Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ - Барановский А.Л.

Author: Барановский А.Л.

Tags: формы лекарственных средств медицинские материалы оборудование радиоаппаратура (радиоэлектронная аппаратура) медицина электрокардиография кардиология издательство радио и связь медицинское оборудование экг медицинские системы

ISBN: 5-256-00478-6

Year: 1993

Similar

Основы анализа биотехнических систем. Теоретические основы БТС

Руководство для врачей скорой медицинской помощи. Издание 4

Хирургический шов

Системы комплексной электромагнитотерапии

Text

А. Л. Барановский
Кардиомониторы
Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ
ББК 32.844
К21
УДК 615.471
Авторы: А. Л. Барановский, А. Н. Калиниченко, Л. А. Манило,
А. П. Немнрко, А. В. Смирнов, В. А. Шкебельский, Г. И. Шлемис
Рецензенты: Г. В. Гусаров, В. В Павлов
Редакция литературы но электронике
Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля
К21 ЭКГ: Учеб, пособие для вузов/А. Л. Барановский, А. Н. Ка-
линиченко, Л. А. Манило н др.; Под ред. А. Л. Барановского
и А. П. Немирко.—М.: Радио и связь, 1993. — 248 с.: ил.
ISBN 5-256-00478-6.
Рассмотрены вопросы разработки и 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, их 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 н системы».
„ 4104000000-025
К ----------------87-92
046(01)-93
ББК 32.844
ISBN 5-256-00478-6
© А. Л. Барановский, А. Н. Калиниченко,
Л. А. Манило н 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-
трокардиосигналу, 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 нх состоянием.
Особенности электрокардиосигнала н заключенной в нем ин-
формации определяют специфику технических решений, применяе-
мых в кардиомониторах Эта специфика весьма существенна н
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 электрокардиосиг-
нала. 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-
на рдносигнала, радиотелеметрическим устройствам, выделителям
R зубца, преобразователям, электрокардиосигнала для цифровых
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 нм. 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. Земцовским, Л. В. Чирейкиным и др.)_
Книга состоит из 5 глав. Они достаточно автономны, и это
позволяет рассматривать их отдельно либо в произвольной после-
довательности в зависимости от необходимости и подготовки чи-
тателя. Хотя далеко не все вопросы, касающиеся кардиомонито-
ров, подробно рассмотрены в книге, однако, по нашему мнению,
она может служить методическим и практическим руководством
по кардиомониторам н 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 из-за отсутствия непосредственно у постели больного прибо-
ров для объективной опенки показателей жизнедеятельности и ап-
паратов для поддержания жизни в критических ситуациях (кардио-
стимуляторов, ди фибрилл яторов, 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 саге unit и CCU — cardiac care 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 или 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. Онн освобождают сестер и врачей от ручного измерения
этих параметров и рутинной работы по нх обработке и документи-
5
рованию, 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-
диосигналом (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 н 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,
имеющего компетентно проводить электрокардиографический конт-
роль, эффективно и быстро выполнять наружный массаж сердца,
искусственное дыхание, электронмпульсное лечение и электрокар-
диостимуляцию.
Первые кардиомониторы представляли собой просто осцилло-
скопы для текущего отображения электрокардиосигнала — 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 илн 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, они 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 аритмий: желу-
дочковые экстрасистолы разных видов, желудочковая пароксиз-
мальная тахикардия и др. Превентивное применение антиармтми-
ческих препаратов у таких больных часто ведет к нежелательным
побочным эффектам (также повышающим вероятность смертель-
ного исхода) и 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 аритмий 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 н ритмом сердца, но позволили также оператив-
но собирать, анализировать и отображать в удобной форме на
дисплее информацию о динамике изменения ЭКГ (трендах), необ-
ходимую для правильной анти аритмической терапии. После появ-
ления микропроцессоров «приборное» и «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 н у больных с кардиостимулятора-
ми) и вычислительные кардиомониторные системы различной кон-
7
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 и 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 и эмоциональных нагрузок, а также лечебных воздейст-
вий на деятельность сердца.
Другие разновидности КМ применяются прн продолжительных
диагностических исследованиях, проводимых в условиях дозиро-
ванных физических нагрузок н фармакологических проб, проведе-
нии процедуры катетеризации сердца, исследованиях в спортивной
и 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 электрокардио-
сигнала, 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 н 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 биэлектричес-
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 ноиы калия в
силу концентрационного градиента стремятся выйтн из клетки, а отрицательные
ноиы хлора, натрия и кальция, наоборот, входят внутрь клетки, увеличивая
тем самым отрицательный заряд внутриклеточной жидкости. Это перемещение
нонов и приводит к поляризации клеточной мембраны невозб} ж денной клетки,
наружная ее поверхность становится положительной, а внутренняя — отрица-
тельной. Возникающая на мембране разность потенциалов препятствует даль-
нейшему перемещению ионов и наступает стабильное состояние поляризации
9
мембраны клеток сократительного миокарда. Трансмембранный потенциал по-
коя в норме отрицателен н составляет 90 мВ.
Прн возбуждении клетки резко изменяется проницаемость ее стенки н это
приводит к изменению ионных потоков н, следовательно, к изменению самого
трансмембранного потенциала. Этот процесс проходит несколько фаз: от быст-
рой деполяризации, когда трансмембранный потенциал изменяется от —90 до
4-30 мВ, до быстрой и медленной реполяризации. Реполярнзацня продолжа-
ется до тех пор, пока не будет достигнута фаза поляризации клетки. Все этн
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 и 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 желудочкой 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-соединения),
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 из правого предсер-
дия по межпредсердному пучку — на левое предсердие. Элек-
трический импульс далее распространяется по АВ-соединению
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. Ннжняя
часть пучка Гиса может быть центром автоматизма третьего по-
рядка, обладающим самой низкой частотой — 25—40 импульсов в
минуту.
10
Рис. 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 и сократительного миокарда. Возбудимость сердца тем выше,
чем более слабый раздражитель в состоянии вызвать электричес-
кую активность клетки. Возбудимость сердца подчиняется закону
«все или ничего». Это значит, что подпороговые раздражители не
вызывают активацию сердца, тогда как пороговые раздражители
вызывают максимальную по силе активацию. Дальнейшее увели-
чение силы раздражения ие повышает степень активации.
11
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 при слабом раздражении воз-
можно сокращение сердца. Иногда это может привести к опасным
для жизни нарушениям ритма.
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 иа поверхности тела, при распространении волны возбужде-
ния по сердцу. На рис. 1.3 приведен одни цикл нормальной ЭКГ с принятыми
обозначениями элементов сигнала и фаз электрических процессов в сердце.
Деполяризация предсердий регистрируется иа ЭКГ в виде зубца Р, а де-
поляризация желудочков — в виде комплекса QRS, состоящего из зубцов Q,
R и 5 В период полного охвата возбуждением желудочков разность потен-
циалов отсутствует и на ЭКГ регистрируется изоэлектрическая линия — сег-
12
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 при одновременной регистрации ЭКГ и пульсовой
волны (ПВ) с сонной артерии или с яремной вены. Такая синхронная запись
позволяет изучать различные фазы сердечной деятельности и 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 миокарда 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 и сегментов сигнала зависят от многих фак-
торов: места расположения электродов, положения 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 QRS 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 ие обязательно имеет вид, изображенный на рис. 1.3.
Она зависит 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 их обозначают R, R', R'" и т. д. Отрицательный
зубец, предшествующий R, называется <2, а следующий за R—S-зубцом. Если
/?-зубца нет, то отрицательный QRS обозначают как QS.
Рис. 1.4. Примеры различных форм кривой ЭКГ
13
Рис. 1.5. Виды смещения ЗГ-сегмента ЭКГ
Для диагностики ишемической болезни сердца (ИБС) большое значение
имеет вид сегмента ST. Различные его формы показаны на рис. 1.5. Ряд кар
диомониторов непрерывно измеряют параметры этого сегмента: его отклонение
от нулевой линии, величину, знак наклона и форму.
Аритмия сердца и их проявление иа ЭКГ. Нарушениями ритма
сердца, или аритмиями i, называют:
выход ЧСС за нормальный предел (60—90 мнн-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 аритмии)
Синусовая брадикардия
Синусовая тахикардия
Синусовая аритмия
Эктопические (гетеротопные) ритмы
Экстрасистолия: предсердная, из АВ-соединения и желудоч-
ковая
В дайной книге под аритмиями понимаются нарушения ритма (в том
числе номотопные — нарушения автоматизма СА-узла) и проводимости сердца
[41.
14
Пароксизмальная тахикардия: предсердная, из АВ-соедиие-
ния и желудочковая
Трепетание предсердий
Мерцание (фибрилляция) предсердий
Трепетание и мерцание (фибриляция) желудочков
Б. Нарушения проводимости
Синоатриальная блокада
Внутрипредсердная блокада
Атриовентрикулярная блокада: I, 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 них в упрощенном, но наглядном виде пред-
ставлены механизмы образования аритмий и их отображение на
ЭКГ. На временных диаграммах приняты обозначения: жирной
точкой —центр возбуждения, СА—синоатриальный узел, Л —
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'1. При 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 прн синусовой тахикардии,
ЭКГ мало отличается от нормальной, но уменьшается автоматизм
СА-узла (рис. 1.6,6).
15
Синусовой аритмией называется неправильный синусовый
ритм, обусловленный неравномерным и нерегулярным образовани-
ем импульсов в С А-уз ле. Длительность интервалов RR обычно не
изменяется более чем на 0,15 с и часто связана с фазами дыха-
ния (рис. 1.6,в).
Экстрасистолия представляет собой наиболее частое эктопиче-
ское нарушение сердечного ритма. Экстрасистолы (Эс)—это
преждевременные сокращения сердца пли его отдельных частей,
нарушающие правильную последовательность сердечных сокраще-
ний. Они вызываются импульсами, возникающими в очаге с по-
вышенной возбудимостью, расположенном вне СЛ-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) и желудочкового происхождения. На
рис. 1.7,а приведен пример ЭКГ с предсердной экстрасистолой. Из
рисунка видно, что эктопический импульс, достигнув СА-узла,

в)
Рис. 1.7. Нарушения ритма, возникаю-
щие в предсердиях и атриовентрику-
лярном узле:
а — предсердная экстрасистолия; б — пред-
сердная интерполированная экстрасистолия;
в — трепетание предсердий 2:1; г—мерца-
ние предсердий (мерцательная аритмия); д—
д—атрнвентрикулярная пароксизмальная та-
хикардия
16
«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 мезцду 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 право желудочковой экстрасистолы приведен на
рис. 1.8,а, а левожелудочковой по типу бигеминии — на рис. 1.8,б.
Возможно возникновение каждого третьего или четвертого экст-
расистолического комплекса (тригеминия, квадригеминия).
При экстрасистолах различают расстояние между началом
предшествующего экстрасистоле комплекса и началом экстрасис-
толы— интервал сцепления и расстояние между началом экстра-
систолы и началом следующей за ней комплексом — компенсатор-
ная пауза. Обычно при наджелудочковой экстрасистолии наблю-
дается неполная компенсаторная пауза, которая чуть больше ин-
тервала RR регулярного ритма. При желудочковой экстрасистолии
обычно расстояние между нормальным комплексом, предшеству-
ющим экстрасистоле, и первым нормальным комплексом после эк-
страсистолы равно 2RR и свидетельствует о полной компенсатор-
ной паузе.
Экстрасистолы могут быть единичными, парными и групповы-
ми. Важно распознать и ранние экстрасистолы, начальная часть
Рис. 1.8. Нарушегчя ритма, возникающие в желудочках:
о — правожелудочковая экстрасистолия; б — левожелудочковая экстрасистолия по типу
бигеминии. в - желудочковая пароксизмальная тахикардия; г — фибрилляция желудочков,
переходящая в асистолию
17
которых наслаивается на 7-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 мин-1. 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. \Л,д 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 рефрактерно-
сти. Наблюдается крупноволновая (F) и мелковолновая формы
(/) мерцания предсердий. Пример мелковолновой формы приве-
ден на рис. 1.7,а. Мерцательная аритмия имеет сильно и хаотично
изменяющиеся FF-интервалы.
Синоатриальная блокада (СА-блокада)—это нарушение про-
ведения электрического импульса от СА-узла к предсердиям. На
ЭКГ наблюдаются выпадения желудочкового комплекса (рис.
1.9,о).
Атриовентрикулярные блокады (АВ-блокады) характеризу-
ются нарушением проведения электрического импульса от пред-
сердий к желудочкам. Различают три степени АВ-блокады. При
АВ-блокаде I 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
a)
Рис, 1.9. Нарушения проводимости
сердца:
а — синоатриальная блокада; б—А В-б л о-
када; б — АВ-блокада II степени; в —
блокада III степени (полная)
€> 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), ио 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
рнс. 1.8,г.
Более детально с биоэлектрическими явлениями в сердце и
| механизмами аритмий можно ознакомиться в [1—4].
Значение электрокардиографической диагностики. Среди 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. не инвазивным 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-нсследования играют в профи
лактнке и лечении сердечно-сосудистых заболеваний — основногс
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), прессорецепторным 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 (тренированности, 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 электробезопасности.
Последние модели электрокардиографов представляют собой
автоматизированные устройства управления и ЭКГ-дп а гностики.
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
рать 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
кардноцнклов 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 иа
правой руке (R — красная маркировка), на левой руке (L — желтая марки-
ровка) и на левой ноге (F-— зеленая маркировка). Эти электроды попарно
подключают к электрокардиографу для регистрации I, П н Ш отведения.
Электрод N (черная маркировка) устанавливается иа правую ногу, и к нему
подключается заземляющий провод. Как видно из рис 1.10,а, 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 (R, 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): aVK, aVL, aVr.
Грудные отведения. Эти отведения, предложенные Вильсоном в
1934 г., измеряют разность потенциалов между активным по тожительным элек-
тродом, установленным на грудной клетке, и отрицательным объединенным
электродом. Последний образуется при соединении через сопротивления трех
21
конечностей, объединенный потенциал которых в точке СТ близок к нулю
(рис. 1.10,в). Грудной электрод С (chest — грудь) маркируется белым цветом.
На рис. 1.10,г приведены позиции электродов на поверхности тела.
Можно показать, что между измеряемыми разностями потенциалов в раз-
ных отведениях существует определенная связь:
a) Ui~UL — URt f/n = Up — URt Uin = Up — UL*
V VaVR = UR-{UL + Up)l2t UaVL = UL-(Up+UR /2,
UaVF = &F — № >
e) Uyt ~^ci — (Ul+Ur + Up) ft*
uvt = ^c,-(^ + ^+<7r)/3
и так далее до Uv .
Дополнительные отведения. Диагностические возможности ЭКГ-
исследований могут быть расширены при применении некоторых дополнитель-
ных отведений Их использование целесообразно в тех случаях, когда 12 обще-
принятых отведений не позволяют надежно диагностировать ту или иную па-
тологию.
Дополнительные грудные отведения Vi—Ve отличаются только локализа-
цией грудного электрода по задней подмышечной (С7), лопаточной (С8) и
22
паравертебральной (С9) 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,е). Для этого используются электроды трех стандартных-отведений от ко-
нечностей. Электрод А’ помещают во второе межреберье по правому краю гру-
дины; электрод F переставляют в позицию отведения У4, 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 II — отведению A (Anterior) и отведение 111—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 их помощью удается определить век-
тор ЭДС сердца н его путь в пространстве с большей точностью, л притом не-
зависимо от формы тела, неоднородной проводимости среды и эксцентричности
нулевой точки диполя [2].
Рациональный выбор отведений определяет кардиолог, но обычно ЭКГ
всегда регистрируется в 12 общепринятых отведениях последовательно, если
кардиограф одиоканальный, и группами, если кардиограф многоканальный.
В случае сомнений в правильности регистрации отведений можно для провер-
ки воспользоваться соотношениями:
UaVR = — (Ц + t/j — 2 (UoVL — UayF)l3,
UaVL = (Щ - ^iii)/2. Uu = 2 (UaVL - UaVR)l3,
^aVF = (UU + Цц)/2’ ^III == 2 (UaVF ~
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
при 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); прн 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 i
длительному непрерывному контролю н регистрации ЭКГ в уело
внях, отличных от состояния покоя: условия свободного попе де ши
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
нис больных в острой п подострой стадии инфаркта миокарда.
Техим-г^чие 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 кардиокомплексы, имею-
щие форму, отличную от нормальных, и фиксировать моменты,
соответствующие нх появлению. Затем эти фрагменты ЭКГ мо-
гут быть выведены на регистратор н 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-канальиую 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 на 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 н во время реабилитации больных
в клинических и санаторных условиях.
24
И наконец, к динамической электрокардиографии относятся
различного назначения, осуществляющие автоматический ана-
лиз ЭКС в реальном масштабе времени в клинических условиях,
ф чем в основном пойдет речь в этой книге.
Выбор отведений, В динамической электрокардиографии чаще
?сего используется только одно отведение ЭКГ. Для контроля
фитмий при кардиологическом наблюдении достаточно одного от-
ведения хотя, конечно; использование добавочных отведений мо-
кет существенно улучшить качество автоматического анализа
$КС. Увеличение числа отведений важно в том случае, если ве-
ются наблюдение за ишемическими изменениями ЭКГ по пара-
метрам сегмента ST, так как этн изменения в одном отведении мо-
-ут н ие 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 н 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. 1.11. 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 этн места наклеит
электроды длительного применения. Наблюдаемые в монпторны:
ответениях ЭКГ отличаются от получаемых в общепринятых отве
деннях, но для диагностических целей контроля ритма сердш
этот факт не имеет особого значения.
Параметры электрокардиосигнала, иснольуемые при автома
тическом контроле ритма сердца. Основной задачей мониториро
вания является автоматическая диагностика аритмий. Однако да]
же при непосредственном врачебном анализе ЭКГ во многих слу1
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-диагностнка без ознакомле-
ния с клинической картиной заболевания не может быть оконча-
тельной С учетом сказанного выбирают параметры ЭКС, которы
имеют максимальную надежность измерений в условиях поме
различного вида и могут лечь в основу алгоритмического обеспе
чения КМ. К таким параметрам можно отнести:
текущее значение ЯД-интервала (RRi);
среднее значение /?/?-интервала за определенное количеств
кардиоциклов (RRcp)\
отношение текущих значений ЯД-интервалов (RRi/RRt+i)',
частота сердечных сокращений за 15 или 30 с, приведенная
1 мин;
параметры формы QMS-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 не 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 и артериальное давление, температура и т. д.) могут из-
меряться периодически ручным методом.
Нарушения ритма встречаются очень часто у больных в ост-
рой стадии инфаркта миокарда и на поздних этапах лечения
[6, 7]. Нередко аритмии определяют прогноз при этом заболева-
26
нии, причем отмечается, что в значительной части случаев клини-
ческой смерти не 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 15, 30 или 60 с, а значение ЧСС приводится к 1 мин. 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 Д-зубец ЭКС и
измерить длительность /?/?-интсрвалов. Эти КМ отличаются прос-
тотой н надежностью, так как редкие одиночные ложные сигналы
или пропуски в обнаружении Д-зубца практически не сказываются
на результатах измерения. К недостаткам таких КМ относится не-
возможность анализа аритмий, что значительно снижает нх 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 RR- и н те р в а л о в. Ясно, что прн 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 н RRi с фиксированными или программируемыми поро-
гами, выбранными на основе обобщения врачебного опыта [10,
11] или на использовании вторичных диагностических признаков,
например отношениях соседних R^-интервалов Z=RRilRRi+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/^S-комплексов). Примером КМ такого вида является
ритмокардноанализатор 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
минуту).
Кардиомониторы с аналогичной классификацией ритма выпус-
кались с начала 70-х годов фирмами «Хьюлетт-Паккард» (Hew
lett-Packard), «Симонсен н Вил» (Simonsen and Weel) и др. Недо-
статком КМ, использующих для анализа аритмий последователь-
ность RR-интервалов, является невозможность дифференцироват
желудочковые и наджелудочковые (суправентрикулярные) эстра
систолы, групповые экстрасистолы н некоторые аритмии, характе
ризующнеся изменением формы желудочкового комплекса.
Кардиомониторы — анализаторы аритмий, ис-
пользующие для диагностики анализ формы ком-
плекса QRS и поел е до в а т ел ь ноет н RR и и тер в а л о в
Использование формы QRS-комплекса н 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]. При этом возрас-
тает число классов аритмий, подлежащих обнаружению, а их
классификация приближается к врачебной:
1. Фоновые аритмии;
брадиснстолия;
тахиснстолия;
выражения тахнсистолия.
28
g Характер ритма:
регулярный;
нерегулярный.
}. Нарушения проводимости — выпадения Q/^S-комплексов при
югулярном ритме:
ja. Экстрасистолии:
наджелудочковые (редкие, частые);
желудочковые — редкие, частые, групповые, аллоритмип (биге-
янния, тригемпнпя). ранние (R/T). полиморфные.
}б. Катастрофические арнтмнн:
асистолия;
резко выраженная брадиснстолия;
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 н 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-
го наблюдения сосредоточить свое внимание на данном больном и
вовремя провести соответствующие лечебные мероприятия. Были
предложены группировки аритмий в зависимости от их влияния на
гемодинамику н 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 не име-
ет клинического значения.
Один из вариантов группировки аритмий по степени опасности
приведен в табл. 12.
Могут быть и другие варианты группировки аритмий, но для
КМ главным является сигнализация об обнаружении аритмий,
требующих срочного вмешательства врачей.
Графические методы представления результатов автоматичес-
кого анализа ритма сердца. Достоинство информации о характере
Ритма сердца, выявленной кардиомонитором, в ее оперативности.
Однако в большинстве случаев желательно иметь графики, отра-
жающие изменения ритма сердца за определенное время наблюде-
ния, и возможность вычисления некоторых параметров ритма по
этим графикам. Этн данные должны быть представлены в ком-
пактной и наглядной форме, чтобы легко можно было судить об
изменениях характера ритма н его параметров во времени под
29
Таблица 1.2.
Группировка аритмий по степени опасности
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-|<: ЧСС <50 мин-1). Выра- женная тахисистолия (120 мин-1 ЧСС<140 мин-1). Частые желудочковые экст- расистолы (более 6 или 11 мин-1). Ранние желудочке- вые экстрасистолы (R/T). Аллоритмия (бнгеминня, тригеминия). Полиморфные желудочковые экстрасисто- лы. Частые выпадения ORS- комплексов Звуковой сигнал пер менного тона. Мигана светового табло красное цвета. Мигающий дна иоз на экране диспл! Звуковой прерывисть сигнал в течение 3—5 Постоянное свечение т бло желтого цвета. М гающий диагноз на э ране дисплея
воздействием проводимого лечения, при фармакологических и н
грузочных пробах. Показатели ритма сердца должны позволят
оценивать функциональное состояние сердца и его вегетатнвиу]
регуляцию.
Графические методы анализа ритма весьма трудоемки и п<
этому получили распространение лишь с внедрением ЭВМ в прав
тику научных исследований. К ним относятся методы построенн
следующих графиков: скаттерграммы (Scattergram Joint intern
histogram) /^-интервалов, ритмограммы (ннтервалограммы), гп<
тограммы /^-интервалов (вариационной пульсограммы) и трендо
изменений во времени) параметров ритма сердца (ЧСС, частоты эв
страсистол, длительности /^-интервалов). Спектрограммы и корре
лограммы (графики корреляционных функций) используются тольк
в научных исследованиях из-за трудностей интерпретации резулг
татов в клинической практике и значительных вычислительных зг
тратах прн обработке ЭКС в реальном масштабе времени.
Применение микропроцессорной техники при большом объем
памяти современных интегральных микросхем делает возможно
практическую реализацию графических методов анализа ритма
КМ.
Скаттерграмма /^-интервалов. Сущность метода заключаете
в последовательном нанесении на график в прямоугольной систс
ме координат предыдущего интервала RRt и последующего RRi+
Каждый интервал RRi откладывается по осп ординат, a RRi+i -
по оси абсцисс. Любой паре интервалов (RRi, RRt+i) соответству
ет точка на плоскости, и ритм за любой отрезок времени пред
30
ставляется 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 на ЭКГ связей между /^-интервалами;
высокая чувствительность к обнаружению внезапных измене-
ний длительности /?/?-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 /?/?-
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 /^-интервалов N (рис. 1.14). По ритмограмме 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-
31
Рис. 1.13. Примеры скаттерграмм:
а — синусовая аритмия; б—выпадения QRS-комплекса; в — одиночные эксттсистолы; г —
интерполированные экстрасистолы; д — бигеминия; в — 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, дающей качественное представ-
ление о характере сердечного ритма, ритмограмма позволяет рас-
считывать ряд основных показателей сердечного ритма: среднее
значение /?/?-интервала RRCp, амплитуду аритмии Д/?/?, относи-
тельное значение амплитуды аритмии Д/?/?(°/о)> среднее квадра-
тическое отклонение амплитуды аритмии gRR. Учитывая возмож-
ные помехи, выпадения Q-RS-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 из выражений:
RRcp= J] RRJN,
32
Рис. 1.15. Примеры ритмограмм:
й—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;
Д RR = RRmax — RRmin J
&RR(%)=^- -100;
т\т\ ср
gRR^^RR/R,
где К— коэффициент, задаваемый табличным способом для упро-
щения процедуры вычислений [22] (при N = 50—300, /(=4,5—5,8).
При установке маркеров на соседние максимум огибающей ритмо-
граммы можно определить период волнового процесса
N
7= 2 w
4=1
Обычно одновременно изучается не более 300 /?/?-интервалов. На
рис. 1.15 приведены примеры ритмограмм прн различных арит-
миях.
Гистограмма /?/?-интервалов— 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 или относительная величина АМо (в процентах)’, а по
оси абсцисс — длительность /У?-интервалов (рис. 1.16). На этом
рисунке показано автоматическое изменение предельной величи-
ны АМо (%) для увеличения разрешающей способности гисто-
граммы.
Построение гистограммы /^-интервалов позволит оценить ха-
рактер их распределения и рассчитать статистические показате-
ли, имеющие диагностическое значение [23]. Во время автомати-
2—71 33
1007^
AMO -
Рис. 1.16. Примеры гистограмм RR-интервалов:
а — стабильный ритм; б — синусовый ритм; е—мерцательная аритмия
ческой обработки заданного числа /^-интервалов производятся
вычисления следующих параметров гистограммы:
TN—интервал времени, за который построена гистограмма; ’
Мо — мода (наиболее часто встречающегося значения RR-uu-
тервала);
АМо—амплитуда моды (относительное число реализации
моды);
АМо (%) -^--100,
N
где Мт — 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 i
КМ получили тренды ЧСС и частоты экстрасистол. Время постро-
ения трендов обычно устанавливается равным 1,8, 12 и 24 ч. При
меры изображения трендов приведены на рис. 1.17. Диагностичес-
кой ценностью обладают тренды длительностей /^-интервалов и
видов аритмий за время наблюдения.
Для контроля влияния проводимого лечения на ось времени
могут наноситься кодированные метки, указывающие время и ха-1
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.
УСС, мин' ЧСС, мин'1
МО - /80 -
12° _ 120 -
а ш |||> ।
----1---1---‘--1----1---- ---------1---1_L t | 1 |
^0 -У0 -20 мин -7 -5 3 1ч
a) S)
Рис. 1,17. Примеры трендов частоты сердечных сокращений за 1 ч (а)
8 ч (б)
34
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 н 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 или медикаментозную
пробу для уточнения клинической значимости выявленного нару-
шения
?)
Рнс. 1.18. Примеры форма-
тов данных при комплекс-
ном анализе аритмий:
а —формат скаттерограммьг, б-~
формат ритмограммы. в — формат
тренда ЧСС
2*
35
Комплексная автоматическая диагностика аритмий осущест.
влена в ритмокардиоскопе РКС-02. Все данные приводятся в удоб.
ной для врача форме в виде соответствующих «форматов» н 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 бе*
потерн накопленной информации. Комплексный подход к анализу
аритмий расширяет возможности применения КМ- Помимо палат
интенсивного наблюдения за кардиологическими больными он мо
жет использоваться в кабинетах функциональной диагностики ц
прн профессиональном отборе определенного контингента здоровы.
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 треугольны^
маркеры, устанавливаемые оператором, между которыми ведете!
автоматический расчет параметров ритмограммы.)
1.4. ОСНОВНЫЕ МЕДИЦИНСКИЕ И ЭКСПЛУАТАЦИОННЫЕ
ТРЕБОВАНИЯ К КАРДИОМОНИТОРАМ
Длительный опыт разработки и внедрения КМ в клиническую
практику позволяет сформулировать ряд медицинских и эксплуа
гационных требований, которым должны удовлетворять КМ- Не,
которые нз них противоречивы, а выполнение других затруднено
но перечисленные ниже требования позволят представить себе иде
ализированный КМ и оценить степень близости реальных КМ (
идеальному [26].
1. Для каждого конкретного типа КМ необходим оптимальны»’
набор диагностических признаков. Избыточность диагностически’
признаков усложняет программные и аппаратные средства, не по
вышая эффективности КМ, а в некоторых случаях являясь причн
ной ошибочной диагностики.
2. Кардиомониторы должны с высокой надежностью обнаружи-
вать особо опасные аритмии (фибрилляцию желудочков, а систем
лию). Угрожаемые аритмии по типу случайных событий (экстра*
систолнн, выпадения QMS-комплексов) не могут быть выявлены .
абсолютной точностью, особенно при сложных нарушениях ритма
характеризующихся резкими изменениями амплитуды и формы
желудочковых комплексов. Повышение же чувствительности K-V
будет сопровождаться увеличением числа ложных тревог. Эксплу
атацнонная 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 н цветом табло. Желательно предоставить врачу возмож-
ность выключения сигнализации по аритмиям, не имеющим зна
чеиня 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 н 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 н очень
большой уровни входного сигнала, затрудяющие его обработку.
5. В 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 н т. п.), позволяющих начинать работу
с прибором сразу после включения.
10. Необходимо применение наглядных средств отображения
информации, позволяющих компоновать данные обработки ЭКС в
удобной н 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» копни необходимых данных).
12. Необходимо обеспечить самоконтроль КМ в момент вклю-
чения н 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 н аппаратных средств.
15.. Кардиомонитор должен иметь защиту от повреждения прн
воздействии на больного дефнбрнллнрующим импульсом.
16. Так как во время лечения возможны внутрисердечные
вмешательства (эндокардиальная электрическая стимуляция
сердца) и нарушения кожных покровов (инъекции, капельницы
и т. п.), то КМ должны быть выполнены по высшему классу защи-
37
ты от поражения электрическим током больного и обслуживающе-
го персонала (класс II, тип CF).
17. Необходимо добиваться наилучшего соотношения стон
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 AGOBK, рассчитанной на различное число больных.
1.5. КЛАССИФИКАЦИЯ КАРДИОМОНИТОРОВ
Разнообразное применение КМ в медицинской практике при-
вело к определенной специализации приборов. Кардиомониторы
можно разделить на виды и группы, отличающиеся друг от друга
контролируемыми параметрами, эксплуатационными свойствами,
методами обработки и представления информации. Предлагаемая
классификация 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 из 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
на 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 £7-сегмента.
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 н 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 назначеиня 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 и 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 п 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.
Реабигитационные КМ необходимы для контроля сердечно-со-
судистой системы в условиях возросших нагрузок и проверки эф-
39
фектнвности назначенных лекарственных препаратов. Для этой
цели возможно применение амбулаторных КМ, но более удобно
пользоваться мониторированием по радиоканалу нлн телефону.
На больном укрепляется передатчик ЭКС с электродами, и ЭКС
преобразуется в частотно-модулированный сигнал (для радиока-
нала) илн в частотно-модулированный акустический сигнал (для
передачи ЭКС по телефону). Анализ ЭКС ведется кардиологом
пли автоматически в центре наблюдения.
Санаторно-курортные КМ находят применение в кардиологиче-
ских санаторных для контроля лечения, особенно в бальнеологиче-
ских условиях; при грязе- н 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
}ходе 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 н 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 онн 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. Прн 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 н преобразования.
Усиленный и преобразованный в цифровую форму ЭКС (если
предусматривается цифровая обработка сигнала) поступает в
блок обработки, где в соответствии с принятыми алгоритмами
аналоговым илн цифровым методами производится: обнаружение
QfiS-комплексов или 7?-зубцов, классификация QMS-комплексов
на нормальные и патологические. Идентифицированные комплек-
сы QRS н значения интервалов КК поступают в блок формирова-
ния диагностических заключений. На основании полученных дан-
ных по алгоритмам выделения арнтмнй формируются соответству-
ющие диагнозы.
Диагностические заключения сравниваются в блоке формиро-
вания сигналов тревоги с порогами, установленными для сигнали-
40
Рис. 1.19. Обобщенная структурная схема кардиомониторов
Рис. 1.20. Структурная схема аналогового кардиомонитора
зации. Электрокардиосигиал и диагностические заключения о ха
рактере аритмий индицируются в блоке отображения информа-
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 рис. 1.20. В инструментальных КМ применяются анало-
говая обработка ЭКС, основанная на обнаружении /?-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 ритмокардиометр РКМ-01 [9]. Кардио-
мониторы КМ-01 и РКВ-01 имеют еще одни канал — выделения
ПВ и измерения ДП. Метод выделения ПВ аналогичен выделению
/?-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 Д/?-иитервалов, как это де-
лается при формировании скаттерграммы. Алгоритм классифика-
ции состоит в вычислении величины Z=^RRi/RRi+l 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 — ритмокардиоанализатор РКА-01, который позволяет обнару-
живать экстрасистолы и выпадения QftS-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 при помощи
ЭВМ, т. е. программным способом, что позволяет расширять
классы обнаружения аритмий за счет усложнения алгоритмов.
42
Рис. 121. 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 них одноплатных функционально законченных мик-
роЭВМ. На рис. 1.21 приведена структурная схема КМ иа 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 QftS-комплекса, выделения его характерных то-
чек. Сжатое описание ЭКС поступает в микроЭВМ2. МикроЭВМ2
выполняет все последующие процедуры анализа аритмий: изме-
рение /^-интервалов; измерение параметров QftS-комплексов;
классификацию по их форме па нормальные и патологические; об-
наружение аритмий и возможных помех. Программы наблюдения
вводятся в микроЭВМ2 посредством клавиатуры КМ. Выходы
мнкроЭВМ2 соединяются с блоком интерфейса, осуществляющего
связь с вентральным 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 иару-
хшеиий ритма, опасных для больного, включается сигнализация
Хтревоги.
Применение двух микроЭВМ в вычислительной части КМ про-
диктовано жестким режимом реального времени при достаточной
сложности реализуемых программ и ограниченности объема по-
43
стояниого запоминающего устройства (ПЗУ), программируемого
изготовителем микроЭВМ 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 иа разработку, но 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 АСОВК применительно к
кардиологическим больным, находящимся в специализированных
палатах интенсивного наблюдения терапевтических отделений
больниц и клиник.) Кроме того, АСОВК 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 ие 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 ие 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 — иа
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. При центральной обработке
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

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 «Кардиоком-
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 иа 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 иаи
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
некие микропроцессорных КМ и микроЭВМ 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 «Спсйслэбс» (Space-
labs) [36]. Большой объем данных, требуемых для обработки и
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 под 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 и цифровых полупроводниковых схем,
обеспечивающих выполнение функций:
усиления ЭКС при значительных синфазных электрических по-
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;
I дистанционной передачи ЭКС и результатов обработки ло ка-
налам связи;
сопряжения КМ с автоматизированными системами;
автоматизации процесса управления прибором;
самодиагностирования неисправностей.
Если общие вопросы проектирования ЭУ обработки данных
достаточно полно освещены в литературе, то обработке ЭКС уде-
лено 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-
трокардиосигиал. 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-
рзование этого воздействия в форму, удобную для последующей
обработки. Электроды для съема биопотенциалов сердца приня-
то называть электрокардиографическими (электроды ЭКГ). Они
выполняют роль контакта с 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 фойе помех. Низкое качество съема ЭКС прак-
тически не может быть скомпенсировано никакими техническими
решениями. Как показало применение первых КМ, обычные плас-
47
тинчатые электроды ЭКГ, широко используемые в электрокардио-
графии, не удовлетворяют требованиям длительного непрерывного
контроля ЭКС из-за большого уровня помех при съеме.
В общем случае структуру участка контакта электрода с ко-
жей можно представить в виде, изображенном на рис. 2.1. Ме-
таллический электрод и электролит образуют электрохимический
полуэлемент. Химические реакции, протекающие между металлом
и электролитом, влияют на функционирование электродов ЭКГ.
Требования, предъявляемые к электродам ЭКГ, соответствуют
основным требованиям к любым преобразователям биоэлектричес-
ких сигналов:
по точности воспроизведения сигнала (минимальные потери
полез-ного сигнала иа переходе электрод — кожа и сохранение час-
тотной характеристики сигнала);
идентичности электрических и конструктивных параметров
(взаимозаменяемость, возможность компенсации электрических
параметров);
постоянству во времени функций преобразования (стабиль-
ность электрических параметров);
низкому уровню шумов (обеспечение необходимого соотноше-
ния сигнал-шум);
малому влиянию характеристик электродов на измерительное
устройство.
Рис. 2.1. Структура контакта электрода
с кожей
Рис. 2 2. Электроды ЭКГ для кардио-
мониторов:
а — многоразовые; б — одноразовые
48
| 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-
)М. Основная доля переходного сопротивления кожа—электрод
фннадлежит коже, так как сопротивление подкожных тканей ме-
iee 1 кОм. Хотя современные усилители с полевыми транзистора-
ми на входе имеют входное сопротивление более 10 МОм, потери
догнала могут быть значительными, поэтому 'необходимо принять
леры для уменьшения межэлектродного сопротивления.
Переходное сопротивление кожа —электрод уменьшается с уве-
личением площади электрода, но при этом увеличиваются помехи
>т биопотенциалов работающих мышц (миографические помехи),
дасположенных 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-
у 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
южи 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
насты 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.
I При контакте металла с электролитом образуется электрохи-
мический полуэлемент, который вырабатывает разность потенциа-
f106 между электродом и тканью тела — так называемый потен-
циал покоя, составляющий, как правило, 0,3—1 В. Так как съем
•’КС осуществляется двумя электродами, то при идентичных элек-
тродах разность потенциалов между ними могла бы быть ском-
Пе,нсироваиа, но практически достигнуть полной компенсации не
вдается. Оставшаяся разность потенциалов между ними может
достигать 0,1—0,4 В и изменяет свое значение во времени. Таким
)СРазом, потенциал покоя превышает полезный сигнал -в сотии
?аз; При движениях пациента происходит смещение электродов,
войной электрический слой у поверхности раздела фаз с элек-
49
тронной и ионной проводимостью мгновенно разрушается, созд;
вая скачки электродного потенциала, лежащие в полосе ЭИ
[37]. Скачки потенциала является причиной помех (артефактов
часто вызывающих ошибки в диагностике аритмий кардпомоннтс
рами. Другим источником помех являются потенциалы полярнз«
ции. возникающие при протекании незначительного (10-7 А) т
через границу раздела двух фаз.
При обычном электрокардиографическом исследовании, кот
рое ведется в покое и длится несколько минут, а расшифров»
ЭКГ производится кардиологом, помех при съеме ЭКГ мох
избежать, а их небольшое влияние не мешает расшифровке ЭК
При длительном автоматическом анализе ЭКС невозможно
ключить двигательную активность больного и КМ из-за поме
будет давать большое число ошибок, уменьшить которое можно
помощью специальных электродов.
Электроды ЭКГ для кардиомониторов. Задача качественно!
съема ЭКС при длительном контроле решается по нескольку
направлениям:
поиск материалов для электродов с малой разностью поте
цпадов системы электрод — проводящая паста — электрод;
разработка составов проводящих паст, уменьшающих электро
пыс потенциалы и сохраняющих свои свойства длительное врем
совершенствование конструкции электродов и методов пх кре
лен и я иа теле больного.
Было предложено много различных типов электродов ЭК
различающихся принципом передачи сигнала (металлические, еИ
костные, резистивио-емкостиые, резистивные) [38]; уровнем иаа
ряжения поляризации (иеполяризующиеся, слабополяризующиеа
[39]; конструкцией (плавающие, гибкие, чашечные, игольчаты*
[40] и возможностью повторного использования (одноразовы
многоразовые).
Исследования различных материалов для электродов [41]
казали, что наименьшим потенциалом поляризации обладав
х.юрсеребряпые электроды, состоящие из серебра и хлорида с
ребра (Ag—AgCl). Такое соединение получают электролнтиче
кпм путем, а в качестве электролита в проводящей пасте пспол
зуются поны хлорида, чаще — натрия и калия. Хлорсеребрян*
электроды получили наибольшее распространение; их выпуска!
одноразового и многоразового применения (рис. 2.2). Естества
по, что одноразовые электроды предпочтительнее, так как oi
всегда готовы к употреблению и имеют большую клеящую
верхность, исключающую смещение электрода. Разность потения
лов двух электродов системы электрод—паста — электрод не пр-
вышает 3—5 мВ, межэлектродное сопротивление — 500 Ом,
скорость изменения разности потенциалов — 2 мкВ/с. Время i
товности 1—2 мии. Напряжение шума электродов «не более 30 мк
При длительном съеме ЭКС различные химические, мехаииче*
кие и другие причины, источником которых являются электрод’
провозящая паста и клеящий слой, могут привести к поврежд*
50
и10 кожных покровов. Для предотвращения отрицательных реак-
•ий желательно переклеивать электроды хотя бы каждые сутки
ta соседние участки тела.
2.3. УСИЛИТЕЛИ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Особенности источника возбуждения. Источником возбужде-
|11Я усилителя ЭКС (УсЭКС) является биологический объект —
человек, который может быть представлен эквивалентным элек-
,рическим генератором. А как известно, свойства любого электрн-
геского генератора определяются характером изменения ЭДС во
времени и внутренним сопротивлением.
Электрокардиосигнал является частью ЭДС сердца, измеряе-
шь] на поверхности тела при помощи электродов, расположенных
пре те ленным образом. Закон изменения ЭКС во времени может
•читаться квазипериоднческнм с периодом кардиокомплексов
(/^-интервалов) Тян«0,1—3 с. Минимальное значение TRR соот-
ветствует фибрилляции желудочков, а максимальное — блокадам
[ердца. Форма эквивалентного карднокомплекса близка к тре-
гольной с амплитудой, лежащей в диапазоне 0—5 мВ. Полоса
|анимаемых кардиокомплексом частот охватывает диапазон от
),05 до 800 Гц.
Междуэлектродное сопротивление, включающее сопротивления
переходов кожа — электрод, соответствует внутреннему сопротив-
лению источника возбуждения УсЭКС и изменяется в значитель-
ых пределах. Для технических расчетов обычно принимают диа-
пазон 5—100 кОм.
Помимо перечисленных параметров при проектировании
УсЭКС необходимо учитывать ряд существенных особенностей
1 точника возбуждения:
1. Нестабильность внутреннего сопротивления за счет измене-
инй сопротивлений переходов кожа —электрод. При этом нужно
читаться с большими значениями междуэлектродиых сопротивле-
ний и их разбалансом в-системе отведений ЭКС.
2. Образование иа переходах кожа — электрод напряжений по-
ляризации, создающих на входных контактах УсЭКС напряжение
вмещения, достигающее ±300 мВ. Такое напряжение может выз-
ать насыщение усилителя.
3. Медленный дрейф напряжения поляризации и резине его
‘•зменеиия при смещениях электродов из-за движений больного.
' качки напряжения поляризации создают трудно устранимые
Центрические помехи.
4 Наличие напряжений помех, попатающнх на входные зажи-
мы УсЭКС сиифазно и протнвофазно. Помехи могут быть биоло-
нческого и физического происхождения. К биологическим поме-
ам относятся биопотенциалы других органов и мыши, а к фнзи-
\''с’' м — навезенные иа объект напряжения от -неэкраиирован-
*Ь1\ участков сетевой проводки, сетевых шнуров других приборов
'* Проводящих поверхностей (вторичное напряжение наводки).
51
Особенно большой уровень имеют синфазные сигналы помех иа*
ряжения сети, попадающие на объект через емкостную связь.
5. Наличие импульсных помех при воздействии на объект тг
рапевтических аппаратов: кардиостимулятора и дефибриллятора
Попадая на вход УсЭКС, артефакты импульсов кардиостимум
тора искажают ЭКС н вызывают в ряде случаев ложно обнаружу
ние кардиокомплекса, а импульсы дефибриллятора могут повр<
дить входные цепи УсЭКС.
Перечисленные особенности источника возбуждения в знач|
тельной степени определяют построение УсЭКС.
Требования к параметрам. Достоверность автоматическое
анализа ЭКС во многом определяется параметрами УсЭКС I
первого звена в цепи предварительной обработки сигнала в КМ
Принимая во внимание характеристики источника возбуждени!
особенности подключения УсЭКС к объекту и условия сопряж*
иия усилителя с ЭУ обработки, отображения и документирован»
ЭКС, рассмотрим требования к основным параметрам УсЭКС |
их влияние на искажения ЭКС.
Входное напряжение </вх должно лежать в диапазоне не мем
чем 0,03—5 мВ. Нижнее значение t7BX определяет пороговую чу
ствительность усилителя, ниже которой наблюдение ЭКС на эки
не КМ затруднено.
На пороговую чувствительность влияет уровень внутренм
шумов, приведенных ко входу усилителя. Обычные достижим Л
значения 17ш^'10—30 мкВ.
Об искажениях ЭКС судят по динамическим характеристика!
УсЭКС, измеренным на синусоидальном напряжении: полосе про
пускания Af; неравномерности АЧХ бу; крутизне спада АЧХ вн
полосы пропускания Kf. Эти параметры характеризуют искан®
ния ЭКС косвенным способом, так как форма карднокомплем
близка .к треугольной, ио 'практически удобно использовать тр!
диционный для усилителей метод.
Оптимальный выбор А/ имеет важное значение. Наиболее и
формативная часть ЭКС занимает полосу частот Af=0,05—120 Г'
но в практической ЭКГ-дна гностике используют усилители с Afi
= 0,05—60 Гц. Чрезмерное сужение частотного диапазона со ст!
роны (нижних частот fF приводит к искажению сегмента 5Т и зу^
ца Т, но уменьшает смещение изолинии, а со стороны высока
— к сглаживанию зазубрин на QPS-комплексе и уменьшений
крутизны его склонов. С другой стороны, увеличение fB приводи*
к увеличению помех от биопотенциалов мышц. Если при
= 100 Г-ц погрешность передачи комплекса составляет скол
3%, то при /в=30 Гц погрешность возрастает до 15% и мог^
сглаживаться различия между нормальным и патологически
комплексами.
В КМ в зависимости от назначения тракта усиления ЭКС нор
мнруются три значения Af:
А/ — для линейного выхода УсЭКС, предназначенного для по1
ключейия регистратора ЭКС;
52
I А/э — для изображения ЭКГ на экране ЭЛТ КМ;
I Д/м — для мониторирования прн большом уровне помех.
Типичные значения параметров АЧХ: Af=0,05—120 Гц при б/ =
г ±10%; <А|э=0,1—50 Гц прн б/=±30% (Af3<Af обычно нз-за
кдническнх ограничений); AfM=0,5—25 Гц при 6f=±30%;
s_6 дБ/октаву.
Помехоустойчивость КМ по отношению к синфазным сигналам
пределяется коэффициентом ослабления синфазных сигналов
глС=Кр.!Кс, где Кд и Кс — коэффициенты усиления дифферен-
иального и синфазного сигналов. Часто используется логарифмн-
еская форма для значения Косс:
ЛОСС = 2018(КД/КС).
акнм образом, Косс показывает способность усилителя разли-
ать'малый дифференциальный (разностный, противофазный) сиг-
ал на фоне большого синфазного. Легко достижимое значение
Госс лежит в диапазоне 70—80 дБ. Дальнейшее увеличение Косс
о 90—120 дБ требует специальных методов н усложняет кон-
трукцню УсЭКС.
Полное входное сопротивление ZBX должно быть не «менее 2,5—
0 МОм. При таких значениях ZBX можно пренебречь потерями
передаче напряжения ЭКС и допустить разбаланс сопротивле-
ий кожа — электрод до 5—10 кОм. Напряжение смещения на
годных зажимах УсЭКС не должно уменьшать значения ZBX и
осе- Чтобы не увеличивать напряжение смещения, необходимо
граничить постоянный ток в цепи пациента, определяемый по
годному току покоя, значением ОД мкА.
Особо следует отметить требование обеспечения электробезо-
|асности пациента, поскольку через электроды может протекать
*»>к утечки от сети. Допустимый ток утечки для КМ, выполненных
р классу II, типу CF стандарта на электробезопасность, не дол-
!ен превышать 10 мкА (см. гл. 5).
Этот далеко .не полный перечень требований к УсЭКС дает
‘зможиость 'правильно подойти к вопросам его проектирования.
Способы подключения к источнику сигнала. Необходимость
Давления синфазных сигналов предопределяет схему подклю-
I’ ния УсЭКС к объекту н построение его «входных каскадов
рис. 2.3). Усилитель строится по симметричной схеме с гальва-
'ической связью между входом н выходом (рис. 2.3,а) или по
с гальваническим разделением входа н выхода (рис. 2.3,6).
г УсЭКС с гальванической связью сигнал передается с входа на
Г*°Д электрическим путем, а в УсЭКС с гальваническим разде-
•ннем — изменяющимся магнитным полем (трансформаторная
|1Я3ь), электромагнитным полем (радиосвязь) или -изменяющнм-
F кетовым потоком (оптическая связь). Усилители с гальвани-
1Скнм разделением входа и выхода принято называть нзолирую-
(ими нлн развязывающими (РУ).
Эквивалентная схема объекта состоит из генератора ЭДС по-
лого сигнала Е=Е\+Еъ, генератора ЭДС синфазного сигнала
53
Корпус
Рис. 2.3. Эквивалентная схема подключения усилителя к объекту:
а — гальваническая связь между входом и выходом: б — гааьваничсское разделение вя
к выхода
(внешних н внутренних помех) £3 н полных внутренних сопротг
Ленин Zi, Z2 н Z3. Для ослабления 'Синфазных сигналов во вх
ных каскадах УсЭКС применяют дифференциальный усилите)
(ДУ), обладающий при определенных условиях этим свойств(
[43]. Подключение ДУ к объекту осуществляется при помог
двух активных электродов Эь Э2 и одного пассивного Э3. еое
ненного с общим провозом ДУ — «землей» (корпусом КМ)
пли «плавающей (изолированной от корпуса) землей»^.
На входе ДУ образуется мостовая схема из Zb Z2, ZBXi, Zbi
Добиться полного баланса моста практически невозмоЖВ
так как Zx и Z2 зависят от сопротивлений переходов кожа—э.И
трод, a ZBX 1 и ZBx2 отличаются друг от друга на 0,1—10% нз-
возможностей технической реализации. В результате разбала*
моста токи /] и /2. вызванные £3. текут через ZBX i и ZBx2, образ
54
,р0Тивсфаз'иое напряжение помех. Противофазный сигнал поме-
*й усиливается ДУ совместно с ЭКС, поэтому ои должен быть
^лаблен до значения пороговой чувствительности УсЭКС.
Коэффициент ослабления синфазных сигналов Кослх входны-
ми цепями ДУ определяется нз уравнений для схемы с гальва-
.ической связью входа и выхода ![42]
Косах » ^вх/Д Д
де Zex~Zbxi—Zbxs, AZ=^|Z2—Zi\, а для схемы с гальваническим
азделением входа и выхода
КОс.вх ~ 2ZH3/AZ.
В РУ можно создать достаточно большое полное сопротивле-
1ие изоляции ZIi3 входных зажимов ДУ, которое, будучи включен-
иям последовательно на пути тока 1$, обеспечивает его значнтель-
ое ослабление. Не нужно, конечно, забывать, что такое подклю-
чите обеспечивает гальваническую развязку, а емкостная связь
1стается. Уменьшение емкости в точках развязки достигается вы-
ором метода передачи сигнала и оптимальным конструктивным
ешением. Шмимо больших значений Кос.вх в РУ уменьшается
ок утечки от сети на пациента, что способствует повышению
•лектробезопаености больных. Для обеспечения больших значе-
1ИЙ коэффициентов ослабления синфазных сигналов всего усили-
еля ЭКС должно соблюдаться условие, при котором Кос.вх зна-
штелвно больше Косс входного дифференциального каскада.
Уменьшение влияния противофазных помех физического проис-
хождения достигается методами экранирования, компенсации и др.
лияние противофазных помех биологического происхождения
южно уменьшить фильтрацией, уменьшением площади электро-
ов и >их оптимальным расположением.
Операционный усилитель — базовый элемент аналоговой схемотехники. По
ринципу действия операционный усилитель (ОУ) отличается от обычного тем,
то его характеристики определяются преимущественно параметрами цепи об-
•атной связи (ОС). Параметры ОУ таковы, что позволяют, комбинируя ОС,
задавать различные аналоговые структуры. Операционные усилители выпол-
яются на основе интегральной и изредка гибридной технологии и по своим
азмерам и цене практически не уступают отдельно взятым транзисторам. Это
бстоятельство определяет то, что основная масса аналоговых функциональ-
Ых эу строится на базе стандартных ОУ.
^опросам теории и применения ОУ посвящена обширная литература [43—
Ь поэтому целесообразно остановиться только на основных свойствах, па-
2 метрах и схемах включения.
Операционный усилитель строится по схеме усилителя постоянного тока с
иФференциальным входом. Если нет управляющего напряжения, то входы и
ы*оды ОУ аходятся под нулевым потенциалом и могут непосредственно
'ХВать1Ваться цепями ОС. Идеальный ОУ обладает следующими свойствами:
^Ффициент усиления дифференциального сигнала Кд и дифференциальные
°ДНые сопротивления Квх.д стремятся к бесконечности, выходное сопротивле-
Ие Приближается к нулю, коэффициент усиления синфазного сигнала стремится1
55-
к нулю и на сигнал не накладываются ошибки постоянной составляющей. И
альный ОУ не может работать в линейном режиме без ОС из-за того, |
Параметры идеального ОУ практически не могут быть достигнуты, под
му в каждом случае можно судить лишь о степени приближения к ним. Д
полного описания свойств ОУ необходимо зиать более 30 параметров. В
2.1 приведены основные параметры некоторых предпочтительных ОУ.
Таблица 2 1.
Основные параметры операционных усилителей
Наименование и обозначение параметра Тип ОУ
140УД13 140УД14 К544УД1А К284У/
Коэффициент усиления Кд. В/мВ 10 50 50 20
Коэффициент ослабления синфазного сиг- нала Косс. дБ 90 85 70 66
Входное сопротивление 7?вх д, МОм 50 30 1000 150
Входной ток смещения /вк, мА 0,5 2,0 0,15 1 0
Разность входных токов Д/вх, мА +0,2 +0.2 +0,05 +0,1
Частота единичного усиления f, МГц 0,2 0,5 1,0 4.0
Напряжение питания -j-fn и —Е„, В + 15 + 15 + 15 +9
Потребляемый ток /п, мА 2,0 0,6 3,5 2,5
Существует три основные схемы включения ОУ, охваченного отрицать
ной ОС (рис. 2.4).
Рис. 2.4. Схемы включения
операционных усилителей:
а — не инвертирующее включе
ние; б — инвертирующее вклю
ченне; в — дифференциально^
включение

1|. Неинвертирующее включение (рис. 2.4,а). Применяется в тех случаях,
_гда необходимо согласовать большое внутреннее сопротивление источника
,гнала с иизкоомной нагрузкой. Напряжение ОС определяется делителем
Коэффициент усиления по напряжению Лу~1 +jRi/J?2. Ошибку, возни-
кшую за счет входных токов, можно уменьшить, если уравнять сопротивле-
L н При балластном сопротивлении /?бал=0 В случае
=0, образуется иеинвертирующий повторитель (буферный усилите аь)
/(у==1. Входное сопротивление повторителя должно достигать значений
г.дКд. одиако оно ограничивается величиной синфазного входного сопротив-
1ия 7?с- Но н в этом случае повторитель имеет большое входное сопротивле-
lif!| так как /?с^>/?вх.д. Неинвертнрующая схема является основой для по-
-гоекия масштабных усилителей.
-2. Инвертирующее включение (рис. 2.4,6) — основа большинства схем об-
_иб<]тки сигнала. Обратная связь может быть линейной, нелинейной и иметь
ктивный или реактивный характер. Для этой схемы Ку = —RocIRi и комлен-
ацня ошибки за счет входных токов достигается при /?сап=^?1|^ос.
3. Дифференциальное включение является сочетанием инвертирующей и ие-
ввертирующей схем (рнс. 2.4,в), образует дифференциальный усилитель (ДУ).
;сновное назначение такого включения—это усиление малых разностных сиг-
алов и ослабление больших синфазных сигналов. Для приведенной схемы
V=«c2—и<я и Kj=N,
Входные цепи усилителя. К входным зажимам УсЭКС подклю-
аются устройства, обеспечивающие его 'нормальное функционн-
юванне и необходимые характеристики. К этим устройствам в
бщем случае -относятся: кабель отведений, подавитель синфаз-
ных помех, переключатель отведений, схема защиты от воздейст-
вия дефнбрнллнрующего импульса, калибратор амплитуды, де-
п*ктор плохого контакта в системе отведений, буферные усили-
тели, выделитель артефакта стимулирующего импульса.
Кабель отведений представляет собой высокоомную линию
яязи, очень чувствительную к емкостным наводкам. Такая линия
сбязательно экранируется, что приводит к увеличению емкости
каждого провода отведений. Емкость кабеля уменьшает ZBx и,
'ледовательно, Косс входных цепей УсЭКС. Кроме того, прн ме-
ханических перемещениях кабеля эта емкость может незначи-
тельно изменяться, вызывая появление шумов экранирования.
ак, при напряжении наводки 10 В и изменении емкости на 0,01%
’’качки напряжения шумов достигнут 1 мВ! Несмотря на экрани-
ровку, кабель играет роль антенны, и для уменьшения электро-
магнитных наводок желательно, чтобы он был минимальной дли-
"Ь1 и при укладке занимал небольшую площадь.
Влияние кабеля отведений на ZBX можно уменьшить, а Косс
рходных цепей повысить за счет применения на входе кабеля
буферных усилителей ОУ1 и ОУа (рис. 2.5), что позволит согла-
' овать линию связи, и усилителя ОУз — подавителя синфазных
1 Игналов. Дополнительное подавление происходит благодаря от-
рицательной ОС по синфазному сигналу на электрод правой ноги
I г* (W). Отрицательная ОС поддерживает близким к нулю син-
57
Рис. 2 5. Схема подавителя синфазного сигнала
ПР — правая рука; ЛР—левая рука; ПН — правая нога
фазное напряжение между входами ДУ н изолированным o6<g
проводом.
Для оперативного автоматического анализа ЭКС обычно i
пользуется только «мониторное» отведение. Иногда для днагк
тических целей применяют переключение отведений (1, II, 111,1
Вместо механических переключателей в настоящее время испо|
зуют электронные аналоговые коммутаторы в интегральном I
полпенни на комплементарных металл — окисел — полупровси
новых структурах (КМОП-структурах). Сопротивление открыв
ключа таких коммутаторов не более 300 Ом, а токи утечки
более J50—70 мкА. Обладающие высокой надежностью н малы
размерами электронные коммутаторы позволяют осуществл
развязку входных цепей прн помощи управления через оптрс^
Во время дефибрилляции импульс, размах которого мои
достигать 3500 В, попадает на электроды ЭКГ. Входные ц
УсЭКС, не рассчитанные на такое напряжение, будут повр<
деиы, а сам усилитель может выйтн из строя из-за перегруз
Защита от воздействия импульса дефибриллятора осуществляет
путем двухстороннего диодного ограничения исходно запертн
диодами (рнс. 2.6). Обратное сопротивление кремниевых дно,
велико н практически не влияет на ZBX. Порог срабатывания д
дов задается прямым напряжением стабилитронов. Ограннчив-1
шие резисторы композиционного (объемного) типа должны I
держивать без пробоя и перекрытия большой градиент noi«
пиала. Для балансировки входной цепн резисторы должны к
бираться парами с небольшим разбросом сопротивлений. Or1
ничивающпе резисторы могут монтироваться на входе кабеля
ведений. В этом случае снижаются требования к испытатель
58
2 6- Зашита вход-
“х цепей усилителя
КС от воздействия
йибрилляруюпкго им-
** пульса
напряжению кабеля, его соединителя с КМ п к другим участ-
ии изоляции входных цепей.
Калибратор амплитуды применяется для проверки работоспо-
обности всего тракта усиления ЭКС. Импульс напряжения {7=
(1±0,05) мВ подается на одни нз входов УсЭКС от делителя
апряжения стабилизированного источника питания нажатием
топки «1 мВ» на панели КМ. Калибровочный нмпульс позволяет
змерять напряжение ЭКС методом сравнения на экране ЭЛТ
оценивать частотную характеристику УсЭКС по переходной
арактеристпке (выброс на вершине, постоянная времени).
Детектор плохого контакта в системе отведений позволяет
воевременно устранять отрыв или отсоединение электродов. Де-
ектор состоит из неннвертнрующего сумматора ОУ] н компара-
ора ОУ2 (рнс. 2.7). Прн отсоединении электродов скачком изме-
яется выходное напряжение сумматора и срабатывает компара-
ор с фиксированным порогом, выход которого соединен со схе-
мой индикации. В ряде случаев, чтобы избежать подключения
|етектора к электродам, его включают в тракт усиления ЭКС и
го действие основано на выделении напряжения наводкн, кото-
•ое неизбежно возникает при отрыве электрода.
Предусилители. Основные параметры УсЭКС в значительной
'тепени определяются свойствами входных каскадов — предусн-
штелей. К ним предъявляются жесткие требования: высокое
водное сопротивление, большой коэффициент ослабления енн-
Рис. 2.7. Схема обнаружения неисправностей в системе отведений
59
фазных сигналов, 'малый уровень шумов, высокая стабильно
коэффициента усиления, большой динамический диапазон или
сравнительно ннзкнй коэффициент усиления. Предуснлиц
строятся на основе ОУ илн в комбинации ОУ с входными гШ
ференциальнымн каскадами на полевых транзисторах.
Предусилитель на одном ОУ. Несмотря на *широ-
номенклатуру интегральных ОУ, усилители гибридной конст^
цин не утратили своих позиций. Это объясняется тем, что в ।
возможны ручные операции подгонки элементов, подстрой^
подбора комплектующих изделий. Специально для работы в
честве усилителя биопотенциалов был разработан гибридный
типа К284УД1А с дифференциальным входным каскадом на
добранной паре полевых транзисторов. Особенностью ОУ явла
ся наличие внешних выводов истоков полевых транзисторов н
нератора стабильного тока /о, фиксирующего все усилители
параметры ДУ (рис. 2.8). Выводы истоков могут быть испол»
ваиы для подключения цепи отрицательной ОС и высвобожден
затворов 'входных транзисторов, что позволит добиться лучш
симметрирования ДУ и способствует повышению электробезоз
ности. При динамическом диапазоне ±400 мВ коэффициент у
ления предусилителя не должен быть более 10. Макснмалы
соотношение сигнал-шум в данной микросхеме достигается (
низкоомных сопротивлениях в цепи ОС, а это ведет к сниже>
Косс усилителя.
Предусилитель потенциометрического ти.
Улучшение технологии ’изготовления ОУ позволило в одном т
«©логическом цикле получить в интегральном исполнении би
Рис. 2.8. Предусилитель иа гибридной микросхеме К284УД1А:
ГГ,_ VT2—подобранная пара полевых транзисторов; УН — усилитель напряжения; 1
усилитель напряжения (амплитуды) и сдвига уровня; ЭП—эмиттерный повторите
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: (рнс. 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 на
низкоомной заземленной нагрузке.
Дифференциальный усилитель образован парой ОУ1 и ОУ2 в
неинвертнрующем включении, связанных между собой резисто-
ром 2/?i- Сигналы с выходов ОУ1 и ОУ2 подаются на ОУз, где
они вычитаются, и на выходе ОУз имеется только разностный
сигнал. Коэффициент усиления предусилителя Ку=(1 +
+^2//?1)/?4/^з- Усиление регулируется резистором R'\, а симмет-
рирование (получение максимального значения Косс) осущест-
вляется резистором R'4. 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.
*\роме того, напряжение ОС можно подавать в истоки транзн-
Сторов -или в базу транзистора — источника нестабильного тока,
Оставляя свободными затворы полевых транзисторов.
61
Развязывающие усилители. Необходимость в улучшении
тодов усиления сигналов малого уровня на фоне синфазных
мех в условиях возможного попадания опасных токов на об»,
привело к широкому применению РУ биопотенциалов. Хотя р
вязка может быть выполнена на выходе УсЭКС, пре почтит
нее ее осуществлять в предусилителе, так как в этом случае н
ляция обеспечивается конструктивно проще и уменьшается п
ребляемая мощность изолированного источника питания.
По своим характеристикам РУ близки к ОУ, но обладают
полнительными, присущими только им свойствами:
защитой от высоких разностей потенциалов между входной
выходной цепями (высокое напряжение развязки) и между в
дамп;
высокой степенью подавления синфазных помех (переменн1
постоянных, импульсных), т. е. высоким коэффициентом осл
ления синфазных сигналов Косс;
очень высоким полным сопротивлением утечки с входа
«землю» цепи питания.
Независимо от способа передачи сигнала с входа на вьп
РУ он может быть представлен общей -структурной схемой (pi
2.10). Входная часть РУ состоит из ДУ и передатчика спгн]
ПС, питание которых осуществляется от изолированного от зе^
источника ИП. Напряжение Екз может быть испочьзовано j
питания входного ОУ, если РУ не имеет дифференциального в
да, и для питания всех входных цепей УсЭКС. Выходная ча
содержит автономный или синхронизированный генератор Г
трансформаторным выходом для развязки питания входной ч
Корпус
Рис. 2.10. Обобщенная структурная схема развязывающего усилителя
62
,й Сигнал через изолирующий барьер передается на приемник
! рС, и усиленный ОУ поступает на выход РУ.
р g ру ослабляется синфазное напряжение относительно обще-
jo провода питания («земли») 1/с1 и относительно «плавающей»
,е.мли Uci- Для увеличения Kocci и Коса паразитные емкости
|1з'олиРУю1цего барьера по питанию Снз.п н сигналу Сиз.с» а также
»мкость утечки Сут «плавающей» земли, соединенной с защитным
краном, на общий экран УсЭКС должны быть минимальны.
развязывающий усилитель с трансформатор-
ой связью. В РУ широко применяется трансформаторная
вязь по питанию и сигналу с амплитудной синхронной демоду-
•щцией сигнала и отрицательной ОС [46]. На рис. 2.11 приведена
.труктурная схема РУ на двух трансформаторах. Элсктрокардио-
пгнал с выхода ДУ поступает на вход амплитудного модулято-
ра АДА, нагруженного на первичную обхмотку трансформатора ТУ?.
Управляющий сигнал подается на AM со вторичной обмотки
Грансформатора ТУ\, где он образуется при помощи аналогового
коммутатора А К- Частота коммутации fK устанавливается исходя
из возможностей аналоговых ключей модулятора и демодулятора.
: »бычно fK берется равной 125 кГц, что значительно (выше верхней
раничиой частоты ЭКС. Со вторичной обмотки трансформатора
ГУ2 AM-сигнал подается на демодулятор ДМ2, а его синхронная
демодуляция осуществляется управляющим сигналом с выхода
\К- Таким образом, исключается биение частот и восстанавлива-
тся полярность де модулируемого (напряжения. С выхода ДМ2,
"киочающего фильтр нижних частот (ФНЧ), сигнал подается на
1 У. Отрицательная ОС через ДМ( охватывает усилитель и обес-
печивает высокую линейность передачи сигнала. Изолирующий
врьер созтается пространственно разнесенными обмотками то-
роидальных трансформаторов, залитых эпоксидным компаундом.
В качестве сердечников трансформаторов используется феррит
•арки М2000НМ1. Проходная емкость трансформаторов не пре-
вышает 5 пФ, а испытательное напряжение 17цсп=4000 В. При
Корпус
Нс 2-П. Структурная схема оазвязывающего усилителя с трансформаторной
связью и синхронной амплитудной демодуляцией
63
использовании обычной элементной базы получение больших з
чений Косс может быть реализовано за счет увеличения габар2
ных размеров УсЭКС.
Лучшие характеристики 'имеет РУ на двух трансформатора!
гибридном исполнении фирмы «Аналог Дивайсиз» (Analog |i
vices). Усилитель типа 286J имеет размеры 38X38X15,8 q
Косс^НО дБ и нелинейность менее ±0,05%. Правда, эти xapd
теристики относятся к собственно микросхеме, а не ко вс<4
УсЭКС.
Гибридные интегральные микросхемы, в которых применяю!
трансформаторы, сложны в производстве, так как их монтаж I
реуплотнен. Некоторого упрощения конструкции РУ достигли сз
давнем связи между входом и выходом на одном им-пульси
трансформаторе с «модуляцией на обратном ходе» [47, 48]. Вэя
РУ напряжение питания изолированной части образуется за с.
импульсов трансформатора, а сигнал передается изменением н?
ряжения обратного хода импульсов с помощью шунтировав
нндуктивиостн трансформатора (рис. 2.12). Такой внд связи i
ляется разновидностью AM -и реализуется посредством моду;
цни управляемого сопротивления напряжением с входного б
Новый безнамоточный метод изготовления трансформатора ла
волил фирме «Бар — Браун» (Burr — Brown) разработать РУ тв
BB3656JG, -который имеет /Сосс=125 дБ и нелинейность не бон
±0,1% при объеме 5,4 см3. Специально для применения в ме.
цинской аппаратуре фирмой «Аналог Дивайсиз» ^выпускается i
типа AD294A (рис. 2.13), у которого Косс=П5 дБ при разбал!
22
J L
41 1г
Рис. 2.12. Временные диаграммы в раз-
вязывающем усилителе на одном им-
пульсном трансформаторе с модуляци-
ей иа обратном ходе
Рис. 2.13. Внешний вид гибридя
развязывающего усилителя AD2!
фирмы «Аналог Дивайсиз»:
размеры указаны в миллиметрах
64
5 кОм, нелинейность не более ±0,1%, 2Вх.д= 108||150 пФ,
7хсН„ф = 5-101С||30 пФ, /ут=2 мкА (115 В, 60 Гц), t7max=3500 В
(бо'гц). £7тах=±8000 В (импульсное).
1 развязывающий усилитель септической 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 арсенидогалневый 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 н
выходных цепей УсЭКС. Однако для питания входных цепей по-
прежнему применяется трансформаторная связь.
Наиболее простой способ применения оптической связи — это
прямая передача аналогового сигнала, но 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,а). Один фо-
тодиод является приемнике Vi сигнала, а второй замыкает цепь
отрицательной ОС. Аналогичная схема может быть образована
двумя оптопарами с идентичными характеристиками (рис. 2.14,6).
1а 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
«Бар—Браун» в гибридном исполнении типа 3650HG при Ку=20
имеет АОсс^120 дБ и нелинейность менее 0,1%.
Для преодоления нестабильностей и нелинейности оптопар
* ю испопьзовать различные виды модуляции. Наиболее целе-
схи.оризно применение широтно-импульсной модуляции (ШИМ),
так как при этом нелинейность вольт-амперных характеристик
Д1>идной оптопары 'не влияет на точность передачи сигнала [44].
преимущество оптической связи еще заключается в том, что она
’•ело чувствительна к электростатическим и электромагнитным
•звонкам н поэтому отпадает (необходимость в таком тщательном
экРапировании, как в РУ с трансформаторной связью.
Структурная схема усилителя электрокардио-
"гната с развязкой в предусилителе. Обобщенная
I СтРУктурная схема всего УсЭКС с гальванической развязкой в
бп :^Сн;пителе приведена на рис. 2.15. Предусилитель имеет не-
льшой коэффициент усиления, и основное усиление ЭКС произ-
65
Рис 2.14. Упрощенная схема развязывающего усилителя с оптической связи
и прямой передачей аналогового сигнала:
а — на дифференциальном оптроне; б — на двух подобранных оптронах
водится в усилителе'напряжения (УН). Учитывая, что в выходно
части РУ возможна емкостная связь между каскадами, для пред-
отвращения уходов изолинии при переключении отведений и ска«|
ках напряжения помех применяется ручное или автоматически
успокоение. Схема автоматического успокоения (АУ) содержи
компаратор и аналоговый ключ для перезаряда конденсатор
Рис. 2.15. Структурная схема усилителя ЭКС с развязкой в предусилитеЛ
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 f„=0,5—2 Гц. Далеес помощью аналоговых ком-
мутаторов (AKi п АК2) 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. РАД И ОТЕЛЕМЕТРИЧЕСКИ И КАНАЛ ПЕРЕДАЧИ
ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Особенности применения радиотелеметрии в кардиомониторах.
Опыт эксплуатации КМ показал, что они обладают рядом недо-
статков, обусловленных передачей ЭКС от больного к КМ. при
помощи кабеля отведений. Кабель отведений сковывает движения
ботьного, 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 и нарушений работы КМ. Несмотря на соблюдение всех тре-
бований по электробезопасности, 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 и 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 биорадиотелеметрнческнх
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 на системы дальнего (нес.
колько километров), ближнего (в пределах одного помещения) ц
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 ка2
в этом случае связь между передающей и приемной антеннамц
можно -считать индуктивной. Для контроля состояния сердечной
деятельности в палате интенсивного наблюдения может быт*
использована БРТС ближнего действия (от больного к централь?
ному посту наблюдения), сверхближнего действия (от больного
к КМ) и БРТС с ретрансляцией сигнала. Оптимальной по удом
ству эксплуатации, простоте технических решений и стоимосм
является БРТС передачи ЭКС от больного к КМ, находящемуся j
постели больного, а от КМ сигнал и данные его обработки уж^
передаются центральному посту по проводному каналу.
Учитывая условия оптимальности БРТС, можно сформулирсм
дать основные требования к беспроводному каналу связи:
возможность одновременного контроля ЭКС всех больных в
палате при одинаковых частотах передатчиков. В этом случав
отпадает необходимость идентификации передатчиков и прием
ников КМ;
малые размеры и масса передатчика с электродами, что поя
волит крепить передатчик на теле больного липкой лентой;
автономное питание передатчика, рассчитанное -на длительную
непрерывную работу;
размещение приемной антенны в кровати под матрацем;
уверенный прием сигнала антенной в любом положении болЛ
него: лежа на спине, на боку, сидя, свесив ноги с кровати;
малая чувствительность антенны к внешним электромагнит*
ным помехам;
помехозащищенность канала связи от наводимого на больно, в
напряжения сети;
приемник может быть автономным или являться каналом К'I
наряду с УсЭКС.
Эти требования выполняются БРТС сверхближнего радиуса
действия, приведенной на рис. 2.16, где показано размещение эле-
ментов БРТС: передатчика с электродами, антенны приемника п|
КМ [52, 53]. Для передачи биопотенциалов по беспроводному
каналу используются известные радиотехнические системы свя4
зи, основанные на различных методах модуляции несущей часе
тоты передатчика: амптитудной. частотной и широтноимпульснов
(AM, ЧМ, ШИМ).
Рассмотрим схемно-конструктивные особенности сверхблин*
ней БРТС.
Передатчик. Создание передатчика ЭКС обусловлено противЯ
речивыми требованиями: малыми габаритами при автономно»
источнике питания, незначительной потребляемой мощностью, т. *1
длительным сеансом непрерывной работы без смены или подза-|
68
рНс. 2.16- Размещение элемен-
те биорадиотелеметрической—>.
системы сверхближиего радиу-
са действия
Рис 2.17. Схема передатчика
экс
ряда источника питания, достаточной выходной мощностью и ста-
бильностью параметров. Разработаны модели микроминиатюрных
передатчиков для мелких животных [54] п эпдорадиозондов [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 не сказывается на амплитуде принимаемого сиг-
нала.
Схема передатчика (рнс. 2.17), удовлетворяющего поставлен-
ным требованиям, состоит из двухкаскадного усилителя на тран-
зисторах VTj и VTz и модулятора-генератора на транзисторе ГТ3.
Сдабополяризующиеся 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 сим
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 Ку=50,
необходимый для уверенной модуляции несущей частоты передат!
чика, при /?вх=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 зависи!
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 внд передатчика с электрода-
ми. В схеме используются обычные или бес корпусные элементы,
смонтированные на печатной плате кольцеобразного вида, в цент«
ре которой устанавливается аккумулятор. Как вариант этой кон
струкции возможно совмещение одного из электродов с перед ат*
чиком. Несмотря на длительный срок работы передатчика, сохра-
няется необходимость контроля состояния аккумулятора, что нач
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 на 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-
монитпора
Рис. 2.18. Внешний вид передатчн- Рис. 2.19, Схема антенны приемника
ка ЭКС с электродами
70
летр первых двух катушек (рис. 2.19). Конец третьей катушки
имеет емкостную связь с первой. Такая конструкция антенны
обеспечивает узкую диаграмму -направленности, 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 на 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 на рис. 2.20.
Сигнал передатчика через антенну приемника попадает на
симметричный трансформаторный вход усилителя высокой часто-
ты (УВЧ). Вторичная обмотка этого трансформатора входит в
контур, настроенный на частоту fo—2000 кГц с полосой Afi =
=200—250 кГц. Выход УВЧ нагружен на полосовой фильтр со-
средоточенной селекции (ПФСС). Фильтр состоит из трех конту-
ров с внешней ёмкостной связью и обеспечивает полосу Af^ —
= 150—170 кГц на уровне 0,5 с центральной частотой 2000 кГц.
Такая полоса пропускания 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
пфсс турз
Рис. 2.20, Структурная схема приемника ЭКС
71
сигнал получается из выходного с помощью внешнего фазосдви.1
тающего контура (ФК), обеспечивающего фазовый сдвиг 90° на ।
средней частоте полосы пропускания [55]. Демодулированный 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 fH~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 Еа модулирует генератор Г,
настроенный на частоту 2000 кГц, в пределах ±20 кГц. Тем caJ
мым можно дифференцировать неисправности приемника и пере-
датчика БРТС.
Чувствительность приемника по напряженности поля не более
4 мВ/м. Динамический диапазон не менее 20 дБ. Благодаря опи-
санным выше свойствам ЧМ БРТС будет передавать в КМ ЭКС
только от передатчика, расположенного ближе к антенне, а роль
селективности до детекторных каскадов сводится к обеспечению
превышения полезного сигнала над помехами. Испытания радио]
телеметрического 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 Д-ЗУБЦА КАРДИОКОМПЛЕКСА
Спектральные характеристики электрокардиосигнала и помех.!
Выделение Л-зубца или характерных точек Q-RS-комплекса необ-1
ходимо для слежения за ритмом сердца и поэтому является глав-1
ным звеном в цепи аналоговой или цифровой обработки ЭКС в
КМ и других кардиологических аппаратах, работающих синхрон-
но с фазами сердечного цикла, дефибрилляторе, кардиостпмуля-]
торе, в аппаратах вспомогательного кровообращения и др. В нор-1
। мальных условиях при отсутствии мышечных артефактов и других
\электрических возмущений имеет место сравнительно большое
1 отношение сигнал-шум, но практически создать такие условия
'г 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
стельность 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 /?-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-1
Остающийся противофазный сигнал дополнительно ослабляется в
72
, . ,
al
ft \Л
) I' " V>
Рис. 2 21. Искажения ЭКС под воздействием помех.
41 —наг шряя I тн; б —мышиные шумы; в — артефакты. выэв«1ные пня-
ми та; я — д! йф изолинии при изменении и < f я женя я поляризации
тракте выделения R-зубца режекторным аналоговым нли цифро-
вым фильтром, настроенным на частоту 50 Гц.
2. Импульсные помехи, попадающие в КМ через сеть при
включении мощной медицинской аппаратуры (рентгеновской, фи-
зиотерапевтической и др.), частично ослабляются применением
экранированных 7-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 мал©
скелетных мышц, и ограничением fB 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 и надеж-
ное их 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
жения Я-зубца и сказывается только на качестве изображена
ЭКС.
7. Импульсные напряжения, попадающие на вход УсЭКС, пр
одновременном воздействии на больного импульсам» дефибрнл
лятора и кардиостимулятора приводят к искажению кардиокомп
лекса из-за перегрузки тракта усиления и поляризационных яв
лений под электродом кардиостимулятора. Импульс дефибрнлля
тора значительно ограничивается и а входе УсЭКС, а время пе
регрузки может быть уменьшено ручным или автоматически!
успокоением. Положение облегчается еще и тем, что в этом слу
чае имеет значение только возможность быстрого иаблюденИ
ЭКС (эффективности дефибрилляции), а не его автоматически!
анализ. Сложнее обстоит дело с артефактом стимула кардиости
мулятора, который может -быть принят за Q/^S-комплекс при от-
сутствии сокращения сердца в ответ на стимул (неэффективна!
стимуляция). Для устранения ложного выделения Я-зубца нуж
ны специальные меры, которые будут рассмотрены ниже.
8. Искажения кардиокомплекса, связанные с ограничение!
ЭКС при его выходе за динамический диапазон УсЭКС или ана-
лого-цифрового преобразователя (АЦП). Эти искажения могу
быть устранены применением АРУ и автоматической центровка!
ЭКС относительно динамического диапазона.
9. Помехи, определяемые структурой кардиокомплекса, т. *
теми его составляющими, которые не подлежат анализу (зубЛ
Р и 7), но могут быть приняты за Q/^S-'Комплекс и давать ошии
ки ложного обнаружения. Устранение этих ошибок возможно з.
счет частотной фильтрации и временной селекции, а в сложна!
случаях — дополнительна
анализохМ формы ложно G-
наруженных комплексов, ►
сравнением с нормальным
и последующим исключени
ем ложного.
Сравнительные характе
ристпкл спектральной мой
пости ЭКС, его составляю*
щих и основных помех при
ведены па рис. 2.22 [56]
Мощность QflS-комплекс-
сосредоточена в облабя
частот от 2 до 20 Гц с на
личпем максимума на час-
тоте около 12 Гц. Спек$|
ЭКС может изменяться!
зависимости от морфологда
сигнала. Спектр шумов о
мышц является неодиородИ
распределенным и подвей
жен в значительной степей'
Рис 2 22. Характеристики относитеть-
ной спектральной мощности ЭКС и
шумов:
I ЭКС; QRS-комп зеке; 3— Р-, Т-зубцы;
4 -артефакты движения; 5—-’напряжение
поляризации; 6—мышечные шумы
71
рариабельности, которая зависит от физической нагрузки (уси-
лий) и места расположения электродов. При увеличении ЧСС на-
блюдается сдвиг по частоте низкочастотных пиков в сторону бо-
лее высоких частот (от 5 до 10 Гц).
Все методы выделения R-зубца предполагают максимизацию
отношения снгнал-шум для QRS-комплекса.
Методы выделения R-зубца. Нами будут рассмотрены ЭУ вы-
деления R-зубца аналоговыми методами, которые применяются в
К.М 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 R-зубца основано па пред-
варительной фильтрации ЭКС и последующем сравнении в зна-
чительной мере очищенного от помех сигнала с переменными
или постоянными порогами и дальнейшем формировании норми-
рованного импульса, соответствующего QRS-комплексу или
R-зубцу.
На рис. 2.23 приведена структурная схема выделителя R-зуб-
ца, отличительным свойством которой является автоматическое
•формирование порога выделения в процентах от усредненного
значения амплитуды R-зубца.
Усиленный ЭКС поступает на 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-данных 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
анализатору
RR-интервалов
Рис. 2.23. Структурная схема выделителя R-зубца
75
высокая добротность приведет к изменениям амплитуды выход-
ного сигнала при разной -форме QRS-комплекса и колебательным!
процессам на выходе ПФ, что может сказаться на временной не-
стабильности выделения R-зубца. Улучшения соотношения сиг-,
нал-шум можно достичь, применяя согласованный с QRS-компЯ
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 QRS-komiw -
лекса от полярности ЭКС после ПФ производится двухполупе-1
риодное выпрямление сигнала (ДВ), и уже всегда в одной поляр-1
ности сигнал подается иа один из входов компаратора (Комп) н
на пиковый детектор (ПД), который запоминает амплитудное
значение сигнала и хранит его в период между соседними QRS-
комплексами. Запомненные значения амплитуды QRS-комплекса
поступают на вход интегратора (Инт), 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 130—140% от амплитуды R-зубца и служащее для ограниче-
ния амплитуды на выходе ДВ, для чего используется ограничи-
тель амплитуды (ОА). Благодаря О А отдельные большие QRS-
комплексы мало влияют на порог обнаружения. Порог обнаруже-
ния может устанавливаться дискретно (обычно два положения).
Импульс с выхода компаратора поступает на временной селек-1
тор (ВрС), который делает схему выделения нечувствительной к
повторному срабатыванию на Т-зубец, если он был большой по
амплитуде и не был полностью подавлен в ПФ. Длительность им-
пульса ВрС может быть постоянной или функционально зависеть
от RR-интервала. В последнем случае можно воспользоваться
эмпирической формулой Базетта для определения QT-пнтервала».
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 на рис. 2.25 показано изме-
нение порога обнаружения R-зубца с изменением уровня входного
сигнала.
Оптимальный вариант схемы выделителя R-зубца — это при-
менение компаратора с постоянным порогом сравнения. Порог
76
Рис. 2.25. Автоматическое изменение порога обнаружения /?-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 л 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 постояннее
напряжение на выходе при изменении входного сигнала в 40—
50 раз; тем самым в КМ нет 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 а
пороговыми значениями [57]. Эти методы дают хорошие резуль-
таты в условиях отсутствия скачков напряжения из-за поляри-
зационных эффектов при двигательной активности больного <и па-
тологических комплексов, имеющих небольшую амплитуду и кру-
тизну склонов. Поэтому в выделителях R-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-комплекса, а более точно — о выделении наи-
большего зубца этого комплекса.
Частотно-зависимые цепи применяются в том или
ином виде во всех КМ. Рассмотрим примеры построения режек-
торных и 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,а) 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/2nRC’.
Фильтр
Рис. 2.26. Двойной Т-образный мостовой режекторный фильтр:
а — пассивный; б — активный с регулируемой добротностью
78
Действительное значение fp
будет определяться погрешно-
стью номинальных значений
резисторов Д, Я/2 и конденса-
торов С и 2С. Погрешность
эта не должна превышать
±1%, что бывает трудно вы-
полнить прн 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
Рис. 2 27 Частотные характеристики
режекторного фильтра с регулируемой
добротностью
выпрямитель преобразовы-
сигнал только одной полярности,
поступающей на компаратор выделителя Я-зубца. Уровень сигна-
ла с выхода ПФ не превышает 250 мВ. Для выпрямления такого
сигнала 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 -[43]. На рис. 2.28 приведена схема
двухполупериотиого выпрямителя с 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 VD2, в резуль-
тате чего происходит однополупериодное выпрямление и усиление
в 10 раз входного сигнала без изменения его фазы. Второй опе-
рационный усилитель ОУг работает как сумматор положительных
полуволн выпрямленного сигнала и входного сигнала, в резуль-
Рис. 2.28. Схема элект-
рическая принципиаль-
ная двухполупериодного
выпрямителя сигналов
малого уровня
79
тате на выходе сигнал будет только отрицательной полярности
уровень которого будет более 2 В.
Компаратор выделителя /?-зубца представляет с
бой устройство сравнения сигнала с выхода двухполупериодноц
выпрямителя с установленным порогом сравнения (рис. 2.29
Выходное напряжение ОУ в момент сравнения будет изменять^
от — Vmax ДО -\-Umax, а длительность импульса равна времен
в течение которого сигнал превышает пороговое напряжение (Удо*
Порог сравнения может регулироваться для получения оптимал
ной чувствительности выделителя /?-зубца, но лучшие результат
получаются при постоянном пороге и автоматической регулировк
усиления сигнала.
Временной селектор 7-зубца должен выдавать ну
пульсы, длительность которых является функцией /?/?-интервал
и блокирующие выделитель /?-зубца на время возможного ера
батывания компаратора на 7-зубец большей амплитуды. Схем
ВрС для получения приемлемых результатов может быть выпо®
йена из двух последовательно запускаемых ждущих мультивибра
торов MBi и МВ2 (рис. 2.30). Мультивибратор МВ! формируй
импульс постоянной длительности т, а МВ2 — переменной, зав|
сящей от длительности /?/?-интервал а. Суммарная длительност
импульсов, или время селекции тс, определяется по эмпирически
формуле тс=т+0,25/?/?, где т=80—100 мс. Импульсом с выход
компаратора запускается первый мучьтивнбратор, от фронта ж
торого срабатывает триггер (Тр), а от среза запускается второ
мультивибратор, который отличается дополнительной линейно
обратной связью по цепи VD\——С\. Мультивибратор МВ2 фор
мирует -импульс, длительность которого составляет 0,25/?/? пре
дыдущего периода [58]. Срез импульса МВ2 возвращает тригге
Рис 2.29. Компаратор выделителя
/?-зубца
Рис. 230 Схема временного селек-
тора Т-зубца
€0
П.Й n.R I /7.4 i п Я
Рис 2 31 Временные диаграммы в схеме селектора Г-зубца
в исходное состояние. Таким образом, на выходе триггера форми-
рует, я нмпульс, равный сумме импульсов МВ, н МВ2 (рнс 2.31).
I 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 У7\. Величина сопротивления
транзистора VT\ зависит от 'напряжения на интеграторе АРУ, со-
^Нс- 2.32. Схема автоматической регулировки усиления ЭКС в выделителе
/?-зубца
81
стоящем из резистора Ав и конденсатора Сз -и включенном в J
затвора транзистора.
Управляется интегратор транзистором УТз- В цепь отрица J
ной ОС схемы АРУ включены усилитель АРУ (ОУ1), фнлц[
выделения Q/^S-комплекса н двухполупериодный детектор. Й
литель АРУ выполняет также функцию согласования плеча!
лнтеля, образованного транзистором VTt с последующими каЛ
дами. Значение сопротивления этого плеча изменяется от етЛ
кнлоом до 1 МОм в зависимости от величины входного сигнЯ
Транзисторы VT3 и У7\ служат для ускорения разряда кондее
тора Сз в случае отсутствия сигнала -на выходе и соответствя
импульсов временного селектора Г-зубца на входе схемы vj
времени (ОУ2).
Времязадающей цепью реле времени являются резистор %
конденсатор С4. Реле времени работает по принципу компар. го >
При выделении сигнала конденсатор С4 постоянно подзаряжав
и на выходе ОУ2 поддерживается постоянное положительное hi
ряжение, близкое к напряжению источника питания. При э»
диод У£)4 и транзисторы УГ3 и УГ4 закрыты. Прн отсутствии j
пульсов на входе реле времени конденсатор С4 начинает раз
жаться и через 3—4 с напряжение на нем становится меч]
опорного напряжения компаратора. В результате этого пол яр на
на выходе микросхемы ОУ2 меняется на отрицательную, откр
вается диод УО4, транзисторы УТз, УТ$ и конденсатор С3 би
ро разряжаются. При этом напряжение сток — исток транзисг)
УТ1 начинает расти и, следовательно, возрастает усиление на
ла выделения Я-зубца. Это будет происходить до тех пор, пс
усиление канала станет достаточным для выделения уменьши
щегося сигнала.
Диоды yDi, УП? и У Оз предназначены для ограничения jjj
ния отдельных значительных по амплитуде помех -на работу с
мы АРУ. Эта схема нашла применение в кардиомониторе РКВ
и обеспечивает на своем выходе постоянство выходного сипа
при изменении входного сигнала в 40—50 раз.
Измеритель частоты сердечных сокращен!
В настоящее время в КМ измерение ЧСС производится мскл’О]
тельно цифровым методом с индикацией результатов на =».ч
трон ио-лучевых дисплеях совместно с другой информацией I
знаковых индикаторах. Обычно измеряется среднее значение Ч
за некоторый интервал времени То. Принято брать значение Т
= 1 мин, однако при этом смена -информации на индикатор
производится также 1 раз в 1 мин, что при аритмиях ие ся
удобно, так как аритмии можно просто не увидеть. Гораздо
me взять меньший интервал времени измерения — 15 или 30 с '
и приводить показания ЧСС к 1 мин путем автоматического я
ноження результатов измерений на 4 или 2 соответственно. Вре*
измерения можно переключать.
Принцип действия измерителя средней ЧСС заключается в п<
счете числа периодов N неизвестной частоты ft за промежу1*
82
менн То, вырабатываемый в самом КМ. Значение fx спреде-
’етсЯ по формуле fx=NITQ. Погрешность образцовой частоты
^-1/Го может быть малой при применении кварцевой стабилн-
utnf ио остается погрешность, связанная с отсутствием синхро-
эации начала и конца образцового промежутка времени То с
-пульсами измеряемой частоты fx. Эта погрешность не превы-
geT ±1 ед. счета. Естественно, что при 7о=ЗО с погрешность
прения будет не более ±2 ед. счета, а при 70=15 с — не бо-
ее ±4 ед. счета.
| На РиС- 2-33 приведен пример схемы измерителя ЧСС с циф-
ровым отсчетом. Образцовый интервал времени То образуется за
адт деления частоты кварцевого генератора. Делитель частоты
'дч) состоит из 6 делителей 1 : 10, собранных иа основе двоично-
Еятичиых четырехразрядных счетчиков (Сч) К155ИЕ2, одного
fq (1:12) К155ИЕ4 и одного Сч К155ИЕ2. Общий коэффициент
ЬЁяения К=60-106. С ДЧ сигналы поступают на схему формиро-
Ьгния импульсов установки счетчиков .в нуль и схему формирова-
ли импульсов записи информации со счетчиков в регистр (Рг)
амяти. 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»
гсегда формируется на 3 мс раньше, чем импульс Уст. «0».
। Управление прохождением счетных импульсов на вход СЧ осу-
ществляется переключателем на передней панели КМ. При 7о=
=30 с на счетчик проходит 1 импульс, при 7о=15 с проходит
2 импульса. Счетчик состоит из трех двоично-десятичных счетчи-
ков. Так как результат измерений выражается в мин-1, произво-
дится умножение количества поступающих .импульсов и а 2. Для
Рис. 2.33. Схема измерения ЧСС с цифровым отсчетом
83
этого в младшем разряде счетчика счет производится по мол
лю 5. Затем производится запись числа из Сч в Рг памяти ЧП
после окончания записи Сч устанавливается в нулевое состоя^
и счет начинается сначала. С выхода Рг памяти -информация
ступает при помощи дешифраторов Дш на знаковые инднкатц
(Инд.). Значение ЧСС измеряется в пределах 20—200 мин-ж
принимает только четные значения. Одновременно с Рг памь
информация поступает иа схему совпадения по верхнему и ни
нему пределам ЧСС. Пределы сигнализации устанавливают л в
довыми переключателями (на схеме не показаны^- Приме (ей
•кодовых переключателей позволяет 'непосредственно перегоди
десятичный код в двоично-десятичный без применения микросЛ
Установка пределов сигнализации в этом случае не имеет гоЛ
ннтельной погрешности относительно значений ЧСС.
Контроль ритма сердца при кардиостимуляции. Под кардя
стимуляцией понимается искусственное возбуждение желудочи
сердца электрическими импульсами, к которому вынуждены пр
бегать прн блокаде проводящих путей или -сильной брадикард
с экстрасистолами или без них. Электрические импульсы геле]
руются имплантируемыми силн наружными кардиостимулятора
при отсутствии адекватного ритма м угрозы асистолии желуд]
ков. Импульсы достигают сердца при помощи зонда, вводима
через сосуды (эндокардиальная стимуляция). С техническЯ
средствами кардиостимуляции можно подробно ознакомить!
в [59].
При электрической стимуляции сердца требуется тщательнж
контроль ритма, особенно на начальной стадии, так как если зоч
отойдет от стенки желудочка, то амплитуда стимула может лиг
заться недостаточной для уверенной стимуляции, а частота crt
•муляции станет ниже, чем возможная частота спонтанной аглчи
ности желудочков. Эти нарушения стимуляции могут привести!
неэффективной кардиостимуляции (асистолии) или митерферв
ции ритмов, 'нередко вызывающих фибрилляцию желудочков vnp
Рис. 2.34. Формы ЭКС при кардио- Рис. 2.35 Элементы ЭКС и их яр®
стимуляции: метры при кардиостимуляции
в— неэффективная стимуляция; б —эф-
фективная стимуляция
84
0,05—3 В;
0,2'—3 мВ;
0.3—3 мВ;
0,5... 2 мс;
20—120 мс;
50—250 мс;
30—150 мс.
«хрониой стимуляции стимул может попасть в уязвимый ле-
Ж сердечного цикла).
Автоматическое обнаружение нарушений ритма при кардио-
1Мул щии является сложной задачей, так как артефакт стиму-
’ /са-4 стимул, достигающий электродов КМ, -и его последейст-
из-за явлений поляризации под электродом зонда) может
jTb очень похожим на QftS-комплекс п КМ будет измерять час-
т,. стимулов вместо ЧСС. Формы ЭКС при кардиостимуляции
«иведены на рис. 2.34 При обычной регистрации ЭКГ из-за ог-
Еичелной полосы пропускания усилителя артефакт стимула ис-
вжается и может быть тонкой и малозаметной линией, но врач
о характеру кривой ЭКГ надежно определяет результаты сти-
улчими сердца, в то время как в КМ это сделать сложно.
' Диапазон параметров ЭКС при вызванной активности желу-
рчков очень широк. На рис. 2.35 приведена форма ЭКС при стн-
«удяцип и обозначения параметров сигнала. Их значения лежат
L следующих пределах:
Амплитуда артефакта стимула UCT .
г Амплитуда напряжения поляризации t/n
L Амплитуда QRS-комплекса, вызванного стимулом, UK
Г Длительность стимула TCt............
L Длительность напряжения поляризации Гп
I Длительность интервала до навязанного комплекса Т,
I Длительность Q/^S-комплекса Tqrs ...
Комплекс QRS, вызванный стимулом, напоминает по форме
желудочковую экстрасистолу. Напряжение поляризации определя-
I я формой стимулирующего импульса, свойствами выходного
пскада кардиостимулятора и материалом электрода. Возникает на
фяже не поляризации экспоненциальной формы иа границе разде-
•1" электрод — миокард. Ложное обнаружение артефакта стичу-
а кардиомонитором может привести к диагностированию нормаль-
но ритма при асистолии! Исходя из структуры сигнала при кар-
диостимуляции в КМ необходимо отделять артефакт стимула от
Слезного сигнала, определять временное положение стимула от-
^сительно Q^S-комплекса с целью диагностики нарушений рит-
при стимуляции путем разработки надежных алгоритмов ана-
иза ЭКС. Уменьшение напряжения поляризации может быть до-
тигнуто за счет применения бифазной формы импульса для ус-
*°рения перезаряда емкости электрод—мнокард [60], но достичь
оляон компенсации напряжения поляризации ие удается. Кроме
ог°. КМ не может «выбирать» себе кардиостимулятор, поэтому
^обходимо рассмотреть возможности выделения и селекции арте-
а*та стимула в присутствии напряжения поляризации.
. выделение артефакта стимула с аналоговой
о^пенсацией напряжения поляризации приведено
структурной схеме рис. 2.36. Электрокардиосигиал при кардно-
Иуляции поступает на РУ, полоса пропускания которого состав-
800—1000 Гц, что позволяет выделять из него артефакт сти-
УЛа с 7'ст=о,5—2 мс. Усиленный сигнал попадает на выделитель
85
Рис. 2 36. Структурная схема селектора артефакта стимула с аналоговой ц
пенсацией напряжения поляризации
артефакта стимула (ВАС) и одновременно на селектор артефац
стимула (САС). Крутой фронт артефакта стимула через ВАС э-
пускает схему формирования импульсов синхронизации (ФИС
который выдает импульсы синхронизации (ИС), обеспечивают-
работу всего устройства, и одновременно вырабатывает строб д
выделения артефакта стимула.
На время действия ИС1 САС не пропускает артефакт стимч
на вход усилителя (Ус). Усиленный сигнал, в котором теперь с
тались только напряжение поляризации и вызванный желудочм
вый комплекс (при эффективной стимуляции), поступает на вхс
пикового детектора ПД напряжения поляризации и одновремен!
на один из входов ОУ. Пиковый детектор в момент времени, с
ределяемый ИСг, производит измерение амплитуды с сохрди
ннем полярности входного сигнала. Для компенсации напряжен!
поляризации ПД запускает генератор экспоненциального напря
жения (ГЭН), постоянная времени которого определяется схеШ
автоподстройки (АП). Автоподстройка производится за время ге
ствня ИС3 и определяется разностью напряжений с выхода Ус
компенсирующего напряжения поляризации с выхода ГЭН. С в»’
хода ОУ «очищенный» от артефакта стимула и напряжения поля
ризации сигнал через ФНЧ поступает на схему анализа ритма КЛ-
Кардиомонитор по временному положению артефакта стимул
и вызванного или спонтанного кардиокомплекса по логическим ал
горитмам выявляет нарушения ритма прн кардиостимуляции [61
Схема испытывалась в ритмокардиоаиализаторе РКА-02. К
достаткам этой схемы выделения и селекции артефакта стнмя
следует отнести ее громоздкость, необходимость принятия cjcn>
альиых мер поддержания стабильности аналоговых схем, опреД6
ленное время для вхождения схемы в режим полной ком пенсал]
Un. Неточная компенсация £7П приводит во многих случаях к .io*
ному обнаружению комплексов.
Программная режекция артефакта стимула
напряжения поляризации дает лучшие результаты, ио >!°
жет быть использована только в вычислительных КМ, где
представляется совокупностью отсчетов. На рис. 2.37 привел®®
представление артефакта стимулирующего импульса в отсчета>
вь
рис. 2.37. Фрагмент ЭКС при кардиостимуляции
(точками обозначены дискретные отсчеты АЦП при рпс 2.38 Этапы цифре-
частоте дискретизации 500 Гц) вой обработки ЭКС при
стимуляции предсердий:
й — исходный ЭКС; б —
компенсирующая экспонента
в — очищенный ог артефак-
та стимула ЭКС
ЭКС с иллюстрацией построения компенсирующей экспоненты [62].
Программная часть реализует алгоритмы определения уровня изо-
линии, режекции стимулирующего нмпульса, расчет параметров
аппроксимирующей экспоненты н 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 рис. 2.38 приведены ре-
зультаты обработки ЭКС при стимуляции предсердий, что делает
изображение более наглядным, так как стимул не 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 н 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-
87
Рис 2 39. Структурная схема аналого-цифровой системы в КМ I
па на рис. 2.39. Аналого-цифровой преобразователь (АЦП) щ
водит аналоговый сигнал в дискретную форму для ввода в о
и в оперативную память устройства отображения данных (.
илей;. Дискретизированный сигнал после обработки его ь Э
подается на цифро-аналоговые преобразователи (ЦАП) для!
тематического управления параметрами сигнала (амплитуды, (о
щения изолинии, центровки в динамическом диапазоне АЦ1
т. п.) и вывода запомненных патологических фрагментов ЗКС
аналоговый регистратор. Задача преобразования данных хар®
ризуется рядом требований, выдвигаемых условиями примсий
схем АЦП и ЦАП в КМ:
выбором вида двоичной системы кодирования;
выбором частоты квантования аналогового сигнала;
определением необходимого числа уровней квантования; I
допустимыми ошибками преобразования;
выбором соответствующего вида АЦП н ЦАП;
фильтрацией сигнала на входе АЦП и выходе ЦАП;
оптимизацией схемных решений.
Специфическая форма ЭКС требует большого числа уроч
квантования. Наиболее часто используется 256, 512 или 1024 у
ия, соответствующие в обычном двоичном коде 8, 9 или 10 ра '
дам. Частота квантования определяет равноотстоящиеотрезкя
меня, в которых непрерывный сигнал представляется в виде '
которых значений, зафиксированных в эти моменты врсМЧ
Квантование по уровню и по времени вносит определена
погрешность, связанную с процессом дискретизации. В поЧ
квантования входит и длительность выборки, ио обычно она J
рется во много раз меньше периода квантования.
88
I На рнс. 2.40 показано преобразование аналогового сигнала в
гфровую форму прн /кв=200 Гц и уровне квантования по напря-
ению 2s. Низкая скорость квантования по времени может прн-
ести к значительной потере информации, а высокая скорость кван-
вания дает избыточные данные, которые необходимо обраба-
шать запоминать и хранить длительное время. Надо еще учи-
ввзгь, что вследствие инерционности ЭУ появляется дополнитель-
на динамическая погрешность преобразования.
Рас мотрим некоторые типовые схемы ЦАП и АЦП, выполнен-
ье в интегральном исполнении, их принцип действия и особен-
встн применения [63].
Цифро-аналоговые преобразователи. Цифро-аналоговые преоб-
взователи состоят из источника опорного напряжения 1/Оп, рези-
нных делителей, ключевых элементов и ОУ. На рис. 2.41 при-
она базовая структурная схема ЦАП. В основу ее работы поло-
го суммирование токов, соответствующих весам разрядов циф-
'•«ого кода дискретных отсчетов сигнала. При замыкании каж-
'Го ключа ток в выходной суммирующей шине поле чает двоично-
FOBoe приращеине. Выходной ОУ преобразует ток в напряжение,
[иачестве делителей в схеме применяются резисторные матрицы
^2/?. Большинство ЦАП выполнены по КМОП-технологии, но
«уют внешних ОУ Сопряжение с цифровыми схемами обычно
°изводится через буферные устройства, объединяющие, как пра-
буферный регистр кратковременной памяти с параллельным
^Дом-выводом цифровой информации.
Для управления аналоговыми схемами от микропроцессора и
^в°Да запомненных фрагментов ЭКС для регистрации вполне до-
рточно иметь 8 разрядов по амплитуде сигнала. Поэтому наи-
89
Рис. 2.41. Структурная схема ЦАП
более подходящей интегральной микросхемой ЦАП явля>
КР572ПА1 с разрядностью 10 бит и током потребления 2 мА
рис. 2.42 приведена схема ЦАП с ФНЧ для сглаживания сту»
чатости в выходном сигнале. Фильтр низкой частоты должен ц.
крутую АЧХ для устранения гармоник, которых в исходном сиг
ле не было. Но для упрощения фильтра часто идут иа компрош
допуская небольшую ступенчатость, дополнительно сглаживав!
ограниченной полосой пропускания регистратора ЭКГ. Приведен
схема имеет частоту выборки 250 Гц, разрядность 8, полосу i
пускания 0,1—30 Гц при неравномерности АЧХ ±10%.
Обычно применение ЦАП встречает меньше затруднений,!
АЦП, так как АЦП определяет возможности цифровой обр^
ки экс.
Рис. 2.42. Практическая схема ЦАП для обработки ЭКС
90
диалого-цифровые преобразователи. Микропроцессор и микро-
ом вычислительного КМ могут взаимодействовать с аналоговым
риалом через АЦП, задача которого состоит в преобразовании
Одного напряжения в пропорциональное ему число. Методы ана-
К.0-ЦИФРОВОГО преобразования более разнообразны, чем цифро-
слогового. Объясняется это тем, что АЦП можно осуществить,
сд0льзуя целый ряд систем (параллельный, с двухтактным ин-
ргрироваиием, последовательного приближения и т. д.) [10, 64].
ассмотрим принцип действия только преобразователя последо-
ятельного приближения (рис. 2.43), наиболее часто использу-
мый в медицинских приборах, что объясняется простотой устрой-
гва, а также высокой скоростью и постоянным временем преоб-
а3ования, не зависящим от амплитуды аналогового сигнала.
Аналоговый входной сигнал, аппроксимируется двоичным ко-
>ом с последующей проверкой каждого бита в этом коде до тех
ор, пока не будет достигнуто иаилучшее приближение. Значение
[Налогового сигнала в двоичном коде сохраняется в регистре пос-
ндовательного приближения (РгПП). Поразрядно РгПП соеди-
ен с выходным буферным устройством, обеспечивающим цифро-
ой выход АЦП с необходимым уровнем выходного сигнала. Вся
абота АЦП тактируется тактовым генератором (ТГ). После М
актов сравнения /вх и /цдп на входе ЦАП получается М-разряд-
ый двоичный код, который является эквивалентом аналогового
игиала. Преобразование происходит за М тактов, поэтому ско-
лоть формирования /^-разрядного слова всегда одинакова. Уста-
Ювка РгПП в исходное состояние и запуск его в режим преобра-
ования производится по внешнему логическому сигналу «Гаше-
йе/Преобразование». По окончании преобразования АЦП выра-
батывает сигнал «Готовность данных» (КП — конец преобразо-
вния). На рис. 2.44 приведена практическая схема АЦП для циф-
,овой обработки ЭКС в кардиомониторе.
Рис. 2.43, Структурная схема АЦП
91
Рис. 2.44 Практическая схема АЦП на основе микросхемы КШЗиЫ
Напряжение с частотой выборки /Выб (частотой квантов*
500 Гц) поступает на триггер Шмитта (ТШ) для повышения j
тизны фронта и среза импульсов и запускает формирователь!
мализованного импульса (ФНИ) для квантования аналоги
сигнала в АЦП. На вход АЦП поступает ЭКС, приведенный !
ределенному \ ровню. Обычно перед АЦП необходима пре™
тельная фильтрация сигнала, защищающая АЦП от шумов, с!
тотой выше самой высокочастотной информативной состам
щей сигнала. Цифровые сигналы АЦП через буферные ни ем
(БИ) поступают на цифровую обработку ЭКС. Сигнал КП ?
мируется аналогично напряжению квантования.
Параметры и погрешности преобразователей. Система электрическЯ
раметров преобразователей объединяет несколько десятков пар метр в 1
ведем важнейшие из них
Число разрядов b — количество разрядов кода, связанного с аКзлА
величиной, которое может воспринимать ЦАП или вырабатывать АЦП.
Коэффициент преобразования К^р — отношение приращения i лхИ
сигнала к приращению входного сигма за для тннейной характеристик! г
разования.
Абсолютная погрешность преобразования в конечной точке шкалы Ч
отклонение значения входного для АЦП и выходного для ЦАП на рЯ-1
(тока) от номинального значения, соответствующее конечной точке 'а₽
ристикн преобразования. Измеряется бп ш в единицах младшего разряда!
Напряжение смещения нуля на входе — приведенное ко
пряжение, характеризующее отклонение начала характеристики АЦП (*fj
вого значения. Измеряется UBX 0 в единицах МР нлн мВ.
92
Напряжение смещения нуля на выходе UtKtf>—напряжение постоянного
на выходе ПАП при входном коде, соответствующем нулевому значению
цц, -о напряжения
АЦП 6Л—отклонение от заданной прямой линии точек де-
пополам расстояние .между средними значениями уровней квантова-
линейность определяется в процентах от значения диапазона выходного
или в единицах МР
ля преобразования tnv— интервал времени от момента заданного нз-
I сигнала на входе АЦП до появления на его выходе устойчивого кода
и АЦП типа КШЗПВ1А: бл = ±0.1 %, бо ш = ±20 МР для биполяр-
1.1, f/Bxo=±30 мВ, время преобразования fnp^30 мкс).
,В1НХ
№
j гнала
Bpt
.ненн
(Д-
I ГО т°
2.7. УСТРОЙСТВА ОТОБРАЖЕНИЯ ИНФОРМАЦИИ
Виды информации, отображаемой в кардиомониторах. Устрой-
тва отображения медицинской информации в КМ должны отра-
жать состояние сердечной деятельности по электрокардиосигналу,
। также вспомогательные сведения о больном и технические flan-
ge о работе КМ. Таким образом, отображаемые данные вклю-
*ают:
априорные данные о больном;
электрокардиосигнал;
значения параметров ритма сердца;
результаты автоматического анализа аритмий;
I сигнализацию тревоги при появлении опасных аритмий;
текущее время, время появления событий и время начала про-
мимой терапии и других мероприятий;
сиг алнзацию обнаружения Q/^S-комплекса;
I состояние прохождения сигналов управления и контроля рабо-
(спос бностп прибора;
сведения о нарушении работы КМ и локализации нсисправ-
гсти.
[ Отображаемая информация может носить временный — опера
Пены ‘ — характер, когда предыдущая информация стирается при
•явлении новой, и характер накопления данных за определенные
tfepr лы времени. В последнем случае устройство отображения
рпжио содержать пли использовать внешнее устройство памяти
, я хранения данных. Рассмотрим более детально виды отобра-
чем.лй информации.
I В априорные данные о больном входят: фамилия, имя и отче-
го, номер истории болезни, возраст, пол, дата поступления анам-
Р» предварительный диагноз. Электрокардиосигиал должен со-
К*во> даться индикацией скорости движения изображения и ка-
|брог >чным импульсом. Должны индицироваться такие парамет-
Грнтма сердца, как ЧСС и частота экстрасистол, а также не-
|’°рье статистические параметры распределения /?/?-интервалов.
ромбический анализ аритмий должен отображаться словами
farHfJ а в той или иной формулировке, принятой для конкретио-
тИпа кардиомонитора. Сигнализация тревоги обычно инднцнру-
93‘
ется цветом светового табло с дифференциацией степени опа(
сти. Остальная перечисленная отображаемая информация не I
бует пояснений.
Методы и средства отображения информации. К средствам J
бражения информации относятся электроино-лучевые трубки, Д
ровые или знаковые полупроводниковые индикаторы, полупрс^.
никовые светоизлучающие диоды и показывающие (стрелочь,
приборы, которые в современных КМ ие применяются. ПриЛ
ние знаковых полупроводниковых индикаторов для отображу
значений параметров ритма было изложено в § 2.5 на прн^>
измерителя ЧСС. Светоизлучающие диоды широко примени,,
для индикации состояния органов управления, выделения Q
комплекса и т. п. Самым универсальным средством отображу
информации, а в сложных вычислительных КМ единственной
можным является ЭЛТ. В носимых КМ применяются жидком
таллические матричные индикаторы.
Аналоговый метод формирования изображеВ
на ЭЛТ. Для анализа ЭКС в оперативном режиме при по
яином непрерывном наблюдении применяется осциллографичев
метод формирования изображения. Этот метод используется в в
циальиых приборах — электрокардноскопах, а последние шнр
используются как блоки КМ. На рис. 2.45 приведена структур
схема устройства отображения (УО), которое может отобрав
только ЭКС. Принцип действия УО заключается в том, что 1
ЭЛТ постоянно перемещается в горизонтальном направлении и
ленно слева направо и быстро обратно, осуществляя развертку!
нала по временной оси. С помощью усилителя вертикального)
клонеиия ЭКС воздействует на луч в вертикальном напра.ле*
создавая изображение сигнала на экране ЭЛТ. Отклонение Ж
производится током, протекающим в катушках (ОК) электров
нитной отклоняющей системы, что более целесообразно при по*
проводниковой схемотехнике.
Учитывая, что ЭКС лежит в низкочастотном диапазоне и crt
дартиые скорости перемещения луча (скорости развертки)Ж
Рис. 2.45. Струкж
схема аналогового|
трока рдиос»1Эя1||
94
50 мм/с, приходится использовать ЭЛТ со средним временем
£«есвечеиия люминофора. Но тем ие менее при прохождении
’а по экрану предыдущая информация успевает погаснуть, осо-
' но в том случае, если длина экрана большая. Такие УО при-
10 называть устройствами с затухающим изображением.
Применяя специальные люминофоры, можно уменьшать зату-
цие изображения, но радикально его устранить не представляет-
Гвозможным. Увеличение же яркости изображения приводит к
ирашеиию срока службы ЭЛТ. Несмотря на простоту техничес-
х решений, этот метод формирования изображения практически
yi вытеснен цифровым методом, тем более что он позволяет ото-
щать на экране ЭЛТ помимо ЭКС и символьно-графическую ин-
умацию. Цифровой метод отображения информации на ЭЛТ по-
вляет получать незатухающее изображение.
Цифровой метод формирования изображения
а Э Л Т. При цифровом методе отображения информации на
>ране ЭЛТ (дисплее) аналоговые сигналы преобразуют в днс-
Ьнзированные с помощью АЦП.
। Существует два основных способа цифрового формирования
рсбражения: векторный и растровый (телевизионный). Устройст-
I отображения такого типа принято называть дисплеями. В век-
рны" дисплеях изображение строится ие из отдельных точек, а
[соединенных друг с другом отрезков прямых или кривых ли-
й путем соответствующего отклонения луча ЭЛТ. Векторный
илей обеспечивает гладкое изображение сигналов, но требует
кльно сложного аппаратного и программного обеспечения. По-
DMV такие дисплеи нашли основное применение в системах ав-
уатизироваиного проектирования.
Частным случаем векторного метода можно считать аналого-
I метод формирования изображения, при котором отклонение
М по вертикали производится ЭКС, запомненным в цифровой
в оперативном запоминающем устройстве (ОЗУ) н считы-
'бмуго периодически через выходной ЦАП. При достаточно вы-
№ астоте повторения считывания изображение становится
ргухающим и обеспечивается хорошее качество воспроизведе-
ня ЭКС. Однако этот метод характеризуется большой потребля-
М мощностью, что приводит на практике к схемотехническим
Мнениям для создания экономичных усилителей вертикальио-
1о-ллонения.
При растровом способе, основанном на модуляции луча, дви-
Ьв ося по неизменной траектории, трудно совершенно устра-
1тъ ступеньки на изображении, но существенно упрощается ап-
Фзтиая часть, в которой могут быть использованы апробирован-
* схемные решения и отдельные узлы телевизионных приемии-
Ниже будем рассматривать только растровые дисплеи, так
\°нн получили наибольшее распространение в КМ.
астровый способ формирования изображения.
JlHocrb способа состоит в том, что для перемещения электрон-
J1® луча по вертикали н горизонтали используется пилообразное
95
напряжение, а сигнал подается на модулятор только в те момм
времени, когда необходимо выявить соответствующую точку
развертке (растре) изображения. В телевидении применяется
ризоитальный растр и чересстрочная развертка. При такой р
вертке луч скачками проходит по всем нечетным строкам рас*
а затем по всем четным. Таким образом один кадр передам
двумя полукадрами (полями). Частота мельканий в этом слу>
равна частоте передачи полей.
В дисплеях КМ, как правило, применяются прогрессивная g
вертка и вертикальный растр. Для уменьшения мельканий час
та кадров прн прогрессивной развертке должна быть выше, «,
при чересстрочной развертке. Однако критическая частота ме
каний, т. е. частота, при которой глаз не воспринимает мелькав
зависит от яркости изображения и тесно связана с объемом от.
ражаемой на экране информации. В тех случаях, когда экран |
заполняется полностью и человек не смотрит на экран постояц
как это делает оператор ЭВМ, частота кадров может быть (g
жена, что упрощает аппаратную часть дисплея.
Рисунок 2.46,а иллюстрирует процесс формирования растр*,
на рис. 2.46,6 приведен пример отображения ЭКС при небольД
числе строк. Таким образом можно формировать и алфавитно-ц
ровую информацию. Пример выполнения индикации ЧСС, верп
го и нижиего пределов сигнализации приведен на рис. 2.47.
Т1£2Качество отображения ЭКС цифровым методом определяй,
числом уровней квантования и частотой дискретизации /д во ф

Рис 246 Растровый способ эр’*’
вания изображения:
а —формирование растра; б— от1,л*Я
ЭКС при небольшом числе строй
96
£рг (частотой выборок). Число уровней квантования определя-
сь из условия наблюдения малых сигналов. При уровне шумов,
уведенных ко входу усилителя ЭКС, равном 25—30 мкВ, и ис-
тцом установке амплитуды сигнала на 1/4 шкалы (с учетом воз-
овых комплексов большой амплитуды и центровки сигнала при
|щениях изолинии), соответствующей 1—2 мВ, достаточно иметь
56 уровней.
Выбор частоты дискретизации входного сигнала зависит отди-
|азона обрабатываемых частот. В соответствии с теоремой Ко-
хтьникова где fmax—максимальная частота спектра
гнала. Если ограничиться спектром ЭКС в 120 Гц, то /д^240Гц
Бычио берут /д=250 Гц). Увеличение fa порождает избыточную
формацию, для запоминания которой необходима дополнитель-
на память. Тем не менее, если дискретизированный сигнал исполь-
уется для цифрового метода анализа аритмий, то для повышения
качества обработки Гд берется равной 500 Гц. При /д=250 —
} 0 Гц заметны фантомные искажения ЭКС, так как выборки мо-
I не всегда приходиться на одни н те же точки сигнала (рис.
,48) [64]. Визуально это явление воспринимается как иизкочас-
гтгная амплитудная модуляция ЭКС с «усечением» формы QRS-
Ри 2.48. Фантомные искажения ЭКС
2.49. Образование движения ЭКС на
экране ЭЛТ
Г
97
комплекса. Устранить фантомные искажения можно ограничу}
ем полосы пропускания иа входе АЦП. Естественно, что нанбЛ
сильно фантомные искажения проявляются при малых скорое®
движения ЭКС.
Качественному представлению ЭКС мешает ступенчатость В
бражеиия, так как медицинский персонал привык к гладкому ел
налу. Хорошие результаты могут быть достигнуты при увеличещ
числа строк и одновременной модуляции точек по определенно^
закону, связанному с крутизной сигнала. Чем выше крутну
склона QRS-комплекса, тем большую длительность имеют импш
сы модуляции луча [65]^^
Для создания незатухающего изображения ЭКС на экране ди
плея и его движения, копирующего вычерчивание кривой ЭКГ ц
обычном регистраторе, применяется запоминающее устроив
ЭКС (ЗУ ЭКС), которое использует принцип записи текущих «
дов ординат дискретизированного ЭКС в ЗУ ЭКС и считывав
всех кодов из памяти в порядке, соответствующем разложени
кадра по строкам. Каждой строке растра ставится в соответсти
код отсчета АЦП. С помощью преобразования код — время фо]
мируется импульс подсветки луча (видеосигнал) в точке, отец
ящей от нулевой линии на расстоянии, пропорциональной ко;
(рис. 2.49) У1... Yu и т- д. Незатухающее изображение образуете
за счет того, что опрос всех ячеек памяти и формирование по м
дам видеосигнала повторяется с частотой кадров. Если теперы
моменты записи новых кодов смещать адреса считывания памя(|
относительно номеров строк растра, то изображение ЭКС на жр-
не будет перемещаться.
Объем используемой памяти должен соответствовать чн-'
строк в растре и разрядности АЦП. Примеры возможной реале
ции цифрового метода отображения ЭКС приведены иа струн™
вых схемах рис. 2.50.
Для хранения массива отсчетов ЭКС, а также записи новь,
точек и воспроизведения их на экране ЭЛТ применяется ЗУ ЭКС]
На рис. 2.50,а приведен пример структурной схемы ЗУ ЭКС и вс
го УО для растрового способа отображения ЭКС. Поступаюия
от АЦП коды ЭКС записываются в ОЗУ во время обратного И
да по строке. Адрес записи прн этом определяется счетчиком И
реса записи (Сч1). Во время прямого хода по строке коммутаЯ
(Ком) адреса пропускает на ОЗУ адрес чтения, в то время »
ОЗУ находится в режиме считывания кодов в формирователь 8 j
деосигнала (ФВС). Счетчик адреса чтения (Сч2) проходит!
кадр все состояния, формируя для каждой строки растра свой Ч
рес ОЗУ. На ФВС поступают коды, которые преобразуются МП
пульс подсвета луча и поступают на видеоусилитель (ВУ) Я
модуляции луча по яркости. Таким образом, при повторяют6^
каждый кадр чтении ОЗУ на экране ЭЛТ образуется нега зуД
изображение ЭКС. Блок управления (БУ) формирует импул**’|
записи и чтения.
98
Импульсы
^ашепия рс кадру
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-
ством синхронизации (УС), представляющим собой делитель час-
"пы задающего генератора. Кроме того, УС вырабатывает мм-
Впьсы гашения видеосигнала во время обратных ходов.
На рис. 2.50,6 приведена структурная схема УО, в которой циф-
hSoii сигнал с ЗУ ЭКС преобразуется ЦАП в аналоговый сиг-
’л. Отклонение луча формируется схемами генераторов верти-
кального и горизонтального отклонения (УВО и УГО). Для ото-
уажения ЭКС, алфавитно-цифровой и графической информации
Вменяются универсальные устройства отображения данных
1 * 3).
I Электронные узлы устройства отображения ЭКС. В соответст-
• 'И С пРиве-аеиными структурными схемами УО к основным элек-
J'OHnbiM узлам можно отнести: формирователь кадровой разверт-
формирователь строчкой развертки; видеоусилитель; цифро-
'е Узлы обработки данных и источник питания ЭЛТ. Рассмот
99
Рнс. 251. Схема ф0
рователя качровой
вертки
рнм некоторые аналоговые узлы УО, так как цифровые узлы под
робно изложены в гл. 3.
Формирователь кадровой развертки (рис. 2.51)
состоит нз формирователя пилообразного напряжения (ФПН)
усилителя напряжения (УН) и усилителя мощности (УМ). Кад
ровые синхроимпульсы (КСИ) с частотой 25 Гн поступают да
формирователь пилообразного напряжения ФПН, представ таю-
щий собой ключевой каскад с перезаряжаемым конденсатором. В
отсутствии КСИ конденсатор ФПН заряжается по цепи, содерда*
щей резистор ft ас приходом КСИ быстро разряжается перс
открытый ключ, тем самым обеспечивается формирование пилооб-
разного напряжения. С помощью этого напряжения, симметрично-
го относительно нуля, благодаря конденсатору С, через УН про-
изводится возбуждение УМ. Обычно УМ выполняется по двухт»
тной схеме на транзисторах разного типа проводимости. Harpyl
кой УМ является отклоняющая катушка кадров (ОКК)- КаттшИ
подключена к «земле» через малое сопротивление fti.
Цепи отрицательной ОС позволяют регулировать и стабнлии
ровать линейность по краям экрана ЭЛТ.
Разработаны многочисленные схемы усилителей мощности КДЯ
ровой развертки, отличающиеся степенью экономичности и лини
пости [66]. Формирование кадровой развертки упрощается при В
пользовании специальных микросхем генераторов телевизионной
развертки типа К174ГЛ1 или К174ГЛ2, которые содержат вес не-
обходимые элементы и могут устанавливаться на радиаторы [67]
Формирователь строчной развертки (рис. 2.5J
должен обеспечить в отклоняющей катушке строк (ОКС) импуЛ
сы отклоняющего тока со строго определенными параметрам1<Л
которым относятся: период следования импульсов (частота стрс*
ной развертки), длительность прямого и обратного хода стро’пЛ
развертки н их соотношение, характер нарастания тока за вр«В
прямого хода и размах тока.
При выборе схемы строчной развертки обычно отдается ’ipfi*
почтение схеме с минимальной потребляемой мощностью. ПоэтсяЯ
основным вариантом является ключевой (импульсный) npiiHiB
формирования импульсов отклоняющего тока с коррекцией еГ
юо
Стабилизатор размера строе
Рис. 2 52. Схема формирователя строчной развертки
формы и стабилизации тока (что равносильно стабилизации раз-
йера 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 и
иоде VDi. Питание каскада — параллельное, через дроссель Lx.
Отклоняющая катушка строк подключена к Кл через разделитель-
ЯЫй конденсатор С2, который исключает попадание постоянной
Вставляющей тока через ОКС.
I Известно, что для получения неискаженного изображения на
сРаннительно плоском экране отклоняющий ток в ОКС во время
прямого хода должен иметь S-образную форму. Такая коррекция
йожет быть достигнута применением корректир\;ющей цепи
^2, Cj.
В начале прямого хода строчной развертки на дополнительной
°бмоТке L2 действуют положительные импульсы, отпирающие ди-
VD2 и заряжающие конденсатор С]. В начале прямого хода ди-
°Д VDt отпирается и через него к ОКС прикладывается напряже-
^Не, равное напряжению питания за вычетом напряжения коррек-
ции. Это вызывает замедление скорости нарастания тока в катуш-
что и требуется для коррекции нелинейности. Все эти вопросы
г°строения схем разверток подробно изложены в [68].
101
Рис. 2.53. Структурная схема вы-
соковольтного источника питания
Для неискаженного графищ-сК(|
го изображения на экране 3j]-
важно иметь стабильный разш
строк. Эта стабилизация мо.ц
быть достигнута следующим обра
зом. С резистора Rt снимается йа
пряжение отрицательной ОС, пр
порциональное току через ОКС1Й
как это напряжение пилообразна
формы, то оно детектируется на (и
в детекторе (Дет.), затем интсД
руется н усиливается вторым ОУ
интеграторе (Пнт.). Выходное на
пряжение Инг. управляет ста би
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 можй
быть использовано нестабнлизированное напряжение Еп.н-
Высоковольтный источник питания ЭЛТ обычно
выполняется как преобразователь на строчном трансформаторе те-
левизионного приемника или аналогично ему. Структурная cxew
высоковольтного источника приведена на рнс. 2.53. Преобразов*
тель строится по схеме двустороннего ключа, управляемого им-
пульсами ССИ. Для дисплея на ЭЛТ желательна стабилнзад!
высокого напряжения, которая может быть осуществлена пути
подачн части высокого напряжения на управление СН. Отрица-
тельная ОС обеспечивает компенсацию падения напряжения в
выходе строчного трансформатора повышением напряжения в пер
вичиой обмотке.
Видеоусилитель должен формировать импульсы подсве-
та луча таким образом, чтобы обеспечить необходимую разреши
ющую способность прн заданном числе строк и точек на с:роке
Как правило, это широкополосный усилитель, формирующий ви-
деосигнал амплитудой 25 В при длительности импульсов 20— 25 мс
с фронтом и срезом не более 6—10 нс. Видеосигнал подается К
катод ЭЛТ для модуляции луча.
Синхронизатор представляет собой задающий генератор-
работающий на тактовой частоте, соответствующей частоте следе
вания точек в строке, и делителя частоты с дешифраторами
получения синхроимпульсов с необходимыми временными сьотН01
шеннямн. Тактовую частоту н коэффициент деления рассчитывай!
исходя из заданной частоты кадров и параметров растра—чне-43
строк в кадре и числа точек в строке.
Из-за интерференции кадровой частоты и частоты сети на
ране видны «волны» изображения. Чтобы избежать этого я в лен
нужна кварцевая стабилизация тактовой частоты. Однако не вс^
да можно применить кварцевый резонатор с нужной и часто др°°
102
частотой. В таких случаях целесообразно использовать метод
Ирподстройкн тактовой частоты, так как это не требует нзмене-
цня выбранных параметров. Автоподстройка осуществляется фазо-
вым дискриминатором, на котором происходит сравнение фаз се-
тевого и кадрового сигналов и вырабатывается напряжение, кото-
рое пропорционально разности частот сигналов. Это напряжение
управляет частотой задающего генератора.
ГЛАВА з
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 прн малых габаритных размерах и ннз-
лй стоимости аппаратуры, разработанной на нх основе, делает
озможным нх широкое распространение в медицинских приборах
и системах.
На основе МП могут быть построены вычислительные и управ-
ляющие устройства, позволяющие автоматизировать практически
*се процессы в медицине: прием больного на учет в поликлинике
я выделение места в больнице; ведение истории болезни; обра-
ботка данных осмотра и опроса больного; проведение функци-
ональной диагностики и клнннко-лабораторного анализа; контроль
‘а состоянием больных н нх лечением.
г Среди многочисленных применений МП в медицинских прибо-
ях и системах можно выделить два основных направления, ока-
явшихся наиболее плодотворными.
г Первое направление заключается в усовершенствовании меди-
цинских диагностических приборов с целью уменьшения объема
рутинных операций и упрощения взаимодействия с прибором не-
' вали фнциров а много персонала. Для этого в приборах автомати-
‘вруется функции управления, улучшается формы представления
Входных данных за счет применения отображения текста и гра-
фиков на дисплее прибора, осуществляется контроль корректно-
н 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
анадиз биологических сигналов находит применение в клиннчес-
<ой медицине для функциональной диагностики и автоматизиро-
ванного наблюдения за больными, профилактической медицине прн
’Рофосмотрах н массовых обследованиях населения, авиакосми-
103
ческой н спортивной медицине для контроля состояния человек,
находящегося в экстремальных условиях, н т. п.
Применение МП позволило решить одновременно задачи обп»
ботки биоснгналов н взаимодействия персонала с системой. В ot|
зи с важностью контроля состояния сердечной деятельности
более часто используется автоматический анализ биопотенциал
сердца в реальном масштабе времени. Для этих целей разрабату
ваются специальные приборы — кардиомониторы, применение V
в которых рассматривается в настоящей главе.
3.2. ВСТРОЕННЫЕ ЦИФРОВЫЕ ВЫЧИСЛИТЕЛЬНЫЕ СРЕДСТВА
ОБРАБОТКИ ДАННЫХ
Средства вычислительной техники в своем развитии прошли
сколько этапов. Прн этом параллельно происходила эволюЛ
технологии и эволюция функций. Как правило, на всех этапах Я
блюдаются две взаимодополняющие друг друга тенденции: соз-«
ние универсальных систем высокой производительности н созд|
нне децентрализованных средств, приближенных к источникам щ
формации н управления, вплоть до встраивания вычислительны!
средств в аппаратуру обработки данных. В последнем случае ot”
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 хранение
команд и данных; устройство управления н устройства вводй-вы-
вода данных (рнс. 3.1). В памяти хранятся выполняемая програм-
ма н все необходимые данные для обработки информации. Ариф-
метико-логическое устройство обеспечивает выполнение всех ариф-
метических н логических операций (в соответствии с выполняемой1
программой) над данными, хранящимися в памяти или полу]ей-
ными через устройство ввода-вывода. Устройство ввода-вывода ос}
ществляет связь ЭВМ с внешней средой (ввод-вывод данных i«F
каких-либо управляющих сигналов). Несмотря на то, что в ддЛ|
Рис. 3 1 Структурная схема ЭВМ по Дж. Нейману
104
кл’цем приведенная структурная схема видоизменялась по прин-
там связи и составу дополнительных устройств, на сегодняшний
<нь любая ЭВМ фактически содержит в себе в том или ином ви-
, все указанные основные устройства.
Остановимся на основных определениях встраиваемых средств
целительной техники на основе МП.
Г Микропроцессор — это программно-управляемое устройство
работки цифровой информации и управления, выполненное на
рнил пли нескольких БЙС. Изменяя программу, можно решать с
нощью МП множество разнообразных задач.
Г однокристальный микропроцессор — это МП, выполненный на
одной БИС.
Микропроцессорный комплект (МПК) — это совокупность МП
р других функциональных БИС, совместимых ио принципам свя-
зи, электрическим параметрам п конструкции, обеспечивающая п\
совместное применение.
Микропроцессорная система (МПС) — это собранная в единое
явлое совокупность МП и других БИС одного или нескольких
ПК, организованная в работающую вычислительную или управ-
ленью систему. Различают МПС на базе одного ЛАП и мульти-
кропроцсссориую систему.
Микро-ЭВМ — конструктивно законченное вычислитепьное или
управляющее устройство, построенное на основе МПК, имеющее
ной источник питания, клавиатуру ввода-вывода информации и
фугие элементы, что позволяет использовать мнкро-ЭВМ со сво-
ем программным обеспечением. Встраиваемая в приборы микро-
ЭВИ. может быть конструктивно оформленным модулем или пла-
юй с питанием от прибора и с его органами управления. Такой
[Нодуль, выполняющий функции управления, называют микрокон-
троллером или 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-
Да.'ь однокристальную микро-ЭВМ с внутренней программируе-
| мой памятью, которая выполняется по заказу пользователя.
I Общие принципы организации микропроцессоров и микропроцессорных сис-
вытекают из целевого назначения, определенных архитектурных м
увнетруктивных требований и технологических возможностей. Архитек-
тора МП — это его .логическая организация Понятие архитектуры МП отража-
*т его структур), способы обращения ко всем доступным элементам структуры,
1*1'0(206 пректавления и форматы данных, набор операций, выполняемых МП,
способы адресации данных, форматы управляющих слов, поступающих в МП
*ввне, характеристики и назначение вырабатываемых МП управляющих сиг-
олов 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
Чруктуру организации связи между устройствами внутри самого МП и с внещ-
рей средой. Существует три типа шин: адресная, данных (входные и выход-
105
ные) и управления Очень часто применяется совмещенная шина адреса и ца
них. Разрядность шин адреса и данных, состав управляющей шины ^нуф
самого МП н для связи с внешними устройствами может сильно различать»»
что связано с особенностями организации внутренних связей. Например, р,.
рядность микрокоманд и внешних команд может значительно различаться.
ресная шина определяет возможность МП это адресуемой области памяти, ।
шина данных определяет базовый размер обрабатываемых данных и соотвеЯ
венно разрядность МП (2. 4, 8. 16, 32). Данные больше базового размера об-
рабатываются за несколько заходов, что снижает быстродействие микропроцЯ
сора. Обмен данными, работа с внешней -памятью по шинам идут в соответЖ
вии с определенными протоколами под управлением микропрограммного 'вт&
&ата. Состав выполняемых команд и протоколы связи могут быть жестк^ L
даны или задаваться разработчиком в процессе создания микропроцесс ш эво!
системы.
Для принципов организации взаимодействия МПС с внешними устройства-
ми характерно наличие прерываний и режима прямого доступа в л ияг.
(ПДП). Режим прерываний позволяет МП обращаться к внешним устрой гва«
только в момент готовности их к приему (передаче), исключает необходимом
постоянного опроса устройства, высвобождая тем самым ресурсы мнкропроци
сора. Режим ПДП позволяет внешним устройствам обращаться к памяти МПС*
непосредственно по шинам адреса н данных без участия центрального Mi.
что увеличивает скорость обмена с внешними устройствами и фактичесня!
быстродействие МПС.
На существующей технологической базе невозможно реализовать МП, об-
ладающий одновременно высокими и взаимоисключающими характеристика
(высокое быстродействие и универсальность и т. п.). Но в каждом конкретно®|
случае от МП. как правило, требуются не все высокие характеристики, а час-
то лишь одна, определяющая его применение. В зависимости от функционал»^!
ных возможностей МП делятся на универсальные и специализированные. Под 1
универсальными МП (микропроцессорами общего применения) понимают миВ* •
ро-процессор. которому присущи все особенности центрального процессора ЭВ.'Ш
Такие МП служат основой микро-ЭВМ, используются для решения широкого
круга задач в схемах управления, измерительных приборах, диагностиче- кия
устройствах и т. п. Специализированный МП рассчитан на узкое применения
решение конкретной задачи и оптимизирован по определенному параметру
Наэтример, матричный перемножитель, контроллер в фото- и радиоаппаратуре
и т. п. Универсальные МП по отношению к выполняемой системе команд и ин-
терфейсу могут быть также специализированными, обеспечивающими выполне-
ние только определенной системы команд и имеющими стандартный интерфейс
•По конструктивному и структурному признаку универсальные МП могут
быть однокристальные, многокристальные и секционные
Однокристальные микропроцессоры позволяют с минимальч
иыми аппаратными затратами реализовать несложные контроллеры или могут
быть использованы в качестве центральных процессоров мини-ЭВМ. Они име-
ют фиксированную длину (разрядность) слова и определенную систему команд-
Как правило, у таких МП ограниченное быстродействие и небольшая потреб-1
ляемая мощность. В качестве примера на рис. 3 2 приведена структурная cxe-J
ма однокристального МП.
106
Рис. 32. Структурная схема однокристального микропроцессора
Операционный блок включает в себя арифметико-логическое устройство,
регистры общего назначения, счетчик команд. Так как время обращения к
регистрам значительно меньше времени обращения к внешней памяти, то это
<-корнет обработку данных.
К С помощью диспетчера памяти можно обращаться к области памяти зна-
едетьно большей, чем это обеспечивается разрядностью слова.
Буфер и блок управления системной магистралью обеспечивают обмен ин-
формацией по шине адреса и данных в соответствии с определенными для
ленного МП временными диаграммами.
Блок микропрограммного управления производит подачу необходимых уп-
равляющих сигналов для выполнения считываемых из внешней памяти команд
и реализацию всех режимов работы микропроцессора.
Многокристальные микропроцессоры позволяют на основе
набора БИС строить различные устройства обработки и управления с требуе-
мой аппаратной архитектурой и, что особенно важно, системой команд и ин-
терфейсом. Возможная структура многокристального МП приведена на рис. 3.3.
Здесь каждое функциональное устройство располагается на отдельном
кристалле. Все операции по обработке данных выполняются в центральном
процессорном элементе. Блок ускоренного переноса обеспечивает более быстрое
выполнение арифметических операций. Блок микропрограммного управления,
Рис. 3 3 Структурная схема многокристального микропроцессора
107
контроллер магистрали, устройство синхронизации и постоянное запоминакЛ
устройство (ПЗУ) микрокоманд обеспечивают все необходимые режимы ра
ты микропроцессора. Обычно ПЗУ микрокоманд непосредственно вхг. .дИЛ
блок микропрограммного управления. В данном примере оно реализовано
дельно, что позволяет заменой ПЗУ менять систему выполняемых МП м
манд. Контрол тер состояний предназначен для обработки признаков ветвле^ц
программ формирования и хранения векторов состояний МП, подсчета цинИ
и логической обработки данных Контроллер состояний позволяет обраба.ыв»»
несколько входных условий Уь У2.....Уп. Шины адреса, данных. микрокомЛ
и управляющих сигналов соединяются с внешней магистралью при
шинных формирователей Поскольку программирование микрокоманд oc\iue<^j
ляется пользователем, это усложняет разработку МПС на основе потобнЛ
МП и сужает область их применения.
Секционные микропроцессоры. Для реализации широкого кл».
са различных средств вычислительной техники требуются МП с различной pi .
рядностью. Кроме того, в подобных случаях обычно требуется высокое (_!стро-
действие и универсальность программно-аппаратной структуры микропроиесо
ра Секционные -МП с разрядностью секций 2, 4. 8 имеют возможность их и
ращивания до необходимого размера. Пример организации 16-разрядного пд>
цессорного элемента на базе 4-разрядных секций приведен на рис. 3.4. Из-я
требования универсальности все секционные МП организованы обычно по при; i
ципу многокрнстальных микропроцессоров.
Необходимо еще остановиться на таком принципе организации МП и МПС
как программная совместимость. Производимые в настоящее время МП * гею1
разрядность, доходящую до 32 Это означает, что по структуре обрабатываем
мых слов в команд они могут конкурировать с процессорами мини-ЭВМ, пер
сональными компьютерами и микроЭВМ. Встраиваемые МПС, как прг ило.
имеют достаточно большое программное обеспечение (ПО), разработка и от-
ладка которого занимает 60—70 % всего времени разработки МПС. По^оир
все МП, предназначенные для обработки больших объемов информации, исхо»
но делают совместимыми, по крайней мере по ПО, с cjшествующими микро-в
мини-ЭВхМ или персональными компьютерами В противном случае возникав
необходимость создания для данного типа МП средства отладки, которое по
сути является микроЭВМ на базе одного микропроцессора.
Рис 3.4 Структурная схема [6-разрядного секционного микропроцессоре!
108
Микропроцессорные системы могут быть, как и МП, универ-
I |льиыми или специализированными, что серьезно не влияет на их структуру
благодаря регутярности 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).
Мультимикропроцессорные системы могут иметь различную организацию,
определяемую в первую очередь методами связи. При выполнении команд МП
внешние шины неактивны и отсутствует обращение к памяти, т е. внешние по
отношению к МП ресурсы не задействованы. Для повышения их загрузки и
суммарной производительности можно подключить несколько МП к общей па-
мяти. Др)гие структуры организации му льтимикропроцессорных систем опре-
деляются автономной работой каждой МПС и наличием связи между ними
для обмена данными. При двух МПС связь между ними может осуществляться
чер>-з регистры ввода-вывода или общее ОЗУ Возможна организация <ПДП
через специализированный интерфейс, как это описано в § 3.6. В более слож-
ных случаях применяется связь между МПС через оощую шину, радиальная,
кольцевая или иерархическая (пирамидальная) Применение тон или другой
конфигурации мульти микропроцессорной системы определяется конкретными
условиями вычислительной системы и требованиями к ней.
Характеристики микропроцессоров. К основным характерис-
тикам, которыми пользуются при сопоставлении и выборе МП,
можно отнести:
вид МП (универсальный, специализированный, однокристаль-
ный или миогокристальный);
технология изготовления (p-МОП, л-МОП, КМОП, ТТЛ, ЭСЛ
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;
управляющие
Шина управления
Рис. 3.5. Структурная схема микропроцессорной системы
109
принцип управления: с «жесткой» логикой илн мнкропрограм
мное (хранимая в памяти логика);
быстродействие, которое может характеризоваться продолзВ
тельностыо выполнения одной операции, числом операций регисЯ
регистр в секунду, а также тактовой частотой;
напряжение электропитания н потребляемая мощность;
конструктивные данные.
Типовые микропроцессорные комплекты (МПК). Типовщ
МПК представляет собой функционально полный набор БИС, предназначсннщ
для построения вычислительных и управляющих устройств. Приведем некоД
рые справочные данные по наиболее распространенным и перспективным МГЦ
МП и микроЭВМ.
Серия К(Р)<580 — это универсальный МПК с унифицированным интерфИ
сом, выполненный по л-МОП-технологин с разрядностью 8 бит, В состав ернц
входят БИС микропроцессора, последовательного и параллельного перифер iiiho. I
го адаптеров, канала ПДП, генератора тактовых импульсов, контроллера »6ра.
ботки прерываний и др. Эта серия наиболее эффективно применяется при п- :тр:.
енни устройств цифровой автоматики и простейших контроллеров, но моим
быть использована и для построения микроЭВМ различного назначения. I
Серия К(Р)‘581 предназначена для построения микро-ЭВМ «Электрой
ка-60», программно совместимой с мини-ЭВМ типа СМ-4. Процессор имев!
16-разрядную организацию данных. БИС этой серии выполнены по л-МОП-
технологии. Быстродействие для операции регистр — регистр 1,6 мкс.
Серия К583 выполнена по технологии И2Л с быстродействием 1,0 мкс, w
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-технолоппЯ
и высокой помехозащищенностью. В составе серин семь БИС. Она позволяет
организовать структуру с переменной разрядностью, кратной четырем. Секди-1
онная организация, применения микропрограммирования, магистральных свя-
зей позволяет строить на этой серин различные вычислительные и управляй»
щие системы. Совместно с серией К'588 применяется в микро-ЭВМ «Электрон»*
ка НЦ»
Серия КР1801 обладает -широкими функциональными возможностями и
мощной системой команд. Совместима по системе команд интерфейсу с микр-’-
ЭВМ «Электроника-60» и по системе команд с мини-ЭВМ семейства СМ. Соде|-1
жит в своем составе несколько однокристальных МП, включая МП с диспетче-
ром (памяти и адресуемой областью памяти 4 Мбайта. Разрядность серии 16 бит,
тактовая частота 10 МГц. Серия KI806, 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 К1801 и
0,05 Вт для К1806).
•Серин К1802 и 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 и форми-
рования аналоговых управляющих сигналов. Позволяет реализовывать на своей!
НО
.мове фильтры, детекторы, умножители, делитети 2'5-разрядных чисел, генерато-
'ы функций и т. д.
Микросхемы К.1814, К1816, К1820, К1841, К1821—однокристальные микро-
ом различных разрядностей, системы команд и принципов организации Пред-
назначены для использования в качестве вычислительных модулей и различно-
L 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 н считывание слов. Информация,
^держащаяся в ОЗУ, исчезает (стирается), если прерывается
напряжение питания.
Постоянное запоминающее устройство — это ЗУ, в котором
сохраняется программа и совокупность констант при отключении
питания.
В зависимости от способа записи информации различают: ПЗУ,
I программируемые маской в процессе производства по заказу
пользователя, однократно программируемые пользователем
Таблица 3.1.
Полупроводниковые запоминающие устройства
Тип ЗУ Емкость, бит Организация БИС Время вы- борки нс, Потребляе- мая мощ- ность, Вт Технология изготовле- ния БИС
КР537РУ8А 16К ОЗУ 2КХ8 220 0,2 КМОП
КР537РУ16 64 К 8КХ8 150 0,35 КМОП
КР541РУЗ 16К 16КХ1 150 0,57 ПИЛ
КР565РУ5 64К 64КХ1 230 0,25 п-МОП
К565РУ6 16К 16КХ1 150 0,14 л-МОП
К565РУ8 256К 256 КХ1 150 0,35 п-МОП
К599РЕ1 64К ПЗУ 8КХ8 350 0,8 ТТЛ
KS96P 2 1М 64КХ16 450 1,1 ТТЛ
КР568РЕЗ 128 К 16КХ8 800 0,3 л-МОП
КР556РТ5 4К ППЗУ 512X8 80 1,0 ттлш
КР556РТ15 8К 2КХ4 60 0,74 ттлш
КР556РТ16 64К 8КХ8 85 1,0 ттлш
К573РФ2 16К РПЗУ 2КХ8 300 0,4 лизмоп
К573РФЗ 64К 4КХ16 450 0,45 лизмоп
К573РФ6 64 К 8КХ8 300 0,87 лизмоп
111
(ППЗУ) и ПЗУ с многократной перезаписью информации или pd
программируемые ПЗУ (РПЗУ). В табл. 3.1 приведены основу J
характеристики наиболее распространенных типов полупровпдц^ |
новых ЗУ.
Выбор БИС ЗУ определяется удобством их сопряжения с эд, |
ментами МПС. Кроме того, фактическая стоимость МПС в зц;'
чительной степени определяется стоимостью ЗУ, что надо учптц ।
вать при проектировании МПС с большим объемом памяти.
Выбор МП и МПК, обеспечивающих создание МПС, представ
ляет определенные трудности из-за большого количества од»*
временно выпускаемых серий, разнообразных и часто несопост<i
впмых характеристик, приводимых в паспортных данных. Крсйв!
того, в процессе разработки прибора не всегда возможно срЛ
учесть все требования к встраиваемым вычислительным р jM
вам. Условно можно выделить следующие основные критерии, Я
которым оцениваются требования к структуре и элементной ба»
вычислительной части приборов:
1. Выполняемые функции управления, обработки данных, си
браження информации, связи с системой и т. д. (Исходя из грс^Н
ванпп по выполнению каждой функции определяется число МГМ
их разрядность, количество уровней прерываний и регистров саВ
зп, а также объем ОЗУ для массивов данных.)
2. Типы производимых вычислений. (Они позволяют определят*
необходимость команд умножения, деления, работы с плавающей
запятой, точность представления результатов, которая косвеннс*
влияет на определение необходимой разрядности.)
3. Ориентировочный объем программ. (Это дает возможности
определять требуемые размеры ОЗУ и ПЗУ, необходимость в те*
или иных средствах отладки, роль которых возрастает с остом
объема программы.)
4. Наличие средств отладки для данного типа МП (является
очень важным требованием для его выбора).
5. Единство программного обеспечения при использовании иеоИ
кольких МП, так как создание и отладка ПО одновременно нес- i
кольких систем команд (при разных МП) представляет собой
трудоемкий процесс.
6. Контролепригодность, определяющая удобство контроля ”
поиска неисправности, особенно трудно обеспечиваемая для мне-1
гокристальных МП из-за многочисленных связен между ними
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-1
дого отдельного элемента потока входных данных это увеличение
не всегда удается выполнить, то используется буферизация 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-
vTh микропроцессорных КМ.
Повышение качества диагностики. Микропроцес-
сорный КМ работает под управлением программ, хранящихся в
ПЗУ микропроцессорной системы, а входные данные (отсчеты
ЭКО, промежуточная информация (результаты сжатия ЭКС, при-
«наки ^-интервалов и формы $Я$-комплекса, промежуточные
дна позы н т. п.) хранятся в ОЗУ. Расширение ОЗУ и ПЗУ поз
вмяст без существенного увеличения аппаратной части прибора
использовать более сложные и совершенные алгоритмы автомагп-
«ci ого анализа ЭКС, обеспечивая тем самым повышение качест-
ва диагностики. Кроме того, появляется возможность увеличения
объема обрабатываемой информации, что позволяет накапливать
денные о характере и параметрах ритма сердца за длительные
>.ро чежуткп времени. За счет простоты размещения массивов ре
|ультируюшей информации в ОЗУ с произвольным доступом мо-
жно выводить результаты анализа ритма иа экран встроенного
егглея для оперативного слежения за состоянием сердечной де-
ятельности.
I Гибкость работы с данными и их массивами позволяет форми-
овать различные «меню» — форматы данных, представляющие
результаты автоматического анализа ритма сердца в удобном для
•рача виде. При этом появляется возможность переходить от од-
*тго формата к другому без потерн накопленной информации.
Депеиь наглядности и содержание форматов данных овределяет-
h 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-
шости диагнозов, появляется возможность коррекции программ,
^ранящихся в ПЗУ прибора, на всех этапах разработки и испыта-
ний КМ. При некотором запасе в объеме используемой памяти та-
ьая коррекция не приведет к изменению аппаратной части прибо-
ра- Сказанное относится и к программам управления, так как в
Процессе работы КМ могут выявиться некоторые ошибки в алго-
рИтчах. Кроме того, так как большинство функций КМ реалнзу-
программным способом, то незначительная, а порой и суще-
*венная модификация прибора может быть произведена заменой
13У н небольшими конструктивными изменениями. Это позволя-
61 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 существенна
влияет на эффективность использования прибора в медицинской
практике, так как время принятия решения часто ограничено со-
стоянием больного. Поэтому с точки зрения внутренней структ,.
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, см«
щения изолинии, масштаба изображения, калибровки устройств,
расчет параметров по данным измерения и т. п.), осущесть 1ять
блокировку органов управления от случайного нажатия или е лю-
чения, осуществлять контроль работоспособности КМ перед под.
ключением его к больному и в процессе работы, сигналпзпрсзать
о прохождении команд управления и т. д. Следует выделить вря
можность реализации режима «подсказки» нужного действия эщ»
ратора и вывода справочной информации по работе с приборок,
что практически исключает необходимость использования техни-
ческой и эксплуатационной документации в процессе работы с КМ.
Создание автоматизированных систем ните!
сивного наблюдения. Применение МПС дает возможность
включать КМ в автоматизированную систему на уровне палату,
или кардиологического отделения. Для реализации системы необ
ходимо решить две основные задачи — совместимости и сопряжения
приборов как между собой, так и с внешними устройствами. Эи
может быть достигнуто за счет нескольких видов совместимости:
информационной (согласованность входных и выходных сигнала
по видам, номенклатуре, информативным параметрам и уровнями
конструктивной (сопряжение конструктивных параметров техпича
ского сопряжения), электрической (согласованность напряжений!
токов линий питания, связывающих периферийные устройства Я
центральным блоком), метрологической (рациональный выборе
нормирование метрологических характеристик модулей и блоков!
и эксплуатационной (согласованность блоков по надежности и ус
тойчивости к влиянию внешних факторов)*
Объединение кардиомониторов в АСОВК может иметь ра? шч
ную архитектуру, определяемую конкретными оптимальными усло-
виями: радиальную, иерархическую и др.
Обнаружение неисправностей. Применение МПС !
кардиомониторах осложняет поиск неисправностей, но позволяв
организовывать аппаратными и программными средствами авт >ма
тическую самодиагностику. Важность самодиагностики определяет*
ся тем, что неисправность может иметь скрытый характер (отс/т
ствне видимого отказа) и влиять на правильное выполнение иеко
торых функций, в том числе на правильность автоматического аиа
лиза ритма сердца. Поскольку КМ работает в режиме реальной
времени, то определить, верным или ошибочным был, например, Дй’
агиоз за последнюю минуту, не представляется возможным, a i°c‘
ледствия ложного диагноза непредсказуемы.
114
। Микропроцессорная система в КМ позволяет организовывать
постоянную самодиагностику в процессе работы самого прибора и
I специальных режимах тестирования. При этом некоторое увели-
чение объема памяти значительно выгоднее, чем аппаратный кон-
троль, который не 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.
г 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
ин-иалов и устройств отображения информации. Кроме того, ряд
функций аналоговых устройств изменились благодаря автомата
ескому управлению. В связи с этим изменяется н структура схем
управления в которые вошли цифро-аналоговые преобразователи
в коммутаторы, переключающие режимы ручного управления на
автоматическое.
Хранение информации прн сбоях н 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
Втания. Поэтому в структуре МПС должно быть энергонезависи-
мое ОЗУ, в котором хранятся илн в него временно «перекачивает-
информация длительного пользования.
Кардиомониторы на базе микропроцессорной системы с одним
микропроцессором. Применив одни 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.
ЬБлок предварительной обработки ЭКС производит усиление,
и трацию и аналого-цифровое преобразование ЭКС. Цифровой
сиги зл поступает в общую магистраль, связанную с МПС и внеш-
ними устройствами. Микропроцессорная система осуществляет об-
ботку цифрового сигнала с целью обнаружения -зубцов, вы-
деления ЧСС, сравнения его с порогами и отображения резуль-
отов обработки на ЭЛТ дисплея совместно с ЭКС. При появле-
,нн сигнала тревоги срабатывает световая и звуковая сигнализа-
,Ия формируемая в блоке индикации и сигнализации. Документи-
рование результатов анализа и сопровождающих данных осущест-
вится через устройство вывода внешним печатающим устройст-
Благодаря ЦАП кардиомонитор позволяет по сигналу трево-
получать ЭКГ больного длительностью 10—20 с. Через устройст-
Рис 3.6. Обобщенная структурная схема микропроцессорного кардиомонитора
во ввода-вывода КМ может быть подключен к центральному по-
сту наблюдения АСОВК- Все управление прибором производите
обычно очень небольшой клавиатурой. Посколько быстродействие
и вычислительные мощности такой МПС обычно ограничены, г.
КМ не может выполнять такие функции, как цифровую фильтД
цию ЭКС, стабилизацию изолинии, определять характер наруше-
ний ритма и ряд других функций автоматизации (самокоитрЯ
работоспособности, самодиагностику неисправностей).
Мультимикро процессорные кардиомониторы. Для мультимпк»
процессорных КМ характерно наличие специализированных (с то
ки зрения выполняемых функций) МПС или однокристальных м
кро-ЭВМ, которые являются контроллерами того или иного мод-
ля (рис. 3.7). В результате образуется мощная вычислительна
система с распределенными ресурсами, обладающая высоким бы-
стродействием. Центральная МПС ведет всю основную обрабоп)
информации, самодиагностику, управляет работой контроллеров!
выполняет другие функции, не свойственные специалнзированша
устройствам Кардиомониторы этого типа наиболее полно мог»’
решать все задачи, необходимые для контроля состояния сердб’
ной деятельности по электрокардиосигналу.
К недостаткам такой структурной схемы КМ можно отнес’*
сложность совместной отладки ПО и необходимость применен!^
большинстве случаев различных типов МП в качестве контроле
ров. Преодолеть эти недостатки можно, создавая единый центра]
иый вычислительный модуля (центральный процессор) на осн]
нескольких одинаковых микропроцессоров с разделением фуик-Ш1
Пример такой организации приведен в § 3.6.
Особенность структуры микропроцессорных КМ и систем на 1,1
основе заключается в регулярности и модульности, поскольку свя"
между блоками, платами и другими функциональными узлами иД-
И6
Рис. 3.7. Обобщенная структурная схема мультнмикропроцессорного 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 и объемах па-
мяти микропроцессорной системы. Кроме того, они должны поме-
чаться 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-
Вню аппаратных средств, так и к структуре программного обеспе-
чения.
Вопросы выбора способа формирования изображения разлнч-
данных уже рассматривались в гл. 2, поэтому здесь остано-
вимся только на растровых дисплеях — универсальных средствах
Г°бражения информации. На рис. 3.8 приведена обобщенная
тРуктуриая схема микропроцессорного дисплея, использующего
Цельную МПС или МПС кардиомонитора. Микропроцессорная
Ретема о 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 вц.
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 i r
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 симголь-
ное, графическое или универсальное ОЗУ изображений.
Символьное ОЗУ изображений содержит в ячейках памяти ко-
ды символов, предназначенных для отображения. В контрол .ере
такого ОЗУ находится П.ЗУ символов (знакогенератор), которое
позволяет формировать на растре дисплея символ по его код]
Микропроцессор записывает код символа в ОЗУ по адресу, соот-
ветствующему требуемому месту и а экране. Из ОЗУ код символ
подается на адресный вход знакогенератора в качестве баз-вой
части адреса, остальную часть адреса образует номер строки ра^
ложеиия символа. Таким образом, каждому коду символа в ПЗУ
знакогенератора соответствует несколько ячеек памяти (по чисяу
строк разложения символа), которые опрашиваются сннхроино(со
строчной разверткой. Выходной код знакогенератора (его разряд-
ность определяет второй размер матрицы символа) с помощью по-
следовательно-параллельного регистра преобразуется в видеиспг*
нал.
Графическое ОЗУ хранит коды ординат графика, которые чре*
образуются с помощью контроллера в видеосигнал. Обычно в КМ
не применяют отдельного графического ОЗУ изображений, так ка*
необходимо, кроме графиков, отображать и символьную иифорДО*
цию. Поэтому используют сочетание символьного и графической
ОЗУ либо заменяют его иа универсальное ОЗУ изображений- вв
деоОЗУ. В этом варианте организации дисплея не требуется ап
паратный знакогенератор. Его функции выполняют таблицы р*'
ложеиия символов, хранящиеся в рабочем ОЗУ дисплея, и пр(<
тая программа, пересылающая данные в необходимой последов^
тельности из таблиц в видеоОЗУ. Это позволяет получать на а1'"
райе ЭЛТ любые символы с желаемыми размерами (в том *иС|
ле специальные медицинские термины). Кроме того, такие фЛ,к’
ции, как изменение масштабов графиков, нельзя реализовать Я
применения видеоОЗУ. Увеличение объема рабочей памяти koJ
пенсируется расширением функциональных возможностей диспл***
118
ВидеоОЗУ представляет собой ЗУ, в котором каждый бит со-
^ветствует строго определенной точке растра. Для цветных раст-
«дых дисплеев каждой точке растра соответствует несколько бит,
Еждый 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-
•,а по растру, управляя его яркостью.
Однако программное формирование массива данных практиче-
ски не позволяет отображать движущееся негаснущее нзображе-
ие ЭКС. Для этого потребовался бы быстродействующий специа-
лизированный МП. Нетрудно показать, что периодичность обновле-
ния всех ординат ЭКС будет определяться из выражения /=L/MV,
•де L — размер изображения ЭКС по горизонтали, мм; N — ко-
личество строк на экране; V — скорость движения ЭКС на экра-
е, мм/с.
При £=100 мм, М=500 и V=50 мм/с даже при условии, что
обновление каждой точки МП затратит две команды (в дей-
вительности больше), время выполнения команды равно 4 мкс.
Для сравнения скажем, что команда с обращением к памяти у
ЧП К1801ВМ1 составляет 5—10 мкс, а у него еще должно оста-
ваться время для решения других задач. Поэтому для отображе-
ния 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 н его остановкой («замораживанием»).
Преимущество такого решения заключается в возможности на-
ложения на экране движущегося изображения ЭКС иа неподвиж-
ную символьно-графическую информацию, т. е. в увеличении ин-
’рмацнонного поля экрана для изображения ЭКС (рис. 3.9). Ес-
1и бы изображение ЭКС формировалось в видеоОЗУ, то зону ЭКС
Ипъзя было бы использовать для другой неподвижной информа-
ции.
Информацию для отображения микропроцессорная система ли-
6 получает от центральной МПС, либо вырабатывает нз входной
’«формации в случае, если дисплей не имеет отдельной МПС. От-
носительно высокая скорость поступления данных для отображе-
^нс. 38 Обобщенная структурная
С,сма дисплея, управляемого микро-
процессором
/В нин-
Рис. 39. Наложение ЭКС на алфа=
витно-цифровую информацию на
экране тистея
119
иия 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 прграммиого обеспечения. В общем виде стрмкту
ПО микропроцессорного КМ-анализатор а аритмий представлена
рис. 3.10. В конкретных случаях некоторые части ПО могут оти
ствовать пли быть дополнены другими частями, а также реалнз
папы аппаратным способом. Приведенная структура не отражу
Рис. 3.10. Структура программного обеспечения кардиомонитора — анализа*
ритма
120
наличие дополнительного ПО, необходимого для сопровождения
наработки основного. Сюда можно отнести ПО банка ЭКГ лай
нЫХ, автоматизированного проведения экспериментов по проверке
качества алгоритмов обработки ЭКС, пакеты программ, имитиру-
ющие ЭКС по всем видам аритмий с печью проверки КМ на ра-
ботоспособность в лабораторных условиях, и т. п. Основное ПО со-
стоит нз программного обеспечения медицинской части КМ и об-
щей части, включающей остальные пакеты программ.
Медицинская часть ПО (рис. 3.10,а) состоит из трсх
модулей: предварительной обработки ЭКС, выделения Q/?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, обч^емом 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 нз четырех модулей: обработки массивов медицинской ни-
ормации, ввода-вывода данных, контроля работоспособности и
системных программ. Обработка массивов медицинской информа-
ции выделена нз медицинской части ПО, поскольку алгоритм ее
работы представляет собой традиционную форм} обработки и не
шеет медицинской специфики, а определяется характером пред-
ставления входной н выходной информации. В этот модуль входят
программы:
I 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-
за-вывода;
I построения па основе сформированных массивов графиков и
обеспечения работы с ними (скаттерограммы, ритмограммы н
истограммы R/^-интервалов).
Модуль ввода-вывода данных занимает большую часть общего
ПО п обеспечивает связь КМ с внешней средой. В этот модуль
'Ходят программы:
I связи с оператором (обработка клавиатуры КМ);
представления данных на экране дисплея под управлением
Программ обработки массивов информации;
г вывода информации на внешние устройства: регистраторы
устройства «твердых» копий изображения с экрана и т. п.;
связи с АСОВК в соответствии с определенными протоколами.
Из перечисленных программ ввода-вывода наибольший объем
рвн-имают программы вывода информации на экран дисплея. В за-
121
внснмости от режимов работы КМ различают следующие пр0
граммы контроля работоспособности:
пусковых тестов (проверка прибора перед началом работы);
фоновых тестов (контроль работоспособности в процессе ра
боты без нарушения выполняемых им функций);
диагностических тестов, позволяющих локализовать ненспраа.
ногти (прн этом прибор не выполняет свои функции).
Системные программы обеспечивают работу всего ПО в целок
как вычислительной системы. В общем случае можно выделит,
программы:
управления (обработки запросов, диспетчер из а цпи работ, рас.
пределенне ресурсов н т. п.);
организации обмена массивов данных между от тельными МПС
(при мультипроцессорной структуре) либо различными устрэйс®
вами хранения и обработки информации.
Системные программы можно представить как специализнр!
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 Я
да представления исходных данных и искомого результата);
разработки алгоритмов — правил решения задачи;
программирования, т. е. написания программы (запись млгв-
ритма) с помощью одного из языков программирования;
трансляции программы — перевода программы с языка при
граммированпя в машинные коды;
отладки программы — процедура проверки правильности Л
ставленной программы, выявления ошибок и их устранения.
Обычно эти этапы выполняются на миин- и микро-ЭВМ, пр
граммно совместимыми с применяемыми в приборе микропроцв?
сорамн. Требования к средствам отладки ПО мнкропроцессорнви
КМ сходны с требованиями для средств отладки любых приборов
со встроенными МПС, но наличие режима реального времени п
проблемы, связанные с неоднозначностью ЭКС, делают
претпочтительнымц методы динамической отладки, позволягЭШЛ
оперативно вмешиваться в работу программы и получать iieofr
ходимые данные в любой момент времени.
В зависимости от режима отладки, объема н назначения Ф
лаживаемых программ можно выделить три уровня отладки пр
граммного обеспечения (рнс. 3.11).
Нижний уровень. Отладка производится при помощи а'
парадных средств по известным логическим состояниям цнфровь*5
схем. Для этой цели испочьзуются вольтметры, осциллограф^1
анализаторы логических состояний н сигнатурные анализа г°1Я
В ряде случаев единственно возможными оказываются ручные М
тоды, когда по внешним признакам пытаются определить при4**
ну ошибки.
122
Рис. 3.11. Структура средств отладки программного обеспечения
Средний уровень. Отладка программ ведется вне прибо-
ра иа ЭВМ теми средствами, которыми располагает операцион-
ная система. При этом отлаживается логическая структура про-
граммы .не в реальном масштабе временн. 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 па ЭВМ выполнение про-
грамм с системой команд, отличной от ее собственной.
Верхний уровень. Отладка программ осуществляется не-
посредственно в приборе. Фактически это окончательная отладка
программ и проверка работоспособности ПО. В зависимости от
наличия средств отладки, режимов работы МПС, объема ПО
«существуют различные способы реализации этого уровня:
1. Имитация работы МПС на внешней ЭВМ, выход которой,
имитирующий 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 прибора будет выступать в качестве внешних
Для ЭВМ устройств и будет .выполнен режим реального времени.
Однако это требует идеального совпадения временных чинтерфейс-
«Ых диаграмм для МПС н ЭВМ. Трудно реализуем такой подход
пРи отладке программ связей между несколькими МПС. Кроме
т°го, ЭВМ заменяет МПС -и должна включать в себя все его
рнешние 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) м 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 прн необходимости реализовывать некоторые режимы
отладки программ, хранящихся в ПЗУ. Такая отладка обычно
реализуется двумя способами — статическим и динамическим.
Их отлнчие 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 н в процессе выполнения программы. Это по :во-
ляет оперативно вмешиваться в процесс се 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 пр ..см
/ Программы
управления
отладкой
2. Программы
связи с
оператором
3. Программы
загрузки в
имитацион-
ное ОЗУ
У Проворные
программы
иля загрузки
в имитаци-
онное ОЗУ
Рис. 3.12. Структурная схема динамической отладки кардиомонитора
124
осуществить одновременную Отладку программ нескольких МПС
яри установке вместо них резидентных отладчиков и подключе-
ния последних к центральной ЭВМ. Связь с управляющей ЭВМ
осуществляется через буферный регистр связи; отладочное ПЗУ
хранит программы реализации отладочных команд, а в имита-
ционное ОЗУ загружается отлаживаемая программа. Существует
цозможность 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 они просто будут портить
содержимое программы. Прн запрете же записи в момент вы-
полнения такой команды будет выдано1 соответствующее сообще-
ние н адрес команды).
3.5. ТЕСТОВОЕ ОБЕСПЕЧЕНИЕ МИКРОПРОЦЕССОРНЫХ
КАРДИОМОНИТОРОВ
Общие положения. Испытание микропроцессорных систем на-
зывают тестированием. Оно необходимо для проверки функцио-
нирования системы, диагностики и отыскания неисправностей.
Тестирование микропроцессорных систем кардиомониторов явля-
ется важным средством повышения надежности, сокращения сро-
.ов ремонта (простоя) и увеличения доверия медицинского пер-
<юнала к КМ.
Особенности структуры и работы МПС обусловливают слож-
ность их тестирования, не позволяют отыскивать неисправность
сироко известными измерительными приборами. В КМ, работаю-
иих в подавляющем числе случаев непрерывно н продолжительно,
Глательно осуществлять процедуру тестирования автоматически
процессе функционирования прибора и при обнаруженных от-
казах в отдельных узлах сигнализировать об этом медицинскому
Персоналу. Поэтому еще на стадии разработки должны быть про-
думаны вопросы тестирования готового изделия.
I Рассмотрим основные особенности устройства МПС, которые
Утрудняют 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;
I наличие двунаправленных шин, затрудняющих интерпретацию
энных и адресов;
I большое количество элементарных операций, за которыми дол-
жны следить контрольные устройства [73]
I В понятие тестирования входят:
125
самоконтроль — способность прибора или устройства .кои-q 0.
лпровать правильность выполнення 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-
грамммо’аппаратных затрат. Для реализации задач самоконтроля
и самодиагностики в приборе служит комплекс программно-аппа-
ратных средств и различных режимов <нх использования, обеспе.,
чивающнй проверку узлов прибора в целом на всех этапах ра
боты и локализацию неисправности [74]
Структура системы тестового обеспечения должна предусм^И
ривать проверку узлов КМ на всех стадиях его работы. Поэтом)
выделяются следующие тестовые режимы: пусковой, фоновый
специальный (рис. 3.13). Пусковой режим обеспечивает проверку
работоспособности прибора перед началом работы после его вютю
чення в сеть, фоновый — в процессе работы и специальный - при
вводе в эксплуатацию или поиске н устранении -неисправное™j
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 н дисплею
не влияющая на нх работу, может быть обнаружена автоматичес-
ки с выводом сообщения на экран (код ошибки или наименоиа-
Рис. 3.13. Структура системы тестового обеспечения
126
неисправного узла). Если неисправный узел находится в дис-
плее, то обнаружить автоматически его можно, но вывести сооб-
щение .на экран дисплея уже нельзя. При неисправности непосред-
ственно в МПС (при отсутствии другой МПС в приборе, с по-
дошью которой можно было бы ее проверить) в большинстве слу-
чаев автоматическая диагностика невозможна. Отсюда -следует,
что для обеспечения максимальной глубины и точности само-
I диагностики необходим набор программно-аппаратных средств.
В зависимости от задействованных при обнаружении н локали-
зации неисправности программно-аппаратных средств можно вы-
I делить 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
1ОЗУ и ПЗУ и некоторые дополнительные средства) МПС неисправности. Так,
если 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-
I вень обеспечивает поиск таких неисправностей, которые позволят вывести со-
сбщение об ошибке на экран (например, неисправность нескольких ячеек или
I целой зоны видеоОЗУ, которая не попадает на место вывода сообщения). Если
в КМ входит несколько МПС, то этот уровень реализует одна из них, а имен-
но та, что связана непосредственно с дисплеем. Все остальные 1МПС являются
,4ля нее внешними устройствами, подлежащими контролю
Средний уровень позволяет дополнительно к обнаруживаемым на верхнем
I уровне выявлять неисправность дисплейной части, исключающей возможность
I вывода сообщения на экран. Это достигается тем, что если в качестве основно-
го 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.
) Хтя этого МПС одновременно выводит на экран сообщение об ошибке и на
к регистр — код ошибки.
На нижнем уровне полностью отсутствует автоматизация, поскольку конт-
I Полируются серьезные неисправности в тестовом ядре МПС либо в недоступных
для автоматического контроля узлах. Этот уровень характерен для случаев,
когда реализация автоматического контроля требует необоснованных затрат.
I Единственным средством контроля и диагностики на этом уровне являются
I Различные схемы, обеспечивающие тем или иным способом (чаще светоизлу-
I Еющими диодами) индикацию ошибки в данном узле, не имеющем иепосредст-
®енной -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
сДедующие основные условия:
127
LJ

Тест ЭКС
Тестируемая
часть ~~
№ ТЕСТ ПРОХОД РЕЗУЛЬТАТ
—-с КЛАВИАТУРА 05 НЕТ ОШИБКИ ЗВуковая ц .световая
02 ПРЕРЫВАНИЯ/1 Гц DD сигнализация
03 ИНДИКАЦИЯ 00 визуально ТРЕВОГА
04 ПРЕРЫВАНИЯ/5 Гц 00
С ВИДЕО ОЗУ 12 НЕТ ОШИБКИ
06 ОЗУ, ПЗУ-1 00
07 АЦП/ЦАП 00 'Код ошибки
Ов пдп 00
С ОЗУ,ПЗУ 2 01 14205
W АРС 00 Пилообразно-
п БАЙТ, 1Гц,,500Гц 00 'ступенчатый
12 РЕГИСТРАТОР ЗКГ 00 ВИЗУАЛЬНО^ сигнал на
13 БЛОК КОПИЙ 00 экране
С МЕТРОЛОГИЯ 00 1250 61 40 - Сетчатое поле
\ С ЛИНЕЙНОСТЬ ЗЛТ DD / ''ВИЗУАЛЬНО'-"". на экране
X
г .
К К Te/?s uqrs
Рис. 3-14. Изображение на экране дисплея таблицы поиска неисправностей
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 не
рассредотачивать их по всему объему ПЗУ, что позволит увел»
чить объем автоматической диагностики оставшейся части Г-ЗУ;
обеспечить доступ тестовой МПС к максимально возможному
числу узлов;
исключить непосредственные (без буферизации) связи от те.
товой МПС к другим узлам, способные приводить к блокировке
работы МПС со стороны неисправных узлов;
повысить регулярность структуры цифровой части КМ -и ра^
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 bo3J*o^'
ность самодиагностики.
Алгоритм самоконтроля прибора должен строиться по наращу
ваемой схеме (рис. 3.15). В первую очередь проверяется ПЗУ-
ОЗУ, затем дисплейная часть — видеоОЗУ, затем прерывания •
128
( Начало
----Г"
| Проверка ПЗУ
Ошибка
Сбой при проверке
_________у нет ошибок
| Проверка ОЗУ ~~j
Вы Вов
кода на
Рг инвикации
состояния
прибора
| Проверка видеопамят^
Ошибка
Свечение
индикатора
„Зависание “
Ошибка
__________, Нет ошибок
| Проверка прерыванио^
Сбой при обращении,
к Видеопамяти
3
Да
Ошибка,
Вывод
кода на Рг
индикации
состояния
прибора
Нет
| Проверка частот
Да
Ошибка

Нет
I Проверка всех ]
| остальных узлод |
Вывод кода
ошибки
на Рг
индикации
состояния
прибора
Да
*
Вывод сообще-
ния на экран
прибора
Рис. 3,15. Алгоритм самоконтроля кардиомонитора
129
синхроимпульсы (частоты), а затем уже все остальные учд^
Для отдельных узлов алгоритм должен строиться по такой
схеме, т. е. проверяются в первую очередь каскады и основн^с
управляющие узлы, а затем — выходы н управляемые цепи. По.
добный метод снижает число случаев «наведенной» диагностики
Все вопросы, связанные с обеспечением самоконтроля и самодиаг.|
мостики, 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. Qc.
новной задачей подобных устройств является контроль выислне-
ння 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 значь тель-
ных затрат. Обычно факт сбоя или отказа индицируется свету
излучающим диодом, что позволяет легко визуально определять
наличие неисправности в узле, плате, блоке н т. и. Таким обра-
зом контролируется наличие сигнала, проверяется стабильность
периода следования импульсов, опредечяется 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 мик-
ром особенно ярко выражены методы н средства цифровой Сра-
ботки ЭКС, отображения результатов обработки на встроенни
дисплее телевизионного типа и автоматизированного управления
прибором. Кардиомонитор (рнтмокардпоскоп Р КС-02) отличсЯ
большие функциональные возможности, что позволяет его и ноль
зевать в палатах кардиологического наблюдения, в кабинета'
функциональной дна гностики, в спортивной, авиационной и К#'
мической медицине, в условиях реабилитации и про фил а к. пчел-
ки х осмотров.
Основные функциональные возможности КМ:
1. Наблюдение ЭКГ с изменением скорости движения, остановки 1ви*г
ния с возможностью вывода на внешний регистратор текущей ЭКГ и па то
гических фрагментов длительностью 8 с.
2. Диагностика характера ритма сердца в оперативном режиме со
информации через каждые 1,5 мин. Время обнаружения катастрофически* *
рушений ритма 5—10 с. (Диагностируемые аритмии были приведены в § 1 *
3. Наблюдение за динамикой ритма сердца с использованием графте**
методов анализа: скаттерограммы, ритмограммы и гистограммы
лов, а также трендов параметров ритма и вида аритмий за 1 и 8 ч. J
130
4. Сигнализация тревоги по нескольким уровням с возможностью ее от-
|,{лючения при непрерывно повторяющихся нарушениях ритма.
В 5 Автоматический расчет и индикация основных параметров ритма серд-
ца
6. Введение в тренды параметров ритма сердца кодированных отметок
I события или процед}р.
7. Переход от одного формата данных анализа ритма к другому в лю-
5ой иостедоватезьности без потери накопленной информации.
8. Инднцирование вспомогательных и сопровождающих данных: номера
I истории болезни, даты, текущего времени, режима формата (однократный, ав-
I соматический, запоминания), отметок длительности действия артефактов, во
время которого анализ ритма не производится
9 Документирование форматов данных с экрана дисплеи на внешнем уст-
ройстве.
Помимо перечисленных функциональных возможностей, КМ обладает сле-
дующими техническими особенностями:
беспроводной связью между больным и прибором;
гальванической развязкой между входом и выходом усилителя ЭКС;
переключением полосы пропускания усилителя ЭКС;
I 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-
яов 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 затач, выполняемых в ре-
жиме реального времени, используется мультипроцессорная си-
стема вычислитечьиой части прибора, состоящая из двух микро-
процессорных систем MIlCj и МПС2 с разделением функций меж-
•’У ними. Процессоры этих систем (Пщ и Пи2) объединены кон-
'-'руктивно и связаны между собой интерфейсом И2, что позволи-
о избежать межплатных соединений.
к Электрокардиосигнал поступает в блок предварительной обра-
®оц<и ЭКС (БПО ЭКС) через кабель отведений или антенну
'емника. Развязывающий усилитель (РУ) ЭКС и беспровод-
канал связи (приемник Пр) обеспечивают электробезопас-
гь больного. Усиленный сигнал проходит фильтрацию (ФНЧ.
®1'Ч) и поступает на 8-разрядный АЦП преобразующий анало-
' *вый сигнал в цифровую форму с частотой дискретизации
131
132
Рис. 3.16 Функциональная схема микропроцессорного кардиомонитора — ана-
лизатора ритма
О Гц. (Электронные узлы БПО ЭКС описаны в гл. 2.) Цифро-
й сигнал поступает в МПС1 и одновременно в ОЗУ ЭКС для
следующего отображения <на экране ЭЛТ. Микропроцессорная
«стема МПС1 производит цифровое преобразование ЭКС с целью
«наружения нормальных «и патологических QjRS-комплексов и -на
ковании анализа их формы и порядка -следования /^-интер-
'.лов ЭКС производит классификацию ритма сердца.
Оперативные данные и программы обработки ЭКС хранятся
ответственно в ОЗУ1 и ПЗУь Цифровая обработка ЭКС состоит
з нескольких этапов, алгоритмы которых описываются в гл. 4.
Массив данных обработки ЭКС в МПС1 поступает в МПС2-
микропроцессорный обмен осуществляется по внутреннему интер-
есу И2 и построен по принципу ПДП, т. е. любая из МПС мо-
ет считывать значение любой ячейки памяти другой системы «
вписывать в ОЗУ необходимую информацию. На основе полу-
дней информации МПС2 обеспечивает все режимы и функции
грнбора, включая самоконтроль и самодиагностику -неисправное-
й- Программы работы и оперативная информация МПС2 хра-
»тся в ПЗУ2 и в энергонезависимом ОЗУ (ЭН ОЗУ), обеспечи-
«ощем хранение (защиту) всей необходимой информации при
^тковременных сбоях в электропитании прибора. Кроме того,
|-и сбое питания Пц2 считывает информацию из ОЗУ1 в ЭН ОЗУ
последующим 'восстановлением ее ® ОЗУ1 после включения при-
бора.
По интерфейсу И1 подаются сигналы управления в цифро-
•алоговые преобразователи автоматической регулировки уоиле-
я (ЦАП АРУ) и автоматической регулировки смещения изоли-
н (ЦАП АРС) при начальной установке с целью обеспечения
•адежного обнаружения QRS-комплекса. Запомненные по сигна-
ревоги фрагменты ЭКС преобразуются в ЦАП ЭКС в анало-
ьиую форму и могут быть записаны регистратором ЭКГ- В мо-
•' т включения КМ осуществляется автоматический контроль ра-
Йоспособности АРУ и АЦП тестовым сигналом, формируемым
«рограммно. Текущий ЭКС с выхода РУ может записываться по
Аланию оператора на регистраторе ЭКГ. В БПО ЭКС при по-
коммутаторов возможен переход иа -ручное управление на-
ивными установками -режимов РРУ, РРС.
1 Символьно-графическая информация, предназначенная для вы-
Ма на экран дисплея, формируется МПС2 и по интерфейсу И3
ает в видеоОЗУ. Да-ниые с выхода ОЗУ ЭКС -и видеоОЗУ
^Даются на формирователь видеосигнала ФВС. Результирующий
Идеосигнал модулирует луч ЭЛТ по яркости. В КМ использует-
я телевизионный метод формирования изображения. Синхрогене-
1атор (СГ) выдает кадровые синхроимпульсы (КСИ) и строчные
. роим пульсы (ССИ), запускающие соответствующие генерато-
Я кадровой (ГКР) и строчной (ГСР) разверток, нагруженные
Е^Ушками отклоняющей системы ЭЛТ. Частота кадров взята
• Гц, а частота строк — 26,6 кГц. Строчные синхроимпульсы
133
управляют преобразователем высоковольтного источника пита^
ЭЛТ (В/В БП).
Для организации работы Пц с внешними устройствами слумь
устройство выдачи вектора прерывания (УВП). Начальный и
пуск и остановка Пц при сбое питания, включения напря*гсецЗ
или пуске с клавиатуры реализуется с помощью схемы начаЗ
кого пуска (СНП), расположенной в блоке питания и спеииаж!
ной схемы СНП, связанной с клавиатурой. Управление работ
прибора, ввод данных и индикация событий производится с кл.
виатуры, которая по интерфейсу И3 связана с процессором П
Кроме того, клавиатура формирует звуковые сигналы трепД
различной тональности н продолжительности (в зависимости <
характера опасности) в громкоговорителе Гр.
Для документирования информации с экрана дисплея испод
з.уется синхронизатор блока копирования (СБК), связанный с бл.
ком копирования, работающим по принципу электромеханически
развертки изображения и его фиксации па электрохимически
бумагу. Работа КМ в автоматизированной системе оперативной
врачебного контроля обеспечивается устройством связи (УСв) Я
интерфейсу 114-
Синхронизация работы всей вычислительной части КМ хт,
ществляется импульсами формирователя сетки частот (ФСЧ), •<!
куда берутся и импульсы с частотой 75 мин Б поступающие и
имитатор ЭКС (Им ЭКС) для проверки работоспособности
тракта КМ со входа через кабель отведений. При начальном пу
ке под управлением МПС2 производится контроль основных уз1с
прибора, включая полную проверку ОЗУ] и ПЗУ] через ПДГ
В процессе работы постоянно контролируются ПЗУ, ОЗУ и ав
рийные прерывания (сбой питания, отсутствие обращения к я'
кому-либо устройству и т. п.), а в специальном режиме ТЕСТ и
желанию оператора производится контроль всех основных узЯ
КМ с индикацией результатов и локализацией неисправности. II
Основные цифровые узлы. Процессор (рис. 3.17), как уже Я
верилось, состоит из двух процессоров Пц, и Пц2, которые, всвог
очередь, содержат по одному МП со схемами корректоров спйИ
лов, предназначенных для привязки некоторых входных и вы<Я
ных сигналов к диаграмме работы МП. Процессор является Ц’Я
ральным вычислительным модулем КМ. С учетом большого иб'Ь’’*
ма обрабатываемой информации .в реальном масштабе врсмЛ
в Пц применяется 16-разрядный МП типа К1801ВМ1 с высокЯ
быстродействием (500 тыс. операций в секунду, тактовая чаС^Ч
5 МГц), имеющий систему команд, совместимую с микро-Э™
<Электроника-60» и мини-ЭВМ типа СМ-3. Это позволяет п>*пЯ
зовать пакет прикладных программ анализа ритма, написании^
отлаженных на мини-ЭВМ СМ-3, что упрощает процесс отлаЯ
алгоритмов обработки ЭКС с их проверкой в -самом приборе 1
Процессор имеет два режима работы:
режим 1 — каждый процессор (Пць Пп2) работает толы.оЯ
свою магистраль;
134
Рис. 3.17. Структурная схема пропессора
| режим 2 — один из процессоров работает на обе магистрали
Ьежим 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-перецатчик выстав-
ляет сигнал запроса, по которому устройство приоритета остаиав-
мвает МПС-приемппк и вырабатывает прерывание, «гнпциализи-
Рующее начало обмена Для доступа ко всему объему своей и
«чужой» памяти -в этом режиме запрещается попользовать бан-
товую адресацию. При этом четный адрес является собственным,
а нечетный — адресом памяти пассивной /МПС. Устройство управ-
ляя (УУ) шинными формирователями (П1ФЬ ШФ2, ШФз) обес-
ИНшвает включение доступа к памяти пассивной МПС только при
•явлении на шине нечетного адреса. После завершения обмена в
рйесивной МПС вырабатывается прерывание, инициализирующее
работку его результатов.
Тактнрование работы Пц| и Пц2 производится генератором
Вктовой частоты (ГТЧ). Регистры ввода-вывода (Prt и Рг2) ор-
Ганпзуют ПДП через ШФ3.
I Запоминающие устройства микропроцессор-
ных систем. Запоминающие устройства МПС!—ОЗУ) и
,ЙУ1 —расположены на одной плате и построены по типовым ре-
Р&щям (входной буферный регистр, матрица памяти, дешифра-
тор адреса, схема выбора модуля памяти, блок управления). Для
135
16
Рис. 3.18. Упрощенная структурная схема энергонезависимого ОЗУ
ПЗУ1 « ОЗУ1 используются БИС памяти К573РФ2 и К537РУК
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 слое
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 схода-
с ПЗУр Отличие заключается лишь в наличии схемы управлениг
страницей памяти. Эта схема необходима для расширения емкос-
ти памяти Пц2 от возможной для МП К1801ВМ1 22К слов д<-
44К слов, необходимых для хранения программы, что достигав
ся применением страничной адресации.
Энергонезависимое запоминающее устройство ЭН ОЗУ (ри£
3.18) предназначено для хранения текущей информации при сбсц
или отключении питания на несколько минут или ь’дсов
В ОЗУ используются БИС памяти типа К537РУЗА с организацией
4КХ1. Емкость ЭН ОЗУ составляет 4КХ16. Благодаря мало®
потреблению этих микросхем -можно использовать для их питаиш
автономный источник, представляющий собой конденсатор с ма
Рис. 3.19. Упрощенная структурная схема ОЗУ ЭКС
136
дум током утечки, накапливающий энергию во время нормаль*
лей 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-
диосигнала СО' скоростью движения 25 и 50 мм/с и возможностью
его остановки. Отсчеты текущего ЭКС в виде 8-разрядного двоич-
ного кода поступают из АЦП на регистр данных (рис. 3.19). Мо-
мент достоверного считывания кода определяется сигналом «Ко-
нец преобразования» (КП). Из регистра данных код ЛЦПО—
ЩП7 поступает в ОЗУ, где таким образом накапливается 1024 от-
счета ЭКС. В ОЗУ используется БИС К537РУ8 с организацией
2КХ8, что соответствует числу строк развертки. Считывание из
ОЗУ осуществляется синхронно со строчной разверткой с помощью
счетчика адреса чтения. Этот счетчик за время кадра опрашивает
все 1024 ячейки ОЗУ, ио 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-
но iy и чтение начнется на одну ячейку правее. Таким 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-
а,“И, отличную от частоты дискретизации в АЦП за счет задан-
ного числа М строк в растре. Поэтому частота записи f3an отсче-
тов в память определяется пз 'выражения
f^NV'L,
где N — число строк в растре; V — скорость движения изображе-
юн, мм/с; L-—размер изображения по горизонтали, мм.
I Так, при/V= 1024, 50 мм/с/и £= 125 мм f9an=425 Гц. В рас-
г атриваемой схеме f3an 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
<сть сигнал подсветки луча. Для повышения качества /изображе-
ния вертикальных участков кривой введен счетчик 2. На каждой
строке растра данные из памяти считываются дважды: из теку-
щего адреса и последующего. Оба счетчика начинают одновре-
менно работать на вычитание и формируют два импульса зае-ма.
Если участок изображения горизонтален (соседние отсчеты не счи-
таются), формирователь видеосигнала из двух совпадающих по
времени импульсов сформирует очин. При наклоне кривой ЭКС
Импульсы заема не совпадут и формирователь видеосигнала вы-
137
дает импульс, начало которого определяется ранним импульсе^
заем а, а конец — поздним. Таким образом, на строке будет под.
свечена не точка, а участок между соседними точками и кривая
в общем случае будет состоять из вертикальных отрезков.
ВидеоОЗУ предназначено для хранения и периодического вц.
вода алфавитно-цифровой и графической информации на экран
ЭЛТ и формирования иегасиущего изображения. Обращение МГ]
к видеоОЗУ производится во время обратных ходов луча по стро.
ке и 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 си ьнс
замедлен. Более распространенным является так называем®
«прозрачное» видеоОЗУ, обращение к которому МП воз молодо
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 стр^к
турная схема такого видеоОЗУ приведена иа рис. 3-20.
Адрес на накопитель ОЗУ поступает через мультиплексор ли
бо от /МП, либо от счетчика адреса, работающего с тактовой час-
тотой растра. Данные для вывода на экран подаются из накппЯ
теля на регистр сдвига, благодаря которому можно считывать m
памяти не по одному биту за обращение, а по несколько (в соот*
ветствии с разрядностью памяти и регистра сдвига) и пресАрЯ
зовывать параллельный код в последовательный для управление
яркостью луча ЭЛТ. Регистр данных введен в схему для упрете
ния процедуры чтения ОЗУ микропроцессором, так как он позвя
ляет сохранять информацию для МП в то время, как накопитель
уже работает на регистр сдвига. Как уже говорилось, для ка
чествеиного отображения ЭКС необходимо иметь 1024 строки Я
вертикальном растре. Для текстовой и графической информация
удовлетворительные результаты можно получить при 512 строка^!
каждая из которых в действительности состоит из двух. Реалн-
Рис. 3 20 Упрощенная структурная схема видеоОЗУ
138
догся это повторением на второй строке адресов первой строки
? далее аналогично на всех четных и нечетных строках. Такая
кглнизация экономит объем видеоОЗУ.
Гак как для формирования негаонущего изображения видео-
(йУ должно постоянно опрашиваться схемой управления, то дос-
и-и к ОЗУ происходит по принципу разделения времени (480 мс
др.*дено схеме управления и 480 мс — МП). Видеосигналы (ЭКС
| данные) суммируются н поэтому могут накладываться друг иа
туга. Дчя удобства восприятия поле ЭКС размещается в верх-
ней половине растра, где количество видеоинформации .минималь-
н,. Размещение видеоинформации реализуется программно
Клавиатура для встроенного микропроцессорного дисплея
яована на использовании каналов ввода-вывода МП: клавиши
умещаются в матрицу на пересечении столбцов и линий, но от-
елены от ннх диодами и коммутируют их на землю (рис. 3.21).
Л столбцы, и линии подключены к одному регистру сдвига с па-
раллельной записью. При иажатин клавиши формирователь пре-
|вания вырабатывает сигнал прерывания, по которому МП по-
дает иа вход «такт» регистра сигнал параллельной записи иифор-
Башш. Так как клавиша через диоды соединена с линией и столб-
цом, то они будут активны и -в регистр запишется соответствую-
ший кот, однозначно определяющий нажатую клавишу. Затем
ЯП переводит регистр в режим параллельной записи, подготав-
ливая его к новому иажатию клавиши. Как видно из рис. 3.21,
цис то канатов ввода-вывода равно трем и не зависит от числа
I клавиш (меняется лишь разрядность регистра сдвига).
Сигнал от нажатия любой клавиши помимо входа формнро-
Рис. 3.21. Схема клавиатуры дисплея
139
вателя прерываний поступает на формирователь звукового си
нала, тем самым .проверяется 'нормальная работа клавиатуры.
Программное обеспечение. После определения общей стру,
туры ПО (см. рис. 3.10) программы были разделены на отде^
иые функциональные модули и по различным уровням прерыв
ний. На основе структуры аппаратной части и конкретных схе>.
ных решений составлены программно-аппаратные соглашения
представляющие собой протоколы связи с указанием конкретно
режимов и методов обращения к программным модулям н аппа.
ратиым узлам. Так как ПО медицинской части основывается ца
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 иа экран, получают инфор.
мацию от программ приема данных, от диалоговых программ и oi
программы-таймера. Вспомогательные программы участвуют е
процессах преобразования информации: перевод двоичных чисел
в десятичную систему 'счисления; арифметические операции |
другие, необходимые для отображения результатов обработав
экс.
Программы приема данных обслуживают заявки сеансов пря
мого доступа, которые обеспечивают межпроцессорный обмен дан-
ными. Диалоговые программы осуществляют связь КМ с польза
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 иа экране включает символы, прямые вертикалц
ные и горизонтальные линии различной длины и ширины, кривые
Рис. 3.22. Структура программного обеспечения дисплея
140
линии или заполненные площади под кривыми. Кривые линии гра-
фиков аппроксимируются отрезками прямых, площади под ними
формируются нз 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
модулей: ТЕКСТ и ГРАФИКА.
Модуль ТЕКСТ построчно формирует на экране символы, из
числа имеющихся в таблице программного знакогенератора. Сим-
волу может быть задан признак размера (обычный или увеличен-
ный) и признак инверсии (символы на белом или черном фоне);
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 не 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 н прямоугольники лю-
бого размера. Налич е признака инверсии в качестве одного нз
параметров позволяет легко «стирать» 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 на 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 1 ч наблюдения.
1 Метрологическое обеспечение. Многочисленные функции и па-
раметры КМ существенно увеличивают трудоемкость поверки в
141
HR 075
'16:27
BR j|
ГН
IR
МВ
FSES
FVES
RUN
ALL
Р/Т
MF
ALARM
STOP
Рис 3.23 Формат трендов аритмий за 1 ч (ART 1) на экране дисплея:
АР— артсфакг; ALARM— тревога; ВЦ — брадикардия, TH — тахикардия; 1R— нерсгул
ный ритм; МВ — выпадения QRS-комплексов; FSES— частые наджелудочковые экстрас
толы FVLS — частые желудочковые экстрасистолы; RUN — групповые желудочковые и
страсистолы; ALL— аллоритмия (бигеминия. трнгеминия); JR/T—ранние желудочковые э«-
страсистолы; MF — полиморфные желудочковые экстрасистолы
процессе производства и эксплуатации. Если большинство техни-
ческих характеристик КМ .могут быть поверены традиционными
методами -и стандартизованной измерительной аппаратурой, то дтя
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 в гл. 4).
Основной погрешностью при цифровой обработке ЭКС являет-1
ся погрешность измерения /?/?-интервалов, длительности QRS-
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
о)
ю
е)
ШШ\ ИШ L
Эс Зс Эс Эс Эс Зс Эс Эс f
Рис. 3 24. Формирование тестового ЭКС при групповой экстрасистолии:
а— выход генератора 1 (Г—период следования нормальных QKS-комплексов); б — выход
rw>?paropa 2 (запуск от генератора I с задержкой D); 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 «и -срезом); режим
следования импульсов: непрерывный, однократный и серий с ре-
гулируемым числом «импульсов в серии; запуск: внутренний, внеш-
ний и однократный; синхроимпульсы, совпадающие: с тактовь/м
импульсом, первым п-мпульсом 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 Q/^S-комплексов, достаточно одного
генератора. При других аритмиях необходимо три генератора, ва-
, 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 иаибо-
143
Дискретизированный
Диа гностические
заключения
Рис. 4.1. Обобщенная структура алгоритмичес»
обеспечения обработки ЭКС в кардиомониторах
лее выраженных нарушений ритма сердцу
Основой анализа при этом служит информь.
ция о величинах /^-интервалов и характер^
формы желудочковых комплексов ЭКГ (Q/fa.
комплексов). Сказанное определяет обобщен-
ную структуру алгоритмического обеспечения
анализа ЭКС в кардиомониторах (рис. 4.1).
Конкретное содержание этапов представ тем-
ной структуры подробно освещается в после-
дующих параграфах настоящей главы. Зде^
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 зашитой
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) Q/^S-комплекса, определения
его характерных точек (крайних точек и вершин зубцов Q, R
и S), а также определения положения некоторой условной опор-
ной точки, относительно которой могут быть определены длитель-1
иости соответствующих смежных 7?/?-интервалов. Получаемая иа
выходе этого этапа обработки информация достаточна для изме-
реиия текущей ЧСС и формирования заключений о наиболее об-
щих характеристиках сердечного ритма (наличии брадикардий I
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
S[пений ритма сердца, для распознавания которых необходима
формация не только о величинах .ftR-интервалов, но и о морфо-
гни Q/^S-комплексов. Классификация формы Q-RS-комплексов
ычно распадается на два последовательных этапа: группировка
айденных комплексов в кластеры по каким-либо критериям сход-
на их формы и присвоение каждому полученному кластеру од-
jo из трех идентификаторов — «норма», «патология», нли «не-
иределенность». Последний идентификатор вводится потому, что
позначная автоматическая интерпретация морфологий комптек-
в не всегда возможна.
Анализ сердечных аритмий обычно включает в себя процедуры
аспознавания нарушений ритма сердца и формирования диагно-
•ических заключений. Можно выделить две основные задачи, ре-
аемые на этапе распознавания нарушений ритма сердца: распо-
наваиие аритмий, непосредственно угрожающих жизни пациента
асистолии и фибрилляции желудочков, желудочковой тахикар-
рн), и распознавание остальных нарушений ритма, которые важ-
ы для текущего контроля сердечной деятельности (различных
|дов предсердных и желудочковых экстрасистол, выпадений же-
иочковых комплексов и некоторых других нарушений). Распо-
знание нарушений ритма осуществляется, как правило, иа ос-
иве полученной на предшествующих стадиях анализа информации
желудочковых комплексах с использованием набора логических
равил, описывающих те или иные нарушения. Иногда для более
вдежной идентификации фибрилляции желудочков и желудочко-
вой тахикардии могут также использоваться и другие методы ана-
И|и (например, спектральный или корреляционный анализ).
Диагностические заключения формируются в КМ на основе
|нформации об обнаруженных нарушениях ритма сердца. Сигна-
1ы о наиболее опасных аритмиях обычно немедленно индициру-
ется 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 иных нарушений ритма за этот период, характеристика
Фонового ритма сердца пациента.
Отдельные этапы описанной последовательности процедур об-
работки ЭКС в зависимости от конкретной реализации могут иа-
Дочияться различным содержанием. Ниже рассмотрены некоторые
[арианты структуры алгоритмического обеспечения оперативного
анализа ЭКС, отражающие ряд широко распространенных подхо-
дов.
На рис. 4.2,а показаны этапы обработки сигнала в случае при-
менения алгоритмов анализа на основе структурных методов рас-
познавания образцов. Для данного подхода характерно то что
1’Тап подавления помех и предобработки ЭКС содержит два вида
процедур — предварительную цифровую фильтрацию, за счет ко-
I т°рой удается ослабить влияние некоторых видов помех, и сжатие,
145
Дискретизированный Дискретизированный
Диагностические
заключения
а)
Рис. 4.2. Структура алгоритмического обеспечения обработки ЭКС при но
пользовании структурных методов распознавания QPS-комплекса (а) и «етст
дов цифровой фильтрации (б)
благодаря которому представление входного сигнала как после-
довательности равноотстоящих цифровых отсчетов заменяется нз
последовательность определенного вида элементов, каждый пз ко-
торых может нести информацию об участке ЭКС, включающем бо-
лее одного отсчета.
В результате такого преобразования сигнала, во-первых,
стигается сокращение избыточности исходного представления
в виде отсчетов, а во-вторых, получаемая последовательность эле
ментов служит удобной базой для последующего анализа, которм*
в этом случае может быть сведен к распознаванию цепочек *лс
ментов, удовлетворяющих эмпирически определенным лoгl1чevKИ^4
условиям. В частности, широко распространен подход, при кот0*
ром сжатие представляет собой кусочно-линейную annpoKCiiMjj
НИЮ сигнала горизонтальными и наклонными отрезками прямо»
Параметры алгоритма сжатия подбираются так, что одним
146
|1ейших признаков для распознавания ^/?5-комплскса оказы-
?я наличие в сжатом описании ЭКС двух близко расположеи-
и противоположно направленных наклонных прямых, времеи-
и амплитудные характеристики которых отвечают заданным
виям (подробнее см. § 4.4 и 4.5). Посредством логического
ора последовательности элементов могут также распознавать-
арактерныс точки каждого обнаруженного QRS-комплекса, в
числе определяться положение опорной точки комплекса.
1а выходе такого структурного алгоритма Q/^S-комплекс опн-
1ется в виде модели, состоящей из небольшого количества эле-
арных компонент. Эта модель позволяет рассчитывать неко-
:е численные параметры комплекса (например, его амплиту-
ътителыюсть, площадь зубпов). Классификация форм ком-
сов может выполняться с использованием указанных пзрамет-|
при помощи несложных решающих правил. Алгоритмы ана-
арптмнн, как правило, нс имеют жесткой зависимости от ха-
ера предшествующих этапов обработки сигнала и поэтому мо-
5ыть примерно одинаковыми для всех рассматриваемых вари-
в структуры алгоритмического обеспечения оперативного ана-
ЭКС.
В Последовательность основных этапов обработки сигнала для
цгоритма, основанного на методах цифровой фильтрации, пока-1
ина на рис. 4.2,6. В данном случае обнаружение QftS-компчекса
Осуществляется на основе информации о частотных свойствах это-
т.элемента кардиоцикла ЭКГ. После необходимых процедур, свя-
кнных с подавлением помех, сигнал пропускается через цифровой
шльтр-выделитель QPS-комплекса. Характеристики этого фильт-
п подобраны таким образом, что он пропускает в основном лишь
•е частотные составляющие сигнала, которые характерны для
^S-комплекса. Благодаря этому обеспечивается улучшение отно-
Йчия сигнал-помеха. При этом под сигналом понимаются состав-
ляющие ЭКС, связанные с QftS-комплексом, а под помехой —
внешние артефакты, а также элементы самой ЭКГ, лежащие за
чределамп комплекса QPS (в частности, зубцы Р и Т).
1 Сигнал с выхода фильтра-выделителя используется для обна-
ружения Q-RS-комплекса с помощью алгоритма, основанного на
иороговых правилах. Далее определяется опорная точка каждого
Найденного комплекса, которая, во-первых, используется для оп-
ределения длительностей смежных /^-интервалов, а во-вторых,
С1>жит для совмещения Q/^S-комплексов по оси времени на
5уапе сопоставления их форм. Анализ формы и классифи-
кация комплексов по классам морфологии в этом случае выполня-
йся с применением корреляционных .методов или методов, ис-
Емьзующих упрощенные способы оценки функции взаимной кор-
Цляции. Алгоритмы иа основе цифровой фильтрации и корреля-
^•онных методов, как правило, более сложны в вычислительном
^ношении, чем структурные алгоритмы, но имеют ряд преиму-
ществ, которые делают нх применение в некоторых случаях пред-
рчтительным. Подробнее эти вопросы рассмотрены в § 4.3 и 4.5.
147
Дискретизированный
Характеристики
ST-сегмента
Рис. 4.3. Структура алгоритмического обеспечения обработки ЭКС при вклю-
чении в обработку анализа $Г-сегмента
Многие алгоритмы анализа ЭКС, используемые в КМ, поми-
мо анализа ритма сердца и его нарушений, выполняют так»*
функцию контроля основных характеристик ЗТ-сегмеита кардн°‘
цикла ЭКГ, что важно для диагностики. Структура алгоритмиче-
ского обеспечения в этом случае (рис. 4.3) несколько отличается
от приведенных ранее вариантов.
При анализе ST-сегмеита для устранения низкочастотных по-
мех недопустимо использование цифровых фильтров верхних час
тот, так как это приводит к потере диагностически важной иифор
мации. Кроме того, распознавание ST-сегмента и измерение его
характеристик возможно лишь после обнаружения и анализа ф°Р'
мы соответствующего Q/^S-комплекса. Поэтому структура обрг^от
ки сигнала не может быть представлена в виде линейной после*
148
,-вательности процедур и предусматривает наличие этапов, вы-
полняемых параллельно и независимо друг от друга.
Для анализа ЗТ-сегмента исходный сигнал обрабатывается с
п,мощью цифровых фильтров, которые не могут существенно по-
днять на качество измерения параметров сегмента. Устранение
низкочастотных помех (коррекция дрейфа изоэлектрической ли-
нии ЭКГ) осуществляется специальным алгоритмом, который для
оценки истинного положения изолинии опирается иа информацию
о местоположении обнаруженных QRS-комплексов. Собственно
анализ ST-сегмента выполняется при этом ие для каждого най- ।
дачного комплекса, а по усредненной модели, получаемой обычно
методом синхронного накопления за 8—16 QRS-комплексов, кото-
рые были отнесены алгоритмом анализа формы к классу «норма».
В качестве параметров, характеризующих 5Г-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 не 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
ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
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 и 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 QRS-комплексов и их местоположе-
йин на оси времени. Известно, что QRS-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 кои-
149

троля ритма сердца это значение может оказаться избыточны
так как в кардиомониторах обычно не требуется точного измерЛ
ния числовых характеристик кардиоцикла, а достаточно лиц
сравнительно грубых данных, позволяющих оценивать значения]
длительности Q/^S-комплекса, смежных с ним 7?/?-иитервалов й
осуществлять разбиение всего множества обнаруженных ном.
плексов по группам, объединяющим комплексы с одинаковым ти-
пом морфологии. |
Потери точности измерения амплитуд зубцов комплек-
са при снижении частоты дискретизации можно оценить по ра.
фпку, приведенному на рис. 4.4, где показана зависимость отюси- I
тельной средней амплитуды комплексов Л от частоты дискре иза-
ции полученная с использованием набора реальных записей
ЭКС, содержащего более 1000 комплексов. Показатель 1г опреде-
ляется соотношением

I Аь (Гл)
К /Ti А (500) ’
где А/, (500) н Л/<(Гд) соответственно значения амплитуды fe-гс
QtfS-комплекса при частотах дискретизации 500 Гц и Гд, а К —
общее число проанализированных комплексов.
Амплитуда QftS-комплекса измеряется как максимтьный (я
абсолютному значению) дискретный отсчет ЭКС на этом фрагмеш
те, связанный с вершиной наибольшего зубца фЯ$-комплекса. Чх-
стота 500 Гц принята в качестве исходной (заведомо достатсь ।
ной), а значения Гд задавались прореживанием исходного сигиЛ
ла с кратностью от 2 до 10, что соответствует частотам дискрети-
зации от 500/2 до 500/10 Гц. При этом за счет выпадения в рез ль-
тате прореживания из описания сигнала отсчетов, приходящихся
на наиболее острые вершины зубцов Q/^S-комплсксов, с уменьше-
нием частоты дискретизации происходит понижение средней ам-
плитуды комплексов. Из приведенного графика видно, что ощутн-
150
рй частотах ниже 125 Гц. На практике обычно выбирают частоту
$00—250 Гц. Причем в качестве главного аргумента, объясняюще-
го сохранение этого достаточно высокого значения, называют не-
обходимость точного определения опорных точек Q-RS-комплексов,
требующихся для сопоставления комплексов при классификации
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 ST-сегмента, 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 ST-сегмента, разрядность
ШП равиа или превышает 10 бит при частоте дискретизации
200—500 Гц, а в мониторах, функции которых ограничены контро-
лем ритма сердца и аритмий, разрядность преобразователя лежит
обычно в пределах 8—10 бит (при частоте дискретизации от 100
до 500 Гц).
Борьба с помехами при цифровой обработке ЭКС. Виды по-
мех, возникающих при длительном оперативном контроле сердеч-
юй 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. Поскольк}' характерные для режима дли-
1 тельного непрерывного контроля ЭКС помехи отличаются исклю-
| штельным разнообразием и изменчивостью и 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-
I 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
°чередь, следует предусматривать соответствующие правила для
Реакции на зашумленный сигнал. В некоторых случаях при обна-
151
ружеиии помех, интенсивность которых не слишком высока, у.
жет осуществляться частичное блокирование последующего аналц.
за или анализ по упрощенным алгоритмам. Например, иа зашуц
лениых участках ЭКС анализ ритма может быть ограничен тольц
подсчетом частоты сердечных сокращений (без попыток распозна.
вания аритмий).
Помимо частотных, временных и статистических свойств помс^
для повышения помехоустойчивости алгоритмов необходимо в мац.
симальной степени использовать контекст и известные характерна
тики ЭКС (в частности, временные и амплитудные параметры кап
диоцикла). Кроме того, значительную роль в борьбе с помехам
играет способность алгоритмов к самообучению в ходе ана 1нз>
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 прн испытании на чист®
сигнале. Однако пригодность их 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 в-
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 выпо лне-
ния преобразовании 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 наводкн. 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 постЯ
пает смесь полезного сигнала с аддитивной помехой. Основная по- I
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 говори,
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*
тая сетевой помехи, которая почти всегда присутствует в сии
нале.
В первую очередь наиболее целесообразно устранить сетеьуй]
наводку, сравнительно легко поддающуюся ослаблению с помош.ы°
152

ЭКС
ЭКС после преОваритель
ной фильтрации
WOf.ru,
100f,Гц
Рис. 4.5. Последовательность процедур предварительной цифровой фильтрации
ЭКС (слева) и вид спектра мощности сигнала на всех этапах обработки
(справа); спектр Gi(f) соответствует сигналу ui(t)
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 иа последующих этапах обра-
ботки снизить частоту отсчетов по отношению к исходной за счет
Лрореживаиия отсчетов.
На последнем этапе предобработки с помощью ФВЧ выполня-
ется высокочастотная фильтрация, которая позволяет практически
153
полностью избавиться от постоянной составляющей и смещснц,
изолинии от движения пациента и в значительной степени снизМ
амплитуду Г-зубцов.
Сигнал, получаемый на выходе этой цепочки фильтров, пред,
ставляет собой смесь полезного сигнала, в котором сохранен^
основные частотные составляющие, свойственные ф/?£-компте>{.
сам, и той част» помех, спектр которой лежит в полосе пропуска-
ния результирующей частотной характеристики используемых
фильтров. Дальнейшее устранение помех методами цифровщ
фильтрации нс представляется возможным, так как это прпве.ц
бы к подавлению самого сигнала. Приняв за основу приведенную
последовательность процедур цифровой фильтрации Э1\С, рассмо-
трим цифровые методы, которые могут быть использованы для ре-
ализации каждого из этапов предварительной фильтрации.
Фильтры для подавления сетевой наводки. Можно виде шть
три основных типа фильтров, которые находят применение ш
подавления сетевой наводки:
режекториые неадаптивные фильтры;
фильтры нижних частот или полосовые фильтры, частотные ха-
рактеристики которых имеют нуль на частоте сетевой помехи;
адаптивные режекториые 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 и высокочастотной помех). Такая идея представля-
ется весьма заманчивой, ио при этом повышение эффективности!
решения какой-либо одной из указанных задач достигается обыч-
но в ущерб остальным. Например, достаточно простые для исполь-
зования 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 нс всегда допустимо.
Адаптивные режекториые фильтры сетевой наводки отличают-
ся тем, что в процессе работы способны подстраиваться под
амплитуду и фазу наводки и осуществлять благодаря этому ее
полную компенсацию. Такне фильтры, в отличие от первых дву5
указанных типов цифровых фильтров, мало влияют на сам полез-
ный сигнал, в частности на его составляющие, спектр которых
лежит вблизи частоты сетевой наводки. Кроме того, адаптивные
цифровые фильтры способны сочетать относительную простоту ре*
ализацпи 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 компеисации помех
подробно изложены в работе [79], в которой показаио, что если
на основном входе компенсатора помех присутствует полезный
сигнал с аддитивно наложенной на иего 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 поп-
кой 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 на входе п выходе фильт-
ра (компенсатора помех) обозначены соответственно Xi, х2, ...» х,-»
- и у\, уч, .... yi, .... тогда любая i-я точка выходной последова-
тельности может быть получена из соотношения:
= —1=1,2, 3, —, (4.1)
где ai, а2, а,, ...— рассчитанные фильтром отсчеты компенсиру-
ющего сигнала.
Известно тригонометрическое равенство:
sin (6 + 6) = 2 cos6-sinб — sin (6 — 6). (4.2)
Домиожим его на константу А:
A sin (6+ 6) = 2cos6 (Л sin 6) — Л sin (6 — 6)- (4.3)
Теперь будем считать, что 6 —это текущее значение ар1умента
синусоидальной функции в точке взятия отсчета а,, 6 — угловое
расстояние между соседними отсчетами (по отношению к периоду
компенсируемой помехи), а А — амплитуда этой синусоиды. Тогда
(4.3) можно переписать в вите:
•= 2cos 6— + (, (4.41
где a,_i, a,, a,+t -последовательные отсчеты синусоиды, отстоя-
щие друг от друга на угол 6. Из (4 4) следует, что по двум извест-
ным соседним отсчетам синусоиды а,-, и а; всегда можно пред-
сказать значение отсчета стедующего ia ними. Это обстоя-
тельство и положено в основу алгоритма режекцип сетевой по-
мехи.
П\сть для момента времени, соответствующего i-му отсчету
входного сигнала х>. известны значение предыдущего отсчета х,--ь
а также величины о , п а;, равные ординатам соответствующих то-
155
чек синусоидальной помехи. Тогда текущий и предшествующ^
отсчеты выходного сигнала могут быть найдены по формулам:
Vi =Xt—ait
У-1-l "= xi—l — ai—l
Рассмотрим разность:
А У — У1 — У1-1 = (*; — И;) — (*;-i - 4 |
Естественно, что чем точнее определены отсчеты компенсирующего
сигнала а,-1 и о,» тем лучше эта разность
приближается к нулю
Рис. 4.6. Блок-схема ал
горитма адаптивно*
цифровой фильтрации
сетевой помехи
156
। каждого значения i, т. е. ве-
iHHa Ду как раз и используется
дчестве критерия оценки пол-
i( выходной мощности фильтра,
этому подстройка фильтра под
деху заключается в том, что
каждом шаге фильтрации (для
итого следующего I) оценива-
:я знак выражения (4.5) и в
ДОСИ мости от того, положитс-
। он или отрицателен, значение
соответственно наращивается
и уменьшается на фиксирован-
io величину Да. так, чтобы
орректировать Ау в сторону
ля. Полученное в результате
ачение а,- используется для вы-
сдения выходного отсчета yt по
рмуле(4.1). Далее с использо-
нием (4.4) вычисляется пред-
лагаемое значение (i-l-l)-ro
характеристика адаптивного
фильтра сетевой помехи
счета компенсирующего сигнала а^, после чего вся процедура
:вторяется для следующего выходного отсчета, и т. д.
На рис. 4.6. приведена блок-схема алгоритма адаптивной ци-
ровой фильтрации сетевой наводки, который сравнительно про-
о реализуется в виде программы для микропроцессора.
На рис. 4.7 показана экспериментально полученная АЧХ этого фильтра при
ределенных значениях шага адаптации До и амплитуды сетевой помехи Аа.
и параглетры здесь измеряются в единицах динамического диапазона (уров-
й квантования) АЦП и имеют соответственно значения Да=1 ед. и Ап =
"50 ед. Пример фильтрации фрагмента ЭКС с наложенной на него сетевой
«водкой приведен иа рис. 4.8.
Частота дискретизации здесь принята равной 250 Гц. На большей части
•стотиого диапазона коэффициент передачи фильтра примерно равен едиии-
I При частотах, близких к 50 Гц, фильтр имеет резкий провал АЧХ (полосу
йержки) шириной около 1 Гц. Такой вид АЧХ соответствует режекторному
ильтру с частотой режекции 50 Гц.
Скорость сходимости, устойчивость, ширина полосы подавления и точность
^стройки фильтра определяются тремя обстоятельствами: шагом адаптации
постоянной cos б и точностью вычисления промежуточных величин. Влия-
последнего фактора может быть устранено за счет увеличения разрядио-
вычислений на 3—4 разряда [80]. Выбор константы cos б выполняется из
Ьювия:
6 = 360 — .
'д
г6 77с.п=50 Гц—частота сетевой помехи, а — частота дискретизации сиг-
®ала. Например, при величине 7^=250 Гц получим:
157
Рис. 4.8. Пример
рации ЭКС: |
а — исходный ЭКС; 1
ЭКС с сетевой
в — ЭКС после ад г тц(
фНЛЬТраЦИН; г— КОМГЩ
реющий сигнал; Та —
тервал адаптации фильт
о)
г)
Рис. 4 9. Зависимость ши-
рины полосы задержки
адаптивного фильтра от
шага адаптации Да при
различных значениях амп
литуды помехи At
158
„ Гсп 50
6 = 360 -у- = 360 — = 72,
cos б = cos 72° — 0,309.
Наибольшее влияние на качество фильтрации оказывает выбор шага адап-
тации компенсирующего сигнала Да. При больших значениях Да фильтр М
страивается очень быстро, но заметно искажая
полезный сигнал. С уменьшением Ха искажен!
сигнала становятся меньше, по растет время н«
стройки.
На рис. 4.9 приведены экспериментально
лученные зависимости ширины полосы задержи
AF от шага адаптации фильтра Да для
иых значений амплитуды помехи. Эти гр фи*1
дают возможность обосновать выбор ве ян*
Да при известных стабильности частоты cW
го напряжения и максимальной амплитуде сел
вой помехи в дискр. газированном енгнале.
Эмпиричсскн выведенное выражение
= 150 Да характеризует зависимость от ьсли^-
ны Да скорости адаптации фильтра V, котор**
определяется как среднее изменение амплиту**
помехи в процессе адаптации, измеренное в
ле единиц диапазона АЦП, приходящихся в*
единицу времени.
Приведенные зависимости позволяют, исходя из конкретных условий съема,
<ления и дискретизации ЭКС, а также задач обработки, осуществлять выбор
фаметров фильтра, обеспечивающих надежное подавление помехи.
Фильтры нижних и верхних частот. В качестве фильтров
»|жиих и верхних частот используется как нерекурсивные, так и
Курсивные цифровые фильтры (ЦФ), которые соответственно
^ределяются соотношениями [81]:
yi =
v Cj Х[
у, о *!-,+ у ‘hyi-,-
где xt, yi — отсчеты входного и выходного сигналов фильтра соот-
ветственно (i=l, 2, 3, ...); N], N2 и М — целые неотрицательные
числа, определяющие пределы суммирования; с,, d} — 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 псречис-
1еиных причин более широкое распространение в алгоритмах опе-
ративного анализа ритма сердца находят нерекурсивные фильтры,
хотя это не исключает возможности использования в ряде случаев
и рекурсивных ЦФ как в качестве ФВЧ, так и в качестве ФНЧ.
Используемые в КМ нерекурсивные ЦФ имеют обычно предельно упрощен-
ный вид импульсных характеристик, что вызвано необходимостью снижения их
вычислительной сложности. В частности, во многих разработках используются
ФПЧ с прямоугольной или треугольной формой импульсных характеристик, ко-
торые соответственно описываются следующим образом:
+ 1-|/|) .
159
где W=2ft+1; k — целое положительное число. Приведенные фильтры отлим
ются простотой реализации, но их АЧХ имеют значительные пульсации в обд
сти верхних частот (выше частоты среза), достигающие 20—25 % от макси мал.
кого значения коэффициента передачи, что означает недостаточно хорошее ц,
давление этими фильтрами высокочастотных помех. Предлагаются и более лол
ные в вычислительном отношении ФНЧ, которые способны обеспечить лучцц
качество фильтрации.
Было показано [82], что линейность фазовых характеристн.
нерекурсивных ЦФ обеспечивается при соблюдении одного из 4i
тырех условий симметрии импульсной характеристики:
симметричности при нечетном числе коэффициентов;
симметричности прн четном числе коэффициентов;
антисимметричности при нс :етном 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 ш
тервала дискретизации, что может создавать неудобства для даль-
нейшего анализа сигнала. Поэтому наиболее подходящими следу
ет считать нерекурсивный ЦФ с симметричной импульсной хара»
теристикой при нечетном числе коэффициентов, которые опредс
ляются соотношением:
у, = 2 с> х‘-з-
где Xi, yi — отсчеты входного и выходного сигналов; N — число к<
эффициентов фильтров (длина импульсной характеристики);
с,=с_ —коэффициенты фильтра.
Амплитудно-частотная характеристика для такого фильтра jo-
жет быть найдена по формуле [81]:
А—1
H(f) = c„ + 2 S Qcos(2«i),
/=1 \ Гд/
где Fa— частота дискретизации сигнала.
Идеальный фильтр нижних 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:
160
p|lC. 4.10. Амплитудно-частот-
ая характеристика идеально-
-о (с) и приближенного к ре-
альному (б) ФНЧ
H(f). ,
1 -
0 f <Z Fx — полоса пропускания;
F} 7 ^2 — переходная полоса;
Г2 < f =С — полоса задержки.
кесь Fi и F2 — соответственно нижняя и верхняя границы пере-
одной полосы. Амплитудно-частотную характеристику имеет
мысл рассматривать в диапазоне частот от 0 Гц до половины
Частоты дискретизации Fa, так как на интервале FR/2<Cf^FR она
нмметрично продолжается, а на более высоких частотах пов-
юряется с периодом Fa.
В данном случае ширина переходной полосы Fn = F2—Fi. Ка-
залось бы, чем уже переходная полоса, тем частотная характерп-
тнка ближе к идеальной и, следовательно, лучше фильтр. Одна-
to применительно к задаче анализа ЭКС это утверждение нель-
зя считать очевидным. У фильтров с более узкой переходной поло-
жи сильнее проявляются пульсации, вызываемые высокочастотны-
ми компонентами входного сигнала, которые могут, например,
(ввести к возникновению ложных зубцов у желудочковых ком-
Влексов ЭКГ. Кроме того, такие фильтры имеют и более длинную
импульсную характеристику, что затрудняет их реализацию в
^тройствах оперативной обработки ЭКС.
Экспериментальные исследования показывают [83], что для
“Иеративного анализа ритма сердца в микропроцессорных КМ на-
иболее подходящими оказываются ФНЧ с Fc = 30 Гц и с Гп= 20—
г Гц при Гд=250 Гц. Этим условиям удовлетворяет ФНЧ, задан-
ий уравнением:
161
Рис. 4.11. Амплитудно-частотная (а) и импульсная (6) характеристики <!>№
yi = — (— Х1—Ъ — Х[—6 4- 2 Xi—3 + 5 Xj_2 Ч- 7 i 4- 8 х; + 7 Xi+i + I
4~ 5 Xj+2 + 2 Xi з — Xf+6 —*i+e)-
Его импульсная и амплитудно-частотная характеристики прпве
дены на рис. 4.11. Как можно видеть, АЧХ этого фильтра близка ।
к желаемой, а простота реализации обеспечивается тем, что егс
коэффициенты представляют собой правильные дроби со знамена
телем, равным 32 = 25, а их сумма равна единице.
Реализация нерекурсивных ФВЧ оказывается значительно до-
жнее, чем реализация ФНЧ, так как требуемые для фильтрации
ЭКС цифровые фильтры верхних частот могут иметь до 50 и бо-
лее коэффициентов. Поэтому иа практике удается использовать!
только сравнительно узкий класс нерекурсивных ФВЧ, которые
могут быть сделаны простыми для вычисления. Наиболее ч «сто
для этой цели используют упоминавшиеся выше ФНЧ с прлмл‘
угольной или треугольной импульсной характеристикой, преобрИ
зованиые в ФВЧ. Если ФНЧ задан выражением
Л—I
*.= 2
N-]
то соотношение вида
М-1
2
^ = *<-2, = ^- 2 cJxl—J
Д'—I
/=-----
2
соответствует фильтру верхних частот с амплитудно-частотной
характеристикой
Ну (Л=1-^г(Л,
162
Рис. 4.12. Построение ФВЧ на основе известного ФНЧ
ле Hz([)—амплитудно-частотная характеристика взятого за ос-
рву ФНЧ. Здесь необходимо оговориться, что это справедливо
ишь при выполнении условия:
1
2
S с/=1’
Л'—1
/=----
2
его на практике всегда можно достичь соответствующим масшта-
нрованием коэффициентов. На рис. 4.12 проиллюстрирован прин-
ип построения ФВЧ на основе известного ФНЧ и показана взаи-
освязь между их импульсными и амплитудно-частотными харак-
теристиками.
Экспериментальные исследования показывают [83], что с точ-
н зрения решения задачи обнаружения ф/?£-комплекса ЭКС на
®пе помех иаплучшие результаты дает применение ФВЧ с Fc=
5 Гц и Fn = 3—4 Гц. В качестве конкретного фильтра, удовлетво-
иющего указанным условиям и пригодного для реализации в
Чкропроцессорных КМ, может быть предложен ФВЧ, коэффпци-
иты с, которою (при / =—22. —21, .... О, .... 21. 22) имеют следу-
•Шие значения [83]:
|L [_ 1, —2, —3,..., — 15, — 16, — 17, — 17, — 18, — 19 - 9,
-20, +492, -20, -19, -19, -18, -17, -17,
-16, -15,..., -3. —2, -1].
^0т ЦФ получен подбором коэффициентов на основе фильтра е
Реугольиой импульсной характеристикой. Нетрудно показать, что
163
Рис. 4.13- Амплитудно-частотная ха- Рис. 4.14. Амплитудно-частотная ха-
рактеристика ФВЧ рактеристика результирующего поло-
сового фильтра
данный ФВЧ может быть преобразован в рекуррентную форму
У1 ~ У1— х Ч- УI—-2 р. о (%i—24 %i— 7 -£j—8 -Ч—4 4“
что существенно упрощает его программную реализацию. Ам-
плитудно-частотная характеристика этого фильтра показана на
рис. 4.13.
Последовательная фильтрация сигнала с помощью ФНЧ i
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 по относительному содержанию в сигнале
высокочастотных составляющих. Для этой цели часто используется вторая раз
ность отсчетов сигнала, представляющая собой цифровой фильтр, задаваемый
выражением
у i — х{1 — 2 xi + xf+1.
Частотная характеристика этого фильтра для частоты дискретизации, р вне
250 Гц, показана на рис. 4.16 Как видно из рисунка, фильтр усиливает состав*
ляющие сигнала, спектр которых лежит в полосе частот приблизительно о*'
40 Гц и выше, т. е. ту часть ЭКС, которая почти не содержит полезной Дл-:
оперативного анализа информации.
Для оценки уровня зашумленности ЭКС обычно используют сколь^яШ®
среднее модулей отсчетов сигнала, прошедшего через ЦФ второй разности 01‘
счетов:
1
где а»—i-й отсчет скользящего среднего, a N — размер окна усреднения
правило, N лежит в пределах от 10 до 30). Уровень помех считают недоПУ®*
тимо высоким, если хотя бы для одного I, относящегося к анализирус»'10®
164
Рис. 4.15. Примеры предварительной обработки фрагментов ЭКС с помощью цифровой фильтрации:
а — исходный ЭКС; б — ЭКС после ФНЧ; в — ЭКС после ФВЧ
Рис. 4.16. Амплитудно-частотная харакц
ристина фильтра для оценки зашумление
сти ЭКС
фрагменту ЭКС, значение z, оказываете^
выше определенного порога. Высота этоц>
порога зависит от задач и условий обра»
ботки ЭКС и должна подбираться экспат
риментально для каждого конкретного ал-
горитма.
4.4. СЖАТИЕ ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Представление ЭКС регулярной выборкой отсчетов, получае-
мой в результате его дискретизации, часто оказывается избыточЛ
ным. Сократить избыточность позволяют методы сжатия данных,
суть которых заключается в уменьшении объема исходной инфор-
мации путем отбора меньшего числа, существенных координат.1
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 ие может быть точно восстановлен.
Возможность получения эффективного сжатия ЭКС связана с
тем, что высокочастотные компоненты сигнала присутствуют иа
достаточно коротких отрезках сердечного цикла. Частота дискре-|
тизации рассчитывается на допустимые ошибки дискретного пред-
ставления именно этих фрагментов ЭКС, поэтому описание p*iy-
лярной выборкой отсчетов низкочастотных участков сигнала ока-
зывается избыточным. Для устранения этой избыточности предло-
жены различные методы сжатия, связанные с решением мнспИ
затач хранения, передачи и обработки ЭКС [26, 69, 88—90].
'Создание автоматизированных байков ЭКГ-даиных, 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 сниж пет
требования к пропускной способности канала связи, что особенно
актуально для телефонных линий связи [89]. В кардиомонитора*
методы сжатия используются при обработке ЭКС с целью его сег-
ментации и перехода к символьной обработке, что позволяет стро-
ить достаточно быстродействующие алгоритмы структурною 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
до жен определяться конкретной целью его применения. В за-
дачах хранения и перетачи 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-
вятся 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-
нардиосигнала. 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-
вальным функциям. ’Применение для целей сжатия разложения
Карунена — Лоэва, ряда Фурье, преобразования Хаара позволяет
достигать высоких коэффициентов сжатия, однако 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 иа расстояние, когда нет жестких требо-
ваний к сложности алгоритмов обработки и скорости вычислений.
Широкое применение получили методы сжатия, основанные на
амплитудно-времениых преобразованиях сигнала. К наиболее про-
стым относится метод разностного кодирования [92, 89], который
обеспечивает сокращение избыточности регулярной выборки отсче-
т°в за счет уменьшения объема каждой координаты. Принцип ко-
дирования заключается в том, что для каждого i-ro отсчета сигна-
u(t), = поступившего на вход алгоритма сжатия, вычи-
сляется разность значений соседних ординат (и}—Ui-i), которая
Оо модулю, как правило, меньше значений самих отсчетов, осо-
®снно иа участках ЭКС с малой крутизной. Благодаря такому пре-
167
образованию удается уменьшить длину используемых слов, что 1
приводит к сокращению объема памяти, необходимого для храц4 I
ния и передачи ЭКС- Важно отметить, что этот метод обеспечива- i
ет абсолютно точное восстановление дискретизованного сигнала.
Если разрядность используемых кодовых слов значительно прев!*. I
шает разрядность вычисленных разностей, можно получить до-
полнительное сжатие данных за счет более компактного их рао.
мещеипя 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-разряднымп 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 низкостепсиных 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 в
обработки ЭКС в реальном масштабе времени.
Среди 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 аппроксимацию сигнала кубическими сплайнам1'
[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 реалпза»
ции из-за большого объема вычис тений.
Апертурные методы сжатия ЭКС. Среди адаптивных методов
приближения сигнала наибольший практический интерес предста-
вляют апертурные методы, осуществляющие контроль абсолютной
ошибки при определении избыточных отсчетов п выборе сущей
венных, т. е. передаваемых ординат. Они нашли широкое принене*
иие в задачах оперативной передачи и обработки сигнала из-за
высокого быстродействия и простоты реализации.
Принцип их действия заключается в последовательном прола11'
женин по дискретным регулярным отсчетам ио, щ, и?, .... получен*
иым после дискретизации непрерывного сигнала, до некоторого
n-го отсчета, в котором отклонение аппроксимированной орднпз*
168
{Ы от исходной превышает некоторое значение, задаваемое апер-
турой d. Ордината ип, первой вышедшая за пределы коридора ши-
Киой 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, ш, щ, ...)*с фиксированными уровнями =
=rkd, &=0, 1, 2, при выбранном шаге квантования по уровню,
равном d. Если для /-го участка аппроксимации, включающего п
ординат, выполняется условие
* = 0, 1,..., (п— 1), (4.6)
а n-й отсчет условию (4.6) не удовлетворяет, то /-й участок за-
дается амплитудой Vj и длительностью Tj в виде
Су = п.
Здесь значения уровней 0h, k=0, 1, 2... и соответственно облас-
тей нечувствительности к отклонениям сигнала, задаваемым ин-
тервалом (1Ь 1, 0р), устанавливаются заранее исходя из выбран-
ного значения d и не зависят от динамических свойств сигнала.
Иллюстрация данного метода в графическом виде дана иа рис.
4.17, где сплошной линией показала реализация сигнала, а также
ее ступенчатая аппроксимация. Здесь, как и на последующих ри-
сунках, кружками 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. Процетура поиска существенных ординат здесь определяет-
ся I 1 । м 1 I 1 I I I I 1 I 1 | | I 1 I 1 I |
0 I 2 3^36 7 8 9 ю 7/ 12 13 /4 1516 /716 1920 21 22 I
Рис. 4.17. Сжатие сигнала метолом сравнения с фиксированными уровнями
169
ся характером аппроксимации: интерполяцией или экстраполяцией.
В качестве аппроксимирующих функций чаще применяют полило-
мы нулевой, реже — первой степени.
Для плавающей апертуры выбор существенной ординаты при
поступлении каждого i-ro отсчета в последовательности (иа, ...
..., iii) 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
—н0| d/2,
(4.7)
а при использовании интерполяции нулевого порядка (ИНП) за-
дается неравенством
(wli—u2i)^'d.
(4-8)
где wli = max(u0, .... ut), «2i=min(«o, ut, ut).
Если для i~n соответствующее условие нарушается, то (и—1) fl
отсчет определяет конец текущего /-го участка аппроксимации, а
п-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 отиосЫ
тельно начальной ординаты и0, а при ИНП устанавливается лишь
с приходом (п—1)-го отсчета, вмещая в себя максимальное число
избыточных отсчетов (рис. 4.18). Сжатое представление сигнала на
Uit Uj
энп
Рис. 4.18. Экстраполяция (с) н интерполяция (6) сигнала алгебраическими по-
линомами нулевой степени
j-м интервале аппроксимации для алгоритма ЭНП задается вели-
чинами
€/j = «0; т^ = п,
а для алгоритма ИНП определяется выражениями
t/>=(ul„_1+u2n_1)/2,
Tj- = п.
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 отличие 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 (11ПП), в отличие
от ЭПП. ось апертуры с приходом каждого следующего отсчета
меняет свое положение. Вначале оиа 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 на рис. 4.19. Абсолютная ошибка восстановления дис-
кретного сигнала не превышает величины е=(//2.
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 опенки эффективности сжатия ЭКГ для ал-
горитмов ЭНП, ЭПП. ИПП [85] следует, что при коэффициентах
сжатия, ие превышающих 10. наиболее эффективным является
алгоритм ИПП. а при допустимых уровнях искажений не более
10% — ЭНП.
171
7 2 3 Ь 5 6 7 В 9 10 И i
Рис. 4.19. Экстраполяция (п) и интерполяция (б) сигнала алгебраическим»
полиномами первой степени
Рассмотренные алгоритмы сжатия используют однопараметри-
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 двухпараметрической
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 аппроксимаций
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
пли склон S соответственно. На первом этапе сжатия использует-
ся алгоритм ИНП, на выходе которого каждая /я линия пред-
ставлена парой чисел UjL, х}1\ На втором этапе каждый интер-
вал аппроксимации анализируется иа 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
> а.
Линия Lj называется экстремумом, если
(^-^1) (^-^)<°-
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\, L2,Lm-\,
объединяясь в новый k-\\ участок аппроксимации, заменяется
склоном S с параметрами
US = Ul_vl
к m О
m— I
= 3 -Л.
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, что
оба этапа сжатия выполняются последовательно, но за один
временной отсчет, что дает возможность строить сжатое описание
по мере поступления входных отсчетов сигнала. Необходимо от-
метить, что иа втором этапе сжатия отсутствует непосредствен-
ный контроль абсолютной ошибки аппроксимации, и она может
юстигать значений, превышающих J/2. Рисунок 4.21 иллюстри-
рует особенности сжатого описания ЭКГ разных классов.
173
Рис. 4.20. Построение сжатого описания сигнала для алгоритма AZTEC:
« — исходный сигнал и его дискретное представление: б — результат интерполяции нуЛ4-
вого порядка (ИНП); в—сигнал на выходе алгоритма
174
Рис. 4 21. Результаты аппроксимации ЭКС классов нормы (с) и желудочковой
экстрасистолии (б) для алгоритма AZTEC
Резучьтаты экспериментального сравнения некоторых методов сжатия на
множестве реальных ЭКС по двум показателям качества: б — максимальному
значению ошибки аппроксимации и К — минимальному 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 и, 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 б позволяет, во-первых, оценивать критические
значения показателей эффективности сжатия иа исследуемой совокупности сиг-
налов и, во-вторых, экспериментально выбирать амплитудные и временные
значения параметров алгоритма или способы сжатия, отвечающие требуемому
быстродействию и точности приближения сигнала.
Для получения более точного описания ЭКС в области QKS-
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
на контроле знака производ-
ной исходного сигнала. На
каждом шаге алгоритма рас-
Рис. 422. Сравнительная оценка эф-
фективности сжатия для разных ал-
горитмов обработки: сравнение с
фиксированными уровнями (/). ЭНП
(2), ИНП (5), ИПП (4), AZTEC (5)
175
сматривается трехточечная выборка отсчетов (и0, Ui, 1/2), в кото-1
рой и0 принимается за исходную существенную и передается на вы.
ход алгоритма. Далее из щ н и2 выбирается ulf если выполняете
условие
(«1-и0) («2 — uj <0,
и 1/2 в противном «случае. Затем вновь переданная ордината (ц}
или 1/2) принимается за исходную и процесс обработки повтоЖ
ряется. При таком способе кодирования в два раза снижается
частота следования отсчетов, сохраняются все точки изменения
знака производной, однако теряется информация о «реальных вре-
менных соотношениях существенных отсчетов, из-за чего возмоа.
ны искажения «сигнала.
Алгоритм CORTES построен та-ким образом, что две описаиЯ
ные -процедуры сжатия работают параллельно, но выходные да«н.
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 н последующей их обработки. Для восстановления
сигнала в .исходном виде необходимы дополнительные вычисле-
ния, связанные с переходом от 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 ше 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-
1 новление факта его наличия на анализируемом участке ЭКС) и
определение характерных точек комплекса (опорной точки, слу-
жащей для измерения RR-пнтервала, точек начала «и конца комп-
лекса, ia также крайних точек -и вершин его зубцов).
Можно выделить несколько основных групп методов распозна-
вания QRS-комплекса при оперативном анализе ритма сердца по
ЭКС:
I простейшие пороговые методы;
6
S структурные методы;
методы сравнения с образцами (корреляционные методы);
методы на основе цифровой фильтрации.
Простейшие пороговые методы основываются на применении
ложных логических правил по отношению к исходному ЭКС
или к его первой производной, -в -качестве оценки которой обычно
используется первая разность отсчетов сигнала. Факт обнаруже-
ния комплекса фиксируется при превышении сигналом (или мо-
д) ем сш нала) некоторого порога Такне методы сличаются от-
носительной простостой, но обладают невысокой устойчивостью
ь помехам и к изменчивости ЭКС. Кроме того, для обеспечения
надежной работы этих алгоритмов необходима подстройка порога
обнаружения <2#£-комплекса для каждого пациента. Из-за этих
недостатков простейшие пороговые методы находят ограниченное
применение.
£ Структурные методы распознавания Q/^S-комплек'са основаны
на предварительной сегментации ЭКС, в ходе которой входной
сшнал представляется в виде последовательности простейших
элементов (горизонтальных и -наклонных отрезков прямой, фраг-
ментов полиномов 2-го -и 3-го порядков). Сегментированный сиг-
нал подвергается далее грамматическому разбору -с использова-
нием алгоритма, в основу которого положены эмпирические пред-
ставления о структуре Q^S-к-омплекса 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-
Wihlix 'отклонениях в форме входного сигнала.
7 Использование методов сравнения с образцами предполагает
вычисление в текущем режиме взаимной корреляционной функ-
ции между входным ЭКС п одним «или -несколькими образцами
желудочковых комплексов. Эти образцы могут представлять со-
бой либо усредненные модели различных видов 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. с сходстве их форм). Такой алгоритм
Может дать хорошее качество обнаружения QT^S-комплек-са даже
в условиях значительных помех. Кро-ме 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 Q^S-комплекса в системах оперативно^
обработки ЭКС связана с чрезвычайно высокими требованиям
к производительности используемого процессора н может бьц
осуществлена лишь с применением специализированных сверх,
быстродействующих вычислительных устройств В связи с эти*
часто предлагаются упрощенные методы получения оценок вз им
ной корреляционной функции, хотя результаты анализа в т кят
случаях оказываются несколько ниже.
I । Подход, основанный на использовании цифровой фильтра цщ
Цля распознавания фДО-комплекса, может рассматриваться каь
один нз вариантов упрощенной реализации корреляционных ме-
тодов. При этом процедура распознавания распадается на два
взаимосвязанных этапа. Сначала сигнал пропускается через циф.
ровой фильтр (или цепочку фильтров) с частотной характеристи-
кой, соответствующей спектру Q^S-комплекса, полученному ус-
реднением спектральных оценок большого числа комплексов раз-
личных морфологий. Это адекватно вычислению взаимной корре-
ляционной функции между сигналом и некоторым «типовым» же
лудочковым комплексе Vi, форма которого соответствует импульс»
ной характеристике применяемого ЦФ
На следующем этапе анализа по алгоритму, основанному hj
пороговых правилах, предварительно обнаруживается QRS комп-
лекс п 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 анализируемы!
комплекс либо относится к одному нз ранее существовавши»
классов, либо считается первым представителем нового классу
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
QflS-комплекса с помощью корреляционных методов и ограни**)
ценной 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-единствеииой точке (т. е.
вычисляется не функция, а коэффициент взаимной корреляции)-
Ниже в настоящем параграфе подробно рассматриваются ал-
горитмы распознавания 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 QflS-комплекса при автома-
178
кческом оперативном анализе ЭКС, -рассмотрим алгоритм, пред-
дояченный 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 средн 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 Я/?-ин-
тервалов.
Выделение QRS-комплекса. Для решения задачи
выделения QRS-комплекса в рассматриваемом алгоритме исполь-
вуется следующая последовательность процедур:
подавление высокочастотных помех с помощью ФНЧ;
L 'подавление низкочастотных помех с помощью ФВЧ;
обострение QRS-комплекса с помощью дифференциатора;
I '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 ЦФг
определяемый выражением:
У1= — х,3 - xi2 — Xj-i + xi+1 + xi+s + xi+a,
где Xi, yi — 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 вид, 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 сосретоточена 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 в результате процедуры дифференцирования сигнала.
Следующим этапом обработки является выпрямление (вычис-
ление модулей отсчетов) сигнала
у. = |Ж||.
где Xi, yi — соответственно отсчеты сигнала иа 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.
179
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 иа
этапе выделения <2Я5-комплекса.
Обнаружение (ДО-комплекса. На вход алгоритма
обнаружения Q^S-комплекса поступает сигнал, получаемый с вы-
хода -цепочки описанных выше процедур обработки.
Принцип работы алгоритма обнаружения QRS-комплекса ЭКГ
иллюстрируется на рис. 4.25, а его формальное описание в виде
блок-схемы приведено на рис. 4.26. На рисунках используются
следующие обозначения:
Xi — отсчеты входного сигнала алгоритма;
i — порядковый помер (индекс) отсчета сигнала х(, i=l, 2,
/м;
— число отсчетов в анализируемой реализации сигнала;
k — порядковый номер очередного обнаруженного QftS-комп-
лекса;
Alt — максимальное значение отсчетов сигнала й-го комплекса:
Тип — значение оценки ^-интервала для k-ro комплекса;
/л — индекс отсчета, соответствующего опорной точке А-го
ОДЗ-комплекса;
а — текущее максимальное значение отсчетов на анализируе-
мом участке сигнала;
/а —индекс отсчета, соответствующего текущему максимально-
му значению а;
1Я0
Рн 4 25. Иллюстрация работы алгоритма обнаружения желудочкового комп
лекса ЭКГ:
а — исходный ЭКС; б — работа алгоритма (объяснение в тексте)
t — текущее время от опорной точки последнего обнаруженно-
го, т. е. (k—1)-го QRS-комплекса;
У— интервал дискретизации (при частоте отсчетов 250 Гц
М= 1/250-0,004 с);
I tQk-i — момент времени, соответствующий опорной точке
(k—1)-го QPS-комплекса;
fa—интервал времени от момента фиксации максимума а до
текущего момента t;
A, Trr — усредненные значения Ah и ; Сь Сг, Сз, С4 —
эмпирически определенные постоянные коэффициенты алгоритма;
Тдтт, Тип, Tpr — значения границ разброса интервалов кардио-
Цикла ЭКГ для текущего значения 7ЯД;
d— текущее значение порога обнаружения QRS-комплекса;
Т2 — интервал времени от момента tck-i до точки окончания
спадающего участка порога d, определяемый выражением Тг=
^Trtz+A (Ci—С2)/т;
т — тангенс угла наклона спадающего участка порога d, опре-
деляемый выражением т=Л(1—С|)/(7вт2—ГИТ1).
Коэффициенты Ci, С2. Сз, С4, выбранные по результатам оп-
тимизации параметров алгоритма, имеют следующие значения
Ci=0,5; С2 = 0,35; С3=0,5; С4=3,0.
Параметры TRT] и ТКу2 представляют собой соответственно
нижнюю и верхнюю границы возможного разброса значений ин-
тервала от вершины Я-зубца кардиоиикла до вершины 7-зубца
При определенном значении ЧСС (среднего значения ^-интер-
вала). Параметр Tpr характеризует верхнюю границу разброса
значений интервала от вершины Р-зубца до вершины Р-зубца
также при определенном значении ЧСС. Зависимости этих трех
181
Рис
4 26. Блок-схема алгоритма обнаружения
желудочкового комплекса
182
1 параметров от среднего значения RR-пнтервала TRR, определен-
ие эмпирически на основании -статистического анализа большого
qH-сла -реальных записей ЭКГ, задаются -соотношениями:
т = {0,12с, TRR < 0,2с,
*Г1 t 0,125 7^ + 0,1 с, Тад > 0,2с;
TRT2 =
0,12 с, Тад <0,2 С,
0,4 Тад+ 0,05 с, 0,2 с Тад < 0,6 с,
0,25 Тад+ 0,15 с, Тад2> 0,6 с;
[ 0,15 с, Тад <0,3 с
Тр^= | 0,25 Тад + 0,075 с, 0,3 с Тад < 0,7 с
( 0,25с, Тдв>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 QRS-комплек-^
са известны: Л, Тад.
Опорная точка t°k-i (точка в пределах комплекса, относитель-
но которой вычисляется опенка RR-интервала) (k—1)-го QRS-
комплекса (для удобства изложения далее будет принята за ис-
ходный момент времени /°й-1=0).
На первом этапе работы алгоритма по приведенным форму-
лам «вычисляются параметры, зависящие от текущих значений А
и Тив, т. е. интервалы времени TRTi, TPR1 Т2, а также вели-
чина т (о-ператор 4). Промежуток времени от исходной точки до
момента Тпт\ пропускается, так как предполагается, что па дан-
ном участке сигнала не может «встретиться очередной комплекс
(операторы 6—9). Начиная с отсчета, «соответствующего моменту
времени Ткт1, выставляется линейно спадающий порог d, началь-
ное значение которого равняется А. Наклон этого порога характе-
ризуется параметром т и определяется точкой Т1{Г2, в которой его
значение становится равным CtA (Ci<l). Спад порога продол-
жается до момента времени Т2, после чего порог остается неиз-
менным до обнаружения следующего QRS-комплекса и равняется
С2Д (С2<С|), (операторы 5, 10—12)-
Если начиная с момента Твп, абсолютное значение а некото-
рого отсчета Хг=ха превысит текущее значение порога d, то
Предполагается наличие на соответствующем участке сигнала
Очередного QRS-комплекса. Сигнал просматривается на участке
0,15 с вперед, н 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 и процедура просмотра вперед повторяется
i83
до тех пор, пока не будет найден абсолютный максимум, прев^.
тающий текущее значение порога d на временном интервал
границы которого отстоят -на 0,15 с от указанного максимума j
обе стороны (операторы 13—18).
Благодаря описанной процедуре алгоритм «перескакивает» че.
рез зону, где существует опасность его ложного срабатыв ния
из-за 7-зубца. При этом возможен пропуск фЯ£-комплекса с от
носительно невысокой амплитудой, появившегося до завершен^
7-зубца (низкоамплитудной ранней желудочковой экстрасистолы)
Однако такие ситуации встречаются сравнительно редко.
Если зафиксированный 'максимум ниже величины С3Л (Сз<1) I
то предполагается, что этот максимум может принадлежать!
Р-зубцу. На интервале от /о=0,15с до ta = TPR выставляется но
вый порог, равный С^а (С4^>1). Если этот порог не превышен в'
течение указанного интервала времени, то очередной комплещ
считается •обнаруженным, а точка, где зафиксировано значение
последнего текущего максимума (отсчет с индексом i—ia), при-
нпмается 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 In по алгоритму, описанном’
ниже. Оценка RR-интервала, предшествующего А-му найденном]
комплексу, вычисляется как промежуток времени между опорны-
ми точками двух последних комплексов:
7ад = (/А-/к_,)Д/.
Текущие -средние значения А и 7НИ обновляются с учетом величин
и Tnnk, соответствующих вновь обнаруженному А-му QRS-
комплексу. За исходный момент времени принимается отсчет *
индексом 1=1 и и происходит -возврат к процедуре поиска очеред-
ного комплекса (операторы 27—30).
Определение опорной точки QftS-комплекса Предвари-
тельно определенная опорная точка ft-го обнаруженного <2/?5-комплекса
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 приво-
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 .|1Г'
нала, например на площадь под кривой, описывающей анализируемый Q/?S-
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 иллюстрируется на рис. 4 27.
184
Ри 4.27. Иллюстрация работы алгоритма определения опорном точки QRS-
ко мп лекса
После того как определена предварительная опорная точка iaft и соответ-
ствующее значение максимума Л*, на участке сигнала, границы которого отсто-
ят от отсчета iaf{ на 0,15 с в обе стороны, подсчитывается площадь Qh под
кривой, ограниченной снизу уровнем Ла/2 по формуле
‘rk
Qk = 3
где
о, Xj <Ль/2
q‘~ t *i-Ah/2. xi>A,J2
irk и iih — соответственно правая и левая границы анализируемого участка.
Qft = »Oft — 0,15/ДГ
,Л = Ч + °’15/АГ
Тогда за опорную точку А-го комплекса принимается первый отсчет /а, для ко-
торого выполняется условие:
3 Qi Qk-
^k 2
т. е. точка lh соответствует половине площади Qft-
185
Описанный в настоящем параграфе алгоритм относительна
прост в вычислительном отношении и поэтому вполне может быт
реализован в виде программы для кардиомонитора .на базе
ропроцессора средней производительности (порядка 150—300 тц?
операций в секунду).
Данный алгоритм имеет много общего по принципу работы q
аппаратными обнаружителями /?-зубца на основе аналоговых я
дискретных электронных схем. Однако реализация такого метода
обнаружения с применением вычислительного устройства позво-
ляет использовать более сложную логику работы обнаружителя
а также исключить трудности, связанные с обеспечением у гой
чпвости и термостабильности аналоговых фильтров.
Алгоритм, основанный на анализе структуры сигнала. Электро-
кардиоспгнал, как и многие другие биосигналы, обладает некотя
рой характерной структурой, что позволяет врачам визуально по
ЭКГ распознавать многие сердечные патологии. Для автоматиза-
ции распознавания биосигналов по их структурным свойствам цо-
гут эффективно применяться структурные (синтаксические) мето-
ды распознавания образов [69]. Для этого биосигнал 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 кь
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 Q-ftS-комплекса и опре-
деления его характерных точек. Ниже описывается один из таких
алгоритмов. Впервые описанный в [96], он в 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 линий, и длительность т.
186

Рис. 4.28. Компактное
описание Q/^S-комплекса
точки, описывающие
jjHiiH, не являющиеся склонами (и лежа-
че между ними), объединяются вместе,
разуя единый участок, который называ-
ла также линией. Эта вновь образован-
,я линия так же, как н склон, имеет два
Еаметра: размах U (разность ординат
jyx крайних горизонтальных исходных ли-
,й) и длительность т. Последняя вычисля-
ли как сумма длительностей всех ли-
Зй- составляющих данную.
Основная задача алгоритма состоит в
*!. чтобы, анализируя эт> входную после-
1вательность, распознать появление QRS-
рмплекса и определить его характерные
сдельные зубцы. На выходе алгоритма для каждого найденного
QRS-комплекса строится его упрощенная модель — компактное
(писание. Эта модель описывает каждый Q^S-комплекс -в виде
структуры, содержащей от двух до четырех наклонных линий,
каждая нз которых соединяет две соседние характерные точки
комплекса (рис. 4.28): Q — начало ф-зубца, 7?] — начало Я -зубца,
• 2—вершина /?-зубца, 7?з— конец /?-зубца, S— конец S-зубца1.
Промежуток времени между вершинами Rзубцов соседних комп-
.ексов принимается за величину ^-интервала (Гии).
Параметры алгоритма сжатия подбираются так, что -на участ-
ках, содержащих QRS-комп лексы, обязательно формируются скло-
ни. Все склоны, содержащиеся в сжатом описании, условно под-
разделяются на трн категории:
большие (БС), для которых т>О1 и одновременно 1171 >рь
малые (МС), для которых т<аг и одновременно |17|^р2;
I средние (СС), которые не подходят под определения БС и МС.
Здесь т, V— параметры склонов; щ, аг, ₽ь Рг— экспериментально
подобранные пороги; щ>а^, 0i>₽2-
Алгоритм
1. Начало.
2. Обратиться к очередному участку ЭКС.
3. Если данный участок -не является склоном, то перейти к п. 2.
4. Если данный склон не является БС, то перейти к п. 2.
5 Обозначить данный БС как БС*. Зафиксировать точку R\
{Начало прямого поиска (рис. 4.29,а)}.
6. Обратиться к следующему участку.
| 7. Вычислить TqrS-
8. Если 7qrs>200 мс, то перейти к п. 14.
9. Если данный участок не является склоном, то перейти к п. 13.
Ю. Если данный склон является МС, то перейти к п. 6.
1 Данное обозначение характерных точек, как н наименование зхбцов,
^ьчяется условным. В отличие от медицинской терминологии под R зубцом
рягсь и далее понимается наибольший зубец Q^S-комплекса любой полярности.
187
Рис. 4 29. К алгоритму
иска 7?-зубца
в)
11. 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. Зафиксировать точку /?з {Начало обратного поиска (рис.
4.29,6)}.
15. Обратиться к предыдущему участку.
16. Вычислить Tqrs-
17. Если Tqhs>2Q0 мс, то перейти к п. 2 {R-зубец не найден}.
18. Если данный участок не является склоном, то перейти к п. 21-
19. Если данный склон является МС, то перейти к п. 15.
20. Если данный склон имеет тот же знак, что и БС*, то перейти
кп. 15; иначе перейти к п. 22 {Окончание обратного поиска}-
21. Если т?С80 мс, то перейти к п. 15; иначе перейти к п. 2
{R-зубец не найден}.
22- Выполнить процедуру достройки склонов /?-зубца.
23. Выполнить процедуру коррекции вершины Я-зубца, фиксации
точек /?[, R2, R3 <и вычисления Trr.
24. Обратиться к участку перед Ri {Начало поиска Q-зубца}.
188
j5. Если для данного участка т^ЗО мс, то перейти к п. 42.
2б- Обратиться к предыдущему участку.
27. Если знак данного склона совпадает со знаком БС *, то пе-
рейти к п. 34.
28. Обратиться к предыдущему участку.
29- Если для данного участка т2>30 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 /?ь
35. Обратиться к предыдущему участку.
36. Если т^ЗОмс, 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 Rf, 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 к и. 46.
43. Вычислить Tqrs-
44. Если Tqrs^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 QRS-комплекса.
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 иайден,
делается предположение, что это передний склон R-зубца, и его
начало принимается за точку Ri. Далее анализируются следую-
щие за этим БС элементы сжатого описания (п. 5—п. 14), и если
обнаружен склон (БС или СС) противоположного направления,
то считается, что R-зубец 'найден. При этом в состав зубца вклю-
чаются все МС любого направления и линии -с длительностью
ие более 80 мс (рис. 4.29,с) 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 /?з 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 /?-зубца склонами того же направления (если
они имеются), отделенными от основных склонов небольшими
уступами (линиями). Корректируется также положение точки
/?2-вершины /?-зубпа (п. 23).
Процесс поиска Q-зубца (п. 24—25) заключается в последо-
вательном переборе линий и склонов, предшествующих точке
При этом рассматривается не более трех пар линия —скло^
В состав Q-зубца может быть включена любая линия с длите л»,
ностью не более 30 мс, а также склоны, направленные противо-
положно переднему склону -зубца. Если Q-зубец обнаружен, ю
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
Рис. 130. Желудочковый комплекс (а), его описание на входе алгоритма ана-
лиза формы и вычисляемые признаки формы ti, tj, гз. х* *б)
ГЮ
дорог длительности, включаемой в состав этого зубца линии, ра-
рен 50 мс. Кроме того, этот алгоритм содержит процедуру пе-
реименования зубцов в случае, если за S-зубцом оказывается еще
одни зубец противоположного направления, а Q-зубец не был до
этого найден. При этом прежний /?-зубец становится Q-зубцом,
5-зубец — /? 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 Q7?S-
ьомплексом. должны также соблюдаться следующие условия:
20 мс < Tqrs < 200 мс,
100 мс <
где Tqus и Тип — соответственно длительности Q^S-комплекса и
^-интервала.
Последним этапом алгоритма является формирование ком-
пактного описания Q/?S-комплекса. При этом рассчитываются
амплитуды и длительности наклонных линий, соединяющих най-
денные характерные точки комплекса. В результате на выходе
алгоритма <2Я5-комплекс описывается девятью числами: четырь-
мя парами амплитуда—длительность (сь t\\ щ, йз. t*)
для четырех склонов компактного описания и длительностью
^-интервала TRR (рис. 4.30). Если найдены не все характерные
точки (зубцы Q и S могут отсутствовать), то амплитуды и 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 ие 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 Q/?SjKOMn.neKc 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 <2Я5-комплексов и оценки степей!
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, иа основании которых с исполь-
зованием эмпирически подобранных порогов сравниваемые комп-
лексы могут быть отнесены либо к одному и тому же классу мор-
191
фологни, либо к различным классам, если эти комплексы д<хта.
точно сильно отличаются по форме. Основным достоинством мето,
дов классификации Q^S-комплексов, использующих признак^
формы комплексов, является их относительно невысокая вь шс
лительная сложность. К недостаткам данных методов можно от
нести то, что сравнение форм Q/^S-комплексов выполняется по
косвенно определенным упрощенным параметрам, что может при.
водить к ошибкам, связанным с несовершенством способов опре-
деления этих параметров.
Иногда Q/^S-комплексы сопоставляются по их исходному «пи-
санию, представляющему собой последовательность отсчетов. При
зГгом 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 Q^S-комплек-
сов, но связано с достаточно строгими требованиями к быстро-
действию вычислительного устройства, что очень существенно тля
систем оперативного анализа ЭКС. Кроме того, возникает проб-
лема надежного определения опорной точки каждого Q/^S-комп-
лек-са, служащей для точного совмещения комплексов при вы шс
ленин коэффициента взаимной корреляции.
Особенностью режима анализа ЭКС в реальном масштабе вре-
мени является то что к моменту, когда возникает необходимы, ть
в анализе формы очередного фЛЗ-комплекса, алгоритм как пра-
вило, ие ра полагает полной информацией о всех имеющихся в
данной реализации сигнала классах формы. Классы формир> юн
ся динамически, по мере поступления иа вход алгоритма соответ»11
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 (ДОЗ-комплекса должно быть окончатель-
ным и не может быть впоследствии уточнено.
Ниже описывается конкретный алгоритм [97] анализа формы
Q^S-комплексов ЭКГ, ориентированный на использование в мик-
ропроцессорном КМ. Предполагается, что обнаружение QRSl
комплексов осуществляется алгоритмом на основе структурных ме-
тодов разпознавания образов, описанным ранее в настоящей главе.
Описание каждого найденного Q/^S-комплекса (см. рис. 4.30) пос-
тупает на вход алгоритма анализа формы в виде четырех после-
довательиых фрагментов (наклонных отрезков прямой), каждый
из которых определяется двумя параметрами: величиной а со
знаком (разность амплитуд двух соседних характерных точек) И
длительностью ti (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 фЯЗ-комплекса можно определить признаки формы сог-
ласно выражениям:
192
*i = S tt;
i=l
x2 = max ( 2 — min 2 » Z e {1.2,3,4};
хл = ~ ^max^2 Of^ + min e^“ S CJ» Z’e {1.2,3,4},
где Xi и X2—ширина и размах Q-RS-жомплекса; x3 — площадь под
кривой QRS-комплекса; х4 — 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 Л/, а каждый из них представлен эталонным Q/^S-комп-
лексом (эталоном) Е^\ /=1, 2, 3, ДАс параметрами E^='(e^j\
в2(Л, в4(з>). При формировании кластеров вычисляется 'мини-
мальное расстояние Dtn между эталонами и текущим QRS-комп-
лексом по формулам:
Dm - min (Dj); (4.9)
Dj = 2 1,2,3, ...,N,
f=i
где Bi — постоянные коэффициенты нормировки.
Отнесение текущего комплекса к некоторому кластеру осущест-
вляется по результатам сравнения минимального расстояния Dm,
достигаемого иа эталоне с номером т, «с порогом К, связанным с
размерами кластеров. Если Dm^K, 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 было записано ни одного представите-
ля, стнраются.
В конечном итоге сформированные эталоны разделяются на
четыре класса с присвоением каждому одной из марок {0, 1,
2, 3}. Случай М = 1 соответствует нормальной форме QRS-комл-
лексов, 7И=2 — патологической, а М= 0 и Л1=3 — промежуточ-
ным «вариантам. Для осуществления классификации обновленного
эталона -в процессе образования кластеров по формулам (4.9) до-
193
полнительио определяется минимальное расстояние между
текущим комплексом и эталонами с нормальной морфологией
(достигаемое иа эталоне с номером mi).
Классификационными признаками для маркировки являются
ширина эталонного QFS-комплекса S, число представителей G
записанных в кластер за предшествующую или текущую (в «слу
чае отсутствия данного кластера в предшествующий временно!
интервал) минуту, и Din . Маркировка осуществляется согласно
следующим логическим условиям:
O = (Dmi Л Л (О Кз) ;
F, = (Д». > К,) Д (S С К2) Л (G < Ъ) V (S > ;
FО = (О„, < К,) Л (S < лг) Л (G < К3);
Fз = (Dm, > Л (S < Л2) Л (G > К3),
где Ki, /<2. Кз— постоянные коэффициенты. Эталону присваивает
ся марка M—j при выполнении условия .Fj, / = 0, 1, 2, 3.
В результате каждый кардиоцнкл представляется тройкой па
раметров /<, Mi, TRR., где Ji — номер кластера; Л1<— марка эта
лона для i-ro комплекса; TRR[ —интервал между юм и предшест-
вующим QF-S-комплексамн.
4.7. АНАЛИЗ 5ЛСЕГМЕНТА ЭКГ*
В настоящее время для раннего выявления признаков -ишеми-
ческой болезни сердца (ИБС) широко применяют динамически»
анализ ЭКГ под нагрузкой. Проводимые функциональные иссле
дован-ия позволяют обнаруживать по ЭКГ .скрытые нарушения
которые чаще всего не проявляются в состоянии покоя.
Главным ЭКГ-признаком для диагностики ИБС считается ише-
мическое смещение -ST1-сегмента, которое проявляется в подъеме
(элевации) «или снижении (депрессии) его не менее чем на 0,1 мВ
по отношению «к уровню изоэлектрической линии. Классическими
врачебными параметрами для анализа изменений ^Г-сегмента
под влиянием нагрузки считаются его положение (уровень) Ast
направленность (наклон), тип формы и площадь между ним *
изолинией Рst (рис. 4.31). Специфические изменения ЭКГ в од-
них случаях возникают лишь в процессе нагрузочных проб. ОнД
могут быть кратковременными, по состояния — угрожающими
жизни больного и требующими принятия срочных мер. В других
случаях признаки ИБС появляются независимо от физической
нагрузки, в покое н часто б 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
Я
Рис. 4 31. Параметры 5Г-сегмента
ЭКГ
длительности нагрузки, что спо-
Переход к автоматической об-
работке ST-сегмеита значитель-
но расширяет диагностические
возможности метода анализа
$КГ при нагрузке, поскольку
обеспечивает непрерывный конт-
роль и оперативную диагностику
состояния пациента. При непре-
рывном контроле ЭКГ выполня-
ются сложные н трудоемкие вы-
числения диагностически важ-
ных параметров, исследуются за-
висимости их от интенсивности и
собствует более точному и объективному анализу изменения со-
стояния орга-ннзма в оперативном режиме.
•-.Существуют различные способы обработки нагрузочной ЭКГ,
во в основном в цифровых КМ придерживаются схемы, включаю-
щей в себя следующие основные этапы:
1) предварительная фильтрация ЭКС;
2) обнаружение Q/^S-комплекса и выбор опорных точек для
коррекции изол-инии и синхронизации 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 ST-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^S-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, потение [111]. 'ST-сегмеит формируется гармо-
никами до 2 Гц и часто трудно отличить его смешение от дрейфа
изолинии, характеристики которого почти полностью перекры-
вают амплитудно-частотный спектр ST-сегмеита.
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 ST-сегмент [98]. Наиболее перспективны методы коррек-
ции дрейфа изолинии с помощью сплайн-функций [99, 100]. Под
195
сплайи^интерполяцией понимается специальный вид многоинтер.
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 погрещ.
ности округления; высокая точность приближения [101, 105]. Для
построения сплайна, моделирующего уровень изолинии, использу-
ются отсчеты, принадлежащие только изоэлектрическим участкам
кардноцикла, благодаря чему коррекция дрейфа изолинии не ис-
кажает ST-сегмент.
Качество аппроксимации зависит прежде .всего от следующих факторов:
выбора числа узлов я их 'расположения иа оси времени, способа задания щ-
терполяшиоиного сплайна (глобальный или локальный) и формы математиче-
ского 'Описания базисной функции.
В медицинской литературе при анализе нагрузочной ЭКГ рекомендуется
об уровне изолинии судить по точкам, принадлежащим /^-интервалу кардио-
цикла [ЮЗ]. В КМ. в качестве опорных точек для всех последующих измерений
чаще всего используются точки, принадлежащие /?-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
на изоэлектрический участок FQ-иитервала могут быть использованы и специ-
альные поисковые процедуры, основанные иа перемещении окда заданного раз-
мера до такого его положения, в котором выполняется определенное пороговое
условие [Ю4].
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 и выполнение громоздких вычислений. Сплайны можно задать е
локальным способом, который реализуется гораздо проще глобального. При
этом свойства функции сплайна описываются на каждом частичном интервал*
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 1Н-
бо кусочно-полиномиальное представление, либо задание через базисные функ-
ции В первом случае достигается наибольшая экономия в числе операций, но
требуется большой объем памяти. 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 с0
сплайнами нечетных степеней. Самый простой аналитический подход заключает*
ся в том, что дрейф рассматривается как прямая линия между изоэлектричб*
скими точками соседних кардиоциклов (линейная интерполяция). Такой метоЛ
обычно используется врачами при ручной обработке ЭКГ. Он дает значите;»’
ные ошибки даже при небольшой нелинейности дрейфа в пределах кардиоциК’
ла. Популярность кубических сплайнов в прикладных задачах объясняется- те*1,
196
рис. 4.32. Интерполяция
дрейфа изолинии ЭКГ с по-
лошью кубического сплай-
на (кривая /) и линейного
сплайна (ломаная 2)
U(t)
ti tltj t
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 на рис. 4.32.
Можно достичь высокого качества интерполяции изолинии ЭКГ с помощью
глобального интерполяционного сплайна, представленного по базису из кубиче-
ских В-функпий [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 /?-зубца не
исключает ошибок коррекции из-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 прн этом задержка ре-
зультата 'коррекции допустима, так как измерение параметров
ST-сегмеита производятся не по каждому кардиоциклу, а по
усредненному зз выбранный интервал времени сигналу.
После коррекции дрейфа изолинии с целью дальнейшего улуч-
шения отношения сигиал-шум в схему цифровой обработки ди-
намической ЭКГ обычно включается этап усреднения, основан-
ный иа синхронном накоплении за определенный 'интервал вре-
мени нормальных (типичных) сокращений, выделенных прн аиа-
л зе 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-
1 юциклов.
Синхронизацию накопления можно организовать разными спо-
собами. Наиболее точны методы, основанные иа кросс-кор реля-
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
комплекса н т. д. Наиболее распространен выбор опорной точки
в вершине -зубца {112, 113].
По отношению к опорной точке усредненного кардпоцнкла оп-
ределяется положение характерных точек, в которых измеряются
значения требуемых параметров ЭКС. Определенным образом
выбирается точка иа PQ-сегмеите, в которой измеряется изоэлек-
трический уровень кардиоцикла, выделяются точки начала и кон-
ца ST-сегмента, относительно которых измеряются его параметры
(уровень, наклон, плошадь 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 нх обнаружения. Наиболее просто ’положение
характерных точек выбирается иа фиксированном расстоянии от
опорной точки, расположенной в области <2Я5-комплекса [100].
Одиако этот метод ие достаточно надежен из-за -возможности по-
падания в области Р- н 7-зубцов, например, при изменении ЧСС.
Повысить эффективность правильного обнаружения характер-
ных точек предлагается за счет введения поправок илн использо-
вания линейной зависимости от ЧСС [113]. Более надежны ме-
тоды, основанные иа поисковых процедурах [114]. Ниже рас-
смотрен алгоритм измерения параметров 57-сегмента, использую-
щий поиск характерных точек кардиоцикла [108].
Алгоритм коррекции дрейфа изолинии на базе сплайн-аппрок-
симации. Обозначим через 5ЗЛ(/) кубический сплайн дефекта 1,
такой, что
S3.i (f{) = y(6)=!6. * = 1.2, 3, ... ,N; (4.10)
S<m>(/1 + 0) = S<7>(/i-0), i = 2, 3, ... ,W-1, (4.11)
где AN{ti<ti< ... <64 — сетка узлов интерполяции с ордината-
ми у\, уч, .... ух; 1,2 — номер производной сплайна. Усло-
вие (4.11) означает непрерывность функции Sg.iU) и ее первой fl
второй производной во внутренних узлах сетки.
На каждом отрезке [6, б+i] сетки ДМ функция 5з i (/) являет-
ся многочленом третьей степени
S3.i(0= S с‘(/-6)*
fe=0
(4.12)
и принадлежит множеству функций с двумя непрерывными произ-
водными.
В алгоритме коррекции построение функции сплайна повто-
ряется на каждом t-м сегменте сетки Д¥ по различным значе-
ниям с1*-
198
Для определения неизвестных коэффициентов строится систе-
ма линейных уравнений. Условие интерполяции (4.10) задает W
уравнений относительно неизвестных с\, а условие гладкости
(4.11) задает 3(AZ—2) уравнений. Недостающие два уравнения
строятся на базе граничных условий, определяющих (поведение
функции и а 'концах сетки.
По аналогии с представлением локальных кубических полино-
мов Эрмита дефекта 2 «искомый сплайн можно записать ® виде
53.1 (0 = “Ли + uyi + h2i [(и3 — и) xi+14- (1? — й)\],
где hi = ti+i—ti\ и= iz=l—и.
При этом неизвестные Xi и Xi+i необходимо выбрать так, что-
бы была непрерывна и вторая производная сигнала. Для опреде-
ления неизвестных производных в узлах воспользуемся значения-
ми разделенных «разностей
Д<«-О_д(т-П
At"1) = ——------------ •
1 h+h - h
где Aj(1>= (yi+i~yi)/hi.
Если потребовать выполнения интерполяционных и граничных
условий в узлах, то получим систему линейных уравнений, для
которой существует единственное решение xt, 1=1, 2, ...» N. После
определенных преобразований эту (систему можно привести к мат-
ричной форме:
X hr0 0 0 ... 0 0 "
0 «2 hz 0 0 ... 0 0
0 0 а3 й3 0 ... О 0
0...................0 ajy
Г₽11
₽2
₽3
где
^. = 2(^4-^)-i = 2,3,. , ЛА— 1;
Р1 = Л? ДР>;
₽г = (Л‘'> - Д<Д) - , i = 2,3,... , N - 1 ;

Л</"> =
-!±!------------, т = 2,3;
ti+k — h
199
Тогда значения неизвестных х, могут быть получены в виде
*N = /OQv ;
, i = JV-l,W-2,... ,1.
(Zj
При оперативной обработке ЭКГ, когда необходимо много-
кратно вычислять сплайн, удобнее пользоваться формулой (4.12)
и хранить в памяти для каждого i-ro сегмента сигнала значения
с\, i = 0, 1, 2, 3. Для перехода к представлению (4.12) коэффи-
циенты с*л рассчитываются следующим образом:
С0 = У i »
4 = У‘+^~м-^ (х,+1 + 2хг);
£*2=3^;
с‘= , i=l,2, ... ,W-1.
3 ht ’
Алгоритм коррекции, разработанный иа основе изложенного
метода, состоит из следующих этапов:
1) определение узлов для построения интерполирующего сплай-
на на текущем отрезке ЭКС;
2) вычисление коэффициентов c'k в представлении (4.12) по
вышеприведенным формулам;
3) расчет значений сплайна во всех точках обрабатываемого
отрезка ЭКС;
4) коррекция дрейфа изолинии иа данном участке сигнала пу-
тем вычитания значений сплайн-фуикцин 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 иа 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 мифор'
мации иа 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 ST-сегмента ЭКГ (см. рис. 4.31) рассчи-
тываются следующим образом:
уровень ST-сегмента (мВ)
•Asr = У (кк) — Аиь
где y(i)—значение i-ro отсчета усредненного кардиоцикла; ijK"'
200
координата точки JK конца ST-сегмента в отсчетах; AVi— уровень
нзолииин;
наклон 5Т-сегмента (мВ/с)
Hst —
У Gm)— y^jN^
где ijN — координата точки JN начала £Г-сегмента в отсчетах;
Д/ — интервал дискретизации;
площадь ЗГ-сегмента (мВ-/с)
1jk
Pst = 2 W (i) — Ay A A t•
i=iJN
Выбор точки UI, в которой измеряется уровень изолинии Aui,
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 Р-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 £Г-сегмента (JN):
а — поиск вправо; б — поис»
влево
> Направление
1 поиска.
£01
тором A^AFJ. Вариант такого поиска представлен на рис. 4.33,а.
Координаты сигнала в центре окна запомииаются 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 ЗТ-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 Твт 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=50мс-{-0,037дн; TSt=5G мс4-0,05ГрД,
где Тип — значение среднего /^-интервала кардиоциклов, вклю-
ченных в усреднение. Остальные параметры фиксированы и равны
6/=10 мс; Gll=22 мс; G22=90 мс.
Пороги AF н AFJ выбраиы из условий обеспечения высокой
точности обнаружения характерных точек кардиоцикла, с одной
стороны и помехоустойчивости процедур поиска —с другой, и
равны 0,02 и 0,05 мВ соответственно.
В алгоритме распознаются шесть типов формы ST-cerмента
кардиоцикла (рис. 4.34), каждый из которых разделяется на
два вида (депрессия и элевация) в зависимости от знака
уровня 57-сегмента на большей его части. Анализ ведется по
трем точкам — начало (JN), середина (JS) п конец (/К) £Г-сег*
мента, что позволяет описывать линейный н параболический тип
кривой. Решение о типе смещения принимается при сравнении ам-
плитудных значений и знаков отсчетов усредненного ЭКС в эти.с
точках.
Ишемическим считается смещение ЗТ-сегмеита в точке J/C, пре-
вышающее порог 1Г = 0,1 мВ- Если ни в одной нз трех точек порог
не превышен, данному усредненному комплексу присваивается код
нормы и анализ формы ST’-сегмеита не производится. Смещение
5Г-сегмеита, которое на участке между точками JS и JK не пре-
Рнс. 4.34. Примеры кодируемых типов формы 5Г-сегмента
202
Решает величины IV/, установленной эмпирически, считается го-
ризонтальным.
Результатом работы алгоритма является код формы FST и
значение максимального смещения SST. Приняты следующие
коды типа формы SP-сегмента ЭКГ: FST= 1—норма; FST—21
или 22 — косонисходящая депрессия пли элевация; Г5Г=31 илн
32 — косовосходящая депрессия или элевация; FST=41 или 42 —
вогнутая депрессия или элевация; FST=5\ 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 5Г-сегмента. Они
схематично представлены в табл. 4.1 как набор условий, объеди-
Таблица 4.1.
Логические правила распознавания основных форм 5Г-сегмента
Условия | Решающие правила
Ajks&O M3 v4JS Mi =Ajs 4jjv>0 д н д н н д д н н д н н н н д н Д н н д д н н н Н н д д н н н н н д н
Код формы 1 1 61 62 51 52 41
Смещение А14 —М4 М4 ajn AJK

Условия Решающие правила
M«<W W/s— ГЗ=Д,„ 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
формы 42 31 32 21 22
Смещение ajn AJK ajn AJK Л/к Ал:
204
ненных знаком логического умножения. Здесь приняты следующие
обозначения: AJS. AJK и Mw, MjS, AfJK — ординаты точек /Д',
JS. JK и их модули; Ml = min (Aj.v, AJS, M2=min (Mja-. MJs’
MjK_y, M3=max.(AjK, Ajs. Л/к); M4=max.(Mjy, Mjs, Mjk)- 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 S7-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 ие требует больших затрат оперативной па-
мяти для организации внутренних буферов и обеспечивает высо-
кую скорость обработки ЭКС.
4.8. АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА АРИТМИИ
1 Сердечные аритмии довольно хорошо выражены на ЭКГ. R
отличие от других сердечных патологий их диагностика по ЭКГ
является для клиники неоспоримой. Большинство вычислительных
КМ реализуют достаточно сложные алгоритмы автоматического
распознавания аритмий. Хотя в процессе непрерывного контроля
ЭКГ необходимо выявлять лишь ограниченное множество наруше-
ний ритма и проводимости сердца, но 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 QPS-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-
Важной 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, и очень жесткие требования к ошибкам диагностики
обоих видов делают эту задачу также довольно трудной для авто*
матизации.
Особое значение для КМ имеет распознавание внеочередных
сокращений желудочков сердца, инициируемых очагом возбужД6'
204
рия 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 противоаритмической те-
рапии. На ЭКГ данные аритмии проявляются в основном в виде,
характерных изменений- формы Q/^S-комплекса и последователь-
ности /?./?-йнтервалов; поэтому крайне желательно, чтобы этн при-
знаки учитывались диагностическим алгоритмом. В рднннх__ 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 РКС-02. На первом этапе этого алгоритма каж-
дый текущий /Л-интервал TRRi делится на последующий Trr^.
Результат этого деления gi=TRRi/Tfir{i+l квантуется на 5 уров-
ней в соответствии с правилом
1, если
2, если
3, если
4, если
5, если
(
I
Z,= '
^>1,2;
1,2 >^>1,1 ;
1,1 >£г>0,9;
0,9 > gi > 0,8 ;
0,8 >gj,
где Z,— номер уровня в результате преобразоваиия 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 §i 1,4 ПРИ Trr. 200 мс ;
Zi = 6, если | 1
[ TrR. 4,97/у?-+1 — 500 мс при TRR. > 200 мс.
При обозначении некоторого данного Q/JS-комплекса через Ro
следующие за ним анализируемые комплексы обозначаются как
Яь Ri, Rs и т. д. Прн этом интервалы RR измеряются так, как по-
I Казано на рис. 4.35,п. В результате работы алгоритма классифи-
кации формы QRS-комплекс а (см. § 4.6) каждому комплексу
Приписана некоторая марка М. Значение М= 1 соответствует
Нормальной форме, М — 2 — патологически измененной (желудоч-
ковой). При М=Ь или /4=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 /’/’-интервалов и связанной с
Ними динамикой формы (//^-комплекса алгоритм обнаруживает
205
t
Рис. 4.35. Расположение QjRS-жомплексов с указанием их классов формы для
нормальной ЭКГ (а) и наджелудочковой экстрасистолы (б)
появление кратковременных аритмичных событий, а затем фор-
мирует окончательный диагноз по последовательности этих событий
за некоторый временной интервал ta (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 аритмий
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):
s1MA=1)A(Z.=5)Mm1=1)A(Ms=da(M3=1).
На рис. 4.35,6 показано расположение Q/^S-комплексов с указа-
нием класса их формы для этого случая.
Одиночная желудочковая экстрасистола (S2):
^S^A^A^A^;
S“> = (Mx = 1) Л (М2 = 2) Л (М8= 1) Л (Zz- 1,2, 3) Л (Z4 = 4,5)I
S(2) = (Мх = 1) л (М2 = 2) л (Af3 = I) Л (Zi = 6) Л (Z2 = 4) л (Z3^5);
S(3) = (М1 = 1)Л(УИз = 0,2,3)Л(М3 - 1)Л(Zx = 1) A[(Z2 = 5)v (Z3 = 5)1;
S<4 > = = 3) Л (М 2 = 2) Л (М3 = 3) Л (Zx = 1) л l(Z2 = 5) V (Z3 = 5)].
Запись (ЛТ2 = 0, 2, 3) —это упрощение записи (Af2=0)V(^2 — 2) V
V(’^2=3). Так же читаются и другие аналогичные выражения,
например (Zj = l, 2, 3) = (Zi = 1) V (Zx = 2)V (Zi=3). На рис.
4.36,а,б показаны случаи расположения Q/^S-комплексов и классы
их формы, удовлетворяющие условию S2(1>; на рис. 4.36,в -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 (5з):
s3 = (Мх = 1) Л (М2 = 2,3) Л (Мз = 1) Л (Zx = 6) A[(Z2 -= 5) V (Z3 = 5)]
206
Рис. 4 36. К алгоритму обнаружения одиночных желудочковых экстрасистол
Парная жглудочковая экстрасистола (54):
S4 = (М, = 1) Л (М2 = 2,3) /\(М3 = 2.3) ДШ4 - 1) Д (ZL = 1,2.6).
Групповая желудочковая экстрасистола (5В):
S5 = OW1=1)A [Д [[л (М; = 2,3>]л(2И„+1=1)р Л
л (21= 1,2,6).
Желудочковая бигеминия (S6) определяется как одиночная
желудочковая экстрасистола вида
S' = (M1=1)A(M2 = 2,3)A(M3=1jA(Z1=1)A(Zs=5),
регулярно появляющаяся через один такт хотя бы 3 раза подряд.
207
Желудочковая тригеминия (Si) определяется как одиночная
желудочковая экстрасистола вида
s; - (М, = п Л (Ма = 2,3) Л (М3 = 1) Л - I) Л = 5) Л (Z3 = 1.2,3),
регулярно появляющаяся через два такта хотя бы 3 раза подряд.
Выпадение QRS-комплекса (Se):
s8 = [А (Л1> = 1)] A.(V)A(4 = 5)A (Z,= 1).
Формирование диагностических заключений. Для формирова
ния окончательных диагностических заключений помимо обнару-
жения аритмических событий определяются характеристики мор-
фологии QRS-комплекса, частоты п ритмичности сердечных сокра-
щений на всем интервале анализа tz (обычное значение ta состав-
ляет 1 мин). К таким характеристикам относятся следующие:
нормальная форма всех Q/^S-комплексов (NF):
NF= {для всех фДЗ-комплексов за ta выполняется условие
7И=1};
аномальная форма всех QRS-комплексов (AF):
AF— {для всех QRS-комплексов за /а выполняется условие
Л4 = 2};
свойство полиморфност и (MF):
447"= {за ta эталоны фДЗ-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): 777= {120<ЧСС}.
Классы аритмичности определяются следующим образом:
слабая аритмичность (AL): AL= {#г/4/з<25};
средняя аритмичность (ДЛ4): AM = {0,25г^ЛГаАЛ/з};
сильная аритмичность (АН): АН= {(TV2+Лг1)///з< 0,55}, где М,
TV2, Из — число событий bi, Ъч, Ьз соответственно, происшедших за
ta; bl = {(Zi=2)V(Z<=4)}, fe2={(Zi = 3)}, Ьз= {(Zi = I)V(^=5)V
V(z<=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 превышав? 5.
Отдельно отмечаются факты появления хотя бы один раз за U
ранних, парных и групповых экстрасистол с выработкой соответ-
ствующих диагнозов. Если форма QT^S-комплекса различается хо-
тя бы у двух экстрасистол, появившихся за ta, то алгоритм выра-
208
батывает диагноз полиморфмная экстрасистолия. Бигеминия и
?ригеминия формируются как диагнозы, если за t-A встретится
хотя бы один эпизод (события 5б, S?) их проявления.
Ниже приведены три примера описания комплексных диагно-
зов по фоновым ритмам:
брадисистолия регулярная с выпадением QRS-комплексов Fi =
— {BR/\(AL\/AM) /\(DR)}, где DR— {число событий S& за 1 мин
превышает 5};
тахисистолия нерегулярная F2 = TLf\AH-,
нормосистолия регулярная Fz=NR/\AL.
Распознавание опасных для жизни аритмий. Одиой 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 и фибрилляция желудочков. Если при
нормальном ритме ЭКГ представляет собой последовательность
сравнительно коротких (30—100 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 Q/^S-комплексы имеют уве-
личенную длительность, одинако-
вую форму и следуют с частотой
130—200 мин-1 (рис. 4.37,в).
Автоматическое распознавание
асистолии и глубокой брадикардии
не представляет сложности, так как
для этого достаточно информации
о длительностях /^-интервалов, из-
меряемых алгоритмом обнаружения
Q/^S-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-
Рис. 4.37. Вид ЭКГ и интер-
валы, используемые для вы-
числения коэффициента запол-
нения z лри нормальном рит-
ме (а), фибрилляции желу-
дочков (б), желудочковой та-
хикардии (в)
вой тахикардии иногда трудноотли-
чима от характерных для фибрил-
ляции фрагментов, имеющих вид
Синусоидальных колебаний.
Тем не менее ввиду важности
задачи в известных кардиомони-
209*
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 рассчитав-
ный иа обработку ЭКС во временной области, что делает его pet.
лизацию относительно простой. Информация об электрокардио-
сигнале поступает на вход алгоритма в виде последовательности
пар чисел. Первое из чисел в каждой паре ГДДй соответствует
длительности /?/?-интервала очередного (&-го) обнаруженного
QtfS-комплскса, а второе TnF,k— промежутку времени между вер-
шиной Я-зубца (относительно которой измеряется Д/?-интервал) и
точкой, гпп опре 1елен конец комплекса.
Ан л и j сигнала осуществляется по прошествии каждых 5 с. И
этому времени для очередного анализируемого 5-секундного фраг»
мента подсчитываются следующие показатели: Г — приведенная
к одной минуте оценка средней частоты сердечных сокращений,
определяемая выражением .₽=60/Trr. где Trr— средняя длитель-
ность У?/?-интервала; к
T~RR =
К — число полных 7?7?-интервалов в пределах анализируемого
фрагмента; М — число таких /?/?-интервалов на данном участке,
для которых rRRfe^300 мс (k=\, 2. ... К); г — среднее значение
коэффициента заполнения Zh (см. рис. 4.38), определяемое выра
жениями:
4г Б = .
л л=1
Определенная таким образом величина г 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).
Решение о наличии фибрилляции желудочков на очередном
5-секундном фрагменте принимается в случае, если истинно следу-
ющее логическое условие:
(М > 4) V (А > 180) V CF> 140) Л <z > 0,25).
Для принятия решения о наличии желудочковой тахикардии дол-
жно выполняться условие:
(М <4) Д (140 < F < 180) Л (0,1 < г 0,25).
Изложенный алгоритм прост для реализации и обеспечивает
задержку в распознавании угрожающих жизни пациента Hapvuie-
ний ритма сердца не более пяти секунд, что вполне допустимо.
210
4.9. ОЦЕНКА КАЧЕСТВА АЛГОРИТМОВ АВТОМАТИЧЕСКОГО
АНАЛИЗА ЭЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА
Критерии оценки качества. Характеристики и возможности
кардиомониторной 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 иих, 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 или иная из этих процедур выполняет возло-
женные иа 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 QjRS-комплекса оценивают обычно веро-
ятности ошибок пропуска и обнаружения комплекса. Алгоритмы
анализа формы Q&S-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:
Se= —------ и Sp= —,
-VH+w+
где Nn — число верно определенных алгоритмом нарушений рит-
ма (патологий) в некоторой тестовой совокупности реализаций
ЭКС; Nn~ — число пропущенных патологий; NH — число верно оп-
ределенных случаев нормы, a Nn+ — 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-данных. 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 н 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-вывоча аналоговых и цифровых
сигналов в режиме реального времени, а также создаваться в ос-
новном из стандартных средств.
В качестве примера базы ЭКГ-данных, ориентированной на ис-
пользование для разработки и тестирования алгоритмов оператив-
ного анализа ЭКС. рассмотрим БД, описанную в работе [1181-
Структура этой БД показана на рис. 4.38. Основу БД составляют
212

реализаций ЭКС, дискретизованные с частотой 500 Гц и разряд-,
ностью 10 бит, которые хранятся на 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 при их 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-1
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-1
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 I
служит каталогом записей, помещаемых в целевые файлы. Он
позволяет организовать произвольное манипулирование записями
в целевых файлах, не накладывая жестких ограничений на раз-
меры этих записей. Пользователю БД предоставляется возмож-
ность, указывая номера требующихся ему реализаций, с помощью
стандартных процедур извлекать из БД как сами этн 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 кардиоснгнала. Благодаря
этому обеспечивается возможность организации автоматических
214
процедур оптимизации и опенки качества алгоритмов и программ
обработки ЭКС.
Большинство известных методов оперативного анализа ЭКС
опирается в основном на информацию о форме н ритмичности
следования ф/?£-комплексов. Поэтому наиболее важным момен-
том верификации ЭКС является разметка записей сигнала, т. е.
указание местоположения комплексов, которое проще всего мо-
жет быть выражено при помощи двух параметров: времени Тп от
начала реализации до начальной точки комплекса и длительности
комплекса Тл.
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 иаилучшее
обнаружение. После этого оператору предоставляется возмож-
ность откорректировать данные о координатах найденных ком-
плексов и исправить ошибки их пропуска нли ложного обнаруже-
ния, допущенные использованным алгоритмом. Результирующая
информация представляет собой таблицу пар значений Гн и Та
для каждого QA'S-комплекса. Эта таблица (нлн 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 на 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-
ле, желающему работать с данными нз 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 и эксплуатации описанной
БД может служить система на основе микро- илн 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 н выдачи результатов в тем-
пе поступления входного сигнала. Это означает, что время, затра-
чиваемое микропроцессором на обработку фрагмента ЭКС, тг 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 над 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-
нительно 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 на вход программ анализа в
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
счедовательиости 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 поздних
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 прн
такой организации вычислений ие 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 ие по одному отсчету, а в виде
Iбуферных 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 на основании разумного
компромисса между достигаемым выигрышем в скорости обработ-
ки, допустимым временем задержки анализа сигнала н 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,
Утраты памяти сравнительно невелики, а дальнейшее увеличение
горести обработки с ростом массива оказывается незначитель-
ным. Необходимо отметить, что для обеспечения непрерывности
Гализа сигнала содержимое каждого следующего входного буфе-
а должно рассматриваться программами обработки как продол-
217
Рис. 4.39, Структура программного обеспечения анализа ЭКС в микропроиес'
сорном кардиомониторе РКС-02
218
$кение предыдущего, с сохранением всех ранее полученных про-
межуточных переменных.
Структура программного обеспечения анализа ЭКС в ритм ока рдиос копе
рКС-02. Для того чтобы проиллюстрировать сказанное выше иа 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
с еслечения прибора, подробно описаны выше в настоящей главе.
Сигнал поступает на вход программы анализа в виде последовательности
8-разрядных 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 наводки 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 на 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 не 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 Т’-зубцом, ошибочно принятым
за QRS-комплекс. Если при этом факт наличии комплекса подтверждается, то
выполняется программа анализа опасных для жизни 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 выдан 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 морфологии QRS-комплексов совместно с дли-
Тельностями соответствующих RR-интервалов используются алгоритмом анали-
за нарушений ритма сердца, который может распознавать желудочковые и
Вредсердные 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 потери времени, связанные с наличием фрагментов сигнала, исключен-
ных из анализа из-за помех.
Реализация алгоритмов цифровой фильтрации при наличии ограничений нл
объем памяти и быстродействие. Из всех алгоритмов оперативного аналиЛ
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
над 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 представления.
В связи с вышесказанным особое значение имеет решение задачи снижения
вычислительной сложности процедур цифроаой фильтрации, которые оказывают
определяющее влияние на быстродействие всего алгоритма оперативной обра-
ботки ЭКС в целом. В какой-то мере эта задача может быть решена на студии
разработки за счет выбора таких типов ЦФ н значений их коэффициентов, ко-
торые не требуют большого числа операций н высокой точности вычислений.
Однако иа 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
1
Уг — 32 — х*~* 2 х1—з + 5 х1—2 ~Ь 7 xi— j + 8 Xi 7 xj+i 4-
+ 5*f-H4'2xi+3 — *i+e)> (4-13>
где X(, yt — соответственно отсчеты входного и выходного сигналов фильтра
Если операции умножения и деления реализовать при помощи команд
сдвига и сложения (вычитания), то простой подсчет показывает, что для полу-
чения одного отсчета выходного сигнала понадобится выполнить 13 операций
сложения (вычитания), 15 сдвигов влево и 5 сдвигов вправо, т. е. в общей
сложности 33 короткие операции. Некоторого упрощения можно достичь, если
переписать выражение (4.13) в рекуррентной форме [119]:
И “ И-1 + (х,-, — х,-5 — 2 х,_, — 3 XI-, — 2 х,_, + хг + 2 + 1
+ 3xi-|-a + 2xj+3 + xI+< —хн-е). (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 по формулам (4 13) я (4.14) могут быть выполнены в
рамках 16-разрядных двоичных кодов без округления 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 свнзана с необходимостью
выполнения на каждом шаге фильтрации одной операции умножения отсчета
компенсирующего сигнала на постоянную величину 2 cos б. Если в системе
команд используемого микропроцессора отсутствует умножение, то для обеспе-
чения 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 изменения
абсолютного значения компенсирующего сигнала (или, что то же самое, амп-
литуды сетевой -наводки). Если, например, сигнал на входе фильтра представ-
лен 10-разрядными отсчетами (т. е. изменяется в пределах от —<512 до +511),
то максимальная принципиально возможная амплитуда сетевой помехи соста-
вит половину от всего диапазона изменения сигнала или 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 б = 2 cos 72° = 0,100111100а.
Умножение любого числа на эту двоичную величину требует выполнения девя-
ти сдвигов вправо и пяти операций сложения. Хотя общее число операций
оказывается заметно больше, чем при использовании таблицы, ио 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 АСОВК- 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 и эксплуата-
ции медицинских приборов в этих условиях требуется оптимиза-
ция путей их проектирования, заключающаяся в выполнении сле-
дующих требований:
I. Применение максимальной унификации в схемных, конструк-
тивных и технологических решениях. Такой подход повышает на-
221
дежность приборов, снижает трудоемкость разработки и производ-
ства н, 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. При
разработке обращается внимание на то, чтобы каждый новый при-
бор или 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
иых моделей кардиомониторов, кардиологических комплексов и
автоматизированных систем оперативного врачебного контроля
для палат интенсивного наблюдения.
Кардиомониторы.
Ритмокардиометр РЬ\М-01 (рис. 5.1) предназначен для измере-
ния средней ЧСС с цифровым отсчетом, обеспечивает световую и
звуковую сигнализацию выделения /?-зубца, а также тревожную
Рнс. 5.1. Ритмокэрдиометр РКМ-01
222

Рис. 5.2. Электрокардноскоп 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 ЭКС2-01 (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 R зубец и синхронизиро-
вать им внешние устройства в любой фазе сердечного цикла, ин-
дицируемой на экране яркостной отметкой.
Ритмокардиовазометр РКВ-01 (рис. 5.3) позволяет измерять
Рис. 5.3. Рнтмокардновазометр РКМ 01
223
ЧСС, частоту пульсовых волн, дефицит пульса и сигнализировать
при отклонении их значений за установленные пределы.
Монитор реаниматологический прикроватный М.РП-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
иегаснущим 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)
(рис. 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 негаснущим 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»
?24
Рис 5 5. Ритмокардиоскоп 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 описай в гл. 3, а его внешний вид приведен на рис. 5.5.
Рис. 5.6. Ритмокардиоанализатор РКА-01
225
Ритмокардиоанализатор РКА-01 (рис. 5.6) является одним из
1ервых отечественных приборов с автоматическим анализом рнт-
ia и проводимости сердца. В нем используется аналоговое обна-
ружение R-зубца и 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 401-1А) фирмы «Сименс* (Sie-
mens) представляет собой 4-канальный 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.
Кароиореанимационные комплексы предназначены для прове-
дения экстренной ЭКГ-д и агностики, 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 «Кардио-
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, и
центрального пульта с переносным кардиомонитором. Система
обеспечивает измерение, регистрацию и отображение ЭКГ, измере-
ние ЧСС одновременно у восьми больных и 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-
лиге» (Hellige) состоит из прикроватных кардиомониторов раз-
личной сложности и соответственно функциональными возможнос-
тями (SMS151 — портативный КМ с памятью для контроля ЧСС,
SMS 104 — двухканальный с телеметрией, SMS 108 — блочный с
набором модулей для измерения различных физиологических па-
раметров и т п.) и центральной станции, состоящей из многока-
нального индикатора ЭКГ, анализатора аритмий и регистратора.
Внешний вид 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 и интервалы
RR. Подлежат обнаружению следующие аритмии: асистолия; мер-
226
Рис. 5.7 Центральный пульт системы «Аррикомп»
цание желудочков; брадикардия; тахикардия; полиморфиость
QRS-комплексов; желудочковая тахикардия; желудочковая арит-
мия; желудочковая бигеминия; желудочковая тригемпния и др
Все данные представляются шестью форматами.
Централизованная мониторная система «Коне» фирмы «Коне»
(Копе) предназначена для наблюдения четырех больных и 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 видеокопирующне уст-
ройства.
Практически все ведущие фирмы мира в области приборо-
строения выпускают кардиомониторы и АСОВК, в том числе:
«Хьюлетт-Паккард» (Hewlett—Packard), «Электродин» (В—D
Electrodyn), «Витатек» (Vitatek), «Брукер» (Bruker), «Нихон Кох-
ден» (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, чтэ
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
того 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
При 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 Постоннный ток в цепи паци- ента через любой электрод, ис- ключая нейтральный, мкА 2,5—10 менее 0,1 Степень шунтирования ЭКС Поляризующий эффект
Параметры, характеризующие тракт усиления ЭКС
Уровень внутренних шумов (размах), приведенный ко вхо- ду, мкВ менее 15—50 Возможность наблюдения ма- лых сигналов Степень подавления сетевой
Коэффициент ослабления син- фазных сигналов, дБ 90—120 наводки Сохранение параметров усили-
Допустимое постоянное напря- жение на входе, мВ ±300 теля Определяет динамический ди-
Входное напряжение ЭКС, мВ 0,05—5 апазон усилителя
Чувствительность, мм/мВ 5—40 Реагирование на величину входного напряжения
Погрешность установки чувст- вительности, % ±5 Прн дискретной установке
Напряжение калибровочного сигнала, мВ 1 ±0,05 Калибровка усиления
Время успокоения прн перепа- де напряжения на входе 300 мВ, с 3,0 Восстановление работоспособ- ности усилителя
Устойчивость к импульсу де- фибриллятора, кВ 2—3 Электрическая прочность, вли- яние на восстановление рабо- тоспособности усилителя
Частотно-временные параметры тракта усиления и отображения ЭКС
Полоса пропускания, Гц:
на выходе усилителя
при отображении на экране
Неравномерность АЧХ, %;
на выходе усилителя,
при отображении на экране
Крутизна спада АЧХ вне поло-
сы пропускания, дБ/октаву
Выброс на переходной харак-
теристике, %
Погрешность измерения интер-
валов времени по экрану, %
0,05—120
0.05—50
±10
±30
6
менее 10
менее 30
Степень искажения ЭКС
Динамическая линейность по
амплитуде
Устойчивость тракта усиления,
искажение ЭКС
Реакция на импульсный сигнал
В диапазоне от 0,06 до 3 с
Параметры преобразования ЭКС в цифровую форму
Частота квантования, Гц
1250—500
IСглаженность изображения, ча-
стота ввода данных в вычис-
литель
229
Продолжение табл. 5.1
Наименование параметров Значение параметра Влияние параметра, примечания
Погрешность частоты кванто- менее 1,0 Обычно применяется кварцевая
вання, % стабилизация частоты
Разрядность, бит 8-10 Сглаженность изображения, ди- намический диапазон ввода данных в вычислитель
Приведенная погрешность цнф- менее 3,0 Соотношение между входным
рового кода, % напряжением н значением дво- ичного разряда
Параметры, характеризующие устройство отображения
Ширина изображения, мм 30—70 Для ЭКС
Пределы перемещения луча по вертикали, мм Ширина луча, мм более 20 Центровка изображения ЭКС
меиее 1 Фокусировка изображения
Дрейф нулевой линии, мм/ч менее 5,0 Стабильность положении изо линии
Скорость движения нзображе- 12,5—100 Пространственно-временное со-
ния ЭКС, мм/с или 12,5; 25; 50; 100 отношение сигналов
Погрешность установки скорос- ти движения ЭКС, % ±10 Прн дискретной установке
Нелинейность развертки, % менее 10 Сохранение временных соотно- шений в сигкале
Смещение изолинии при регу- менее 2,0 Стабильность положения изо-
лнровке чувствительности, мм более 50 линии в процессе управления
Размер развертки по горизон- тали, мм Наглядность изображения ЭКС
Разрешающая способность (растр изображения), не менее 256X512 Качество нзображеннн данных
Параметры, характеризующие возможности анализа ритма
Диапазон напряжений уверен- 0,2—5,0
кого обнаружения /?-зубца (комплекса мВ Диапазон измерения ЧСС, мин-1 Погрешность измерения ЧСС, мин-1 30—300 ±2
Верхнян граничная частота при обнаружении сигнала, мин-' Время усреднения ЧСС, с 500—600 15, 30, 60 Возможность обнаружения фибрилляции желудочков
Длительность запоминания фрагментов ЭКС по сигналу тревоги, с 8—20 Изучение предыстории наруше- ния ритма
Время анализа катастрофичес- ких аритмий, с 5—10 Включение сигнализации
Время анализа угрожающих аритмий, мни Чис ю уровней программы сиг- нализации 1—2 2-3 Включение сигнализации
230
ны по известным методикам, то контроль обнаружения аритмий
требует новых подходов и создания специальных технических
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-
зовываться аппаратно в виде встроенных средств, ио 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 иа прототип-
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 аритмий 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-
заций могут быть записаны в
ПЗУ микроЭВМ, которая с внеш-
ним оборудованием (ЦАП, источ-
ником питания, элементами ре-
гулировки амплитуды сигнала и
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
на основе МП с программой, за-
в)
Рис. 5.8. Примеры тестовых ЭКГ:
с — 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 при 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
электробезопасности особенно жесткие, так как они учитывают
следующие особенности их эксплуатации:
больной и оператор могут не знать о существовании потенци-
альной опасности;
больной может быть не в состоянии нормально реагировать на
опасные события (тяжело болен, без сознания, ограничен в движе-
ниях и 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-
тробезопасиости;
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, оио 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 и 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 дополиеиие к основной изолинии имеют за-
жим или контакт вилки сетевого шиура для подсоединения доступиык для
прикосновения металлических частей к заземляющему устройству.
Класс 01 — изделия, имеющие сетевой шиур с вилкой без заземляющих кон-
тактов, и в дополнение к основной изолинии оин имеют зажим на металличе-
ском корпусе для присоединения к внешнему заземляющему устройству.
Класс II — изделия, которые кроме основной изоляции имеют и дополни-
тельную и поэтому ие требуют защитного заземления.
Класс III — изделия, рассчитанные для питания от изолированного источ-
ника тока с переменным напряжением ие 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) — 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 иих защитного заземления, поэтому они должны
выполняться по классу защиты II.
243
Таблица 5.2.
Допустимые токи уточки оборудования
Вид тока утечки Тип изделия
Н В. ВР CF
Условия испытаний
Нормаль- ное со- стояние Единич- ное на- 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 на 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 нспытатечьным напряжением и измерением
сопротивления изоляции. В табл. 5.3 приведены электрические требования к
изоляции для изделий класса II типа CF-
Таблица 5.3.
Электрические -требования к изоляции (кл II, CF)
Изоляция между частями Испы- татель- ное на- пряже- ние. В Офф) Мини- мальное сопротив- ление ИЗОЛЯ- ЦИИ. МОм 1 Изоляция между частями Испы- татель- ное на- пряже- ние, В /эфф) Мнни- 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 на электрическою прочность изоляции на заводе-изготовителе
подвергаются 100 % приборов. Так как эти испытания могут снижать прочность
изоляции, то в процессе эксплуатации (при техническом обслуживании или <пос-
ле ремонта) приборы испытываются на ток утечки и сопротивление изоляции.
Электробезопасность — понятие относительное, и хотя осуществление ее же-
лательно в полной мере, достигнуть этого никогда не удается. Высокая степень
электробезопясности может быть достигнута принятием комплекса мер защиты-
Защита достигается соблюдением трех основных условий:
правильная конструкция аппаратуры, дающая «безусловную» электробсзо-
пасность;
234
применение специальных средств внешней защиты, дающих условную элект-
робезопасиость;
указание условий, при которых работа с аппаратурой безопасна (описа-
тельная безопасность) [31].
Конструктивные меры обеспечения электробезопасиости КМ.
Конструкция прибора должна обеспечивать электробезопасность
больного и обслуживающего персонала не только при нормаль-
ной работе, но и при любых внутренних неисправностях. Основ-
ные требования к конструкции и 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
и 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 и корпусом испытывается при напряжении 4000 В; емкость
между обмотками должна быть минимальной;
провода сетевой цепи и 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 КМ —это усилитель
ЭКС) от остальной схемы прибора. Практически все современ-
ные КМ имеют в РЧ развязывающие усилители или развязку по
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-
зопасиой 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 иа неисправность нужно немедленно от-
ключить прибор от сети.
6. Помехи при регистрации ЭКГ или 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, не 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-
тробезопасности 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 и техники, вместе с ростом потребности лечебных
учреждений в кардиологических приборах привели к значитель-
ному увеличению доли расходов на 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
не 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 и дис-
кредитации автоматических методов. Кардиомониторы и АСОВК
по мере накопления статистических данных их работы н роста
пыта 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-
я медицинскими критериями, соответствующими представлению
рача о характере конкретного лечебного процесса. К этим кри-
ериям нужно отнести: категорию больных (инфаркты миокарда,
енокардии, нарушения ритма), необходимые виды контролиру-
емых параметров, достаточность и существо информативных приз-
наков сигнала (знание алгоритмов обработки сигналов).
3. Оценить наглядность представляемой информации, позво-
яющей врачу быстро принимать решение.
4. Соблюдать нормальное техническое состояние, которое под-
ерживается средним техническим персоналом клиники или спе-
циальными ремонтными службами, а также межведомственной по-
‘еркой метрологическими органами Госстандарта не роже 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 и 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 н т. д.). Кроме того, всегда будут су-
ществовать «неисправности», связанные с несовершенством алго-
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 опенке работоспособности прибора.
5. Необходима определенная организация работы медицинско-
го персонала в палате интенсивной терапии. Учитывая специфику
РЭМА, охватывающую большую область медицинских и техниче-
ских знании, медицинский персонал должен быть знаком с основ-
ными физическими законами, а технический — иметь подготовку
по медчцинской 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 се финансовому состоянию.
Без выполнения изложенных выше комплекса условий н 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.: Медицина,
1984. —528 с.
2. Дехтярь Г. Я- Электрокардиографическая диагностика.—М.: Медицина.
1966. —543 с.
3 Томов Л., Томов Ил. Нарушения ритма сердца.—София: Медицина И
физкультура, 1976. — 431 с.
4 Мурашко В. В., Струтынский А. В. Электрокардиография. — М.: Медици-
на, 1987. — 256 с.
5. Holter N. J. New Method for Heart Studies//Science.— 1961. — Vol. 134. —
1214—1220.
6. Рябоконь О. С. «Угрожаемые» аритмии у больных в остром периоде ин-
фаркта миокарда//Бюл. Всесоюзного кардиологического научного центр3
АМН СССР. — 1980. — № 2. — С. 44—48.
7. Поздиие аритмии при инфаркте миокарда/В. М. Живодеров, В. Л. ДоШи*
цпи, 3. И. Дунаева и др.//Кардиология.—'1980. — № I. —С. 22—25.
238
8. Чирей кин Л. В., Мейзеров И. В, Немирно А. П. Системы длительного на-
блюдения в кардиологических отделениях и автоматический анализ ритма
сердечной деятельност»//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
н др.//Вопросы радиоэлектроники. Сер. ОТ. — 1974. — Вып. 15. —С. 29—41.
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. Никитии//Кардиология.— 1980. — № 12. — С. 30—
33.
12. Чирейкин Л. В., Шурыгин Д. Я-, Лабутин В. К. Автоматический анализ
электрокардиограмм. — Л.: Медицина, 1977. — 248 с.
13. Вопросы разработки анализатора ритма сердечной деятельности/А. Л. Ба-
рановский, А. П. Немирко, Л. В. Чирейкин и др.//Вопросы радиоэлектро-
ники. Сер. ОТ.— 1975. — Вып. 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—
193.
15. Sanders W. J., Aiderman Е. L., Harrison D. С. Alarm Processing in Com-
puterized Patient Monitoring Systern//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 фойе сину-
сового ритма и синусовой аритмии/И. И. Красовский, Л. В. Чирейкин,
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 спортсменов//Теория и практика физической
культуры. — 1977. — № 6. — С. 70—72.
19. Васильев А. В., Барановский А. Л. Ритмокардиоскоп РКС-01//Техника
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. Жемайтите.— Вильнюс: Моксчас,
1982 — 130 с.
22. Марков А. М., Поляков Л. Е. Санитарная статистика. — Л.: Медицина,
1974. — 384 с.
23. Баевский Р. М., Смирнова Т. М. Применение вариационной пульсометрии
в оценке суточной динамики сердечного ритма у больных ИБС с функцио-
нальными нарушениями сердечного ритма//Кардиологня.— 1978. — № 4.—
С. 44—51.
24. Комплексный подход к исследованиям ритма сердца и его аппаратурная
реализания/Э. В. Земцовский, А. Л. Барановский, А. В. Смирнов и др.//
Теория и практика автоматизации кардиологических исследований. — Кау-
нас, 1986. — С, 296—299.
25. Комплексный подход к исследованиям ритма сердца спортсменов/
Э В. Земцовский, А. Л. Барановский, А. В. Смирнов и др.//Теория и
практика физической культуры. — 1988. — №6. —С. 12—17.
26. Мониторные системы для контроля аритмий по электрокардиограмме//Бно-
технические системы: теория и проектирование/В. М. Ахутнн, А. П. Не-
мирко, Н. Н. Першин и др.; под ред. В. М. Ахутина.— Л.: Изд-во Ле-
нингр. ун-та, 1981. — Разд, ji. Гл. 2. — С. 116—137.
27. Шсршов В. И. Прибор для измерения дефицита пульса//Тех ника средств
связи. Сер. ОТ. — 1981. — Вып. 3(12). —С. 106—110.
28. Кардиосигнализатор КС-02/В. М. Большов, В. П. Попов, А. С. Прокудин
и др.//Медииинская техника. — 1985. — №2. — С. 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
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//Новостн медицинской техники. — 1975. — Вып. 4. —С. 32—41
34. Опыт разработки автоматизированной системы контроля аритмий по элект
рокардиосигнал\7/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
ботьны\/Д 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 в
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. Ахутлн, О. Б. Лурье, А. П. Немирно и др.; Под ред.
В. М. Акутина. — Л. Изд-во Ленингр. ун-та, 1980.— 148 с.
39. Электрокардиографический хлорсеребряный электрод/Д. К- Авдеева,
В. В. Дмитриев. А. Т. Добролюбов и др.//Медицинская техника. — 1984 —
№ I.—С. 35—39.
40. Даскалов И. К-, Стамболиев И. Б. Электромедицинска диагностична те
ника. — София: Техника, 1978. — 460 с.
41. ECG Electrodes. A study of Electrical and Mechanical Long-term Propei-
ties/P. Ask. P A. Oberg et al.//Acta Anaesth. Scand.— 1979. — N 23. P
189—206.
42. Мишин Д. T., Логинов А. С. Инфранизкочастотные усилители бионапря-
жений c j альваиическим 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 примененне/Пер. с франц.
Ю. А. Ноткпна и Г. И. Яковлева.— Л.: Энергия, 1974. — 216 с.
46 Развязывающие усилнтелн//3арубежная радиоэлектроника. — 1979.—
№ 11.-С. 68-96.
47. Ольшевски. Гибридная ИС развязывающего усилителя, выполненная нз
безнамоточном трансформаторе//Электроника. — 1978. — № 15. — С. 22—32.
48 Большов В. А., Разумов Ю. А. Развязывающий однотраисформаторныЙ
усилитель биопотепциалов//Медицинская 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- ЗазыкйЯ,
Н. П. Сазонов и др.//Радиотелеметрия в физиологии и медицине.— I
Свердловск, 1963.— С. 31—44.
51 Розенблат В. В. Настоящее и будущее динамической биорадиотелемет- I
рии/Биорадиотелеметрия. — Свердловск, 1976. — С. 14—19.
52. Пупко И. А., Вольперт Е. И., Осипов В. А. Автоматизация контроля зв
сердечным ритмом в палатах интенсивного иаблюдения//Техника средств
связи. Сер. ОТ. — 1978. — Вып. 3(11). — С. 56—64.
53 Повышение надежности кардиомониторного контроля в палатах интенсив-
ного иаблюдеиия/Е. И. Вольперт, И. А Пупко, В. А Осипов н др.//Анесте-
энология 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. — Выл. 3. — С. 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 Deteclion 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 R электрокардносигналов,
выделяющих сигнал по геометрическим признакам//Медицинская техника. —
1985.—№2. —С. 12—16.
58. А. с. 365807 СССР, Н—ОЗК—1/18, Н-ОЗК-З/284 (53)—621.373.5. Жду-
щий мультивибратор с регулируемой длительностью импульса/А. И. Про-
шляков. — Опубл. 1973, Бюл. № 6.
59. Электронная аппаратура для стимуляции органов и ткаией/Под ред.
Р. И. Утямышева и М. Враиы. — М.-. Эиергоатомиздат, 1983. — 384 с.
60. Шереметьев А. И. Электронные блоки выделения сигналов, вызванной
электроактивности сердца со стимулирующих электродов//Техиика 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 электрокардиостимуляторамн/
Е. Н. Капитанов, А. И. Васильев, В. А. Михайлов и др. — Опубл. 1980,
Бюл. № 39.
62. Немирно А. П., Гасанов Мо М., Егоров Д. Ф. Распознавание воли ЭКГ
при кардиостимуляции//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 и связь,
1984.— 120 с. — (Электроника, вып. 41).
64. Дагостино Т., Тэрнер М. 100 МГц осциллограф с новой реализацией циф-
рового запоминания сигналов//Электроника.— 1980.—№ 11.—-С. 71—78.
65. Stettinert R. L., Aiderman G. L. High Speed Raster Technique Provider
Flexible Dlsplay//Hewlett-Packard Journal. — 1980. — November. — P. 11—
14.
66. Баскир H. И. Бестраисформаторные транзисторные схемы кадровой раз-
вертки.— М: Радио и связь, 1983. — 64 с.
67. Яковлев С. 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.: Радио и связь, 1982. — 272 с.
69. Немирно А. П. Цифровая обработка биологических сигналов. — М.: Нау
ка, 1984.— 144 с.
70. Берке А., Голдстейн Г., Неймаи Дж. Предварительное рассмотрение ло-
гической конструкции электронного вычислительного устройства: Пер. с
англ.//Кибериетяческий сборник. — М.: Мир. >1964. — Вып. 9. — С. 7—67
71. Балашов Е. П., Пузанков Д. В. Микропроцессоры и микропроцессорные
систсмы/Под ред. В. Б. Смолова. — М.: 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. Страбыкии Д. А. Управление цифровыми измерительными приборами с
помощью встроенных микро-ЭВМ//Приборы и 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 Slgnal-avereged Electrocardiograms from Patients with
and Without Ventricular Tachlcardia/H. D. Ambus et al.//Computers in
Cardiology. 13 Intern. Conf. (Boston, 1986). —N. J., 1987.— P. 529—532L
24.1
78. Berson A. S. Bandwidth, Sampling and Quantizing for Automated ECQ
Process! и g//Computers in Cardiology. 3 Intern. Conf. (St. Louis, 1976).—
N. Y., 1976.—P. 295—301.
79. Адаптивные компенсаторы помех. Принципы построения и применение
Б. Уидроу, Дж. Р. Гловер, Дж. М. Маккул и др //ТИИЭР. — 1975. — Т. 63
№ 12. — С. 69—98.
SO. Mortara D W. Digital filters for ECG signal//Computers in Cardiology
4ih Intern Conf. (Rotterdam, 1977).— U. Y., 1977. —P. 511—514.
81. Хемминг P. В. Цифровые фильтры. — M.: Срв. радио, 1980. — 224 с.
<82. Рабинер Л., Гоулд Б. Теория н применение цифровой обработки сип* ।
юв. — М.: Мир, 1978. — 848 с.
83. Калиниченко А. Н. Методы цифровой фильтрации электрокардиосигна-
.ia в кардиомониторных системах: Дисс. ...канд. техн. лаук. — Л.: ЛЭТИ,
1988. —206 с.
84. 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-tame ECG Rhythm Analysis//1EEE Trans. Biomed. Eng.—
1968. —Vol. BME-15. —P. 128—129.
87. Немирко A. IL, Манило Л. А. Сжатие электрокардиограмм с последова-
тельной двухпара метр и ческой адаптацпей//Медицинская кибернетика/ИК
АН УССР.—К., 1978 —С. 86—106.
88. Сжатие данных для хранения и передачи электрокардиограмм и вектор-
кардиограмм/М. Э. Уомбл, Дж. С. Холлидей, С. К. Миттер и др//
ТИИЭР. — 1977- —Т. 65, № 5. —С. 131—137.
89. Применение микропроцессоров для цифрового кодирования и передачи
электрокар диогр амм/М. Бертран, Р. Гардо, Ф, А. Роберж и др.//ТИИЭР.—
1977. — Т. 65, № 5. — С. 146—156.
90. Немирко А. П. Микропроцессорные медицинские диагностические смете
мы, —Л.: ЛЭТИ, 1984. —64 с.
91. Васин Ю. Г. Нерегулярные выборки отсчетов исходной информации и за
дача кодирования электрокардиографических данных//Кибернетика и вы-
числительная техника.— 1978.—Вып. 41. — С. 98—104.
92. Мановцев А. П. Основы теории радиотелеметрии. — М.: Энергия, 1973.—
592 с.
93. Адаптивная дискретизация электробиологических снгналов/К. К. Валу
жис, С. Л. Корсакас, А. П. Рашимас и др.//Материалы XII респ. науч-
техн. конф. Лит. ССР. Т. 3. Вычислительная техника.—Каунас, 1972. — С.
512—516.
94 Автоматизированный архив электро кардносигн а лов иа базе ЦВМ/3. И. Яну
шкевичус, Г. А. Витенштейиас, К- К- Валужис и др.//Математическая
обработка медико-биологнческой информации. — М.: Наука, 1976. — С.
202—211.
95. Алгоритмы анализа психофизиологических процессов в системе автомати-
ческого контроля за состоянием оператора/В. М. Ахутни, Н. Б. Кочубей,
А. И. Монахова и др.//Вопр. кибернетики.— 1978. — Вып. 51. — С. 153"
162.
96. Сох J. R., Fozzard Н. A., Nolle F. М., Oliver G. С. Some Data Transfor-
mations Useful in Electrocardiography//Computers in Biomedical Research/
Ed. Stacy, Waxman. — N. Y.: Acad, press., 1969. — Vol. 3. — P. 181—206.
97. Немирко А. П., Манило Л. А., Терентьева И. С. Динамический кластерный
анализ формы желудочкового комплекса электрокардиограммы//Изв
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, N 5. —P. 115—121.
99. Злочевский M. С. Обработка электрокардиограмм методом сплайн фун*
ций//Новости мед. техники.— 1983. — Вып. 1. —С. 18—20.
242
100. Meyer C. R., Keiser H. N. Electrocardiogram Baseline Noise Estimation
and Removal Using Cubic Splines and S aie-spacc Computation Techniques//
Comput. Biomed. Res.— 1977. — Vol. 10. — P. 459—470.
101. Завьялов Ю. С., Леус В. А., Скороспелое 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. Липовецкий 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-
диокомцлексов для систем автоматической классификации ЭКГ: Автореф.
дисс.... канд. техн, наук. —Л.: ЛЭТИ, 1981.— 16 с.
105. Алберг Дж., Нильсон Э., Уолш Дж. Теория сплайнов и ее приложения. —
М.: 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 ST-сегмента электрокардиограммы в реальном масштабе времени
Дисс.... канд. техн. наук. — Л.: ЛЭТИ, 1989. — 261 с.
109. Немирко А. П., Манило Л. А., Милева К. Н. Компьютерный анализ ЭКГ
при нагрузочных пробах//Изв. ЛЭТИ.—-1988. — Вып. 405. — С. 19—2о
110 Стечкин С. В., Субботин Ю. Н. Сплайны в вычислительной математике—
М.: Наука, 1976. — 248 с.
111 Шакин В. В. Вычислительная электрокардиография. — М.: Наука, 1981.—
167 с.
112 Simoons М. L. Optimal Measurements for Detection of Coronary Artery Di-
sease by Exercise Electrocardiograph y//Comput. Biomed. Res.—1977. — Vol.
10. — P. 483—499.
113 Pahlm O., Sornmo L. Data Processing of Exercise ECG’s//lEEE Trans, bio-
med. Eng.— 1987. —Vol. BME-34, N 2.—P. 158—165.
114. Scordalakls E. Recognition of the shape of the ST segment in ECG wavc-
forms//lEEE Trans, biomed. Eng.— 1986. — Vol. BME-33, N 10.— P. 972—
974.
115. Kuo S., Dillman R. Computer Detection of Ventricular Fibrillation//Compu-
ters in Cardiology. 5 th Intern. Conf. (Stanford, 1978). — N. Y., 1978. — P.
347—349.
116. Nygards M. — E-, Hutting J. Recognition of Ventricular Fibrillation Utili2ed
the Power Spectrum of ECG//Computers in Cardiology. 4th Intern. Conf.
(Rotterdam, 1977). —N. Y., 1977. —P. 511—514.
117. Немирко А. П., Манило Л. А., Калиниченко A. H. Алгоритм оперативного
распознавания опасных аритмий//Изв. ЛЭТИ. — 1981.— Вып. 283. — С.
71—75.
918 Калиниченко А. Н., Манило Л. А., Терентьева И. С. Разработка авто-
матизированного архива электрокардиограмм для исследования монитор-
ных систем//Изв. ЛЭТИ. — 1986. — Вып. 367. — С. 48—53.
119 . Калиниченко А. Н. Применение цифровой фильтрации прн оперативном
.анализе ЭКГ//Изв. ЛЭТИ. — 1987. — Вып. 385.—С. 98—102.
120 Hamelin G., Guardo 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-systen Generates Arbirary Wave Form//EDN, 1979.—
N 15. — P. 67—68.
122 . ГОСТ 12.2.025—76. Изделия медицинской техники. Электробезопасность
АВ
АК
AM
АП
АРП
АРС
АРУ
АСОВК
АУ
АЧХ
АЦП
БД
БИ
БИС
БПО
БР
Б РТС
БУ
ВАС
ВВП
ВрС
ВУ
ВЧ
г
ГКР
Гр
ГСР
ГЭН
дв
СПИСОК СОКРАЩЕНИЙ
- атриовентрикулярный Дет — детектор
-аналоговый коммутатор ДМ — демодулятор
-амплитудный модулятор дп - - дефицит пульса
автоподстройка ДУ — дифференциальный уси-
абсолютный рефрактер- ный период дч литель — делитель частоты
автоматическая регули- Дш — дешифратор
ровка смещения ЗУ — запоминающее устройств-!
автоматическая регули- ИБС — ишемическая болезнь
ровка усиления автоматизированная сис- Им сердца — имитатор
тема оперативного вра- Инд — индикатор
чебного контроля ИНП — интерполяция нулевого
автоматическое успоко- ение Инт порядка — интегратор
амплитудно-частотная ИП •—источник литания
характеристика ИПП — интерполяция первого по-
аналого-цифровой преоб- разователь ИС рядка — импульсы синхронизации
база данных км — кардиомонитор
буферные инверторы Ком -— коммутатор
большая интегральная Комп — компаратор
схема КП — конец преобразования
блок предварительной КСИ — кадровые синхроимпуль-
обработки блок регулировки МВ сы — мультивибратор
биорадиотелеметрическая МП — микропроцессор
система мпк — микропроцессорный комп-
блок управления выделитель артефакта МПС лект — микропроцессорная сис-
стимула высоковольтный преоб- МР тема — младший разряд
разователь ОА -— ограничитель амплитуды
временной селектор ОЗУ — оперативное запоминаю-
видеоусилитель высокая частота ок щее устройство — отклоняющая катушка
генератор окк — отклоняющая катушка
генератор кадровой раз- вертки ОКС кадров — отклоняющая катушка
громкоговоритель ОРП — относительный рефрак-
генератор строчной раз- вертки ОС терный период — обратная связь
генератор экспоненциаль- ОУ — операционный усилитель
ного напряжения пв — пульсовая волна
двухполупериодный вы- ПД — пиковый детектор
прямитель пдп — прямой доступ к ПЙМЯТК
244
ПЗУ — постоянное запоминающее устройство УВП
по — п рограм иное о беспече- УВЧ
ние
ППЗУ — программируемое посто- УГО
янное запоминающее ус- тройство УМ
Пр — приемник УН
ПрС — приемник сигнала УНЧ
ПС —передатчик сигнала
ПУ — промежуточный усили- УО
тель УОгр
ПФ — полосовой фильтр УС
ПФСС — полосовой фильтр сосре-
доточенной селекции Ус
Пц — процессор УСв
РВ — реле времени УУ
Рг — регистр ФВП
РгПП — регистр последовательно-
го приближения ФВС
РПЗУ — репрограммируемое по-
стоянное запоминающее ФВЧ
устройство ФИ
РРС — ручная регулировка сме- ФИС
щения
РРУ — ручная регулировка уси- ФК
ления ФНИ
РУ — развязывающий усили-
тель ФНЧ
РФ — режекторный фильтр ФПГ
РЭМА — радиоэлектронная меди- ФПН
цинская аппаратура
СА — синоатриальный ФПО
САС — селектор артефакта сти-
мула ФСЧ
СБК — синхронизатор блока ко-
пирования ЦАП
СГ — сиихрогенератор ЦП
СН — стабилизатор напряжения
СНП — схема начального пуска ЦФ
сси — строчные синхроимпульсы ЧД ЧМ
Сч — счетчик
тг — тактовый генератор чпв ЧСС
Тр — триггер
тш — триггер Шмитта ШИМ
УА — усилитель амплитуды
УВО — усилитель вертикального ШФ
отклонения ЭДС
— устройство выдачи 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
— фазосдвигающий 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 —электрокардиограмма ЭКС — электрокардиосигнал ЭЛТ —электронно-лучевая труб- ка ЭН — энергонезависимое ЭНГ —экстраполяция нулевого порядка1 ЭП эмиттерньп ЭПП — экстраполя порядка Эс — зкстрасисте ЭУ — электро нн ь
ОГЛАВЛЕНИЕ
Предисловие • 3
Введение ...... ... 5
Глава 1. Автоматизированный контроль за состоянием сердечной дея-
тельности по электрокардиосигналу 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 электрокардиосигнала ... .... 51
2 4. Радиотелеметрический канал передачи электрокардиосигнала 67
2.5. Выделители Л-зубца кардиокомплекса............................72
2.6. Преобразователи электрокардиосигнала для 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 кардиомониторов 120
3.5. Тестовое обеспечение микропроцессорных кардиомониторов . 125
3.6. Микропроцессорный кардиомонитор — анализатор ритма сердца 130
Глава 4. Алгоритмы цифровой обработки электрокардиосигнала в вычис-
лительных кардиомониторах........................................143
4.1. Структура алгоритмического обеспечения цифровой обработки
электрокардиосигнала.............................................143
4.2. Дискретизация и предварительная обработка электрокардиосигиала 149
4.3. Цифровая фильтрация электрокардиосигиала.....................152
4.4. Сжатие электрокардиосигиала.................................166
4.5 Распознавание желудочкового комплекса ЭКГ и определение его
характерных точек ... .... 176
4 6 Анализ формы желудочкового комплекса ЭКГ 191
4.7 Анализ ST-сегмеита ЭКГ...................................... 194
4.8. Автоматическая диагностика аритмий..........................204
4.9. Опенка качества алгоритмов автоматического анализа электро-
кардиоснгиала................................................... 211
4.10. Особенности реализации алгоритмов оперативного анализа элек-
трокардиосигнала в микропроцессорных кардиомониторах . 216
Глава 5. Промышленные модели кардиомониторов и технические вопро-
сы эксплуатации................................................ 221
5.1. Кардиомониторы и автоматизированные системы оперативного
' врачебного контроля..........................................221
5.2. Технические параметры кардиомониторов.......................228
5.3. Синтез тестового контроля обработки электрокардиосигиала в
кардиомониторах................................................. 228
5.4. Обеспечение электробезопасностн кардиомониторов . . 232
5.5. Повышение эффективности применения кардиомониторов . 237
Список литературы . 238
Список сокращений . ..............244
247