю-
щие резисторы композиционного (объемного) типа должны вы-
держивать без пробоя и перекрытия большой градиент потен-
циала. Для балансировки входной цепи резисторы должны под-
бираться парами с небольшим разбросом сопротивлений. Огра-
ничивающие резисторы могут монтироваться на входе кабеля от-
ведений. В этом случае снижаются требования к испытательно
58
Рис. 2.7. Схема обнаружения неисправностей
в системе отведений
59
фазных сигналов, малый уровень шумов, высокая стабильность
коэффициента усиления, большой динамический диапазон или же
сравнительно низкий коэффициент усиления. Предусилители
строятся -на основе ОУ или в комбинации ОУ с входными диф-
ференциальными каскадами на полевых транзисторах.
Предусилитель на одном ОУ. Несмотря и а широкую
номенклатуру интегральных ОУ, усилители гибридной конструк-
ции не утратили своих позиций. Это объясняется тем, что в них
возможны ручные операции подгонки элементов, подстройки и
подбора комплектующих изделий. Специально для работы в ка-
честве усилителя биопотенциалов был разработан гибридный ОУ
типа К284УД1А с дифференциальным входным каскадом на по-
добранной паре полевых транзисторов. Особенностью ОУ являет-
ся наличие внешних выводов истоков полевых транзисторов и ге-
нератора стабильного тока Iq, фиксирующего все усилительные
параметры ДУ (рис. 2.8). Выводы истоков могут быть использо-
ваны для подключения цепи отрицательной ОС и высвобождения
затворов входных транзисторов, что позволит добиться лучшего
симметрирования ДУ и способствует повышению электробезопас-
ности. При динамическом диапазоне ±400 мВ коэффициент уси-
ления предусилителя ие должен быть более 10. Максимальное
соотношение сигнал-шум в данной микросхеме достигается при
низкоомиых сопротивлениях в цепи ОС, а это ведет к снижению
Косс усилителя.
Предусилитель потенциометрического типа.
Улучшение технологии изготовления ОУ позволило в одном тех-
нологическом цикле получить в интегральном исполнении бипо-
Рис. 2.8. Предусилитель иа гибридной микросхеме К284УД1А:
"VTj. VTS—подобранная пара полевых транзисторов; УН—усилитель напряжения; УА —
усилитель напряжения (амплитуды) н сдвига уровня; ЭП — эмиттерный повторитель
>60
лярные и полевые транзисторы. Последние используются во вход-
ных дифференциальных каскадах ОУ (например, К544УД1). От-
сутствие внешних выводов истоков полевых транзисторов в этих
ОУ компенсируется дифференциальным их включением (рис. 2.9).
Такая схема широко используется для преобразования потенциа-
лов как от заземленных, так и от незаземленных источников сиг-
нала с большим внутренним сопротивлением в напряжение иа
низкоомной заземленной нагрузке.
Дифференциальный усилитель образован парой ОУ1 .и ОУ2 в
цеиивертирующем включении, связанных между собой резисто-
ром 2Ri. Сигналы с выходов ОУ\ и ОУ2 подаются на ОУз> где
они вычитаются, и на выходе ОУз имеется только разностный
сигнал. Коэффициент усиления предусилителя Ку=(1±
+R2/Ri)R4fRs- Усиление регулируется резистором R'i, а симмет-
рирование (получение максимального значения Косс) осущест-
вляется резистором R't- При удовлетворительном симметрирова-
нии Косс может достигать 90—100 дБ.
Предусилитель с дифференциальным вход-
ным каскадом на полевых транзисторах. Часто
в предусилителе применяются на входе сдвоенные подобранные
пары полевых транзисторов в дифференциальном включении, вы-
ходы которых подключены к ОУ. Преимущество применения от-
дельных полевых транзисторов во входном дифференциальном
каскаде заключается в том, что они .имеют обычно лучшие ха-
рактеристики, чем в составе ОУ, особенно по напряжению шумов.
Кроме того, напряжение ОС можно подавать в истоки транзи-
сторов или в базу транзистора — источника нестабильного тока,
оставляя свободными затворы полевых транзисторов.
61
Развязывающие усилители. Необходимость в улучшении ме-
тодов усиления сигналов малого уровня на фоне синфазных по-
мех в условиях возможного попадания опасных токов иа объект
привело к широкому применению РУ биопотенциалов. Хотя раз-
вязка «может быть выполнена на выходе УсЭКС, предпочтитель-
нее ее осуществлять в предусилителе, так как в этом случае изо-
ляция обеспечивается конструктивно проще н уменьшается пот-
ребляемая мощность изолированного источника питания.
По своим характеристи'ка'м РУ близки к ОУ, но обладают до-
полнительными, присущими только им свойствами:
защитой от высоких разностей потенциалов между входной и
выходной цепями (высокое напряжение развязки) и между вхо-
дами;
высокой степенью подавления синфазных помех (переменных,
постоянных, импульсных), т. е. высоким коэффициентом ослаб-
ления синфазных сигналов Косс;
очень высоким полным сопротивлением утечки с входа на
«землю» цепи питания.
Независимо от способа передачи сигнала с 'входа на выход
РУ он может быть представлен общей структурной схемой (рис.
2.10). Входная часть РУ состоит из ДУ и передатчика сигнала
ПС, питание которых осуществляется от изолированного от земли
источника ИП. Напряжение Енз может быть использовано для
питания входного ОУ, если РУ не имеет дифференциального вхо-
да, и для питания всех входных цепей УсЭКС. Выходная часть
содержит автономный или синхронизированный генератор Г с
трансформаторным выходом для развязки питания входной час-
ти. Сигнал через изолирующий барьер передается на приемник
ПрС, и усиленный ОУ поступает на выход РУ.
В РУ ослабляется 'синфазное напряжение относительно обще-
го провода питания («земли») Ucl и относительно «плавающей»
земли Ucz- Для увеличения Kocci и Коссг паразитные емкости
изолирующего барьера по питанию Сиз.п и сигналу Сиз.с> а также
емкость утечки Сут «плавающей» земли, соединенной с защитным
экраном, на общий экран УсЭКС должны быть минимальны.
Развязывающий усилитель с трансформатор-
ной связью. В РУ широко применяется трансформаторная
связь по (витанию и сигналу с амплитудной синхронной демоду-
ляцией сигнала и отрицательной ОС [46]. На рис. 2.11 приведена
структурная схема РУ на двух трансформаторах. Электрокардио-
сигнал с выхода ДУ поступает на вход амплитудного модулято-
ра AM, (нагруженного на первичную обмотку трансформатора TV %.
Управляющий сигнал подается па ЛМ со вторичной обмотки
трансформатора ТУЬ где он образуется прн помощи аналогового
коммутатора АК- Частота коммутации fK устанавливается исходя
из возможностей аналоговых ключей модулятора и демодулятора.
Обычно fK берется равной 125 кГп, что значительно (выше верхней
граничной частоты ЭКС. Со вторичной обмотки трансформатора
TV? АМ-сигиал подается на демодулятор ДМ2, а его синхронная
демодуляция осуществляется управляющим сигналом с выхода
АК- Таким образом, исключается биение частот и восстанавлива-
ется полярность демодулнруемого напряжения. С выхода ДМ2,
включающего фильтр нижних частот (ФНЧ), сигнал подается на
ОУ. Отрицательная ОС через ДМ] охватывает усилитель н обес-
печивает высокую линейность передачи сигнала. Изолирующий
барьер создается пространственно разнесенными обмотками то-
роидальных трансформаторов, залитых эпоксидным компаундом.
В качестве сердечников трансформаторов используется (Ьетжт
- , , ----------------
феррит
не пре-
Рис 211. Структурная схема оазвязывающего усилителя с трансформаторной
Р связью и синхронной амплитудной демодуляцией
63
62
использовании обычной элементной базы получение больших зна-
иыхИИраз«Серо^УсЭКС™ РеаЛНЗ°ВаНО за У-лнчения габарит.
гИГ,п!?„Ч,"'!'е ха₽а™™ки имеет РУ на двух трансформаторах
гибридном исполнении фирмы «Аналог Дивайсиз» (Analog De-
vicesh Усилитель типа 286J имеет размеры 38X38X115,8 мы
Досс>110 дБ и нелинейность менее ±0,05%. Правда, эти харак-
оТакг™ относятся к 'Собственно микросхеме, а не ко всему
тпзГе&=Ь,„е интегРальные микросхемы, в которых применяются
трансформаторы, сложны в производстве, так как их монтаж пе-
реуплотнен. Некоторого упрощения конструкции РУ достигли соз-
М6ЖДУ входом и выход,°м "а одном ИМПУЛЬСНОМ
трансформаторе с «модуляцией на обратном ходе» Г47 481' В этом
РУ напряжение питания изолированной части образуется за счет
импульсов трансформатора, а сигнал передается изменением «ап.
ряжения обратного хода импульсов с помощью шунтирования
индуктивности трансформатора (рис 2.12). Такой вид связи яв-
ляется разновидностью AM -и реализуется посредством модуля-
ции управляемого сопротивления напряжением с входного ОУ.
Новый безнамоточный метод изготовления трансформатора поз-
RR384fiIC>Me *БаР ~ Браун>> (Burr —Brown) разработать РУ типа
iw JG’ 'КО™РЫИ «“бет Досс =125 дБ и нелинейность не более
— 0,1 ЛуПри объеме 5,4 см . Специально для применения в меди-
цинскои аппаратуре фирмой «Аналог Дивайсиз» «выпускается РУ
ипа 4; (рис. 2.13), у которого /Сосс=П5 дБ прн -разбалаи-
Рис. 2.12. Временные диаграммы в раз-
низывающем усилителе иа одном им-
пульсном трансформаторе с модуляци-
ей иа обратном ходе
64
Рис. 2.13. Внешний вид гибридного
развязывающего усилителя AD294A
фирмы «Аналог Дивайсиз»:
размеры указаны в миллиметрах
се. 5 кОм, нелинейность не более ±0,1 %, ZBXд= 108[|150 пФ,
/б.х.Синф=5- 1010||30 пФ, /ут=2 мкА (115 В, 60 Гц), 67тах=35ОО В
(60 Гц), {7тах=±8000 В (импульсное).
Развязывающий усилитель с оптической связью.
Применение трансформаторов в качестве изолирующего барьера
рУ вытесняется оптической связью между входом и выходом при по-
мощи оптоэлектронных полупроводниковых приборов — диодных
оптопар- В диодной оптопаре в качестве излучателя использует-
ся арсеиидогалиевый диод, а в качестве фотоприемника — крем-
ниевый фотодиод. Размещенные в одном корпусе, они разделены
прозрачным компаундом, и связь осуществляется изменяющимся
световым потоком. Малые размеры, высокое сопротивление изо-
ляции (1010||2 пФ) и большое допустимое .напряжение изоляции
делают оптопары универсальным средством развязки входных и
выходных цепей УсЭКС. Однако для питания входных цепей по-
прежнему применяется трансформаторная связь.
Наиболее простой способ применения оптической связи — это
прямая передача аналогового сигнала, ио оптопары имеют ряд
недостатков, которые необходимо учитывать [49]:
зависимость выходных параметров диодов от температуры;
уменьшение яркости светоизлучающих диодов с течением вре-
мени;
нелинейность передаточной функции;
шумы выходного излучения диодов.
Для уменьшения влияния нестабильности и нелинейности оп-
топар при прямой передаче сигнала используют дифференциаль-
ное включение согласованных фотодиодов (рис. 2.14,й). Один фо-
тодиод является приемником сигнала, а второй замыкает цепь
отрицательной ОС. Аналогичная схема может быть образована
двумя оптопарами с идентичными характеристиками (рис. 2.14,6).
Т.п; как фототок .не может изменять знак, то для работы с бипо-
лярным сигналом необходимо -подавить постоянную составляющую
тока или использовать еще одну оптопару. Оптический РУ фирмы
«Бяр—Браун» в гибридном исполнении типа 3650HG при Ху=20
И’тет Косс5s 120 дБ и нелинейность менее 0,1%.
Для преодоления нестабильностей и нелинейности оптопар
можно использовать различные виды модуляции. Наиболее целе-
сообразно применение широтно-импульсной модуляции (ШИМ),
так как прн этом нелинейность -вольт-амперных характеристик
одной оптопары -не влияет на точность передачи сигнала [44].
Преимущество оптической связи еще заключается в том, что она
' -по чувствительна к электростатическим и электромагнитным
иг водкам и поэтому отпадает -необходимость в таком тщательном
дренировании, как в РУ с трансформаторной связью.
Структурная схема усилителя электрокардио-
гнала с развязкой в предусилителе. Обобщенная
Структурная схема всего УсЭКС с гальванической развязкой в
йведусилителе приведена на рис. 2.15. Предусилитель имеет не-
”с?’ьшой коэффициент усиления, и основное усиление ЭКС произ-
71 65
Рис. 2.14. Упрощенная схема развязывающего усилителя с оптической связью
и прямой передачей аналогового сигнала:
а — на дифференциальном оптроне; б — на двух подобранных оптронах
водится в усилителе ‘напряжения (УН). Учитывая, что в выходной
части РУ возможна емкостная связь между каскадами, для пред-
отвращения уходов 'изолинии прн переключении отведений и скач-
ках напряжения помех применяется ручное -или автоматическо-
успокоеиие. Схема автоматического успокоения (АУ) содержит
компаратор и аналоговый ключ для перезаряда конденсатора
Рис. 2.15. Структурная схема усилители ЭКС с развязкой в иредусилата
66
связи. С выхода УН сигнал поступает на активный фильтр ниж-
них частот (ФНЧ) с изменяемой fB при большом уровне помех.
К выходу ФНЧ может быть подключен регистратор ЭКГ.
Для автоматического анализа ЭКС важно, чтобы сигнал не
выходил за динамический диапазон при уходах изолинии за до-
пустимый предел. Поэтому с выхода ФНЧ ЭКС подается на ста-
билизатор изолинии, который представляет собой фильтр верхних
частот (ФВЧ) с /н=0,5—2 Гц. Далее с помощью аналоговых ком-
мутаторов (AKi и АКз) возможны ручная и автоматическая ре-
гулировка усиления и смещения изолинии (РРУ, РРС, АРУ и
АРС). При автоматической -регулировке управление производится
сигналами процессора. После блока регулировки ЭКС (БР ЭКС)
сигнал усиливается до уровня, необходимого для дальнейшей об-
работки.
2.4. РАДИОТЕЛЕМЕТРИЧЕСКИЙ КАНАЛ ПЕРЕДАЧИ
ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Особенности применения радиотелеметрии в кардиомониторах.
Опыт эксплуатации КМ показал, что онн обладают рядом недо-
статков, обусловленных передачей ЭКС от больного к КМ при
помощи кабеля отведений. Кабель отведений сковывает движения
больного, находящегося под непрерывным контролем длительное
время (5—-10 сут), вызывая у него чувство беспокойства н дис-
комфорта. Соединение больного с КМ затрудняет медперсоналу
проведение некоторых лечебных -и гигиенических процедур, на
время которых практически прерывается контроль ЭКС. При дви-
жениях больного из-за тянущих усилий, приложенных к электро-
дам, возможны их смещения, что является причиной ложных тре-
вог л (нарушений работы КМ. -Несмотря иа соблюдение всех тре-
бований по электробезопасно-ст'И, всегда остается вероятность по-
ражения током при -неисправности изоляции цепей в КМ. Поэто-
му понятен интерес специалистов к беспроводным каналам пере-
дачи ЭКС, которые в значительной степени свободны от указан-
ных "недостатков.
Радиотелеметрический канал передачи биопотенциалов уже
давно используется в космической н спортивной медицине, в кли-
нической практике для контроля больных в период -реабилитации
и в экспериментах <на животных для -изучения их физиологии и
экологии, т. е. там, где -необходим контроль физиологических па-
раметров в условиях свободного поведения человека или живот-
ных [50—51]. В литературе за беспроводными системами пере-
дачи биопотенциалов закрепился термин биорадиотелеметрических
систем (БРТС).
Толчком к развитию БРТС послужило совершенствование тех-
нологии микроэлектронной техники, так как особо жесткие тре-
бования предъявляются к передатчику биопотенциалов, который
не должен влиять на деятельность объекта. Поэтому в БРТС осо-
бое внимание уделяется конструированию передатчиков.
67
Целесообразно подразделять БРТС иа системы дальнего (нес-
колько километров), ближнего (в пределах одного помещения) н
сверхближнего (до 1 м) действия, отличающиеся мощностью пе-
редатчика, несущей частотой и чувствительностью приемника.
Если БРТС дальнего и ближнего действия хорошо проработаны*
то БРТС сверхближнего радиуса действия мало изучены, так как
в этом случае связь между передающей и приемной антеннами
можно считать индуктивной. Для контроля состояния сердечной
деятельности в палате интенсивного наблюдения может быть
использована БРТС ближнего действия (от больного к централь-
ному посту наблюдения), сверхближиего действия (от больного
к КМ) и БРТС с ретрансляцией сигнала. Оптимальной по удоб-
ству эксплуатации, простоте технических решений и стоимости
является БРТС передачи ЭКС от больного к КМ, находящемуся у
постели больного, а от КМ сигнал и данные его обработки уже
передаются центральному посту по проводному каналу.
Учитывая условия оптимальности БРТС, можно сформулиро-
вать основные требования к беспроводному каналу связи:
возможность одновременного контроля ЭКС всех больных в
палате при одинаковых частотах передатчиков. В этом случае
отпадает необходимость идентификации передатчиков и прием-
пи ков КМ;
малые размеры и масса передатчика с электродами, что поз-<
волит крепить передатчик иа теле больного липкой лептой;
автономное питание передатчика, рассчитанное на длительную
непрерывную работу;
•размещение приемной антенны (в кровати под матрацем;
уверенный прием сигнала антенной в любом положении боль-
ного: лежа на спине, на боку, сндя, свесив иоги с кровати;
малая чувствительность антенны к внешним электромагнит-
ным помехам;
помехозащищенность канала связи от наводимого на больного
напряжения сети;
приемник может быть автономным пли являться каналом КМ
наряду с УсЭКС.
Эти требования выполняются БРТС сверхближнего радиуса
действия, приведенной иа рис. 2.16, где показано размещение эле-
ментов БРТС: передатчика с электродами, антенны приемника и
КхМ [52, 53]. Для передачи биопотенциалов по беспроводному
каналу -используются известные радиотехнические системы свя-
зи, основанные на различных методах модуляции несущей час-
тоты передатчика: амплитудной, частотной и широтноимпульсной
(AM, ЧМ, ШИМ).
Рассмотрим схемно-конструктивные особенности сверхближ-
ней БРТС.
Передатчик. Создание передатчика ЭКС обусловлено противо-
речивыми требованиями: малыми габаритами при автономном
источнике питания, незначительной потребляемой мощностью, т. е.
длительным сеансом непрерывной работы без смены илн подза-
68
ряда источника питания, достаточной выходной мощностью и ста-
бильностью параметров. Разработаны модели 'микроминиатюрных
передатчиков для мелких животных [54] и эидорадиозондов [31].
Диапазон используемых несущих частот составляет от 100 кГц
до 300 МГц. При высокой несущей частоте сказываются емкост-
ные связи объекта и повышаются требования к элементной базе.
В результате экспериментов оптимальной оказалась несущая час-
тота 2000 кГц. На этой частоте не работают промышленные и ме-
дицинские установки, которые могут создавать помехи каналу
связи, а реализация схемы передатчика возможна на обычных
элементах. В передатчике 'используется ЧМ, у которой отношение
сигнал-шум больше, чем у AM. Кроме того, при ЧМ изменение
расстояния между передатчиком и антенной в пределах радиуса
действия БРТС ие сказывается иа амплитуде принимаемого сиг-
нала.
Схема передатчика (рис. 2.17), удовлетворяющего поставлен-
ным требованиям, состоит из двухкаскадного усилителя на тран-
зисторах VT1 и VT2 и модулятора-генератора на транзисторе VTg.
Слабополяризующиеся электроды подключаются к передатчику
через 3-й и 4-й контакты разъема. Через контакты 1 .и 2 можно
производить заряд или подзаряд аккумулятора типа Д-0,06 от
специального зарядного устройства.
Усилитель ЭКС выполнен по униполярной схеме (без диффе-
ренциального входного каскада), так как при батарейном пита-
нии, отсутствии заземления, коротких экранированных проводах,
идущих от электродов к передатчику, снижаются требования к
69
величине входного сопротивления и ослабления синфазных сиг-
налов. Кроме того, ослабление синфазных сигналов достигается
благодаря свойству ЧМ подавлять слабый сигнал на уровне боль-
шого полезного сигнала (явление захвата). Транзисторы рабо-
тают в режиме малых токов (/к<30 мкА), обеспечивая Ay=50,
необходимый для уверенной модуляции несущей частоты передат-
чика, при 300—500 кОм.
В качестве автогенератора несущей частоты применяется схе-
ма индуктивной трехточки, в которой модулирующее напряжение
подается на варикапы, включенные в резонансный контур. (Ва-
рикап представляет собой конденсатор, емкость которого зависит
от приложенного ‘напряжения.) Девиация несущей частоты при
амплитуде ЭКС в 1 мВ составляет 10—15 кГц. Катушка индук-
тивности контура имеет диаметр намотки 25 мм -и одновременно
является передающей антенной. При общем токе потребления
менее 100 мкА длительность «непрерывной работы передатчика
равна 24 сут.
На рис. 2.18 приведен внешний вид передатчика с электрода-
ми. В схеме используются обычные или бескорпусные элементы,
смонтированные -иа печатной плате кольцеобразного вида, в цент-
ре которой устанавливается аккумулятор. Как вариант этой кон-
струкции возможно совмещение одного нз электродов с передат-
чиком. Несмотря на длительный срок работы передатчика, сохра-
няется необходимость контроля состояния аккумулятора, что на-
лагает определенные обязанности на медицинский персонал. Была
предложена {52] конструкция передатчика, источник питания ко-
торого представляет собой гальванический элемент, использую-
щий в качестве электродов элементы конструкции передатчика, а
электролитом является проводящая паста, содержащая хлористый
аммоний. Электродвижущая сила такого элемента 1,3 В. Таким
образом, накладывая передатчик иа больного, одновременно вво-
дят в действие БРТС.
Приемник. Приемная антенна состоит из двух рядом располо-
женных и встречно включенных катушек, а также третьей катуш-
ки, включенной последовательно со второй и охватывающей пери-
Рис. 2.18. Внешний вид передатчи- Рис. 2.19, Схема антенны приемника
ка ЭКС с электродами
метр первых двух катушек (рис. 2.19). Конец третьей катушки
имеет емкостную связь с первой. Такая конструкция антенны
обеспечивает узкую диаграмму 1направленности, уменьшая влия-
ние помех из эфира, и слабую зависимость принимаемого сигнала
от ориентации передатчика. При малых расстояниях между ан-
теннами передатчика и приемника (до 1 м) можно считать, что
связь «между ними практически индуктивная и интенсивность сиг-
нала изменяется пропорционально кубу расстояния между иими.
Таким образом, если расстояние от соседнего передатчика (боль-
ного) в 3 раза больше, то ослабление соседнего сигнала дости-
гает 27 раз и более, так как соседние передатчики не распола-
гаются соосно. С учетом свойств ЧМ все передатчики могут быть
настроены иа одну частоту (в нашем случае (2000 ±10) кГц).
Приемник .может быть построен по схеме прямого усиления,
так как сравнительно низкая частота передатчика позволяет -по-
лучать без преобразования частоты, как это принято в радио-
приемных устройствах, необходимые характеристики: чувстви-
тельность, динамический диапазон, полосу пропускания, селектив-
ность и нелинейные искажения. Структурная схема приемника
приведена -иа рис. 2.20.
Сигнал передатчика через аи-тениу приемника попадает на
симметричный трансформаторный вход усилителя высокой часто-
ты (УВЧ). Вторичная обмотка этого трансформатора .входит в
контур, настроенный на частоту fo=2OOO кГц с -полосой Afi =
=200—250 кГц. Выход УВЧ нагружен и а полосовой фильтр со-
средоточенной селекции (ПФСС). Фильтр состоит из трех конту-
ров с внешней емкостной связью и обеспечивает полосу
= 150—170 кГц «на уровне 0,5 с центральной частотой 2000 кГц.
Такая полоса пропуска.яия учитывает разброс и нестабильность
несущей частоты передатчика. Выход ПФСС индуктивно «связан
со входом усилителя ограничителя (УОгр) специальной инте-
гральной микросхемы частотного детектора (ЧД), содержащей и
УНЧ. Так как режим ограничения начинается в УОгр по 100 мкВ,
то при чувствительности приемника со входа 10 мкВ коэффициент
усиления тракта ВЧ до УОгр должен быть не менее 25—30. Бла-
годаря выравниванию УОгр вершины АЧХ повышается линей-
ность ЧД. Частотный детектор осуществляет математическую опе-
рацию 'перемножения входного -и опорного сигналов. Опорный
Рис. 2.20, Структурная схема приемника ЭКС
70
71
сигнал получается из выходного с помощью внешнего фазосдви-
гающего контура (ФК), обеспечивающего фазовый сдвиг 90° на
средней частоте полосы пропускания [55]. Дсмодулированный ЧД
сигнал проходит через ФНЧ, ограничивающий полосу пропуска-
ния приемника частотой 60—100 Гц. Нижняя граничная частота
определяется передатчиком. Для схемы на рис. 2.16 /н~0,4 Гц.
Далее ЭКС усиливается ОУ до уровня 1—2 В и может обраба-
тываться в КМ. Для проверки работоспособности приемника тест
ЭКС при включении напряжения £п модулирует генератор Г,
настроенный ®а частоту 2000 кГц, в пределах ±20 кГц. Тем са-
мым можно дифференцировать (неисправности приемника и пере-
датчика БРТС.
Чувствительность приемника по напряжённости поля не более
4 мВ/м. Динамический диапазон ие менее 20 дБ. Благодаря опи-
санным выше свойствам ЧМ БРТС будет передавать в КМ ЭКС
только от передатчика, расположенного ближе к аитеине, а роль
селективности додетекторных каскадов сводится к обеспечению
превышения полезного сигнала иад помехами. Испытания радио-
телеметр-ического канала передачи ЭКС в палате интенсивного
наблюдения одновременно на 6 больных показали ее эксплуата-
ционную эффективность и повышенную достоверность автомати-
ческого анализа ритма сердца в КМ.
2.5. ВЫДЕЛИТЕЛИ Я-ЗУБЦА КАРДИОКОМПЛЕКСА
Спектральные характеристики электрокардиосигнала и помех.
Выделение 7?-зубца или характерных точек QtfS-комплекса необ-
ходимо для слежения за ритмом сердца и поэтому является глав-
ным звеном в цепи аналоговой или цифровой обработки ЭКС в
КМ и других кардиологических аппаратах, работающих синхрон-
но с фазами сердечного цикла, дефибрилляторе, кардиостимуля-
торе, в аппаратах вспомогательного -кровообращения и др. В нор-
мальных условиях при отсутствии мышечных артефактов и других
электрических возмущений имеет место сравнительно большое
отношение сигнал-шум, но практически создать такие условия
при длительном мониторировании не представляется возможным.
Возникающие помехи приводят к ложному обнаружению -зубца
или его пропуску, что не обеспечивает надежного обнаружения
аритмий. Ложные тревоги, продуцируемые КМ, притупляют бди-
тельность медицинского персонала к сигналам тревоги и ком-
прометируют идею автоматического контроля за состоянием сер-
дечной деятельности. На рис. 2.21 показаны искажения ЭКГ под
воздействием помех.
Все методы выделения J^-зубца предусматривают предвари-
тельное подавление помех, различных по своему происхождению,
спектральному составу и интенсивности:
1. Наведенные на объект напряжения от сети переменного то-
ка значительно подавляются УсЭКС с большим значение Косс-
Остающийся противофазный сигнал дополнительно ослабляется в
72
Рис. 2.21. Искажения ЭКС лод воздействием помех:
а—наводка напряжения сети; б — мышечные шумы; в — артефакты, вызванные движения-
ми пациента; а — дрейф изолинии при изменении напряжения поляризации
тракте выделения 7?-зубца режекторны-м аналоговым или цифро-
вым фильтром, настроенным <на частоту 50 Гц.
2. Импульсные помехи, попадающие в КМ через сеть прн
включении мошной медицинской -аппаратуры (рентгеновской, фи-
зиотерапевтической и др.), частично ослабляются применением
экранированных Т-образных LC-фильтров в сетевой цепи КМ.
Одновременно фильтры ограничивают спектр частот, попадающих
из КМ в сеть, до допустимых норм на индустриальные помехи.
3. Мышечные шумы, вызванные биопотенциалами работающих
мышц, имеют протяженный спектр частот и их ослабление воз-
можно оптимальным размещением электродов в местах, где мало
скелетных мышц, .и ограничением Д ,на входе выделителя /?-зубца.
4. Помехи, возникающие при движениях больного, за счет из-
менения напряжения поляризации от смещения электродов имеют
спектр частот от 1 до 10 Гц. Для ослабления этих помех необ-
ходимо применение слабополяризующихся электродов м надеж-
ное нх крепление.
5. Смещение изолинии ЭКС из-за медленного дрейфа напря-
жения поляризации, который 'наблюдается в первые 10—15 мин
после установки электродов и диффузии электролита под кожу.
6. Напряжение собственных шумов электродов и УсЭКС в
низкочастотном диапазоне значительно меньше -порога обнару-
73
*‘3Убца и сказывается только на качестве изображения
7. Импульсные напряжения, попадающие на вход УсЭКС, при
одновременном воздействии на больного импульсами дефибрил-
лятора и кардиостимулятора приводят к искажению кардио!комп-
лекса из-за перегрузки тракта усиления и поляризационных яв-
лений под электродом кардиостимулятора. Импульс дефибрилля-
тора значительно ограничивается на входе УсЭКС, а время пе-
регрузки может быть уменьшено ручным или автоматическим
успокоением. Положение облегчается еще и тем, что в этом слу-
чае имеет значение только возможность быстрого наблюдения
ЭКС (эффективности дефибрилляции), а ие его автоматический
анализ. Сложнее обстоит дело с артефактом стимула кардиости-
мулятора, который может быть принят за QRS-комплекс при от-
сутствии 'Сокращения сердца в ответ на стимул (неэффективная
стимуляция). Для устранения ложного выделения 7?-зубца нуж-
ны специальные меры, которые будут рассмотрены ниже.
8. Искажения кардиоком-плекса, связанные с ограничением
ЭКС при его выходе за динамический диапазон УсЭКС или ана-
лого-цифрового преобразователя (АЦП). Эти искажения могут
быть устранены применением АРУ и автоматической центровкой
ЭДС относительно динамического диапазона.
9. Помехи, определяемые структурой кардиокомплекса, т. е.
теми его 1соста<вляющим)и, которые не подлежат анализу (зубцы
Р и Т), но могут быть приняты за Q/^-комплекс и давать ошиб-
ки ложного обнаружения. Устранение этих ошибок возможно за
счет частотной фильтрации и временной селекции, а в сложных
шумов;
ЭКС; QRS-комплекс; 3 — Р~, У-зубцы-
4 — артефакты движения; 5 — напряжение
поляризации; 6 — мышечные шумы
74
случаях — дополнительным
анализом формы ложно об-
наруженных комплексов, их
сравнением с нормальными
и последующим исключени-
ем ложного.
Сравнительные характе-
ристики спектральной мощ-
ности ЭКС, его составляю-
щих и основных помех при-
ведены на рис. 2.22 [56].
Мощность ОДЗ-комплекса
сосредоточена в области
частот от 2 до 20 Гц с на-
личием максимума на час-
тоте около 12 Гц. Спектр
ЭКС может изменяться в
зависимости от морфологии
сигнала. Спектр шумов от
мышц является неоднородно
распределенным и подвер-
жен в значительной степени
вариабельности, которая зависит от физической нагрузки (уси-
лий) и места расположения электродов. Прн увеличении ЧСС на-
блюдается сдвиг по частоте низкочастотных пиков в сторону бо-
лее высоких частот (от 5 до 10 Гц).
Все методы выделения /?-зубца предполагают максимизацию
отно’шения сигнал-шум для QKS-комплекса.
Методы выделения R-зубца. Нами будут рассмотрены ЭУ вы-
делении /?-зубца аналоговыми методами, которые применяются в
КМ инструментального типа. Цифровые методы, получившие в
настоящее время широкое распространение, обрабатывают дис-
кретные выборки сигнала, но изучение аналоговых методов поз-
волит лучше’ понять особенности и преимущества цифровых. Пос-
ледние описаны в гл. 4.
Большинство методов выделения /?-зубца основано иа пред-
варительной фильтрации ЭКС н последующем сравнении в зна-
чительной мере очищенного от помех сигнала с переменными
или постоянными порогами и дальнейшем формировании норми-
рованного импульса, соответствующего Q/^S-комплексу или
R -зубцу.
На рис. 2.23 приведена структурная схема выделителя ^-зуб-
ца, отличительным свойством которой является автоматическое
формирование порога выделения в процентах от усредненного
значения амплитуды R-зубца.
Усиленный ЭКС поступает иа режекторный фильтр (РФ) и
на фильтр выделения помехи (ФВП). Режекторный фильтр ос-
лабляет напряжение помехи частотой 50 Гц, а если оно все же
превысит допустимое значение, то при помощи ФВП формирует-
ся сигнал «Помеха». С выхода РФ электрокардиосигнал посту-
пает на полосовой фильтр (ПФ), осуществляющий частотную се-
лекцию сигнала. Разные исследователи на основании своих баз
ЭКГ-даиных получили характеристики ПФ, имеющих наибольшее
отношение сигнал-шум. Исходя из этих исследований, оптималь-
ной полосой частот является Af=5—10 Гц при центральной час-
тоте /ц, Лежащей в диапазоне от 10 до 20 Гц. Так называемый
фильтр NASA имеет /ц=17 Гц при добротности Q—3 [10]. Более
Рис. 2.23. Структурная схема выделителя -зубца
75
высокая добротность приведет «к изменениям амплитуды выход-
ного сигнала при разной форме Q&S-комплекса и колебательным
процессам иа выходе ПФ, что может сказаться на временной не-
стабильности выделения /?-зубца. Улучшения соотношения сиг-
нал-шум можно достичь, применяя согласованный с Q^S-комп-
лексом фильтр с конечной импульсной характеристикой, но такой,
фильтр дает хорошие результаты, когда на его вход подаются
сходные по форме сигналы. Кроме того, его реализация практи-
чески возможна только при цифровой обработке ЭКС.
Для обеспечения независимости схемы выделения ОД5-комп-
лекса от полярности ЭКС после ПФ производится двухполупе-
риодиое выпрямление сигнала (ДВ), и уже всегда в одной поляр-
ности сигнал подается иа одни из входов компаратора (Комп) и
на пиковый детектор (ПД), который запоминает амплитудное
значение сигнала и хранит его в период между соседними QRS-
комплеисами. Запомненные значения амплитуды ОДЗ-комплекса
поступают на вход интегратора (Иит), где происходит усредне-
ние амплитуд. Усредненное напряжение при помощи формирова-
теля порогов обнаружения (ФПО) используется для образования
двух напряжений; одно, составляющее 40—80% от амплитуды
R-зубца и поступающее на второй вход Комп, и второе, составляю-
щее !30—140% от амплитуды У?-зубца н служащее для ограниче-
ния амплитуды иа выходе ДВ, для чего используется ограничи-
тель амплитуды (ОА). Благодаря О А отдельные большие QRS-
комплексы мало влияют «а порог обнаружения. Порот обнаруже-
ния может устанавливаться дискретно (обычно два положения).
Импульс с выхода компаратора поступает на временной селек-
тор (ВрС), который делает схему выделения нечувствительной к
повторному срабатыванию- на Г-зубец, если он был большой по
амплитуде н не был полностью подавлен в ПФ. Длительность им-
пульса ВрС может быть постоянной или функционально зависеть
от /^-интервала. В последнем случае можно воспользоваться
эмпирической формулой Базетта для определения QT-интервала,
по которой QT=Ky RR. Константа К составляет (0,39±0,04) с
[2]. Временной селектор запускает формирователь нормирован-
ного импульса (ФИ), который используется для 'сигнализации об
обнаружении QRS-комплекса и одновременно подается на ана-
лизатор RR-интервалов КМ для измерения ЧСС и обнаружения
нарушений ритма. Реле времени (РВ) запускается импульсом с
выхода ВрС и служит для быстрого уменьшения постоянной вре-
мени интегратора, если в течение нескольких секунд не происхо-
дит обнаружения R-зубца, и тем самым уменьшается пороговое
напряжение. На рис. 2.24 приведены временные соотношения сиг-
налов в схеме выделителя R-зубца, а иа рис. 2.25 показано изме-
нение порога обнаружения R-зубца с 'изменением уровня входного
сигнала.
Оптимальный вариант схемы выделителя /?-зубца — это при-
менение компаратора с постоянным порогом сравнения. Порог
76
Рис. 2.25. Автоматическое изменение порога обнаружения Я-зубца
77
устанавливается равным 70—80% от амплитуды сигнала, а для
поддержания постоянства амплитуды сигнала, превышающем нап-
ряжения порога, используется АРУ. Блок АРУ, содержащий соб-
ственно регулятор «и усилитель АРУ, устанавливается между уси-
лителем ЭКС и РФ (см. рис. 2.23), а 'интегратор после В подклю-
чается к регулятору АРУ. Схема АРУ обеспечивает постоянное
напряжение на выходе при изменении входного сигнала в 40—
50 раз; тем самым в КМ иет .необходимости в ручной регулировке
усиления ЭКС, что существенно облегчает работу с прибором.
В аналоговых схемах выделителей R-зубца используются ме-
тоды, основанные на геометрических признаках формы QRS-комп-
лекса, имеющего наибольшую крутизну склонов, сравниваемую с
пороговыми значениями [57]. Эти методы дают хорошие резуль-
таты в условиях отсутствия скачков напряжения из-за поляри-
зационных эффектов при двигательной активности больного м па-
тологических комплексов, имеющих небольшую амплитуду м кру-
тизну склонов. Поэтому в выделителях К -зубца в основном ис-
пользуются методы частотной <и амплитудной селекции.
Электронные устройства выделителей R-зубца. Термин выде-
литель R-зубца — это условность. На самом деле речь идет о
выделении QRS-комплеиса, а более точно — о выделении наи-
большего зубца этого комплекса.
Частотио-зависимые цепи применяются в том или
ином веде во всех КМ. Рассмотрим примеры построения режек-
торных н полосовых фильтров, служащих для увеличения отно-
шения сигнал-шум. Если в дополнительном подавлении частоты
50 Гц нуждается только тракт выделителя R-зубца, то может
быть использован режекторный фильтр с низкой добротностью
(рис. 2.26,fl) Q=0,3—0,4. Такой фильтр существенно искажает
ЭКС и там, где необходимо вести наблюдение ЭКС, применяется
активный РФ с двойным Т-образным мостом и регулируемой доб-
ротностью (рис. 2.26,6). Частотные характеристики РФ приведе-
ны на рис. 2.27. Для этой схемы связь между элементами моста
и частотой режекции определяется из выражения fp=l/2jiRC.
Фильтр
Рис. 2.26. Двойной Т-образный мостовой режекторный фильтр:
а — пассивный; б — активный с регулируемой добротностью
Действительное ~ значение^ 7₽ ~
будет определяться погрешно-
стью номинальных значений
резисторов R, /?/2 и -конденса-
торов С и 2С. Погрешность
эта ие должна превышать
±1%, что бывает трудно вы-
полнить при использовании
типового ряда резисторов и
конденсаторов. При большой
добротности режекторного
фильтра вырезается узкая по-
лоса из частотной характерис-
тики ЭКС без большого ущер-
ба для воспроизведения его
_ формы.
Двухполупериодный
вает ЭКС любой полярности в
поступающей 1Rb
ла с
сигнала пол
0.1
0.01
7,0
10 зо w SO f, Гц
Рис. 2 27. Частотные характеристики
режекториого фильтра с регулируемой
добротностью
Q«3
выпрямитель преобразовы-
люиии __________ сигнал только одной полярности,
тающей на компаратор выделителя .R-зубца. Уровень сигна-
выхода ПФ не превышает 250 мВ. Для «выпрямления такого
полупроводниковые диоды непригодны, так как для по-
лучения заметной проводимости «на кремниевые диоды нужно
подать напряжение смещения около 0,7 В. Применение ОУ в схе-
ме выпрямителя позволяет уменьшать порог открывания выпря-
мителя до уровня -менее 1 мВ г[43]. На рис. 2.28 приведена схема
двухполупериодного выпрямителя ю большим входным сопротив-
лением «на двух операционных усилителях. В цепь отрицательной
обратной связи операционного усилителя ОУь имеющего коэф-
фициент усиления Ку=10, включены диоды VDi и V&2, в резуль-
тате чего происходит однополу пер иодное выпрямление и усиление
в 10 раз входного сигнала без изменения его фазы. Второй опе-
рационный усилитель ОУ2 работает «как сумматор положительных
полуволн выпрямленного сигнала и входного сигнала, в резуль-
Рис 2.28. Схема элент-
рическая
гя двухполупериодного
вмрямтеля сигналов
малого уровня
79
7в
тате на выходе сигнал будет только -отрицательной полярности
уровень которого 'будет более 2 В.
Компаратор выделителя /?-зубца представляет со-
бой устройство сравнения сигнала с выхода двухполупериодного
выпрямителя с установленным порогом сравнения (рис. 2.29).
Выходное напряжение ОУ в момент сравнения будет изменяться
от —Umax до ^Umax, а длительность импульса равна времени,
в течение которого сигнал превышает пороговое напряжение {/пор.
Порог сравнения может регулироваться для получения оптималь-
ной чувствительности выделителя /?-зубца, но лучшие результаты
получаются при постоянном пороге и автоматической регулировке
усиления сигнала.
Временной селектор 7-зубца должен выдавать им-
пульсы, длительность которых является функцией /^-интервала,
и блокирующие выделитель /?-зубца на время возможного сра-
батывания компаратора на Т-зубец большей амплитуды. Схема
ВрС для получения -приемлемых результатов может быть выпол-
нена нз двух последовательно запускаемых ждущих мультивибра-
торов MBi и МВ2 (рис. 2.30). Мультивибратор МВХ формирует
импульс постоянной длительности т, а МВ2 — переменной, зави-
сящей от длительности /?7?-интервала. Суммарная длительность
импульсов, или время селекции тс, определяется по эмпирической
формуле тс=т+0,257?/?, где т=80—100 мс. Импульсом с выхода
компаратора запускается первый мультивибратор, от фронта ко-
торого срабатывает триггер (Тр), а от среза запускается второй
мультивибратор, который отличается дополнительной линейной
обратной связью по цепи VDt——Сь Мультивибратор МВ2 фор-
мирует -импульс, длительность которого составляет 0,257?/? пре-
дыдущего периода [58]. Срез импульса МВ2 -возвращает триггер
Рис. 2.29. Компаратор выделителя
-зубца
Рис. 2.30. Схема временного селек-
тора 7-зубца
в исходное состояние. Таким образом, .на выходе триггера форми-
руется импульс, .равный сумме импульсов MBt <и МВ2 (рис. 2.31).
Схема автоматической регулировки усиления
ЭКС (рис. 2.32) позволяет -подавать на компаратор выделителя
R-зубца ЭКС постоянной амплитуды независимо от уровня вход-
ного сигнала -и устанавливать постоянный порог компаратора.
В этом случае нет необходимости регулировать чувствительность
КМ. Автоматическая регулировка усиления производится за счет
изменения коэффициента деления делителя, образованного рези-
стором /?1 -и полевым транзистором ГЛ- Величина сопротивления
транзистора Vl\ зависит от «напряжения на интеграторе АРУ, со-
Рис 232 Схема автоматической регулировки усиления ЭКС в выделителе
К-зубца
стоящем из резистора iRe и конденсатора Сз <и включенном в цепь
затвора транзистора.
Управляется интегратор транзистором УГ3. В цепь отрицатель-
ной ОС схемы АРУ включены усилитель АРУ (ОУ(), фильтры
выделения ОД5-комплекса и двухполупериодный детектор. Уси-
литель АРУ -выполняет также функцию согласования плеча де-
лителя, образованного транзистором J/Zj с последующими каска-
дами. Значение сопротивления этого плеча изменяется от единиц
кнлоом дю 1 МОм в зависимости от -величины входного сигнала.
Транзисторы Р7з н VT/t служат для ускорения разряда конденса-
тора С3 в случае отсутствия сигнала '.на выходе и соответственно
импульсов временного селектора Г-зубца на входе схемы реле
времени (ОУ2).
Времязадающей цепью реле 'времени являются резистор Ri2 н
конденсатор Сд. Реле времени работает по принципу компаратора
При выделении сигнала конденсатор С4 постоянно подзаряжается
и на ’выходе ОУ2 поддерживается in-остоянное положительное нап-
ряжение, близкое к напряжению источника литания. При этом
диод Р£>4 и транзисторы VT3 и VT,t закрыты. Прн отсутствии им-
пульсов на {вх-оде -реле времени конденсатор начинает разря-
жаться и через 3—4 с напряжение иа нем становится меньше
опорного напряжения компаратора. В результате этого полярность
на выходе микросхемы ОУ2 меняется на отрицательную, откры-
вается диод VDit транзисторы VTZ, VT4 н конденсатор С3 быст-
ро разряжаются. При этом -напряжение сток—исток транзистора
V71 начинает расти и, следовательно, возрастает усиление кана-
ла выделения /?-зубца. Это будет происходить до тех пор, пока
усиление канала станет достаточным для выделения уменьшаю-
щегося сигнала.
Диоды VDv, VD2 и VD3 предназначены для ограничения влия-
ния отдельных значительных по амплитуде помех на -работу схе-
мы АРУ. Эта схема нашла применение в кардиомониторе РКВ-01
и обеспечивает на своем выходе постоянство -выходного сигнала
при изменении входного сигнала в 40—50 раз.
Измеритель частоты сердечных сокращений
В настоящее время в КМ измерение ЧСС производится исключи-
тельно Цифровым методом с -индикацией результатов на элек-
тронно-лучевых дисплеях совместно с другой информацией илн
знаковых индикаторах Обычно измеряется среднее значение ЧСС
аа некоторый интервал времени То. Принято брать значение То=
~ 1 мин, однако при этом смена ‘информации на индикаторах
производится также 1 раз в 1 мин, что при аритмиях не очень
удобно, так как аритмии можно просто не увидеть. Гораздо луч-
ше взять меньший ‘интервал времени измерения — 15 или 30 с -
и приводить показания ЧСС к 1 мин путем автоматического ум-
ножения результатов измерений на 4 илн 2 соответственно. Время
измерения можно переключать.
Принцип действия измерителя средней ЧСС заключается в под-
счете числа периодов W неизвестной частоты fx за промежуток
82
времени То, вырабатываемый в самом КМ. Значение fx опреде-
ляется по формуле fx=N/To. Погрешность образцовой частоты
^0=1/70 может быть малой при применении кварцевой стабили-
зации, но остается погрешность, связанная с отсутствием синхро-
низации начала и конца образцового промежутка ‘времени То с
импульсами {измеряемой частоты fx. Эта погрешность не превы-
шает ±1 ед. счета. Естественно, что при 70=30с погрешность
измерения будет не более ±2 ед. счета, а при 70=15 с — ие бо-
лее ±4 ед. счета.
На рис. 2.33 приведен пример схемы измерителя ЧСС с циф-
ровым отсчетом. Образцовый интервал времени То образуется за
счет деления частоты -кварцевого генератора. Делитель частоты
(ДЧ) состоит из 6 делителей 1:10, собранных на основе двоично-
десятичных четырех-разрядных счетчиков (Сч) К155ИЕ2, одного
Сч (1:12) К155ИЕ4 и одного Сч К155ИЕ2. Общий коэффициент
деления /<=60-106. С ДЧ сигналы поступают на схему формиро-
вания импульсов установки счетчиков в нуль н схему формирова-
ния импульсов записи информации со счетчиков в регистр (Рг)
памяти. На выходе этих микросхем формируются импульсы дли-
тельностью 3 мс. В зависимости от установленного -времени изме-
рения на формирователи (импульсов Уст. «0» и «Запись» посту-
пают импульсы с ДЧ с периодом 30 или 15 с. Импульс «Запись»
всегда формируется на 3 мс раньше, чем импульс Уст. «0».
Управление прохождением счетных импульсов иа вход СЧ осу-
ществляется переключателем на передней панели КМ.. При То=
=30 с иа счетчик проходит 1 импульс, при 70=15 с проходит
2 импульса. Счетчик состоит нз трех двоично-десятичных счетчи-
ков. Так как результат измерений выражается в мин-1, произво-
дится умножение количества поступающих .импульсов на 2. Для
Рис. 2.33. Схема измерения ЧСС с цифровым отсчетом
83
этого в младшем разряде счетчика счет производится по моду-
лю 5. Затем производится запись числа из Сч в Рт памяти ЧСС
после окончания записи Сч устанавливается в нулевое состояние
и счет начинается сначала. С выхода Рг -памяти информация по-
ступает при помощи дешифраторов Дш иа знаковые индикаторы
(Инд.). Значение ЧСС измеряется в пределах 20—200 мин-1 и
принимает только, четные значения. Одновременно с Рг памяти
информация поступает иа схему -совпадения по верхнему и ниж-
нему пределам ЧСС. Пределы сигнализации устанавливаются ко-
довыми переключателями (на схеме не показаны). Применение
кодовых переключателей позволяет непосредственно переводить
десятичный код -в двоично-десятичный без применения микросхем.
Установка пределов сигнализации в этом случае не имеет допол-
нительной погрешности относительно значений ЧСС.
Контроль ритма сердца при кардиостимуляции. Под кардио-
стимуляцией понимается искусственное возбуждение желудочков
сердца электрически ми импульсами, к которому вынуждены при-
бегать при блокаде проводящих путей нлн сильной брадикардии
с экстрасистолами или без них. Электрические импульсы генери-
руются имплантируемыми или (наружными кардиостимуляторами
при отсутствии адекватного ритма и угрозы асистолии желудоч-
ков. Импульсы достигают сердца при помощи зонда, вводимого
через сосуды (эндокардиальная стимуляция). С техническими
средствами кардиостимуляции можно подробно ознакомиться
в [59].
При электрической стимуляции сердца требуется тщательный
контроль ритма, особенно1 на начальной стадии, так как если зонд
отойдет от стеики желудочка, то амплитуда стимула может ока-
заться недостаточной для уверенной стимуляции, а частота сти-
муляции станет ниже, чем возможная частота спонтанной актив-
ности желудочков. Эти нарушения стимуляции могут привести к
неэффективной кардиостимуляции (асистолии) яли интерферен-
ции ритмов, нередко вызывающих фибрилляцию желудочков (при
Рис. 2.34. Формы ЭКС при кардио-
стимуляции:
а — неэффективная стимуляция; б — эф-
фективная стимуляция
84
Рис. 2.35. Элементы ЭКС к их пара-
метры при кардиостимуляции
^синхронной стимуляции стимул может попасть в уязвимый пе-
риод сердечного1 цикла).
Автоматическое обнаружение ва-рушений ритма при кардио-
стимуляции является сложной задачей, так как артефакт стиму-
ла (са.м стимул, достигающий электродов КМ, и его последейст-
вие из-за явлений -поляризации под электродом зонда) может
быть очень похожим на Q^S-'комплекс и КМ будет измерять час-
тоту стимулов вместо ЧСС. Формы ЭКС при кардиостимуляции
приведены на >рис. 2.34. При обычной регистрации ЭКГ из-за ог-
раниченной полосы пропускания усилителя артефакт стимула ис-
кажается и может быть тонкой н малозаметной линией, но врач
по характеру кривой ЭКГ надежно определяет результаты сти-
муляции сердца, в то время как в КМ это сделать сложно.
Диапазон параметров ЭКС при .вызванной активности желу-
дочков очень широк. На рис. 2.35 -приведена форма ЭКС при сти-
муляции и обозначения параметров сигнала. Их значения лежат
в следующих пределах:
Амплитуда артефакта стимула Uct - - 0*05—3 В;
Амплитуда напряжения поляризации Un - • . 0.2—3 мВ;
Амплитуда Q/WJ-комплекса, вызванного стимулом, UK . 0,3—3 мВ;
Длительность стимула TCv.............................0,5 ...2 мс;
Длительность напряжения поляризации Та . . . 20—‘120 мс;
Длительность интервала до навязанного комплекса 7к -50—250 мс;
Длительность Q^S-комплекса Tqrb . . • 30—*150 мс.
Комплекс QjRS, вызванный стимулом, напоминает по форме-
желудочковую экстрасистолу. Напряжение поляризации определя-
ется формой стимулирующего импульса, свойствами выходного
каскада кардиостимулятора и материалом электрода. Возникает на-
пряжение поляризации экспоненциальной формы на границе разде-
ла электрод — мнокард. Ложное обнаружение артефакта стиму-
ла кардиомонитором может привести к диагностированию нормаль-
ного ритма при асистолии! Исходя из структуры сигнала при кар-
диостимуляции в КМ необходимо отделять артефакт стимула от
полезного сигнала, определять временное положение стимула от-
носительно Q/^S-комплекса с целью диагностики нарушений рит-
ма при стимуляции путем разработки надежных алгоритмов ана-
лиза ЭКС. Уменьшение напряжения поляризации может быть до-
стигнуто за счет применения бнфазной формы импульса для ус-
корения перезаряда емкости электрод — миокард [60], ио достичь
полной компенсации напряжения поляризации не удается. Кроме
того, КМ не может «выбирать» себе кардиостимулятор, поэтому
Необходимо рассмотреть возможности выделения и селекции арте-
факта стимула в присутствии напряжения поляризации.
Выделение артефакта стимула с аналоговой
Компенсацией напряжения поляризации приведено
на структурной схеме рис. 2.36. Электрокардиосигиал при кардио-
стимуляции поступает на РУ, полоса пропускания которого состав-
ляет 800—1000 Гц, что позволяет выделять из него артефакт сти-
мула с TCTs=0.5—2 мс. Усиленный сигнал попадает иа выделитель
85
Ркс. 2.36. Структурная схема селектора артефакта стимула с аналоговой ком
пенсацией напряжения поляризации
артефакта стимула (ВАС) и одновременно на селектор артефакта
стимула (САС). Крутой фронт артефакта стимула через ВАС за-
пускает схему формирования импульсов синхронизации (ФИС),
который выдает импульсы синхронизации (ИС), обеспечивающие
работу всего устройства, и одновременно вырабатывает строб для
выделения артефакта стимула.
На время действия ИС| САС не пропускает артефакт стимула
на вход усилителя (Ус). Усиленный сигнал, в котором теперь ос-
тались только напряжение поляризации и вызванный желудочко-
вый комплекс (при эффективной стимуляции), поступает на вход
пикового детектора ПД напряжения поляризации и одновременно
на один из входов ОУ. Пиковый детектор в момент времени, оп-
ределяемый ИСг, производит измерение амплитуды Un с сохране-
нием полярности входного сигнала. Для компенсации напряжения
поляризации ПД запускает генератор экспоненциального напря-
жения (ГЭН), постоянная времени которого определяется схемой
автоподстройки (АП). Автоподстройка производится за время дей-
ствия ИСз и определяется разностью напряжений с выхода Ус и
компенсирующего напряжения поляризации с выхода ГЭН. С вы-
хода ОУ «очищенный» от артефакта стимула и напряжения поля-
ризации сигнал через ФНЧ поступает на схему анализа ритма КМ.
Кардиомонитор по временному положению артефакта стимула
и вызванного или спонтанного кардиокомплекса по логическим ал-
горитмам выявляет нарушения ритма при кардиостимуляции [61].
Схема испытывалась в ритмокардноаналнзаторе РКА-02. К не-
достаткам этой схемы выделения и селекции артефакта стимула
следует отнести ее громоздкость, необходимость принятия специ-
альных мер поддержания стабильности аналоговых схем, опреде-
ленное время для вхождения схемы в режим полной компенсации
t/n. Неточная компенсация Un приводит во многих случаях к лож-
ному обнаружению Q^RS-комплексов.
Программная режекция артефакта стимула и
напряжения поляризации дает лучшие результаты, но мо-
жет быть использована только в вычислительных КМ, где ЭКС
представляется совокупностью отсчетов. На рис. 2.37 приведено
представление артефакта стимулирующего импульса в отсчетах
ОС
а — исходный ЭКС; б —
компенсирующая экспонента
в — очищенный от артефак-
та стимула ЭКС
ЭКС с иллюстрацией построения компенсирующей экспоненты [62],
Программная часть реализует алгоритмы определения уровня изо-
линии, режекции стимулирующего импульса, расчет параметров
аппроксимирующей экспоненты и компенсации напряжения поля-
ризации. Такой способ выделения артефакта стимулирующего им-
пульса повышает точность и быстродействие компенсации, устра-
няет нестабильность, присущие аналоговому способу, и существен-
но упрощает аппаратную часть КМ. На рнс. 2.38 приведены ре-
зультаты обработки ЭКС при стимуляции предсердий, что делает
изображение более наглядным, так как стимул ие совпадает с
желудочковым сокращением.
2.6. ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА ДЛЯ
ЦИФРОВЫХ УСТРОЙСТВ
Общие задачи преобразования информации в кардиомониторах.
Применение вычислительных устройств обработки сигнала в КМ
невозможно реализовать без применения преобразователей анало-
гового сигнала в цифровой и обратно, так как вычислительные
Устройства имеют дело только с цифровым видом информации, а
результаты обработки сигналов в некоторых случаях должны быть
представлены в аналоговом виде.
Одна из возможных структур применения аналого-цифрового
и цифро-аналогового преобразования информации в КМ приведе-
Текущий ЗКС
Рис. 2.39. Структурная схема аналого-цифровой системы в КМ
рЕс. 2.40. Пример пре- Полная шкала
образования аналог-код
Уровень Код
пере-
ЭВМ
(дис-
ЭВМ
иа иа рис. 2.39. Аналого-цифровой преобразователь (АЦП)
водит аналоговый сигнал в дискретную форму для ввода в
и в оперативную память устройства отображения данных
плей). Дискретизированный сигнал после обработки его в
подается иа цифро-аналоговые преобразователи (ЦАП) для ав-
томатического управления параметрами сигнала (амплитуды, сме-
щения изолинии, центровки в динамическом диапазоне АЦП и
т. п.) н вывода запомненных патологических фрагментов ЭКС иа
аналоговый регистратор. Задача преобразования данных характе-
ризуется рядом требований, выдвигаемых условиями применения
схем АЦП и ЦАП в КМ:
выбором вида двоичной системы кодирования;
выбором частоты квантования аналогового сигнала;
определением необходимого числа уровней квантования;
допустимыми ошибками преобразования;
выбором соответствующего вида АЦП н ЦАП;
фильтрацией сигнала и а входе АЦП и выходе ЦАП;
оптимизацией схемных решений.
Специфическая форма ЭКС требует большого числа уровней
квантования. Наиболее часто используется 256, 512 или 1024 уров-
ня, соответствующие в обычном двоичном коде 8, 9 или 10 разря-
дам. Частота квантования определяет равноотстоящие отрезки вре-
мени, в которых непрерывный сигнал представляется в виде не-
которых значений, зафиксированных в эти моменты времени.
Квантование по уровню и по времени вносит определенную
погрешность, связанную с процессом дискретизации. В потери
квантования входит и длительность выборки, но обычно она бе-
рется во много раз меньше периода квантования.
88
На рис. 2.40 показано преобразование аналогового сигнала в
цифровую форму при fKB=200 Гц и уровне квантования по напря-
жению 28. Низкая скорость квантования по времени может при-
вести к значительной потере информации, а высокая скорость кван-
тования дает избыточные данные, которые необходимо обраба-
тывать, запоминать и хранить длительное время. Надо еще учи-
тывать, что вследствие инерционности ЭУ появляется дополнитель-
ная динамическая погрешность преобразования. _
Рассмотрим некоторые типовые схемы ЦАП и АЦП, выполнен-
ные в интегральном исполнении, их принцип действия и особен-
ности применения [63].
Цифро-аналоговые преобразователи. Цифро-аналоговые преоб-
разователи состоят нз источника опорного напряжения С7С)П, рези-
стивных делителей, ключевых элементов и ОУ. На рнс. 2.41 при-
ведена базовая структурная схема ЦАП. В основу ее работы поло-
жено суммирование токов, соответствующих весам разрядов циф-
рового кода дискретных отсчетов сигнала. При замыкании каж-
дого ключа ток в выходной суммирующей шине получает двоично-
весовое приращеине. Выходной ОУ преобразует ток в напряжение.
В качестве делителей в схеме применяются резисторные матрицы
Я—2.R. Большинство ЦАП выполнены по КМОП-технологии, ио
требуют внешних ОУ. Сопряжение с цифровыми схемами обычно
производится через буферные устройства, объединяющие, как пра-
вило, буферный регистр кратковременной памяти с параллельным
вводом-выводом цифровой информации.
Для управления аналоговыми схемами от микропроцессора н
вывода запомненных фрагментов ЭКС для регистрации вполне до-
статочно иметь 8 разрядов по амплитуде сигнала. Поэтому иаи-
89
Рис, 241. Структурная схема ЦАП
более подходящей интегральной микросхемой ЦАП является
КР572ПА1 с разрядностью 10 бит и током потребления 2 мА. На
рис. 2.42 приведена схема ЦАП с ФНЧ для сглаживания ступен-
чатости в выходном сигнале. Фильтр низкой частоты должен иметь
крутую АЧХ для устранения гармоник, которых в исходном сигна-
ле не было. Но для упрощения фильтра часто идут на компромисс,
допуская небольшую ступенчатость, дополнительно сглаживаемую
ограниченной полосой пропускания регистратора ЭКГ. Приведенная
схема имеет частоту выборки 250 Гц, разрядность 8, полосу про-
пускания 0,1—30 Гц прн неравномерности АЧХ ±10%.
Обычно применение ЦАП встречает меньше затруднений, чем
АЦП, так как АЦП определяет возможности цифровой обработ-
ки экс.
Аналого-цифровые преобразователи. Микропроцессор и микро-
вычислительного КМ могут взаимодействовать с аналоговым
сигналом через АЦП, задача которого состоит в преобразовании
родного напряжения в пропорциональное ему число. Методы ана-
лого-цифрового преобразования более разнообразны, чем цифро-
аналогового. Объясняется это тем, что АЦП можно осуществить,
используя целый ряд систем (параллельный, с двухтактным ин-
тегрированием, последовательного приближения и т. д.) [10, 64].
рассмотрим принцип действия только преобразователя последо-
вательного приближения (рис. 2.43), наиболее часто использу-
емый в медицинских приборах, что объясняется простотой устрой-
ства, а также высокой скоростью и постоянным временем преоб-
разования, ие зависящим от амплитуды аналогового сигнала.
Аналоговый входной сигнал, аппроксимируется двоичным ко-
дом с последующей проверкой каждого бита в. этом коде до тех
пор, пока не будет достигнуто иаилучшее приближение. Значение
аналогового сигнала в двоичном коде сохраняется в регистре пос-
ледовательного приближения (РгПП). Поразрядно РгПП соеди-
нен с выходным буферным устройством, обеспечивающим цифро-
вой выход АЦП с необходимым уровнем выходного сигнала. Вся
работа АЦП тактируется тактовым генератором (ТГ). После N
тактов сравнения и /цап иа входе ЦАП получается дУ-разряд-
ный двоичный код, который является эквивалентом аналогового
сигнала. Преобразование происходит за У тактов, поэтому ско-
рость формирования АГ-разрядного слова всегда одинакова. Уста-
новка РгПП в исходное состояние и запуск его в режим преобра-
зования производится по внешнему логическому сигналу «Гаше-
ние/Преобразоваиие». По окончании преобразования АЦП выра-
батывает сигнал «Готовность данных» (КП—конец преобразо-
вания). На рис. 2.44 приведена практическая схема АЦП для циф-
ровой обработки ЭКС в кардиомониторе.
РгПП 8-разрядный
Сдвиг нуля |
Готовность
данных (Кп)
I I I I । ' 1 ------
Выходное _
буферное устройство
111111 н
8 7 6 5 4 J 2 J
Цифровой выхов
Компаратор
Гашение/лреоВ-
разованое
Ркс. 2,43, Структурная схема АЦП
90
Рис. 2.44 Практическая схема АЦП на основе микросхемы К1ПЗПВ1А
Напряжение с частотой выборки [выв (частотой квантования
500 Гц) поступает на триггер Шмнтта (ТШ) для повышения кру-
тизны фронта н среза импульсов и запускает формирователь нор-
мализованного импульса (ФНИ) для квантования аналогового
сигнала в АЦП. На вход АЦП поступает ЭКС, приведенный к оп-
ределенному уровню. Обычно перед АЦП необходима предвари-
тельная фильтрация сигнала, защищающая АЦП от шумов, с час-
тотой выше самой высокочастотной информативной составляю-
щей сигнала. Цифровые сигналы АЦП через буферные инверторы
(БИ) поступают на цифровую обработку ЭКС. Сигнал КП фор-
мируется аналогично напряжению квантования.
Параметры и погрешности преобразователей. Система электрических па-
раметров преобразователей объединяет несколько десятков параметров При
ведем важнейшие из них.
Умело разрядов b — количество разрядов кода, связанного с аналоговой
величиной, которое может воспринимать ПАП или вырабатывать АЦП.
Коэффициент преобразования КпР — отношение приращения выходного
сигнала к приращению входного сигнала для линейной характеристики преоб-
разования.
Абсолютная погрешность преобразования в конечной точке шкалы бп.ш-
отклонение значения входного для АЦП и выходного для ЦАП напряжения
(тока) от номинального значения, соответствующее конечной точке характе-
ристики преобразования. Измеряется бп.ш в единицах младшего разряда (МР)
Напряжение смещения нуля на входе U9X о — приведенное ко входу на-
пряжение, характеризующее отклонение начала характеристики АЦП от нуле-
вого значения. Измеряется Цвх 0 в единицах МР или мВ.
92
Напряжение смещения нуля на выходе —напряжение постоянного
гока на выходе ЦАП при входном коде, соответствующем нулевому значению
выходного напряжения.
Нелинейность АЦП 6Л — отклонение от заданной прямой линии точек, де-
лящих пополам расстояние между средними значениями уровней квантова-
ния. Нелинейность определяется в процентах от значения диапазона выходного
сигнала или в единицах МР.
Время преобразования fnp—-интервал времени от момента заданного из-
менения сигнала на входе АЦП до появления на его выходе устойчивого кода.
(Для АЦП типа КШЗПВ1А: бл = ±0,1 %, бп.ш=±20 МР для биполяр-
ного тона, t/Bxo=±30 мВ, время преобразования /Пр^30 мкс).
2.7. УСТРОЙСТВА ОТОБРАЖЕНИЯ ИНФОРМАЦИИ
Виды информации, отображаемой в кардиомониторах. Устрой-
ства отображения медицинской информации в КМ должны отра-
жать состояние сердечной деятельности по электрокардиосигналу,
а также вспомогательные сведения о больном и технические дан-
ные о работе КМ. Таким образом, отображаемые давние вклю-
чают:
априорные данные о больном;
электрокардиосигиал;
значения параметров ритма сердца;
результаты автоматического анализа аритмий;
сигнализацию тревоги при появлении опасных аритмий;
текущее время, время появления событий и время начала про-
водимой терапии и других мероприятий;
сигнализацию обнаружения ф/?5-комплекса;
состояние прохождения сигналов управления и контроля рабо-
тоспособности прибора;
сведения о нарушении работы КМ и локализации неисправ-
ности.
Отображаемая информация может носить временный — опера-
тивный — характер, когда предыдущая информация стирается при
появлении новой, и характер накопления данных за определенные
интервалы времени. В последнем случае устройство отображения
должно содержать или использовать внешнее устройство памяти
для хранения данных. Рассмотрим более детально виды отобра-
жаемой информации.
В априорные данные о больном входят: фамилия, имя и отче-
ство, номер истории болезни, возраст, пол, дата поступления, анам-
нез, предварительный диагноз. Электрокардиосигнал должен со-
провождаться индикацией скорости движения изображения и ка-
либровочным импульсом. Должны индицироваться такие парамет-
ры ритма сердца, как ЧСС и частота экстрасистол, а также не-
которые статистические параметры распределения /^-интервалов.
Автоматический анализ аритмий должен отображаться словами
Диагноза в той или иной формулировке, принятой для конкретно-
го типа кардиомонитора. Сигнализация тревоги обычно индициру-
93
ется цветом светового табло с дифференциацией степени опасно-
сти. Остальная перечисленная отображаемая информация не тре-
бует пояснений.
Методы и средства отображения информации. К средствам ото-
бражения информации относятся электроино-лучевые трубки, циф-
ровые илн знаковые полупроводниковые индикаторы, полупровод-
никовые светоизлучающие диоды и показывающие (стрелочные)
приборы, которые в современных КМ не применяются. Примене-
ние знаковых полупроводниковых индикаторов для отображения
значений параметров ритма было изложено в § 2.5 на примере
измерителя ЧСС. Светоизлучающие диоды широко применяются
для индикации состояния органов управления, выделения Q.RS-
комплекса и т. п. Самым универсальным средством отображения
информации, а в сложных вычислительных КМ единственно воз-
можным является ЭЛТ. В носимых КМ применяются жидкокрис-
таллические матричные индикаторы.
Аналоговый метод формирования изображения
на ЭЛТ. Для анализа ЭКС в оперативном режиме при посто-
янном непрерывном наблюдении применяется осциллографический
метод формирования изображения. Этот метод используется в спе-
циальных приборах — электрокардноскопах, а последние широко
используются как блоки КМ. На рис. 2.45 приведена структурная
схема устройства отображения (УО), которое может отображать
только ЭКС. Принцип действия УО заключается в том, что луч
ЭЛТ постоянно перемещается в горизонтальном направлении мед-
ленно слева направо и быстро обратно, осуществляя развертку сиг-
нала по временной оси. С помощью усилителя вертикального от-
клонения ЭКС воздействует на луч в вертикальном направлении,
создавая изображение сигнала на экране ЭЛТ. Отклонение луча
производится током, протекающим в катушках (ОК) электромаг-
нитной отклоняющей системы, что более целесообразно при полу-
проводниковой схемотехнике.
Учитывая, что ЭКС лежит в низкочастотном диапазоне и стан-
дартные скорости перемещения луча (скорости развертки) — 25
Рис. 2.45. Структурйаэ
схема аналогового элек-
трокардиоскопа
и 50 мм/с, приходится использовать ЭЛТ со средним временем
послесвечения люминофора. Но тем не менее при прохождении
луча по экрану предыдущая информация успевает погаснуть, осо-
бенно в том случае, если длина экрана большая. Такне УО при-
нято называть устройствами с затухающим изображением.
Применяя специальные люминофоры, можно уменьшать зату-
хание изображения, но радикально его устранить не представляет-
ся возможным. Увеличение же яркости изображения приводит к
сокращению срока службы ЭЛТ, Несмотря на простоту техничес-
ких решений, этот метод формирования изображения практически
был вытеснен цифровым методом, тем более что он позволяет ото-
бражать на экране ЭЛТ помимо ЭКС н символьно-графическую ин-
формацию. Цифровой метод отображения информации иа ЭЛТ по-
зволяет получать незатухающее изображение.
Цифровой метод формирования изображения
на ЭЛТ. При цифровом методе отображения информации иа
экране ЭЛТ (дисплее) анвлоговые сигналы преобразуют в дис-
кретизированные с помощью АЦП.
Существует два основных способа цифрового формирования
изображения: векторный и растровый (телевизионный). Устройст-
ва отображения такого типа принято называть дисплеями. В век-
торных дисплеях изображение строится не из отдельных точек, а
из соединенных друг с другом отрезков прямых или кривых ли-
ний путем соответствующего отклонения луча ЭЛТ. Векторный
дисплей обеспечивает гладкое изображение сигналов, но требует
довольно сложного аппаратного и программного обеспечения. По-
этому такие дисплеи нашли основное применение в системах ав-
1 оматнзироваиного проектирования.
Частным случаем векторного метода можно считать аналого-
вый метод формирования изображения, при котором отклонение
луча по вертикали производится ЭКС, запомненным в цифровой
форме в оперативном запоминающем устройстве (ОЗУ) и считы-
ваемого периодически через выходной ЦАП. При достаточно вы-
сокой частоте повторения считывания изображение становится
незатухающим и обеспечивается хорошее качество воспроизведе-
ния ЭКС. Одвако этот метод характеризуется большой потребля-
емой мощностью, что приводит на практике к схемотехническим
гсложнениям для создания экономичных усилителей вертикально-
го отклонения.
При растровом способе, основанном на модуляции луча, дви-
жущегося по неизменной траектории, трудно совершенно устра-
нить ступеньки на изображении, но существенно упрощается ап-
паратная часть, в которой могут быть использованы апробирован-
ные схемные решения и отдельные узлы телевизионных приемни-
ков. Ниже будем рассматривать только растровые дисплеи, так
как они получили наибольшее распространение в КМ.
Растровый способ формирования изображения.
Сущность способа состоит в том, что для перемещения электрон-
ного луча по вертикали и горизонтали используется пилообразное
95
напряжение, а сигнал подается на модулятор только в те моменты
времени, когда необходимо выявить соответствующую точку на
развертке (растре) изображения. В телевидении применяется го-
ризонтальный растр и чересстрочная развертка. При такой раз-
вертке луч скачками проходит по всем нечетным строкам растра,
а затем по всем четным. Таким образом один кадр передается
двумя полукадрами (полями). Частота мелькаинй в этом случае
равна частоте передачи полей.
В дисплеях КМ, как правило, применяются прогрессивная раз-
вертка и вертикальный растр. Для уменьшения мельканий часто-
та кадров при прогрессивной развертке должна быть выше, чем
при чересстрочной развертке. Однако критическая частота мель-
каний, т. е. частота, при которой глаз не воспринимает мелькание,
зависит от яркости изображения и тесно связана с объемом отоб-
ражаемой на экране информации. В тех случаях, когда экран не
заполняется полностью и человек ие смотрит на экран постоянно,
как это делает оператор ЭВМ, частота кадров может быть сни-
жена, что упрощает аппаратную часть дисплея.
Рисунок 2.46,а иллюстрирует процесс формирования растра, а
на рис. 2.46,6 приведен пример отображения ЭКС при небольшом
числе строк. Таким образом можно формировать и алфавитно-циф-
ровую информацию. Пример выполнения индикации ЧСС, верхне-
го и нижнего пределов сигнализации приведен на рис. 2.47.
Качество отображения ЭКС цифровым методом определяется
числом уровней квантования и частотой дискретизации /д во вре-
"□Q 1Z0
^^058
Рис. 2.47. Пример индикации ЧСС и пре
дедав включения сигнализации
Рис 2.46. Растровый способ формиро
вании изображения:
а—формирование растра; б—отображение
ЭКС при небольшом числе строк
xieHH (частотой выборок). Число уровней квантования определя-
ется из условия наблюдения малых сигналов. При уровне шумов,
приведенных ко входу усилителя ЭКС, равном 25—30 мкВ, и ис-
ходной установке амплитуды сигнала иа 1/4 шкалы (с учетом воз-
можных комплексов большой амплитуды и центровки сигнала при
смещениях изолинии), соответствующей 1—2 мВ, достаточно иметь
256 уровней.
Выбор частоты дискретизации входного сигнала зависит от ди-
апазона обрабатываемых частот, В соответствии с теоремой Ко-
тельникова fa^2fmaXt где fmax — максимальная частота спектра
сигнала. Если ограничиться спектром ЭКС в 120 Гц, то fA^240 Гц
(обычно берут /д=250 Гц). Увеличение [д порождает избыточную
информацию, для запоминания которой необходима дополнитель-
ная память. Тем не менее, если дискретизированный сигнал исполь-
зуется для цифрового метода анализа аритмий, то для повышения
качества обработки Гд берется равной 500 Гц. При /д=250 —
500 Гц заметны фантомные искажения ЭКС, так как выборки мо>
гут не всегда приходиться на одни и те же точки сигнала (рис.
2.48) [64]. Визуально это явление воспринимается как низкочас-
тотная амплитудная модуляция ЭКС с «усечением» формы ОД5-
рис. 2.49. Образование движения ЭКС на fianpaC^afWt itSartteffue
экране ЭЛТ
96
97
комплекса. Устранить фантомные искажения можно ограничени-
ем полосы пропускания на входе АЦП. Естественно, что наиболее
сильно фантомные искажения проявляются при малых скоростях
движения ЭКС.
Качественному представлению ЭКС мешает ступенчатость изо-
бражения, так как медицинский персонал привык к гладкому сиг-
налу. Хорошие результаты могут быть достигнуты при увеличении
числа строк и одновременной модуляции точек по определенному
закону, связанному с крутизной сигнала. Чем выше крутизна
склона Q^S-комплекса, тем большую длительность имеют импуль-
сы модуляции луча [65].
Для создания незатухающего изображения ЭКС на экране дис-
плея и его движения, копирующего вычерчивание кривой ЭКГ иа
обычном регистраторе, применяется запоминающее устройство
ЭКС (ЗУ ЭКС), которое использует принцип записи текущих ко-
дов ординат дискретизированного ЭКС в ЗУ ЭКС и считывания
всех кодов из памяти в порядке, соответствующем разложению
кадра по строкам. Каждой строке растра ставится в соответствие
код отсчета АЦП. С помощью преобразования код-—-время фор-
мируется импульс подсветки луча (видеосигнал) в точке, отсто-
ящей от нулевой линии на расстоянии, пропорциональной коду
(рис. 2.49) У]... Ум и т. д. Незатухающее изображение образуется
за счет того, что опрос всех ячеек памяти и формирование по ко-
дам видеосигнала повторяется с частотой кадров. Если теперь в
моменты записи новых кодов смещать адреса считывания памяти
относительно номеров строк растра, то изображение ЭКС на экра-
не будет перемещаться.
Объем используемой памяти должен соответствовать числу
строк в растре и разрядности АЦП. Примеры возможной реализа-
ции цифрового метода отображения ЭКС приведены иа структур-
ных схемах рис. 2.50.
Для хранения массива отсчетов ЭКС, а также записи новых
точек и воспроизведения их на экране ЭЛТ применяется ЗУ ЭКС.
На рис. 2.50,а приведен пример структурной схемы ЗУ ЭКС и все-
го УО для растрового способа отображения ЭКС. Поступающие
от А ЦП коды ЭКС записываются в ОЗУ во время обратного хо-
да по строке. Адрес записи при этом определяется счетчиком ад-
реса записи (Сч1). Во время прямого хода по строке коммутатор
(Ком) адреса пропускает иа ОЗУ адрес чтения, в то время как
ОЗУ находится в режиме считывания кодов в формирователь ви-
деосигнала (ФВС). Счетчик адреса чтения (Сч2) проходит за
кадр все состояния, формируя для каждой строки растра свой ад-
рес ОЗУ. На ФВС поступают коды, которые преобразуются в им-
пульс подсвета луча н поступают иа видеоусилитель (ВУ) для
модуляции луча по яркости. Таким образом, при повторяющемся
каждый кадр чтении ОЗУ на экране ЭЛТ образуется иегаснущее
изображение ЭКС. Блок управления (БУ) формирует импульсы
записи и чтения.
$8
Рис. 2.50. Структурные схемы цифрового устройства отображения ЭКС
Синхронизация работы всех узлов ЗУ ЭКС и генераторов кад-
ровой и строчной разверток (ГКР и ГСР) осуществляется устрой-
гвом сиихронизацни (УС), представляющим собой делитель час-
оты задающего генератора. Кроме того, УС вырабатывает им-
>льсы гашения видеосигнала во время обратных ходов.
На рис. 2.50,6 приведена структурная схема УО, в которой циф-
ровой сигнал с ЗУ ЭКС преобразуется ЦАП в аналоговый сиг-
..dJI- Отклонение луча формируется схемами генераторов верти-
кального и горизонтального отклонения (УВО и УГО). Для ото-
ражения ЭКС, алфавитно-цифровой и графической информации
^Р^ениютсн универсальные устройства отображения данных
Электронные узлы устройства отображения ЭКС. В соответст-
ПИ с приведенными структурными схемами УО к основным элек-
ронным узлам можно отнести: формирователь кадровой разверт-
: формирователь строчной развертки; видеоусилитель; цифро-
е узлы обработки данных н источник питания ЭЛТ. Рассмот-
99
Рис. 2.51. Схема форма
рователя кадровой раз
вертки
рим некоторые аналоговые узлы УО, так как цифровые узлы под
робно изложены в гл. 3.
Формирователь кадровой развертки (рис. 2.51)
состоит из формирователя пилообразного напряжения (ФПН),
усилителя напряжения (УН) и усилителя мощности (УМ). Кад-
ровые синхроимпульсы (КСИ) с частотой 25 Гц поступают на
формирователь пилообразного напряжения ФПН, представляю-
щий собой ключевой каскад с перезаряжаемым конденсатором. В
отсутствии КСИ конденсатор ФПН заряжается по цепи, содержа-
щей резистор 2?1, а с приходом КСИ быстро разряжается через
открытый ключ, тем самым обеспечивается формирование пилооб-
разного напряжения. С помощью этого напряжения, симметрично-
го относительно нуля, благодаря конденсатору Cj через УН про-
изводится возбуждение УМ. Обычно УМ выполняется по двухтак-
тной схеме на транзисторах разного типа проводимости. Нагруз-
кой УМ является отклоняющая катушка кадров (ОКК). Катушка
подключена к «земле» через малое сопротивление #4.
Цепи отрицательной ОС позволяют регулировать и стабилизи-
ровать линейность по краям экрана ЭЛТ.
Разработаны многочисленные схемы усилителей мощности кад-
ровой развертки, отличающиеся степенью экономичности и линей-
ности [66]. Формирование кадровой развертки упрощается при ис-
пользовании специальных микросхем генераторов телевизионной
развертки типа К174ГЛ1 или К174ГЛ2, которые содержат все не-
обходимые элементы и могут устанавливаться на радиаторы [67].
Формирователь строчной развертки (рис. 2.52)
должен обеспечить в отклоняющей катушке строк (ОКС) импуль-
сы отклоняющего тока со строго определенными параметрами, к
которым относятся: период следования импульсов (частота строч-
ной развертки), длительность прямого и обратного хода строчной
развертки и их соотношение, характер нарастания тока за время
прямого хода и размах тока.
При выборе схемы строчной развертки обычно отдается пред-
почтение схеме с минимальной потребляемой мощностью. Поэтому
основным вариантом является ключевой (импульсный) принцип
формирования импульсов отклоняющего тока с коррекцией его
100
Рис. 2.52. Схема формирователя строчной развертки
формы и стабилизации тока (что равносильно стабилизации раз-
мера строк). Строчные синхроимпульсы (ССИ) поступают на
эмиттерный повторитель (ЭП) и усиливаются промежуточным уси-
лителем (ПУ) для согласования с выходными цепями при помощи
импульсного трансформатора TV. Со вторичной обмотки этого
трансформатора строчные импульсы поступают на выходной кас-
кад, работающий как двусторонний ключ (Кл) на транзисторе в
диоде VDi. Питание каскада — параллельное, через дроссель £ь
Отклоняющая катушка строк подключена к Кл через разделитель-
ный конденсатор С2, который исключает попадание постоянной
составляющей тока через ОКС.
Известно, что для получения неискаженного изображения на
сравнительно плоском экране отклоняющий ток в ОКС во время
прямого хода должен иметь S-образную форму. Такая^коррекцня
Может быть достигнута применением корректирующей цепи £2,
В начале прямого хода строчной развертки иа дополнительной
обмотке £2 действуют положительные импульсы, отпирающие ди-
од V£>2 и заряжающие конденсатор Ci. В начале прямого хода дн-
од VDi отпирается и через него к ОКС прикладывается напряже-
ние, равное напряжению питания за вычетом напряжения коррек-
ции. Это вызывает замедление скорости нарастания тока в катуш-
ке, что и требуется для коррекции нелинейности. Все эти вопросы
построения схем разверток подробно изложены в [68].
101
Рис. 2.53. Структурная схема вы-
соковольтного источника питания
Для неискаженного графическо-
го изображения на экране ЭЛТ
важно иметь стабильный размер
строк. Эта стабилизация может
быть достигнута следующим обра-
зом. С резистора снимается на-
пряжение отрицательной ОС, про-
порциональное току через ОКС.Так
как это напряжение пилообразной
формы, то оно детектируется па ОУ
в детекторе (Дет.), затем интегри-
руется и усиливается вторым ОУ в
интеграторе (Инт.). Выходное на-
пряжение Инт. управляет стабили-
затором напряжения (СН). который питает выходной каскад
строчной развертки, обеспечивая постоянство размера строк.
Со вторичной обмотки TV снимаются синхроимпульсы для вы-
соковольтного преобразователя (ВВП) источника питания ЭЛТ.
Для питания выходного каскада строчной развертки может
быть использовано нестабнлнзированное напряжение £п.н.
Высоковольтный источник питания ЭЛТ обычно
выполняется как преобразователь на строчном трансформаторе те-
левизионного приемника или аналогично ему. Структурная схема
высоковольтного источника приведена иа рис. 2.53. Преобразова-
тель строится по схеме двустороннего ключа, управляемого им-
пульсами ССИ. Для дисплея иа ЭЛТ желательна стабилизация
высокого напряжения, которая может быть осуществлена путем
подачи части высокого напряжения на управление СН. Отрица-
тельная ОС обеспечивает компенсацию падения напряжения на
выходе строчного трансформатора повышением напряжения в пер-
вичной обмотке.
Видеоусилитель должен формировать импульсы подсве-
та луча таким образом, чтобы обеспечить необходимую разреша-
ющую способность при заданном числе строк и точек на строке.
Как правило, это широкополосный усилитель, формирующий ви-
деосигнал амплитудой 25 В при длительности импульсов 20—25 мс
с фронтом и срезом ие более 6—10 нс. Видеосигнал подается на
катод ЭЛТ для модуляции луча.
Синхронизатор представляет собой задающий генератор,
работающий на тактовой частоте, соответствующей частоте следо-
вания точек в строке, и делителя частоты с дешифраторами для
получения синхроимпульсов с необходимыми временными соотно-
шениями. Тактовую частоту и коэффициент деления рассчитывают,
исходя из заданной частоты кадров и параметров растра — числа
строк в кадре и числа точек в строке.
Из-за интерференции кадровой частоты н частоты сети на эк-
ране видны «волны» изображения. Чтобы избежать этого явления,
нужна кварцевая стабилизация тактовой частоты. Однако не всег-
да можно применить кварцевый резонатор с нужной и часто дроб-
102
рой частотой. В таких случаях целесообразно использовать метод
автоподстройки тактовой частоты, так как это не требует измене-
ния выбранных параметров. Аетоподстройка осуществляется фазо-
вым дискриминатором, на котором происходит сравнение фаз се-
тевого и кадрового сигналов и вырабатывается напряжение, кото-
рое пропорпиоиально разности частот сигналов. Это напряжение
управляет частотой задающего генератора.
ГЛАВА 3
МИКРОПРОЦЕССОРНЫЕ КАРДИОМОНИТОРЫ
3.1. РОЛЬ микропроцессоров В МЕДИЦИНСКОМ
ПРИБОРОСТРОЕНИИ
Микропроцессор (МП) играет такую же роль в вычислитель-
ной технике, как и центральный процессор ЭВМ. Высокая серий-
ность и надежность МП при малых габаритных размерах и низ-
кой стоимости аппаратуры, разработанной на их основе, делает
возможным их широкое распространение в медицинских приборах
и системах.
На основе МП могут быть построены вычислительные и управ-
ляющие устройства, позволяющие автоматизировать практически
все процессы в медицине: прием больного на учет в поликлинике
и выделение места в больнице; ведение истории болезни; обра-
ботка данных осмотра и опроса больного; проведение функци-
ональной диагностики и клинике-лабораторного анализа; контроль
за состоянием больных и их лечением.
Среди многочисленных применений МП в медицинских прибо-
рах и системах можно выделить два основных направления, ока-
завшихся наиболее плодотворными.
Первое направление заключается в усовершенствовании меди-
цинских диагностических приборов с целью уменьшения объема
рутинных операций и упрощения взаимодействия с прибором не-
квалифицированного персонала. Для этого в приборах автомати-
•ируется функции управления, улучшается формы представления
выходных данных за счет применения отображения текста и гра-
фиков на дисплее прибора, осуществляется контроль корректно-
сти ввода данных и обеспечивается самоконтроль неисправностей.
Это направление затронуло практически все виды медицинских
Диагностических приборов.
Второе направление связано с автоматизацией сбора, обработ-
ки, передачи и анализа биологических сигналов. Автоматический
анализ биологических сигналов находит применение в клиничес-
кой медицине для функциональной диагностики и автоматизиро-
ванного наблюдения эа больными, профилактической медицине при
Врофосмотрах и массовых обследованиях населения, авиакосми-
103
ческой и спортивной медицине для контроля состояния человека,
находящегося в экстремальных условиях, и т. и.
Применение МП позволило решить одновременно задачи обрц.
ботки биосигналов и взаимодействия персонала с системой. В свя-
зи с важностью контроля состояния сердечной деятельности нам,
более часто используется автоматический анализ биопотенциалов
сердца в реальном масштабе времени. Для этих целей разрабаты.
ваются специальные приборы — кардиомониторы, применение МП
в которых рассматривается в настоящей главе.
3.2. ВСТРОЕННЫЕ ЦИФРОВЫЕ ВЫЧИСЛИТЕЛЬНЫЕ СРЕДСТВА
ОБРАБОТКИ ДАННЫХ
Средства вычислительной техники в своем развитии прошли по.
сколько этапов. При этом параллельно происходила эволюция
технологии и эволюция функций. Как правило, на всех этапах на-
блюдаются две взаимодополняющие друг друга тенденции: созда-
ние универсальных систем высокой производительности и созда-
ние децентрализованных средств, приближенных к источникам ин-
формации и управления, вплоть до встраивания вычислительные
средств в аппаратуру обработки данных. В последнем случае они
являются неотъемлемой частью прибора, выполняющего заданные
функции.
В основу структуры ЭВМ была положена концепция вычисли-
тельной машины Дж. Неймана, выдвинутая в середине 40-х годов.
В соответствии с этой концепцией к основным устройствам ЭВМ
относятся: арифметико-логическое устройство; память хранения
Команд и данных; устройство управления и устройства ввода-вы-
вода данных (рис. 3.1). В памяти хранятся выполняемая програм-
ма и все необходимые данные для обработки информации. Ариф-
метико-логическое устройство обеспечивает выполнение всех ариф-
метических и логических операций (в соответствии с выполняемой
программой) над данными, хранящимися в памяти или получен-
ными через устройство ввода-вывода. Устройство ввода-вывода осу-
ществляет связь ЭВМ с внешней средой (ввод-вывод данных или
каких-либо управляющих сигналов). Несмотря на то, что в даль-
Рис.'3.1. Структурная схема ЭВМ по Дж. Нейману
104
кейшем приведенная структурная схема видоизменялась по прин-
ципам связи и составу дополнительных устройств, на сегодняшний
день любая ЭВМ фактически содержит в себе в том или ином вн-
те все указанные основные устройства.
Остановимся на основных определениях встраиваемых средств
вычислительной техники на основе МП.
Микропроцессор — это программно-управляемое устройство
эбработки цифровой информации и управления, выполненное на
одной нли нескольких БИС. Изменяя программу, можно решать с
юмощью МП множество разнообразных задач.
Однокристальный микропроцессор — это МП, выполненный на
>дной БИС.
Микропроцессорный комплект (МПК.)—зто совокупность МП
и других функциональных БИС, совместимых по принципам свя-
зи, электрическим параметрам и конструкции, обеспечивающая их
совместное применение.
Микропроцессорная система (МПС) — это собранная в единое
целое совокупность МП и других БИС одного или нескольких
МПК, организованная в работающую вычислительную нли управ-
ляющую систему. Различают МПС на базе одного МП и мульти-
микропроцессорную систему.
Микро-ЭВМ — конструктивно законченное вычислительное или
управляющее устройство, построенное иа основе МЛК, имеющее
свой источник питания, клавиатуру ввода-вывода информации и
другие элементы, что позволяет использовать микро-ЭВМ со сво-
им программным обеспечением. Встраиваемая в приборы микро-
ЭВМ может быть конструктивно оформленным модулем или пла-
той с питанием от прибора и с его органами управления. Такой
модуль, выполняющий функции управления, называют микрокон-
троллером нли просто контроллером (контроллером часто назы-
вают и просто устройство цифрового управления без применения
микропроцессоров). Он может быть программируемым и непрог-
раммируемым. Совершенствование технологии БИС позволило соз-
дать однокристальную микро-ЭВМ с внутренней программируе-
мой памятью, которая выполняется по заказу пользователя.
Общие принципы организации микропроцессоров и микропроцессорных сис-
тем .вытекают из целевого назначения, определенных архитектурных и
конструктивных требований и технологических возможностей. Архитек-
тура МП — это его логическая организация. Понятие архитектуры -МП отража-
ет его структуру, способы обращения ко всем доступным элементам структуры,
способ представления и форматы данных, набор операций, выполняемых МП,
способы адресации данных, форматы управляющих слов, поступающих в МП
извне, характеристики и назначение вырабатываемых МП управляющих сиг-
налов и реакцию МП на внешние сигналы. (Основам микропроцессорной тех-
ники посвящена обширная литература {71, 72] и ДР-)
В качестве основного архитектурного принципа можно выделить шинную
структуру организации связи между устройствами внутри самого МП н с внеш-
ней средой. Существует три типа шнн: адресная, данных (входные и выход-
105
им ряУ”равжния- Очень час™ применяется совмещенная шина адреса и дан-
самого МП™ ШИН ш™ы
с мого МП и для связи с внешними устройствами может сильно различаться
что связано с особенностями организации внутренних связей Например паз’
рядность микрокоманд и внешних команд может значительно различаться Ад
р сная шина определяет возможность МП „о адресуемой облает,”™ а'
шина данных определяет базовый размер обрабатываемых данных н еоотвещт
веино разрядность МП (2, 4. 8, 16, 32). Данные больше базового размера об-
oTZTna3: “Т 3аХ°ДОВ- ™ “Т микропроцес-
сора, иомен данными, работа с внешней памятью ..........._______ - F
' •'“"**-** 1 JJI'J шллащ ИДУТ в сот
ХС ™ределеннь,м" прогонами под управлением микропрограммного
мата. Состав выполняемых команд п протоколы связи мог
даны илн задаваться разработчиком в процессе создания
системы.
по шинам идут в соответст-
* , г ---------о авто-
)лы связи могут быть жестко за-
-- —микропроцессорной
Для принципов организации взаимодействия МПС с внешними устройства.
(ТИП? J4”10 Ба“тае лрючоао доступа пампть
„ Ш "ре₽™ак1’й “озиомет МП обращаться к внешним устройствам
X ого ИХ “ ПРН“У необходимость
сора Р жим Хп и “СТВа’ №СЕ0б0ждая «м Ресурсы микронроцес-
сора. Режим ПДП позволяет внешним устройствам обращаться к памяти МПС
шлнам аарка и давных йи ” ™Хо
быстродействие МПС “'Ь °°МеНа ' ^тройствами „ фактическое
На существующей технологической базе невозможно реализовать ад об
дающим одновременно высокими и взаимоисключающими характеристиками
с X” адРВДе"С1ЕПе И ь и т. п.). Но в каждом Xi™:
случае от МП. как правило, требуются не все высокие характеристики а час
ТО лишь одна, определяющая его применение. В зависимости от фХпнонадь-
унивсрХныхш е'адП( ДеЛЯТСЯ на а специализированные. Под
универсальными МП (микропроцессорами общего применения) понимают мнк
р процессор, которому присущи все особенности центрального процессора ЭВМ
kZ ХчТХ“ М,,КР°-ЭЕМ- 3» решеХ Р:рХо
устройствах и т ц. СпециХХмнХ Мп’’
Е"?тй-зада™и —— ™п₽~’
апример, матричный перемножитель, контроллер в фото- и радчоаппаратуое
тепл"' УнИВерсалыь,е МП "° отношению к выполняемой системе команд^ „н-
торфююу могут быть также специализированными, обеспечивающими выполне-
ние только определенной системы команд и имеющим,, стандартный п„™фейс
быть n-,„K°HCIPyKT™mMy Н струкгИ>“омУ признаку универсальные МП могут
быть^однокристальные, многокристальные и секционные.
позволяют с минималь-
контр оллеры или могут
з мини-ЭВМ. О нн име-
вымн аппаратными затратами реализовать несложные к
быть использованы в качестве центральных процессоров
ют фиксированную длину (разрядность) слова и определенную систему команд.
ч„ема~ У ТХ МП быстродействие „’небо™ потреб
. . мощность. В качестве Примера на рис. 3.2 приведена структурная схе-
ма однокристального МП. руыурная схе
Рис. 3 2. Структурная схема однокристального микропроцессора
Операционный блок включает в себя арифметико-логическое устройство
регистры общего назначения, счетчик команд. Так как время обращени
регистрам значительно меньше времени обращения к внешней памяти, то это
"Т^ХюХХТа памяти можно обращаться к области памяти зна-
ттельно большей, чем это обеспечивается разрядностью слова.
Буфер и блок управления системной магистралью обеспечивают обмен ин-
форХХ по шине ’адреса „ данных в соответствии с определенными для
тайного МП временными диаграммами vn-
Блок микропрограммного управления производит подачу нео . __ - _
,являющих сигналов для выполнения считываемых из внешне,, памяти команд
ч реализацию всех режимов работы микропроцессора.
Многокристальные микропроцессоры позволяют на основе
.сбора БИС строить различные устройства обработки н управления <: тр у
мой аппаратной архитектурой и, что особенно важно, системой команд и ив
герфейсом. Возможная структура многокргстальното МП приведена " Р ьном
Здесь каждое функциональное устройство располагается на отдельном
чоксХе. Все операции по обработке данных выполняются в центральном
процессорном элементе. Блок ускоренного переноса обеспечивает олее ™тр
шполвенпе арифметических операций. Блок микропрограммного управлени ,
миогокрнстального микропроцессора
Рис. 3.3. Структурная схема
106
107
контроллер магистрали, устройство синхронизации н постоянное запоминающее
устройство (ПЗУ) микрокоманд обеспечивают все необходимые режимы рабо-
ты микропроцессора. Обычно ПЗУ микрокоманд непосредственно входит в
блок микропрограммного управлении. В данном примере оно реализовано от-
дельно что позволяет заменой ПЗУ менять систему выполняемых МП ко-
манд. Контроллер состояний предназначен для обработки признаков ветвлений
программ формирования и хранении векторов состояний МП, подсчета циклов
и логической обработки данных. Контроллер состояний позволяет обрабатывать
несколько входных условий У,, У,...у„. Шины адреса, данных, микрокоманд
н управляющих сигналов соединяются с внешней магистралью при помощи
пшиных формирователей. Поскольку программирование микрокоманд осуществ-
ляется пользователем, это усложняет разработку МПС на основе подобных
ЛИ 1 и сужает область ях применения.
Секционные микропроцессоры. Для реализации широкого клас.
са различных средств вычислительной техники требуются МП с различной раз-
рядностью. Кроме того, в подобных случаях обычно требуется высокое быстро,
действие и универсальность программно-аппаратной структуры микропроцессо-
ра. Секционные МП с разрядностью секций '2, 4, 8 имеют возможность нх на-
ращлвания до необходимого размера. Пример организации 16-разрядного про-
цессорного элемента на базе 4-разрядных секций приведен на рис 34 Из-за
требования универсальности все секционные МП организованы обычно по прин-
ципу многокристальных микропроцессоров.
Необходимо еще остановиться на таком принципе организация МП и МПС,
как программная совместимость. Производимые в настоящее время МП имеют
разрядность, доходящую до 32. Это означает, что по структуре обрабатывав-
мых слов и команд они могут конкурировать с процессорами мини-ЭВМ пер-
сональными компьютерами и микроЭВМ. Встраиваемые МПС, как правило
имеют достаточно большое программное обеспечение (ПО), разработка и от’
ладка которого занимает 60—70 % всего времени разработки МПС. Поэтому
все . Ш, предназначенные для обработки больших объемов информации исход-
но делают совместимыми, но крайней мере по ПО, с существующими микро- я
мини-ЭВМ или персональными компьютерами. В противном случае возникает
необходимость создания для данного типа МП средства отладки, которое по
сутн является микроЭВМ на базе одного микропроцессора.
Рис. 3.4 Структурная схема 16-разрядного секционного микропроцессора,
Микропроцессорные системы могут быть, как и МП, универ-
сальными иля специализированными, что серьезно не влияет на их структуру
благодаря регулярности интерфейсных связей. Любая МПС с одним централь-
ным МП представляет собой микропроцессор, к интерфейсу которого подключе-
ны ПЗУ программ и данных, регистры ввода-вывода и какие-либо специа-
лизированные модули (рис. 3.5).
Мультимикронроцессорные системы могут иметь различную организацию,
определяемую в первую очередь методами связи. При выполнении команд МП
знешние шины неактивны н отсутствует обращение к памяти, т. е. внешние по
отношению к МП ресурсы не задействованы. Для повышения их загрузки и
-уммариой производительности можно подключить несколько -МП к общей па-
мяти Другие структуры организации мультимикропроцессорвых систем опре-
деляются автономной работой каждой МПС н наличием связи между ними
для обмена данными. При двух МПС связь между ними может осуществляться
через регистры ввода-вывода или общее ОЗУ. Возможна организация НД
через специализированный интерфейс, как это описано в § 3.6. В более слож-
ных случаях применяется связь между МПС через общую шину, радиальная,
кольцевая илн иерархическая (пирамидальная). Применение той или другой
конфигурации мультямнкропронессорвой системы определяется конкретными
условиями вычислительной системы я требованиями к ней.
Характеристики микропроцессоров. К основным характерис-
тикам, которыми пользуются при сопоставлении и выборе МП,
^вид °АНП (универсальный, специализированный, однокристаль-
ный или многокристальиый); ТТЛ агп
технология изготовления (р-МОП, n-МОП, КМОП, ТТЛ, ЭС
и др.), информация о технологии дает примерное представление
о потребляемой мощности и среднем быстродействии,
разрядность (2, 4, 8, 16, 32)—длина информационного сло-
ва, которое одновременно обрабатывается микропроцессором
емкость адресуемой памяти, характеризующая возможности МП
по взаимодействию с ЗУ;
Шина управления
Рис. 3.5. Структурная схема микропроцессорной системы
принцип управления: с «жесткой» логикой или микропрограм-
мное (хранимая в памяти логика);
быстродействие, которое может характеризоваться продолжи-
тельностью выполнения одной операции, числом операций регистр-
регистр в секунду, а также тактовой частотой;
напряжение электропитания и потребляемая мощность;
конструктивные данные.
Типовые микропроцессорные комплекты (МПК). Типовой
МПК представляет собой функционально полный набор БИС, предназначенный
дли построения вычислительных и управляющих устройств. Приведем некото-
рые справочные данные по наиболее распространенным и перспективным МПК,
МП и микроЭВМ.
Серии К(Р)580 — это универсальный МПК с унифицированным интерфей-
сом, выполненный по г?-МОП-технологии с разрядностью 8 бит. В состав серии
входят БИС микропроцессора, последовательного и параллельного периферийно-
го адаптеров, канала ПДП, генератора тактовых импульсов, контроллера обра-
ботки прерываний н др. Эта серия наиболее эффективно применяется при постро-
ении устройств цифровой автоматики н простейших контроллеров, но может
быть использована и для построения микроЭВМ различного назначения.
Серия К(Р)581 предназначена для построения микро-ЭВМ «Электронн-
ка-60», программно совместимой с мини-ЭВМ типа СМ-4. Процессор имеет
16-разрядиую организацию данных. БИС этой серии выполнены по л-МОП -
технологни. Быстродействие для операции регистр—регистр 1,6 мкс.
Серия К583 выполнена по технологии И2 Л с быстродействием 1,0 мкс, со-
держит *13 БИС и предназначена для построения самых различных вычисли-
тельных устройств. Комплект ориентирован на произвольную систему команд
Серия К587 отличается низким потреблением энергии (КМОП-технологни)
н высокой помехозащищенностью. В составе серии семь БИС. Она позволяет
организовать структуру с переменной разрядностью, кратной четырем. Секци-
онная организация, применения микропрограммирования, магистральных свя-
зей позволяет строить на этой серии различные вычислительные и управляю-
щие системы. Совместно с серией К'588 применяется в микро-ЭВМ «Электрони-
ка НЦ».
Серия КР1801 обладает широкими функциональными возможностями й
мощной системой команд. Совместима по системе команд интерфейсу с микро-
ЭВМ «Электроника-60» и по системе команд с мини-ЭВМ семейства СМ. Содер-
жит в своем составе несколько однокристальных М'П, включая МП с диспетче-
ром «памяти ги адресуемой областью памяти 4 Мбайта. Разрядность серии 16 бит,
тактовая частота 10 МГц. Серия К'1806. выполненная по КМОП-технологии, ана-
логична по назначению, возможностям н программно-аппаратной совместимости
с серией К1801, но имеет очень низкое энергопотребление (1.5 Вт для K180I и
0,05 Вт для К1806).
Серни К1802 н К1804—это быстродействующие секционные комплекты»
предназначенные для построения высокопроизводительных ЭВМ и различных
устройств обработки сигнала.
Микросхема КМ1813ВЕ1—это единственная отечественная однокристальная
мнкро-ЭВМ с аналоговыми устройствами ввода-вывода Предназначена для циф-
ровой обработки аналоговых сигналов в реальном масштабе времени н форми-
рования аналоговых управляющих сигналов. Позволяет реализовывать на своей
ПО
основе фильтры, детекторы, умножители, делители 25-разрядных чисел, генерато-
ры -функций -и т. д.
Микросхемы К1814, К1816, К1820, К1841, К‘1821—однокристальные микро-
ЭВМ различных разрядностей, системы команд я принципов организации Пред-
чазначены для использования в качестве вычислительных модулей и различно-
ю рода контроллеров встраиваемых МПС обработки данных и управления.
Неотъемлемой частью МПС являются запоминающие устрой-
ства— средства хранения и извлечения данных.
Оперативное запоминающее устройство — это ЗУ с произволь-
ной выборкой или произвольным доступом. Его характерное свой-
ство заключается в том, что время, требуемое для доступа к лю-
бой из ячеек ЗУ, не зависит от адреса этой ячейки. Оперативное
ЗУ допускает как запись, так и считывание слов. Информация,
содержащаяся в ОЗУ, исчезает (стирается), если прерывается
напряжение питания.
Постоянное запоминающее устройство — это ЗУ, в котором
сохраняется программа и совокупность констант при отключении
способа записи информации различают: ПЗУ,
процессе производства по заказу
программируемые пользователем
питания.
В зависимости от
программируемые маской в
пользователя, однократно
Т ,1 б л и и а 3. . Полупровод|1и1.ш11е запоминающие устройства
Полупроводниковые запоминающие у«- г Технология изготовле- ния БИС
Тип ЗУ Емкость, бит Организация БИС Время вы- 1 борки КС, 1 Потребляе- мая мощ кость, Вт
ОЗУ 220 150 150 230 150 150 0,2 КМОП
КР537РУ8А КР537РУ16 КР541РУЗ КР566РУ5 К565РУ6 К565РУ8 16К 64К 16К 64К 16К 256К 2КХ8 8КХ8 16КХ1 64КХ1 16КХ1 256КХ1 0,35 0,57 0,25 0,14 0,35 КМОП лил п-МОП п-МОП п-МОП
К599РЕ1 К596РЕ2 К.Р568РЕЗ 64К 1М 128К ПЗУ 8КХ8 64КХ16 |16КХ8 350 450 800 0.8 1 1 0,3 ТТЛ ТТЛ П-МОП
ппзу 80 60 85 1,0 ТТЛШ
КР556РТ6 КР556РТ15 KP5S6PT16 4К 8К 64К 512X8 2КХ4 |8КХ8 0.74 по ттлш ттлш
1РПЗУ 0,4 ЛИЗМОП
К573РФ2 К573РФЗ К573РФ6 16К 64К 64К 2KXS 4КХ16 8КХ8 450 300 0,45 0,87 лизмоп лизмоп 111
(ППЗУ) и ПЗУ с многократной перезаписью информации или ре-
программнруемые ПЗУ (РПЗУ). В табл. 3.1 приведены основные
характеристики наиболее распространенных типов полупроводни-
ковых ЗУ.
Выбор БИС ЗУ определяется удобством их сопряжения с эле-
ментами МПС. Кроме того, фактическая стоимость МПС в зна-
чительной степени определяется стоимостью ЗУ, что надо учиты-
вать при проектировании МПС с большим объемом памяти.
Выбор МП и МПК, обеспечивающих создание МПС, представ-
ляет определенные трудности из-за большого количества одно-
временно выпускаемых серий, разнообразных и часто несопоста-
вимых характеристик, приводимых в паспортных данных. Кроме
того, в процессе разработки прибора не всегда возможно сразу
учесть все требования к встраиваемым вычислительным средст-
вам. Условно можно выделить следующие основные критерии, по
которым оцениваются требования к структуре и элементной базе
вычислительной части приборов:
1. Выполняемые функции управления, обработки данных, ото-
бражения информации, связи с системой и т. д. (Исходя из требо-
ваний по выполнению каждой функции определяется число МПС,
их разрядность, количество уровней прерываний и регистров свя-
зи, а также объем ОЗУ для массивов данных.)
2. Типы производимых вычислении. (Они позволяют определять
необходимость команд умножения, деления, работы с плавающей
запятой, точность представления результатов, которая косвенно
влияет на определение необходимой разрядности.)
3. Ориентировочный объем программ. (Это дает возможность
определять требуемые размеры ОЗУ и ПЗУ, необходимость в тех
или иных средствах отладки, роль которых возрастает с ростом
объема программы.)
4. Наличие средств отладки для данного типа МП (является
очень важным требованием для его выбора).
5. Единство программного обеспечения при использовании нес-
кольких МП, так как создание и отладка ПО одновременно нес-
кольких систем команд (при разных МП) представляет собой
трудоемкий процесс.
6. Контролепригодность, определяющая удобство контроля и
поиска неисправности, особенно трудно обеспечиваемая для мно-
гокристальных МП из-за многочисленных связей между ними и
между внешними устройствами.
Большинство МПС работают в реальном масштабе времени.
Это означает, что в среднем скорость обработки данных должна
быть выше скорости поступления этих данных. Так как для каж-
дого отдельного элемента потока входных данных это увеличение
не всегда удается выполнить, то используется буферизапия дан-
ных на входе МПС. Задержка результатов обработки данных в
этом случае не должна превышать допустимых пределов.
112
3.3. СТРУКТУРА МИКРОПРОЦЕССОРНЫХ КАРДИОМОНИТОРОВ
Функциональные возможности и особенности структуры микро-
процессорных кардиомониторов. В соответствии с общими поло-
жениями о целесообразности применения МП в медицинской аппа-
ратуре (§ 3.1) рассмотрим некоторые функциональные возможно-
сти микропроцессорных КМ.
Повышение качества диагностики. Микропроцес-
сорный КМ работает под управлением программ, хранящихся в
ПЗУ микропроцессорной системы, а входные данные (отсчеты
ЭКС), промежуточная информация (результаты сжатия ЭКС, при-
знаки RjR-интервалов и формы Q/ф-комплекса, промежуточные
диагнозы и т. п.) хранятся в ОЗУ. Расширение ОЗУ и ПЗУ поз-
воляет без существенного увеличения аппаратной части прибора
использовать более сложные и совершенные алгоритмы автомати-
ческого анализа ЭКС, обеспечивая тем самым повышение качест-
ва диагностики. Кроме того, появляется возможность увеличения
объема обрабатываемой информации, что позволяет накапливать
данные о характере и параметрах ритма сердца за длительные
промежутки времени. За счет простоты размещения массивов ре-
зультирующей информации в ОЗУ с произвольным доступом мо-
жно выводить результаты анализа ритма на экран встроенного
дисплея для оперативного слежения за состоянием сердечной де-
ятельности.
Гибкость работы с данными и их массивами позволяет форми-
ровать различные «меню» — форматы данных, представляющие
результаты автоматического анализа ритма сердца в удобном для
врача виде. При этом появляется возможность переходить от од-
ного формата к другому без потери накопленной информации.
Степень наглядности и содержание форматов данных определяет-
ся характеристиками встроенного дисплея (например, объемом его
ОЗУ и ПЗУ). Все эти функции выполняются программным пу-
тем, а затраты на их реализацию оправдываются увеличением ди-
агностической ценности КМ.
Простота модификации. Учитывая сложность алгорит-
мов обработки из-за значительной изменчивости ЭКС и неодноз-
начности диагнозов, появляется возможность коррекции программ,
хранящихся в ПЗУ прибора, на всех этапах разработки н испыта-
ний КМ. При некотором запасе в объеме используемой памяти та-
кая коррекция не приведет к изменению аппаратной части прибо-
ра. Сказанное относится н к программам управления, так как в
процессе работы КМ могут выявиться некоторые ошибки в алго-
ритмах. Кроме того, так как большинство функций КМ реализу-
ется программным способом, то незначительная, а порой и суще-
ственная модификация прибора может быть произведена заменой
ПЗУ и небольшими конструктивными изменениями. Это позволя-
ет расширять ассортимент кардиомониторов без значительных про-
изводственных затрат.
Оптимизация режима работы оператора с КМ.
из
Поскольку с КМ работает не технический, а медицинский персо-
нал, сложность взаимодействия оператор — прибор существенно
влияет на эффективность использования прибора в медицинской
практике, так как время принятия решения часто ограничено со-
стоянием больного. Поэтому с точки зрения внутренней структу-
ры и организации системы управления КМ необходимо упрощать
работу с ним. В этом случае использование МПС трудно переоце-
нить. Так, программное управление позволяет автоматизировать
многие рутинные операции (начальные установки усиления, сме-
щения изолинии, масштаба изображения, калибровки устройств,
расчет параметров по данным измерения и т. п.), осуществлять
блокировку органов управления от случайного нажатия или вклю-
чения, осуществлять контроль работоспособности КМ перед под-
ключением его к больному и в процессе работы, сигнализировать
о прохождении команд управления и т. д. Следует выделить воз-
можность реализации режима «подсказки» нужного действия опе-
ратора н вывода справочной информации по работе с прибором,
что практически исключает необходимость использования техни-
ческой и эксплуатационной документации в процессе работы с КМ.
Создание автоматизированных систем интен-
сивного наблюдения. Применение МПС дает возможность
включать КМ в автоматизированную систему на уровне палаты
или кардиологического отделения. Для реализации системы необ-
ходимо решить две основные задачи — совместимости и сопряжения
приборов как между собой, так и с внешними устройствами. Это
может быть достигнуто за счет нескольких видов совместимости:
информационной (согласованность входных и выходных сигналов
по видам, номенклатуре, информативным параметрам и уровням),
конструктивной (сопряжение конструктивных параметров техниче-
ского сопряжения), электрической (согласованность напряжений и
токов линий питания, связывающих периферийные устройства с
центральным блоком), метрологической (рациональный выбор н
нормирование метрологических характеристик модулей и блоков)
и эксплуатационной (согласованность блоков по надежности и ус-
тойчивости к влиянию внешних факторов)*.
Объединение кардиомониторов в АСОВ К может иметь различ-
ную архитектуру, определяемую конкретными оптимальными усло-
виями: радиальную, иерархическую и др.
Обнаружение неисправностей. Применение МПС в
кардиомониторах осложняет поиск неисправностей, но позволяет
организовывать аппаратными и программными средствами автома-
тическую самодиагностику. Важность самодиагностики определяет-
ся тем, что неисправность может иметь скрытый характер (отсут-
ствие видимого отказа) и влиять на правильное выполнение неко-
торых функций, в том числе на правильность автоматического ана-
лиза ритма сердца. Поскольку КМ работает в режиме реального
времени, то определить, верным или ошибочным был, например, ди-
агноз за последнюю минуту, не представляется возможным, а пос-
ледствия ложного диагноза непредсказуемы.
114
Микропроцессорная система в КМ позволяет организовывать
постоянную самодиагностику в процессе работы самого прибора и
в специальных режимах тестирования. При этом некоторое увели-
чение объема памяти значительно выгоднее, чем аппаратный кон-
троль, который ие обеспечивает обнаружения неисправностей в
большинстве цифровых узлов. Для глубокой диагностики неис-
правностей необходимо иметь максимально регулярную структуру
прибора и связь по интерфейсу между блоками и узлами прибора
функционально и конструктивно законченными.
Уменьшение состава аналоговых ЭУ. В КМ при-
меняется большое число разнообразных ЭУ, в том числе аналого-
вых, отличающихся громоздкостью, требующих стабилизации па-
раметров и трудоемких в регулировке. Применение МПС значи-
тельно сокращает состав аналоговых устройств, за исключением
традиционных; входных усилителей, формирователей отклонения
луча ЭЛТ и т. п. Остальные ЭУ заменяет ПО цифровой обработки
сигналов и устройств отображения информации. Кроме того, ряд
функций аналоговых устройств изменились благодаря автомати-
ческому управлению. В связи с этим изменяется н структура схем
управления, в которые вошли цифро-аналоговые преобразователи
и коммутаторы, переключающие режимы ручного управления на
автоматическое.
Хранение информации при сбоях и кратковре-
менных отключениях питания. Поскольку КМ хранят
достаточно большие объемы информации, то для сохранения ди-
агностической ценности этой информации ее необходимо защитить
от искажения при сбоях и кратковременных отключениях сетевого
питания. Поэтому в структуре МПС должно быть энергонезависи-
мое ОЗУ, в котором хранятся или в него временно «перекачивает-
ся» информация длительного пользования.
Кардиомониторы на базе микропроцессорной системы с одним
микропроцессором. Применив один МП в МПС, можно обеспечить
выполнение широкого круга задач по автоматизации управления
КМ и цифровой обработке ЭКС. На рис. 3.6 приведена структур-
ная схема КМ, в МПС которого используется один микропроцес-
сор.
Блок предварительной обработки ЭКС производит усиление,
фильтрацию и аналого-цифровое преобразование ЭКС. Цифровой
сигнал поступает в общую магистраль, связанную с МПС и внеш-
ними устройствами. Микропроцессорная система осуществляет об-
работку цифрового сигнала с целью обнаружения ^-зубцов, вы-
числения ЧСС, сравнения его с порогами и отображения резуль-
татов обработки на ЭЛТ дисплея совместно с ЭКС. При появле-
нии сигнала тревоги срабатывает световая и звуковая сигнализа-
ция, формируемая в блоке индикации и сигнализации. Документи-
рование результатов анализа н сопровождающих данных осущест-
вляется через устройство вывода внешним печатающим устройст-
вом. Благодаря ЦАП кардиомонитор позволяет по сигналу трево-
ги получать ЭКГ больного длительностью 10—20 с. Через устройст-
115
Ряс. 3.6. Обобщенная структурная схема микропроцессорного кардиомонитора
во ввода-вывода КМ. может быть подключей к центральному по-
сту наблюдения АСОВК. Все управление прибором производится
обычно очень небольшой клавиатурой. Посколько быстродействие
и вычислительные мощности такой МПС обычно ограничены, то
КМ не может выполнять такие функции, как цифровую фильтра-
цию ЭКС, стабилизацию изолинии, определять характер наруше-
ний ритма и ряд других функций автоматизации (самоконтроль
работоспособности, самодиагностику неисправностей).
Мультимнкропроцессорные кардиомониторы. Для мультимикро-
процессорных КМ характерно наличие специализированных (с точ-
ки зрения выполняемых функций) МПС или однокристальных ми-
кро-ЭВМ, которые являются контроллерами того или иного моду-
ля (рис. 3.7). В результате образуется мощная вычислительная
система с распределенными ресурсами, обладающая высоким бы-
стродействием. Центральная МПС ведет всю основную обработку
информации, самодиагностику, управляет работой контроллеров и
выполняет другие функции, не свойственные специализированным
устройствам. Кардиомониторы этого типа наиболее полно могут
решать все задачи, необходимые для контроля состояния сердеч-
ной деятельности по электрокардиосигналу.
К недостаткам такой структурной схемы КМ можно отнести
сложность совместной отладки ПО и необходимость применения в
большинстве случаев различных типов МП в качестве контролле-
ров. Преодолеть эти недостатки можно, создавая единый централь-
ный вычислительный модуля (центральный процессор) иа основе
нескольких одинаковых микропроцессоров с разделением функций.
Пример такой организации приведен в § 3.6.
Особенность структуры микропроцессорных КМ и систем на их
основе заключается в регулярности и модульности, поскольку связь
между блоками, платами и другими функциональными узлами идет
116
Рис. 3.7. Обобщенная структурная схема мультцмикропроцессорного кардиомо-
нитора
по интерфейсу, а каждый блок представляет собой в значитель-
ной степени законченное устройство.
Универсальные микропроцессорные дисплеи в кардиомонито-
рах. Дисплеи на ЭЛТ для КМ должны обладать большими функ-
циональными возможностями (как универсальные дисплеи), но
при ограниченных вычислительных возможностях н объемах па-
мяти микропроцессорной системы. Кроме того, они должны поме-
щаться в ограниченный объем корпуса прибора, предоставляемый
для встраиваемого дисплея; отображать движущееся изображение
ЭКС, алфавитно-цифровые и графические данные автоматического
анализа ритма сердца, подвижные метки и символы событий; по-
зволять масштабировать изображение, совмещать на экране раз-
личные данные и т. д. Важно отметить, что самым существенным
фактором является работа дисплея в КМ в реальном масштабе
времени, что предъявляет высокие требования как к быстродейст-
вию аппаратных средств, так и к структуре программного обеспе-
чения.
Вопросы выбора способа формирования изображения различ-
ных данных уже рассматривались в гл. 2, поэтому здесь остано-
вимся только на растровых дисплеях — универсальных средствах
отображения информации. На рис. 3.8 приведена обобщенная
структурная схема микропроцессорного дисплея, использующего
отдельную МПС или МПС кардиомонитора. Микропроцессорная
система по программе отображения данных на экране дисплея пе-
117
редает цифровой сигнал в ОЗУ изображения. Для создания на эк-
ране дисплея негаснущего изображения растровым способом не-
обходимо его постоянно регенерировать, т. е. обновлять с частотой
кадров. Поэтому данные об изображении постоянно считываются
из ОЗУ. Устройство управления (УУ) или контроллер дисплея вы-
рабатывает синхросигналы, которые позволяют синхронно с раз-
верткой луча последовательно обращаться к ячейкам ОЗУ и фор*
мировать в соответствии с данными, хранящимися в них, видеосиг-
нал для модуляции яркости луча. Одновременно УУ обеспечивает
синхронизацию строчной и кадровой разверток, гашение обратно-
го хода разверток и другие функции управления. Обычно контрол-
лер образует с ОЗУ дисплея единый функциональный узел. Уст-
ройство^ отображения включает в себя генераторы кадровой и
строчной разверток, формирующие пилообразный ток в электро-
магнитной отклоняющей системе ЭЛТ. видеоусилитель и источни-
ки питания ЭЛТ.
В зависимости от функций КМ дисплей может иметь символь-
ное, графическое или универсальное ОЗУ изображений.
Символьное ОЗУ изображений содержит в ячейках памяти ко-
ды символов, предназначенных для отображения. В контроллере
такого ОЗУ находится ПЗУ символов (знакогенератор), которое
позволяет формировать на растре дисплея символ по его коду.
Микропроцессор записывает код символа в ОЗУ по адресу, соот-
ветствующему требуемому месту на экране. Из ОЗУ код символа
подается на адресный вход знакогенератора в качестве базовой
части адреса, остальную часть адреса образует номер строки раз-
ложения символа. Таким образом, каждому коду символа в ПЗУ
знакогенератора соответствует несколько ячеек памяти (по числу
строк разложения символа), которые опрашиваются синхронно со
строчной разверткой. Выходной код знакогенератора (его разряд-
ность определяет второй размер матрицы символа) с помощью по-
следовательно-параллельного регистра преобразуется в видеосиг-
нал.
Графическое ОЗУ хранит коды ординат графика, которые пре-
образуются с помощью контроллера в видеосигнал. Обычно в КМ
не применяют'отдельного графического ОЗУ изображений, так как
необходимо, кроме графиков, отображать и символьную ииформа-
rfoxz ПоэтомУ используют сочетание символьного и графического
ОЗУ либо заменяют его на универсальное ОЗУ изображений_____ви-
деоОЗУ. В этом варианте организации дисплея не требуется ап-
паратный знакогенератор. Его функции выполняют таблицы раз-
ложения символов, хранящиеся в рабочем ОЗУ дисплея, и прос-
тая программа, пересылающая данные в необходимой последова-
тельности из таблиц в видеоОЗУ. Это позволяет получать на эк-
ране ЭЛТ любые символы с желаемыми размерами (в том чис-
ле специальные медицинские термины). Кроме того, такие функ-
ции, как изменение масштабов графиков, нельзя реализовать без-
применения видеоОЗУ. Увеличение объема рабочей памяти ком-
пенсируется расширением функциональных возможностей дисплея.
118
ВидеоОЗУ представляет собой ЗУ, в котором каждый бит со-
ответствует строго определенной точке растра. Для цветных раст-
роаых дисплеев каждой точке растра соответствует несколько бит,
каждый для своей цветовой плоскости. Микропроцессор может
формировать на экране любые изображения, помещая соответству-
ющие массивы данных в видеоОЗУ. Из видеоОЗУ вся информация
с частотой повторения кадров считывается синхронно с ходом лу-
ча по растру, управляя его яркостью.
Однако программное формирование массива данных практиче-
ски не позволяет отображать движущееся негаснущее изображе-
ние ЭКС. Для этого потребовался бы быстродействующий специа-
лизированный МП. Нетрудно показать, что периодичность обновле-
ния всех ординат ЭКС будет определяться из выражения t=LfNV,
где L — размер изображения ЭКС по горизонтали, мм; N — ко-
личество строк на экране; V — скорость движения ЭКС на экра-
не, мм/с.
При 1=100 мм, jV=500 и К=50 мм/с даже при условии, что
иа обновление каждой точки МП затратит две команды (в дей-
ствительности больше), время выполнения команды равно 4 мкс.
Для сравнения скажем, что команда с обращением к памяти у
МП К1801ВМ1 составляет 5—10 мкс, а у него еще должно оста-
ваться время для решения других задач. Поэтому для отображе-
1ия ЭКС применяют специальное ЗУ (ЗУ ЭКС), которое осущест-
вляет аппаратный сдвиг ординат кривой, а процессорное время ис-
пользуется только для программного управления скоростью движе-
ния ЭКС и его остановкой («замораживанием»).
Преимущество такого решения заключается в возможности на-
ложения на экране движущегося изображения ЭКС на неподвиж-
ную символьно-графическую информацию, т. е. в увеличении ин-
формационного поля экрана для изображения ЭКС (рнс. 3.9). Ес-
ли бы изображение ЭКС формировалось в видеоОЗУ, то зону ЭКС
нельзя было бы использовать для другой неподвижной информа-
ции.
Информацию для отображения микропроцессорная система ли-
бо получает от центральной МПС, либо вырабатывает из входной
информации в случае, если дисплей не имеет отдельной МПС. От-
носительно высокая скорость поступления данных для отображе-
Рнс. 3.8. Обобщенная структурная
схема дисплея, управляемого микро-
процессором
Рнс. 3.9. Наложение ЭКС на алфа-
витно-цифровую информацию на
экране дисплея
119
ния ЭКС требует специального решения, так как иначе их прием
займет большую часть процессорного времени. Поэтому коды ЭКС
из АЦП пересылаются, как правило, помимо микропроцессорной
связи непосредственно в дисплейную МПС или в ЗУ ЭКС.
3.4. ПРОГРАММНОЕ ОБЕСПЕЧЕНИЕ МИКРОПРОЦЕССОРНЫХ
КАРДИОМОНИТОРОВ
Структура прграммного обеспечения. В общем виде структура
ПО микропроцессорного КМ-анализатора аритмий представлена на
рис. 3.10. В конкретных случаях некоторые части ПО могут отсут-
ствовать или быть дополнены другими частями, а также реализо-
ваны аппаратным способом. Приведенная структура не отражает
I Медицинская I
| часть ПО I
Рис. 3.10. Структура программного обеспечения кардиомонитора - анализатора
юл ритма г
наличие дополнительного ПО, необходимого для сопровождения
разработки основного. Сюда можно отнести ПО банка ЭКГ-дан-
яых, автоматизированного проведения экспериментов по проверке
качества алгоритмов обработки ЭКС, пакеты программ, имитиру-
ющие ЭКС по всем видам аритмий с целью проверки КМ на ра-
ботоспособность в лабораторных условиях, н т. п. Основное ПО со-
стоит из программного обеспечения медицинской части КМ и об-
щей части, включающей остальные пакеты программ.
Медицинская часть ПО (рис. 3.10,а) состоит из трех
модулей: предварительной обработки ЭКС, выделения Q7?S-kom-
плекса и обработки результатов анализа аритмий (алгоритмы циф-
ровой обработки ЭКС описаны в гл. 4). Основной особенностью
медицинской части ПО является режим реального времени. Его
выполнение определяется частотой входных отсчетов, объемом па-
мяти, быстродействием и сложностью алгоритмов. Учитывая эти
жесткие условия, для реализации этой части ПО может быть вы-
делена отдельная МПС, особенно это касается предварительной
обработки ЭКС.
Общая часть ПО (рис. 3.10,6) представляет собой комп-
лекс программ, обеспечивающих работу КМ как устройства обра-
ботки информации и его связи с внешней средой. Общая часть ПО
состоит из четырех модулей: обработки массивов медицинской ин-
формации, ввода-вывода данных, контроля работоспособности и
системных программ. Обработка массивов медицинской информа-
ции выделена из медицинской части ПО, поскольку алгоритм ее
работы представляет собой традиционную форму обработки и не
имеет медицинской специфики, а определяется характером пред-
ставления входной и выходной информации. В этот модуль входят
программы:
накопления информации для отображения трендов параметров
ритма за 1. 8, 12, 24 ч;
формирования массивов данных для построения различных
графиков, кроме перечисленных выше, с помощью программ вво-
да-вывода;
построения на основе сформированных массивов графиков и
обеспечения работы с ними (скаттерограммы, ритмограммы н
гистограммы RR-интервалов).
Модуль ввода-вывода данных занимает большую часть общего
ПО и обеспечивает связь КМ с внешней средой. В этот модуль
входят программы:
связи с оператором (обработка клавиатуры КМ);
представления данных иа экране дисплея под управлением
программ обработки массивов информации;
вывода информации на внешние устройства: регистраторы
ЭКГ, устройства «твердых» копий изображения с экрана и т. п.;
связи с АСОВК в соответствии с определенными протоколами.
Из перечисленных программ ввода-вывода наибольший объем
занимают программы вывода информации на экран дисплея. В за-
121
висимости ют режимов работы КМ различают следующие про-
граммы контроля работоспособности:
пусковых тестов (проверка прибора перед -началом работы);
фоновых тесто® (контроль работоспособности в процессе ра-
боты без нарушения выполняемых им функций);
диагностических тестов, позволяющих локализовать неисправ-
ности (при этом прибор ие выполняет свои функции).
Системные программы обеспечивают работу всего ПО в целом
как вычислительной системы. В общем случае можно выделить
программы:
управления (обработки запросов, диспетчеризации работ, рас-
пределение ресурсов и гг. п.);
организации обмена массивов данных между отдельными МПС
(при мультипроцессорной структуре) либо различными устройст-
вами хранения и обработки информации.
Системные программы можно представить как специализиро-
ванную операционную систему, обеспечивающую функционирова-
ние прикладных программ
Методы и средства создания программного обеспечения. Соз-
дание ПО микропроцессорной системы — трудоемкая и дорого-
стоящая процедура, состоящая из нескольких этапов:
математической постановки задачи (четкая формулировка ви-
да представления исходных данных и искомого результата);
разработки алгоритмов — правил решения задачи;
программирования, т. е. написания программы (запись алго-
ритма) с помощью одного из языков программирования;
трансляции программы — перевода программы с языка про-
граммирования в машинные коды;
отладки программы — процедура проверки правильности со-
ставленной программы, выявления ошибок и их устранения.
Обычно эти этапы выполняются на мини- и микро-ЭВМ, про-
граммио совместимыми с применяемыми в приборе микропроцес-
сорами. Требования к средствам отладки ПО микропроцессорного
Kj 1 сходны с требованиями для средств отладки любых приборов
со встроенными МПС, но наличие режима реального времени «и
проблемы, связанные с неоднозначностью ЭКС, делают более
предпочтительными методы динамической отладки, позволяющие
оперативно вмешиваться в работу программы и получать необ-
ходимые данные в любой момент -времени.
В зависимости ют режима отладки, объема и назначения от-
лаживаемых программ можно выделить три уровня отладки про-
граммного обеспечения (рис. 3.11).
Нижний уровень. Отладка производится при помощи ап-
паратных средств по «известным логическим состояниям цифровых
схем. Для этой цели используются вольтметры, осциллографы,
анализаторы логических состояний и сигнатурные анализаторы,
В ряде случаев единственно возможными оказываются ручные ме-
тоды, когда по внешним признакам пытаются определить причи-
ну ошибки. r F
122
; —1 -
| Верхний уровень |
Имитация МПС на\
внешней эвм |
Программная
Алларатная ~|
-^Регавенткая отлаВка^
Статическая |
-| Динамическая ~~|
Рис. 3.11. Структура средств отладки программного обеспечения
Средний уровень. Отладка программ ведется вне прибо-
ра на ЭВМ теми средствами, которыми располагает операцион-
ная система. При этом отлаживается логическая структура про-
граммы ие в реальном масштабе времени. Серьезной проблемой
в этом случае «может оказаться необходимость имитации работы
некоторых аппаратных средств «прибора. Так как эта задача при-
водит к необходимости программного моделирования аппаратуры,
то части ПО, работающие на аппаратуру, отлаживаются доста-
точно грубо. Иногда для отладки программ могут использоваться
программные эмуляторы, имитирующие на ЭВМ выполнение про-
грамм с .системой команд, отличной от ее собственной.
В ер х и и й уровень. Отладка программ осуществляется «не-
посредственно в приборе. Фактически это окончательная отладка
программ и проверка работоспособнюсти ПО. В зависимости от
наличия «средств отладки, режимов работы МПС, объема ПО
существуют различные способы реализации этого уровня:
1. Имитация работы МПС иа внешней ЭВМ, выход которой,
имитируютций работу внешних шин МПС, подключается к при-
бору. Недостаток способа — отсутствие возможности работы в
реальном масштабе времени. Существует возможность непосред-
ственного подключения интерфейса внешней ЭВМ в прибор. Здесь
аппаратная часть прибо«ра будет выступать в качестве внешних
для ЭВМ устройств н будет -выполнен режим реального времени.
Однако это требует идеального совпадения временных интерфейс-
ных диаграмм для МПС н ЭВМ. Трудно реализуем такой подход
при отладке программ связей между несколькими МПС. Кроме
того, ЭВМ заменяет МПС -и должна включать в себя все его
внешние структурные элементы (регистры ввода-вывода и т. п.).
123
2. Отладка при помощи резидентных средств. В этом случае
все отладочные функции выполняет непосредственно сам МП с
помощью отладочного ПЗУ. Вместо ПЗУ приборных программ
используется ОЗУ соответствующей емкости, в которое загружает-
ся весь пакет программ или отдельные модули. Отладочное ОЗУ
должно иметь возможность блокировки записи для полной ими-
тации ПЗУ (например, для поиска команд, ошибочно осущест-
вляющих запись в зону ПЗУ или приводящих к этому) и в идеаль-
ном случае — автономное питание. Микропроцессор связан через
специальный канал с внешней ЭВМ, управляющей •процессом от-
ладки, Отладочное ПЗУ может быть постоянной принадлежно-
стью МПС и оставаться в КМ после записи программ .в ПЗУ, что
позволяет при необходимости реализовывать некоторые режимы
отладки программ, хранящихся в ПЗУ. Такая отладка обычна
реализуется двумя способами — статическим и динамическим.
Их отличие заключается в том, что при статическом способе от-
ладки просмотр команд, изменение переменных и другие опера-
ции производятся только тогда, когда выполнение программы
приостановлено. При динамической отладке эти операции могут
осуществляться и в процессе выполнения программы. Это позво-
ляет оперативно' вмешиваться в процесс ее работы или просмат-
ривать в динамике изменение содержимого ячеек памяти или ре-
гистров общего назначения микропроцессора.
Резидентные программы отладки для 'сокращения их объема
выполняют только элементарные отладочные команды. Реализа-
ция всех остальных отладочных функций лежит на внешней ЭВМ.
Одна из возможных структур подобного динамического отладчи-
ка приведена на рис. 3.12. При таком подходе достаточно просто
/. Программы
управления
отливной
2. Программы
связи с
оператором
i. Программы
загрузни В
имитацион-
ное ОЗУ
4. Приборные
программы
оля загрузки
д имитаци-
онное ОЗУ
Рис. 3.12. Структурная схема динамической отладки кардиомонитора
осуществить одновременную отладку программ нискольких МПС
при установке вместо иих резидентных отладчиков и подключе-
ния последних к центральной ЭВМ. Связь с управляющей ЭВМ
осуществляется через буферный регистр связи; отладочное ПЗУ
хранит программы реализации отладочных комаид, а в имита-
ционное ОЗУ загружается отлаживаемая программа. Существует
возможность блокировки областей памяти имитационного ОЗУ по
записи (после загрузки программы) .для того, чтобы иметь воз-
можность контроля отсутствия в программе команд, осуществляю-
щих запись в зону ПЗУ (при отсутствии блокировки «поймать»
такие команды невозможно, так как оии просто будут портить
содержимое программы. При запрете же записи в момент вы-
полнения такой команды будет выдано' соответствующее сообще-
ние и адрес команды).
3.5. ТЕСТОВОЕ ОБЕСПЕЧЕНИЕ МИКРОПРОЦЕССОРНЫХ
КАРДИОМОНИТОРОВ
Общие положения. Испытание микропроцессорных систем на-
зывают тестированием. Оно необходимо для проверки функцио-
нирования системы, диагностики н отыскания неисправностей.
Тестирование микропроцессорных систем кардиомониторов явля-
ется важным средством повышения надежности, сокращения сро-
ков ремонта (простоя) и увеличения доверия медицинского пер-
сонала к КМ.
Особенности структуры и работы МПС обусловливают слож-
ность их тестирования, не позволяют отыскивать неисправность
широко известными измерительными приборами. В КМ, работаю-
щих в подавляющем числе случаев непрерывно и продолжительно,
желательно осуществлять процедуру тестирования автоматически
в процессе функционирования прибора и прн обнаруженных от-
казах в отдельных узлах сигнализировать об этом медицинскому
персоналу. Поэтому еще на стадии разработки должны быть про-
думаны вопросы тестирования готового .изделия.
Рассмотрим основные особенности устройства МПС, которые
затрудняют их тестирование:
циркуляция в МПС потоков цифровых данных с разнообраз-
ными комбинациями битов и слов различной длины, появление
которых зачастую апериодично;
многочисленные внутренние пути передачи информации в струк-
туре /МП и МПС;
трудность описания схем, функционирование которых опреде-
ляется программой;
высокая скорость процессов в МПС;
наличие двунаправленных шин, затрудняющих интерпретацию
данных -и адресов;
большое количество элементарных операций, за которыми дол-
жны следить контрольные устройства {73].
В понятие тестирования входят:
125
124
самоконтроль — способность прибора или устройства контро-
лировать правильность выполнения заданных функций;
самодиагностика — способность прибора в случае неправиль-
ного функционирования локализовать возникший отказ составных
частей на заданном уровне (узла или элемента).
Как самоконтроль, так и самодиагностика могут быть либо
полностью автоматическими, что представляет собой чрезвычай-
но сложную задачу, либо автоматизированными. В последнем слу-
чае к управлению этими процессами подключается оператор, что
позволяет в определенной степени оптимизировать объем про-
граммно-аппаратных затрат. Для реализации задач самоконтроля
и самодиагностики в приборе служит комплекс программно-аппа-
ратных средств и различных режимов <их использования, обеспе-
чивающий проверку узлов прибора в целом зда всех этапах ра-
боты и локализацию неисправности [74].
Структура системы тестового обеспечения должна предусмат-
ривать проверку узлов КМ на всех стадиях его работы. Поэтому
выделяются следующие тестовые режимы: пусковой, фоновый н
специальный (рис. 3.13). Пусковой .режим обеспечивает проверку
работоспособности прибора перед началом работы после его вклю-
чения в сеть, фоновый — в процессе работы и специальный — прн
вводе в эксплуатацию или .поиске .и устранении 'неисправности.
В зависимости от вида неисправности в ее поиске и обнару-
жении задействованы различные средства. Например, неисправ-
ность узла, не относящегося к МП, его ОЗУ, ПЗУ и дисплею н
не влияющая на их работу, может быть обнаружена автоматичес-
ки с выводом сообщения на экран (код ошибки или иаименова-
Пусковой^
I Паяная проверка
I ПЗУ
J Сокращенная
П проверка ОЗУ
Проверка систем
автоматичес-
кой регулировки
Проверка
Видео-ОЗУ
Режимы
\<РоноВый 1
^Специальный. |
Полная проверка
ОЗУ и ПЗУ
—| Система тестового обеспечения
| Средства |
Дисплей
Микропроцессорные
— и тестовые
программы
полная проверка I
ПЗУ |
Сокращенная 1
проверка ОЗУ |
НКонтполь отсчетов \
АЦП
Контроль отсутст-
- Вия зависаний при
передаче Ровных
Ч Контроль прерыва-1
кур потш/бкам |
полная проверка
всех узлов доступ-
ных микропроцессору
Ч Метрологические I
проверки j _
Регистры
индикации
состояния КМ
Аппаратура
контроля
состояния узлов
Ч Проверка частот
и роботы
прерываний
Индикаторы нали-
L чия ошибок в це-
лях и узлах
Рис, 3.13. Структура системы тестового обеспечения
126
аие неисправного узла). Если неисправный узел находится в дис-
плее, то обнаружить автоматически его можно, ио вывести сооб-
щение на экран дисплея уже нельзя. При неисправностн непосред-
ственно в МПС (при отсутствии другой МПС в приборе, с по-
мощью которой можно было бы ее проверить) в большинстве слу-
чаев автоматическая диагностика невозможна. Отсюда следует,
что для обеспечения максимальной глубины и точности само-
диагностики необходим набор программно-аппаратных средств.
В зависимости от задействованных при обнаружении и локали-
зации неисправности программно-аппаратных средств можно вы-
гелнть три уровня самоконтроля и самодиагностики.
Верхний уровень использует встроенную МПС как основное средство контро-
ля, а дисплей — как основное средство индикации результатов. В данном случае
обнаруживаются внешние по отношению к тестовому ядру (МП, тестовый объем
ОЗУ и ПЗУ и некоторые дополнительные средства) МПС неисправностн. Так.
гели неисправность ПЗУ находится вне тестовой области памяти и области вы-
вода информации об ошибках на дисплей, то эта неисправность будет обнаруже-
на. Таким образом, на этом уровне проверяется достаточно большая часть ап-
паратных средств КМ. Что касается дисплейной части прибора, то данный уро-
тень обеспечивает поиск таких неисправностей, которые позволят вывести со-
общение об ошибке на экран (например, неисправность нескольких ячеек или
целой зоны видеоОЗУ, которая не попадает на место вывода сообщения). Есля
з КМ входит несколько МПС. то этот уровень реализует одна нз них. а имен-
но та, что связана непосредственно с дисплеем Все остальные МПС являются
для нее внешними устройствами, подлежащими контролю.
Средний уровень позволяет дополнительно к обнаруживаемым иа верхнем
уровне выявлять неисправность дисплейной части, исключающей возможность
вывода сообщения на экран. Это достигается тем, что если в качестве основно-
' о средства контроля использовать МПС, то вывод сообщения в виде кода ошиб-
ки производится через регистр ошибки, на выходы которого подключены свето-
излучающие диоды, установленные на плате или задней стенке прибора. Иног-
да реализация верхнего и среднего уровня может происходить параллельно.
Для этого МПС одновременно выводит на экран сообщение об ошибке и на
регистр—код ошибки.
На нижнем уровне полностью отсутствует автоматизация, поскольку конт-
ролируются серьезные неисправности в тестовом ядре МПС либо в недоступных
для автоматического контроля узлах. Этот уровень характерен для случаев,
<огда реализация автоматического контроля требует необоснованных затрат.
Единственным средством контроля и диагностики на этом уровне являются
различные схемы, обеспечивающие тем или иным способом (чаще светонзлу-
ающими диодами) индикацию ошибки в данном узле, не имеющем непосредст-
венной связи с МПС.
Для эффективной (работы системы тестового обеспечения необ-
ходимо принять меры, позволяющие снижать 'вероятность «наве-
денной» диагностической ошибки, вызванной на самом деле дру-
гой неисправностью. Таким образом, для обеспечения эффектив-
ности самоконтроля и самодиагностики необходимо выполнить
следующие основные условия:
127
Тест ЭКС
Тестируемая
часть ""
№ ТЕСТ ПРОХОД РЕЗУЛЬТАТ
—-С КЛАВИАТаГА 05 НЕТ ОШИБКИ
02 ПРЕРЫВАНМЯ/1 Щ 00
СЗ ИНДИКАЦИЯ 00 ВИЗУАЛЬНО'
04 ПРЕРЫВАНИЯ/5ГЦ во
С ВИДЕО ОЗЫ 12 НЕТ ОШИБКИ
06 ОЗУ, ПЗУ4 00
С7 АЦП/ЦАП 00
08 ПДП 00
С ОЗУ,ПЗУ 2 D1 14205
<0 ЛРС 00
II БАЙТ, 1Гц,50СГц 00
12 РЕГИСТРАТОР ЗИГ 00 ВИЗУАЛЬНО
»3 БЛОК КОПИЙ 00
С метрология D0 1250 81 40
линейность эпт DD /ВИЗУАЛЬНО
Z
Код ошибки
Пилообразно-~
'ступенчатый
сигнал на
экране
Сетчатое поле
на экране
Звуковая и
„световая
сигнализация
ТРЕВОГА
RR TQRS ^ens
Рис. 3.14, Изображение на экране дисплея таблицы поиска неисправностей э
кардиомониторе
разместить тестовое ядро МПС на одной плате, что позволит
свести ограничения автоматического поиска неисправности до
уровня этой платы;
расположить программы тестового ядра в одной зоне, а нс
расср ед отачивать их по всему объему ПЗУ, что позволит увели-
чить объем автоматической диагностики оставшейся части ПЗУ;
обеспечить доступ тестовой МПС к максимально возможному
числу узлов;
исключить непосредственные (без буферизации) связи от тес-
товой МПС к другим узлам, способные приводить к блокировке
работы МПС со стороны -неисправных узлов;
повысить регулярность структуры цифровой части КМ и рас-
положить функционально законченные узлы, каждый на своей
плате, что сведет >к минимуму -межплатные обратные связи, зат-
рудняющие поиск неисправности.
На рис. 3.14 приведен пример изображения на экране дисплея
таблицы поиска неисправностей в КМ, иллюстрирующий возмож-
ность самодиагиости-ки.
Алгоритм самоконтроля прибора должен строиться по наращи-
ваемой схеме (рис. 3.15). В первую очередь проверяется ПЗУ,
ОЗУ, затем дисплейная часть — видеоОЗУ, затем прерывания и
128
Г Начало
—EZT
I Проверка ПЗУ
Ошибка
Вывод
кода на
Рг индикации
состояния
прибора
| Проверка. видеопамят.
Свечение
и нВ и на тора
„Зависание **
Ошибка
| Проверка
Да
Ошибка
Сбой при обращении
к Видеопамяти
Сбой при проверке
________У нет ошибок
| Проверка прерывая^
Да
Ошибка
I
вывод
кода на Рг
индикации
состояния
прибора
Нет
| Проверка частот
Да
Вывод кода
ошибки
на Рг
индикации
состояния
прибора
Да
х Нет
I Проверка всех I
| остальных узлов |
Конец
♦
Вывод сообще-
ния наигран
прибора
Рис. 3.15. Алгоритм самоконтроля кардиомонитора
129
синхроимпульсы (частоты), а затем уже все остальные узлы.
Для отдельных узлов алгоритм должен строиться по такой же
схеме, т. е. проверяются в первую очередь каскады и основные
управляющие узлы, а затем — выходы и управляемые цепи. По-
добный метод снижает число случаев «наведенной» диагностики.
Все вопросы, связанные с обеспечением самоконтроля и самодиаг-
ностики, должны быть предметом пристального внимания с са-
мого начала разработки КМ, так как их требования могут ока-
зать существенное влияние на структуру аппаратно-программной
части.
Аппаратные средства самоконтроля и самодиагностики. Ос-
новной задачей подобных устройств является контроль выполне-
ния функций и индикация ошибок в работе узла. Обычно это
касается узлов самой МПС, узлов, не доступных со стороны МПС,
либо тех, автоматический контроль которых потребует значитель-
.мых затрат. Обычно факт сбоя или отказа индицируется свето-
излучающим диодом, что позволяет легко визуально определять
.наличие неисправности в узле, плате, блоке и т. п. Таким обра-
зом контролируется наличие сигнала, проверяется стабильность
периода следования импульсов, определяется правильность соот-
ношения фаз двух сигналов и другие режимы работы при мини-
мальных дополнительных аппаратных средствах.
3.6. МИКРОПРОЦЕССОРНЫЙ КАРДИОМОНИТОР —АНАЛИЗАТОР
РИТМА СЕРДЦА
Вводная часть. В настоящем параграфе в качестве примера
применения микропроцессоров в КМ рассматривается построе-
ние прибора для автоматического анализа ритма сердца, в кото-
ром особенно ярко выражены методы и средства цифровой обра-
ботки ЭКС, отображения результатов обработки на встроенном
дисплее телевизионного типа и автоматизированного управления
прибором. Кардиомонитор (ритмокардиоскоп РКС-02) отличают
большие функциональные возможности, что позволяет его исполь-
зовать в палатах кардиологического наблюдения, в кабинетах
функциональной диагностики, в спортивной, авиационной и кос-
мической медицине, в условиях реабилитации и профилактичес-
ких осмотров.
Основные функциональные возможности КМ:
1. Наблюдение ЭКГ с изменением скорости движения, остановки движе-
-ния с возможностью вывода иа внешний регистратор текущей ЭКГ и патоло-
гических фрагментов длительностью 8 с.
2. Диагностика характера ритма сердца в оперативном режиме со сменой
информации через каждые 1,5 мин. Время обнаружения катастрофических на-
рушений ритма 5—10 с. (Диагностируемые аритмии были приведены в § 1.3.)
3. Наблюдение за динамикой ритма сердца с использованием графически*
методов анализа: скаттерограммы, ритмограммы и гистограммы /^-интерва-
лов, а также трендов параметров ритма и вида аритмий за 1 и 8 ч.
4. Сигнализация тревоги по нескольким уровням с возможностью ее от-
ключения при непрерывно повторяющихся нарушениях ритма.
5. Автоматический расчет и индикация основных параметров ритма серд-
ца.
6. Введение в тренды параметров ритма сердца кодированных отметок,
события или процедур.
7. Переход от одного формата данных анализа ритма к другому в лю-
бой последовательности без потерн накопленной информации.
8. Индицирование вспомогательных и сопровождающих данных: номера
истории болезни, даты, текущего времени, режима формата (однократный, ав-
томатический, запоминания), отметок длительности действия артефактов, во
время которого анализ ритма не производится.
9. Документирование форматов данных с экрана дисплея иа внешнем уст-
ройстве.
Помимо перечисленных функциональных возможностей, КМ обладает сле-
дующими техническими особенностями:
беспроводной связью между больнььм и прибором;
гальванической развязкой между входом и выходом усилителя ЭКС;
переключением полосы пропускания усилителя ЭКС;
стабилизацией изолинии;
автоматической начальной установкой усиления, смещения изолинии и дру-
гих исходных режимов;
изменением масштабов изображения графиков;
звуковым контролем прохождения управляющих сигналов при нажатиях
кнопок клавиатуры и их блокировкой от случайного нажатия;
автоматической сигнализацией условий, при которых анализ ритма затруд-
нен: малый уровень ЭКС, большой уровень ЭКС, большой уровень помех с ин-
дикацией причины на экране дисплея;
самоконтролем работоспособности при включении, контролем основных уз-
лов в процессе непрерывной работы и самодиагностикой неисправностей в спе-
циальном тестовом режиме;
защитой оперативной информации при кратковременных сбоях в питании
прибора.
Описание структурной схемы (рис. 3.16). В КМ из-за большо-
го объема медицинских и технических задач, выполняемых в ре-
жиме реального времени, используется мультипроцессорная си-
стема вычислительной части прибора, состоящая из двух микро-
процессорных систем МПС1 и МПС2 с разделением функций меж-
ду ними. Процессоры этих систем (Пщ и Пц2) объединены кон-
структивно и связаны между собой интерфейсом Иг, что позволи-
ло избежать межплатных соединений.
Электрокардиоснгнал поступает в блок предварительной обра-
ботки ЭКС (БПО ЭКС) через кабель отведений или антенну
приемника. Развязывающий усилитель (РУ) ЭКС и беспровод-
ный канал связи (приемник Пр) обеспечивают электробезопяс-
ность больного. Усиленный сигнал проходит фильтрацию (ФНЧ,
ФВЧ) и поступает на 8-разрядный АЦП, преобразующий анало-
говый сигнал в цифровую форму с частотой дискретизации
131
130
Текущая ЭКГ
Рис. 3.1G Функциональная схема микропроцессорного кардиомонитора
132
500 Гц. (Электронные узлы БПО ЭКС описаны в гл. 2.) Цифро-
рий сигнал поступает в МПС1 и одновременно' в ОЗУ ЭКС для
^следующего отображения да экране ЭЛТ. Микропроцессорная
Чегема МПС! производит цифровое преобразование ЭКС с целью
обнаружения нормальных м патологических Q^S-комплекоов и на
oli-овации анализа их формы и порядка следования ./^-интер-
валов ЭКС (Производит классификацию ритма сердца.
Оперативные данные -и программы обработки ЭКС хранятся
^ответственно в ОЗУ1 и ПЗУ], Цифровая обработка ЭКС состоит
нескольких этапов, алгоритмы .которых описываются в гл. 4.
Массив данных обработки ЭКС в МПС! поступает в МПС2.
Микропроцессорный обмен осуществляется по внутреннему -интер-
фейсу И2 и -построен по принципу ПДП, т. е. любая из МПС мо-
jkct считывать значение любой ячейки памяти другой системы и
записывать в ОЗУ -необходимую информацию. На основе полу-
ченной 'информации МПС2 обеспечивает все режимы и функции
прибора, включая самоконтроль и 'самодиагностику ,ненсправнос-
гсй. Программы работы и оперативная информация МПС2 хра-
д1 гея в ПЗУ2 и в энергонезависимом ОЗУ (ЭН ОЗУ), обеютечи-
зающем хранение (защиту) всей необходимой информации прн
лратковременных сбоях в электропитании прибора. Кроме того,
Ерл сбое питания Пц^ считывает информацию из ОЗУ1 в ЭН ОЗУ
с последующим 'восстановлением ее в ОЗУ] после включения при-
бора.
По интерфейсу И] подаются сигналы управления в цифро-
аналоговые преобразователи автоматической регулировки усиле-
ния (ЦАП АРУ) и автоматической регулировки смещения 'изоли-
нии (ЦАП АРС) при начальной установке с целью обеспечения
;ы гежного обнаружения Q-RS-комплекса Запомненные по сигиа-
<. тревоги фрагменты ЭКС преобразуются в ЦАП ЭКС в анало-
говую форму и могут быть записаны регистратором ЭКГ. В мо-
лит включения КМ осуществляется автоматический контроль ра-
боюспособнссти АРУ и АЦП тестовым сигналом, формируемым
программно. Текущий ЭКС с выхода РУ может записываться по
-.еланию оператора на регистраторе ЭКГ. В БПО ЭКС при по-
мощи коммутаторов возможен переход на ручное управление па-
яльными установками режимов РРУ, РРС.
Символьно-графическая информация, предназначенная для вы-
Ъ ia на экран дисплея, формируется МПС2 и по интерфейсу Из
Поступает в видеоОЗУ. Данные с выхода ОЗУ ЭКС и видеоОЗУ
подаются иа формирователь видеосигнала ФВС. Результирующий
видеосигнал модулирует луч ЭЛТ по яркости. В КМ использует-
телевизионный метод формирования изображения. Синхроген е-
Ратор (СГ) выдает кадровые синхроимпульсы (КСИ) и строчные
Синхроимпульсы (ССИ), запускающие соответствующие генерато-
ры кадровой (ГКР) и строчной (ГСР) разверток, нагруженные
Катушками отклоняющей системы ЭЛТ. Частота кадров -взята
2-5 Гц, а частота строк — 26,6 кГц. Строчные синхроимпульсы
133
управляют преобразователем высоковольтного источника питания
ЭЛТ (В/Б БП).
Для организации работы Пц с внешними устройствами служит
устройство выдачи вектора прерывания (УВП). Начальный за-
пуск и остановка Пц при сбое питания, включения напряжения
или пуске с клавиатуры реализуется с помощью схемы началь-
ного пуска (СНП), расположенной в блоке питания и специаль-
ной схемы СНП, «связанной с клавиатурой. Управление работой
прибора, ввод данных и индикация событий производится с кла-
виатуры, которая по интерфейсу Из связана с процессором Пцг.
Кроме того, клавиатура формирует звуковые сигналы тревоги
различной тональности и продолжительности (в зависимости от
характера опасности) в громкоговорителе Гр.
Для документирования информации с экрана дисплея исполь-
зуется синхронизатор блока копирования (СБК), связанный с бло-
ком копирования, работающим по принципу электромеханической
развертки изображения и его фиксации на электрохимическую
бумагу. Работа КМ. в автоматизированной системе оперативного1
врачебного контроля обеспечивается устройством связи (УСв) по
интерфейсу ГЦ.
Синхронизация работы всей вычислительной части КМ осу-
ществляется импульсами формирователя сетки частот (ФСЧ), от
куда берутся и импульсы с частотой 75 мин-1, поступающие на
имитатор ЭКС (Им ЭК'С) для проверки работоспособности всего
тракта КМ со входа через кабель отведении. При начальном пус-
ке под управлением МПС2 производится контроль основных узлов
прибора, включая полную проверку ОЗУ] и ПЗУ! через ПДП.
В процессе работы постоянно контролируются ПЗУ, ОЗУ и ава-
рийные прерывания (сбой питания, отсутствие обращения к ка-
кому-либо устройству и т. п.), а в специальном режиме ТЕСТ по
желанию оператора производится контроль всех основных узлов
КМ с индикацией результатов и локализацией неисправности.
Основные цифровые узлы. Процессор (рис. 3.17), как уже го-
ворилось, состоит из двух процессоров Пщ и Пцг, которые, в свою
очередь, содержат по одному МП со схемами корректоров сигнал
лов, предназначенных для привязки некоторых входных и выход-
ных сигналов к диаграмме работы МП. Процессор является цент-
ральным вычислительным модулем КМ. С учетом большого объе-
ма обрабатываемой информации <в реальном масштабе времени
в Пц применяется 16-разрядный МП типа К1801ВМ1 с высоким
быстродействием (500 тыс. операций в секунду, тактовая частота
5 МГц), имеющий систему команд, совместимую с микро-ЭВМ
«Электроника-60» и мини-ЭВМ типа СМ-3. Это позволяет исполь-
зовать пакет прикладных программ анализа ритма, написанных и
отлаженных на мини-ЭВМ СМ-3, что упрощает процесс отладки
алгоритмов обработки ЭКС с их проверкой в самом приборе.
Процессор имеет два режима работы:
режим 1 — каждый процессор (Пць Пц2) работает только на
свою магистраль;
134
Рис. 3.17. Структурная схема процессора
режим 2 — один из процессоров работает на обе магистрали
(режим ПДП).
Первый режим не требует особого пояснения. В режиме 2 мик-
ропроцессорная система-передатчик может обратиться к любой
области памяти микропроцессорной системы-приемника. Режим
этот обеспечивается следующим образом. При отсутствии запро-
сов на обмен обе МПС работают независимо, каждая по своему
интерфейсу. При необходимости обмена МПС-передатчик выстав-
ляет сигнал запроса, по которому устройство приоритета останав-
ливает МПС-приемник и вырабатывает прерывание, инициализи-
рующее начало обмена. Для доступа ко всему объему своей и
-'чужой» памяти в этом режиме запрещается использовать бай-
товую адресацию. При этом четный адрес является собственным,
а нечетный — адресом памяти пассивной МПС. Устройство управ-
ления (УУ) шинными формирователями (ШФ]( ШФ2, ШФз) обес-
печивает включение доступа к .памяти пассивной МПС только при
появлении и а шине нечетного адреса. После завершения обмена в
пассивной МПС вырабатывается прерывание, инициализирующее
обработку его результатов.
Тактирование работы Пц1 и Пц2 производится генератором
тактовой частоты (ГТЧ). Регистры ввода-вывода (Ргг и Рг2) ор-
ганизуют ПДП через ШФ3.
Запоминающие устройства микропроцессор-
ных систем. Запоминающие устройства МПСг — ОЗУ] и
ПЗУ] — расположены на одной плате и построены по типовым ре-
шениям (входной буферный регистр, матрица памяти, дешифра-
тор адреса, схема -выбора модуля памяти, блок управления). Для
135
16.
Рнс. 3.18. Упрощенная структурная схема энергонезависимого ОЗУ
ПЗУ1 -и ОЗУ] используются БИС памяти К573РФ2 н К537РУ10
соответственно. Организация БИС 2КХ8, а так как МП 16-раз-
рядный, то для получения 2К слов необходимо попарно объеди-
нить БИС 'памяти. Емкость ОЗУ] — 2К слов, а ПЗУ] — 20К слов
Поэтому для ОЗУ требуется одна выборка, а для ПЗУ — 10.
Запоминающие устройства МПС2 — ПЗУ2 и ЭН ОЗУ — рас-
положены па разных платах. По своей организации ПЗУ2 сходно
с ПЗУ]. Отличие заключается лишь в наличии схемы управления
страницей памяти. Эта схема необходима для расширения емкос-
ти памяти Пцг от возможной для МП К1801ВМ1 22К слов до
44К слов, необходимых для хранения программы, что достигает-
ся применением страничной адресации.
Энергонезависимое запоминающее устройство ЭН ОЗУ (рис.
3.18) предназначено для хранения текущей информации при сбое
или отключении питания иа несколько минут или часов.
В ОЗУ используются БИС памяти типа К537РУЗА с организацией
4КХ1. Емкость ЭН ОЗУ составляет 4КХ16. Благодаря малому
потреблению этих микросхем можно использовать для их питания
автономный источник, представляющий собой -конденсатор с ма-
Счетчик \ Адрес чтения
адреса * 1—
чтения
Адрес записи
Гдчетчин
~*4 адреса
| _ записи
КЛ-ь\упраВле-
I ния
7/
Счетчиц
Мульти-
Хплексор
(ССМивр)
АЦП0-АЦП1
счетчик\
2
Рис. 3.19. Упрощения структурная схема ОЗУ ЭКС
дым током утечки, накапливающий энергию во время нормаль-
ной работы блока питания прибора. Схема блокировки выборки
исключает случайное обращение к памяти во время переходных
процессов при выключении и включении питания.
В .микропроцессорный дисплей входят ОЗУ ЭКС и видеоОЗУ
ЭКС предназначено для отображения на экране ЭЛТ электрокар-
дноепгнала со скоростью движения 25 и 50 мм/с и возможностью
его остановки. Отсчеты текущего ЭКС в виде 8-разрядиого двоич-
ного кода поступают-из АЦП на регистр данных (рис. 3.19). Мо-
мент достоверного -считывания кода определяется сигналом «Ко-
!.ец преобразования» (КП). Из регистра данных код АЦПО—
\ЦП7 поступает в ОЗУ, где таким образом накапливается 1024 от-
< юта ЭКС. В ОЗУ используется БИС К537РУ8 с организацией
2КХ8, что соответствует числу строк развертки. Считывание из
ОЗУ осуществляется синхронно со строчной разверткой <с помощью
счетчпка адреса чтения. Этот счетчик за время кадра опрашивает
все 1024 ячейки ОЗУ, но его начальное состояние, привязанное
к началу кадра (к первой строке), зависит от состояния счетчи-
ка адреса записи. Если произошла запись очередного отсчета
ЭКС, то состояние счетчика адреса записи увеличивается на еди-
ницу и чтение начнется на одну ячейку правее. Так-И'м образом
происходит движение изображения при записи новых отсчетов и
остановка изображения ЭКС при блокировке записи посредством
схемы управления
Изображение ЭКГ на экране имеет свою частоту дискретиза-
шш, отличную от частоты дискретизации в АЦП за счет задан-
ного числа Аг строк в растре. Поэтому частота записи fзап отсче-
тов в память определяется -из выражения
/aan = W/£,
где .V — число 'Строк в растре; V — скорость движения изображе-
ния, мм/с; L — размер изображения по горизонтали, мм.
Так, при N= 1024, Е = 50 мм/с и L= 125 мм f3an=425 Гц. В рас-
сматриваемой схеме /зал формируется в устройстве управления
записью делением строчной частоты. Изменяя коэффициент деле-
ния .по команде МП, можно изменять скорость движения.
Данные из памяти -считываются в счетчик 1, осуществляющий
преобразование код-время вычитанием с тактовой частотой ft. Им-
пульс заема, формируемый счетчиком 1, по достижении нуля и
есть сигнал подсветки луча. Для повышения качества изображе-
видмеигкал ния вертикальных участков кривой введен счетчик 2. На каждой
Й__-кс строке растра данные нз памяти считываются дважды: из теку-
J щего адреса и последующего. Оба счетчика -начинают одновре-
менно работать на вычитание и формируют два импульса заема.
Если участок изображения горизонтален (соседние отсчеты ие счи-
таются), формирователь видеосигнала из двух совпадающих по
времени импульсов сформирует один. При наклоне кривой ЭКС
импульсы заема не совпадут и формирователь видеосигнала вы-
137
136
^™„И11ПуЛЬС' 'начал'° которого определяется ранним импульсом
заема, а конец — поздним. Таким образом, на строке будет пол.
сведена не точка а участок между соседними точками и кривая
в общем случае будет состоять из вертикальных отрезков.
ВидеоОЗУ предназначено для хранения и периодического вы-
вода алфавитно-цифровой и графической информации на экран
, 1 11 Формирования негаснущего изображения. Обращение МП
к видеоОЗУ производится во время обратных ходов луча по стро-
ке н по кадру, т. е. когда не происходит чтение памяти для отоб-
ражения информации. В этом случае обмен с видеоОЗУ должен
быть организован с помощью прерываний либо он будет сильно
замедлен. Более распространенным является так называемое
«фрачное» видеоОЗУ, обращение к которому МП возможно
в любой момент времени (с очень небольшим замедлением) так
что с точки зрения программирования оно ничем не отличается
от обращения к обычной оперативной памяти. Упрощенная струк-
турная схема такого видеоОЗУ приведена на рис. 3.20.
, Ж™ “ак01ш™ь 03у поступает через мультиплексор ли-
бо от l 111, либо от счетчика адреса, .работающего с тактовой час-
тотои растра. Данные для вывода на экран подаются из накопи-
теля па регистр сдвига, благодаря которому можно считывать и
памяти не по одному биту за обращение, а по несколько (в соот-
ветствии с разрядностью 'памяти и регистра сдвига) и преобра-
зовывать параллельный код в последовательный для управления
яркостью луча ЭЛТ. Регистр данных введен в схему для упроще-
ния процедуры чтения ОЗУ микропроцессором, так как он позво-
ляет сохранять информацию для МП в то время, как накопител-
уже работает на регистр сдвига. Как уже говорилось, для ка-
чественного отображения ЭКС необходимо иметь 1024 строки в
е^™аЛЫЮМ растРе- Для текстовой и графической информации
удовлетворительные результаты можно .получить при 512 строках
каждая из которых в действительности состоит из двух. Реалий
Рис. 3.20. Упрощенная структурная схема видеоОЗУ
зуется это повторением «а второй строке адресов первой строки
if далее аналогично иа всех четных и нечетных строках. Такая
организация экономит объем видеоОЗУ.
Так как для формирования негаснущего изображения видео-
ОЗУ должно постоянно опрашиваться схемой управления, то дос-
туп к ОЗУ происходит по принципу разделения времени (480 мс
отведено схеме управления и 480 'мс— МП). Видеосигналы (ЭКС
г данные) суммируются и поэтому могут накладываться друг на
ipyra Для удобства восприятия поле ЭКС размещается в верх-
ней половине .растра, где количество видеоинформации минималь-
но Размещение видеоинформации реализуется программно.
Клавиатура для встроенного микропроцессорного дисплея
,-пована па использовании каналов ввода-вывода МП: клавиши
помещаются в матрицу иа пересечен™ столбцов и линии, но от-
елены от них диодами и коммутируют их иа землю (рис. ЗД1).
fl столбцы и линии подключены к одному регистру сдвига с. па-
раллельной записью. При нажатии клавиши формирователь пре-
рывания вырабатывает сигнал прерывания, по которому МП по-
дает на вход «такт» регистра сигнал параллельной записи инфор-
мации Так как клавиша через диоды соединена с линиен и столо-
ном. то они будут активны и в регистр запишется соответствую-
щий код. однозначно определяющий нажатую клавишу. Затем
МП переводит регистр в режим параллельной записи, подготав-
швая его к новому нажатию клавиши. Как видно из рис. 3.21,
число каналов ввода-вывода равно трем и не зависит от числа
клавиш (меняется лишь разрядность регистра сдвига).
Сигнал от нажатия любой клавиши помимо входа формиро-
Рис. 3.21. Схема клавиатуры дисплея
вателя прерываний поступает на формирователь звукового сиг-
нала, тем самым проверяется нормальная работа клавиатуры.
Программное обеспечение. После определения общей струк-
туры ПО (см. рис. 3.10) программы были разделены на отдель-
ные функциональные модули и по различным уровням прерыва-
ний. На основе структуры аппаратной части и конкретных схем-
ных решений составлены программно-аппаратные соглашения,
представляющие собой протоколы связи с указанием конкретных
режимов и методов обращения к программным модулям и аппа-
ратным узлам. Так как ПО .медицинской части основывается на
алгоритмах обработки ЭКС, изложенных в гл. 4, то остановимся
здесь .на ПО микропроцессорного дисплея.
Структурная схема ПО дисплея приведена на рис. 3.22. Соб-
ственно программы отображения, т. е. модули, осуществляющие
формирование и «вывод изображения на экран, получают инфор-
мацию от программ приема данных, от диалоговых .программ и от
программы-таймера. Вспомогательные программы участвуют в
процессах преобразования информации: перевод двоичных чисел
в десятичную систему счисления; арифметические операции и
другие, необходимые для отображения результатов обработки
экс.
Программы приема данных обслуживают заявки сеансов пря-
мого доступа, которые обеспечивают -межпроцессорный обмен дан-
ными. Диалоговые программы осуществляют связь КМ с пользо-
вателем. Обслуживание диалога построено на базе таблично-
управляемого диспетчера [82], обеспечивающего гибкость и прос-
тоту -структуры программ. Программы отображения формируют
массив данных для видеоОЗУ.
Изображение на экране включает символы, прямые вертикаль-
ные и горизонтальные линии различной длины и ширины, кривые
Рис. 3.22. Структура программного обеспечения дисплея
линии или заполненные площади под кривыми. Кривые линии гра-
фиков аппроксимируются отрезками прямых, площади под ними
формируются из вертикальных отрезков различной длины. Такого
рода упрощения позволят избежать сложных расчетов и свести
все виды графической информации к прямоугольнику с произ-
вольными размерами. Это позволит централизовать функции вы-
вода на экран видеоинформации с помощью двух универсальных
моду’лей: ТЕКСТ и ГРАФИКА.
Модуль ТЕКСТ построчно формирует на экране символы, из
числа имеющихся в таблице программного знакогенератора. Сим-
волу может быть задай признак размера (обычный или увеличен-
ный) и признак инверсии (символы иа белом или черном фойе);
место вывода определяется адресом видеоОЗУ и числом разрядов
смещения (возможность -вывода информации со смещением от на-
чала-слова является отличительным свойством обращения к видео-
ОЗУ). Количество -символов в строке ие задается, а определяет-
ся по признаку конца строки. Повторяемый несколько раз сим-
вол, например пробел, кодируется специальным признаком и чис-
лом повторений, а модуль производит его «распаковку».
Модуль ГРАФИКА формирует прямоугольник с длиной сторон,
задаваемой в качестве параметров. Длина измеряется в точках
растра (битах видеоОЗУ). Это позволяет получать прямые вер-
тикальные и горизонтальные линии, точки и прямоугольники лю-
бого размера. Наличие признака инверсии в качестве одного из
параметров позволяет легко истирать» с экрана как элементы
изображения, так и все изображение с помощью этого модуля.
Особое внимание уделено организации модулей, используемых
конкурирующими по отношению к (видеоОЗУ процессами. Это от-
носится в первую очередь к модулям ТЕКСТ и ГРАФИКА, а так-
же к некоторым другим программам формирования данных для
отображения. Для того чтобы прерывание одного процесса выво-
да на экран другим 'процессом, использующим тот же универсаль-
ный -модуль -вывода, не приводило в конечном счете к искажению-
информации иа экране, эти модули в одних случаях выполнены
повторно входными, а в других — снабжены диспетчерным флаж-
ковым механизмом, позволяющим откладывать заявку прерываю-
щего процесса на вывод до окончания вывода прерываемого про-
цесса [83].
Предварительная подготовка программ (ввод, трансляция), а
также моделирование обработки ЭКС проводились на мини-ЭВМ
семейства СМ и базе данных ЭКГ-записей, организованной на
мини-ЭВМ СМ 1403. Окончательная отладка -как отдельных моду-
лей, так и ПО в целом проводилось непосредственно в приборе с
помощью средств резидентной отладки.
Пример представления графической и алфавитно-цифровой ин-
формации приведен на рис. 3.23, где показано изображение трен-
да аритмий за I ч наблюдения.
Метрологическое обеспечение. Многочисленные функции и па-
раметры КМ существенно увеличивают трудоемкость поверки в
141
Рис. 3.23. Формат трендов аритмий за I ч (ART 1) на экране дисплея:
AF — артефакт; ALARM— тревога; BR — брадикардия, TH — тахикардия: /Л — нерегуляр-
ный ритм; .МВ — выпадения QRS-комплсксов; FSEB — частые наджелудочковые экстрасис-
толы FVEB—частые желудочковые экстрасистолы, RUN— групповые желудочковые эк-
страсистолы; АГ,Ь — аллоритмия (бигсминия. тригсминия); Я/?’—ранние желудочковые эк-
страсистолы; MF — полиморфные желудочковые экстрасистолы
процессе производства и эксплуатации. Если большинство техни-
ческих характеристик КМ могут быть поверены традиционными
методами -и стандартизованной измерительном аппаратурой, то для
поверки правильности обнаружения аритмий необходимы специ-
альные методы (при этом имеется в виду, что алгоритмы обра-
ботки ЭКС и обнаружение аритмий были оценены на этапе раз-
работки и испытаний прибора по критериям, изложенным ® гл. 4).
Основной погрешностью при цифровой обработке ЭКС являет-
ся погрешность измерения ^-интервалов, длительности Q.RS-
комплекса и его амплитуды. Метод измерения этих погрешностей
заключается в подаче на вход КМ импульсов треугольной формы
от измерительного генератора импульсов, погрешность параметров
которого по крайней мере в три раза меньше, чем ожидаемая пог-
решность измеряемых параметров. На экран КМ (см. рис. 3.14) в
режиме поверки программным способом выводятся текущие зна-
чения ^-интервалов, длительность тестового импульса и его ам-
плитуда. измеряемые в процессе цифровой обработки ЭКС. Про-
граммы же цифровой обработки на этом и последующих этапах
анализа аритмий, «зашитые» в ПЗУ, проверяются в пусковом, фо-
новом >и специальном режимах.
142
т
/\Ш АЛЛА '
- лЛЛЛЛ лЛЛЛЛ А<
Зс Зс Эс Эс Зс Зс Эс Эс t
Рис. 3.24 Формирование тестового ЭКС при групповой экстрасистолии:
а — выход генератора 1 (Г — период следования нормальных QRS-комплексов); б — выход
генератора 2 (запуск от генератора 1 с задержкой Г>); в — выход генератора 3 (формиро-
вание групп экстрасистол запуском от генератора 2); г — выход пассивного сумматора
При необходимости проверки индикация видов аритмий на
экране дисплея можно воспользоваться измерительным генерато-
ром типа Г5-79, выполненным на основе однокристальной микро-
ЭВМ и обладающим большими! функциональными возможностя-
ми: форма импульсов прямоугольная, трапецеидальная и треуголь-
ная (последние две с регулируемым фронтом срезом); режим
следования импульсов: непрерывный, однократный и серий с ре-
гулируемым числом 'импульсов в серии; запуск: внутренний, внеш-
ний и однократный; синхроимпульсы, совпадающие: с тактовым
импульсом, первым импульсом серии, с любым импульсом серии;
регулируемый временной сдвиг между импульсом запуска и вы-
ходным импульсом. Генератор позволяет хранить в памяти 10 про-
грамм.
Для воспроизведения тестовых ЭКС, отличающихся только по
средней частоте следования QRS-комплексов, достаточно одного
генератора. При других аритмиях необходимо три генератора, за-
пускающихся друг от друга. Однако их малые габариты не заг-
ромождают рабочее место. На рис. 3.24 приведен пример форми-
рования тестового ЭКС при групповой экстрасистолии.
ГЛАВА 4
АЛГОРИТМЫ ЦИФРОВОЙ ОБРАБОТКИ
ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА В ВЫЧИСЛИТЕЛЬНЫХ
КАРДИОМОНИТОРАХ
4.1. СТРУКТУРА АЛГОРИТМИЧЕСКОГО ОБЕСПЕЧЕНИЯ ЦИФРОВОЙ
ОБРАБОТКИ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Главная задача программно-алгоритмического обеспечения^ана-
лиза ЭКС в кардиомониторах — текущий контроль сердечной де-
ятельности человека, т. е. измерение ЧСС и распознавание наибо-
143
Дискретизированный
Ди а гностические
заключения
Рис 4.1. Обобщенная структура алгоритмического
обеспечения обработки ЭКС в кардиомониторах
лее выраженных нарушений ритма сердца.
Основой анализа при этом служит информа-
ция о величинах /^-интервалов и характере
формы желудочковых комплексов ЭКГ (QRS-
комплексов). Сказанное определяет обобщен-
ную структуру алгоритмического обеспечения
анализа ЭКС в кардиомониторах (рис. 4.1).
Конкретное содержание этапов представлен-
ной структуры подробно освещается в после-
дующих параграфах настоящей главы. Здесь
же будут даны краткие характеристики каж-
дого этапа.
Как видно из рисунка, на первой стадии
анализа ЭКС решаются задачи подавления
помех (артефактов) и предварительной обра-
ботки сигнала. Без эффективной защиты от
помех дальнейшая обработка ЭКС может по-
терять всякий смысл. При этом под защитой
от помех понимается, во-первых, их устране-
ние из сигнала (подавление), а во-вторых, оценка уровня зашум-
ленности сигнала и блокирование процедур анализа ЭКС в случа-
ях, когда сигнал зашумлен настолько, что его достоверная автома-
тическая интерпретация затруднительна. Под предварительной об-
работкой сигнала здесь понимается такое его преобразование, кото-
рое само по себе не позволяет получать какую-либо диагностичес-
кую информацию, но облегчает анализ сигнала на последующих
стадиях обработки. Наиболее типичными процедурами предобра-
ботки можно считать цифровую фильтрацию и сжатие (сокраще-
ние избыточности) ЭКС.
Обнаружение QRS-комплекса имеет ключевое значение для ра-
боты алгоритма анализа сигнала в целом. На этом этапе реша-
ются задачи собственно обнаружения (установления факта нали-
чия на анализируемом участке ЭКС) QKS-комплекса, определения
его характерных точек (крайних точек н вершин зубцов Q, R
и S), а также определения положения некоторой условной опор-
ной точки, относительно которой могут быть определены длитель-
ности соответствующих смежных /^-интервалов. Получаемая иа
выходе этого этапа обработки информация достаточна для изме-
рения текущей ЧСС и формирования заключений о наиболее об-
щих характеристиках сердечного ритма (наличии брадикардий
или тахикардий, регулярности сокращений сердца).
Основная задача, решаемая алгоритмами анализа формы QRS-
комплекса, — это отнесение обнаруженных комплексов к одному
из двух классов — «норма» и «патология». Такая дифференциация
комплексов открывает возможность диагностики ряда важных на-
144
рушений ритма сердца, для распознавания которых необходима
информация не только о величинах /?/?-интервалов, но и о морфо-
логии QRS-комплексов. Классификация формы Q/^S-комплексов
обычно распадается на два последовательных этапа: группировка
найденных комплексов в кластеры по каким-либо критериям сход-
ства их формы и присвоение каждому полученному кластеру од-
ного из трех идентификаторов — «норма», «патология», или «не-
определенность». Последний идентификатор вводится потому, что
однозначная автоматическая интерпретация морфологий комплек-
сов не всегда возможна.
Анализ сердечных аритмий обычно включает в себя процедуры
распознавания нарушений ригма сердца и формирования диагно-
стических заключений. Можно выделить две основные задачи, ре-
шаемые на этапе распознавания нарушений ритма сердца: распо-
знавание аритмий, непосредственно угрожающих жизни пациента
(асистолии и фибрилляции желудочков, желудочковой тахикар-
дии), и распознавание остальных нарушений ритма, которые важ-
ны для текущего контроля сердечной деятельности (различных
видов предсердных и желудочковых экстрасистол, выпадений же-
лудочковых комплексов и некоторых других нарушений). Распо-
знавание нарушений ритма осуществляется, как правило, иа ос-
нове полученной на предшествующих стадиях анализа информации
о желудочковых комплексах с использованием набора логических
правил, описывающих те или иные нарушения. Иногда для более
надежной идентификации фибрилляции желудочков и желудочко-
вой тахикардии могут также использоваться и другие методы ана-
лиза (например, спектральный или корреляционный анализ).
Диагностические заключения формируются в КМ на основе
информации об обнаруженных' нарушениях ритма сердца. Сигна-
лы о наиболее опасных аритмиях обычно немедленно индициру-
ются системой, а информация о других нарушениях накапливает-
ся в памяти вычислителя и периодически (например, один раз в
минуту) используется для выработки обобщающих диагностичес-
ких сообщений, к которым могут относиться средняя частота сер-
дечных сокращений за анализируемый период времени, количество
тех или ниых нарушений ритма за этот период, характеристика
фонового ритма сердца пациента.
Отдельные этапы описанной последовательности процедур об-
работки ЭКС в зависимости от конкретной реализации могут на-
полняться различным содержанием. Ниже рассмотрены некоторые
варианты структуры алгоритмического обеспечения оперативного
анализа ЭКС, отражающие ряд широко распространенных подхо-
дов.
На рис. 4.2,0 показаны этапы обработки сигнала в случае при-
менения алгоритмов анализа на основе структурных методов рас-
познавания образцов. Для данного подхода характерно то что
этап подавления помех н предобработки ЭКС содержит два вида
процедур — предварительную цифровую фильтрацию, за счет ко-
торой удается ослабить влияние некоторых видов помех, и сжатие,
1 лс
Диаенастические
заключения
Рис, 4.2. Структура алгоритмического
Л СтРУктУРа алгоритмического обеспечения обработки ЭКС
ользованин структурных методов распознавания С7?£-комплекса (о)
дов цифровой фильтрации (б)
При ис-
и мето-
благодаря которому представление входного сигнала как после-
довательности равноотстоящих цифровых отсчетов заменяется на
последовательность определенного вида элементов, каждый из ко-
торых может нести информацию об участке ЭКС, включающем бо-
лее одного отсчета.
В результате такого преобразования сигнала, во-первых, до-
стигается сокращение избыточности исходного представления ЭКС
в виде отсчетов, а во-вторых, получаемая последовательность эле-
ментов служит удобной базой для последующего анализа, который
в этом случае может быть сведен к распознаванию цепочек эле-
ментов, удовлетворяющих эмпирически определенным логическим
условиям. В частности, широко распространен подход, при кото-
ром сжатие представляет собой кусочно-линейную аппроксима-
цию сигнала горизонтальными и наклонными отрезками прямой.
Параметры алгоритма сжатия подбираются так, что одним из
146
важнейших признаков для распознавания Q^S-комплекса оказы-
вается наличие в сжатом описании ЭКС двух близко расположен-
иях и противоположно направленных наклонных прямых, времен-
ряе и амплитудные характеристики которых отвечают заданным
условиям (подробнее см. § 4.4 и 4,5). Посредством логического
разбора последовательности элементов могут также распознавать-
ся характерные точки каждого обнаруженного QPS-комплекс а, в
том числе определяться положение опорной точки комплекса.
На выходе такого структурного алгоритма Q^S-комплекс опи-
сывается в виде модели, состоящей из небольшого количества эле-
ментарных компонент. Эта модель позволяет рассчитывать неко-
торые численные параметры комплекса (например, его амплиту-
да’ длительность, площадь зубцов). Классификация форм ком-
п гексов может выполняться с использованием указанных парамет-
ров при помощи несложных решающих правил. Алгоритмы ана-
лиза аритмий, как правило, не имеют жесткой зависимости от ха-
рактера предшествующих этапов обработки сигнала и поэтому мо-
г\т быть примерно одинаковыми для всех рассматриваемых вари-
антов структуры алгоритмического обеспечения оперативного ана-
лиза ЭКС.
Последовательность основных этапов обработки сигнала для
алгоритма, основанного иа методах цифровой фильтрации, пока-
зана иа рис. 4.2,6. В данном случае обнаружение Q/^S-комплекса
осуществляется на основе информации о частотных свойствах это-
го элемента кардиоцикла ЭКГ. После необходимых процедур, свя-
занных с подавлением помех, сигнал пропускается через цифровой
фильтр-выделитель Q/^S-комплекса, Характеристики этого фильт-
ра подобраны таким образом, что он пропускает в основном лишь
тс частотные составляющие сигнала, которые характерны для
QA’S-комплекса. Благодаря этому обеспечивается улучшение отно-
шения сигнал-помеха. При этом под сигналом понимаются состав-
ляющие ЭКС, связанные с Q/^S-комплексом, а под помехой —
внешние артефакты, а также элементы самой ЭКГ, лежащие за
пределами комплекса QPS (в частности, зубцы Р и Т).
Сигнал с выхода фильтра-выделителя используется для обна-
ружения QjRS-комплекса с помощью алгоритма, основанного на
пороговых правилах. Далее определяется опорная точка каждого
найденного комплекса, которая, во-первых, используется для оп-
ределения длительностей смежных ^-интервалов, а во-вторых,
служит для совмещения QftS-комплексов по оси времени на
этапе сопоставления их форм. Анализ формы и классифи-
кация комплексов по классам морфологии в этом случае выполня-
ется с применением корреляционных методов или методов, ис-
пользующих упрощенные способы оценки функции взаимной кор-
реляции. Алгоритмы на основе цифровой фильтрации и корреля-
ционных методов, как правило, более сложны в вычислительном
отношении, чем структурные алгоритмы, но имеют ряд преиму-
ществ, которые делают их применение в некоторых случаях пред-
почтительным. Подробнее эти вопросы рассмотрены в § 4.3 и 4.5.
147
Д искретизиробонный
Рис, 4.3. Структура алгоритмического обеспечения обработки ЭКС
чеиии ,в обработку анализа ST-сегмента
прн вклю-
Многие алгоритмы анализа ЭКС, используемые в КМ, поми-
мо анализа ритма сердца и его нарушений, выполняют также
функцию контроля основных характеристик ST-сегмента кардио-
цикла ЭКГ, что важно для диагностики. Структура алгоритмиче-
ского обеспечения в этом случае (рис. 4.3) несколько отличается
от приведенных ранее вариантов.
При анализе ЗТ-сегмента для устранения низкочастотных по-
мех недопустимо использование цифровых фильтров верхних час-
тот, так как это приводит к потере диагностически важной инфор-
мации. Кроме того, распознавание ЗУ-сегмента и измерение его
характеристик возможно лишь после обнаружения и анализа фор-
мы соответствующего Q^S-комплекса. Поэтому структура обработ-
ки сигнала не может быть представлена в виде линейной после-
148
довательности процедур и предусматривает наличие этапов, вы-
полняемых параллельно и независимо друг от друга.
Для анализа ЗУ-сегмента исходный сигнал обрабатывается с
помощью цифровых фильтров, которые не могут существенно по-
влиять на качество измерения параметров сегмента. Устранение
низкочастотных помех (коррекция дрейфа изоэлектрической ли-
нии ЭКГ) осуществляется специальным алгоритмом, который для
оценки истинного положения изолинии опирается на информацию
о местоположении обнаруженных Р7?3-комплексов. Собственно
анализ ЗУ-сегмента выполняется при этом не для каждого най-
денного комплекса, а по усредненной модели, получаемой обычно
методом синхронного накопления за 8—16 Q/^S-комплексов, кото-
рые были отнесены алгоритмом анализа формы к классу «норма».
В качестве параметров, характеризующих ЗУ-сегмент, используют-
ся чаще всего наклон сегмента и его смещение относительно изо-
линии, отражающие наличие ишемических изменений в сердечной
мышце (см. § 4.7).
Приведенные в настоящем параграфе варианты структуры ал-
горитмов оперативного анализа ЭКС хотя и ие исчерпывают всего
многообразия применяемых методов, но все же дают представление о
некоторых подходах, получивших широкое распространение в КМ.
Поэтому в дальнейшем, при изложении конкретных алгоритмов,
описанные структуры будут приниматься за основу.
4.2. ДИСКРЕТИЗАЦИЯ И ПРЕДВАРИТЕЛЬНАЯ ОБРАБОТКА
ЭЛ ЕКТРОКАРД ИОСИ ГНАЛА
Выбор частоты и разрядности аналого-цифрового преобразова-
ния. При дискретной обработке какого-либо сигнала всегда воз-
никает необходимость задаться определенными значениями раз-
рядности и частоты аналого-цифрового преобразования. Очевидно,
что чем выше эти величины, тем выше и точность представления
обрабатываемого сигнала. Однако в таком случае высокими оказы-
ваются и требования к характеристикам используемого вычисли-
тельного устройства (быстродействию, разрядности вычислений,
объему памяти). Поэтому выбор конкретных значений разрядно-
сти и частоты дискретизации должен осуществляться в каждом
отдельном случае в зависимости от конечных задач обработки
сигнала, характера применяемых методов и алгоритмов н на ос-
новании разумного компромисса между достигаемым качеством
анализа и затратами ресурсов вычислителя.
Анализ ЭКС в кардиомониторах строится в основном на ин-
формации о характере формы Q^S-комплексов и их местоположе-
нии иа оси времени. Известно, что QKS-комплекс является наибо-
лее высокочастотным элементом кардиоцикла ЭКГ и основная до-
ля его энергии сосредоточена в области частот, ие превышающих
50 Гц [77]. В мировой практике принято, что для адекватного
представления ЭКС достаточно использовать частоту дискретиза-
ции 500 Гц [78]. Однако для решения задачи непрерывного кон-
149
троля ритма сердца это значение может оказаться избыточным*
так как в кардиомониторах обычно не требуется точного измере-
ния числовых характеристик кардиоцикла, а достаточно лишь
сравнительно грубых данных, позволяющих оценивать значения
длительности Q^S-комплекса, смежных с ним /^-интервалов и
осуществлять разбиение всего множества обнаруженных ком-
плексов по группам, объединяющим комплексы с одинаковым ти-
пом морфологии.
Потери точности измерения амплитуд зубцов Q.R.S-комплек-
са при снижении частоты дискретизации можно оценить по гра-
фику, приведенному на рис. 4.4, где показана зависимость относи-
тельной средней амплитуды комплексов h от частоты дискретиза-
ции Гд, полученная с использованием набора реальных записей
ЭКС, содержащего более 1000 комплексов. Показатель h опреде-
ляется соотношением
Л-го
К-
Р К Ah(500)
где (500) и Аь(Гд) соответственно значения амплитуды
QflS-комплекса при частотах дискретизации 500 Гц и Гд, i
общее число проанализированных комплексов.
Амплитуда QT^S-комплекса измеряется как максимльный (по
абсолютному значению) дискретный отсчет ЭКС на этом фрагмен-
те, связанный с вершиной наибольшего зубца QJ^S-комплекса. Ча-
стота 500 Гц принята в качестве исходной (заведомо достаточ-
ной), а значения FA задавались прореживанием исходного сигна-
ла с кратностью от 2 до 10, что соответствует частотам дискрети-
зацииот 500/2 до 500/10 Гц. При этом за счет выпадения в резуль-
тате прореживания из описания сигнала отсчетов, приходящихся
на наиболее острые вершины зубцов QftS-комплексов, с уменьше-
нием частоты дискретизации происходит понижение средней ам-
плитуды комплексов. Из приведенного графика видно, что ощути-
мый (более чем на 5 %.) спад значении й(Гд) наблюдается лишь
при частотах ниже 125 Гц. На практике обычно выбирают частоту
200—250 Гц. Причем в качестве главного аргумента, объясняюще-
го сохранение этого достаточно высокого значения, называют не-
обходимость точного определения опорных точек -комплексов,
требующихся для сопоставления комплексов при классификации
их морфологий.
Выбор разрядности аналого-цифрового преобразования опре-
деляется в основном двумя обстоятельствами: необходимостью
относительно точного измерения некоторых амплитудных парамет-
ров, если в КМ ставится задача анализа ^Т-сегмеита, и необходи-
мостью обеспечения запаса по динамическому диапазону АЦП
для предотвращения потерь информации при выходе ЭКС за пре-
делы этого диапазона в результате воздействия помех. Обычно в
системах, где предусматривается анализ ЗГ-сегмента, разрядность
АЦП равна или превышает 10 бит при частоте дискретизации
200—500 Гц, а в мониторах, функции которых ограничены контро-
лем ритма сердца н аритмий, разрядность преобразователя лежит
обычно в пределах 8—10 бит (при частоте дискретизации от 100
Ди 1 ч.) .
Борьба с помехами при цифровой обработке ЭКС. Виды по-
мех, возникающих при длительном оперативном контроле сердеч-
ной деятельности по ЭКС, на этапах съема и усиления сигнала
подробно рассмотрены выше в § 2.5. Однако борьба с помехами в
КМ не ограничивается их подавлением с помощью аналоговых и
цифровых фильтров. Поскольку характерные для режима дли-
тельного непрерывного контроля ЭКС помехи отличаются исклю-
чительным разнообразием и изменчивостью н могут быть схожи
по своим временным и частотным характеристикам с полезным
сигналом, то вряд ли можно предложить какую-либо отдельную
процедуру, которая выполняла бы все функции, связанные с устра-
нением помех. Эффективный анализ ЭКС при наличии помех мо-
жет быть обеспечен только при условии, что меры по борьбе с по-
мехами предусматриваются на всех этапах обработки сигнала.
Одновременно с подавлением помех при помощи аналоговых
и цифровых фильтров необходимо контролировать уровень зашум-
ленности сигнала с тем, чтобы участки сигнала, где интенсивность
помех превышает допустимый порог, были распознаны и исключе-
ны из процесса дальнейшего анализа. При этом должны быть пре-
дусмотрены меры, исключающие нарушение непрерывности обра-
ботки сигнала. Кроме того, при формировании диагностических
заключений необходимо учитывать потери данных, связанные с
помехами. Анализ уровня зашумленности, как правило, осущест-
вляют посредством оценки относительного содержания высокочас-
тотных составляющих в ЭКС. Для этой цели обычно используются
простейшие цифровые фильтры верхних частот, описанные далее.
Факт обнаружения помех на каком-либо из этапов обработки
должен сообщаться последующим алгоритмам, в которых, в свою
очередь, следует предусматривать соответствующие правила для
реакции на зашумленный сигнал. В некоторых случаях при обиа-
1R1
150
ружении помех, интенсивность которых не слишком высока, мо-
жет осуществляться частичное блокирование последующего анали-
за или анализ по упрощенным алгоритмам. Например, на зашум:-
ленных участках ЭКС анализ ритма может быть ограничен только
подсчетом частоты сердечных сокращений (без попыток распозна-
вания аритмий).
Помимо частотных, временных и статистических свойств помех
для повышения помехоустойчивости алгоритмов необходимо в мак-
симальной степени использовать контекст и известные характерис-
тики ЭКС (в частности, временные и амплитудные параметры кар-
дпоцикла). Кроме того, значительную роль в борьбе с помехами
играет способность алгоритмов к самообучению в ходе анализа
сигнала, т. е. запоминанию ранее встречавшихся форм сигнала.
При выборе алгоритмов анализа ЭКС весьма важна оценка их
устойчивости к помехам. Большинство предлагаемых алгоритмов
дает, как правило, хорошие результаты при испытании на чистом
сигнале. Однако пригодность нх для оперативной обработки ЭКС
определяется в значительной степени способностью эффективно ра-
ботать в условиях помех. Поэтому оценка качества алгоритмов
должна обязательно включать исследование их помехоустойчи-
вости.
В следующих двух параграфах подробно рассмотрены два ви-
да предварительной обработки; цифровая фильтрация и сжатие
ЭКС.
4.3. ЦИФРОВАЯ ФИЛЬТРАЦИЯ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Предварительная цифровая фильтрация ЭКС предшествует ал-
горитмам, осуществляющим анализ сигнала, и служит для выполне-
ния преобразований сигнала, улучшающих условия работы и по-
вышающих эффективность этих алгоритмов. В наиболее общем
виде можно выделить три этапа фильтрации, решающие отдельные
задачи предобработки ЭКС: фильтрация нижних частот, верхних
частот и сетевой наводки. На рис. 4.5 представлена типичная по-
следовательность процедур предварительной цифровой фильтрации
ЭКС и вид спектра мощности иа всех этапах формирования и об-
работки сигнала. Предполагается, что на вход алгоритма посту-
пает смесь полезного сигнала с аддитивной помехой. Основная до-
ля мощности ЭКС, снимаемого с использованием стандартной
ЭКГ-аппаратуры, сосредоточена в полосе частот, не превышаю-
щих 50 Гц (см. также § 2.5). О спектре помех, вообще говоря,
нельзя высказать никаких определенных предположений, за ис-
ключением того, что он ограничен характеристиками аналогового
тракта съема и усиления ЭКС, имеющего обычно полосу пропуска-
ния от 0,1 до 100 Гц. Отдельно на рисунке выделена составляю-
щая сетевой помехи, которая почти всегда присутствует в сиг-
нале.
В первую очередь наиболее целесообразно устранить сетевую
наводку, сравнительно легко поддающуюся ослаблению с помощью
152
.ЭКС
ЭКС после преОВаригпЕЛЬ-
ной фильтрации
Рис. 4.5. Последовательность процедур предварительной цифровой
ЭКС (слева) и вид спектра мощности сигнала на всех этапах
(справа); спектр Gi(f) соответствует сигналу «»(»)
S,(f)
6z(f)h
lOOf.rq
WD f./ц
gM
ЮВ/,Гц
фильтрации
обработки
режекторного фильтра. Далее с использованием ФНЧ осуществ-
ляется подавление высокочастотных помех. Эту процедуру можно
также интерпретировать как ограничение спектра сигнала сверху,
что в принципе дает возможность на последующих этапах обра-
ботки снизить частоту отсчетов по отношению к исходной за счет
прореживания отсчетов. , ,,,,
На последнем этапе предобработки с помощью ФВЧ выполня-
ется высокочастотная фильтрация, которая позволяет практически
153
полностью избавиться от постоянной составляющей н смещения
изолинии от движения пациента и в значительной степени снизить
амплитуду Т-зубцов.
Сигнал, получаемый на выходе этой цепочки фильтров, пред-
ставляет собой смесь полезного сигнала, в котором сохранены
основные частотные составляющие, свойственные Qj^S-комплек-
сам, и той части помех, спектр которой лежит в полосе пропуска-
ния результирующей частотной характеристики используемых
фильтров. Дальнейшее устранение помех методами цифровой
фильтрации не представляется возможным, так как это привело
бы к подавлению самого сигнала. Приняв за основу приведенную
последовательность процедур цифровой фильтрации ЭКС, рассмо-
трим цифровые методы, которые могут быть использованы для ре-
ализации каждого из этапов предварительной фильтрации.
Фильтры для подавления сетевой наводки. Можно выделить
три основных типа фильтров, которые находят применение для
подавления сетевой наводки:
режекторные неадаптивные фильтры;
фильтры нижних частот или полосовые фильтры, частотные ха-
рактеристики которых имеют нуль на частоте сетевой помехи;
адаптивные режекторные цифровые фильтры.
Фильтры первого из перечисленных типов, частотные характе-
ристики которых имеют провал на частоте сетевой наводки, при-
меняются при оперативной обработке ЭКС сравнительно редко,
так как являются достаточно сложными для реализации.
Применение фильтров второго из названных типов обычно
преследует цель решить одновременно две или более различные
задачи фильтрации (устранение постоянной составляющей, подав-
ление сетевой н высокочастотной помех). Такая идея представля-
ется весьма заманчивой, но при этом повышение эффективности
решения какой-либо одной из указанных задач достигается обыч-
но в ущерб остальным. Например, достаточно простые для исполь*
зов а ния в режиме реального времени ФНЧ с нулем частотной-
характеристики на частоте сетевой помехи имеют, как правило,
относительно низкое значение частоты среза 20—25 Гц. Это мо-
жет приводить к заметному подавлению высокочастотных состав-
ляющих полезного сигнала, что не всегда допустимо.
Адаптивные режекторные фильтры сетевой наводки отличают-
ся тем, что в процессе работы способны подстраиваться под
амплитуду и фазу наводки и осуществлять благодаря этому ее
полную компенсацию. Такие фильтры, в отличие от первых двух
указанных типов цифровых фильтров, мало влияют на сам полез-
ный сигнал, в частности на его составляющие, спектр которых
лежит вблизи частоты сетевой наводкн. Кроме того, адаптивные,
цифровые фильтры способны сочетать относительную простоту ре-
ализации с высокой добротностью. Их основным недостатком яв-
ляется то, что устойчивая фильтрация возможна лишь в случаях,
когда амплитуда и фаза наводки не претерпевают резких измене-
ний. Однако в реальных условиях оперативного анализа ЭКС
154
параметры наводки меняются, как правило, сравнительно медлен-
но. Поэтому адаптивная фильтрация оказывается наиболее пред-
почтительной.
Теоретические предпосылки адаптивной компенсации помех
подробно изложены в работе [79], в которой показано» что если
на основном входе компенсатора помех присутствует полезный
сигнал с аддитивно наложенной на него помехой и -существует
также опорный вход, где действует сигнал, коррелированный толь-
ко с помехой, то условием обеспечения максимума отношения
сигнал-помеха на выходе компенсатора служит минимизация пол-
ной выходной мощности. Устранение помехи заключается в про-
стом вычитании из входного сигнала некоторого компенсирующего
сигнала, сформированного фильтром. Основной трудностью на
пути построения таких компенсаторов является выбор критерия
минимизации полной выходной мощности. Достаточно простое и
эффективное решение этой проблемы применительно к задаче
очистки сигнала от гармонической помехи с известной частотой
предложено в работе [80].
Пусть последовательности отсчетов иа входе и выходе фильт-
ра (компенсатора помех) обозначены соответственно Xi, х2, ...» xj,
... и уи У^, Уй ...» тогда любая £-я точка выходной последова-
тельности может быть получена из соотношения:
yt — Xi — Qi; £ = 1,2,3,..., (4.1)
где at, а2, ...» Qi, ...— рассчитанные фильтром отсчеты компенсиру-
ющего сигнала.
Известно тригонометрическое равенство:
sin (0 + б) = 2cos б-sin 0 — sin (0 — б)- (4.2)
Домножим его на константу А:
A sin (6 6) — 2 cos б (Л sin 0) — A sin (0—6). (4.3)
Теперь будем считать, что 0 — это текущее значение аргумента
синусоидальной функции в точке взятия отсчета сц, б — угловое
расстояние между соседними отсчетами (по отношению к периоду
компенсируемой помехи), а А—амплитуда этой синусоиды. Тогда
(4.3) можно переписать в виде:
ai+1 = 2 cos б - о, — «г—i. (4-4)
где Ci-i, Gi, ai+i — последовательные отсчеты синусоиды, отстоя-
щие друг от друга на угол б. Из (4.4) следует, что по двум извест-
ным соседним отсчетам синусоиды и at всегда можно пред-
сказать значение отсчета ai+i, следующего за ними. Это обстоя-
тельство и положено в основу алгоритма режекции сетевой по-
мехи.
Пусть для момента времени, соответствующего i-му отсчету
входного сигнала х<, известны значение предыдущего отсчета x«-i,
а также величины с,-] и ai, равные ординатам соответствующих то-
155
чек синусоидальной помехи. Тогда текущий и предшествующий
отсчеты выходного сигнала могут быть найдены по формулам:
У1=хг~аг,
yi-i — — а^.
Рассмотрим разность:
А У = У1 — У,-1 — (х< — а») — (хг-г — at. (4.5)
Естественно, что чем точнее определены отсчеты компенсирующего
сигнала и сц, тем лучше эта разность приближается к нулю
Рис. 4.6. Блок-схема ал-
горитма адаптивной
цифровой фильтрации
сетевой помехи
ддя каждого значения I, т. е. ве-
тчина A# как раз и используется
g качестве критерия оценки пол-
д0П выходной мощности фильтра,
роэтому подстройка фильтра под
лоцеху заключается в том, что
каждом шаге фильтрации (для
^ждого следующего i) оценива-
лся знак выражения (4.5) и в
-• ГЧ1СИМОСТН от того, положите-
лен он или отрицателен, значение
соответственно наращивается
5-и уменьшается па фиксирован-
avio величину Да, так, чтобы
корректировать &у в сторону
:;СЛЯ. Полученное в результате
значение ах используется для вы-
си с л ей и я выходного отсчета yi по
формуле (4.1). Далее с использо-
ванием (4.4) вычисляется пред-
полагаемое значение (i+l)-ro
Рис. 4.7. Амплитуд но-частотна?
характеристика адаптивного
фильтра сетевой помехи
отсчета компенсирующего сигнала а$+1, после чего вся процедура
повторяется для следующего выходного отсчета, и т. д.
На рнс. 4.6. приведена блок-схема алгоритма адаптивной ци-
фровой фильтрации сетевой наводки, который сравнительно пре-
ло реализуется в виде программы для микропроцессора.
На рис. 4.7 показана экспериментально полученная АЧХ этого фильтра при
пределе иных значениях шага адаптации Ап и амплитуды сетевой помехи Аа.
Эн1 параметры здесь измеряются в единицах динамического диапазона (уров-
ней квантования) АЦП и имеют соответственно значения Да=1 ед. и Ап==
=50 ед. Пример фильтрации фрагмента Э1\С с наложенной на него сетевой
наводкой приведен на рис. 4.8.
Частота дискретизации здесь принята равной 250 Гц. На большей части
«о статного диапазона коэффициент передачи фильтра примерно равен едини-
мо При частотах, близких к 50 Гц, фильтр имеет резкий провал АЧХ (полосу
"<тержкн) шириной около 1 Гц. Такой вид АЧХ соответствует режекторному
Ф ыьтру с частотой режекции 50 Гц.
Скорость <2хо ди мости, устойчивость, ширина полосы подавления и точность
э тройки фильтра определяются тремя обстоятельствами: шагом адаптации
постоянной cos 6 и точностью вычисления промежуточных величии. Влия-
<’е последнего фактора может быть устранено за счет увеличения разрядно-
йв вычислений на 3—4 разряда [80]. Выбор константы cos б выполняется из
'•’словия:
б = 360 ,
Fa
г~е Дс.п = 50 Гц — частота сетевой помехи, а Рд— частота дискретизации сиг-
нала. Например, при величине Гд=250 Гц получим:
157
156
Рис, 4.8. Пример фильт-
рации ЭКС:
а — исходный ЭКС;
ЭКС с сетевой помехой
в — ЭКС после адаптивной
фильтрации; г — компенси-
рующий сигнал: Та — ин-
тервал адаптации фильт
f)
6 = 360 ^2- =360 —=72,
ГД 250
cos 6 — cos 72° — 0,309.
Наибольшее влияние на качество фильтрации оказывает выбор шага адап-
тации компенсирующего сигнала Да. При больших значениях Да фильтр на-
страивается очень быстро, но заметно искажает
Рнс, 4.9. Зависимость ши-
рины полосы задержки
адаптивного фильтра от
шага адаптации Да при
различных значениях амп-
литуды помехи Лп
полезный сигнал. С уменьшением Да искажения
сигнала становятся меньше, ио растет время на-
стройки.
На рис. 4.9 приведены экспериментальна по-
лученные зависимости ширины полосы задержки
AF от шага адаптации фильтра Да для различ-
ных значений амплитуды помехи. Эти графики
дают возможность обосновать выбор величины
Да при известных стабильности частоты сетево-
го напряжения и максимальной амплитуде сете-
вой помехи в дискретизированном сигнале.
Эмпирически выведенное выражение
— 150 Да характеризует зависимость от величи-
ны Да скорости адаптации фильтра V, которая
определяется как среднее изменение амплитуды
помехи в процессе адаптации, измеренное в чис-
ле единиц диапазона АЦП, приходящихся на
единицу времени.
158
Приведенные зависимости позволяют, исходя из конкретных условий съема,
усиления и дискретизации ЭКС, а также задач обработки, осуществлять .выбор
яграметров фильтра, обеспечивающих надежное подавление помехи.
Фильтры нижних и верхних частот. В качестве фильтров
дпжних и верхних частот используется как нерекурсивные, так и
рекурсивные цифровые фильтры (ЦФ), которые соответственно
определяются соотношениями [81];
У,= S С, ;
p=,~Nt
Nt Af
Уг = z +
i-------Nt j=l
где Xi, Уг — отсчеты входного и выходного сигналов фильтра соот-
ветственно (i=l, 2, 3, ...); Nu N2 и М— целые неотрицательные
числа, определяющие пределы суммирования; сд dj — коэффици-
енты фильтра.
Нерекурсивные ЦФ более сложны в вычислительном отноше-
нии, чем рекурсивные с аналогичными частотными характеристи-
ками. Однако для рекурсивных фильтров труднее обеспечить ли-
нейность фазовой характеристики (т. е. постоянство временной
задержки для составляющих всех частот), что очень важно при
анализе ЭКС, так как нелинейность фазовой характеристики мо-
жет приводить к изменению взаимного расположения зубцов кар-
диоцикла или даже к появлению ложных зубцов. Кроме того, для
рекурсивных фильтров при реализации их микропроцессорами не-
высокой разрядности (8—16 бит) не всегда удается обеспечить
устойчивость и избежать накопления ошибок, в то время как для
нерекурсивных ЦФ этой проблемы не существует. В силу перечис-
ленных причин более широкое распространение в алгоритмах опе-
ративного анализа ритма сердца находят нерекурсивные фильтры,
хотя это не исключает возможности использования в ряде случаев
к рекурсивных ЦФ как в качестве ФВЧ, так и в качестве ФНЧ.
Используемые в КМ нерекурсивные ЦФ имеют обычно предельно уггроЩеи-
|ый вид импульсных характеристик, что вызвано необходимостью снижения их
.вычислительной сложности. В частности, во многих разработках используются
ФНЧ с прямоугольной или треугольной формой импульсных характеристик, ко-
торые соответственно описываются следующим образом:
159
где <V=2Й4-1; k — целое положительное число. Приведенные фильтры отлича-
ются простотой реализации, но их АЧХ имеют значительные пульсации в обла-
сти верхних частот (выше частоты среза), достигающие 20—25 % от максималь-
ного значения коэффициента передачи, что означает недостаточно хорошее по-
давление этими фильтрами высокочастотных помех. Предлагаются и 'более слож-
ные в вычислительном отношении ФНЧ, которые способны обеспечить лучшее
качество фильтрации.
Было показано [82], что линейность фазовых характеристик
нерекурсивных ЦФ обеспечивается при соблюдении одного из че-
тырех условий симметрии импульсной характеристики:
симметричности при нечетном числе коэффициентов;
симметричности при четном числе коэффициентов;
антисимметричности при нечетном числе коэффициентов;
антисимметричности при четном числе коэффициентов.
Из перечисленных видов фильтров только первые два могут
иметь частотную характеристику ФНЧ, причем фильтр с четным
числом коэффициентов вносит задержку, кратную половине ин-
тервала дискретизации, что может создавать неудобства для даль-
нейшего анализа сигнала. Поэтому наиболее подходящими следу-
ет считать нерекурсивный Цф с симметричной импульсной харак-
теристикой при нечетном числе коэффициентов, которые опреде-
ляются соотношением:
Уг = J Cj
Л'-L
/=---------
2
где Xj, yi — отсчеты входного и выходного сигналов; Л’ — число ко-
эффициентов фильтров (длина импульсной характеристик);
Cj—c_j — коэффициенты фильтра.
Амплитудно-частотная характеристика для такого фильтра мо-
жет быть найдена по формуле [81]:
И (/) = с„ + 2 3 С; cos [2и J- ) ,
где Fa— частота дискретизации сигнала.
Идеальный фильтр пижиих частот должен иметь АЧХ типа
той, которая показана на рис. 4.10,а. Все составляющие входно-
го сигнала с частотами ниже частоты среза Fc такой фильтр бес-
препятственно пропускает, а остальные — полностью устраняет.
Однако практическая реализация идеального фильтра невозмож-
на, так как он должен был бы иметь бесконечное число коэффи-
циентов. Вид асимптотической АЧХ фильтра, реализуемого на
практике, приведен на рис. 4.10,6. Различают три диапазона час-
тот:
рис. 4.10. Амплитудно-частот-
ная характеристика идеально-
го (а) и приближенного к ре-
альному (б) ФНЧ
М k
1 -
0 f <С Л — полоса пропускания;
— переходная полоса;
^</<^2
F2 < f — полоса задержки.
Здесь Fi и F-2 — соответственно нижняя и верхняя границы пере-
ходной полосы. Амплитудно-частотную характеристику имеет
смысл рассматривать в диапазоне частот от 0 Гц до половины
частоты дискретизации Fa, так как на интервале Fjj2<.f^Fa она
симметрично продолжается, а на более высоких частотах пов-
торяется с периодом Fa.
В данном случае ширина переходной полосы Fn=F2—F<. Кя-
3dлось бы, чем уже переходная полоса, тем частотная характери-
стика ближе к идеальной и, следовательно, лучше фильтр. Одна-
ко применительно к задаче анализа ЭКС это утверждение нель-
зя считать очевидным. У фильтров с более узкой переходной поло-
сой сильнее проявляются пульсации, вызываемые высокочастотны-
ми компонентами входного сигнала, которые могут, например^
Привести к возникновению ложных зубцов у желудочковых ком-
плексов ЭКГ. Кроме того, такие фильтры имеют и более длинную
Импульсную характеристику, что затрудняет их реализацию в
Устройствах оперативной обработки ЭКС.
Экспериментальные исследования показывают [83], что для
оперативного анализа ритма сердца в микропроцессорных КМ на-
иболее подходящими оказываются ФНЧ с Fc=30 Гц и с 'Fn~ 20—
25 Гц при Ffl=250 Гц. Этим условиям удовлетворяет ФНЧ, задан-
ный уравнением:
160
161
-Тис. 4.11. Амплитудно-частотная (с) и импульсная (б) характеристики
ФНЧ
У г-----” Xi—в — Xi—5 Xi~3 + 5 Xf—2 + 7 Xj—i + 8 JQ + 7 Xi-j-j +
+ 5 Xi~2 + 2 Xi^-3 — xi+b — -Ч-|-б)-
Его импульсная и амплитудно-частотная характеристики приве-
дены на рис. 4.11. Как можно видеть, АЧХ этого фильтра близка
к желаемой, а простота реализации обеспечивается тем, что его
коэффициенты представляют собой правильные дроби со знамена-
телем, равным 32=25, а их сумма равна единице.
Реализация нерекурсивных ФВЧ оказывается значительно сло-
жнее, чем реализация ФНЧ, так как требуемые для фильтрации
ЭКС цифровые фильтры верхних частот могут иметь до 50 и бо-
лее коэффициентов. Поэтому на практике удается использовать
только сравнительно узкий класс нерекурсивных ФВЧ, которые
могут быть сделаны простыми для вычисления. Наиболее часто
для этой цели используют упоминавшиеся выше ФНЧ с прямо-
угольной или треугольной импульсной характеристикой, преобра-
зованные в ФВЧ. Если ФНЧ задан выражением
Л'-1
2
Z; = 3 С,
то соотношение вида
м-л
2
2
соответствует фильтру верхних частот с амплитудно-частотной
характеристикой
Рис. 4.12. Построение ФВЧ на основе известного ФНЧ
где Hz(f)—амплитудно-частотная характеристика взятого за ос-
нову ФНЧ. Здесь необходимо оговориться, что это справедливо
лишь при выполнении условия:
чего на практике всегда можно достичь соответствующим масшта-
бированием коэффициентов. На рис. 4.12 проиллюстрирован прин-
цип построения ФВЧ на основе известного ФНЧ и показана взаи-
мосвязь между их импульсными и амплитудно-частотными харак-
теристиками.
Экспериментальные исследования показывают [83], что с точ-
ки зрения решения задачи обнаружения QftS-комплекса ЭКС на
фоне помех наилучшие результаты дает применение ФВЧ с Гс—
—5 Гц и Fn=3—4 Гц. В качестве конкретного фильтра, удовлетво-
ряющего указанным условиям и пригодного для реализации в
микропроцессорных КМ, может быть предложен ФВЧ, коэффици-
енты с.-, которого (при /=—22. —21. 0, .... 21, 22) имеют следу-
ющие значения [83]:
— [-1, -2, -3,..., -15, -16, -17, -17, -18, -19,-1 9,
512
-20, +492, —20, - 19, -19, -18, - 17, -17,
-16, -15,..., —3, -2, -1].
Этот ЦФ получен подбором коэффициентов на основе фильтра с
треугольной импульсной характеристикой. Нетрудно показать, что
163
162
Рис. 4.14. Амплитудно-частотная ха-
рактеристика результирующего поло-
сового фильтра
Уис. 4.13. Амплитудно-частотная ха-
рактеристика ФВЧ
данный ФВЧ может быть преобразован в рекуррентную форму
Уг — Xi У1—г + Hi—% — (-^/—24 — X-i—^ 4- Xi _6— xf_4 4-
4- Xi—з Xi—2 Xi 4- *i+i — xt+2 4- x-i—4 — Xi-j-6 4- -*1+22)»
что существенно упрощает его программную реализацию. Ам-
плитудно-частотная характеристика этого фильтра показана на
рис. 4.13.
Последовательная фильтрация сигнала с помощью ФНЧ и
ФВЧ, АЧХ которых приведены иа рис. 4.11 и 4.13. эквивалентна
использованию полосового фильтра, частотная характеристика
которого представлена на рис. 4.14, а на рис. 4.15 показаны при-
меры обработки фрагментов ЭКС с применением этих фильтров.
Еще одним примером применения нерекурсивных ФВЧ может служить про-
цедура оценки зашумленности ЭКС но относительному содержанию в сигнале
высокочастотных составляющих. Для этой цели часто используется вторая раз-
ность отсчетов сигнала, представляющая собой цифровой фильтр, задаваемый
выражением
Частотнаи характеристика этого фильтра для частоты дискретизации, равной
250 Гц, показана на рис. 4.16. Как видно из рисунка, фильтр усиливает состав-
ляющие сигнала, спектр которых лежит в полосе частот приблизительно от
40 Гц и выше, т. е. ту часть ЭКС, которая почти не содержит полезной для
оперативного анализа информации.
Для оценки уровня зашумленности ЭКС обычно используют скользящее
среднее модулей отсчетов сигнала, прошедшего через ЦФ второй разности от-
счетов:
г‘“ АГ
где —i-й отсчет скользящего среднего, а Л — размер окна усреднения (как
правило, Л/ лежит в пределах от :10 до 30). Уровень помех считают недопус-
тимо высоким, если хотя бы для одного i, относящегося к анализируемому
164
Рис. 4.15. Примеры предварительной обработки фрагментов ЭКС с помощью цифровой фильтрации:
а —исходный ЭКС; б — ЭКС после ФНЧ; в — ЭКС после ФВЧ
165
Рис. 4.16. Амплитудно-частотная характе-
ристика фильтра для оценки зашумленно-
сти экс
фрагменту ЭКС, значение Zj оказывается
выше определенного порога. Высота этого
порога зависит от задач и условий обра-
ботки ЭКС и должна подбираться экспе-
риментально для каждого конкретного ал-
горитма.
4.4. СЖАТИЕ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Представление ЭКС регулярной выборкой отсчетов, получае-
мой в результате его дискретизации, часто оказывается избыточ-
ным. Сократить избыточность позволяют методы сжатия данных
суть которых заключается в уменьшении объема исходной инфор-
мации путем отбора меньшего числа существенных координат.
Эти координаты могут быть получены либо в результате некото-
рого преобразования дискретного сигнала, либо выбраны непос-
редственно из исходной выборки отсчетов. Чаще всего сжатие
данных связано с некоторой потерей информации, из-за чего ис-
ходный сигнал не может быть точно восстановлен.
Возможность получения эффективного сжатия ЭКС связана с
тем, что высокочастотные компоненты сигнала присутствуют на
достаточно коротких отрезках сердечного цикла. Частота дискре-
тизации рассчитывается на допустимые ошибки дискретного пред-
ставления именно этих фрагментов ЭКС, поэтому описание регу-
лярной выборкой отсчетов низкочастотных участков сигнала ока-
зывается избыточным. Для устранения этой избыточности предло-
жены различные методы сжатия, связанные с решением многих
задач хранения, передачи и обработки ЭКС [26, 69, 88—90].
Создание автоматизированных байков ЭКГ-данных, носимых
КМ с цифровой памятью предполагает организацию такого спо-
соба хранения данных, который позволил бы значительно сокра-
тить требуемые объемы памяти. В системах цифровой передачи
данных, например при дистанционном контроле состояния паци-
ента по ЭКС или массовой обработке ЭКГ на едином вычислите-
льном центре, сокращение объема передаваемых данных снижает
требования к пропускной способности канала связи, что особенно
актуально для телефонных линий связи [89]. В кардиомониторах
методы сжатия используются при обработке ЭКС с целью его сег-
ментации и перехода к символьной обработке, что позволяет стро-
ить достаточно быстродействующие алгоритмы структурного ана -
лиза, реализуемые в реальном масштабе времени [69].
166
Каждая из задач предъявляет свои требования к разрабатыва-
емому методу сжатия и определяет его специфические особенно-
сти, ио общим требованием является получение достаточно эффек-
тивного сокращения объема данных. Для оценки эффективности
сжатого представления сигнала обычно применяют два показате-
ля: коэффициент сжатия, определяемый отношением числа исход-
ных отсчетов сигнала к числу полученных координат, и ошибка
восстановления сигнала. В качестве последней чаще всего исполь-
зуется абсолютная или средняя квадратическая ошибка [84].
Подход к выбору метода сжатия и оценка его эффективности
должен определяться конкретной целью его применения. В за-
дачах хранения и передачи данных обычно задается допустимый
уровень искажения восстановленного сигнала, а выбор конкрет-
ного метода осуществляется исходя из условий получения наилуч-
шего значения коэффициента сжатия при известной или допусти-
мой сложности реализации алгоритма кодирования-декодирования
сигнала.
При использовании сжатия в качестве процедуры предвари-
тельной обработки ЭКС в КМ критерий верности восстановления
сигнала не всегда доминирует. Часто основным фактором стано-
вится возможность получения компактного описания, эффектив-
но выявляющего структурные особенности анализируемого ЭКС.
Применяемый в этом случае метод сжатия должен сохранить об-
раз обрабатываемой кривой, поскольку именно в нем содержится
полезная информация, необходимая для распознавания электро-
кардиосигнала. Кроме того, он должен отличаться высоким ко-
эффициентом сжатия, простотой технической реализации и воз-
можностью выбора координат в реальном масштабе времени.
Среди существующих методов сжатия данных можно выделить
группу методов, основанных на разложении сигнала по ортого-
нальным функциям. Применение для целей сжатия разложения
Карунена — Лоэва, ряда Фурье, преобразования Хаара позволяет
достигать высоких коэффициентов сжатия, одиако требует боль-
шого объема вычислений. Кроме того, возникает проблема пред-
варительного выделения сердечного цикла, что затрудняет реали-
зацию этих методов в системах реального времени [88]. Такое
сжатие используется для хранения ЭКГ в автоматизированных ар-
хивах и передачи ЭКГ на расстояние, когда нет жестких требо-
ваний к сложности алгоритмов обработки и скорости вычислений.
Широкое применение получили методы сжатия, основанные на
амплитудно-временных преобразованиях сигнала. К наиболее про-
стым относится метод разностного кодирования [92, 89], который
обеспечивает сокращение избыточности регулярной выборки отсче-
тов за счет уменьшения объема каждой координаты. Принцип ко-
дирования заключается в том, что для каждого i-ro отсчета сигна-
ла «(/), поступившего на вход алгоритма сжатия, вычи-
сляется разность значений соседних ординат (i/j—которая
по модулю, как правило, меньше значений самих отсчетов, осо-
бенно на участках ЭКС с малой крутизной- Благодаря такому пре-
167
образованию удается уменьшить длину используемых слов, что
приводит к сокращению объема памяти, необходимого для хране-
ния н передачи ЭКС. Важно отметить, что этот метод обеспечива-
ет абсолютно точное восстановление дискретизованного сигнала.
Если разрядность используемых кодовых слов значительно превы-
шает разрядность вычисленных разностей, можно получить до-
полнительное сжатие данных за счет более компактного их раз-
мещения в информационном поле. Использование такого способа
кодирования для хранения реализаций ЭКГ, представленных в
виде последовательности отсчетов разрядностью 8—12 бит, сле-
дующих с частотой 500 Гц, 16-разрядными словами, позволяет
обеспечивать сокращение объема памяти более чем в 4 раза [83].
Достаточно распространены методы сжатия сигнала, исполь-
зующие аппроксимацию сигнала на отдельных временных отрез-
ках различными функциями [84, 92]. В качестве аппроксимирую-
щих функций могут быть взяты алгебраические полиномы раз-
ных степеней или специальные функции, но большинство алгорит-
мов предполагает использование низкостепенных приближающих
функций (ступенчатая или линейная аппроксимация). Это объяс-
няется в основном их относительной простотой и высоким быстро-
действием, что имеет решающее значение для задач передачи и
обработки ЭКС в реальном масштабе времени.
Средн методов описания сигнала специальными функциями из-
вестен метод кодирования ЭКС нерегулярными отсчетами [91],
Задача аппроксимации рассматривается здесь как определение
оптимального набора восстанавливающих фильтров с выбором из
них линейно-независимых, которые определяют номера сущест-
венных отсчетов сигнала. Благодаря такому способу кодирования
удается достичь коэффициентов сжатия порядка 15—20 в зависи-
мости от сложности исходных кривых ЭКГ. Успешно применяют
для сжатия ЭКС алпроксимапию сигнала кубическими сплайнами
[99]. Разработанный способ построения сглаживающего кубичес-
кого сплайна с адаптивным подбором шага на сетке узлов обес-
печивает сокращение объема данных в 3—14 раз. Указанные мето-
ды сжатия сигнала с применением специальных функций пред-
ставляются перспективными для обработки ЭКС в текущем режи-
же, однако в настоящее время считаются сложными для реализа-
ции из-за большого объема вычислений.
Апертурные методы сжатия ЭКС. Среди адаптивных методов
приближения сигнала наибольший практический интерес предста-
вляют апертурные методы, осуществляющие контроль абсолютной
ошибки при определении избыточных отсчетов н выборе сущест-
венных, т. е. передаваемых ординат. Они нашли широкое примене-
ние в задачах оперативной передачи и обработки сигнала из-за
высокого быстродействия и простоты реализации.
Принцип их действия заключается в последовательном продви-
жении по дискретным регулярным отсчетам «о, «ь «2, .... получен-
ным после дискретизации непрерывного сигнала, до некоторого
п-го отсчета, в котором отклонение аппроксимированной орднна-
168
ты от исходной превышает некоторое значение, задаваемое апер-
турой d. Ордината ип, первой вышедшая за пределы коридора ши-
риной d, принимается за условную существенную ординату. Кроме
этого, вводится понятие существенной ординаты, используемой для
передачи, обработки или восстановления сигнала. Выбор сущест-
венной ординаты зависит от конкретной реализации алгоритма.
Во всех алгоритмах используется апертура, фиксированная по
величине (d=2e, где е—максимально допустимое отклонение) и
центрированная относительно аппроксимирующей прямой (±е).
Наиболее прост в реализации метод сравнения дискретных от-
счетов сигнала (и0, и\, ..., щ, ...) с фиксированными уровнями 0а=
=<kd, k=0, 1, 2, ..., при выбранном шаге квантования по уровню,
равном d. Если для /'-го участка аппроксимации, включающего п
ординат, выполняется условие
еА_1<«£<ел, *=о, 1, .., (п—1), (4.6)
а п-й отсчет условию (4.6) не удовлетворяет, то /-й участок за-
дается амплитудой Uj и длительностью ту в виде
Uj = (6ft +
lj = n.
Здесь значения уровней 0а, k~0, 1. 2, ..., -и соответственно облас-
тей (нечувствительности к отклонениям сигнала, задаваемым ин-
тервалом (Oa-i. 6л), устанавливаются заранее исходя из выбран-
ного значения d и не зависят от динамических свойств сигнала.
Иллюстрация данного метода -в графическом виде дана на рис.
4.17, где сплошной линией показана реализация сигнала, а также
ее ступенчатая аппроксимация. Здесь, как и на последующих ри-
сунках, кружка-ми отмечены выборки, подлежащие передаче.
Более эффективны адаптивные процедуры апертурного сжатия,
использующие плавающую апертуру d, которая на очередном
участке аппроксимации устанавливается определенным образом
относительно последней выбранной существенной ординаты сиг-
нала, -и таким образом отслеживается изменение амплитуды сиг-
нала. Процедура поиска существенных ординат здесь определяет-
Рйс 4.17. Сжатие сигнала методом сравнения с фиксированными уровнями
169
ся характером аппроксимации: интерполяцией или экстраполяцией.
В качестве 'аппроксимирующих функций чаще применяют полино-
мы нулевой, реже — первой степени.
Для плавающей апертуры выбор существенной ординаты при
поступлении каждого t-ro отсчета в последовательности («о. «ь —
.... щ). осуществляется в результате сравнения разности опреде^
ленных для 'конкретного алгоритма значений сигнала с аперту-
рой d. Это условие для алгоритма экстраполяции нулевого по-
рядка (ЭНП) имеет вид
а при использовании
дается 'неравенством
(4.8}
где — u\,
Если для 1=
[Ui — Uoi^.d/2, (4.7>
интерполяции нулевого порядка (ИНП) за-
(«1,-—u2i) <:id,
... tit), u2i=min(«о, «ь ...t ..t/.
n соответствующее условие нарушается, то («—1)-й
отсчет определяет конец текущего /-го участка аппроксимации, а
n-я выборка задает новое положение зоны допустимого отклонения
значений сигнала шириной d. Из условий (4.7), (4.8) следует, что
положение плавающей апертуры при ЭНП фиксируется относи-
тельно начальной ординаты «0> а прн ИНП устанавливается лишь,
с приходом (п—1)-го отсчета, вмещая в себя максимальное число,
избыточных отсчетов (рис. 4.18). Сжатое представление сигнала на
энп
(б) сигнала алгебраическими no-
степени
Рис. 4.18. Экстрапо
170
ляция (а) и интерполяция
липомами нулевой
/-м интервале аппроксимации для алгоритма ЭНП задается вели-
чинами
Uj = uD‘t xj — n,
а для алгоритма ИНП определяется выражениями
Апертурная аппроксимация сигнала может быть реализована
также путем сравнения отсчетов сигнала с его представлением
алгебраическими полиномами первой степени. Использование более
сложных функций затрудняет обработку сигнала в реальном вре-
мени и -не дает ощутимого выигрыша в коэффициенте сжатия.
В отличне от алгоритма ЭНП при экстраполяции первого по-
рядка (ЭПП) ось апертуры, являющаяся экстраполирующей пря-
мой, располагается по линии, соединяющей первую ординату но-
вого участка аппроксимации с предсказанным значением преды-
дущей ординаты. Все отсчеты сигнала, попавшие в 'построенный
таким образом коридор, считаются избыточными, а первый, вы-
шедший за его пределы, начинает следующий участок аппрокси-
мации. На выход алгоритма сжатия могут передаваться предска-
занное значение последнего отсчета аппроксимирующей прямой и
длительность соответствующего участка аппроксимации.
В алгоритме интерполяции первого порядка (ИПП), в отличие
от ЭПП, ось апертуры с приходом каждого следующего отсчета
меняет свое положение. Вначале юна проходит через первую и
третью ординату текущего участка аппроксимации. Если второй
отсчет попал в апертуру, то он считается (избыточным. С прихо-
дом следующего отсчета уравнение аппроксимирующей прямой
будет задаваться уже первой и текущей ординатой, и так до тех
пор, пока хотя бы одна из промежуточных ординат не выйдет за
пределы коридора. Тогда текущая ордината начнет новый участок
аппроксимации, а предыдущая вместе с параметром длительнос-
ти будет передана на выход алгоритма сжатия.
Графическая интерпретация алгоритмов сжатия ЭПП и ИПП
приведена иа рис. 4.19. Абсолютная ошибка восстановления дис-
кретного сигнала не превышает .величины &=dl2.
Плавающая апертура может задаваться постоянной, постоян-
ной со сдвигом или переменной, что во многом определяет слож-
ность и эффективность конкретного алгоритма сжатия [84]. В ра-
боте [93] предложен более простой, чем абсолютная ошибка, ин-
тегральный критерий верности, использованный при адаптивной
аппроксимации ЭКС методом ИПП [94, 95].
Из сравнительной оценки эффективности сжатия ЭКГ для ал-
горитмов ЭНП, ЭПП, ИПП [85] следует, что при коэффициентах
сжатия, не превышающих 10. наиболее эффективным является
алгоритм ИПП, а при допустимых уровнях искажений не более
10% — ЭНП.
171
Рнс. 4.19. Экстраполяция (а) и интерполяция (б) сигнала алгебраическим
полиномами первой степени
Рассмотренные алгоритмы сжатия используют однопараметрн-
ческую адаптацию -по интервалу аппроксимации, поскольку пос-
ледний автоматически определяется при поиске существенных от-
счетов. Дальнейшее повышение эффективности сжатия ЭКГ мо-
жет быть достигнуто за счет ‘использования двухпар а метрической
адаптации, позволяющей автоматически определять как длитель-
ность интервала аппроксимации, так и степень аппроксимирую-
щего полинома. При -разработке алгоритмов анализа ЭКС, осно-
ванных на структурных методах, использующих сегментацию сиг-
нала, изменение порядка аппроксимации на отдельных его отрез-
ках может стать информативным .признаком распознавания эле-
ментов ЭКГ различной крутизны. Наиболее широкое применение
в КМ-получил алгоритм сжатия AZTEC [86, 10].
Этот алгоритм осуществляет эффективное амплитудно-времен-
ное кодирование сигнала на базе предварительной аппроксимации-
172
сигнала ступенчатой кривой, за счет чего достигается относитель-
ная ’Простота его реализации.
Алгоритмы сжатия AZTEC и CORTES. В основе алгоритма
AZTEC лежит представление сигнала последовательностью гори-
зонтальных и наклонных отрезков прямой, называемых линия L
или склон S (соответственно. На первом этапе сжатия использует-
ся алгоритм ИНП, на .выходе которого каждая j-я линия пред-
ставлена парой чисел ГУД т/'. На втором этапе каждый интер-
вал аппроксимации анализируется на возможность включения его
в новый, задаваемый полиномом первой степени. Для этого вво-
дятся следующие дополнительные условия.
Линия Lj называется плато, если ее длительность превышает
некоторый порог а, т. е. если выполняется условие
2> а.
Линия Lj называется экстремумом, если
рь+1-^)<0.
Если линия Lj — плато или экстремум, то она называется
границей.
Далее, если в последовательности Lo, L\, .... Lm линии Lo и Lm
являются границами, а все промежуточные не относятся к тако-
вым, то последовательность горизонтальных линий L\, L%,Lm-ъ
объединяясь в новый fe-й участок аппроксимации, заменяется
склоном .S с параметрами
m—1
= ,S
Таким образом достигается дополнительное сжатие тех участков
ступенчатой кривой, которые соответствуют большей крутизне сиг-
нала. На выходе алгоритма каждый элемент сжатого описания
задается тремя величинами:
амплитудой (ординатой линии или размахом склона);
длительностью соответствующего участка аппроксимации;
признаком линия/склон L/S, в качестве которого можно, на-
пример, использовать знак длительности, принимая его отрица-
тельным для склонов.
Рисунок 4.20 иллюстрирует поэтапное преобразование сигна-
ла, получаемое в процессе сжатия.
Вычислительная процедура организована таким образом, чтс»
оба этапа сжатия выполняются последовательно, но за одни
временной «отсчет, что дает возможность строить сжатое описание
по мере поступления входных отсчетов сигнала. Необходимо от-
метить, что на втором этапе сжатия отсутствует непосредствен-
ный контроль абсолютной ошибке аппроксимации, и она может
достигать значений, превышающих d/2. Рисунок 4.21 иллюстри-
рует особенности сжатого описания ЭКГ разных классов.
173
Рис. 4.20. Построение сжатого описания сигнала для алгоритма AZTEC:
а— исходный сигнал и его дискретное представление: б —результат интерполяции нуле-
вого порядка (ИНП); в — сигнал на выходе алгоритма
174
Рис. 421. Результаты аппроксимации ЭКС классов нормы (о) и желудочковой
экстрасистолии (б) для алгоритма AZTEC
Результаты экспериментального сравнения некоторых методов сжатия на
множестве реальных ЭКС по двум показателям качества: б — максимальному
значению ошибки аппроксимации н К — минимальном}' значению коэффициента
сжатия, рассчитанных по методике, приведенной в [87], представлены на
рис. 4 22. Они показывают, что алгоритм AZTEC приближается к наиболее эф-
фективному алгоритму ИПП лишь при больших значениях допустимых оши-
бок аппроксимации н, в отличие от всех других исследуемых методов сжатия
ЭКГ, не позволяет достигать высокой точности аппроксимации даже при не-
значительных коэффициентах сжатия. Практическое использование данной ме-
тодики расчета и анализа К и 6 позволяет, во-первых, оценивать критические
значения показателей эффективности сжатия на исследуемой совокупности сиг-
налов и, во-вторых, экспериментально выбирать амплитудные и временные
значении параметров алгоритма илн способы сжатия, отвечающие требуемому
быстродействию и точности приближения сигнала.
Для получения более точного описания ЭКС в области QRS-
комплекса был разработан алгоритм CORTES [10], представляю-
щий собой комбинацию двух алгоритмов: алгоритма AZTEC, ис-
пользуемого для кодирования изоэлектрических участков, и алго-
ритма выделения точек локальных экстремумов сигнала, приме-
няемого для сжатия высокоча-
стотных сегментов сигнала.
Работа последнего основана
иа контроле знака производ-
ной исходного сигнала. На
каждом шаге алгоритма рас-
Рис. 4.22. Сравнительная оценка эф-
фективности сжатия для разных ал-
горитмов обработки: сравнение с
фиксированными уровнями (/), ЭНП
(2), ИНП (5), ИПП (4), AZTEC (5)
сматривается трехточечная выборка отсчетов (и0, щ, и?.), в кото-
рой ио принимается за исходную существенную и передается на вьь
ход алгоритма. Далее из щ. и «2 выбирается щ, если выполняется
условие
(“a— U1) <0,
л «2 в противном случае. Затем вновь переданная ордината (щ
или «а) принимается за .исходную и процесс обработки повто-
ряется. При таком способе кодирования в два раза снижается
частота следования отсчетов, сохраняются вое точки изменения
знака производной, однако теряется информация о реальных вре-
менных (Соотношениях существенных отсчетов, из-за чего возмож-
ны 'искажения сигнала.
Алгоритм CORTES построен таким образом, что две описан-
ные процедуры сжатия работают параллельно, но выходные дам*
ные алгоритма, (использующего контроль производной исходного
сигнала, передаются лишь в том случае, если длина горизонталь-
ной линии, строящейся по алгоритму AZTEC, не превышает неко-
торого порогового значения. Авторы отмечают, что по быстро-
действию алгоритм CORTES не уступает алгоритму сжатия AZTEC
и может быть эффективно использован при организации хранения
записей ЭКГ и последующей их обработки. Для восстановления
сигнала .в исходном виде необходимы дополнительные вычисле-
ния, связанные с переходом ют одного способа кодирования -к дру-
гому. Кроме того, следует проводить сглаживание восстановленно-
го сигнала посредством низкочастотной фильтрации из-за возмож-
ных'искажений на изоэлектрических участках ЭКС.
Все рассмотренные 'методы и алгоритмы сжатия относятся в
основном к наиболее распространенным в практике оперативной
обработки ЭКС. Существуют и другие, более сложные способы
кодирования сигнала [84, 10], но применение их не представляет-
ся целесообразным ввиду большого объема вычислений и невоз-
можности организовать обработку сигнала в режиме реального
времени на базе простых вычислительных средств.
4.5. РАСПОЗНАВАНИЕ ЖЕЛУДОЧКОВОГО КОМПЛЕКСА ЭКГ
И ОПРЕДЕЛЕНИЕ ЕГО ХАРАКТЕРНЫХ ТОЧЕК
Методы распознавания QRS-комплекса. Алгоритмы распозна-
вания желудочкового комплекса ЭКГ (QRS-комплекса) решают
следующие основные задачи: обнаружение комплекса (т. е. уста-
новление факта его наличия на анализируемом участке ЭКС) и
определение характерных точек комплекса (опорной точки, слу-
жащей для измерения RR-митервала, точек начала и конца комп-
лекса, ?а также крайних точек и вершин его зубцов).
Можно выделить несколько основных групп методов распозна-
вания QRS-комплекса при оперативном анализе ритма сердца по
ЭКС:
простейшие пороговые методы;
176
структурные методы;
методы сравнения с образцами (корреляционные методы);
методы на основе цифровой фильтрации.
Простейшие пороговые методы основываются на применении
несложных логических правил по отношению к исходному ЭКС
пли к его первой производной, в качестве оценки которой обычно1
используется первая разность отсчетов сигнала. Факт обнаруже-
ния -.комплекса фиксируется при превышении сигналом (или мо-
дулем сигиала) некоторого порога. Такие методы отличаются от-
носительной простостой, но обладают невысокой устойчивостью
к помехам и .к изменчивости ЭКС. Кроме того, для обеспечения
надежной работы этих алгоритмов необходима «подстройка порога
обнаружения QRS-комплекса для .каждого пациента. Из-за этих
недостатков простейшие пороговые методы находят ограниченное
применение.
Структурные методы распознавания QRS-комплекса основаны
на предварительной сегментации ЭКС, в ходе которой входной
сигнал представляется в виде последовательности простейших
элементов (горизонтальных и наклонных отрезков прямой, фраг-
ментов полиномов 2-го н 3-го порядков). Сегментированный сиг-
нал подвергается далее грамматическому разбору .с использова-
нием алгоритма, в основу которого положены эмпирические пред-
ставления о структуре QRS-комплекса ЭКГ. Структурные методы
характеризуются наглядностью, удобством для программирова-
ния, универсальностью, а также возможностью снижения избыточ-
ности информации, описывающей сигнал. Однако следует отме-
тить и некоторые недостатки структурных методов, к которым
можно отнести потерю части информации о сигнале при его сег-
ментации, невозможность учета всех встречающихся (Вариантов
структуры желудочкового комплекса, подверженность скачкооб-
разному изменению результатов анализа при незначительных слу-
чайных отклонениях в форме «входного сигнала.
Использование методов сравнения с образцами предполагает
вычисление в текущем режиме взаимной кор реляционной функ-
ции -между входным ЭКС н одним 'илн несколькими образцами
желудочковых комплексов. Эти образцы могут представлять со-
бой либо усредненные модели различных твидов ранее «обнаружен-
ных комплексов, либо заранее определенные «типовые» комплек-
сы. Обнаружение желудочкового комплекса может осуществляться
по превышению полученной функцией взаимной корреляции за-
данного порога, что должно свидетельствовать о высокой степени
линейной зависимости анализируемого фрагмента ЭКС и соответ-
ствующего образца (т. е. о сходстве их форм). Такой алгоритм
может дать хорошее качество обнаружения QRSjKOMwieK)ca даже
в условиях значительных помех. Кроме того, одновременно с об-
наружением «комплексов при этом решается и задача классифи-
кации их форм. Еще одним достоинством таких алгоритмов яв-
ляется их адаптируемость в ходе анализа к .форме сигнала каж-
дого конкретного пациента. Однако реализация корреляционных
177
методов распознавания QRS-асомпдекса в системах оперативной
обработки ЭКС связана с чрезвычайно высокими требованиями
к производительности используемого процессора и может быть
осуществлена лишь с применением специализированных сверх-
быстродействующих вычислительных устройств. В -связи с этим
часто предлагаются упрощенные -методы получения оценок взаим
ной корреляционной функции, хотя результаты анализа в таких
случаях оказываются несколько ниже.
Подход, основанный на использовании цифровой фильтрации
для распознавания QRS-комплекса, может рассматриваться как
один нз вариантов упрощенной реализации корреляционных ме-
тодов. Прн этом процедура распознавания распадается на два
взаимосвязанных этапа. Сначала сигнал пропускается через циф-
ровой фильтр (или цепочку фильтров) с частотной характеристи-
кой, соответствующей спектру QRS-комплекса, полученному ус-
реднением спектральных оценок большого числа комплексов раз-
личных морфологий. Это адекватно вычислению взаимной корре*
ляцнонной функции между сигналом н некоторым «типовым» же»
лудочковым комплексом, форма которого соответствует импульс-
ной характеристике применяемого ЦФ.
На следующем этапе анализа по алгоритму, основанному на
пороговых правилах, предварительно обнаруживается QRS-комп-
лекс и определяется его опорная точка, которая служит для сов-
мещения во времени текущего комплекса с усредненными образ-
цами ранее найденных комплексов, относящихся -к различным
классам формы. Вычисляются коэффициенты взаимной корреля-
ции между обнаруженным комплексом и всеми имеющимися об-
разцами На основании полученных результатов анализируемый
комплекс либо относится к одному из ранее существовавших
классов, либо считается первым представителем нового класса
формы, либо отбраковывается как артефакт.
Описанная процедура, используемая в том или ином виде
во многих разработках, является результатом компромисса меж-
ду принципиально достижимым высоким качеством обнаружения
QRS-комплекса с помощью корреляционных методов .и ограни-
ченной производительностью широко распространенных микро?
процессоров Сравнительная вычислительная простота описанного
метода объясняется тем. что при этом обычно используются лег-
ко реализуемые ЦФ, а вычисление корреляционной функции вы-
полняется для каждого образца в «одной-единственной точке (т. е.
вычисляется не функция, а коэффициент взаимной корреляции).
Ниже в настоящем параграфе подробно рассматриваются ал-
горитмы распознавания QRS-комплекса, основанные на двух наи-
более часто применяемых подходах; цифровой фильтрации и
структурных методах распознавания образов.
Алгоритм на основе цифровой фильтрации. Для того чтобы
проиллюстрировать использование (Методов цифровой фильтрации
для решения задачи распознавания QRS-комплекса при автома-
178
тическом оперативном анализе ЭКС, рассмотрим алгоритм, пред-
ложенный в работе [83].
Данный алгоритм можно условно подразделить на три после-
довательно выполняемые этапа:
выделение QRS-комплекса, т. е. улучшение условий обнару-
жения комплекса в присутствии помех, а также среди других зуб-
цов кардиоцикла ЭКС;
обнаружение QRS-комплекса, т. е. установление факта его
наличия на анализируемом участке сигнала;'
определение опорной точки QRS-комплекса, которая может
служить для измерения смежных с данным комплексом /^-ин-
тервалов.
Выделение QRS-ком п лекса. Для решения задачи
выделения QRS-комплекса в рассматриваемом алгоритме исполь-
зуется следующая последовательность процедур:
подавление высокочастотных помех с помощью ФНЧ;
подавление низкочастотных помех с помощью ФВЧ;
обострение QRS-комплекса с помощью дифференциатора;
выпрямление (вычисление ‘модулей отсчетов) сигнала, полу-
чаемого с выхода цепочки перечисленных выше процедур.
На первых двух этапах выделения QRS-комплекса использу-
ются цифровые фильтры, подробное описание которых было из-
ложено' ранее.
Под дифференциатором здесь понимается нерекурсивный ЦФ,
определяемый выражением:
У}~ xi—3 Xl—2 xi—1 4- Xi+3>
где Xi, у, — соответственно отсчеты входного и выходного сигна-
лов фильтра (i=l, 2, 3, ..). Отметим, что рассматриваемый алго-
ритм рассчитан на использование при частоте дискретизации
250 Гц. В этом случае АЧХ фильтра имеет внд, показанный на
рис. 4.23; в полосе частот 0...20 Гц частотная характеристика
этого ЦФ почти линейно возрастает, что является свойством диф-
ференцирующего фильтра. Благодаря этому в результате фильт-
рации происходит выделение той части спектральных «составляю-
щих ЭКС, где сосредоточена основная доля энергии QRS-комп-
лекса. На частотах, превышающих 50 Гц, фильтр имеет относи-
тельно невысокий коэффициент -передачи, что позволяет избежать
нежелательного усиления высокочастотных помех, которое обычно
имеет место ib результате процедуры дифференцирования сигнала.
Следующим этапом обработки является выпрямление (вычис-
ление модулей отсчетов) сигнала
Уг = l*il,
где Xi, yi — соответственно отсчеты сигнала на входе и выходе
данной процедуры. Смысл этой операции заключается в преобра-
зовании двухполярного сигнала с выхода цепочки фильтров в
однополярный (неотрицательный), что обеспечивает удобство его
дальнейшего анализа с применением пороговых правил.
Рис. 4.24. Вид ЭКС на различных
этапах выделения желудочкового
комплекса:
а — на входе; б—после ФНЧ; в — после
ФНЧ; г — после дифференциатора; д —
после выпрямления
На ‘рис. 4.24 показан пример 'Последовательной обработки фраг-
мента ЭКС «с помощью всех четырех процедур, используемых на
этапе выделения QRS-комплекса.
Обнаружение QRS-комплекса. На вход алгоритма
обнаружения .QRS-комплекса поступает сигнал, получаемый с вы-
хода цепочки описанных выше процедур обработки.
Принцип работы алгоритма обнаружения QRS-комплекса ЭКГ
иллюстрируется на puic. 4.25, а его формальное описание в виде
блок-схемы приведено на рис. 4.26. На рисунках используются
следующие обозначения:
Х{ — отсчеты входного сигнала алгоритма;
i — порядковый номер (индекс) отсчета сигнала х,> 1=1, 2,
---, /м5
/м — число отсчетов в анализируемой реализации сигнала;
k — порядковый номер очередного обнаруженного QRS-комп-
лекса;
Ah — максимальное значение отсчетов сигнала /г-го комплекса;
Trr — значение оценки RR-интервала для Л-го комплекса;
Ik — индекс отсчета, соответствующего опорной точке /г-го
QRS-комплекса;
а — текущее максимальное значение отсчетов на анализируе-
мом участке сигнала;
ia—-индекс отсчета, соответствующего текущему максимально-
му значению о;
180
Рис. 4.25. Иллюстрация работы алгоритма обнаружения желудочкового комп-
лекса ЭКГ:
а — исходный ЭКС; б — работа алгоритма (об-ьяснеаие в тексте)
t — текущее время от опорной точки последнего обнаруженно-
го, т. е. (k—1)-го 'QRS-комплекса;
-А/— интервал дискретизации (при частоте отсчетов 250 Гц
Д/ =1/250=0,004 с);
/°л-1 — момент времени, соответствующий опорной точке
(k— 1) -го QRS-комплекса;
ta—'интервал времени от момента фиксации максимума а до
текущего момента /;
A, Trr — усредненные значения Ah и TRRk ; Сь С2, С3, Си —
эмпирически определенные постоянные коэффициенты алгоритма;
Trti, Trt2, TPr — значения границ разброса интервалов кардио-
цикла ЭКГ для текущего значения TRR\
d— текущее значение порога обнаружения QRS-ком плене а;
Т2— интервал времени от момента t°k-i до точки окончания
спадающего участка порога d, определяемый выражением Т2=
= ТКТ2^-А(С1-С2)^
т — тангенс угла наклона спадающего участка порога d, опре-
деляемый выражением т=Л(1—С1)/(ГдГ2—Trti)-
Коэффициенты Ci, С2, С3, С*, выбранные по результатам оп-
тимизации параметров алгоритма, имеют следующие значения:
С!=0,5; С2=0,35; С3=0,5; С4=3,0.
Параметры Trti и TRT2 представляют собой соответственно
нижнюю и верхнюю границы .возможного разброса значений ин-
тервала от вершины R-зубца кардиоцикла до вершины 7-зубца
при определенном 'значении ЧСС (среднего значения RR-интер-
вала). Параметр TPR характеризует верхнюю границу разброса
значений интервала от вершины Р-зубца до вершины R-зубца
также при определенном значении ЧСС. Зависимости этих трех
181
182
параметров от среднего значения RR-интервала TRR, определен-
ные эмпирически на основании статистического анализа большого
числа реальных записей ЭКГ, задаются соотношениями:
т = г 0,12 с, Тед <0,2 с,
(0,125 TRR + 0,1 с, Тед > 0,2 с;
[ 0,12с, Тед <0,2 с,
= { 0,4 Тед 4-0,05 с, 0,2 с < Тед < 0,6 с,
(. 0,25 Тед 4- 0,15 с, Тед > 0,6 с;
[ 0,15с, Тед <О,Зс
TPR = { 0,25 Тед + 0,075 с, 0,3 с < Тед < 0,7 с
( 0,25с, Тед >0,7с.
Ниже «приводится ’краткое описание алгоритма обнаружения
QRS-комплекса. При этом в «скобках указываются номера опера-
торов блок-схемы алгоритма (см. рис. 4.26), реализующих соот-
ветствующие этапы анализа.
Предполагается, что к началу поиска очередного Q/?S-комплек-
са известны: Л, TRR.
Опорная точка £°&-1 (точка в пределах комплекса, относитель-
но которой вычисляется оценка RR-ннтервала) (k—1)-го QRS-
комплекса (для удобства изложения далее будет принята за ис-
ходный момент времени /°д_(=0).
На первом этапе работы алгоритма по приведенным форму-
лам «вычисляются параметры, зависящие от текущих значений А
и Гед, т. е. интервалы времени Тктъ TRt2, TRR, Т2, а также вели-
чина т (оператор 4). Промежуток времени от исходной точки до
момента Тип пропускается, так как предполагается, что «на дан-
лом участке сигнала не может «встретиться очередной комплекс
(операторы 6—9). Начиная -с отсчета, «соответствующего моменту
времени Тип, выставляется линейно спадающий порог d, началь-
ное значение которого равняется А. Наклон этого порога характе-
ризуется параметром т и определяется точкой TRT2, в которой его
значение становится равным С (A (Cj<1). Спад порога продол-
жается до момента времени Т2, после чего порог остается неиз-
менным до обнаружения следующего QRS-комплекса и равняется
С2А (С2<С>), (операторы 5, 10—12).
Если начиная с момента TRn, абсолютное значение а .некото-
рого отсчета Xt=xa превысит текущее значение порога d, то
предполагается наличие на соответствующем участке сигнала
очередного QRS-комплеК'Са. Сигнал просматривается на участке
0,15с вперед, и если зафиксированное значение текущего мак-
симума а не превышено, то комплекс считается предварительно
обнаруженным. Если ранее чем через 0,15 с от момента времени,
соответствующего текущему (Максимуму будет найден отсчет, зна-
чение которого больше «или равно а, то фиксируется новое зна-
чение переменной а н процедура просмотра вперед повторяется
I8S
до тех пор, пока не будет найден абсолютный максимум, превы-
шающий текущее значение порога d на временном интервале,
границы которого -отстоят на 0,15 с от указанного .максимума в
обе стороны (операторы 13—18).
Благодаря описанной процедуре алгоритм «перескакивает» че-
рез зону, где существует опасность его ложного срабатывания
из-за 7-зубца. Прн этом возможен .пропуск QflS-комп лекса с от-
носительно невысокой амплитудой, появившегося до завершения
7-зубца (низкоамплитудной ранней желудочковой экстрасистолу),
Однако такие ситуации встречаются сравнительно редко.
Если зафиксированный максимум ниже величины С$А (Сз<1),
то предполагается, что этот максимум может принадлежать
Р-зубцу. На интервале от /о.=0,15'С до ta=TFR выставляется но-
вый порог, равный Cffl (C.jZ>1). Если этот порог не превышен в
течение указанного интервала времени, то очередной комплекс
считается обнаруженным, а точка, где зафиксировано значение
последнего текущего максимума (отсчет с индексом г=х'а), при-
нимается за предварительную опорную точку найденного QRS-
комплекса (операторы 19—24). В противном случае ранее най-
денный максимум считается принадлежащим Р-зубцу и анализ
сигнала продолжается уже для нового текущего максимума (пе-
реход к оператору 15).
После того как обнаружен QPS-комплекс, выполняется опре-
деление его истинной опорной точки по алгоритму, описанному
ниже. Оценка RR-интервала, предшествующего fe-му найденному
комплексу, вычисляется как промежуток времени между опорны-
ми точками двух последних комплексов:
Trr =ч (4— 4-1) Д t.
Текущие средние значения Л и Trr обновляются с учетом величии
А и я TRRk, соответствующих вновь обнаруженному (fe-му QRS-
комплексу. За исходный момент времени принимается отсчет с
индексом i=hi .и происходит возврат к процедуре поиска очеред-
ного комплекса (операторы 27—30).
Определение опорной точки QjRS-комплекса Предвари-
тельно определенная опорная точка fe-го обнаруженного QT^S-комплекса ia^,
соответствующая максимуму отсчетов входного сигнала алгоритма обнаруже-
ния в пределах данного комплекса, не может считаться стабильной, так как
даже у сходных по форме комплексов наибольшее значение может прихо-
диться на разные полуволны выпрямленного сигнала (см рис. 4.25). Поэтому
необходима специальная процедура уточнения положения опорной точки, обла-
дающая большей надежностью. Это может быть обеспечено за счет использо-
вания метода, опирающегося на некоторую интегральную характеристику сиг-
нала, например на площадь под кривой, описывающей анализируемый QR&-
комплекс. Однако к моменту обнаружения комплекса неизвестны его гранич-
ные точки. Поэтому неясно, в каких пределах следует вычислять такую пло-
щадь Отмеченные затруднения могут быть преодолены, если использовать
предлагаемый ниже алгоритм, который иллюстрнруетси на рис. 4.27.
184
р11С 4 27 Иллюстрация работы алгоритма определения опорной топки QRS-
riu-- г комплекса
После того как определена пре^ари^иа
ствующее значение ,пвдетитыметсЯ площадь Q» под
снизу уровнем Л*/2 по формуле
ят от отсчета иа
кривой, ограниченной
где
qi~\Xi-Ah/2, Xi>Ak/2
^-соответственно правая и левая Гранины анализируемого участка.
4h = 4-°-16/Ai-
ч=^+0-16/м-
Тогда за опорную точку /ого комплекса принимается
торого выполняется условие:
4* 1
‘=‘А
е. точка h соответствует половине площади Qa-
первый отсчет Ik, для ко'
185
Описанный в настоящем параграфе алгоритм относительно
прост в вычислительном отношении и поэтому вполне может быть
реализован в виде программы для кардиомонитора на базе мик-
ропроцессора средней производительности (порядка 150—300 тыс.
операций в секунду).
Данный алгоритм имеет много общего по принципу .работы с
аппаратными обнаружителями /?-зубца на основе аналоговых и
дискретных электронных схем. Одиако реализация такого метода
обнаружения .с применением вычислительного устройства позво-
ляет .использовать более сложную логику ’работы обнаружителя,
а также исключить трудности, .связанные с обеспечением устой-
чивости и термостабильиости аналоговых фильтров.
Алгоритм, основанный на анализе структуры сигнала. Электр о-
кардиосигиал, как и многие другие биоснгналы, обладает некото-
рой характерной структурой, что позволяет врачам визуально по
ЭКГ распознавать многие сердечные патологии. Для автоматиза-
ции распознавания бвосигналов но их структурным свойствам мо-
гут эффективно применяться -структурные (синтаксические) мето-
ды распознавания образов [69]. Для этого бносигнал с помощью
некоторых процедур предобработки должен быть представлен в
виде цепочки буквенных символов. Последующий автоматический
синтаксический анализ этой цепочки дает необходимую диагно-
стическую информацию. Для синтаксического представления сиг-
нала он должен быть разбит на последовательность .фрагментов
(процедура сегментации), которые после этого классифицируются
по своим частотным и временным свойствам на ограниченное чис-
ло классов (процедура выделения примитивов — простейших не-
делимых элементов, обозначаемых буквенными символами). В ка-
честве процедур сегментации могут выступать алгоритмы кусочно-
линейной аппроксимации, апертурного сжатия, AZTEC и др., а
выделение примитивов во временной области часто осно-
вано на ранжировании производной данного сегмента после его
аппроксимации. Для упрощения синтаксического анализа полу-
ченных буквенных цепочек дополнительно к нему производят ло-
гический анализ соотношений между амплитудно-временными
частотными или статистическими признаками выделенных сегмен-
тов. Последний может управляться синтаксическим анализом, а
всю обработку можно представить .в виде последовательности об-
рабатывающих модулей.
Структурные особенности ЭКС могут быть положены в основу
автоматической процедуры обнаружения QftS-комплекса и опре-
деления его характерных точек. Ниже описывается один из таких
алгоритмов. Впервые описанный в [96], ои ® разных модифика-
циях [26, 69] был использован во многих КМ.
Входной информацией для данного алгоритма служит после-
довательность элементов сжатого описания сигнала, образующая-
ся в результате работы алгоритма AZTEC (см. § 4.4): склонов и
линий. Склоны имеют два параметра: размах U, вычисляемый как
разность ординат соседних со склоном линяй, и длительностьт.
186
Рис. 4.28. Компактное
описание QjRS-комплекса
точки, описывающие
Линии, не являющиеся склонами (и лежа-
щие между ними), объединяются вместе,
образуя единый участок, который называ-
ется также линией. Эта вновь образован-
ная линия так же, как и склон, имеет два
параметра: размах U (разность ординат
двух крайних горизонтальных исходных ли-
ний) и длительность т. Последняя вычисля-
ется как сумма длительностей всех ли-
ний, составляющих данную.
Основная задача алгоритма состоит в
том, чтобы, анализируя эту входную после-
довательность, распознать появление QRS-
комплекса и определить его характерные __
отдельные зубцы. На выходе алгоритма для каждого найденного
QRS-комплекса строится его упрощенная модель — компактное
описание. Эта модель описывает каждый QkS-ком-плекс из виде
структуры, содержащей от двух до четырех наклонных линий,
каждая из которых соединяет две соседние характерные точки
комплекса (рис. 4.28): Q — начало Q-зубца, — начало R-зубца,
/?2 — вершина Л?-зубца, R3— конец R-зубца, 5 — конец 5-зубца1.
Промежуток времени между вершинами /?-зубцов соседних комп-
лексов принимается за величину RR-интервала (TrR).
Параметры алгоритма сжатия подбираются так, что на участ-
ках. содержащих QA'5-комплексы, обязательно формируются скло-
ны. Все склоны, содержащиеся «в сжатом описании, условно под-
разделяются на три категории:
большие (БС), для которых т>О] и одновременно |£7|>рь
малые (МС), для которых т<«2 и одновременно | С7|
средние (СС), которые не подходят под определения БС н МС.
Здесь т, V— параметры склонов; щ, аг, ₽ь — экспериментально
подобранные пороги; ai>«2, ₽1>рг-
Алгоритм
Начало.
Обратиться к очередному участку ЭКС.
Если данный участок не является склоном, то перейти к п. 2.
Если данный склон не является БС, то перейти к п. 2.
Обозначить данный БС как БС*. Зафиксировать точку Ri
{Начало прямого поиска (рис. 4.29,а)}.
Обратиться к следующему участку.
Вычислить TQRS.
Если Tqrs> 200 мс, то перейти к п 14.
Если данный участок не является склоном, то перейти к п. 13.
Если данный склон является МС, то перейти к п. 6.
1.
2.
3.
4.
5.
6.
7.
8.
9.
10.
1 Данное обозначение характерных точек, как и наименование зубцов,
является условным. В отличие от медицинской терминологии под /?-зубцом
здесь и далее понимается наибольший зубец Q&S-комплекса любой полярности.
187
Рис. 4.29. к алгоритму по-
иска Р-аубца
II. Если данный склон имеет тот же знак, что и БС*, то перейти
к -п. 6.
12. Перейти к п. 22 {Окончание прямого поиска}.
13. Если т^80 мс, то перейти к п. 6.
14. ~ ~ ‘
15.
16.
17.
18.
19.
20.
21.
22.
23.
24.
188
Зафиксировать точку Rs {Начало обратного поиска (рис.
4.29,6)}.
Обратиться к .предыдущему участку.
ВЫЧИСЛИТЬ Tqrs-
Если 7qhs>200 мс, то перейти к п. 2 {R-зубец не найден}.
Если данный участок не является склоном, то перейти к п. 21.
Если данный склон является МС, то перейти к п. 15.
Если данный склон -имеет тот же знак, что и БС*, то перейти
кп. 15; иначе перейти к п. 22 {Окончание обратного поиска}.
Есл-и т^80 мс, то перейти к п. 15; иначе перейти к п. 2
{R-зубец не найден}.
Выполнить процедуру достройки склонов R-зубца.
Выполнить процедуру «коррекции вершины R-зубца, фиксации
точек Rb R2, /?з‘и вычисления Trr.
Обратиться к участку перед Ri {Начало поиска Q-зубца}.
25. Если для данного участка т^ЗО мс, то перейти к п. 42.
26. Обратиться к предыдущему участку.
«7. Если знак данного склона совпадает со знаком БС*, то пе-
рейти к п. 34.
28. Обратиться к предыдущему участку.
29. Если для данного участка т^ЗО мс, то перейти к п. 43.
30. Обратиться к предыдущему участку.
31. Если знак данного склона совпадает со знаком БС*, то -перей-
ти к п. 42.
32. Обратиться к предыдущему участку.
33. Если т^ЗО мс, то перейти к п. 43, иначе перейти к п. 42.
34. Осуществить перенос точки /?(.
35. Обратиться к предыдущему участку.
36. Если т^ЗОм-с, то перейти к п. 42.
37. Обратиться к предыдущему участку.
38. Если знак данного склона не совпадает со знаком БС*, то пе-
рейти -к п. 40.
39. Осуществить перенос точки перейти к п. 42.
40. Обратиться к предыдущему участку.
41. Если т^ЗО мс, то перейти к -п. 43.
42. Зафиксировать отсутствие Q-зубца {Q-зубец не найден}-, пе-
рейти кп. 46.
43. ВЫЧИСЛИТЬ Tqrs-
44. Если 7ens^:200 мс, то перейти к п. 42.
45. Зафиксировать точку Q {Окончание поиска Q-зубца}.
46. Выполнить процедуру поиска S-зубца {Поиск S-зубца}.
47. Выполнить построение компактного описания Q/^S-ко'МПлекса.
48. Конец.
Считается, что для распознавания -R-зубца необходимо нали-
чие комбинации из, как минимум, одного БС и противоположно
направленного БС 'или СС. Поэтому на первой стадии алгоритма
выполняется поиск БС (п. 2 — п. 4). Когда такой склон найден,
делается предположение, что это передний склон R-зубца, и его
начало принимается за точку Rt. Далее анализируются следую-
щие за этим БС элементы сжатого описания (п. 5 — п. 14), н если
обнаружен склон (БС или СС) противоположного направления,
го считается, что R-зубец найден. При этом в состав зубца вклю-
чаются все МС любого направления и линии с длительностью
не более 80 мс (рис. 4.29,а). Общая длительность всех элемен-
тов, входящих в R-зубец, не должна превышать 200 мс.
Если поиск не дал результатов, то предполагается, что най-
денный БС — это задний склон R-зубца. его конец принимается
за точку Rs и предпринимается попытка поиска в обратном нап-
равлении (п. 15 — п. 21) с учетом тех же условий (рис. 4.29,6).
Если и в этом случае R-зубец не обнаружен, то попытки найти
QRS-комплекс в окрестности данного БС прекращаются и алго-
ритм переходит к анализу следующего участка сигнала.
После обнаружения R-зубца выполняется процедура дострой-
ки его -склонов (п. 22), которая сводится к дополнению переднего
189
и заднего склонов R-зубца склонами того же направления (если
они имеются), отделенными от основных склонов небольшими
уступами (линиями). Корректируется также положение точки
^-вершины R-зубца (п. 23).
Процесс поиска Q-зубпа (п. 24—25) заключается в последо-
вательном переборе линий н склонов, предшествующих точке Rx.
При этом рассматривается -не более трех пар линия — склон.
В состав Q-зубца может быть включена любая линия с длитель-
ностью не более 30 мс, а также склоны, направленные противо-
положно переднему склону R-зубца. Если Q-зубец обнаружен, то
начало его первого склона считается точкой Q. В противном слу-
чае предполагается, что Q-зубец у данного комплекса отсутствует.
Поиск S-зубца (п. 46) отличается от поиска Q-зубца тем, что
порог длительности, включаемой в состав этого зубца линии, ра-
вен 50 мс. Кроме того, этот алгоритм содержит процедуру пе-
реименования зубцов в случае, если за S-зубцом оказывается еще
один зубец противоположного направления, а Q-зубец не был до
этого найден. При этом прежний R-зубец становится Q-зубцом,
S-зубец — R-зубцом, а новый зубец — S-зубцом. Это позволяет
избежать ошибочного обнаружения двух комплексов вместо од-
ного, когда имеются сильно выраженные Q- и S-зубцы.
Для того чтобы найденная структура была признана QRS-
комплексом, должны также соблюдаться следующие условия:
20 мс < Гqrs < 200 мс,
100 мс <с Тцц,
где Tqrs и Trr — .соответственно длительности QRS-комплекса и
RR-агнтервала.
Последним этапом алгоритма является формирование ком-
пактного описания QRS-комплекса. При этом рассчитываются
амплитуды н длительности наклонных линий, соединяющих най-
денные характерные точки комплекса. В результате на выходе
алгоритма QRS-комплекс описывается девятью числами: четырь-
мя парами амплитуда — длительность (аь t\, «2, /2; аз, fa; «4, t*)
для четырех склонов компактного описания и длительностью
RR-ннтервала TRr (рис. 4.30). Если найдены не все характерные
точки (зубцы Q и S могут отсутствовать), то амплитуды н дли-
тельности недостающих склонов считаются нулями.
4.6. АНАЛИЗ ФОРМЫ ЖЕЛУДОЧКОВОГО КОМПЛЕКСА ЭКГ
Для автоматического анализа ритма сердца (в частности, для
распознавания желудочковых и предсердных экстрасистол) необ-
ходима информация не только о длительностях последовательных
RR-интервалов, ио и о характере формы (морфологии) QRS-
комплексов. Наиболее важно при этом определить, является ли
очередной комплекс фоновым (т. е. нормальным) или же иска-
женным, патологическим. В большинстве известных алгоритмов
эта задача решается в два этапа.
Сначала каждый анализируемый QRS-'КОМплекс относят к од-
ному из классов морфологии, а затем для каждого из полученных
классов принимается решение о принадлежности всех его пред-
ставителей к «какой-либо из заранее заданных категорий (напри-
мер, к категориям «норма», «патология» и «неопределенность»).
Для сопоставления форм QRS-комплексов и оценки степени
сходства их морфологий, как правило, используются специальные
признаки формы, которые могут быть определены как во времен-
ной, так и в частотной областях. Значения этих признаков под-
ставляются в решающие правила, на основании которых с исполь-
зованием эмпирически подобранных порогов сравниваемые комп-
лексы могут быть отнесены либо к одному и тому же классу мор-
191
фологии, либо к различным классам, если эти комплексы доста-
точно сильно отличаются по форме. Основным достоинством мето-
дов классификации QRS-комплексов, использующих признаки
формы комплексов, является .их относительно невысокая вычис-
лительная сложность. К недостаткам данных методов можно от-
нести то, что сравнение форм QRS-комплексов выполняется по
косвенно определенным упрощенным параметрам, что может при-
водить к ошибкам, связанным с несовершенством способов опре-
деления этих параметров.
Иногда QRS-комплексы сопоставляются по их исходному опи-
санию, представляющему собой последовательность отсчетов. При
этом в качестве критериев для сравнения используются либо
коэффициент «взаимной корреляции, либо те или иные показате-
ли, дающие приближенную оценку коэффициента корреляции Ис-
пользование корреляционных методов позволяет достигать отно-
сительно высокого качества классификации форм QRS-комплек*
сов, но связано .с достаточно строгими требования мн к быстро-
действию вычислительного устройства, что очень существенно для
систем оперативного анализа ЭКС. Кроме того, возникает проб-
лема надежного определения опорной точки каждого QRS-комп*
лекса, служащей для точного совмещения комплексов при вычис-
лении коэффициента взаимной 'корреляции.
Особенностью режима анализа ЭКС в реальном масштабе вре-
мени является то, что к моменту, когда возникает необходимость
в анализе формы очередного QRS-комплекс а, алгоритм, как пра-
вило, не располагает полной информацией о всех имеющихся в
данной реализации сигнала классах формы. Классы формируют-
ся динамически, .по мере поступления на вход алгоритма соответ-
ствующих данных. Кроме того, в системах реального времени
исключена возможность повторного просмотра анализируемой
реализации ЭКС, т. е. принимаемое алгоритмом решение о харак-
тере формы очередного QRS-комплекса должно быть окончатель-
ным >и не может быть впоследствии уточнено.
Ниже описывается конкретный алгоритм [97] анализа формы
QRS-комплексов ЭКГ, ориентированный и а использование в мик-
ропроцессорном КМ. Предполагается, что обнаружение QRS-
комплексов осуществляется алгоритмом на основе структурных ме-
тодов разпознавания образов, описанным ранее в настоящей главе.
Описание каждого найденного QRS-комплекса (см. рис. 4.30) пос-
тупает на вход алгоритма анализа формы н виде четырех после-
довательных фрагментов (наклонных отрезков прямой), каждый
из которых определяется двумя параметрами: -величиной со
знаком (разность амплитуд двух соседних характерных точек) и
длительностью Ц (модуль разности временных координат точек
начала и конца каждого фрагмента). Первый и четвертый фраг-
менты описания QRS-комплекса .могут отсутствовать. В этом слу-
чае соответствующие параметры считаются равными нулю. Для
каждого -QRS-комплекса можно определить признаки формы сог-
ласно выражениям:
192
»=1
x2 = max —min (s °-). J {1.2,3,4};
1 4
a.
2.3,4},
где Xi и X2—ширина н размах QRS-комплекса; x3 — площадь дод
кривой QRS-комплекса; Xi— смещение QRS-комплекса относи-
тельно ИЗОЛИНИИ.
Алгоритм динамического кластерного анализа формы желудоч-
кового комплекса предполагает построение кластеров по данным
признакам формы в текущем режиме. Число кластеров не пре-
вышает N, а каждый из них представлен эталонным QRS-комп-
лексом (эталоном) £0), / = 1, 2, 3.N с параметрами £^=(ei(J\
£зи), <?4(й)- При формировании кластеров вычисляется мини-
мальное расстояние Dm между эталонами и текущим QRS-комп-
лексом ио формулам:
от=пй1(ад; (4.9)
Dj= {=1,2,3, ... ,N,
1=1
где Bi — постоянные коэффициенты нормировки.
Отнесение текущего комплекса к некоторому кластеру осущест-
вляется по результатам сравнения минимального расстояния Dm,
достигаемого на эталоне с номером иг, с порогом К, связанным с
размерами кластеров. Если то комплекс относится к клас-
теру с номером т. В противном случае текущий QRS-комплекс
образует новый кластер либо записывается в т-й при наличии
всех N кластеров к моменту сравнения. Запись в кластер опреде-
ляется как полная замена параметров эталонного' комплекса на
параметры, каждый из которых вычисляется как среднее значение
соответствующих параметров последних L комплексов, отнесенных
к данному кластеру (включая текущий QRS-комплекс). Таким
образом, эталоны постоянно обновляются с приходом каждого
нового желудочкового комплекса. По прошествии каждой минуты
те кластеры, в которые не было1 записано ни одного представите-
ля, {стираются.
В конечном итоге -сформированные эталоны разделяются на
четыре класса с присвоением каждому одной из марок Л1е{0, 1,
2, 3}. Случай А1=1 соответствует нормальной форме QRS-комп-
лексов, М=2 — патологической, а 7И=0 и М=3 — промежуточ-
ным вариантам. Для осуществления классификации обновленного
эталона в процессе образования кластеров по формулам (4.9) до-
193
полнительно определяется минимальное расстояние Dm между
текущим комплексом и эталонами с нормальной морфологией
(достигаемое -на эталоне с номером тг).
Классификационными признаками для маркировки являются:
ширина эталонного Q AS-комплекса S, число представителей G,
записанных в кластер за предшествующую или текущую (в слу-
чае отсутствия данного кластера в предшествующий временной
интервал) минуту, и Dm . Маркировка осуществляется согласно
следующим логическим условиям:
Л = (Omi < /СО л (S < л (G > К,):
О = (Om, > JQ Д (5 < JQ Д (G < Ks) V(S> /у ;
Л> = (Dmi < Kt) Л (S< К2) л (С < К,);
Гз = (Om, > Kt) Л (S < Кг) л (G > К2),
где Kt, Кй, Кз—-постоянные коэффициенты. Эталону присваивает-
ся марка M=j при выполнении условия Fj, j=0, 1, 2, 3.
В результате каждый кардиоцнкл представляется тройкой па-
раметров Ji, Mi, TRRi, где Ji — номер кластера; Mi — марка эта-
лона для f-го комплекса; TRRi —-интервал между i-м и предшест-
вующим QAS-комплексамн.
4.7. АНАЛИЗ ST-СЕГМЕНТА ЭКГ*
В настоящее время для раннего выявления признаков ишеми-
ческой болезни сердца (ИБС) широко применяют динамический
анализ ЭК'Г под нагрузкой. Проводимые функциональные иссле-
дования позволяют обнаруживать по ЭКГ скрытые нарушения
которые чаще всего не проявляются -в состоянии покоя.
Главным ЭКГ-признаком для диагностики ИБС считается ише-
мическое 'смещение S 7-сегмента, которое проявляется в подъеме
(элевации) млн снижении (депрессии) его не менее чем на 0,1 мВ
по отношению <к уровню изоэлектрической линии. Классическими
врачебными параметрами для анализа изменений ST-юегмента
под влиянием нагрузки считаются его положение (уровень) Ast,
направленность (наклон), тип формы и площадь между ним и
изолинией Р$т (рис. 4.31). Специфические изменения ЭКГ в од-
них случаях возникают лишь в процессе нагрузочных проб. Они
мо;гут быть кратковременными, но состояния — угрожающими
жизни больного и требующими ’принятия срочных мер. В других
случаях признаки ИБС появляются независимо от физической
нагрузки, в покое и часто в ночное время. Все это требует непре-
рывного автоматического анализа ЭКГ с помощью КМ для выяв-
ления ИБС при функциональном исследовании и при круглосу-
точном наблюдении.
• Изложение основано на кандидатской диссертации К. Н. Милевой [108].
194
Переход к автоматической об-
работке ST-сегмента значитель-
но расширяет диагностические
возможности метода анализа
ЭКГ при нагрузке, поскольку
обеспечивает непрерывный конт-
роль и оперативную диагностику
состояния пациента. При непре-
рывном контроле ЭКГ выполня-
ются сложные и трудоемкие вы-
числения диагностически важ-
ных параметров, исследуются за-
Рис. 4 31. Параметры ХГ-сегмента
ЭКГ
виси мости их от интенсивности и длительности нагрузки, что спо-
собствует более точному и объективному анализу изменения со-
стояния организма в оперативном режиме.
Существуют различные способы обработки нагрузочной ЭКГ,
но в основном в цифровых КМ придерживаются схемы, включаю-
щей в себя следующие основные этапы:
1) ‘предварительная фильтрация ЭКС;
2) обнаружение QA'S-комплекса и выбор опорных точек для
коррекции изолинии и синхроиизапии накопления;
3) коррекция дрейфа изоэлектрической линии;
4) исключение из анализа нетипичных для пациента сокра-
щений;
5) усреднение формы кардиоцикла на интервале заданной
длительности;
6) определение координат характерных точек кардиоцикла;
7) измерение и анализ параметров ЗТ-сегмента;
8) -вывод диагностических заключений и графиков изменений
требуемых параметров.
Включение в обработку сигнала предварительной фильтрации
ЭКС связано -с необходимостью подавления высокочастотных шу-
мов и наводки от сети, что способствует более надежному обна-
ружению Q AS-комплексов. Однако наиболее опасной помехой,
значительно влияющей на качество анализа, является (низкочас-
тотное искажение изоэлектрической линии (дрейф изолинии)^
обусловленное различными источниками шумов: температурный
дрейф усилителя, изменение проводимости электродов, дыхание,
дрожание мышц, потенне [Ш]- бТ-сегмент формируется гармо-
никами до 2 Гц и часто трудно отличить его смещение от дрейфа
изолинии, характеристики которого почти полностью перекры-
вают амплитудно-частотный спектр ST-сегмента.
Низкочастотные помехи подавляют с помощью цифровой
фильтрации и аналитическими методами, основанными на теории
приближенного описания функций [ПО]. Цифровыми фильтрами
хорошо подавляются низкочастотные помехи, но при этом суще-
ственно искажаются и низкоамплитудные элементы ЭКС, в том
числе 57-сегмент [98] Наиболее перспективны методы коррек-
ции дрейфа .изолинии с помощью сплайн-функций ,[99, '100]. Под
195
сплайн-^штерполяпией 'понимается специальный вид многоннтер-
вальной интерполяции, обеспечивающий непрерывность в узлах
не только самой аппроксимирующей функции, но *и заданного
числа ее производных. Основные преимущества сплайнов по срав-
нению с другими математическими 'конструкциями: простота реа-
лизации алгоритмов обработки; отсутствие накопления погреш-
ности округления; высокая точность приближения [101, 105]. Для
построения сплайна, моделирующего уровень изолинии, использу-
ются отсчеты, принадлежащие только изоэлектрическим участкам
кардиоцикла, благодаря чему коррекция дрейфа 'изолинии не ис-
кажает SF-сегмент.
Качество аппроксимации зависит прежде всего от следующих факторов:
выбора числа узлов и их расположения «на «оси времени, способа задания ин-
терполяшион'ного сплайна (глобальный или локальный) и .формы математиче-
ского юп.иса1н<ия базисной функции.
В медипинской литературе при анализе нагрузочной ЭКГ рекомендуется
об уровне изолинии судить по точкам, принадлежащим PQ-интервалу кардио-
цикла [103]. В КМ в качестве опорных точек для всех последующих измерений
чаще всего используются точки, принадлежащие R-зубцу желудочкового комп-
лекса. Поэтому узловые точки для автоматического построения корректирую-
щего сплайна выбираются для каждого кардиоцикла левее опорной точки на
расстоянии, как правило, зависящем от ЧСС. Для более надежного попадания
иа изоэлектрический участок PQ-интервала могут быть использованы и специ-
альные поисковые процедуры, основанные на перемещении окна заданного раз-
мера до такого его положения, в котором выполняется определенное пороговое
условие [104].
В общем случае сплайн задается глобальным способом, т. е. с использо-
ванием всех узлов реализации сигнала при любом их расположении. При этом,
достигается максимальная точность аппроксимации, но требуется большой
объем памяти н выполнение громоздких вычислений. Сплайны можно задать и
локальным способом, который реализуется гораздо проще глобального. При
этом свойства функции сплайна описываются на каждом частичном интервале
независимо от свойств на других интервалах При выборе способа задания
сплайна для реализации в конкретной системе необходимо учитывать вычис-
лительную сложность метода и требуемую точность аппроксимации.
При конструировании интерполирующих сплайнов можно использовать ли-
бо кусочио-полиномиальяое 'представление, либо задание через базисные функ-
ции В первом случае достигается наибольшая экономия в числе операций, но
требуется большой объем памити. Во втором случае объем памяти уменьша-
ется, но резко возрастает объем вычислений.
На практике чаще всего используют сплайны первой и третьей степени
[105, 106], а параболические сплайны рассматривают лишь в сочетании со
сплайнами нечетных степеней. Самый простой аналитический подход заключает-
ся в том, что дрейф рассматривается как прямая линия между изоэлектриче-
скими точками соседних кардиощжлов (линейная интерполяция). Такой метод
обычно нспользуетси врачами при ручной обработке ЭКГ. Он дает значитель-
ные ошибки даже при небольшой нелинейности дрейфа в пределах кардиоцик-
ла. Популярность кубических сплайнов в прикладных задачах объясняется тем,
196
Рис. 4.32. Интерполиция
дрейфа изолинии ЭКГ с по-
мощью кубического сплай-
на (кривая /) и линейного
сплайна (ломаная 2)
что они обеспечивают лучшую гладкость интерполирующей функции, чем ли-
нейные, за счет незначительного усложнения вычислительного аппарата.
Пример описания изолинии ЭКГ с помощью линейного и кубического сплай-
нов приведен иа рнс. 432.
Можно достичь высокого качества интерполяции .изолинии ЭК’Г с помощью
глобального интерполяционного сплайна, представленного по базису из кубиче-
ских В-функций [102. 109], однако организация его вычислений достаточно
сложна для реализации в реальном масштабе времени.
Быстрый метод вычисления кубического сплайна для аппроксимации изо-
линии по последовательным PQ-сегментам впервые предложен в работе [100],
однако выбор узловых точек на фиксированном расстоянии от В-зубца не
исключает ошибок коррекции нз-за попадания иа Р-зубец.
Ниже рассмотрен метод коррекции низкочастотных колебаний
изолинии ЭКС в текущем режиме на .основе интерполяции куби-
ческими полиномиальными -сплайнами дефекта 1 [107, 108], обес-
печивающий лучшее по 'сравнению с указанным выше алгоритмом
качество аппроксимации за счет дополнительного свойства неп-
рерывности второй производной. В алгоритме 'коррекции построе-
ние интерполяционного сплайна производится не по каждому
кардиоциклу, а по более длинным отрезкам ЭКС, что позволяет
повышать точность интерполяции по сравнению с локальным спо-
собом вычисления сплайна. Возникающая при этом задержка ре-
зультата коррекции допустима, так как ‘измерение параметров
57-сетмента производится не по каждому кардиошжлу, а по
усредненному за выбранный интервал времени сигналу.
После коррекции дрейфа изолинии с целью дальнейшего улуч-
шения отношения сигнал-шум в схему цифровой обработки ди-
намическом ЭКГ обычно включается этап усреднения, основан-
ный на синхронном накоплении за определенный 'интервал вре-
мени нормальных (типичных) сокращений, выделенных при ана-
лизе ритма и проводимости. Интервал усреднения при суточном
мониторировании выбирается в пределах от 10 до 60 с. а для
нагрузочного тестирования — от 10 до 20 последовательных кар-
диоциклов.
Синхронизацию накопления можно организовать разными спо-
собами. Наиболее точны методы, основанные на кросс-корреля-
ции, но из-за сложности вычислений они непригодны для систем
197
реального времени. Чаще 'используют •синхронизацию по опорной
точке, в качестве которой выбирают отсчет с максимальным зна-
чением огибающей ЭКС, прошедшего фильтр нижних частот, точ-
ку максимального отрицательного .наклона, центр тяжести QRS*
комплекса и т. д. Наиболее распространен -выбор опорной точки
в вершине R-зубца [112, 113].
По отношению к опорной точке усредненного кардиоцикла оп-
ределяется положение характерных точек, в которых измеряются
значения требуемых параметров ЭКС. Определенным образам
выбирается точка на PQ-сегменте, в которой измеряется изоэлек-
трический уровень кардноцикла, (выделяются точки начала и кон-
ца ST-сегмеита, относительно которых измеряются его параметры
(уровень, наклон, -площадь и т. д.). Несмотря на то, что сущест-
вует стандарт AHA (American Heart Association) [100], положе-
ние этих точек трудно формализуется, а требование автоматичес-
кой обработки ЭКГ исключает вмешательство оператора для кор-
рекции результатов их обнаружения. Наиболее просто положение
характерных точек выбирается на фиксированном расстоянии от
опорной точки, расположенной в области С?Я5-комплекса [100].
Однако этот метод не достаточно надежен нз-за возможности по-
падания в области Р- и Г-зубцов, например, при изменении ЧСС.
Повысить эффективность правильного обнаружения характер-
ных точек предлагается за счет введения поправок или •использо-
вания линейной зависимости от ЧСС [113]. Более надежны ме-
тоды, основанные на поисковых процедурах [114]- Ниже рас-
смотрен алгоритм измерения параметров .^Г-сегмента, использую-
щий поиск характерных точек кардноцикла [108].
Алгоритм коррекции дрейфа изолинии на базе сплайн-аппрок-
симации. Обозначим через 5зл(0 кубический сплайн дефекта 1,
такой, что
S3.i = = 1,2,3, ...,1V; (4.10)
S(m) (Z. + o) вson) „ 0)i i = 2,3, ... , TV- 1, (4.11)
где A7V{/i<f2< — <6v} — сетка узлов интерполяции с ордината-
ми у\, у2, у к’, т=0, 1, 2 — номер производной сплайна. Усло-
вие (4.11) означает непрерывность функции 5s,i(0 и ее первой и
второй производной во внутренних узлах сетки.
На каждом отрезке [A, /f+i] сетки A1V функция S3>1(7) являет-
ся многочленом третьей степени
«3.1(0= S (4.1.2)
k—0
и принадлежит множеству функций с двумя непрерывными произ-
водными.
В алгоритме коррекции построение функции сплайна повто-
ряется на каждом t-м сегменте сетки A7V по различным значе-
ниям с’*.
198
Для определения неизвестных коэффициентов строится систе-
ма линейных уравнений. Условие интерполяции (4.10) задает IV
уравнений относительно неизвестных cki, а условие гладкости
(4.11) задает 3(7V—2) уравнений. Недостающие два уравнения
строятся на базе граничных условий, определяющих ’поведение
функции на концах сетки.
По аналогии с представлением локальных кубических полино-
мов Эрмита дефекта 2 искомый сплайн можно записать ib виде
s3,1 (0 = иу<+1 + utft + h2i |(u’ — и) xi+, + (и3 — и) хг],
где hi = tt+i—ti; и= (t—
При этом неизвестные Xi и х«-ц необходимо выбрать так, что-
бы была «непрерывна и вторая производная сигнала. Для опреде-
ления неизвестных производных в узлах воспользуемся значения-
ми разделенных разностей
Д(т) =
где А/'>= (yi+t—yi)/hi.
Если потребовать выполнения интерполяционных и граничных
условий в узлах, то получим систему линейных уравнений, для
которой существует единственное решение 1=1, 2, ...» N. После
определенных преобразований эту (систему можно 'привести к мат-
ричной форме:
ДЙГП —д}"1-0
0 0 0 ... 0 0
0 а2 h2 0 0 ... 0 0
0 0 а3 h3 0 ... 0 0
ГР1
р2
Ра
ftv _
xN
0
где
... 0 ссдг _
и^г^ + й;)-—, 1 = 2,3........1V-1;
ai—l
. h"-1
aN = — ПК-1 — —--- >
aN-l
Р1 = л?дР>;
₽i = (др>-Д]Д) - hi-r^~r , i = 2,3,... , N- 1;
“i-1
= — h2 д<з> — hN~' ;
PW — '^-1 l^N-3
aN~ 1
A(m—1)__д(т—1>
A<m> — ... *+'------- m = 2,3't
199
Тогда -значения неизвестных хг- могут быть получены в (виде
Xn — fW »
х,= Pi-fciXi+i , i=n-1,N-2,... ,1.
ai
При оперативной обработке ЭКГ, когда -необходимо много-
кратно вычислять сплайн, удобнее пользоваться формулой (4.12)
н хранить -в памяти для -каждого i-го сегмента сигнала значения
.i=0, 1, 2, 3. Для перехода к представлению (4.12) коэффи-
циенты с** рассчитываются следующим образом:
cf = yfb-V‘ _ ft. (х.+1 + 2 Xt);
hi
с*2=3х;;
с‘ = Х1+1-Х1 1= ] 2 ... ДГ-!
3 hi ’
Алгоритм коррекции, разработанный на основе изложенного
метода, состоит из следующих этапов:
1) определение узлов для построения интерполирующего сплай-
на на текущем отрезке ЭКС;
2) вычисление коэффициентов с'ц в представлении (4.12) по
вышеприведенным формулам;
3) расчет значений сплайна во всех точках обрабатываемого
отрезка ЭКС;
4) коррекция дрейфа изолинии на данном участке сигнала пу-
тем вычитания значений сплайн-функцин из исходного представ-
ления экс.
Считывание и обработка ЭКС в алгоритме организована по
отрезкам сигнала длительностью 4,6 с, разделенного на девять
блоков (каждый по 0,512 с), причем каждый раз, после второго
отрезка, считывание идет с начала последнего блока из девяти,
составляющих отрезок на предыдущем шаге. Это необходимо для
сглаживания перехода между сплайнами, строящимися независи-
мо друг от друга на соседних участках. Весь цикл вычислений вы-
полняется в темпе с накоплением в буферную память очередного
отрезка сигнала, что делает алгоритм пригодным для текущей об-
работки ЭКС. Размер памяти, необходимой для хранения инфор-
мации на каждом шаге обработки, определяется в основном дли-
тельностью обрабатываемого участка сигнала и числом узлов ин-
терполяции.
Алгоритм измерения и анализа параметров ST-сегмента ЭКГ
Исследуемые параметры ЗГ-сегмента ЭКГ (см. рис. 4.31) рассчи-
тываются следующим образом:
уровень ST-сегмента (мВ)
Ast = У (Ьк) ~ Аиь
где р(«) — значение i-ro отсчета усредненного кардноцикла; «/к-"
200
координата точки JK конца ST-сегмента в отсчетах; Ащ— уровень
изолинии;
наклон ST-сегмента (мВ/с)
iiST~ ----------:----,
UJK ~ д t
где i/N — координата точки JN начала ST-сегмента в отсчетах;
Д/ — интервал дискретизации;
площадь ST-сегмента (мВ-/с)
ljK
PsT — J П/ (0 — Ау/1 Д t.
i=ijN
Выбор точки U1, в которой измеряется уровень изолинии А с?/,
производится на PQ-сегменте усредненного кардиоцикла. Поиск
ведется перемещением окна размером 10 мс справа налево в пре-
делах границ G1-—G2, установленных относительно опорной точки
(вершины Л-зубца). Вначале ищется такое положение окна, при
котором максимальный размах значений сигнала в окне не превы-
шает заданного порога AF. Как только такое положение найдено,
соответствующий участок PQ-сегмента определяется как «глад-
кий». Далее в направлении границы G2 продолжается поиск бо-
лее гладкого участка, размах сигнала для которого минимален.
Для найденного положения окна уровень Aui вычисляется как
среднее значение ординат сигнала. Если ни одно положение окна
не соответствует критерию гладкости, то выставляется признак от-
каза от дальнейшей обработки из-за высокого уровня шумов.
Поиск точки JN осуществляется также скользящим перемеще-
нием окна размером 10 мс в зоне поиска от G11 до G22 правее
опорной точки. Начальная координата левой границы окна G12
выбрана равной 50 мс как наиболее вероятное положение точки
JN. Если размах А сигнала в окне превышает заданный порог
гладкости AFJ, то окно перемещается вправо до положения, в ко-
Рис. 4.33. Поиск точки на-
чала ST’-сегмента (JN):
а — понев вправо; б — пойся
влево
тором A^.AFJ. Вариант такого поиска представлен на рис. 4.33,а.
Координаты сигнала в центре окна запоминаются в качестве па-
раметров точки JN. Если же условие гладкости выполняется еще
в начальном положении окна, то оно смещается влево до такого
его положения, при котором размах сигнала в окне превышает
порог AFJ. Тогда началом ST-сегмента считается координата цент-
ра окна в предыдущем его положении. Такое направление поиска
наблюдается чаще всего при отсутствии S-зубца (рис. 4.33,6). Ес-
ли точка JN не обнаружена, то принимается решение об отказе от
анализа ST-сегмента из-за высокого уровня шумов.
Точка JK определяется на расстоянии TSt от точки начала ST-
сегмента.
Исследование экспериментальных зависимостей координат ха-
рактерных точек кардиоцикла от длительности соответствующих
/^-интервалов, построенных для реальных записей ЭКГ из спе-
циализированного банка данных, позволило получить следующие
формулы расчета: 62=50 мс-|-0,037\?в; Т$т=56 мс4-0,05Твл,
где TRR — значение среднего /^-интервала кардиоциклов, вклю-
ченных в усреднение. Остальные параметры фиксированы и равны
G/=10 мс; G//=22 мс; G22=90 мс.
Пороги AF и AFJ выбраны из условий обеспечения высокой
точности обнаружения характерных точек кардиоцикла, с одной
стороны, и помехоустойчивости процедур поиска—с другой, и
равны 0,02 н 0,05 мВ соответственно.
В алгоритме распознаются шесть типов формы ST-сегмента
кардиоцикла (рис. 4.34), каждый из которых разделяется на
два вида (депрессия и элевация) в зависимости от знака
уровня Sr-сегмента на большей его части. Анализ ведется по
трем точкам — начало (ЛУ), середина (JS) и конец (JK) 5Г-сег-
мента, что позволяет описывать линейный и параболический тип
кривой. Решение о типе смещения принимается при сравнении ам-
плитудных значений и знаков отсчетов усредненного ЭКС в этих
точках.
Ишемическим считается смещение ST- сегмент а в точке /Л, пре-
вышающее порог №=0,1 мВ. Если ни в одной из трех точек порог
не превышен, данному усредненному комплексу присваивается код
нормы и анализ формы ST-сегмента не производится. Смещение
Рис. 4.34. Примеры кодируемых типов формы ЗГ-сегмента
202
вышлет величины №/, установленной эмпирически, считается го-
ризонтальным.
Результатом работы алгоритма является код формы FST и
значение максимального смещения SST. Приняты следующие
коды типа формы ST-cerMeHTa ЭКГ: E’ST^l — норма; ^57=21
или 22 — косонисходящая депрессия или элевация; Г5Т=31 или
32 — косовосходящая депрессия или элевация; FST=41 или 42—
вогнутая депрессия или элевация; EST=51 или 52 — выпуклая де-
прессия или элевация; FST—61 или 62 — горизонтальная депрес-
сия или элевация. В алгоритме реализованы логические решающие
правила распознавания указанных типов формы ST-сегмеита. Они
схематично представлены в табл. 4.1 как набор условий, объеди-
Таблица 4.1.
Логические правила распознавания основных форм ЗГ-сегмента
Условия Решающие правила
-M3=Xj k н н н Д Д Д Н н Д н н д д н н н д н д н н н н н д д н н н н н н н н н д н н Н Н н н д н н н Д н Д н
Код формы 42 31 32 21 22
Смещение Ajn Ajk. Ajn Ajk AJK ajn
208
ценных знаком логического умножения. Здесь приняты следующие
обозначения: Ajw, AJS, Ajk и М^в, Mjk — ординаты точек JN,
JS, ЗК и их модули; 7H/=min (Aj.v, Ajs, Д,гк); №=тш(М/к, Mjb,
Мгк); Л15==тах(Д/Л', Ajs, Д/к); ЛИ=тах (Л4гЛ-, MJS, A4JK). Буква
Д означает включение соответствующего условия в решающее
правило, буква Н — выполнение условия, противоположного ука-
занному. Условия, не отмеченные буквами, в решающее правило
не включаются.
Экспериментальное исследование рассмотренного алгоритма
показало, что по показателям качества анализа ST-сегмента ЭКГ
он близок автоматизированному методу, использующему ручную
верификацию характерных точек кардиоцикла. Алгоритм отвеча-
ет требованиям работы в оперативном режиме, так как его про-
граммная реализация не требует больших затрат оперативной па-
мяти для организации внутренних буферов и обеспечивает высо-
кую скорость обработки ЭКС.
4.8. АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА АРИТМИЙ
Сердечные аритмии довольно хорошо выражены на ЭКГ. Е
отличие от других сердечных патологий их диагностика по ЭКГ
является для клиники неоспоримой. Большинство вычислительны'
КМ реализуют достаточно сложные алгоритмы автоматическою
распознавания аритмий. Хотя в процессе непрерывного контроля
ЭКГ необходимо выявлять лишь ограниченное множество наруше-
ний ритма н проводимости сердца, ио требования непрерывности
анализа и его большой надежности делают реализацию автомати-
ческой диагностики аритмий в КМ трудной задачей.
Качество автоматической диагностики аритмий в значительной
степени зависит от качества выполнения всех предыдущих этапов
обработки ЭКС. При этом наблюдается эффект «накопления оши-
бок», который заставляет проводить анализ аритмий лишь в упро-
щенном виде. Особенно ухудшить качество диагностики могут про-
пуски и ложные обнаружения QRS-комплексов. Эти ошибки воз-
никают в условиях помех в амбулаторных и тестовых КМ, а так-
же в связи с трудностями различения образов разных фрагментов
кардиоцикла патологической ЭКГ (например, Г-зубец трудно от-
личим от ранней желудочковой экстрасистолы). При автоматиче-
ской диагностике аритмий трудно обнаружить низкоамплитудный
Р-зубец ЭКГ в реальном масштабе времени, что особенно влияет
на анализ сложных случаев комбинированных видов аритмий-
Важиой частью автоматической диагностики аритмий в клиниче-
ских КМ является распознавание опасных для жизни аритмий.
Малый резерв времени (до 10 с), отпускаемый на выявление этих
нарушений, н очень жесткие требования к ошибкам диагностик»
обоих видов делают эту задачу также довольно трудной для авто-
матизации.
Особое значение для КМ имеет распознавание внеочередных
сокращений желудочков сердца, инициируемых очагом возбужде*
2.04
ния в самих желудочках (эктопических сокращений). Они про-
являются в виде различных видов желудочковых экстрасистол и
эпизодов пароксизмальной желудочковой тахикардии и имеют
большое прогностическое значение. Кроме того, необходимо по-
стоянно наблюдать за их динамикой при противоарнтмической те-
рапии. На ЭКГ данные аритмии проявляются в основном в виде
характерных изменений формы Q/\«S-комплекса и последователь-
ности /^-интервалов, поэтому крайне желательно, чтобы эти при-
знаки учитывались диагностическим алгоритмом. В ранних мо-
делях КМ диагностика аритмий осуществлялась лишь на основе
анализа динамики ./^-интервалов [13, 38]. Добавление к этой ин-
формации еще и данных о динамике формы 'Q/^S-комплексов в
современных моделях КМ существенно расширяет их диагности-
ческие возможности.
Рассмотрим особенности построения алгоритмов автоматичес-
кой диагностики аритмий на примере алгоритма, реализованного
в кардиомониторе РК.С-02. На первом этапе этого алгоритма каж-
дый текущий -интервал TRRi делится на последующий TRR{+V
Результат этого деления gi=TRRi/TRIit^l квантуется на 5 уров-
ней в соответствии с правилом
1, если gt 1,2 ;
2, если 1,2 > gi 1,1 ;
3, если 1,1 > gt 0,9;
4, если 0,9 > gi 0,8;
5, если 0,8 > gi,
где Zi — номер уровня в результате преобразования i-ro ^^-ин-
тервала. Запись Z2 = 5 означает, что отношение g2=TRR2ITRR3 от-
носится к 5 уровню квантования. Для обнаружения некоторых ви-
дов аритмий вводится подуровень 1-го уровня, названный шестым
и определяемый следующим образом:
f gi > 1,4 при TRR. С 200 мс ;
Zj = 6, если I 1
I > 4,977?/^ — 500 мс при TRRi > 200 мс.
При обозначении некоторого данного Q/^S-комплекса через Ro
следующие за иим анализируемые комплексы обозначаются как
Ri, R2, Rs и t. д. При этом интервалы RR измеряются так, как по-
казано на рис. 4.35,а. В результате работы алгоритма классифи-
кации формы ОЯ$-кбмплекса (см. § 4.6) каждому комплексу
приписана некоторая марка М. Значение М=1 соответствует
нормальной форме, М—2— патологически измененной (желудоч-
ковой). При А4=0 или Л1—3 алгоритм выдает неопределенный от-
вет. Таким образом запись = 1 означает, что комплекс Ri имеет
нормальную форму. Для нормальной ЭКГ такими являются все
комплексы.
По характерным изменениям RR-интервалов и связанной с
ними динамикой формы QRS-комплекса алгоритм обнаруживает
205
Рис. 4.35. Расположение QPS-комплексов с указанием их классов формы для
нормальной ЭКГ (д) и наджелудочковой экстрасистолы (б)
появление кратковременных аритмичных событий, а затем фор-
мирует окончательный диагноз по последовательности этих событий
за некоторый временной интервал /а (время анализа) с учетом
выявленной ритмичности сердечных сокращений, подсчитанной
ЧСС и возможных изменений формы желудочкового комплекса на
всем интервале ta.
Анализ аритмий типа событий. Обнаружение этих аритмии
производится в текущем режиме по мере выполнения условий, вы-
раженных в виде логических формул, истинность которых означа-
ет наступление соответствующих событий. Определяются следую-
щие события и предварительные диагнозы.
Одиночная наджелудочковая экстрасистола (Si):
s1^(Zl= 1) л (Z,=5) л («1=1) Л (Mt = 1) л (М„=1).
На рис. 4.35,6 показано расположение Q^S-комплексов с указа-
нием класса нх формы для этого случая.
Одиночная желудочковая экстрасистола (S2):
S! = S<»As</>AS'2s>AS<4>;
S>» = (M1= 1) Л (Л4, = 2) Л (М3 = 1) л (^=1,2, 3) л (*. = 4,5);
S<2> = (М, = 1) Л (Мг = 2) Л (М, = 1) Л (*i = 6) Л (*, = 4) Л (*в=#5);
5<з> - (М, = 1)Л= 0,2,3) Д(Л43 = 1)Л(*. = 1)Л((*, = 5)V (*, = 5)1;
S<‘> = (М, = 3)А(Л4а = 2)Д(ЛГа = 3)Л(А= 1)ЛК*« = 5)V(*S = 5)1.
Запись (М2=0, 2, 3)—это упрощение записи (Л42=0)\/(^2 = 2) V
\/(М2=3). Так же читаются и другие аналогичные выражения,
например (ZI = 1, 2, 3)^ (ZJ = l)V(2J^2)\/(2l=3). На рис.
4.36,а,б показаны случаи расположения QtfS-комплексов и классы
их формы, удовлетворяющие условию S2(1>; на рис. 4.36,6 — усло-
вию S2(2>; на рис. 4,36, г,е,— условию S2(3); на рис. 4,36, д, ж —
условию S2(4>.
Ранняя желудочковая экстрасистола (S3):
S8 = (М, = 1) Д (Ма = 2,3) Д(Л4 3 = I) Д (Z, = 6) Л [(*, = 5) V(*8 = 5)1.
206
Рис. 4.36. К алгоритму обнаружения одиночных желудочковых экстрасистол
Парная желудочковая экстрасистола (S4):
S4 = (Mj = 1)Л(^2 = 2,3)Л(7И3 = 2,3)Л(Л14 = l)A(Zt = 1,2,6).
Групповая -желудочковая экстрасистола (S5):
S5 = (Af, = 1) Д {^V U Л (М, = 2,3) 1 Л (Af«+i = 1)]} Л
Л й= 1,2,6).
Желудочковая бигеминия (56) определяется как одиночная
желудочковая экстрасистола вида
s; = (Afr = 1)Д(М2=2,3)Л(М3 = 1) А(^ = 1) A(Z2 = 5),
регулярно появляющаяся через один такт хотя бы 3 раза подряд-
207
Желудочковая тригеминия (S7) определяется как одиночная
желудочковая экстрасистола вида
s; = (7И1 = 1)Д (М2 = 2,3) Л(^з = 1)Л(^ = 1) л = 5) Л (Z3 = 1,2,3),
регулярно появляющаяся через два такта хотя бы 3 раза подряд.
Выпадение QRS-комплекса (Ss):
SB= [ Л (М,= 1) j л (Z,#= 1) Л (^2 = 5) Л (Z3= 1).
Формирование диагностических заключений. Для формирова-
ния окончательных диагностических заключений помимо обнару-
жения аритмических событий определяются характеристики мор-
фологии QRS-коМплекса, частоты и ритмичности сердечных сокра-
щений на всем интервале анализа /а (обычное значение ta состав-
ляет 1 мин). К таким характеристикам относятся следующие:
нормальная форма всех QRS-комплексов (NF):
NF= {для всех QRS-комплексов за /а выполняется условие
М = 1};
аномальная форма всех QRS-комплексов (AF):
АГ = {для всех QRS-комплексов за А выполняется условие
М=2};
свойство полиморфности (MF):
MF= {за ta эталоны QRS-комплексов, для которых М=2 встре-
чаются хотя бы один раз с разными индексами 7* (см. § 4.6)}.
По частоте сердечных сокращений выделяются следующие классы:
брадисистолия (BR): BR={40^ЧСС<60};
нормосистолия (NR): NR= {60 ЧСС < 90};
тахисистолия (TL): TL= {90^ЧСС< 120};
Выраженная тахисистолия (TH): 77/={120^ЧСС}.
Классы аритмичности определяются следующим образом:
слабая аритмичность (AL): AL—{N2/N3<25}-,
средняя аритмичность (AM): AAf={0,25^i/V2/'/Vr3};
сильная аритмичность (АН): A/7={(JV2+^i)/^3<0,55}, где Ni,
Ns, N3— число событий bi, b%, b3 соответственно, происшедших за
t.-, 6. = {(Z4=2)V(Z4=4)}, Ь2={(/( = 3)}, 6s = {(Zj=1)V (Z,=5)V
\/ (Zi—6)}.
Окончательные заключения формулируются как частость
встречаемости илн вообще факт появления каких-либо аритмиче-
ских событий, а также как комбинации характеристик морфоло-
гии, частости и ритмичности следования желудочковых комплек-
сов. К окончательным диагнозам относятся частые наджелудочко-
вые экстрасистолы, если их появляется больше 6 за 1 мин, час-
тые желудочковые экстрасистолы, если их число за 1 мин превы-
шает 6, а также частые выпадения QRS-комплекса, если число
этих выпадений за 1 мин превышаем 5.
Отдельно отмечаются факты появления хотя бы один раз за А
раиних, парных и групповых экстрасистол с выработкой соответ-
ствующих диагнозов. Если форма QRS-комплекса различается хо-
тя бы у двух экстрасистол, появившихся за ta, то алгоритм выра-
20§
батывает диагноз полиморфмная экстрасистолия. Бигеминия и
тригеминия формируются как диагнозы, если за t& встретится
хотя бы один эпизод (события Se, S?) их проявления.
Ниже приведены три примера описания комплексных диагно-
зов по фоновым ритмам:
брадисистолия регулярная с выпадением QRS-комплексов Fi=
~{BR/\(Л1Д/ЛА4)Д{DR)}, где DR— {число событий Ss за 1 мин
превышает 5};
тахисистолия нерегулярная Fz—TL/\AH\
нормосистолия регулярная F3=NR/\AL.
Распознавание опасных для жизни аритмий. Одной из наибо-
лее важных функций кардиомониторной системы является опера-
тивное распознавание сердечных аритмий, непосредственно угро-
жающих жизни пациента. К таким аритмиям в первую очередь
относятся: глубокая брадикардия, асистолия (остановка сердца),
желудочковая тахикардия н фибрилляция желудочков. Если при
нормальном ритме ЭКГ представляет собой последовательность
сравнительно коротких (30—1'00 мс) импульсов (QRS-комплек-
сов), следующих с частотой 60—90 мин-1 (рис. 4.37,а), то для
асистолии (глубокой брадикардии) характерно их отсутствие или
слишком низкая частота следования (менее 35 мин-1)- При фиб-
рилляции желудочков ЭКГ обычно имеет вид волн переменной ам-
плитуды с частотой 3—9 Гц, близких по форме к синусоиде
(рис. 4.37,6) либо (для мелковол-
новой фибрилляции) беспорядочно
следующих волн разнообразной
формы. При желудочковой тахи-
кардии QRS-комплексы имеют уве-
личенную длительность, одинако-
вую форму и следуют с частотой
130—200 мни-1 (рис. 4.37,в).
Автоматическое распознавание
асистолии н глубокой брадикардии
не представляет сложности, так как
для этого достаточно информации
о длительностях RR-интервалов, из-
меряемых алгоритмом обнаружения
QRS-комплексов. Достаточно труд-
но распознать фибрилляцию же-
лудочков и желудочковую тахикар-
дию, так как сигнал при фибрилля-
ции может быть весьма сходен с
помехами, а ЭКГ при желудочко-
Рнс. 4.37. Вид ЭКГ н интер-
валы, используемые для вы-
числения коэффициента запол-
нения г при нормальном рит-
ме (а), фибрилляции желу-
дочков (б), желудочковой та-
хикардии (в)
20&*
вой тахикардии иногда трудноотли-
чима от характерных для фибрил-
ляции фрагментов, имеющих вид
синусоидальных колебаний.
Тем не менее ввиду важности
задачи в известных кардиомони-
торных системах предусмотрены специальные алгоритмы для рас-
познавания данных видов аритмий. Анализ ЭКС при этом может
выполняться как во временной, так и в частотной областях. Ав-
торы публикаций [115, 116] утверждают, что большей достовер-
ностью и помехоустойчивостью обладают алгоритмы, основанные
на частотных методах анализа сигнала. Однако их вычислитель-
ная сложность оказывается достаточно высокой, что затрудняет
их использование в микропроцессорных КМ.
Ниже рассматривается алгоритм [117], полностью рассчитан-
ный на обработку ЭКС во временной области, что делает его реа-
лизацию относительно простой. Информация об электронардио-
чшгнале поступает на вход алгоритма в виде последовательности
пар чисел. Первое из чисел в каждой паре соответствует
длительности RR-интер вал а очередного (fc-го) обнаруженного
QRS-комплекса, а второе Trs^— промежутку времени между вер-
шимой R-зубца (относительно которой измеряется RR-интервал) и
точкой, где определен конец QRS-комплекса.
Анализ сигнала осуществляется по прошествии каждых 5 с. К
этому времени для очередного анализируемого 5-секундного фраг-
мента подсчитываются следующие показатели: приведенная
к одной минуте оценка средней частоты сердечных сокращений,
определяемая выражением F=60/T«R, где TRR — средняя длитель-
ность RR-интервала; к
Тга?= Т 2, Тккк-
К — число полных RR-интервалов в пределах анализируемого
фрагмента; М — число таких RR-интервалов на данном участке,
для которых мс (&=1, 2, ..., /С); г—среднее значение
коэффипиента заполнения zn (см. рис. 4.38). определяемое выра
жепиями:
2 = zk = .
Определенная таким образом величина z невелика для нор-
мальной ЭКГ (0,02—0,04) и имеет большое значение в случае
фибрилляции желудочков (0,25—0,50) или желудочковой тахикар-
дии (0,15—0,40). 1
Решение о наличии фибрилляции желудочков иа очередном
5-секундном фрагменте принимается в случае, если истинно следу-
ющее логическое условие:
(М >4) V (Г> 180) V (^> 140) Д (7> 0,25).
Для принятия решения о наличии желудочковой тахикардии дол-
жно выполняться условие:
(М < 4) /\ (140 < F < 180) Д (0,1 < z < 0,25).
Изложенный алгоритм прост для реализации и обеспечивает
задержку в распознавании угрожающих жизни пациента наруше-
ний ритма сердца не более пяти секунд, что вполне допустимо.
21.0
4.9. ОЦЕНКА КАЧЕСТВА АЛГОРИТМОВ АВТОМАТИЧЕСКОГО
АНАЛИЗА ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Критерии оценки качества. Характеристики и возможности
кардиомонитор ной системы в значительной степени определяются
алгоритмами автоматического анализа ЭКС, заложенными в ос-
нову программного обеспечения системы. В связи с этим возни-
кает проблема оценки эффективности используемых алгоритмов с
тем, чтобы заранее выбирать такие из них, которые обеспечивают
требуемое качество работы системы. Процесс обработки ЭКС
обычно включает в себя большое число различных по назначению
и характеру процедур, каждая из которых оказывает определенное
влияние на конечные результаты анализа сигнала. Поэтому зачас-
тую бывает сложно однозначно оценить связь между качеством
работы той или иной процедуры и качеством работы алгоритма
анализа сигнала в целом.
Один из возможных подходов, позволяющих учесть отмечен-
ные трудности, может служить выработка для каждого этапа об-
работки ЭКС отдельной группы критериев, характеризующих ка-
чество работы именно этого этапа. Тогда оценка качества всего
алгоритма будет заключаться в тестировании по отдельности со-
ставляющих алгоритм процедур и давать возможность судить, на-
сколько хорошо та илн иная из этих процедур выполняет возло-
женные на нее функции.
Например, для алгоритмов предварительной цифровой фильт-
рации критериями качества могут служить показатели изменения
отношения сигнал-помеха в результате фильтрации, показатели
искажения полезного сигнала фильтрации, степень ослабления оп-
ределенного вида помех. Для алгоритмов сжатия основными пока-
зателями качества служат коэффициент сжатия данных и ошиб-
ка восстановления исходного сигнала по сжатому описанию. Для
алгоритма обнаружения QRS-комплекса оценивают обычно веро-
ятности ошибок пропуска и обнаружения комплекса. Алгоритмы
анализа формы QRS-комплексов могут характеризоваться вероят-
ностью ошибочной классификации.
Для оценки качества алгоритмов распознавания нарушений
ритма сердца (например, желудочковых экстрасистол) общепри-
нятыми критериями служат чувствительность Se и специфичность
Sp, которые соответственно определяются соотношениями:
где Nn — число верно определенных алгоритмом нарушений рит-
ма (патологий) в некоторой тестовой совокупности реализаций
ЭДС; Nn~ — число пропущенных патологий; — число верно оп-
ределенных случаев нормы, a Afn+ — число ложно обнаруженных
патологий- По сути дела, чувствительность и специфичность пред-
ставляют собой соответственно оценки вероятностей верного опре-
деления случаев патологии и нормы.
211
Автоматизированная база ЭКГ-даиных. При разработке и
оценке качества алгоритмов и аппаратуры для оперативного ана-
лиза ЭКС необходимо использовать наборы тестовых реализаций
анализируемых сигналов. Моделирование ЭКС связано с больши-
ми трудностями, так как ЭКГ у кардиологических больных отли-
чается изменчивостью и чрезвычайным многообразием форм. По-
этому более целесообразно создание набора тестовых сигналов в
виде базы данных реальных ЭКГ. В зависимости от характера за-
дач, для решения которых такая база данных (БД) предназначе-
на, к ней могут быть сформулированы следующие основные требо-
вания:
представительность, т. е. база данных должна содержать запи-
си, включающие все необходимые для тестирования алгоритмов
разновидности форм сигнала и сердечных аритмий;
БД должна создаваться в виде автоматизированного набора
цифровых записей сигнала, хранящихся во внешней памяти ЭВМ;
это обеспечивает сохранность информации, а также воспроизводи-
мость машинных экспериментов по исследованию алгоритмов ана-
лиза сигнала;
характеристики устройств съема, усиления и регистрации ЭКС,
используемых для сбора включаемых в БД реализаций сигнала,
должны отвечать требованиям по полосе частот и уровню искаже-
ний, принятым для стандартной ЭКГ-аппаратуры;
разрядность и частота аналого-цифрового преобразования дол-
жны быть выбраны такими, чтобы исключалось существенное ис-
кажение сигнала;
реализации сигнала должны иметь достаточно большую дли-
тельность, так как распознавание некоторых видов аритмий тре-
бует анализа предыстории их возникновения;
помимо хранения самих записей сигнала должна быть преду-
смотрена возможность формирования сопровождающей инфор-
мации (например, результатов верификации специалистами вклю-
ченных в БД реализаций ЭКС);
организация БД должна обеспечивать простоту доступа к дан-
ным, а также определенную гибкость, т. е. дополняемость, изменя-
емость БД и возможность приспособления к достаточно широкому
кругу задач;
необходимо использование таких форм хранения информации,
которые обеспечивали бы экономию объема занимаемой памяти
ЭВМ при высокой скорости доступа к данным;
используемые аппаратные и программные средства должны
обеспечивать возможность ввода-вывода аналоговых и цифровых
сигналов в режиме реального времени, а также создаваться в ос-
новном из стандартных средств.
В качестве примера базы ЭКГ-даиных, ориентированной на ис-
пользование для разработки и тестирования алгоритмов оператив-
ного анализа ЭКС, рассмотрим БД, описанную в работе [118].
Структура этой БД показана на рис. 4.38. Основу БД составляют
212
Рис. 4.38, Структура автоматизированной базы ЭКГ-данных
213
реализации ЭКС, дискретизованные с частотой 500 Гц и разряд-
ностью 10 бит, которые хранятся иа магнитных дисках (томах) в
виде отдельного файла каждая. С целью экономии памяти внеш-
них носителей данные перед записью сжимаются с помощью про-
цедуры разностного кодирования, позволяющей сократить объем
занимаемой памяти в среднем в 4 раза и обеспечивающей полное
восстановление данных прн нх декодировании.
Организационным ядром автоматизированной БД служит маг-
нитный диск——монитор, содержащий пакет обслуживающих про-
грамм и систему вспомогательных файлов, с помощью которых
обеспечивается формирование БД, ее ведение и доступ к данным.
Все передачи данных и промежуточные операции над ними (на-
пример, кодирование и декодирование) выполняются с использо-
ванием трех буферных файлов размером 360 блоков по 256 16-раз-
рядных слов каждый, что определяет максимально возможную
длительность реализаций (приблизительно 3 мин). В структуре
БД заложена возможность включения в нее до 500 реализаций
сигнала.
Размещение записей в БД, их поиск, извлечение, удаление, а
также аналогичные операции над сопровождающей информацией
обеспечиваются использованием одиннадцати специальных фай-
лов, из которых один назван индексным, а десять других — целе-
выми. Целевые файлы служат для размещения вспомогательной
(сопровождающей) информации, относящейся к каждой из воз-
можных 500 реализаций. Этой информацией могут быть координа-
ты каждой реализации на томах — носителях данных, результаты
поцикловой верификации записей ЭКС, сведения о наличии по-
мех, врачебно-диагностическое описание сигнала и т. д. Каждый
из целевых файлов содержит свой вид данных. Индексный файл
служит каталогом записей, помещаемых в целевые файлы. Он
позволяет организовать произвольное манипулирование записями
в целевых файлах, не накладывая жестких ограничений иа раз-
меры этих записей. Пользователю БД предоставляется возмож-
ность, указывая номера требующихся ему реализаций, с помощью
стандартных процедур извлекать из БД как сами эти реализации,
так и относящуюся к ним сопровождающую информацию. Более
того, система целевых файлов является открытой, т. е. информа-
ция в некоторых из них может формироваться самим пользовате-
лем. Это позволяет гибко приспосабливать БД к различным за-
дачам.
Система целевых файлов задумана как средство автоматиза-
ции экспериментов по обработке ЭКС с использованием входящих
в БД записей сигнала. Информация в целевые файлы заносится
на стадиях формирования БД и верификации реализаций ЭКС. В
частности, сопровождающая информация может описывать запи-
си сигнала в тех же терминах, в которых должны быть выражены
результаты автоматического анализа кардиосигнала. Благодаря
этому обеспечивается возможность организации автоматических
214
процедур оптимизации н оценки качества алгоритмов и программ*
обработки ЭКС.
Большинство известных методов оперативного анализа ЭКС
опирается в основном на информацию о форме и ритмичности
следования Q/^S-комплексов. Поэтому наиболее важным момен-
том верификации ЭКС является разметка записей сигнала, т. е.
оказание местоположения комплексов, которое проще всего мо-
жет быть выражено при помощи двух параметров: времени Гн от
начала реализации до начальной точки комплекса и длительности
комплекса Гд.
Для снижения трудоемкости и повышения точности процедуры,
разметки она выполняется в полуавтоматическом интерактивном
режиме. Сначала ЭКС анализируется существующими алгорит-
мами обнаружения Q/^S-комплекса. Далее результаты этой обра-
ботки в наглядной форме предъявляются оператору, который мо-
жет, корректируя ряд параметров программ, подобрать для каж-
дой реализации набор параметров, обеспечивающий наилучшее
обнаружение. После этого оператору предоставляется возмож-
ность откорректировать данные о координатах найденных ком-
плексов и исправить ошибки их пропуска или ложного обнаруже-
ния, допущенные использованным алгоритмом. Результирующая
информация представляет собой таблицу пар значений и Д
для каждого ОД£-комплекса. Эта таблица (или массив) заносит-
ся в соответствующий целевой файл и в дальнейшем может ис-
пользоваться как непосредственно в качестве источника информа-
ции о положении комплексов в реализациях, так и в качестве ос-
новы для более детальной характеристики ЭКС. Технически про-
цедуры верификации реализуются с помощью программ, позволя-
ющих отображать сигнал одновременно по двум каналам на экра-
не электронного осциллографа или графического дисплея ЭВМ и
выполнять разметку индицируемого участка сигнала при помо-
щи видимых и а экране маркеров, положением которых оператор
имеет возможность управлять.
Программное обеспечение автоматизированной БД представ-
ляет собой набор программ и подпрограмм, которые выполняют
функции формирования БД, ее обслуживания, контроля данных,
а также ввода-вывода сигналов. Большинство программ предна-
значено для ограниченного круга программистов, непосредственно
занятых созданием и обслуживанием БД. Внешнему пользовате-
лю, желающему работать с данными из БД, доступны лишь опе-
рации извлечения реализаций, а также все операции над целевы-
ми файлами. Пользователю достаточно иметь минимальные сведе-
ния об организации БД, знать номера интересующих его реализа-
ций, способы вызова необходимых подпрограмм, а также назначе-
ние и форматы информации в целевых файлах, где содержится не-
обходимая сопровождающая информация.
Технической базой для создания н эксплуатации описанной
БД может служить система на основе микро- нли мини-ЭВМ (ли-
бо персонального компьютера), в состав которой входят устройст-
215
ва внешней памяти, средства ввода-вывода сигнала, а также сред,
ства, обеспечивающие отображение сигнала н режим интерактив-
ного взаимодействия оператора с системой.
4.10. ОСОБЕННОСТИ РЕАЛИЗАЦИИ АЛГОРИТМОВ ОПЕРАТИВНОГО
АНАЛИЗА ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА В МИКРОПРОЦЕССОРНЫХ
КАРДИОМОНИТОРАХ
При реализации алгоритмов оперативного анализа ЭКС в виде
программ для микропроцессорных КМ необходимо учитывать осо-
бенности, связанные как со спецификой режима обработки сигна-
лов в реальном масштабе времени, так и с ограничениями, кото-
рые накладываются техническими характеристиками применяемо-
го МП.
Основной особенностью анализа сигнала в КМ-системах явля-
ется необходимость обработки ЭКС и выдачи результатов в тем-
пе поступления входного сигнала. Это означает, что время, затра-
чиваемое микропроцессором на обработку фрагмента ЭКС, в сред-
нем не должно превышать длительности этого фрагмента. Следу-
ет также предусматривать определенный запас времени, необхо-
димый для выполнения функций, не связанных напрямую с ана-
лизом сигнала (обеспечение режимов индикации и взаимодейст-
вия с оператором через панель управления прибором, формирова-
ние и выдача графической информации и др.).
Ограничения, связанные с техническими характеристиками
процессора, обусловлены конечностью быстродействия и объема
памяти, небольшой длиной слова и упрощенным составом системы
команд, характерными для МП. В системах команд большинства
МП имеются лишь основные арифметические и логические опера-
ции для целых чисел. Команды умножения и деления, а также
операции иад числами с плавающей запятой, как правило, либо
совсем отсутствуют, либо реализованы микропрограммно, из-за
чего время их выполнения сравнительно велико (в 10—100 раз
больше, чем для остальных операций).
Отмеченные особенности и ограничения вынуждают, с одной
стороны, ориентироваться при создании алгоритмов лишь на срав-
интельио простые в вычислительном отношении методы, а с дру-
гой— использовать приемы программной реализации разработан-
ных алгоритмов, позволяющие экономить время вычислений и
память процессора.
Определенные специфические черты характерны и для органи-
зации вычислительного процесса при анализе сигнала в реальном
масштабе времени. Сигнал поступает иа вход программ анализа и
виде последовательности отсчетов, вводимых из АЦП через ин-
тервалы времени, определяемые частотой дискретизации. Однако
для интерпретации ЭКС необходим анализ сравнительно продол-
жительных фрагментов сигнала. В связи с этим возникает необхо-
димость запоминания в ОЗУ ранее введенных данных. Если за-
поминать сигнал непосредственно в исходном виде (т. е. в виде по-
216
следовательности отсчетов), то потребуется чрезмерно большой
объем буферной памяти. На практике на каждой стадии обработ-
ки сохраняется лишь та часть информации, которая может потре-
боваться на последующих этапах анализа. Например, при предва-
рительной обработке ЭКС для процедур цифровой фильтрации
требуется сохранять сигнал в виде последовательности равноот-
стоящих отсчетов, однако после распознавания очередного желу-
дочкового комплекса для дальнейшего анализа необходимо за-
поминать лишь данные о локализации комплекса и основных ха-
рактеристиках его формы, а информация о сигнале в промежутке
между двумя комплексами может быть полностью опущена. Ины-
ми словами, в ходе обработки сигнала должно происходить со-
кращение его избыточности, благодаря чему на более поздиих
стадиях удается в сжатом виде сохранять данные об относительно
продолжительных участках ЭКС.
В принципе программы анализа сигнала могут быть построе-
ны так, что с приходом каждого нового отсчета последний будет
обрабатываться немедленно. В этом случае можно достичь пре-
дельного сокращения времени задержки выдачи результатов ана-
лиза по отношению к моменту поступления сигнала. Однако при
такой организации вычислений не удается добиться высокой ско-
рости обработки, так как для каждого отсчета приходится выпол-
нять многочисленные вспомогательные операции, связанные со
входом в подпрограммы и выходом из них, сохранением и восста-
новлением содержимого внутренних регистров процессора, запол-
нением и очисткой стековой памяти и т. п.
Гораздо более эффективными оказываются программы, кото-
рые принимают входные данные не по одному отсчету, а в виде
буферных массивов, содержащих сразу группу последовательных
отсчетов. В этом случае общее количество вспомогательных опе-
раций оказывается тем меньше, чем больше размер буфера. Одна-
ко время, затрачиваемое на накопление такого массива, автомати-
чески добавляется ко времени задержки обработки сигнала. Кро-
ме того, размещение массива требует дополнительных затрат опе-
ративной памяти процессора.
Выбор оптимального размера буферов для передачи данных
между программами должен выполняться иа основании разумного
компромисса между достигаемым выигрышем в скорости обработ-
ки, допустимым временем задержки анализа сигнала и доступным
объемом оперативной памяти. Практический опыт показывает, что
наиболее удачным является размер буферов, соответствующий
примерно 0,05 с входных данных. Получающаяся при этом допол-
нительная задержка вполне допустима для анализа ритма сердца,
затраты памяти сравнительно невелики, а дальнейшее увеличение
скорости обработки с ростом массива оказывается незначитель-
ным. Необходимо отметить, что для обеспечения непрерывности
анализа сигнала содержимое каждого следующего входного буфе-
ра должно рассматриваться программами обработки как продол-
217-
Пуск
Рис. 4,39, Структура программного обеспечения анализа ЭКС в микропроцес-
сорном кардиомониторе РКС-02
218
жеиие предыдущего, с сохранением всех ранее полученных про-
межуточных переменных.
Структура программного обеспечения анализа ЭКС в ритмокардиоскопе
Р КС-02. Для того чтобы проиллюстрировать сказанное выше на конкретном
примере, рассмотрим обобщенную структуру программного обеспечения анали-
за ЭКС, которая реализована в микропроцессорном кардиомониторе РКС-02
(рис. 4.39). Все алгоритмы, вошедшие в состав программно-алгоритмического
обеспечения прибора, подробно описаны выше в настоящей главе.
Сигнал поступает на вход программы анализа в виде последовательности
8-р азрядных отсчетов. Частота дискретизации составляет 500 Гц. Входные от-
счеты аккумулируются в двух входных буферных массивах, заполняемых по-
очередно. Размер каждого из массивов составляет 32 16-разрядных слова. По
окончании заполнения очередного буфера его содержимое передается на вход
алгоритма для обработки. В то время как фрагмент ЭКС, содержащийся в
одном из двух .буферных массивов, анализируется, второй буфер заполняется
следующей порцией входных отсчетов.
•После прохождения адаптивного ЦФ сетевой наводкн анализируемый
фрагмент проверяется на зашумленность. Если уровень помех оказывается
слишком высоким, то далее этот участок сигнала не обрабатывается и специ-
альная программа формирует сигнал о наличии помехи.
Если сигнал на анализируемом участке признан пригодным для дальней-
шего анализа, то после прохождения ФНЧ он подвергается адаптивному сжа-
тию по методу AZTEC (§ 4.4). Сжатое описание ЭКС служит входной инфор-
мацией для структурного алгоритма распознавания QRS-комплекса (§ 4.5).
Этот алгоритм в результате очередного обращения к нему может либо обнару-
жить QRS-Комплекс и передать его описание программам дальнейшего анализа
сигнала, либо не выдать никакой информации, если иа анализируемом в дан-
ный момент участке ЭКС QRS-комплексов не обнаружено. Если время, прошед-
шее с момента обнаружения последнего QRS-комплекса, превышает 3 с, а "Сле-
дующий комплекс не найден, то алгоритм предполагает асистолию и передает
управление специальной программе, осуществляющей распознавание аритмий, не-
посредственно угрожающих жизни человека. Если QRS-комплекс ие найден, а
время, прошедшее после предыдущего комплекса, невелико, то алгоритм пере-
ходит в режим ожидания заполнения очередного входного буфера.
При обнаружении желудочкового комплекса осуществляется проверка, не
является ли этот комплекс высокоамплитудным Г-зубцом, ошибочно принятым
за QRS-комплекс. Если при этом факт наличия комплекса подтверждается, то
выполняется программа анализа опасных для жизин пациента аритмий; асисто-
лии, фибрилляции желудочков, желудочковой тахикардии (§ 4.8). В случае
выявления какого-либо из перечисленных нарушений ритма сердца формируется
сигнал тревоги, который может быть немедленно выдай на индикацию.
Для каждого обнаруженного QRS-комплекса определяются признаки фор-
мы (длительность, размах, площадь и смещение), которые служат основой
для сопоставления комплексов алгоритмом анализа их формы (§ 4.6). Полу-
ченные в результате признаки морфологян QRS-комллексов совместно с дли-
тельностями соответствующих RR-интервалов используются алгоритмом анали-
за 'нарушений ритма сердца, который может распознавать желудочковые и
предсердные экстрасистолы, выпадения QRS-комплексов и ряд других видов
аритмий (§ 4.8).
219
По прошествии очередной минуты анализа обобщаются накопленные дан-
ные и формируются диагностические заключения о характере ритма сердца за
последнюю минуту и о количестве нарушений ритма. При этом учитываются
также потерн времени, связанные с наличием фрагментов сигнала, исключен-
ных из анализа из-за помех.
Реализация алгоритмов цифровой фильтрации при наличии ограничений на
объем памяти и быстродействие Из всех алгоритмов оперативного анализа
ритма сердца наибольших вычислительных затрат обычно требуют цифровые
фильтры. Это связано с тем, что на стадии предварительной фильтрации сиг-
нал представлен в виде последовательности отсчетов, следующих с частотой
дискретизации, и все операции, связанные с обработкой сигнала, выполняются
иад каждым входным отсчетом На более поздних этапах анализа, как пра-
вило, появляется возможность сначала снизить частоту отсчетов посредством
прореживания, а затем добиться еще большего сокращения избыточности дан-
ных за счет перехода к компактным формам их представлении.
В связи с вышесказанным особое значение имеет решение задачи снижения
вычислительной сложности процедур цифровой фильтрации, которые оказывают
определяющее влияние на быстродействие всего алгоритма оперативной обра-
ботки ЭКС в целом. В какой-то мере эта задача может быть решена «а стадии
разработки за счет выбора таких типов ЦФ н значений нх коэффициентов, ко-
торые не требуют большого числа операций и высокой точности вычислений
Однако на стадии программирования в ряде случаев также удается найти ме-
тоды, повышающие скорость работы фильтров.
Рассмотрим конкретные меры по упрощению программной реализации ЦФ
на примере ФНЧ, предложенного -выше в настоящей главе, который определя-
ется соотношением
У1 = ( — Xi—» — X/—в 4- 2 Xf—з -ф- 5 xi—2 4” 7 Xj—1 -|- 8 xj 7 xj+j -f-
4" 5 Xj-|-a -}- 2 Xi-j-д — Xi4-6 — Xj-f-e), (4.13)
где xit yi—соответственно отсчеты входного и выходного сигналов фильтра
Если операция умножения и деления реализовать при помощи команд
сдвига и сложения (вычитании), то простой подсчет показывает, что дли полу-
чения одного отсчета выходного сигнала понадобится выполнить 13 операции
сложения (вычитания), 15 сдвигов влево н 5 сдвигов вправо, т. е. в общей
сложности 33 короткие операции. Некоторого упрощения можно достичь, если
переписать выражение (4.13) в рекуррентной форме [119]:
= Уг-1 + (Xi-ч — Xj-5 — 2 Xi-4 — 3 Xi-з — 2 Xf-j. + Xi + 2 xi+1 +
4” 3 Xi-j-j 4- 2 Xi-j-3 -J- Xi.i-4 — Xi-рв). (4.14)
При этом общее число коротких операций составит 25 (14 сложений (вычи-
таний), 6 сдвигов влево и 5 сдвигов вправо). Нетрудно показать, что если
разрядность отсчетов входного сигнала не превышает 10 бит, то все вычисле-
ния для этого фильтра до формулам (4.13) и (4.14) могут быть выполнены в
рамках 1&-разрядных двоичных кодов без скругления промежуточных вели-
чин. Результаты фильтрации в обоих случаях получаются абсолютно иден-
тичными,
220
Аналогичный способ снижения вычислительной сложности может быть ис-
пользован и для реализации ФВЧ, предложенного ранее в настоящей главе.
Выигрыш в этом случае окажется гораздо более ощутимым.
Выше описан также адаптивный ЦФ сетевой наводки промышленной час-
тоты 50 Гц. Этот фильтр сравнительно прост для программной реализации.
Единственная возникающая при этом трудность связана с необходимостью
выполнения иа каждом шаге фильтрации одной операции умножения отсчета
компенсирующего сигнала на постоянную величину 2 cos 6. Если в системе
команд используемого микропроцессора отсутствует умножение, то для обеспе-
чении необходимой скорости работы фильтра эту операцию можно реализо-
вать таблично.
Табличное умножение требует -выполнения не более 6—7 коротких команд
-процессора. Размер таблицы определяется возможными пределами нзмеиеиня
абсолютного значения компенсирующего сигнала (илн, что то же самое, амп-
литуды сетевой наводки). Если, например, сигнал на входе фильтра представ-
лен 10-разряднымн отсчетами (т. е. изменяется в пределах от —-612 до 4-511),
то максимальная принципиально возможная амплитуда сетевой -помехи соста-
вит половину от всего диапазона изменения сигнала илн 512. В таком случае
требуемый размер таблицы умножения также будет равен 512 ячеек памяти.
Если такой расход памяти недопустим, то умножение -на константу можно вы-
полнить с помощью специализированной программы, рассчитанной на данное
конкретное значение константы. Например, при частоте дискретизации 250 Гц:
2 cos 6 == 2 cos 72° = 0,1001111002.
Умножение любого числа иа эту двоичную величину требует выполнения девя-
ти сдвигов вправо и пяти операций сложения. Хотя общее число операций
оказывается заметно больше, чем при использовании таблицы, но все же впол-
не приемлемо для фильтрации сигнала в реальном масштабе времени.
ГЛАВА 5
ПРОМЫШЛЕННЫЕ МОДЕЛИ КАРДИОМОНИТОРОВ
И ТЕХНИЧЕСКИЕ ВОПРОСЫ ЭКСПЛУАТАЦИИ
5.1. КАРДИОМОНИТОРЫ И АВТОМАТИЗИРОВАННЫЕ СИСТЕМЫ
ОПЕРАТИВНОГО ВРАЧЕБНОГО КОНТРОЛЯ
Общие пути, характеризующие разработки КМ и АСОВ К. Сов-
ременный этап развития медицинского приборостроения характе-
ризуется использованием последних достижений науки и техники,
применением новых технологий и конструктивных решений. Для
повышения эффективности разработок, производства н эксплуата-
ции медицинских приборов в этих условиях требуется оптимиза-
ция путей их проектирования, заключающаяся в выполнении сле-
дующих требований:
1. Применение максимальной унификации в схемных, конструк-
тивных и технологических решениях. Такой подход повышает на-
221
дежность приборов, снижает трудоемкость разработки и производ-
ства и, следовательно, стоимость приборов, а также облегчает
внедрение их в медицинскую практику и последующую эксплуата-
цию.
2. Использование встроенных средств вычислительной техники
для обработки данных, отображения информации и управления
приборами. Появление микропроцессоров и микро-ЭВМ усилило
эту тенденцию, что способствует максимальной автоматизации
функций медицинских приборов.
3. Возможности агрегатирования приборов различного назначе-
ния для создания специализированных комплексов (для функцио-
нальной диагностики, реанимации и т. п.). Агрегатирование обес-
печивает конструктивную и электрическую совместимость.
4. Системный подход к проектированию больших систем, ха-
рактеризующийся тем, что каждый компонент системы (прибор)
является составной частью всей системы и совместим с ней. Прн
разработке обращается внимание на то, чтобы каждый новый при-
бор илн новая модификация прибора соответствовали уже сущест-
вующей системе без каких-либо дополнительных согласующих уст-
ройств. Необходимость системного подхода наиболее очевидна при
создании автоматизированных систем для палат интенсивного
наблюдения за кардиологическими больными.
Рассмотрим особенности и характеристики ряда промышлен-
ных моделей кардиомониторов, кардиологических комплексов и
автоматизированных систем оперативного врачебного контроля
для палат интенсивного наблюдения.
Кардиомониторы.
Ритмокардиометр РКМ-01 (рис. 5.1) предназначен для измере-
ния средней ЧСС с цифровым отсчетом, обеспечивает световую и
звуковую сигнализацию выделения 7?-зубца, а также тревожную
Рис. 5.1, Ритмокардиометр РКМ-01
222
Рис. 5.2. Электрокардиоскоп ЭКС2-01
сигнализацию при отклонении значения частоты за установлен-
ные пределы. Особенностью прибора является возможность син-
хронизации внешних устройств с 7^-зубцом ЭКС. Может исполь-
зоваться самостоятельно и совместно с электрокардиоскопом.
Электрокардиоскоп ЖС2-01 (рис. 5.2) обеспечивает наблюде-
ние ЭКС во всех отведениях и синхронно с кривой периферичес-
кого пульса от датчика пульсовой волны. Возможно изменение
скорости движения изображения в широких пределах (от 10 до
100 мм/с). Прибор позволяет выделять 7?-зубец и синхронизиро-
вать им внешние устройства в любой фазе сердечного цикла, ин-
дицируемой на экране яркостной отметкой.
Ритмокардиовазометр РК.В-01 (рис. 5.3) позволяет измерять
Рис. 5.3. Ритмокардиовазометр РКМ-01
223
ЧСС, частоту пульсовых волн, дефицит пульса и сигнализировать
при отклонении нх значений за установленные пределы.
Монитор реаниматологический прикроватный МРП-01 предна-
значен для контроля ЧСС, частоты дыхания, температуры, систо-
лического и диастолического давлений. Возможна установка сиг-
нализации при появлении тахикардии, брадикардии, асистолии,,
фибрилляции и апноэ. В состав монитора входит осциллоскоп с
иег.аснущим изображением.
Динаскоп 501 (Dynascope DS-501) фирмы «Фукуда Денши»
(Fukuda Denshi Со, Ltd) представляет собой портативный кардио-
монитор с регистратором ЭКГ и возможностью телеметрического
контроля сердечной деятельности больного в свободном поведении
в пределах палаты.
«Сирекуст 401» (Sirecust 401) фирмы «Сименс» (Siemens)
(рнс. 5.4) —один из большой серии прикроватных модулей. При-
бор имеет малые габариты. В нем используется микропроцессор-
ная система для управления и контрольных функций. В связи с
применением пленочных кнопок достигается высокая надежность
и обеспечивается дезинфекция.
Осциллоскопы ОС2П’01, ЭКС2Д-01 с негаснущиы изображени-
ем (дискретной памятью) позволяют наблюдать движущееся и ос-
тановленное изображение ЭКГ, сравнивать запомненные фрагмен-
ты ЭКГ с текущей ЭКГ и преобразовывать ЭКС в цифровой код
Рис. 5.4. Кардиомонитор «Сирекуст 401:
224
Рис. 5.5. Ритмокард иоскоп РКС-02
для последующей цифровой обработки. Используются самостоя-
тельно или совместно с КМ.
Кардиомониторы — анализаторы ритма сердца. Ритмокардио-
скоп РКС-02 предназначен для комплексного анализа ритма серд-
ца различными методами. Позволяет обнаруживать широкий
класс аритмий и сигнализировать о их появлении. Прибор под-
робно описан в гл. 3, а его внешний вид приведен на рис. 5.5.
Рис. 5.6. Ритмокардиоаналнзатор РКА-01
225
Ритмокардиоанализатор РКА-01 (рис. 5.6) является одним иа
первых отечественных приборов с автоматическим анализом рит-
ма и проводимости сердца. В нем используется аналоговое обна-
ружение /?-зубца н цифровой анализ аритмий, реализованный на
жесткой логике. Классификация классов ритма производится ин-
дикацией на световых табло разного цвета. При постоянных нару-
шениях ритма каких-либо классов возможно отключение сигнали-
зации тревоги кнопками, расположенными у световых табло, кро-
ме случаев особо опасных нарушений. Кардиомонитор может быть
подключен к электрокардиоскопу ЭКС2-01.
«Сирекуст 404-1А» (Sirecust 401-1 А) фирмы «Сименс» (Sie-
mens) представляет собой 4-канальиый КМ для наблюдения арит-
мий. Прибор позволяет обнаруживать 10 классов аритмий и 60
различных эктопических сокращений, а также строить любые 10
эктопических трендов. При необходимости можно использовать
телеметрическую передачу ЭКС.
Кардиореанимационные комплексы предназначены для прове-
дения экстренной ЭКГ-диагностикн, электростимуляции сердца и
дефибрилляции. Применяются в первую очередь в кардиологиче-
ских отделениях при осложнениях, вызванных перенесенным ин-
фарктом миокарда. Обычно комплекс приборов устанавливается
на передвигаемой тележке. Отечественная промышленность
выпускает: кардиореанимационный комплекс КРК-01 и «Кардно-
комплекс-'05».
Автоматизированные системы оперативного врачебного контро-
ля. Кардиомонитор стационарный КМС8-01 предназначен для ос-
нащения палат интенсивного наблюдения и состоит из восьми
прикроватных модулей, укомплектованных усилителями ЭКС, або-
нентскими пультами селекторной связи и кабелями отведений, н
центрального пульта с переносным кардиомонитором. Система
обеспечивает измерение, регистрацию и отображение ЭКГ, измере-
ние ЧСС одновременно у восьми больных н сигналы немедленного
оповещения о выходе контролируемых параметров за установлен-
ные пределы, выявляя фибрилляцию и асистолию желудочков.
Для контроля состояния сердечной деятельности у постели боль-
ного требуются дополнительные КМ.
«Аррикомп— Сервомед» (Arrhycomp — Servomed) фирмы «Хел-
лнге» (Hellige) состоит из прикроватных кардиомониторов раз-
личной сложности и соответственно функциональными возможнос-
тями (SMS15I — портативный КМ с памятью для контроля ЧСС,
SMS 104 —двухканальный с телеметрией, SMS 108 — блочный с
набором модулей для измерения различных физиологических па-
раметров н т. п.) н центральной станции, состоящей нз многока-
нального индикатора ЭКГ, анализатора аритмий и регистратора.
Внешний внд центральной станции приведен на рнс. 5.7. «Арри-
комп» представляет собой мультимикропроцессорную систему с
большими функциональными возможностями. Для анализа арит-
мий используются 10 классов форм Q/?S-комплексов н интервалы
RR. Подлежат обнаружению следующие аритмии: асистолия; мер-
226
Рис. 5.7. Центральный пульт системы «Аррико мп»
227
цание желудочков; брадикардия; тахикардия; полиморфность
QRS-комплексов; желудочковая тахикардия; желудочковая арит-
мия; желудочковая бигеминия; желудочковая тригеминия и др.
Все данные представляются шестью форматами.
Централизованная мониторная система «Коне» фирмы «Коне»
(Копе) предназначена для наблюдения четырех больных н состо-
ит из центрального пульта «Коне 590А» или при контроле арит-
мий — «Коне 595А» и прикроватных мониторов нескольких типов
в произвольном сочетании. При контроле аритмий в центральном
пульте используется дополнительный процессор. Система обнару-
живает 21 класс аритмий и девять различных технических непола-
док. Возможно наблюдение нескольких физиологических парамет-
ров и наращивание системы до контроля восьми больных. В си-
стеме используются цветные дисплеи и видеокопирующие уст-
ройства.
Практически все ведущие фирмы мира в области приборо-
строения выпускают кардиомониторы и АСОВ К» в том числе:
«Хьюлетт-Паккард» (Hewlett—Packard), «Электродии» (В—D
Electrodyn), «Витатек» (Vitatek), «Брукер» (Bruker), «Нихон Кох-
деи» (Nihon Kohden) и др.
5.2. ТЕХНИЧЕСКИЕ ПАРАМЕТРЫ КАРДИОМОНИТОРОВ
Так как нет единого стандарта на показатели качества КМ, промышленные
модели различных изготовителей имеют разную номенклатуру параметров, их по-
грешностей и диапазонов возможных изменений. Параметры КМ устанавлива-
ются разработчиком исходя из конкретных медико-технических требований и не-
которых действующих нормативных стандартов на родственные приборы—элек-
трокардиографы и электрокардиоскопы. Поэтому для оценки качества КМ целе-
сообразно привести рациональную классификацию их параметров (их перечень.
и значения обобщенные по многим промышленным моделям) н влияние этих
параметров на свойства кардиомониторов (табл. 5.1).
Этот далеко не полный перечень параметров КМ свидетельствует о том, что
рекламные данные в большинстве случаев не отражают всей необходимой ин-
формации для оценки потребительских свойств приборов. Такая большая номен-
клатура -параметров ставит много задач перед разработчиком по обеспечению-
автоматизации производственного контроля КМ для снижения трудоемкости
этого процесса. Для этого могут быть использованы встроенные в КМ средства
контроля и автоматизированные измерительные системы на основе ЭВМ.
5.3. СИНТЕЗ ТЕСТОВОГО КОНТРОЛЯ ОБРАБОТКИ
ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА В КАРДИОМОНИТОРАХ
Прн автоматической диагностике аритмий на основе обработки
ЭКС в реальном масштабе времени особую актуальность приобре-
тают вопросы проверки диагностических процедур в кардиомони-
торах. Так, если технические параметры КМ могут быть провере-
228
Таблица 5.1.
Параметры кардиомониторов
Наименование параметров Значение параметра Влияние параметра, примечания
Параметры, определяющие качество входных цепей
Входной импеданс, МОм 2,5—10
Постоянный ток в цепи пацн- менее 0,1
ента через любой электрод, ис-
ключая нейтральный, мкА
'Степень шунтирования ЭКС
Поляризующий эффект
Параметры, характеризующие тракт усиления ЭКС
Уровень внутренних шумов менее 15—50
(размах), приведенный ко вхо- ду, мкВ
Коэффициент ослабления син- фазных сигналов, дБ 90—120
Допустимое постоянное напря- жение на входе, мВ ±300
Входное напряжение ЭКС, мВ 0,05—5
Чувствительность, мм/мВ 5—40
Погрешность установки чувст- вительности, % ±5
Напряжение калибровочного сигнала, мВ I ±0,05
Время успокоения при перепа- де напряжения иа входе 300 мВ, с 3,0
Устойчивость к импульсу де- фибриллятора, кВ 2—3
Возможность наблюдения ма-
лых сигналов
Степень подавления сетевой
наводки
Сохранение параметров усили-
теля
Определяет динамический ди-
апазон усилителя
Реагирование на величину
входного напряжения
При дискретной установке
Калибровка усиления
Восстановление работоспособ-
ности усилителя
Электрическая прочность, вли-
яние на восстановление рабо-
тоспособности усилителя
Частотно-временные параметры тракта усиления и отображения ЭКС
Полоса пропускания, Гц: иа выходе усилителя 0,05—120 Степень искажения ЭКС
при отображении на экране Неравномерность АЧХ, %: 0,05—50 Динамическая линейность по
иа выходе усилителя, при отображении иа экране ±10 ±30 амплитуде
Крутизна спада АЧХ вне поло- сы пропускания, дБ/октаву 6 Устойчивость тракта усиления, искажение ЭКС
Выброс иа перекодной харак- теристике, % менее 10 Реакция иа импульсный сигнал
Погрешность измерения интер- валов времени по экрану, % менее 30 В диапазоне от 0.06 до 3 с
Параметры преобразования ЭКС в цифровую форму
Частота квантования, Гц 250—500 Сглаженность изображения, ча-
|стота ввода данных в вычис-
литель
229
Продолжение табл. 5.1
Наименование параметров Значение параметра Влияние параметра, примечания
Погрешность частоты кванто- вания, % Разрядность, бит Приведенная погрешность циф- рового кода, % менее 1,0 8—10 менее 3,0 Обычно применяется кварцевая стабилизация частоты Сглаженность изображения, ди- намический диапазон ввода Данных в вычислитель Соотношение между входным напряжением и значением дво- ичного разряда
ны по известным методикам» то контроль обнаружения аритмий
требует новых подходов и создания специальных технических
Параметры, харак теризующ
Ширина изображения, мм Пределы перемещения луча по 30—70 более 20
вертикали, мм
Ширина луча, мм менее 1
Дрейф нулевой линии, мм/ч менее 5,0
Скорость движения изображе- ния ЭКС, мм/с 12,5-100 или 12,5; 25;
Погрешность установки скорос- 50; 100 ±10
ти движения ЭКС, % Нелинейность развертки, % менее 10
Смещение изолинии при регу- лировке чувствительности, мм Размер развертки по горизон- тали, мм Разрешающая способность менее 2,0 более 50 256X512
(растр изображения), не менее
устройство отображения
Для ЭКС
Центровка изображения ЭКС
Фокусировка изображения
Стабильность положения изо-
линии
Пространственно-временное со-
отношение сигналов
средств.
Наиболее достоверная оценка эффективности КМ может быть
получена в результате длительной ее эксплуатации в клинике, од-
нако для разработчиков и для потенциальных пользователей в ус-
ловиях отсутствия опыта эксплуатации и необходимости проверки
приборов в лабораторных и цеховых условиях оценка качества
анализа аритмий должна производиться по некоторому набору
формальных показателей, характеризующих прибор с момента его
создания. Последнее обстоятельство заставляет использовать
описание классов аритмий в виде набора реализаций ЭКС, органи-
зованных на основании базы ЭКГ-данных, использованной при раз-
работке алгоритмов обработки ЭКС.
Технический контроль диагностических процедур может реали-
При дискретной установке
Сохранение временных соотно-
шений в сигнале
Стабильность положения Изо-
линии в процессе управления
Наглядность изображения ЭКС
Качество изображения данных
Параметры, характеризующие возможности анализа питие
диапазон напряжений уверен- ного обнаружения Я-зубца 0,2—5.0
(комплекса QflS), мВ Диапазон измерения ЧСС мин-1 ’ 30—300
Погрешность измерения ЧСС мин-1 ’ ±2
Верхняя граничная частота при обнаружении сигнала, мин'1 500—600 Возможность обнаружения
Время усреднения ЧСС, с Длительность запоминания фрагментов ЭКС по сигналу тревоги, е 15, 30, 60 8—20 фибрилляции желудочков Изучение предыстории наруше- ния ритма
Время анализа катастрофичес- ких аритмий, с Время анализа угрожающих аритмий, мни 5—10 Включение сигнализации
1—2 Включение сигнализации
Число уровней программы сиг- нализации 2—3
230
зовываться аппаратно в виде встроенных средств, но это существен-
но увеличивает объем оборудования. Эффективнее использовать
внешние генераторы тестовых последовательностей — имитаторов
ЭКС. Осуществлять такую проверку на прокомментированной ба-
зе ЭКГ-данных, как это делается для оценки алгоритмов, пред-
ставляется нецелесообразным из-за больших временных затрат.
Лучше осуществлять ее на ограниченном множестве специальных
тестовых реализаций в реальном масштабе времени на прототнп-
ной микро-ЭВМ, на которой велась отладка программ. Для про-
верки КМ выход микро-ЭВМ подключается к ЦАП.
Программы генерации аритмий могут быть составлены путем
дискретизации фрагментов ЭКГ, взятых из банка ЭКГ-данных.
Для этой цели отбираются ЭКГ всех классов арнтмнй и их вариа-
ции, которые должны безошибочно распознаваться кардиомонито-
ром. Примеры ЭКГ, записанные с выхода ЦАП микро-ЭВМ, при-
ведены на рис. 5.8. При сравнительно небольшом количестве точек
дискретизации ЭКГ, производимых графическим методом, програм-
мирование осуществляется быс-
тро. Программы тестовых реали- \ 74 /\ /\ /4 /\ »
заций могут быть записаны в 1/ \( \[ I / \f 1/
ПЗУ микроЭВМ, которая с внеш- V V V v V v v
ним оборудованием (ЦАП, нсточ- а)
-МЛН-
ником литания, элементами ре-
гулировки амплитуды сигнала н
др.) представляет собой имита-
тор аритмий.
В процессе эксплуатации КМ
может возникнуть потребность в
проверке диагностики аритмий.
В этом случае в комплект прибо-
ра может входить имитатор ЭКС
с ограниченным числом генери-
руемых аритмий, выполненным
иа основе МП с программой, за-
Рис. 5.8. Примеры тестовых ЭКГ:
а — желудочковая пароксизмальная та-
хикардия; б — одиночная желудочковая
экстрасистола; в — групповая желудочко-
вая экстрасистолия
231
писанной в ПЗУ [120, 121]. Имитаторы ЭКС могут использовать-
ся для обучения медицинского персонала работе с КМ и студен-
тов, изучающих электрокардиографические приборы.
5.4. ОБЕСПЕЧЕНИЕ ЭЛЕКТРОБЕЗОПАСНОСТИ КАРДИОМОНИТОРОВ
Общие замечания. Электронные медицинские приборы и аппа-
раты являются потенциальными источниками опасности для боль-
ных и обслуживающего персонала по .ряду причин:
они являются источниками электрической энергии в каком-либо
виде прн нормальном функционировании;
ими может быть выработана какая-то энергия по ошибке опера-
тора или в случае неисправности.
Опасность может быть вызвана как непосредственно электри-
ческим током, так и электроэнергией в преобразованном виде (.ра-
диационная, высокочастотная, ультразвуковая и т. п.). Электробе-
зопасность нормируется национальными и международными стан-
дартами. Однако в отношении медицинских приборов требования к
электробезопа-сиостн особенно жесткие, так как они учитывают
следующие особенности их эксплуатации:
больной и оператор могут не знать о существовании потенци-
альной опасности;
больной может быть ие в состоянии нормально реагировать на
опасные события (тяжело болен, без сознания, ограничен в движе-
ниях н т. п.) ;
у больного могут быть нарушены кожные покровы (травма,
специальная обработка кожи для установки электродов, прямой
доступ к внутренним органам — капельница, сердечный катетер,
эндокардиальный электрод), уменьшающие сопротивление элек-
трическому току;
использование сочетания различных приборов (КМ, регистра-
торы, оборудование обработки данных) с разной степенью элек-
тробезопасности;
высокая концентрация электрического оборудования в одном
месте, поблизости от больного;
наличие жидкостей и повышенной влажности в помещении.
С учетом этих аспектов электробезопасность медицинских
Приборов нормируется специальными стандартами [122].
Чтобы электрический ток мог оказать какое-либо воздействие
на тело человека, оно должно стать частью электрической цепи.
Ток в цепи будет определяться напряжением и сопротивлением
тела человека, которое можно представить средней величиной
1000 Ом. Электрический ток, протекающий через тело, будет счи-
таться опасным или смертельным, если он создает в жизненно
важных органах местные плотности тока, достаточные для нару-
шения функционирования этих органов. Наиболее чувствитель-
ным к воздействию электрического тока органом является сердце.
Источником опасности поражения электрическим током явля-
ется разность потенциалов между «землей» и одним или несколь-
кими проводниками при питании приборов от сети (рис 5 9)
232
Рис, 5:9. Схема возможного пораже-
ния электрическим током
Учитывая, что для питания ис-
пользуется напряжение перемен-
ного тока, надо обеспечить не
только высокое активное сопро-
тивление изоляции, но н малую
паразитную емкость между сете-
вой цепью и допустимыми для
прикосновения частями прибора.
Опасность может возникнуть при
низком качестве изоляции или ее
нарушения, хотя исходно она может быть хорошей.
Классификация медицинского оборудования по способу защиты. По спо-
собу защиты от поражения электрическим током все медицинское оборудование
делится на три класса:
Класс I — изделия, которые в дополнение к основной изолинии имеют за-
жим или контакт вилки сетевого шнура для подсоединения доступных для
прикосновения металлических частей к заземляющему устройству.
Класс 01 — изделия, имеющие сетевой шнур с вилкой без заземляющих кон-
тактов, н в дополнение к основной изолинии оии имеют зажим иа металличе-
ском корпусе для присоединения к внешнему заземляющему устройству.
Класс II — изделия, которые кроме основной изоляции имеют и дополни-
тельную и поэтому не требуют защитного заземления.
Класс Ш—изделия, рассчитанные для питания от изолированного источ-
ника тока с переменным напряжением не более 24 В или с постоянным напря-
жением не более 50 В и не имеют внутренних или внешних цепей с более
высоким напряжением.
Степень опасности для больного и обслуживающего персонала, вызванная
током утечки, зависит от рода контакта с оборудованием. В зависимости от
степени защиты от поражения электрическим током оборудование подразделяет-
ся иа четыре типа:
Н — имеющее нормальную степень защиты;
В — имеющее повышенную степень защиты;
BF — имеющее повышенную степень защиты и изолированную рабочую часть
(РЧ) —1 часть, подключаемую к больному;
CF—имеющее наивысшую степень защиты и изолированную РЧ.
Изделия без РЧ изготавливаются по типу Н и В. Изделия с РЧ, не имею-
щие контакта с сердцем, а также подключаемые к ним, должны изготавливаться
по типу В, BF или CF. Изделия с РЧ, имеющие контакт с сердцем, а также
подключаемые к ним, должны изготавливаться только по типу CF.
В табл. 5.2 приведены допустимые токи утечки для оборудования С раз-
личной степенью защиты.
Учитывая, что больные, находящиеся в палате интенсивного наблюдения,
могут иметь прямой контакт РЧ оборудования с сердцем, КМ должны иметь
высшую степень защиты CF. Так как КМ являются переносными приборами, то
нецелесообразно требовать для них защитного заземлении, поэтому они должны
выполняться по классу защиты II.
233
Таблица 5.2.
Допустимые токи уточки оборудования
Вид тока утечки Тип изделия
Н | В. BF | CF
Условия испытаний
Нормаль- ное со- стояние Единич- ное ва- рушение Нормаль ное со- стояние Единич- ное на- рушение Нормаль- ное со- стояние Единич- ное на- рушение
Ток утечки на кор- пус, мА Ток утечки иа паци- ента, мА 0,25 0,5 0,1 0,1 0.5 0,5 0,05 0,01 0,5 0,05
Качество основной, дополнительной и двойной (основной и дополнительной)
изоляции проверяется воздействием испытательным напряжением и измерением
сопротивления изоляции. В табл. 5.3 приведены электрические требования к
изоляции для изделий класса II типа CF.
Т а б ли ц а 5.3.
Электрические требования к изоляции (кл И, CF)
Изоляция между частями Испы- татель- ное на- пряже- ние, В (эфф> Мини- мальное сопротив- ление | изоля- ции, МОм Изоляция между частями Испы- татель- ное на- пряже- ние, В (эфф> Мини- мальное сопротив- ление изоля- ции, МОм
Сетевая цепь — до- ступные для при- косновения части Сетевая цепь — рабочая часть 4 000 4 000 70 70 Доступные для прикосновения ча- сти — изолирован- ная рабочая часть (рабочее напряже- ние до 50 В) 500 50
Испытанию иа электрическую прочность изоляции на заводе-изготовителе
подвергаются 100 % приборов. Так как этн испытания могут снижать прочность-
изоляции, то в процессе эксплуатации (при техническом обслуживании или (пос-
ле ремонта) приборы испытываются иа ток утечки и сопротивление изоляции.
Электробезопасность —• понятие относительное, и хотя осуществление ее же-
лательно в полной мере, достигнуть этого никогда не удается. Высокая степень
электробезопасиости может быть достигнута принятием комплекса мер защиты.
Защита достигается соблюдением трех основных условий:
правильная конструкция аппаратуры, дающая «безусловную» электро безо-
пасность:
234
применение специальных средств внешней защиты, дающих условную элект-
ррбезопасность;
указание условий, пря которых работа с аппаратурой безопасна (описа-
тельная безопасность) [31].
Конструктивные меры обеспечения электробезопасности КМ.
Конструкция прибора должна обеспечивать электробезопасность
больного и обслуживающего персонала не только при нормаль-
ной работе, но и прн любых внутренних неисправностях. Основ-
ные требования к конструкции н изготовлению приборов могут
•быть сформулированы следующим образом.
1. Особые меры необходимо принять к изолинии сетевой це-
пи (сетевой шнур — сетевой выключатель — предохранитель —
сетевой фильтр — силовой трансформатор):
сетевой шнур с вилкой должны иметь единую изоляцию;
ввод сетевого шнура в корпус прибора — дополнительную изо-
ляцию, допускающую многократные перегибы;
сетевой шнур должен надежно крепиться скобой внутри при-
бора через дополнительную изоляцию;
предохранители должны быть защищены от прикосновения
изоляционной крышкой, установлены на изоляционном материале
н доступ к ним обеспечен только при помощи инструмента;
сетевой выключатель должен иметь изолированную доступную
часть и обозначение положений;
возле ввода сетевого шнура должно быть обозначение класса
защиты II, типа CF;
сетевой фильтр должен отдельно испытываться на электриче-
скую прочность изоляции при испытательном напряжении 4000 В;
силовой трансформатор должен иметь пространственно разне-
сенные первичную и вторичную обмотки; изоляция между обмот-
ками н корпусом испытывается при напряжении 4000 В; емкость
между обмотками должна быть минимальной;
провода сетевой цепи н других цепей прибора не должны про-
ходить в одном жгуте;
желательно все элементы сетевой цепи сосредоточить в одном
месте корпуса прибора.
2. Необходимо иметь такую конструкцию кожуха, чтобы пре-
дотвратить попадание внутрь прибора инородных тел и жидко-
стей.
3. Заменяемые части рекомендуется размещать таким обра-
зом, чтобы можно' было легко производить их осмотр и замену.
4. Следует избегать установки гальванических батарей внутри
прибора, работающего от сети. Если это необходимо, то должна
быть обеспечена допустимая температура эксплуатации батарей.
Специальные средства защиты. Для исключения риска нару-
шения изоляции в сетевой цепи можно применить еще несколь-
ко следующих дополнительных мер и средств защиты конструк-
тивного характера:
235
1. Целесообразно изолировать РЧ (для RM — это усилитель
ЭКС) от остальной схемы прибора. Практически все современ-
ные КМ имеют в РЧ развязывающие усилители или развязку ио
выходу усилителя ЭКС.
2. Необходимо ограничение тока в цепи пациента до допусти-
мого уровня при неисправности в схеме КМ.
3. Рекомендуется при использовании нескольких приборов в
окружности досягаемости для больного и обслуживающего пер-
сонала произвести выравнивание потенциалов корпусов путем их
соединения с общей точкой (функциональным заземлением).
Нельзя соединять корпуса приборов последовательно, так как в
этом случае образуется «петля», по которой циркулируют токи
утечки.
4. Желательно иметь индикаторы тока утечки, но они должны
быть очень чувствительные, а это приводит к снижению их по-
мехоустойчивости.
5. В палате интенсивной терапии может быть установлен до-
полнительный разделительный трансформатор для питания не-
скольких приборов.
Рекомендации по обеспечению электробезопасности в эксплу-
атации. Поражение электрическим током является результатом
не только повреждения оборудования, но и ошибочных действий
персонала. Поэтому особое внимание должно быть уделено соот-
ветствующей подготовке врачей и сестер: изучению основных пра-
вил и инструкций электробезопасной работы. Условия электробе-
зопасной работы определяются выполнением следующих основных
требований:
1. Обслуживающий персонал должен иметь квалификацион-
ное свидетельство по технике безопасности.
2. Эксплуатационная документация должна содержать инст-
рукцию по особенностям безопасной работы конкретного прибора.
3. Проверка и ремонт приборов должны производиться специ-
ально обученным техническим персоналом. После ремонта необ-
ходима обязательная проверка токов утечки и сопротивления
изоляции.
4. Для палат интенсивного наблюдения, где риск поражения
электрическим током повышен, следует иметь в штате техника по
эксплуатации, который должен производить профилактические
осмотры всего оборудования и их соединения.
5. При подозрении на неисправность нужно немедленно от-
ключить прибор от сети.
6. Помехи при регистрации ЭКГ нлн при работе КМ нельзя
устранять при помощи заземления больного.
7. Рабочее (функциональное) заземление должно подключать-
ся в центре выравнивания потенциалов, который, в свою очередь,,
должен быть ограничен зоной одного больного.
8. Так как к КМ могут подключаться регистраторы и аппа-
ратура обработки данных, ие имеющие той же степени защиты,
что и КМ, необходимо их подключать к сети через изолирующие
236
трансформаторы и измерять токи утечки КМ при их совместном
соединении.
Таким образом, соблюдение комплексных требований к элек-
тробезопасностн является единственным путем профилактики от
поражения электрическим током.
5.5. ПОВЫШЕНИЕ ЭФФЕКТИВНОСТИ ПРИМЕНЕНИЯ
КАРДИОМОНИТОРОВ
Радиоэлектронная медицинская аппаратура (РЭМА) решает
общетехнические задачи (преобразование и усиление сигналов,
измерение и вычисление параметров сигналов, индикация и доку-
ментирование данных обработки сигналов) и является инстру-
ментом диагностики заболеваний, контроля состояния больных по
физиологическим показателям, жизнеобеспечения и лечения боль-
ного. Сказанное в большой степени относится и к кардиомонито-
рам, так как они контролируют состояние сердечной деятельности.
Разработки новых типов КМ, использующих последние дости-
жения науки н техники, вместе с ростом потребности лечебных
учреждений в кардиологических приборах привели к значитель-
ному увеличению доли расходов иа технические средства меди-
цины, достигающие в .развитых странах 40% и более от общих
расходов на здравоохранение. Поэтому вопрос эффективности при-
менения РЭМА приобретает еще большее значение.
Для повышения эффективности КМ (АСОВК) необходимо вы-
полнить ряд условий:
1. Автоматические методы диагностики состояния больного
ие должны заменять функции врача, который принимает оконча-
тельное решение на основе полученных данных и клинической
картины заболевания. Излишняя самоуверенность инженеров мо-
жет привести к разочарованию медицинского персонала н дис-
кредитации автоматических методов. Кардиомониторы и АСОВК
по мере накопления статистических данных их работы и роста
опыта медицинского персонала должны предусматривать возмож-
ность улучшения .(коррекции) алгоритмов обработки ЭКС таким
образом, чтобы удовлетворить требования врачей.
2. При выборе типа КМ или АСОВК следует руководствовать-
ся медицинскими критериями, соответствующими представлению
врача о характере конкретного лечебного процесса. К этим кри-
териям нужно отнести: категорию больных (инфаркты миокарда,
стенокардии, нарушения ритма), необходимые виды контролиру-
емых параметров, достаточность и существо информативных приз-
наков сигнала (знание алгоритмов обработки сигналов).
3. Оценить наглядность представляемой информации, позво-
ляющей врачу быстро принимать решение.
4. Соблюдать нормальное техническое состояние, которое под-
держивается средним техническим персоналом клиники илн спе-
циальными ремонтными службами, а также межведомственной по-
веркой метрологическими органами Госстандарта ие реже 1 ра-
237
за в год. Порядок проведения этих мероприятий излагается в со-
проводительной документации. Проведение профилактических по-
верок предотвращает неожиданный выход из строя КМ н сокра*
щает время простоя прибора. Это тем более важно, что в КМ
возможны скрытые отказы, которые не приводят к очевидным от-
казам (некоторые неисправности ПЗУ, дрейф параметров от тем-
пературы н времени, превышающий допустимые нормы, ослабле-
ние изоляции сетевой цепи и т. д.). Кроме того, всегда будут су-
ществовать «неисправности», связанные с несовершенством ал го-
ритмов обработки ЭКС, которые обычно проявляются в случае
сигналов сложной формы (комбинированные аритмии, необычная
форма кардиокомплекса и т. п.). Врачу необходимо учитывать эту
особенность при оценке работоспособности прибора.
5. Необходима определенная организация работы медицинско-
го персонала в палате интенсивной терапии Учитывая специфику
РЭМА, охватывающую большую область медицинских и техниче-
ских знаний, медицинский персонал должен быть знаком с основ-
ными физическими законами, а технический — иметь подготовку
по медицинской электронике.
6. При выборе типа КМ или АСОВК необходимо сопоставить
между собой понятие «стоимость — эффективность». (В -случае
АСОВК — в расчете на одного больного.) Оценить эффективность
можно детально ознакомившись со всеми возможностями КМ,
многие из которых часто опускаются в эксплуатационной доку-
ментации. Можно использовать для этих целей и другие крите-
рии, которые больше подходят к индивидуальным особенностям
клиники и ее финансовому состоянию.
Без выполнения изложенных выше комплекса условий и тре-
бований трудно ожидать эффективности применения КМ в широ-
кой медицинской практике.
В целом прогнозирование эффективности медицинской техни-
ки полностью зависит от того, насколько в ближайшее время
удастся обеспечить взаимосвязанную работу разработчиков и
врачей.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Орлов В. Н. Руководство по электрокардиографии. — М.: Мединина,
1984. -528 с.
2. Дехтярь Г. Я- Электрокардиографическая диагностика.—М.: Мединина,
1986. —543 с.
3. Томов Л., Томов Ид. Нарушения ритма сердца.—София: Мединина И
физкультура, 1976. — 431 с.
4. Мурашко В. В., Струтыпский А. В. Электрокардиография, — М.: Медици-
на, 1987,—256 с.
5. Holter N. J. New Method for Heart Studies//Science. — 1961, —Vol 134. —P.
1214—1220.
6. Рябоконь О. С. «Угрожаемые» аритмии у больных в остром периоде ин-
фаркта миокарда//Бюл. Всесоюзного кардиологического научного центра
АМН СССР. — 1980. — № 2. — С. 44—48.
7. Поздние аритмии при инфаркте миокарда/В. М Живодеров, В. Л. Дощи-
цин, 3. И. Дунаева и др.//Кардиологня.— 1980.—№ 1. — С. 22—25.
8. Чирейкии Л. В., Мейзеров И. В., Немирко А. П. Системы длительного на-
блюдения в кардиологических отделениях и автоматический анализ ритма-
сердечной деятельности//Кардиология.— 1975. — № 6. — С. 140—149.
9. Комплект приборов для контроля за состоянием сердечной деятельно-
сти тяжелобольных/А. Л Барановский, А. В. Васильев, Алекс. В. Васильев
и др.//Вопросы радиоэлектроники. Сер. ОТ.— 1974. — Выл. 15.—С. 29—4'1.
10. Микрокомпьютерные медицинские системы: Проектирование и применения/
Под ред. У. Томпкинса, Дж. Уэбстера.—М_: Мир, 1983. — 544 с.
11. Проблема создания портативных кардиомониторов/Г. С. Сидоренко,
В. М. Якубович, Я- Г. Никитин//Кардиология. —1980. — № 12.—С. 30—
33.
12. Чирейкии Л. В., Шурыгин Д. Я-, Лабутин В. К. Автоматический анализ-
электрокардиограмм. — Л.: Медицина, 1977. — 248 с.
13. Вопросы разработки анализатора ритма сердечной деятельностн/А. Л. Ба-
рановский, А. П. Немирко, Л. В. Чирейкии и др.//Вопросы радиоэлектро-
ники. Сер. ОТ. — 1975. — Выв. 15. — С. 39—45.
14. Автоматизированный анализ сердечных дизритмий/Л. Дж. Томас,
К. У. Кларк, Ч. Н. Мед и др.//ТИИЭР. — 1977. — Т. 67, № 9. —С. 173—
493. .
15. Sanders W. J., Alderman Е. L., Harrison D. С. Alarm Processing in Con>
puterized Patienl Monitoring System//Computers in Cardiology. 4th Intern.
Conf. (Rotterdam, 1975). —N. Y., 1975. —P. 21—26.
16. Hoopen M., Bongardts I. Probabilistic Characterization of RR-intervals//
Cardiovasc. Res.— 1969. — N 3. — P. 218—226.
17. Алгоритм для автоматического обнаружения экстрасистол на фоне сину-
сового ритма и синусовой аритмии/И. И. Красовский, Л. В. Чирейкии,
А. А. Зубков и др.//Кардиология. —1972.—№ 6. — С. 107—*111.
18. Земцовский Э. В., Барановский А. Л., Васильев А. В. Новый метод изу-
чения сердечного ритма у спортсмеиов/Деорня и практика физической
культуры. — 1977. — № 6. — С. 70—72.
19. Васильев А. В., Барановский А. Л. Ритмокардиоскоп РКС-О1//Техинка
средств связи. Сер. ОТ. —1981. — Вып. 3. — С. 141—144.
20. Барановский А. Л., Васильев А. В., Пахарькова А. И. Ритмокардиоскоп
РКС-01 //Медицинская техника. — 1982. — № 5. — С. 60—61.
21. Анализ сердечного ритма/Под ред. Д, Жемайтнте.—-Вильнюс: Моксласг
1982. - 130 с. п ..
22. Марков А. М., Поляков Л. Е. Санитарная статистика.—Л.: Медицина,
1974. —384 с.
23. Баевсний Р. М., Смирнова Т. М. Применение вариациоииои пульсометриж
в оценке суточной динамики сердечного ритма у больных ИБС с функцио-
нальными нарушениями сердечного ритма//Кардиология. — 1978- — № 4.
V*. —VI.
•24. Комплексный подход к исследованиям ритма сердца и его аппаратурная
реалиэацня/Э. В. Земцовский, А. Л. Барановский, А. В. Смирнов и др.//
Теория и практика автоматизации кардиологических исследований. — Кау-
нас, 1986. — С. 298—299.
25. Комплексный подход к исследованиям ритма сердца спортсменов/
Э. В. Земцовский, А. Л Барановский, А. В. Смирнов и др./Деория и
практика физической культуры. — 1988. —№ 6. —С. 12—17.
26. Мониторные системы для контроля аритмий по электрокарднограмме//Био-
технические системы, теория и проектироваиие/В. М. Ахутии, А. П. Не-
мирно Н Н. Першин и др.; под ред. В. М. Ахутнна. — Л.: Изд-во Ле-
нингр ун-та, 1981. — Разд. II, Гл. 2. — С. 116—137.
27. Шершов В. И. Прибор для измерения дефицита пульса/Дехника средств-
связи. Сер. ОТ.— 1981.—Выл. 3(12). — С. 106 ПО.
28. Кардиоснгиализатор КС-02/В. М. Большов, В. П. Попов, А. С. Прокудин
и др.//Медицииская техника. — 1985. — № 2. — G 25—28.
29- Цифровой кардиомонитор для контроля аритмий по электрокардиограмме/
А. Л. Барановский, А. П. Немирко, А. В. Смирнов и др.//Радиотехника.
1983. — № 3. — С. 75—77.
239
238
30. Бредикис Ю. Ю. Очерки клинической электроники — М : Медицина 1974___•
224 с.
31. Жуковский В. Д. Медицинские электронные системы. — М. Медицина
1976. - - 312 с. ’
32. Чазов Е. И Интенсивный контроль (наблюдение) за больными инфарктом
миокарда/,-Кардиология. — 1978. — № 1. — С. 5—9.
33. Покровский Б. Г. Новая радиоэлектронная медицинская диагностическая
аппаратура//Новости медицинской техники.— 1975. —Вып. 4. — С 32—41.
34. Опыт разработки автоматизированной системы контроля аритмий по элект-
рокардиосигналу//А Л. Барановский, А П. Немирно, Л. В. Сафронников
и др.//Техника средств связи. Сер. ОТ. — 1983. — Вып. 3. — С. 38—43.
35. Автоматизированная система наблюдения за состоянием кардиологических
больиых/А. Л. Барановский, А. Н. Калиниченко, Л А. Манило и др.//
Электронная промышленность. — 1978. — Вып. 5(65). —С. 80—81.
36. Автоматизированная система для наблюдения за состоянием больных и
отделениях интенсивной терапии//Электроника.— 1974.—№ 18.— С. 15—
16.
37. Медицинская электронная аппаратура для здравоохранения/Л. Кромвелл,
М. Ардитти, Ф. Вейбелл и др.; Пер. с англ, под ред. Р. И. Утямышева.—
М.. Радио и связь.— 1981. — 344 с.
38. Теория и проектирование диагностической электронно-медицинской аппа-
ратуры'В М. Ахутин, О. Б. Лурье, А П. Немирно и др.; Под ред.
В. М. Ахутина.— Л.: Изд-во Леиингр. ун-та, 1980. 148 с.
39. Электрокардиографический хлорсеребряный электрод/Д. К- Авдеева,
В. В. Дмитриев, А. Т. Добролюбов и др.//Медицинская техника. —1984.—
№1,- С. 35-39.
40 Даскалов И. К., Стамболиев И. Б. Электромедицинска диагностичиа тех-
ника.— София. Техника, 1978. — 460 с.
41. ECG Electrodes. A study of Electrical and Mechanical Long-term Proper-
ties/?. Ask, P. A. Oberg et al.//Acta Anaesth. Scand. —1979. — N 23. —P.
189—206.
42. Мишин Д. T., Логинов А. С. Инфраиизкочастотные усилители бионапря-
жеиий с гальваническим разделением входа и выхода.—М.: Энергоатом-
издат, 1983. — 80 с.
43. Шило В. Л. Линейные интегральные схемы в радиоэлектронной аппарату-
ре.—М_: Сов. радио, 1979. — 368 с.
44. Нестеренко Б К. Интегральные операционные усилители. Справочное по-
собие по применению. — М.: Энергоиздат, 1982.— 128 с.
45. Марше Ж. Операционные усилители и их прнменение/Пер. с франц.
Ю. А. Ноткина н Г. И. Яковлева —Л.: Энергия, 1974. — 216 с.
46. Развязывающие усилители//3арубежная радиоэлектроника. — 1979. —
№ 11, —С. 68—96.
47. Ольшевски. Гибридная ИС развязывающего усилителя, выполненная иа
безнамоточном трансформаторе//Электроника.— 1978. — № 15.—С. 22—32.
48. Большов В. А., Разумов Ю. А. Развязывающий однотрансформаториый
усилитель биопотенциалов//Медицииская техника. — 1982. — № 2. — С.
24—28.
49. Ольшевски. Применение оптической связи в развязывающих усилителях//
Электроника.— 1976. — №17. — С. 22—32.
50 Вопросы конструирования систем динамической телеметрии применитель-
но к задачам космической медицииы/Р. М. Баевский, К. П Зазыкии,
Н. П. Сазонов и др.//Радиотелеметрня в физиологии и медицине. —
Свердловск, 1983. — С. 31—44.
51 Розенблат В. В. Настоящее и будущее динамической бнорадиотелемет-
рии/Биорадиотелеметрия. — Свердловск, 1976.—С. 14—19.
52. Пупко И. А., Вольперт Е. И., Осипов В. А. Автоматизация контроля за
сердечным ритмом в палатах интенсивного наблюдения //Техника средств
связи. Сер. ОТ.—'1978.—Вып. 3(11). —С. 56—64.
53. Повышение надежности кардиомониторяого контроля в палатах интенсив-
ного наблюдения/Е. И. Вольперт, И. А. Пупко, В. А. Осипов и др.//Анесте-
зиология и реаниматология.— 1980.—№ 2. — С. 64—66.
-240
54. Степаненко И. П., Тарасов В. П., Квитка А. А. Одноканальная биорадио-
телеметрическая система для 'контроля электрокардиограммы/Техника
средств связи. Сер. ОТ. — 1979. — Вып. 3. — О 82—-88.
55. Поляков В. Т. Радиовещательные ЧМ приемники с фазовой автоподстрой-
кой. — М.: Радио и связь, 1983. — 96 с.
56. Oliver Y. De Vel. R-wave Detection in the Presence of Muscle Artifacts//
IEEE Trans. Biomed. Eng.— 1984. —Vol. BME-31, N 11. —P. 715—717.
57. Колтун В. M., Трусов Ю. С. Селектор зубцов k электрокардиосигналов,
выделяющих сигнал по геометрическим признакам//Медицииская техника.—
1985. —№ 2, —С. 12—16.
58. А. с. 365807 СССР, Н—ОЗК—1/18, Н—ОЗК—3/284(53)—621.373.5. Жду-
щий мультивибратор с регулируемой длительностью импульса/А. И. Про-
шляков. — Опубл. 1973, Бюл. № 6.
59. Электроинан аппаратура для стимуляции органов и ткаией/Под ред.
Р И. Утямышева и М. Враны. — М.: Энергоатомиздат, 1983. — 384 с.
60. Шереметьев А. И. Электронные блоки выделения сигналов, вызванной
электроактивиости сердца со стимулирующих электродов//Техника средств
связи. Сер. ОТ. — 1981. —Вып. 3(12). — С. 28—31.
61. А. с. 772528 СССР, А61—В—5/04(53) — 615.475.(72). Устройство для об-
работки и индикации ЭКГ у больных с электрокардиостимуляторами/
Е. Н. Капитанов, А. И. Васильев, В. А. Михайлов и др.—Опубл. 1980,
Бюл. Хе 39.
62 Немирно А. П., Гасанов М. М., Егоров Д. Ф. Распознавание волн ЭКГ
при кардиостимуляц'ии//Изв. ЛЭТИ. — 1986. — Вып. 367. — С. 53—58.
63. Федоров Б. Г., Телец В. А., Дегтяренко В. П. Микроэлектронные цифро-
аналоговые и аналого-цифровые преобразователи. — М.: Радио н связь,
1984. — 120 с.— (Электроника, вып. 41).
64. Дагостино Т„ Тэрнер М. 100 МГц осциллограф с новой реализацией циф-
рового запоминания снгналов//Электроннка. — 1980. — № 11. — С. 71—78,
65. Stettlnert R. L., Alderman G. L. High Speed Raster Technique Provides
Flexible Display//Hewlett- Packard Journal.— 1980. — November. — P. H—
B.
66. Баскир H. И. Бестрансформаторные транзисторные схемы кадровой раз-
вертки.—М.: Радио н связь, 1983. — 64 с.
67. Яковлев G Б., Скляр В. А„ Суслов В. С. Микросхемы в генераторах те-
левизионной развертки. — М.: Радио и связь, 1983. — 88 с.
68. Бриллиантов Д. П. Экономичные генераторы телевизионной развертки.
Проектирование и расчет. — М.г Радио и связь, 1982. — 272 с.
69. Немирно А. П. Цифрован обработка биологических сигналов. — М.: Нау-
ка, 1984. —144 с.
70. Берке А., Голдстейи Г., Нейман Дж. Предварительное рассмотрение ло-
гической конструкции электронного вычислительного устройства: Пер. с
англ.//Кибернетический сборник. — М.: Мир. ’1964. — Вып. 9. — С. 7—67.
71. Балашов Е. П., Пузанков Д. В. Микропроцессоры и микропроцессорные
системы/Под ред. В. Б. Смолова. — Мл Радио и связь, 1981. — 326 с.
72. Гилмор Ч. Введение в микропроцессорную технику/Пер. с англ,—М.: Мир,
1984. —324 с.
73. Мирский Г. Я- Микропроцессоры в измерительных приборах. — М.: Радио
и связь, 1984.—'161 с.
74. Львов Г. А., Хавкин В. Е. Самодиагностирование и самовосстановление
микропроцессорных систем. М.: ЦНИИ «Электроника», 1985. — 54 с.
(Обзоры по электронной технике. Сер. 3, Микроэлектроника, Вып. 5(1158).
75. Стр абы кии Д. А. Управление цифровыми измерительными приборами с
помощью встроенных микро-ЭВМ//Приборы н системы управления, 1983.—
№8 —С. 11—13. „ „ „
76. Шкебельский В. А., Яковлева Н. С., Шлемис Г. И. Принципы разработки
ПО графических методов анализа ритма сердца в реальном масштабе
времени//Техника средств связи. Сер. ОТ. — 1988. — Вып. 6. — С. 44—54.
77. Spectral Analysis of Signal-avereged Electrocardiograms from Patients with
and Without Ventricular Tachicardia/H. D Ambus et al.//Computers tn
Cardiology. 13 Intern. Conf. (Boston, 1986). —N. J., 1987. — P. 529—532.
241
78. Berson A. S. Bandwidth, Sampling and Quantizing for Automated ECG
₽rocessing//Computers in Cardiology. 3 Intern. Conf. (St. Louis, 1976).—
N. Y., 1976, —P. 295—301.
79. Адаптивные компенсаторы помех. Принципы построения и применения
Б. Уидроу, Дж. Р. Гловер, Дж. М. Маккул и др.ДТИИЭР.— 1975, —Т. 63
№ 12. — С. 69—98.
80. Mortara D. W. Digital filters for ECG signal//Compnters in Cardiology
4th Intern. Conf. (Rotterdam, 1977). —U. Y., 1977. — P. 511—514.
81. Хемминг P. В. Цифровые фильтры. — M.: Сов. радио, 1980.—224 с.
82. Рабннер Л., Гоулд Б. Теория и применение цифровой обработки сигна-
лов. — М.: Мир, 1978. — 848 с.
•8 3. Калиниченко А. Н. Методы цифровой фильтрации электрокардиосигна-
ла в кардномоннторных системах: Днсс. ...канд. техн, наук, —Л.: ЛЭТИ,
1988. —206 с.
;8 4. Ольховский Ю. Б., Новоселов О. Н., Мановцев А. П. Сжатие данных
при телеизмерениях.—М.: Сов. радио, 1971. — 304 с.
85. Эндрюс К. А., Дэвис Дж. М., Шварц Г. Р. Адаптивное сжатие данных//
ТИИЭР. —1967. — Т. 55, № 3. — С. 25—38.
86. Сох J. R., Nolle F. М., Fozzard Н. A., Oliver G. С. Aztec, a Preprocessing
Program for Real-fpme ECG Rhythm Analysis//IEEE Trans. Biomed. Eng.—
1968. — Vol. BME-15. — P. 128—129.
87. Немирко А. П., Манило Л. А. Сжатие электрокардиограмм с последова-
тельной двухпараметрической адаптацией//Медицинская кибериетнка/ИК
АН УССР, —К-, 1978. —С. 86—Юб.
88. Сжатие данных для хранения и передачи электрокардиограмм и вектор-
кардиограмм/М. Э. Уомбл, Дж. С. Холлидей, С. К.' Миттер и др./1
ТИИЭР.— 1977. —Т. 65, № 5.—С. 131—137.
.89 . Применение микропроцессоров для цифрового кодирования и передачи
электрокардиограмм/М. Бертран, Р. Гардо, Ф. А. Роберж и др.ДТИИЭР.—
1977. — Т. 65, № 5. — С. 146—156.
"90 . Немирко А. П. Микропроцессорные медицинские диагностические систе-
мы.— Л.: ЛЭТИ, 1984. — 64 с.
91. Васин Ю. Г. Нерегулярные выборки отсчетов исходной информации и за-
дача кодирования электрокардиографических данныхДКнбернетика ч вы-
числительная техника.— 1978. — Выл. 41.— С. 98-—104.
92. Маиовцев А. П. Основы теории радиотелеметрии. — М.: Энергия, 1973.—
592 с.
93. Адаптивная дискретизация электробнологических сигналов/К. К. Валу-
жис, С Л. Корсакас, А. П. Рашнмас и др.//Матерналы XII респ. науч.-
техн. конф. Лит. ССР. Т. 3. Вычислительная техника.'—Каунас, 1972. — С.
512—516.
94. Автоматизированный архив электрокардносигналов на базе ЦВМ/3. И. Яну-
шкевичус, Г. А. Внтенпгтейнас, К. К. Валужис и др.//Математическая
обработка медико-биологической информации. — -М.: Наука, 1976. — С.
202-211.
.95. Алгоритмы анализа психофизиологических процессов в системе автомати-
ческого контроля за состоянием оператора/В. М. Ахутнн, Н. Б. Кочубей,
А. И. Монахова и др.//Вовр. кибернетики.— 1978. — Вып. 51. — С. 153—
162.
96. Сох J. R., Fozzard И. A., Nolle F. М., GHver G. С. Some Data Transfor-
mations Useful in Electrocardiography//Computers in Biomedical Research/
Ed. Stacy, Waxman. — N. Y.: Acad, press1969. — Vol. 3. — P. 181—206.
97. Немирко А. П., Манило Л. А., Терентьева И. С. Динамический кластерный
анализ формы желудочкового комплекса электрокар днограммыДИзв.
ЛЭТИ. — 1982. — Вып. 318. — С. 50—53.
98. Lateloga М. Т., Busby D. Е., Lyne R. J. Assessment of ST-segment Distor-
tions by Direct-writing Electrocardiographic Recorders//Biomed. Technik.—
1977. —Vol. 22, N5.-P. 115—121.
99. Злочевский M. С. Обработка электрокардиограмм методом сплайн-функ-
ций//Новостн мед. техники. — 1983. — Вып. 1, —С. 18—20.
100. Meyer С. R., Keiser Н. N. Electrocardiogram Baseline Noise Estimation
and Removal Using Cubic Splines and State-space Computation Techniques//
Comput. Biomed. Res.— 1977. — Vol. 10. — P. 459—470.
i01. Завьялов Ю. C-, Леус В. А., Скороспелов В. А. Сплайны в инженерной
геометрии.—М.: Машиностроение, 1985. — 224 с.
102 Павлидис Т. Алгоритмы машинной графики и обработки изображений.—
М.: Радио и связь, 1986. — 400 с.
103. Липовецкнй В. М. Функциональная оценка коронарного кровотока у че-
ловека.— Л.: Наука, 1985.— 167 с.
104. Санкин А. Н, Разработка и исследование алгоритмов анализа форм кар-
диокомплексов для систем автоматической классификации ЭКГ: Автореф.
дисс.... канд. техн. наук. — Л. ЛЭТИ, 1981. — 16 с.
105 Алберг Дж,, Нильсон 9., Уолш Дж. Теория сплайнов и ее приложения.—
Мл Мир, 1972. —316 с.
106. Корнейчук Н. П. Сплайны в теории приближения. —М.: Наука, 1984.—
352 с.
107. Форсайт Дж., Малькольм М„ Моулер К- Машинные методы математиче-
ских вычислений. — М.: Мир, 1980.—279 с.
108. Милева К. Н. Разработка и исследование методов автоматического анали-
за ЭГ-сегмента электрокардиограммы в реальном масштабе времени
Дисс..., канд. техн. наук. — Л.: ЛЭТИ, 1989. — 261 с.
109. Немирко А. П., Маиило Л. А., Милева К. Н. Компьютерный анализ ЭКГ
при нагрузочных пробахДИзв. ЛЭТИ.— 1988.— Вып. 405.—С. 19—25.
110. Стечкин С. В., Субботии Ю. Н. Сплайны в вычислительной математике.—
М.: Наука, il976. — 248 с.
111. Шакин В. В. Вычислительная электрокардиографии. — М.: Наука, 1981.—
167 с- ТА-
112. Simoons М. L. Optimal Measurement^ for Detection of Coronary Artery Di-
sease by Exercise Electrocardiography//Comput. Biomed. Res.— 1977. — Vol.
10,—P. 483—499.
113 Pahlm O., Sornmo L. Data Processing of Exercise ECG’s//lEEE Trans, bla-
med. Eng. —1987.—VnL BME-34, N 2. —P. 158—165.
114 Scordalakis E. Recognition of the shape of the ST segment In ECG wave-
forms//lEEE Trans, biomed. Eng.—1986. —Vol. BME-33, N 10, —P. 972—
974.
115. Kuo S., Dillman R. Computer Detection of Ventricular Fibnllation//Compu-
ters in Cardiology. 5 th Intern. Conf. (Stanford, 1978). — N. Y., 1978. — P.
347—349.
116. Nygards M. — E., Hulting J. Recognition of Ventricular Fibrillation Utilized
the Power Spectrum of ECG//Computers in Cardiology. 4th Intern. Coni
(Rotterdam, 1977).—N. Y„ 1977. —P. 511—514.
117. Немирко А. П., Манило Л. А., Калиниченко A. H. Алгоритм оперативного
распознавания опасных аритмийДИзн. ЛЭТИ. —1981. —Вып. 283. — С.
71—75.
118. Калиниченко А. Н-, Манило Л. А., Терентьева И. С. Разработка авто-
матизированного архива электрокардиограмм для исследования монитор-
ных системДИзв. ЛЭТИ. — 1986. — Вып. 367. — С. 48—53.
119. Калиниченко А. Н. Применение цифровой фильтрации прн оперативном'
анализе ЭКГДИзв. ЛЭТИ. — 1987.— Вып. 385.—С. 98—102.
120. Hamelin G., Gnardo R., Bloneaw A. A Microprocessor Based Simulator of
Cardiac Arrythias//Proc. 10th. Annu. North/West Bioeng. Conf., 1982. — P.
10—13.
121. Newman S. pC-system Generates Arbirary Wave Form//EDN, 1979.—
N 15. _p. 67—68.
122. ГОСТ 12.2.025—76. Изделия медицинской техники. Электробезопасность.
242
СПИСОК СОКРАЩЕНИЙ ПЗУ
— постоянное запоминающее
АВ — атриовентрикулярный Дет — детектор устройство
АК — аналоговый коммутатор да — демодулятор по — программное обеспече-
AM — амплитудный модулятор Дп — дефицит пульса ППЗУ ние
АП — автоподстройка ДУ — дифференциальный усн — программируемое посто-
АРП — абсолютный рефрактер- литель янное запоминающее ус-
ный период дч —делитель частоты Пр тройство
АРС — автоматическая регули- Дш — дешифратор — приемник
ровка смещения ЗУ — запоминающее устройство ПрС — приемник сигнала
АРУ — автоматическая регули- ИБС — ншемнческая болезнь ПС — передатчик сигнала
ровка усиления сердца ПУ — промежуточный усили-
АСОВК — автоматизированная сис- тема оперативного вра- Им Инд — имитатор — индикатор ПФ — полосовой фнльтр
чебного контроля ИНП — интерполяция нулевого ПФСС — полосовой фнльтр сосре-
АУ — автоматическое успоко- порядка доточенной селекции
ение Инт — интегратор Пц — процессор
АЧХ — амплитудно-частотная ип — источник питания РВ — реле времени
характеристика ИПП — интерполяция первого по Рг — регистр
АЦП — аналого-цифровой преоб- — разователь ИС рядка — импульсы синхронизации РгПП — регистр последовательно- го приближения
БД — база данных км — кардиомонитор РПЗУ — репрограммнруемое по-
БИ — буферные инверторы Ком — коммутатор стоянное запоминающее устройство
БИС — большая интегральная Комп — компаратор РРС
схема КП — конец преобразования — ручная регулировка сме-
БПО — блок предварительной КСИ — кадровые синхроимпуль- РРУ щения
обработки сы —ручная регулировка уси-
БР — блок 'регулировки МВ — мультивибратор ления — развязывающий усилн-
БРТС — бнораднотелеметрнческая МП — микропроцессор РУ
БУ система —блок управления мпк — микропроцессорный комп- лект РФ — режекторный фнльтр
ВАС — выделитель артефакта стимула МПС — микропроцессорная сиС тема РЭМА — радиоэлектронная меди- цинская аппаратура
ВВП ВрС — высоковольтный преоб- разователь — временной селектор МР ОА ОЗУ — младший разряд — ограничитель амплитуды — оперативное запоминаю СА САС СБК — синоатриальный •—селектор артефакта сти- мула — синхронизатор блока ко-
ВУ — видеоусилитель ок щее устройство пирования
ВЧ — высокая частота — отклоняющая катушка
г ГКР — генератор — генератор кадровой раз- вертки окк оке — отклоняющая катушка кадров — отклоняющая катушка сг СН СНП — еннхрогеиератор — стабилизатор напряжения — схема начального пуска
Гр ГСР — громкоговоритель — генератор строчной раз- вертки ОРП строк — относительный рефрак терный период ССИ Сч тг — строчные синхроимпульсы — счетчик — тактовый генератор
гэн — генератор экспоненциаль- ОС — обратная связь Тр — триггер
ОУ — олерапионный усилитель тш — триггер Шмитта
дв 244 ного напряжения — двухполупериодный вы- прямитель ПВ пд пдп — пульсовая волна — пиковый детектор — прямой доступ к памяти УА УВО -—усилитель амплитуды — усилитель вертикального отклонения
УВП
УВЧ
УГО
УМ
УН
УНЧ
УО
УОгр
УС
Ус
УСв
УУ
ФВП
ФВС
ФВЧ
ФИ
ФИС
ФК
ФНИ
ФНЧ
ФПГ
ФПН
ФПО
ФСЧ
ЦАП
ЦП
ЦФ
ЧД
ЧМ
чпв
ЧСС
ШИМ
ШФ
ЭДС
— устройстве) ЁЫДачй век-
тора прерывания
— усилитель высокой час-
тоты
— усилитель горизонтально-
го отклонения
— усилитель мощности
— усилитель напряжения
— усилитель низкой часто-
ты
— устройство отображения
— усилитель-ограничитель
— устройство синхрониза-
ции
— усилитель
— устройство связи
— устройство управления
— фильтр выделения поме-
хи
—формирователь видеосиг-
нала
— фильтр верхних частот
— формирователь импульса
— формирователь импульсов
синхронизации
— фазосдвнгающнй контур
— формирователь нормали-
зованного импульса
— фильтр нижних частот
—фотоплетизмограмма
— формирователь пилооб-
разного напряжения
— формирователь порога
обнаружения
—формирователь сетки ча-
стот
— цифро-аналоговый пре-
образователь
— центральный пост
— цифровой фильтр
— частотный детектор
— частотная модуляция
— частота пульсовых волн
•—частота сердечных сокра-
щений
— широтно-импульсная мо-
дуляция
— шинный формирователь
— электродвижущая сила
245
ЭКГ — электрокардиограмм а
ЭКС —электрокардиосигнал
ЭЛТ — электронно-лучевая труб-
ка
ЭН — энергонезависимое
ЭН Г —экстраполяция нулевого
порядка
ЭП —эмнттерный повторитель
ЭПП —-экстраполяция первого
порядка
Эс — экстрасистола
ЭУ —электронные устройства
ОГЛАВЛЕНИЕ
Предисловие ... ... 3
Введение............................................................. 5
Глава 1. Автоматизированный контроль за состоянием сердечной дея-
тельности по электрокардиосигиалу . .............. . 9
1.1. Метод электрокардиографии ... ...... 9
1.2. Динамическая электрокардиография..............................23
1.3. Автоматический анализ ритма сердца и его нарушений в кардио-
мониторах ........................................................26
1.4. Основные медицинские и эксплуатационные требования к кар-
диомониторам ......................................................36
1.5. Классификация кардиомониторов.................................38
1.6. Обобщенные структурные схемы кардиомониторов .... 40
1.7. Кардиомониторы в автоматизированных системах оперативного
врачебного контроля...............................................44
Глава 2. Электронные устройства кардиомониторов . . 46
2.1. Функциональный состав электронных устройств ... 46
2.2. Устройства съема электрокардиосигнала в кардиомониторах -..47
2.3. Усилитель электрокардносигнала.................... . 51
2.4. Раднотелеметрнческнй канал передачи электрокардносигнала . 67
2.5. Выделители /?-зубца кардиокомплекса ..............72
2.6. Преобразователи электрокардносигнала дли цифровых устройств 87
2.7. Устройства отображения информации ... 93
Глава 3. Микропроцессорные кардиомониторы........................... 103
3.1. Роль микропроцессоров в медицинском приборостроении . . 103
3.2. Встроенные цифровые вычислительные средства обработки данных 104
3.3. Структура микропроцессорных кардиомониторов 113
3.4. Программное обеспечение микропроцессорных кардяомониторов 120
3.'5 . Тестовое обеспечение микропроцессорных кардиомониторов . 125
3.6. Микропроцессорный кардиомонитор — анализатор ритма сердца 130
Г л а в а 4. Алгоритмы цифровой обработки злектрокардиоснгнала в вычис-
лительных кардиомониторах.........................................443
4.1. Структура алгоритмического обеспечения цифровой обработки
электрокардносигнала ......................................... 143
4.'2 . Дискретизация и предварительная обработка электрокардносигнала 149
4.3. Цифровая фильтрация злектрокардиоснгнала.................152
4.4. Сжатие электрокардносигнала.............................166
4.5. Распознавание желудочкового комплекса ЭКГ и определение его
характерных точек.............................................. .176
4.6. Анализ формы желудочкового комплекса ЭКГ 191
4.7. Анализ S7-сегмента ЭКГ .................................. - 194
4.8. Автоматическая диагностика арнтмнй .........................204
4.9. Оценка качества алгоритмов автоматического анализа электро-
кардносигнала .................................................. 211
4.10. Особенности реализации алгоритмов оперативного анализа элек-
трокардиосигнала в микропроцессорных кардиомониторах . . 216
Глава 5. Промышленные модели кардиомониторов и технические вопро-
сы эксплуатации...................................................... 22 Г
5.1. Кардиомониторы н автоматизированные системы оперативного
врачебного контроля . ..............................221
5.2. Технические параметры кардиомониторов.......................228
5.3. Синтез тестового контроля обработки электрокардносигнала в
кардиомониторах..................................................228
5.4. Обеспечение электробезопасности кардиомониторов .... 232
5.5. Повышение эффективности применения кардиомониторов . 237
Список литературы............................• ..............238
Список сокращений................................ - 244
247