31.03.2011 80366

Техника ЭКГ

Техника ЭКГ
Скорее, техническая статья "Электрокардиографическая техника для исследования состояния сердца". Как работает электрокардиограф, как снимать ЭКГ по Л. А. Бутченко, А.Т. Воробьеву, Небу и др. Несколько принципиальных схем оборудования.

Скорее, техническая статья "Электрокардиографическая техника для исследования состояния сердца". Как работает электрокардиограф, как снимать ЭКГ по Л. А. Бутченко, А.Т. Воробьеву, Небу и др. Несколько принципиальных схем оборудования.

 

 

Лекция №1    Введение.

Исследования электрической активности сердца.
ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИЯ

            Рассмотрим электрокардиографию как один из наиболее прогрессивных методов исследования сердечно сосудистой системы (ССС) более подробно.
Электрокардиография - метод графической регистрации изменения величины и направления электродвижущей силы (ЭДС) возбужденных участков миокарда во времени соответственно определенной оси отведений.
Электрокардиограмма - это проекция динамики суммарного вектора возбуждения в течение сердечного цикла на ось отведений.

Электрокардиография - один из наиболее точных в современной медицине методов исследования больного, в частности процессов возбуждения и проведения импульсов в миокарде.   Начатый более 100 лет назад работами И.М. Сеченова, В. Эйнтховена,
А.Ф. Самойлова и другими, метод электрокардиографии сейчас распространился  повсеместно.

Электрокардиограмма фиксирует только особенности возбуждения миокарда и проведение импульсов, отражающих состояние клеток мышцы сердца.
Электрокардиограмму регистрируют на бумаге чернильным  или тепловым способом.
Вектор суммарной ЭДС возбуждения желудочков получил название  электрической оси сердца (ЭОС); в норме направление ЭОС примерно совпадает с анатомической осью сердца.
Наиболее полно электрокардиограмма отражает нарушения ритма и проводимости (блокады на протяжении проводниковых путей сердца).
На втором месте в диагностическом плане стоит распознавание перегрузок (гипертрофии) желудочков и предсердий.
Электрокардиограмма фиксирует особенности возбуждения миокарда и  проведении импульсов, косвенно отражая состояние клеток мышцы сердца.  Формы зубцов электрокардиограммы зависят от положения электродов на теле пациента.

Общепринятая методика снятия отведений включает в настоящее время снятие 12 отведений.

Электрокардиографические отведения.

Участок (точка) поверхности тела, на которую накладывается электрод, называется позицией электрода. Отведение - это способ выявления разности потенциалов между 2-я участками тела.
Отведения классифицируют на однополюсные и двухполюсные.  Двухполюсные регистрируют изменение разности потенциалов между 2-я точками тела, однополюсные отражают разность потенциалов какого либо участка тела и потенциала, постоянного по величине, условно  принятого за нуль.  Для создания нулевого потенциала применяют объединенный электрод Вильсона (индифферентный), образуемый при соединении (через сопротивления) трех конечностей - правая и левая рука, и левая нога.
Обычно регистрируют 12 отведений: 3-и стандартных конечностных (I, II, III)
3-и усиленных конечностных (aVR aVL aVF) и 6-ть грудных однополюсных отведений (V1, V2,V3,V4,V5,V6).
В.Эйнтховен в 1908г. предложил снятие стандартных (I, II, III) отведений. Усиленные отведения от конечностей были предложены Е.Голдбергером (1942 г.) Это однополюсные отведения.  Применяют  3-и усиленных отведения от конечностей: от правой руки(aVR)  от левой руки(aVL) и от левой ноги(aVF).
( augmented - усиленный  right - правый  left-левый  foot - нога)
Шесть отведений от конечностей дают возможность регистрировать ЭДС во фронтальной плоскости.
Грудные отведения были предложены Вильсоном и являются однополюсными. Обозначаются Vi. Обычно грудных отведений регистрируется 6-ть (V1,V2,V3,V4,V5,V6).  Возможно и большее количество грудных электродов для определенных методик обследования пациента.
После регистрации на твердом носителе (бумага) нормальный вид электрокардиограммы выглядит следующим образом.




Рисунок 1    Представление графического изображения отведений X,Y,Z ( отведения Франка )

 

 

 

 

 



Рисунок 2   Зубцы, сегменты и интервалы  на стандартной  ЭКГ записи.

            Электрокардиограф – прибор, регистрирующий на бумаге изменение разности потенциалов между точками в электрическом поле сердца (на поверхности тела) во время его возбуждения.
Современные электрокардиографы должны осуществлять как одноканальную, так и многоканальную запись ЭКГ.
В случае многоканальной записи синхронно (изохронно) регистрируется несколько различных ЭКГ отведений, что значительно сокращает время исследования и дает возможность получить более точную информацию об электрическом поле сердца.
Электрокардиограф состоит из входного устройства (электроды, кабель отведений), усилителей биопотенциалов и регистрирующего устройства.
Разность потенциалов с поверхности тела снимается посредством металлических электродов, укрепленных на различных участках тела резиновыми ремнями или грушами.
Малое напряжение (не более 10 мВ), воспринимаемое электродами, подается на систему биоусилителей. В результате усиления небольшие колебания напряжения усиливаются во много раз и подаются в регистрирующее устройство прибора.



Электрокардиограмму регистрируют на бумаге чернильным или тепловым способом.
Схема размещения электродов для  взятия 12-ти стандартных общепринятых отведений  изображена на рис.3 и 4.

 

Рисунок 3    Схема  наложения грудных электродов.
V1 - накладывается электрод С1 окрашенный обычно бело-красным;
V2 - накладывается электрод С2 окрашенный  бело-желтым;
V3 - накладывается электрод С3 окрашенный  бело-зеленым;
V4 - накладывается электрод С4 окрашенный  бело-коричневым;
V5 - накладывается электрод С5 окрашенный  бело-черный;



V6 - накладывается электрод С6 окрашенный  бело-синий;

Рисунок 4  Схема наложения конечностных электродов.

Следует указать, что помимо общепринятых стандартных отведений для  специальных методик обследования возможно и другое взятие отведений.
Подобные взятия обычно названы по именам авторов, например взятие отведений по Нэбу, методика Франка, система отведений по  И.Т.Акулиничеву (пятиплоскостная прекордиальная) подобного  рода взятие отведений применяется, например, для целей векторэлектрокардиографии.
В случае необходимости используются отведения со спины, шеи, дополнительные грудные (V7,V8,V9…).Правосторонние грудные.
Особое место следует уделить отведения специального назначения таким, как пищеводные и внутриполостные (внутрипредсердные и внутрижелудочковые).  При введении этих отведений существенно важна длина электрода. Электродом в этом случае является металлический катетер, вводимый например чрезпищеводно на вполне определенную глубину.
Уровень сигнала в подобных отведениях может быть выше обычного (снятого с поверхности кожи ) на порядок, что требует особых характеристик от аппаратуры.
Широкое распространение получили ЭКГ методики исследования, проводимые в условиях мышечной работы на велоэргометрах (велоэргометрия) с приспособлениями позволяющими регулировать величину нагрузки посредством изменения сопротивления вращения педалей. (Нагрузочные пробы).
Системы отведений при проведении нагрузочных проб несколько отличаются от стандартных.
В клинической практике общее число  систем взятия отведений  (и вариантов медицинских методик) превышает 40 вариантов.
Все подобные электрографические системы могут быть разбиты на 3-и группы: системы основанные на принципах построения двухполюсных грудных отведений;
системы, основанные на принципах ортогональных отведений;
модифицированные системы, основанные на принципах формирования 12-ти общепризнанных стандартных отведений.
Из числа наиболее известных и имеющих практическое применение назовем следующие:

  1. Двухполюсные грудные отведения A(Anterior), D(Dorsalis), I(Inferior) по Нэбу (Nehb предложены в 1938г.);
  2. Отведения по Л. А. Бутченко – 3-и отведения;
  3. Отведения по А.Т. Воробьеву – двухполюсные грудные;


Точки наложения электродов по перечисленным методам изображены на рисунке 5.

Рисунок 5.

Методика Нэба заключается в том, что электроды расположены на грудной клетке так, что образуют "маленький сердечный треугольник". Этим способом отведений достигается не плоскостное, а топографическое отображение потенциалов 3-х поверхностей сердца: передней –A задней-D и нижней-I.
Здесь в основном следует учитывать, что конечностные отведения при проведении нагрузочных проб заменяются эквивалентным взятием с груди.
Например, индифферентный электрод   при методики взятия отведений по Франку может быть расположен в точке F1 ( область крестца ) или если это не удобно, - в области F2 - слева в восьмом межреберье. ( Смотри рисунок 6)
Методика взятия отведений "по Франку" удобна тем, что позволяет получить при применении 7-и электродов 3-и ортогональных отведения. Поэтому, именно эта методика чаще всего используется в векторэлектрокардиографии.


Рисунок 6.   Схема наложения электродов по Франку.

            Не следует забывать и альтернативные методы  получения корригированной  системы ортогональных отведений, как-то:
МакФи Пуранго (McFee Purangao ) ,CBEK-III ,Акулиничева и др.
Для регистрации ортогональных отведений требуется в данной ситуации и специальные электрокардиографы называемые векторкардиографами. При проведении нагрузочных проб характеристики прибора для регистрации ЭКГ несколько отличаются от общепринятых. В частности необходим прибор с регулируемой так называемой постоянной времени. ( Пропускная  способность тракта на частотах ниже 1 Гц).
Схема изображенная на рис 5. для вычисления отведений по методике Франка также требует иного построения входной части электрокардиографа.
Разнообразие и необходимость методик диктует такое же разнообразие (а зачастую и противоречивость) в принципах построения современных электрокардиографов.
Характеристики современных  кардиографов определены,
охвачены всеми необходимыми требованиями ( ГОСТы, МЭК ..),
и позволяют зачастую использовать один и тот же прибор для проведения исследования пациента по нескольким разнообразным медицинским методика.
Рациональный выбор отведений при исследованиях  остается спорным вопросом. По мнению ряда ученых ортогональные отведения благодаря своей простоте призваны в будущем заменить современные методы отведений.
Между стандартными, усиленными и грудными отведениями существует вполне определенные соотношения, которые необходимо учитывать при разработке различного рода аппаратов для кардиографических целей.


 Общепринятые стандартные отведения

 

Отведения Эйнтховена (Эйнтговена)

            I =   L-R           =    (L-F)-(R-F)          =  II - III 
           II = -R+F                   =  - (R-F)
          III = -L+F                   =  - (L-F)

 

Усиленные отведения  Гольдбергера

       aVR = R - (L+F)/2 = (R-F)-(L-F)/2      =  - II  + III/2
       aVL = L - (R+F)/2 = (L-F)-(R-F)/2      =  - III +  II/2
       aVF = F - (R+L)/2 =- (R-F)/2-(L-F)/2 =   (II   + III)/2

 

Грудные отведения Вильсона - Гольдбергера

 

         Vi = Ci - (R+L+F)/3 = (Ci-F) - ((R-F)+(L-F))/3
                            
         для   i = 1 ... 6 …….

(Специальные исследования показывают, что на самом деле так называемые однополюсные отведения по своим физическим данным не отличаются от обычных двухполюсных отведений. Дифферентный электрод по методике Вильсона-Гольдбергера не отражает в чистом виде потенциал той области, куда он помещен, а "центральная терминаль" – объединенный электрод не является нулевым и принимает участие в формировании электрокардиограммы. Поэтому отведения по Вильсону-Гольдбергеру не отличаются в принципе от обычных отведений. Классификация отведений на однополюсные и двухполюсные,- чисто условна.)
( Д.Ф.Пресняков представил математическое доказательство отсутствия  "нуля" в удаленном электроде).
Также Ekey  и Frolich доказали, что объединенный электрод Вильсона не является нулевым – его остаточный потенциал составляет  порядка 0.3 мВ.
Однако, учитывая его постоянство и отсутствие влияния на электрокардиограмму при его перемещении на любой участок тела такой электрод можно считать "индифферентным". Таким образом, в прямом смысле этого слова однополюсные отведения не существуют.

Электроды.

Для измерения сигналов используют, как минимум, два электрода, которые располагают на поверхности тела пациента.
Электроды могут быть поляризующиеся и неполяризующиеся, при этом первые аналогичны конденсаторам (прохождение через них постоянного тока вызывает непрерывно увеличивающееся падение напряжения), а вторые аналогичны сопротивлениям (прохождение через них постоянного тока вызывает постоянное по величине падение напряжения). Обычно используемые электроды по своим характеристикам занимают промежуточное положение между поляризующимися и неполяризующимися электродами. На рис.7. показаны два типа электродов, которые используются наиболее часто. Электроды первого типа представляют собой металлическую пластинку, покрытую серебром; по своим характеристикам они близки к поляризующимся электродам. Электроды второго типа представляют собой пластинку с гальваническим серебряным покрытием, на которое нанесен слой хлористого серебра (AgCl); по своим характеристикам они близки к неполяризующимся электродам.  Наилучшими параметрами обладают электроды, содержащие три части Ag и семь частей  AgCl.

 


Рисунок 7.

Рисунок 8

 

 

 

МЕТОДЫ ОБСЛЕДОВАНИЯ.

На сегодняшний день из наиболее диагностически значимых неинвазивных ЭКГ методов обследования можно выделить следующие:
Анализ электрокардиограммы 12-ти общепринятых стандартных отведений. Повсеместно распространенное исследование, имеющее давние традиции.
Распространенность объясняется относительно невысокими запросами к регистрирующей аппаратуре и возможностью постановки диагнозов по внешнему виду графика и небольшому количеству измерений на нем. При кажущейся простоте анализа именно автоматизированная "расшифровка" 12-ти канальной ЭКГ представляет большие затруднения из-за проблем в формализации рассуждения кардиолога при постановке диагноза.
Анализ вариабельности ритма сердца (ВСР). Метод основан на выделении из ЭКГ сердечного ритма (R-R интервалов) и последующего его анализа во временной и частотной областях.
ЭКГ высокого разрешения. При регистрации используется одна из ортогональных схем отведений. Метод основан на цифровом усреднении ЭКГ сигнала. В результате получается один сердечный цикл с высоким отношением сигнал-шум. Проводя дальнейшую частотную фильтрацию и нормализацию, получают кривую пригодную для количественного анализа на предмет наличия в сердце зон повреждения по методу Симсона (Simpson). Альтернативный метод с более высокой чувствительностью - преобразование сигнала для анализа в частотно-временной области, например, на основе волнового преобразования (Wavelet transformation).
ЭКГ картирование. Синхронная многоканальная регистрация сердечных потенциалов. Визуализация карты распределения потенциалов по поверхности грудной клетки (поверхностное картирование). При решении обратной задачи (сердце - как электрический генератор, тело - как объемный проводник) возможно построение карты распределения потенциалов непосредственно по поверхности сердца (эпикардиальное картирование). При использовании дипольных моделей электрической активности сердечной ткани можно локализовать источники возбуждения в каждый момент времени.
Суточное мониторирование электрокардиограммы (Холтеровское мониторирование). Длительная (24-48 часов) регистрация на носимый накопитель 2-3 отведений ЭКГ с последующим анализом на центральной станции. В современных системах в роли последней практически повсеместно используется персональный компьютер. Обработка записи сводится к выявлению и классификации эктопических ритмов и комплексов, анализу ВСР, а также для анализа динамики изменений интервалов QT и ST.

 

Лекция №2

            Требования к ЭКГ системам.

Принципы построения аппаратуры для регистрации ЭКГ.

            Электрокардиограф – прибор регистрирующий на бумаге изменение разности потенциалов между точками в электрическом поле сердца (на поверхности тела) во время его возбуждения. Приведем наиболее важные характеристики, диктуемые требованиями ГОСТ и международных стандартов к ПРИБОРАМ ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКИХ ПОТЕНЦИАЛОВ СЕРДЦА.
ГОСТ 19687—89 определяет основные характеристики приборов типа электрокардиографы и электрокардиоскопы следующим образом.
…Основные параметры приборов должны соответствовать приведенным в таблице.
Таблица 1


Наименование параметра

Значение параметра

1.  Диапазон   входных   напряжении U,   мВ.   впределах
2.  Относительная    погрешность    измерения   напряжения* и, в диапазонах:
от 0,1 до 0,5 мВ, %, не более
от 0,5 до 4 мВ, %, не более
3.  Нелинейность, %, в пределах:
для электрокардиографов
для электрокардиоскопов
4.  Чувствительность S, мм/мВ
5.   Относительная   погрешность   установки    чувствительности  ?s  %. в  пределах
6.  Эффективная ширина записи   (изображения) канала В, мм, не менее
7.   Входной импеданс Zвх, МОм, не менее
8.   Коэффициент ослабления синфазных сигналов Кс, не менее:
для электрокардиографов
для электрокардиоскопов
9.  Напряжение внутренних шумов, приведенных ко входу   Uш, мкВ, не более
10.   Постоянная времени  ?. с. не менее
11.   Неравномерность  амплитудно-частотной   характеристики   (АЧХ)   ?  в диапазонах частот:
от 0,5 до 60 Гц, %
от 60 до 75 Гц, %
12.  Относительная   погрешность   измерения    интервалов времени ? т в диапазоне интервалов времени
от 0.1 до 1.0 с,% не более
13.  Скорость движения носителя записи (скорость развертки)   Vн  мм/с
14. Относительная   погрешность  установки  скорости   движения носителя записи  (скорости развертки) ?v,%, в пределах:
для электрокардиографов
для электрокардиоскопов

 

От 0,03 до 5

 

±15
±7

±2
±2.5
2.5*; 5; 10; 20; 40*

±5

  40
5

 

100000
28000

20
3.2

 

от -10 до +5
от -30 до +5

 

±7

25,50 допустимы и иные значения

 

±5
±10

Выработанные за время развития электрокардиографии стандарты на технические характеристики приборов вполне обоснованы, объяснимы и в совокупности определяют структурный состав и схемотехническое решение основных блоков и узлов электрокардиографов.
Современные электрокардиографы должны осуществлять как одноканальную, так и многоканальную запись ЭКГ.
В случае многоканальной записи синхронно ( изохронно ) регистрируется несколько различных ЭКГ отведений, что значительно сокращает время исследования и дает возможность получить более точную информацию об электрическом поле сердца.
Электрокардиограф состоит из входного устройства (электроды, кабель отведений), усилителей биопотенциалов и регистрирующего устройства.
Разность потенциалов с поверхности тела снимается посредством металлических электродов, укрепленных на различных участках тела резиновыми ремнями или грушами.
Малое напряжение ( не более 10 мВ ), воспринимаемое электродами, подается на систему биоусилителей. В результате усиления небольшие колебания напряжения усиливаются во много раз и подаются в регистрирующее устройство прибора.
Электрокардиограмму регистрируют на бумаге чернильным или тепловым способом.
В настоящее время электрокардиограф условно можно разделить на следующие блоки:
- Входной узел;
- Преобразовательный узел;
- Обрабатывающий узел с устройством управления (клавиатура);
- Узел отображения (Индикация);
- Узел регистратора (пишущий узел);
- Узел связи с внешней средой;

 Входная часть состоит из
-Входного кабеля (кабеля пациента) с определенным количеством электродов. Количество электродов варьируется  в зависимости от методики взятия отведений. Для общепринятых стандартных отведений необходимо 10 проводов с электродами. Для методики исследования "по  Франку" 7-мь электродов и т.д.;
- Блок входных усилителей;
- Системы защиты входов усилителей от кратковременных, но мощных перегрузок, - от воздействия диффибрилятора, (возможно от действия электроножа) и т.п.
Поскольку практически все современные электрокардиографические приборы являются цифровыми устройствами (имеют в своем составе микроконтроллер), то имеется узел преобразования аналоговых сигналов в цифровые, определенной разрядности АЦП (аналого-цифровые преобразователи).
Наличие цифровой части прибора обосновано многими факторами это и удобство последующей обработки информации, и регулируемая точность представления, и гибкость изменения алгоритмов обработки и прочее.
Узел индикации должен показывать оператору режимы работы, в которых находиться прибор. Обычно индикация функционально совмещена с клавиатурой (панелью управления) для изменения режимов работы прибора.
В конечном итоге прибор (электрокардиограф) должен отобразить электрокардиограмму, вполне определенный график изменения ЭДС сердца на твердом носителе позволяющим длительное хранение. И по сей день этим носителем является бумага.
Узел регистратора и в настоящее время является достаточно проблемным устройством. На заре развития электрокардиографии применялись сложные электромеханические устройства.
Обязателен лентопротяжный механизм для подачи бумаги свернутой в рулон на пишущее устройство с достаточно точно выверенной скоростью. В качестве пишущей детали использовалось тонкое перо с капиллярным каналом для подачи чернил.
Отклонение пера обеспечивалось гальваническим методом посредством высокопрецизионной системы. (Рамка с током в магнитном поле). Таким образом, требования к пишущей системе настолько высоки, что до сих пор этот блок остается весьма дорогим устройством. ( Примерно 10% стоимости прибора).
При разработке пишущего узла приходится решать множество проблем связанных именно с высокими требованиями точности регистрации. Скорость подачи носителя ( бумаги ) определена медицинскими требованиями и ГОСТом. Отклонения (смотри табл. 4.1) не должны превышать 5%. Необходима система регулирования скорости. И в настоящее время во многих разработках продолжает применяться гальваническая система управления пером и само перо.
Как известно любая электромеханическая система, имеющая множество движущихся деталей ненадежна. И в основном надежность и долговечность всего прибора определяется именно этим сложным узлом. На сегодня методы записи электрокардиограммы определяются практически всего 2-мя конструктивными решениями.
И в настоящее время используется перьевой метод записи.
Запись осуществляется на специальной термобумаге термопером.
Подобный принцип записи характерен основном для приборов, записывающих
1-н канал (отведение),- одноканальных приборов.
Для многоканальных (регистрирующих параллельно несколько каналов) сейчас используется принцип терморегистрации посредством так называемых термоголовок.
Термоголовка представляет собой высокопрецизионное устройство созданное посредством микротехнологий и является набором плотноупакованных терморезисторов нанесенных на керамическое или ситалловое основание в виде линейки.
Плотность размещения терморезисторов очень высока и достигает 32 точек/мм.
Промышленность выпускает термоголовки шириной от 40 мм до 300 мм. Для электрокардиографических задач регистрации на настоящее время определена минимальная допустимая плотность точек как 6-8 точек/мм.  И таким образом можно подсчитать, что количество терморезисторов даже в самой узкой головке измеряется сотнями штук. Запись посредством термоголовки осуществляется так же на специальной термочувствительной бумаге. Бумага должна быть прижата по всей длине термолинии к поверхности термоголовки.
На момент касания  терморезисторы в местах, где необходимо отобразить точку нагреваются, и на бумаге остается след. Терморезисторам необходимо остыть до определенного уровня.
Далее бумага продвигается с заданной скоростью и цикл регистрации повторяется. Подобный принцип регистрации удобен тем, что позволяет отображать и графики и текст с минимумом движущихся частей. Варьируя интенсивность нагрева возможна и многотоновая регистрация (Оттенки серого).
Подобные принципы регистрации используются, например в факсографических аппаратах.


Схематичное изображение устройства термопечатающей головки (ТПГ).
Изображена ТПГ имеющая 128 терморезисторов. Ширина линии записи 40 мм.
Сигналы поименованы условно. Названия сигналов соответствует общепринятым
по многим источникам.

 

ЭКГ ВЫСОКОГО РАЗРЕШЕНИЯ.

Электрокардиография — наиболее широко применяемая и изученная область анализа биопотенциалов. Однако серийно выпускаемые приборы с относительно низким отношением сигнал/шум не позволяют использовать всю информацию ЭКС, которую можно получить при технически достижимых в настоящее время возможностях электрокардиографов.
Среди методов повышения диагностической информативности электрокардиографии дополнительно усиленная (крупномасштабная) ЭКГ (КМ ЭКГ) заняла прочное место в деятельности научно-исследовательских учреждений и позволила получить важную для диагностики информацию о больных.
Усиленная ( крупномасштабная ) электрокардиография требует регистрации ЭКГ сигналов с чувствительностью 50-100  мм/мВ. Ясно, что требования к подобного рода аппаратам должны быть иными, чем к типичным электрокардиографам. Такое усиление требуется для выявления низкоамплитудных элементов ЭКГ. Этим можно получить дополнительную информацию об электрической активности миокарда и выработать новые диагностические критерии, способствующие более точной интерпретации изменений ЭКГ.
В клинической электрокардиографии стала классической запись кривых при чувствительности электрокардиографа 10мм/мВ. Выбор такого усиления не обусловлен какими-либо специальными техническими или медицинскими требованиями. Однако при подобной чувствительности некоторые элементы ЭКГ остаются невыраженными, что приводит к определенным трудностям при их оценке. В серийных приборах максимальная чувствительность ограничена требованиями 20 мм/1мВ.

Если рассматривать ЭКГ как стационарный сигнал, то для получения КМ ЭКГ можно было бы использовать и метод так называемого когерентного накопления, основанный на том, что аналоговый ЭКС аналого-цифровым преобразователем превращается в цифровой. При этом случайные помехи при усреднении сигнала погашаются, а полезный сигнал, если исходить из предположения, что он имеет одинаковую величину и время возникновения (т. е. считать, что каждый зубец комплекса QRST одинаков), усиливается по мере увеличения числа обработанных комплексов. Подобный подход подкупает предполагаемой возможностью избавления от помех, сколь угодно большого, усиления полезного сигнала и возможностью автоматического вычисления различных ЭКГ - признаков. Поэтому он использовался в системах автоматического анализа ЭКГ и даже с целью выявления потенциалов предсердно-желудочкового пучка (пучок Гиса)
Для приборов подобного высокого класса требования к характеристикам подобного рода электрокардиографам таковы:
-подавление синфазных помех канала — от 80 до 120 дБ;
- уровень собственных шумов — от 10 до 1 мкВ pick tu pick;
-частотные характеристики усилителя соответствуют требованиям;
полоса пропускания частот может регулироваться, в том числе расширяться в сторону снижения частот до 0 (с ручной компенсацией разностной инфранизкочастотной помехи) и в сторону верхних частот до 2000 Гц;
-максимальная чувствительность — 100 мм/мВ,
минимальная — 10 мм/мВ.
- Погрешность измерения амплитуды сигнала  не более 10 — 50 мкВ.;
- Ошибки измерения интервалов времени, скорости движения носителя, эффективная ширина записи определяются характеристикой регистратора и могут быть не хуже, чем требуется по стандартам для кардиографов 1-го класса точности.

Некоторые теоретические соображения применяемые при выборе оптимальной схемы реализации каналов ЭКГ.

      Для  регистрации  ЭКС  идеальным  является такой усилительный канал, который обладает бесконечно большим полным входным сопротивлением, позволяет сколь угодно точно получать сигналы заданных ЭКГ - отведений по отводимым с помощью электродов потенциалам, полностью подавляет помехи от силовой сети, не чувствителен к потенциалам поляризации электродов и разностным помехам, лежащим вне полосы полезного сигнала, не имеет собственных шумов, не выходит из строя при воздействии на него значительных кратковременных перегрузок, а также не вносит частотных и нелинейных искажений в полосе частот и динамическом диапазоне полезного сигнала.
Под помехами понимают сравнимые с величиной полезного сигнала напряжения, присутствующие в потенциалах, отводимых с помощью электродов.
Помехи, возникающие при усилении биопотенциалов, по взаимодействию с входным полезным сигналом (в данном случае ЭКС) можно разделить на аддитивные и мультипликативные.
Аддитивные помехи складываются с полезным сигналом. Они вносят наибольшую погрешность при регистрации ЭКС. В свою очередь, аддитивные помехи можно подразделить на  разностные и синфазные.


Разностными называют помехи, мгновенные значения которых на активных входах усилителя биопотенциалов равны по величине и противоположны по знаку. К их числу относятся составляющие за счёт биоэлектрической активности соседних органов, неравенства поляризационных потенциалов электродов, напряжение кожно-гальванического рефлекса (КГР). Кроме того, разностную помеху могут создавать магнитные поля, пронизывающие контур, образованный проводами, соединяющими электроды с усилителем биопотенциалов.
Синфазными, или помехами среднего уровня, называются помехи, мгновенные значения которых на активных входах усилителя биопотенциалов совпадают.
В частности, для синусоидального сигнала это означает совпадение амплитуд и фаз колебаний. Наличие ёмкости между проводами силовой или осветительной сети и пациентом приводит к тому, что на поверхности тела относительно земли присутствует напряжение помехи частотой 50 Гц, амплитуду и фазу которого вследствие относительно хорошей проводимости тканей организма можно считать практически одинаковыми во всех точках тела.


Инфранизкочастотные синфазные помехи создаются средним уровнем поляризационных потенциалов электродов, а среднечастотные и высокочастотные - средним уровнем биоэлектрической активности соседних органов и КГР. Однако эти составляющие синфазных помех оказывают незначительное влияние на точность регистрации.
Мультипликативные помехи изменяют параметр одного из элементов контура передачи сигнала, например сопротивление между электродом и кожей в результате высыхания прокладок, меняют коэффициент передачи полезного сигнала помехой.


Также существуют помехи, носящие случайный характер, но которые вносят существенное влияние на точность регистрации ЭКС. Например, помеха, возникающая в результате "шевеления" пациента
во время снятия электрических потенциалов сердца.


Наибольший интерес представляет сетевая помеховая составляющая, и способы уменьшения её влияния на ЭКС.
Исторически первым приемом уменьшения помехи является применение "Рабочего заземления".
В целом при использовании рабочего заземления величина синфазной помехи обычно имеет значение порядка десятков мВ. С таким уровнем помехи каждый усилитель биосигналов  должен нормально работать без зашумления полезного сигнала (т.е. усилитель должен подавлять этот уровень помехи. После подавления остаточная помеха допустима на уровне единиц мкВ, следовательно, коэффициент подавления должен быть не менее 10 000 раз, а без использования рабочего заземления - 1000,000 раз. Таков порядок эффекта уменьшения помехи рабочим заземлением). Применение рабочего заземления очень неудобно в портативных приборах, поэтому часто используют аккумуляторное питание, резко уменьшающее наводимые помехи.
Рассмотрим, каким образом можно достичь подавления сетевой помехи.


Традиционным методом борьбы с сетевыми наводками является использование свойства ее синфазности в теле человека. За счет синфазности появляется возможность уничтожения помехи вычитанием сигнала одного электрода из всех остальных.  При этом не происходит потери информации, т.к. если одновременно потенциал всех электродов увеличим или уменьшим, распределение потенциалов по электродам не изменится. После вычитания потенциал вычитающего электрода считаем нулевым. Безразлично, какой электрод мы принимаем за вычитающий (референтный). Качество вычитания измеряют коэффициентом подавления синфазной помехи (СФП). Коэффициент подавления СФП измеряется в разах (или Дб), и определяется как отношение поданного на вход испытательного синфазного сигнала к наблюдаемому остатку от него. Значение остатка пересчитывается ко входу усилителя.
Подавление СФП требует прецизионных операционных усилителей (ОУ) и точной установки их усилений. (Для достижения качества вычитания 120 дБ неодинаковость усиления по каналам должна быть менее 10-6.  Такое почти не реально. Поэтому приходится использовать дополнительные пути и от вычитания на ОУ требовать только 60-70дБ подавления (1000 - 3000 раз). Это достигается при точности номиналов используемых резисторов 0.1%. (Последнее время появились схемные решения, позволяющие снизить требования к точности резисторов до 0.5-1%).
Вторым способом борьбы с синфазной помехой является использование рабочего заземления. При этом при введении рабочего заземления увеличивается емкость тело- земля от значения 200 пФ до величины емкости электрод/кожа, т.е. до 47 нФ,  или более чем в 200 раз. Соответственно величина СФП падает в 200 раз, но все еще остается очень большой (около 10мВ). Этот остаток должен подавляться вычитанием.


Третьим путем уменьшения наводок является уменьшение Z кожи в цепи электрода N. Если Rкожи =0 то помеха отсутствует. Поэтому принимаются все меры уменьшения Rкожи, (от хорошей обработки кожного покрова под электродом, применения электродных паст до специальных схем).
Четвертым методом является выделение изолированной рабочей части. (Рабочая часть - все узлы и элементы, имеющие электрическое соединение с электродами, накладываемыми на пациента). Рабочая часть УБС отделена  от остальной схемы дополнительной изоляцией, например  вводят второй изолирующий трансформатор между входными ОУ и основной частью, содержащей источники питания, пульты управления и регистратор. Емкостная связь между этими частями делается минимальной (лучше всего применять радиоканал и аккумуляторное питание). В этом случае изолированная рабочая часть становится эквипотенциальной с телом пациента и токи в цепи электрода N не протекают (а следовательно и не выделяется синфазная помеха). Степень эквипотенциальности определяется  величиной остаточной емкости между основной и рабочей частью. Она сравнивается с величиной емкости 47 нФ эквивалента кожи и емкости 200пФ пациент - земля. Если эта емкость  не более 2 пФ, то ослабление СФП за счет введения изолированной рабочей части достигает 40 дБ. Остальные 60-80 дБ обычно обеспечиваются вычитанием во входных каскадах ОУ.
Пятым, наиболее перспективным способом подавления сетевой помехи является использование режекторных фильтров, вырезающих некоторую область частотного спектра, настроенных на частоту силовой сети.




Рисунок  9  


На рисунке 9   изображена АЧХ тракта кардиоканала сформированная согласно современным представлениям о точности и достаточности передачи ЭКС с минимальными потерями.
Согласно требований сформулированных ГОСТом и другими нормирующими документами проводится расчет всех параметров канала  и всего тракта от "входа" до регистратора.
Блок входных усилителей, для реализации кардиоканалов в настоящее время по "классической" схеме является как минимум 2-х каскадным.


Рисунок 10.    Вариант реализации входных каскадов биоусилителей для вычисления электрокардиографических  отведений


Пример реализации первых каскадов изображен на рис. 10.
В приведенной схеме вычисление отведений реализовано аналоговыми методами для организации совокупности 12-ти общепринятых стандартных отведений.
В схеме предусмотрено формирование "объединенной точки  Вильсона " и формирование индиферентного электрода N. для улучшения подавления синфазной помехи.
Для представления ЭКС с минимальными потерями  неравномерность АЧХ  не должна  превышать 1 дБ(10%)  в диапазоне  от 0 Гц (постоянный ток) до 100 Гц.
В случае постоянного тока ( 0 Гц ) это приводит к тому, что система усиления становится неустойчивой. Постоянная времени (?) системы стремится к бесконечности. Время успокоение системы после случайного воздействия крайне велико.
Tусп.> = 3*?.
Поэтому требование по неравномерности АЧХ на сверхнизкой частоте сформулировано как требование к постоянной времени (?) канала которое не должно быть менее 3.2 сек. Для реализации этого требования между 1-м и последующими каскадами канала ЭКГ организуется фильтр высокой частоты ( обычная RC - цепочка ).
В этом случае время успокоения системы  остается достаточно большим и составляет не менее 10 сек. Обязательным условием реализации каскадов является наличие цепей успокоителя системы, задачей которого является кратковременное внесение в систему свойств "обнуления" ?
Количество каскадов в аналоговом тракте и разрядность АЦП которые в современных электрокардиографах обязательно присутствуют, выбирается из нижеследующих соображений.

Выбор параметров цифровой части канала ЭКГ.
Параметры системы дискретизации связаны между собой следующим образом:
М= Dr /(6*1og2(fs / fa) )
где       М - порядок фильтра (крутизна определяется, как 6М дБ/октава),
Dr - динамический диапазон системы (дБ),
fs - частота дискретизации (Гц),
fa - ширина полосы частот входного сигнала (Гц).
С другой стороны, динамический диапазон идеального АЦП с разрядностью N бит определяется как     Dr = (6.02N + 1.76)  дБ
Пользуясь этими двумя соотношениями, нетрудно определить минимально допустимую частоту дискретизации для конкретного случая.
Таким образом, если выбирать разрядность АЦП N = 12, и при условии полосы сигнала Fa =100 Гц то для частоты квантования Fs=500 Гц необходима реализация фильтра ВЧ 5-го порядка.
Поскольку порядок фильтра и определяется числом каскадов в тракте желательно, до АЦП преобразования сигнала в тракте организовать 3- 5 каскадов.
Частоту квантования выбирают обычно кратную частоте сетевого питания. Такой выбор обеспечивает далее, при обработке сигналов проще реализовывать цифровые фильтры для различных целей (например, фильтр для подавления сетевой помехи).
Во входной части современных электрокардиографах обязательно должны быть  еще несколько подсистем, наличие которых существенно увеличивают удобство работы с прибором и  безопасность прибора.
Следует отметить обязательную необходимость цепи защиты от воздействия импульсов дифибриллятора. Желательную необходимость цепей отслеживающих факт качественного наложения электродов.
( В настоящее время создается новый стандарт и в нем требование к системе слежения за «отвалом электрода» становится обязательным к выполнению.)
В настоящее время, для ряда специализированных приборов возникают требования по защите от воздействия «электроножа».

Лекции № 3 – 4

Обеспечение требований безопасности электрокардиографов.

            Для соблюдения всех требований по безопасности конструкция и электрическая схема медицинских изделий должна быть тщательно продумана.  Изделия должны быть так сконструированы и изготовлены, чтобы не возникало опасности поражения электрическим током, как в нормальном их состоянии, так и при единичном нарушении.
В части разработки электрокардиографов особые требования налагаются на обеспечение защиты от дефибриллятора и обеспечения соответствующего класса по электробезопасности.
Согласно  ГОСТ Р 50267.25—94 ,-
"С одной стороны, можно вполне убедительно спорить, что электрокардиографы подсоединяют к пациенту только на короткий период диагностических процедур и что, с точки зрения чисто временных характеристик, вероятность совпадения этого процесса с использованием дефибриллятора не очень велика. Более того, так как электрокардиографы применяют при диагностике на ранних стадиях заболевания, то их использование не означает, что пациент в действительности имеет какие-то сердечные расстройства.
Однако есть и такие примеры, когда диагностика с помощью ЭКГ и дефибрилляция совпадают, в этом случае электрокардиограф, его отведения и электроды в значительной степени подвержены эффективному напряжению дефибриллятора.
Кроме того, после первого такого инцидента, почти наверняка, электрокардиограф будет использован в одно и то же самое время со второй или любой последующей попыткой дефибриллировать пациента, чтобы посмотреть, что при этом произойдет. Поэтому вероятность того, что используются  эти два изделия вместе, больше, чем может показаться на первый взгляд.
….Нет сомнения, что такая вероятность есть, и что требования к защите от дефибрилляции должны быть предусмотрены. В этом случае на записи в течение короткого времени должен быть ясный след, который указывал бы врачу или оператору, что происходит дефибрилляция. Требуется, чтобы этот след был видимым в течение 10 с во время дефибрилляции.
Если электрод какого-либо медицинского электрического изделия прикладывают к грудной клетке или к туловищу пациента примерно внутри области охвата электродами дефибриллятора, напряжение, под которое попадает такой электрод, зависит от его положения, но это напряжение обычно меньше напряжения дефибриллятора, находящегося в режиме холостого хода. К сожалению, невозможно определить несколько меньше, так как электрод может оказаться в любом месте этой области, включая участки, непосредственно прилегающие к одному из электродов дефибриллятора. Поэтому для целей безопасности нужно предъявить требование к тому, чтобы такой электрод и изделие, к которому он подсоединен, выдерживали полное напряжение дефибриллятора, а оно может оказаться напряжением холостого хода дефибриллятора, так как возможен не очень хороший контакт электрода с пациентом.
Область распространения стандарта (ГОСТ Р 50267.25—94) сформулирована таким образом, чтобы включить в него требования к электрокардиографам, наиболее широко используемым для снятия электрокардиограммы с тела пациента.
Стандарт не распространяется на электрокардиографы специальных типов, которые должны быть подвергнуты дальнейшему исследованию для; установления к ним минимальных требований безопасности. Однако при отсутствии частных стандартов на изделия этих категорий данный стандарт может быть использован, и служить руководством к соответствующим требованиям безопасности.
Согласно правилам безопасности:
Изделия с внешним питанием в зависимости от способа защиты пациента и обслуживающего персонала от поражения электрическим током подразделяются на классы безопасности:
Изделия класса I, которые в дополнение к основной изоляции имеют приспособление, представляющее собой зажим у изделий с постоянным присоединением к сети или контакт у изделий с сетевым шнуром с вилкой и служащее для присоединения доступных для прикосновения металлических частей к внешнему заземляющему устройству;
Изделия класса  II, которые, кроме основной изоляции, имеют и дополнительную;
Изделия, которые рассчитаны для питания от изолированного источника тока с переменным напряжением не более 24 В.
Если изделие для подзарядки встроенного источника питания рассчитано на подключение к внешнему источнику питания, оно относится к изделиям с внешним питанием.
Изделия класса II вместо основной и дополнительной изоляции могут иметь усиленную изоляцию.
Изделия классов II  не имеют приспособления для защитного заземления, но могут иметь зажим или контакт для рабочего заземления или зажим для соединения с системой выравнивания потенциалов.
Изделия в зависимости от степени защиты от поражения электрическим током подразделяются на типы безопасности:
В — имеющие повышенную степень защиты;
BF — имеющие повышенную степень защиты и изолированную рабочую часть;
CF — имеющие наивысшую степень защиты и изолированную рабочую часть.
Изделия в зависимости от характера связи с пациентом подразделяются на:
изделия без рабочей части;
изделия с рабочей частью, не имеющей электрического контакта с сердцем;
изделия с рабочей частью, имеющей электрический контакт с сердцем;




изделия без рабочей части, предназначенные для подключения к изделиям с рабочей частью.

Рисунок 11. Пример схемы защиты входных цепей электрокардиографа от воздействия импульсов дефибриллятора.

            Подобная реализация является достаточно типовым подходом, и применяется в электрокардиографах практически повсеместно.

Элементы NC1 и NC2 в данном случае,- разрядники на Uраб=230 В.
Диоды используемые в схеме должны пропускать ток не менее 1 А каждый.
Подобного рода схемы практически повсеместно распространены, надежны но являются только первым, предварительным, каскадом защиты. Далее должны быть реализованы последующие цепочки защиты, организуемые обычно уже на основной плате прибора.
Современные электрокардиографические прибора практически повсеместно изготавливаются по классу II электробезопасности и типу CF. Такие повышенные требования к аппаратам уместны и объяснимы. Там где речь идет о безопасности и здоровье пациента никакие повышенные требования лишними не являются.

 


Рисунок        Реализация  развязки узлов прибора по безопасности.
Тестирующие напряжения.

Под редакцией Аракчеева А. Г. и Сивачева А. В.



Текст сообщения*
Загрузить файл или картинкуПеретащить с помощью Drag'n'drop
Перетащите файлы
Ничего не найдено