способ устранения дрейфа изолинии электрокардиосигнала и устройство для его осуществления

Формула изобретения

1. Способ устранения дрейфа изолинии электрокардиосигнала, заключающийся в том, что исходный электрокардиосигнал (ЭКС) фильтруют от действия высокочастотных помех и помехи промышленной частоты, дискретизируют, в каждом кардиоцикле выделяют опорный отсчет, восстанавливают на основе последовательности опорных отсчетов с помощью сплайн-аппроксимации сигнал дрейфа изолинии и вычитают этот сигнал из исходного сигнала ЭКС, отличающийся тем, что опорный отсчет выделяют на ТР-сегменте в каждом кардиоцикле, начиная с этого отсчета, запоминают значения соседних N=2n+1 отсчетов, где n=1, 2,..., также лежащих на отрезке ТР, остальные отсчеты в пределах кардиоцикла приравнивают нулю, значение центрального отсчета группы из (2n+1) отсчетов оставляют без изменения, а значения отсчетов каждой из n пар отсчетов, расположенных симметрично относительно центрального отсчета, масштабируют в соответствии с условием U_j=U₀K_j, где U ₀ - амплитуда центрального отсчета, U_j - амплитуда отсчетов j-й пары отсчетов, j=1, 2,..., n - номер каждой пары отсчетов относительно центрального отсчета, K_j - масштабные коэффициенты, определяемые как решение системы уравнений

где - длительность отсчета ЭКС,

Т - период дискретизации,

полученную последовательность групп отсчетов ЭКС пропускают через фильтр нижних частот и затем усиливают, полученный сигнал дрейфа изолинии вычитают из исходного сигнала ЭКС, который предварительно задерживают на время задержки фильтра нижних частот.

2. Устройство для устранения дрейфа изолинии электрокардиосигнала, содержащее последовательно соединенные фильтр нижних частот, блок дискретизации и блок выделения опорных отсчетов, а также блок вычитания, отличающееся тем, что в него дополнительно введены блок запоминания значений N отсчетов, блок масштабирования, второй фильтр нижних частот, усилитель и блок задержки, причем выход блока выделения опорного отсчета соединен с первым входом блока запоминания, второй вход которого подключен к выходу блока дискретизации, каждый из N выходов блока запоминания соединен с одним из N входов блока масштабирования, выход блока масштабирования подключен к входу второго фильтра нижних частот, а вход последнего соединен с входом усилителя, выход которого соединен с первым входом блока вычитания, второй вход блока вычитания соединен с выходом блока задержки, вход которого подключен к выходу первого фильтра нижних частот, выход блока вычитания является выходом устройства.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано при обработке электрокардиосигналов (ЭКС).

Дрейф изолинии может быть обусловлен действием на ЭКС аддитивных низкочастотных помех (поляризация электродов, влияние дыхания, артефакты, временной дрейф и т.п.).

Наиболее распространены в настоящее время способы устранения дрейфа изолинии, основанные на фильтрации низкочастотных помех и на интерполяционном восстановлении сигнала дрейфа изолинии с последующим его вычитанием из исходного ЭКС.

Устранение низкочастотных помех с помощью фильтров верхних частот приводит к искажению низкоамплитудных элементов ЭКС, например ST-сегмента. Кроме того, действие артефактов приводит к возникновению переходного процесса, который длится тем дольше, чем ниже частота среза фильтра, т.е. опять возникает дрейф изолинии.

Известен способ компенсации дрейфа изолинии [1], заключающийся в том, что в каждом кардиоцикле выделяют точку, принимаемую за изоэлектрическую. Параметры амплитуды исследуемых элементов ЭКС (R-зубец, ST-сегмент и т.п.) определяют как разницу между измеренной амплитудой в конкретной точке и амплитудой точки, принятой за изоэлектрическую.

Данный способ имеет следующий недостаток. Полная компенсация дрейфа изолинии возможна только в случае, когда этот дрейф представляет собой постоянное в пределах одного кардиоцикла смещение выше или ниже действительной изолинии. Обычно дрейф изолинии реального ЭКС имеет вид синусоиды (дыхательные волны) или экспоненты (переходный процесс), поэтому описанным способом не может быть скомпенсирован полностью.

Известен способ компенсации дрейфа изолинии [2], учитывающий изменение сигнала дрейфа изолинии в пределах кардиоцикла. По этому способу ЭКС дискретизируют, в каждом кардиоцикле выделяют опорные точки (отсчеты), расположенные на PQ-сегменте, по этим точкам получают аппроксимирующие функции, в том числе угловые коэффициенты линий, проведенных между соседними P-Q точками. Далее скомпенсированные значения y(i) ЭКС, свободные от действия сигнала дрейфа изолинии, находят в соответствии с формулой y(i)=x(i)-m-k(i-ipq), где i - номер дискретного отсчета ЭКС; x(i) - значение i-го отсчета; m - уровень P-Q точки текущего кардиоцикла; k - наклон линии, соединяющей соседние P-Q точки; (i-ipq) - расстояние i-го отсчета от соответствующей P-Q точки.

Данный способ имеет следующие недостатки:

1) даже при синусовом ритме не всегда в ЭКС присутствует явно выраженный сегмент PQ, лежащий на изолинии, что затрудняет выделение опорных точек;

2) предложенным способом можно компенсировать дрейф изолинии только очень низкой по сравнению с частотой сердечных сокращений (ЧСС) частоты, когда справедлива замена значения функции значением ее аргумента.

Наиболее близким к предлагаемому способу (прототипом) является способ устранения дрейфа изолинии [3], заключающийся в том, что на исходном ЭКС, представляющем собой смесь (сумму) непосредственно кардиосигнала и низкочастотной помехи (дрейфа изолинии), выделяют, как и в способе [2], опорные точки, расположенные на PQ-сегменте, измеряют в этих точках значения смеси ЭКС и низкочастотной помехи (дрейфа изолинии), по полученным значениям рассчитывают параметры (коэффициенты) интерполирующей сплайн-функции и строят эту функцию во всех точках обрабатываемого ЭКС, затем вычитают значения сплайн-функции из исходного ЭКС.

Данному способу присущи следующие недостатки:

1) так же, как и в способе [2], не всегда в ЭКС присутствует явно выраженный сегмент PQ, последовательность которых необходима для построения сплайн-функции;

2) при увеличении частоты дрейфа изолинии ухудшается точность восстановления сигнала дрейфа изолинии сплайн-функцией, а при достижении половины частоты сердечных сокращений восстановление дрейфа изолинии становится невозможным и, следовательно, невозможно его устранение;

3) задержка восстановленного сигнала дрейфа изолинии относительно исходного сигнала ЭКС не позволяют полностью компенсировать дрейф изолинии ЭКС.

Предлагаемый способ позволяет устранить указанные недостатки.

Технический результат изобретения состоит в расширении функциональных возможностей способа и устройства за счет надежного устранения дрейфа изолинии на частотах вплоть до частоты сердечных сокращений и даже выше ее.

Анализ электрокардиограмм с различными отклонениями от нормы показал, что при снятии электрокардиограммы в условиях поликлиники или стационара, то есть при спокойном состоянии пациента, наиболее стабильным участком электрокардиосигнала является часть изолинии между зубцами Т и Р. На ЭКС выделяют [4] еще две области, лежащие на изолинии: сегмент PQ - отрезок от окончания зубца Р до начала зубца Q; сегмент ST - отрезок от конца комплекса ORS до начала зубца Т. Сегмент PQ отражает физиологическую задержку передачи импульса возбуждения и в норме может быть изоэлектрическим или слабоотрицательным. Сегмент ST характеризует период полного охвата возбуждением желудочков, поэтому на электрокардиограмме в этот момент регистрируется изолиния. Нарушения в работе миокарда смещает этот сегмент выше или ниже изолинии. Отрезок ТР соответствует электрической диастоле сердца. Если на ЭКС действует низкочастотная аддитивная помеха, проявляющаяся в виде дрейфа изолинии, то на отрезке ТР присутствует только сигнал этой помехи.

Суть предлагаемого способа заключается в следующем. Очищенный от высокочастотных помех и помехи промышленной частоты электрокардиосигнал, являющийся исходным сигналом для последующей обработки, дискретизируют, в каждом кардиоцикле на отрезке ТР ЭКС выделяют опорный отсчет и, начиная с этого отсчета, запоминают значения N=2n+1 отсчетов, n=1, 2,..., лежащих на отрезке ТР, остальные отсчеты в пределах кардиоцикла приравнивают нулю, значение центрального отсчета сформированной таким образом группы из (2n+1) отсчетов, оставляют без изменения, а значения отсчетов каждой из n пар отсчетов, расположенных симметрично относительно центрального отсчета, масштабируют в соответствии с условием U_j=U₀ K_j, где U₀ - амплитуда центрального отсчета, U_j - амплитуда отсчетов j-й пары отсчетов, j=1, 2,..., n - номер каждой пары отсчетов относительно центрального отсчета, К_j - масштабные коэффициенты, определяемые как решение системы уравнений

где - длительность отсчета ЭКС,

Т - период повторения опорных отсчетов.

Далее полученную последовательность сигналов групп отсчетов пропускают через фильтр нижних частот. Сигнал с выхода фильтра нижних частот дрейфа усиливают, получая сигнал изолинии, этот сигнал вычитают из исходного сигнала ЭКС, который предварительно задерживают на время запаздывания фильтра нижних частот.

Предложенный способ позволяет устранять дрейф изолинии ЭКС при изменении частоты последнего от нуля до частот, сравнимых с частотой сердечных сокращений и даже выше ее, что способствует улучшению условий последующей обработки кардиосигнала (вычисление временных и амплитудных параметров отдельных элементов кардиосигнала).

Поясним принцип достижения технического результата за счет выполнения предложенных выше действий с электрокардиосигналом. Любой отсчет смеси ЭКС и низкочастотной помехи в виде дрейфа изолинии (фиг.1,а), выделенный на отрезке ТР кардиосигнала, является отсчетом помехи, поскольку отрезок ТР соответствует электрической диастоле сердца. Таким образом, получаем амплитудно-импульсную модуляцию сигнала помехи (фиг.1,б). Спектр сигнала помехи с амплитудно-импульсной модуляцией при условии выполнения теоремы В.А.Котельникова, т.е. частота повторения отсчетов Fo=1/T, где Т - период дискретизации, больше удвоенной максимальной частоты помехи Fп, приведен на фиг 2,а. В спектре содержатся составляющие на частоте помехи Fп и спектральные зоны на частотах повторения отсчетов Fo, 2Fo, 3Fo и т.д. Каждая спектральная зона содержит боковые составляющие kFo±Fп, где k=1, 2,... - номер спектральной зоны. При увеличении частоты сигнала дрейфа изолинии составляющая на частоте помехи смещается в спектре вправо по оси частот, а левая боковая составляющая первой спектральной зоны смещается влево. При нарушении условия теоремы В.А.Котельникова частота левой боковой составляющей становится меньше составляющей на частоте помехи (фиг.2,б), и выделение сигнала дрейфа изолинии методами сплайн-аппроксимации становится невозможным.

Покажем, как можно выделить сигнал низкочастотной аддитивной помехи (дрейф изолинии) помехи из смеси ЭКС и помехи даже при превышении частотой помехи половины частоты сердечных сокращений, которая в данном случае определяет частоту дискретизации помехи.

Если к отсчету сигнала помехи, расположенному на отрезке ТР ЭКС, добавить пару отсчетов, один из которых примыкает к исходному отсчету слева, а другой симметрично справа, то в спектре нового сигнала, каждый отсчет которого теперь состоит из трех импульсов, можно подавить любую спектральную зону при выполнении условия

где k - номер подавляемой спектральной зоны,

- длительность импульса отсчета и дополнительных импульсов,

Т - период повторения отсчетов.

Из практических соображений целесообразно задаться удобным для реализации значением (обычно это значение в целое число раз меньше периода дискретизации Т) и решить уравнение относительно U₁.

Если требуется подавить еще одну спектральную зону, например, с номером m, то требуется добавить к имеющимся трем импульсам еще пару импульсов, один из которых примыкает слева к крайнему левому импульсу, а другой примыкает справа к крайнему правому импульсу. Каждый отсчет сигнала теперь представлен группой из пяти отсчетов. Для подавления в таком сигнале спектральных зон с номерами k и m, необходимо решить систему двух уравнений

Значение центрального отсчета U₀, являющегося исходным, известно, поэтому система решается исходя из приведенных выше соображений относительно U₁ и U₂.

В общем случае число уравнений в системе равно числу подавляемых спектральных зон, например n, при этом число импульсов, представляющих каждый отсчет сигнала равно 2n+1, а число слагаемых в каждом уравнении равно n+1. Если подавляются спектральные зоны с номерами 1, 2,..., n, то система уравнений примет вид

Как и в предыдущих случаях, система решается относительно U_j, j=1, 2,..., n и обозначает номер вновь добавляемой пары отсчетов, расположенных симметрично относительно центрального отсчета. В спектре такого сигнала будут подавлены n первых спектральных зон, но сохранена нулевая спектральная зона, содержащая составляющую помехи (фиг.2,в). Число n подавляемых спектральных зон выбирается таким образом, чтобы частота левой боковой составляющей (n+1)-й спектральной зоны была больше частоты помехи. При этом условии составляющую на частоте помехи можно выделить из общего сигнала с помощью фильтра нижних частот. Поскольку в реальных условиях обработки электрокардиосигнала изменять значения его отсчетов можно только с помощью операции масштабирования, введем понятие масштабного коэффициента K_j=U_j/U₀ , запишем вышеприведенную систему уравнений в виде

Данная система уравнений решается относительно K_j .

На фиг.3 приведена структурная схема устройства для реализации предложенного способа устранения дрейфа изолинии электрокардиосигнала, на фиг.4 - вариант выполнения блока 3, на фиг.5 - выполнение схемы сравнения 13, на фиг.6 и 7 - пояснения к работе блока 3, а на фиг.8 - временные диаграммы, поясняющие работу устройства.

Для достижения технического результата и реализации предложенного способа в устройство, содержащее последовательно соединенные фильтр нижних частот, вход которого является входом устройства, блок дискретизации и блок выделения опорных отсчетов, а также блок вычитания, введены блок запоминания значений N=2n+1, n=1, 2,..., отсчетов, блок масштабирования, второй фильтр нижних частот, усилитель и блок задержки. Выход блока выделения опорных отсчетов соединен с первым входом (управляющим) блока запоминания, второй вход которого (информационный) подключен к выходу блока дискретизации, каждый из N выходов блока запоминания соединен с одним из N входов блока масштабирования, выход блока масштабирования подключен к входу второго фильтра нижних частот, выход которого соединен с входом усилителя, выход усилителя соединен с первым входом блока вычитания, второй вход блока вычитания соединен с выходом блока задержки, вход которого подключен к входу блока дискретизации, выход блока вычитания является выходом устройства.

Устройство для реализации предложенного способа устранения дрейфа изолинии содержит первый фильтр нижних частот 1, блок дискретизации 2, блок выделения опорного отсчета 3, блок запоминания 4, блок масштабирования 5, второй фильтр нижних частот 6, усилитель 7, блок вычитания 8 и блок задержки 9.

На вход фильтра 1, являющийся входом устройства, поступает электрокардиосигнал. Выход фильтра соединен с входом блока дискретизации 2 и с входом блока задержки 9, выход блока дискретизации 2 соединен с входом блока выделения опорного отсчета 3 и со вторым входом блока запоминания 4, первый вход которого подключен к выходу блока выделения опорного отсчета 3, каждый из N выходов блока запоминания 4 соединен с одним из N входов блока масштабирования 5, выход бока масштабирования 5 подключен к входу второго фильтра нижних частот 6, выход которого соединен с входом усилителя 7, выход усилителя 7 соединен с первым входом блока вычитания 8, второй вход блока вычитания 8 соединен с выходом блока задержки 9, вход которого подключен к входу блока дискретизации, выход блока вычитания 8 является выходом устройства.

Устройство работает следующим образом. Электрокардиосигнал, очищенный фильтром 1 от высокочастотных и сетевой помех, но содержащий низкочастотную помеху в виде дрейфа изолинии (показан сплошной линией на фиг 4,а и обозначен ЭКС), преобразуется в блоке дискретизации в дискретные отсчеты, которые представляют собой последовательность прямоугольных импульсов длительностью , моделированных по амплитуде в соответствии с видом электрокардносигнала, следующих с периодом дискретизации Т. Эта последовательность импульсов отсчетов поступает на вход блока выделения опорного отсчета. Один из возможных вариантов выполнения блока 3 приведен на фиг.4. Он содержит блок 10 формирования разностей второго порядка, источник положительного 11 и отрицательного 12 пороговых уровней, схему сравнения 13, генератор 14 тактовых импульсов, первую схему И 15, счетчик импульсов 16 и вторую схему И 17.

С выхода блока дискретизации 2 дискретные отсчеты электрокардиосигнала (ЭКС) поступают на вход формирователя разностей второго порядка 10, являющийся входом блока 3 выделения опорных отсчетов. На выходе блока 10 присутствуют сигналы разностей второго порядка, формируемые из трех подряд идущих отсчетов ЭКС

ddU _i=U_i-2U_i-1+U_i-2,

где i - номера отсчетов, участвующих в формировании очередной разности второго порядка,

U - амплитуда соответствующего отсчета.

Полученные сигналы разностей второго порядка сравниваются с помощью схемы сравнения 13 с двумя пороговыми уровнями, один из которых положительный +Uпop (выход блока 11), а второй отрицательный -Uпop (выход блока 12). Схема сравнения 13 может быть выполнена (фиг.5) на основе двух компараторов 18 и 19 и схемы ИЛИ 20.

Работа блока 3 выделения опорных отсчетов, выполненного по схемам фиг.7 и 4 смоделирована с помощью программы схемотехнического моделирования MicroCAP5. При моделировании использовался 6-разрядный счетчик импульсов. Результаты моделирования представлены на фиг.6 и 7.

Когда сигнал разности второго порядка находится между пороговыми уровнями (фиг.6), сигнал на выходе схемы сравнения 13 имеет потенциал высокого уровня (фиг.7,а), который поступает на вход R счетчика 16, разрешая его работу в счетном режиме, и на один из входов первой схемы И 15, разрешая прохождение на ее выход поступающих на другой вход тактовых импульсов от генератора 14. Частота следования тактовых импульсов равна частоте дискретизации электрокардиосигнала.

Тактовые импульсы с выхода схемы И 15 поступают на счетный вход С счетчика 16 (фиг.7,б), который осуществляет счет этих импульсов. Соответствующие разрядные выходы счетчика 16 (фиг.7,в,...,з) соединены с соответствующими входами второй схемы И 17. Сигнал в виде прямоугольного импульса положительной полярности (фиг.7,и) появляется на выходе второй схемы И 17 только тогда, когда счетчик 16 сосчитает Q подряд идущих тактовых импульсов. Дискретный отсчет ЭКС, совпадающий с положением на оси времени выходного сигнала схемы И 17 принимается за опорный отсчет в данном кардиоцикле, а сам сигнал с выхода схемы И 17, являющийся выходным сигналом блока 3 выделения опорных отсчетов, поступает на первый вход блока запоминания 4, разрешая запоминание опорного отсчета и следующих за ним 2п отсчетов ЭКС.

Таким образом, сигнал с выхода блока 3 выделения опорных отсчетов управляет процессом начала запоминания группы из N=2n+l отсчетов ЭКС, причем первый отсчет в этой группе, совпадающий во времени с упомянутым сигналом, принимается за опорный отсчет в данном кардиоцикле.

Число Q выбирается таким образом, чтобы оно могло быть достигнуто при счете подряд идущих тактовых импульсов только на ТР-сегменте электрокардиосигнала 7. Самым продолжительным после ТР-сегмента является ST-сегмент. На интервале времени Т _ST, равном длительности ST-сегмента, умещается q _st=T_st/t временных интервалов, равных периоду дискретизации Т. Таким образом, если выбрать Q>Q_ST +1, то счетчик может сосчитать Q подряд идущих тактовых импульсов только на ТР-сегменте. На всех других сегментах (PQ, ST) кардиосигнала отсчеты разностей второго порядка выйдут за пределы пороговых уровней раньше, чем счетчик 16 досчитает до Q. При этом на выходе схемы сравнения 13 появится сигнал низкого уровня (фиг 7,а), который устанавливает счетчик по входу R в нулевое состояние и запрещает прохождение тактовых импульсов через первую схему И 15. При очередном входе сигналов разностей второго порядка в зону между пороговыми уровнями счетчик начинает считать тактовые импульсы с начала. Подобным образом выполнено устройство, описанное в патенте РФ по заявке №2002101968/14.

Запомненные значения N отсчетов с выходов блока запоминания 4 поступают на соответствующие входы блока масштабирования 5. Центральный отсчет группы из 2n+1 отсчетов передается на выход блока масштабирования 5 с коэффициентом 1, а отсчеты каждой из n пар отсчетов, расположенных симметрично относительно центрального отсчета, передаются с коэффициентами K_j, j=1,2,..., n. На выходе блока масштабирования 5 формируется сигнал, состоящий из последовательности примыкающих друг к другу 2n+1 импульсов, центральный импульс имеет амплитуду, равную значению помехи в этот же момент времени, а у каждой пары импульсов, расположенных слева и справа от центрального, амплитуды равны значению помехи в соответствующий момент времени умноженному на масштабный коэффициент K_j. Пример такого сигнала Uот для n=3 показан на фиг 4,б. На фиг.4,е одна из групп сигнала Нот показана в более крупном масштабе. Как отмечалось ранее, спектр этого сигнала содержит составляющую на частоте помехи и не содержит первые три спектральные зоны. В примере частота помехи равна 0,8 Гц и составляет 0,8 от частоты сердечных сокращений, принятой равной 60 ударов/минуту, частота левой боковой составляющей (n+1)-й, т.е. четвертой, спектральной зоны равна 3,2 Гц (см. фиг.2,в). Сигнал с выхода блока масштабирования 5 поступает на вход фильтра нижних частот 6, на выходе которого выделяются составляющие нулевой спектральной зоны, в нашем случае выделяется сигнал, пропорциональный дрейфу изолинии. Поскольку при подавлении спектральных зон происходит уменьшение энергии составляющих в нулевой спектральной зоне, сигнал с выхода фильтра нижних частот 6 подается на усилитель 7. Чтобы восстановить амплитуду выделенного сигнала дрейфа изолинии до амплитуды исходного сигнала Uiz дрейфа изолинии, коэффициент усиления К_ус усилителя 7 должен быть выбран из условия

где К_ф - коэффициент передачи фильтра нижних частот на нулевой частоте.

Сигнал на выходе усилителя 7 Uiz приведен на фиг 4в. Этот сигнал поступает на один из входов блока вычитания 8. На второй вход блока вычитания поступает сигнал смеси ЭКС и дрейфа изолинии, задержанный в блоке задержки 9 на время, равное времени запаздывания фильтра нижних частот 6 (сигнал ЭКС1 на фиг 4г). В блоке вычитания 8 происходит вычитание выделенного сигнала дрейфа изолинии из исходного сигнала, и на выходе этого блока формируется сигнал ЭКС, очищенный от сигнала дрейфа изолинии (ЭКСо на фиг. 4 д).

Технико-экономический эффект предложенного способа и устройства для его реализации заключается в том, что позволяет устранять дрейф изолинии ЭКС при изменении частоты последнего от нуля до частот, сравнимых с частотой сердечных сокращений и даже выше ее. Это способствует улучшению условий последующей обработки кардиосигнала (вычисление временных и амплитудных параметров отдельных элементов кардиосигнала).

Источники информации

1. Патент US №6381493 Ischemia detection during nonstandard xardiac excitation patterns.

2. Публикация №2001121142, А 61 В 5/0444, 20030520.

3. Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ/ А.Л.Барановский, А.И.Калиниченко, Л.А.Манило и др. Под ред. А.Л.Барановского и А.П.Немирко. -М.: Радио и связь, 1993. С.198...200.

4. Маколкин В.И., Подзолков В.И., Самойленко В.В. ЭКГ: анализ и толкование. -М.: Издат. Дом “ГЭОТАР-МЕД”, 2001. С.27-30.

5. Патент РФ №2195164, А 61 В 5/02. Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления, А.А.Михеев/БИ 2002. №36.