Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности

Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности

Реферат

 

Изобретение относится к медицине, главным образом, к текущему контролю сердечной деятельности в отношении определения частоты сердечных сокращений, ударного объема сердца и минутного сердечного выброса из сигналов торакального биоимпеданса и электрокардиограмм. Искажения амплитудно-фазочастотных сигналов биоимпеданса скорректированы за счет пропускания синусоидальных испытательных сигналов через измерительные электроды для идентификации искажений и их корректировки в ходе реальных измерений. Для выделения гармоник частоты сердечных сокращений использованы производная по времени сигналов биоимпеданса, рассчитанный спектр мощности и новый алгоритм автосвертки. Удалены волны дыхания и другие сигналы, не несущие информации о кардиоциклах пациента. Из сигналов биоимпеданса получено время выброса левого желудочка, а для расчета ударного объема сердца и, в результате, минутного сердечного выброса использована усовершенствованная версия уравнения Кубичека. 8 с. и 57 з.п.ф-лы, 15 ил.

Изобретение главным образом имеет отношение к текущему контролю сердечной деятельности и особенно касается определения частоты сердечных сокращений (HR), ударного объема сердца (SV) и минутного сердечного выброса (СО) за счет получения сигналов торакального биоимпеданса и электрокардиограмм (ЭКГ) и их комплексного анализа, что позволяет точно определить начало левого желудочкового выброса.

Частота сердечных сокращений (HR) представляет собой число биений сердца в минуту. Ударный объем сердца (SV) представляет собой объем крови, нагнетаемой во время одного сердечного сокращения. Минутный сердечный выброс (СО) представляет собой объем крови, нагнетаемой в течение одной минуты, что обычно считают наиболее существенным средством измерения работоспособности сердца. Терапевты зачастую должны полагаться на указанные параметры сердца для диагностики заболеваний сердца, для оценки общего состояния пациента, определения наиболее подходящего метода лечения и для быстрого обнаружения внезапного ухудшения сердечной деятельности.

Существующие в настоящее время методы измерения минутного сердечного выброса и других параметров сердца могут быть подразделены на две категории: инвазивные и неинвазивные. Инвазивные методы требуют, чтобы практикующий врач вводил в тело пациента измерительное устройство, такое как, например, катетер в горло, что создает множество неудобств как для пациента, так и для врача. При этом пациент часто должен испытывать сильную боль и дискомфорт, а врач должен производить относительно сложную процедуру и иногда подвергать себя риску контакта с инфекционной кровью.

Используемые в настоящее время неинвазивные методы являются большим шагом вперед, но все еще страдают существенными ограничениями. Для расчета параметров сердца чаще всего применяют ультразвук, фонокардиографию или электрический биоимпеданс.

Способы, в которых используется измерение биоимпеданса, предусматривают размещение множества электродов на поверхности кожи пациента (главным образом в торакальной области), генерирование электрического тока высокой частоты и малой амплитуды от некоторых электродов в тело пациента, измерение изменений электрического импеданса тканей пациента в течение времени, и коррелирование изменений электрического импеданса с параметрами сердца.

Вид установки электродов на теле пациента играет важную роль в обеспечении точности измерений конечного параметра сердца. По причине различных анатомических факторов электроды должны быть установлены в определенных зонах тела, чтобы получить оптимальную корреляцию между измеренными изменениями биоимпеданса и параметрами сердца. Многие из используемых в настоящее время конфигураций электродов не могут адекватно учитывать прохождение линий электрического потенциала через грудную клетку, в результате чего создаются искажения при измерениях сердечной деятельности. Более того, при установке небольшого числа электродов требуется использовать ленточные электроды, например воздействующие ленточные электроды А, В и измерительные ленточные электроды С, D, каждый из которых имеет ширину "n" (см. фиг.1). Эти ленточные электроды обычно обертывают вокруг пациента подобно поясу, дополнительно ограничивая доступ к пациенту, что особенно нежелательно в ходе процедур реанимации. Движение, связанное с дыханием, также делает ленточные электроды очень неудобными для их установки на шее и груди.

Может быть наиболее существенной проблемой при использовании существующих в настоящее время способ измерения биоимпеданса является неточный математический расчет параметров сердца из измерений биоимпеданса. Время желудочкового выброса (VET) представляет собой измеренный промежуток времени между открыванием и закрыванием клапанов аорты в ходе цикла систола-диастола сокращения сердца, причем измерение этого времени представляет собой промежуточный этап в определении ударного объема сердца (SV). До настоящего времени не существует способа определения времени желудочкового выброса (VET) с достаточной точностью. Более того, известные способы не учитывают тот факт, что VET не является единственным событием. В действительности существует левое VET и правое VET. Уже было показано, что производная по времени сигнала импеданса в действительности пропорциональна пику потока крови аорты, выбрасываемой левым желудочком. Результаты измерения левого VET и правого VET для большинства пациентов обычно очень близки, однако даже небольшое различие межу ними может создавать ошибки в измерении биоимпеданса в соответствии со способами, которые обычно используют в настоящее время.

Более того, классический алгоритм нахождения времени начала выброса выработан и хорошо работает только для здорового пациента в состоянии покоя. Он неточен для пациентов при физической тренировке или в состоянии другой физической нагрузки, а также для пациентов с критическими заболеваниями, таких как пациенты, находящиеся в блоках интенсивной терапии.

Традиционное уравнение для расчета ударного объема сердца (SV) из сигналов биоимпеданса известно как уравнение Кубичека и выглядит следующим образом: SV=R(L/Z₀)²Z, в котором SV представляет собой ударный объем сердца, R - удельное сопротивление крови, L - расстояние между внутренним и наружным электродами измерения напряжения, Z₀ - средний торакальный импеданс, найденный при помощи внутренних электродов измерения напряжения, а Z представляет собой изменение импеданса, вызванное притоком крови. Кубичек дает следующую оценку значения Z: Z=(VET)(dZ/dt)_max, в котором VET представляет собой комбинированное время выброса левого и правого желудочков, а (dZ/dt)_max представляет собой максимальное изменение отрицательного наклона производной по времени сигнала импеданса. В большинстве систем текущего контроля биоимпеданса сердца используют некоторый вид уравнения Кубичека.

Однако без дополнительного уточнения уравнение Кубичека зачастую приводит к погрешностям измерения. Это вызвано частично тем фактом, что оба желудочка содействуют изменениям импеданса, так что рассчитанное по Кубичеку время выброса VET не может быть объединено с определенным, а именно с левым решающим желудочком. Вместе с тем оценка Z по Кубичеку становится недейственной, когда наблюдается сильный асинхронизм левого-правого желудочков. В результате расчет SV по Кубичеку часто пропорционален, но не равен действительному ударному объему сердца, и поэтому результат должен быть умножен на некоторый коэффициент поправки. Кроме того, в известных решениях не раскрыт способ уточнения R в соответствии с флуктуациями гематокрита (числа эритроцитов) пациента. Уточнение R особенно важно для пациентов, подвергающихся переливанию крови.

Многие способы биоимпедансной кардиографии требуют, чтобы пациент задерживал свое дыхание во время каждого измерения, так как дыхание создает помехи для сигнала биоимпеданса. Такие способы не годятся для некоторых пациентов и совершенно бесполезны для тех пациентов, которые находятся в бессознательном состоянии или не способны задерживать свое дыхание. Некоторые из недавно появившихся способов предусматривают возможность обработки сигнала для его усиления, идентификации эффектов дыхания и устранения дефектных сигналов, так что в окончательные вычисления погрешности не вносятся. Эффективная обработка сигнала является ключевым средством обеспечения точности при биоимпедансной кардиографии и усовершенствования этой техники являются существенным достижением в данной области.

В соответствии с настоящим изобретением раскрыт способ измерения гемодинамических параметров с использованием новой комбинации биоимпедансной кардиографии и электрокардиографии, что позволяет практикующим врачам получать точную, главным образом непрерывную оценку состояния сердечной деятельности пациента. Сигналы биоимпеданса и электрокардиограммы измеряют в течение временного интервала, преимущественно превышающего десять (10) сокращений сердца.

В устройстве в соответствии с настоящим изобретением использовано несколько точечных электродов, приспособленных для установки на поверхности кожи пациента, и генерирующих электрический ток высокой частоты и малой амплитуды через грудную клетку пациента, причем указанное устройство осуществляет измерение изменений биоимпеданса. Раскрытая конфигурация электродов использует физиологическое расположение электрических силовых линий потенциала в теле пациента.

Вместе с тем в способе в соответствии с настоящим изобретением может быть использована электрокардиография для повышения точности измерения времени выброса из измеренного сигнала биоимпеданса. Электрокардиограмма может быть получена в любом стандартном положении, хорошо известном в электрокардиографии. Для уменьшения общего числа электродов на поверхности кожи пациента в соответствии с настоящим изобретением один и тот же набор электродов может быть использован как для измерений биоимпеданса, так и для ЭКГ измерений (см. фиг.6В).

Настоящее изобретение может также предусматривать непрерывное уточнение расчета параметров сердца в соответствии с изменениями числа эритроцитов и в соответствии с разным строением тела различных пациентов, причем настоящее изобретение может быть использовано в самых различных обстоятельствах без потери точности.

Кроме того, в соответствии с настоящим изобретением предусмотрен способ улучшенной обработки сигнала биоимпеданса. В этом способе может быть использована компьютерная система для анализа различными путями как сигнала биоимпеданса, так и электрокардиограммы, для получения точных результатов параметров сердца. Компьютерная система может быть использована для ввода коррекций искажений в характеристиках усиление - фаза - частота, вызванных преобразователями, использованными для измерения биоимпеданса и ЭКГ. Компьютерная система подает синусоидальную испытательную кривую на приемник преобразователя и может затем измерять и регистрировать искажения в характеристиках усиление - фаза - частота, созданные приемником. "Реальные" сигналы биоимпеданса, получаемые в последующем компьютерной системой при помощи преобразователя, могут быть пропущены через фильтры, которые устраняют как искажения характеристик преобразователя, так и артефакты дыхания и перемещения (движения) пациента. Может быть обеспечена корректировка точности характеристики усиление - частота и характеристики фаза - частота в пределах 5%.

Кроме того, в соответствии с настоящим изобретением предусмотрен способ обработки ЭКГ сигнала для определения QRS комплексов (характеристических форм сигнала сокращений сердца) и нахождения положений контрольных точек, используемых для уточнения расчетов сигнала биоимпеданса. Обработка сигнала может предусматривать дискретизацию измеренного ЭКГ сигнала и его фильтрацию для выделения положений QRS комплексов. Может быть произведена регистрация двойных амплитуд и может быть вычислена пороговая амплитуда. Свободные от дефектов QRS комплексы отбирают с использованием пороговой амплитуды. Наконец, может быть проведен дополнительный анализ отобранных событий для определения положений контрольных точек.

Компьютерная система в соответствии с настоящим изобретением может вырабатывать и хранить в памяти производной по времени сигнала биоимпеданса. Кривая, полученная при помощи производной по времени сигнала биоимпеданса, может быть отложена на графике с осью времени, и может отображать повторяющиеся кардиоциклы. Может быть рассчитан спектр мощности сигнала биоимпеданса при помощи дискретного преобразования Фурье, который может быть исследован для оценки частоты сердечных сокращений пациента, а также для нахождения фронтов каждого кардиоцикла. Новый математический алгоритм автосвертки может быть использован для выделения гармоник частоты сердечных сокращений в производной по времени сигнала биоимпеданса.

Волны дыхания могут быть устранены за счет выработки огибающей внутри спектра мощности, в которой должны быть заключены сигналы кардиоцикла, с последующим удалением таких сигналов, которые лежат вне огибающей.

В компьютерной системе может быть использован новый способ получения эффективного времени выброса левого желудочка (ELVET) из сигналов биоимпеданса и сигналов ЭКГ. В частности, точное нахождение времени начала выброса основано на комплексном анализе сигналов биоимпеданса и ЭКГ. Величину ELVET получают в результате детального многооперационного анализа, который предусматривает нахождение различных точек на кривой производной по времени биоимпеданса, базируясь на соответствующих точках на кривой ЭКГ и определяя, какие из этих точек наиболее точно отображают кардиособытия. Этот анализ требует проведения различных математических вычислений, в том числе аппроксимаций дифференциалов производной по времени кривой биоимпеданса.

Здоровые пациенты имеют очень небольшой асинхронизм левого-правого желудочков или асинхронизм между открыванием левого и правого клапанов желудочков. Однако для пациентов с серьезными заболеваниями уравнение Кубичека обычно занижает производную по времени сигнала биоимпеданса по причине асинхронизма левого-правого желудочков. Компьютерная система в соответствии с настоящим изобретением автоматически регулирует сигналы, которые испытывают асинхронизм между открыванием левого и правого клапанов желудочков, и вычисляет правильное время Z, изменений импеданса, вызванных притоком крови.

После вычисления компьютерной системой ELVET и Z она использует усовершенствованную форму уравнения Кубичека для получения ударного объема сердца из ELVET и удельного сопротивления крови, с учетом специфического строения тела пациента и максимального изменения биоимпеданса. Компьютерная система анализирует производную по времени сигнала биоимпеданса для устранения кардиоциклов с некоторыми искажениями (аберрациями).

Наконец, настоящее изобретение также включает в себя способ обнаружения действенных кардиоциклов.

На фиг.1 схематично показана установка электродов ленточного типа на теле пациента.

На фиг. 2А, 2В и 2С схематично показана установка в соответствии с настоящим изобретением электродов точечного типа на теле пациента.

На фиг. 3А показаны представляющие интерес анатомические зоны установки измерительных грудных (торакальных) электродов в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 3В показано расположение анатомических зон фиг.3А на теле пациента.

На фиг.4 показана конструкция индивидуального грудного электрода в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 5А показан график характеристик усиление - частота А-фильтра в соответствии с настоящим изобретением, который использован для дифференцирования сигнала и подавления гармоник.

На фиг. 5В показан график характеристики усиление - частота В-фильтра, который использован в соответствии с настоящим изобретением для выделения фронтов кардиоциклов.

На фиг. 5С показан график фильтрации, которая использована для удаления волн дыхания спектра мощности из суммарного (дыхание плюс кардиоволна) спектра мощности в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 6А приведена блок-схема методологии в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг.6В приведена блок-схема обработки сигнала и показано устройство, которое использовано для осуществления способа в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 7А показана характеристика усиление - частота G(f) преобразователя биоимпеданса в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 7В показана характеристика фаза - частота P(f) преобразователя биоимпеданса в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 7С показана характеристика усиление - частота 1/G(f) восстанавливающего или R-фильтра, соответствующего характеристике фиг.7А и используемого для корректировки GPF в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 7D показана характеристика фаза - частота - P(f) восстанавливающего или R-фильтра, соответствующего характеристике фиг.7В и используемого для корректировки GPF в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг.8А показана результирующая характеристика усиление - частота G(f) сигнала преобразователя, скорректированного при помощи R-фильтра в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг.8В показана результирующая характеристика фаза - частота P(f) сигнала преобразователя, скорректированного при помощи R-фильтра в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг. 9 показана производная по времени сигнала биоимпеданса, полученная в соответствии с настоящим изобретением, нанесенная на графике с осью времени и отражающая примерные изменения импеданса, вызванные притоком крови (Z) указанного временного промежутка.

На фиг.10 показан график электрического потенциала, пересекающего сердце пациента, отложенный на графике с осью времени (электрокардиограмма), отображающий двойные амплитуды (E₁ - передний фронт, Е₂ - задний фронт) QRS комплекса одного сокращения сердца.

На фиг. 11 показана диаграмма рассеяния всех пиков, измеренных на электрокардиограмме в течение периода 10 секунд. Координатами графика являются Е₁ и E₂, а QRS комплексы показаны в пунктирном круге в нижнем правом углу.

На фиг. 12 показаны ЭКГ сигнал и производная по времени сигнала биоимпеданса, отложенные на графике с осью времени, где указаны контрольные точки Р, S_a и S_b ЭКГ сигнала относительно контрольных точек Q, S и А производной по времени сигнала биоимпеданса.

На фиг.13 показаны ЭКГ, биоимпеданс Z(t) и производная по времени сигнала биоимпеданса dZ/dt, отложенные на графике с осью времени, где указана разность Z_S-Q биоимпеданса между точками S и Q для здорового пациента.

На фиг.14 показаны ЭКГ, биоимпеданс Z(t) и производная по времени сигнала биоимпеданса dZ/dt, отложенные на графике с осью времени, где указана разность Z_S-Q биоимпеданса между точками S и Q для пациента с ишемической болезнью сердца.

На фиг. 15 приведено графическое отображение корреляции способа определения ELVET в соответствии с настоящим изобретением с идеальным ультразвуковым определением, в сравнении с методологией классического алгоритма Кубичека.

Первая операция в соответствии с настоящим изобретением предусматривает проведение измерений биоимпеданса на сегментах ткани тела пациента. Токовые электроды должны быть установлены в соответствующих точках на поверхности кожи, чтобы вырабатывать (генерировать) электрический ток высокой частоты с малой амплитудой и детектировать (обнаруживать) изменения в генерированном токе после его прохождения через сегменты ткани (фиг. 2А, 2В, 3 и 4). Электроды представляют собой скорее "точечные", а не "ленточные" электроды, чтобы обеспечить максимальную свободную область тела пациента. Преимущественно используют одноразовые точечные электроды. В результате пациент имеет увеличенную свободу перемещения, а практикующие врачи имеют больший доступ к коже пациента для проведения других медицинских процедур, таких как ввод катетеров и назначение анестезии.

В системе биоимпедансных электродов всего используется 6 электродов: два измерительных электрода 20 на уровне мечевидного отростка, два измерительных электрода 22, установленных сбоку на шее, воздействующий токовой электрод 24 на левой ноге и воздействующий токовой электрод 26 на лбу.

В качестве воздействующих электродов 24, 26 могут быть использованы стандартные точечные ЭКГ электроды с контактной площадью 2 см на 2 см.

Верхний воздействующий электрод 26 преимущественно установлен посередине лба, у его средней линии. Нижний воздействующий электрод 24 преимущественно установлен на левом колене или несколько ниже левого колена, например, на левой ступне. Если это необходимо, то нижний воздействующий электрод 24 может быть установлен выше уровня колена, при условии соблюдения следующего соотношения: L>5R, в котором L представляет собой расстояние между воздействующими электродами, a R является радиусом грудной клетки. Левую ногу используют вместо правой ноги для учета анатомической асимметрии сердца. Физиологическое расположение дуги аорты, через которую проходит значительная концентрация электрических силовых линий потенциала, делает левую ногу более подходящей для установки нижнего воздействующего электрода. Установка воздействующих электродов указанным образом гарантирует однородное распределение силовых линий воздействующего тока между измерительными электродами, что помогает в результате свести к минимуму погрешность конечных измерений параметров сердца.

В качестве двух верхних измерительных электродов также могут быть использованы стандартные точечные ЭКГ электроды с контактной площадью 2 см на 2 см. Эти электроды устанавливают симметрично вдоль боковых линий шеи пациента относительно периметра шеи пациента 27, на расстоянии S над основанием шеи. Расстояние S определяют как расстояние между основанием шеи и центром 302 электрода 22, преимущественно это расстояние составляет около 4 см. Считают, что основание шеи находится в точке максимального изгиба боковых линий шеи. За счет установки верхних измерительных электродов 22 в указанной области удается устранить погрешность, которая могла бы возникать из-за нелинейности электрических силовых линий в месте соединения шеи с грудной клеткой.

Каждый из нижних измерительных электродов 20 имеет контактную площадь от 12 см² до 30 см². Если бы эта контактная площадь была больше или меньше, то ударный объем сердца (SV) был бы занижен. Контактная площадь менее 12 см² обеспечивает недостаточную глубину измерения, что создает серьезную проблему для больших (крупных) пациентов, в то время как контактная площадь более 30 см² вызывает заход измерения в дополнительные анатомические области.

Каждый из индивидуальных грудных электродов 20 преимущественно представляет собой набор из четырех стандартных точечных ЭКГ электродов 28, каждый из которых имеет контактную площадку 29 размерами 2 см на 2 см, причем верхняя пара 34 точечных электродов 28 каждого грудного электрода установлена на уровне 38 мечевидного отростка (см. фиг.2В и 4). Все контактные площадки 29 соединены фольгой или проводами 31. Расстояние G между смежными точечными электродами составляет ориентировочно 5 см. Контактные площадки 29 устанавливают на теле с использованием проводящего геля, если он не является частью собственно измерительного электрода 28. Такое расположение электродов учитывает анатомические характеристики зон I и III тела (см. фиг.3А и 3В) и обеспечивает минимум ошибок, так как измерение проводят на адекватной глубине с учетом возможных изменений строения тела различных пациентов. Описанные грудные электроды 20 устанавливают по бокам с противоположных сторон груди (см. фиг.2А, 2В и 2С) на уровне мечевидного отростка 38. Как это показано на фиг. 3А и 3В, установку производят в зонах II и IV, впереди или позади, плюс или минус 10 см, относительно боковой линии, проходящей через тело на уровне мечевидного отростка 38.

Воздействующие электроды 24, 26 генерируют в теле пациента ток высокой частоты с малой амплитудой, а измерительные электроды 20, 22 измеряют ток после его прохождения через ткани тела. Электрический импеданс ткани легко может быть определен по разности между генерируемым и измеренным токами. Электрический импеданс ткани изменяется с течением времени в результате кровотока, дыхания и других факторов.

В соответствии с настоящим изобретением используют также и ЭКГ сигналы, измеряемые совместно с сигналами биоимпеданса. За исключением проводимой после измерения обработки сигнала для устранения описанных ниже артефактов аппаратных средств измерение ЭКГ сигнала проводят обычным образом, поэтому в дальнейшем оно дополнительно не описывается.

Предварительной операцией в соответствии с настоящим изобретением является определение характеристик усиление - фаза - частота (GPF) аналогового входного устройства (преобразователя ЭКГ или преобразователя импеданса), предназначенных для последующего использования при обработке сигнала.

Компьютерная система, которая может содержать специально запрограммированный компьютер общего назначения, такой как персональный компьютер, получает данные измерений электрического тока от измерительных электродов 20, 22, определяет как импеданс задерживающей сигнал ткани (биоимпеданс), так и электрический потенциал, пересекающий сердце (ЭКГ), в виде функции времени, и, наконец, производит расчет частоты сердечных сокращений (HR), ударного объема сердца (SV) и минутного сердечного выброса (СО). Уравнение для получения SV выглядит следующим образом: SV=KP(L/Z₀)²Z, в котором К представляет собой новый коэффициент масштабирования, Р - удельное сопротивление крови, L - расстояние между электродами измерения напряжения или измерительными электродами 20 и 22, Z₀ - средний или базовый торакальный импеданс (найденный при помощи измерительных электродов 20 и 22), а Z представляет собой изменение импеданса, вызванное притоком крови. Z определяют следующим образом: Z=(ELVET)(dZ/dt)_max+Z_S-Q, в котором ELVET представляет собой эффективное время выброса левого желудочка, (dZ/dt)_max представляет собой максимальное абсолютное значение производной по времени сигнала импеданса, полученного от двух измерительных электродов, а Z_S-Q представляет собой новый коэффициент корректировки, который учитывает асинхронизм левого-правого желудочков, равный разности биоимпедансов между точками S и Q (см. фиг.13, 14 и сопроводительный текст).

Коэффициент К учитывает вариации строения тела различных пациентов. Для получения значения коэффициента К практикующий врач сначала измеряет рост и вес пациента, а также периметры шеи пациента 27 и грудной клетки 36 с использованием обычных измерительных средств или имеющихся в продаже ультразвуковых измерительных средств. После этого практикующий врач вводит полученные величины в компьютерную систему, которая, в свою очередь, использует эти величины для вычисления эффективной площади поперечного сечения грудной клетки и коэффициента К. Эффективная площадь поперечного сечения грудной клетки (SCHEST) может быть получена из следующего соотношения: SCHEST=[(PCHEST)²+(PNECKPCHEST)+(PNECK)²]/12 в котором PCHEST является периметром грудной клетки пациента 36, а PNECK представляет собой периметр шеи пациента 27. Коэффициент К может быть вычислен следующим образом: K = K₀-K₁[SCHEST/(H^K₂W^K₃)], в котором Н - это рост пациента, W - вес пациента, а К₀, K₁, К₂, К₃ являются коэффициентами, которые зависят от пола и возраста пациента, и лежат в следующих диапазонах: К₀ [1-4]; К₁ [3-16]; К₂ [0-1]; К₃ [0,1-2] Таким образом, настоящее изобретение может быть использовано без потери точности для пациентов с различным строением тела.

Электрическое удельное сопротивление крови человека не является постоянным. Оно различно для различных особей и даже для одного и того же пациента может быть различным в разное время. Удельное сопротивление крови особенно подвержено флуктуациям у пациентов, которым производят переливание крови. В результате точная система биоимпедансной кардиографии должна содержать средства для непрерывной корректировки величины удельного сопротивления в уравнении Кубичека.

Удельное сопротивление крови существенно зависит от гематокрита пациента. Между двумя указанными величинами для капиллярной крови существует следующее соотношение: Р=13,5+4,29Н в котором Р - это удельное сопротивление крови, а Н - капиллярный гематокрит. Это соотношение заимствовано из статьи В.И. Аринчина и др. "Учет электрического сопротивления крови улучшает точность грудного тетраполярного реографического метода", Журнал педиатрии (СССР), 1987г., т.7, стр.59-52. Гематокрит может быть измерен при помощи любого известного метода. Данные гематокрита могут быть либо введены в компьютерную систему оператором, либо непосредственно поданы при помощи электронных средств от устройства измерения гематокрита.

В соответствии с настоящим изобретением используется новый способ обработки ЭКГ сигнала (после устранения артефакта аппаратных средств), который включает в себя следующие операции: (i) аппроксимация сигнала по точкам дискретизации; (ii) фильтрация сигнала для выделения положений QRS комплексов; (iii) измерение двойных амплитуд для заданного временного интервала регистрации; (iv) расчет пороговой амплитуды; (v) отбор QRS комплексов с вычисленной пороговой амплитудой; (vi) дополнительный анализ отобранных событий для нахождения положений контрольных точек.

Проведение операции (i) желательно для повышения точности и надежности определения QRS комплексов, вне зависимости от того, что частота дискретизации является очень высокой. На практике такая высокая частота дискретизации нежелательна, как требующая избыточного времени обработки и большой емкости памяти, и непрактична при обработке сигналов с ограниченной мощностью спектра. В соответствии с настоящим изобретением могут быть желательны два подхода аппроксимации. Прежде всего, известно, что любой сигнал s(t) с конечным спектром (который может быть определен наивысшей гармоникой как _m = 2f_m) полностью описывается его выборками в точках s(nТ), где Т1/2f_m представляет собой период дискретизации, а n является целым числом. Точная аппроксимация такого сигнала может быть выражена следующим соотношением: в котором Тот же самый результат может быть получен другим путем за счет первоначального вычисления преобразования Фурье сигнала s(t) и добавки небольшого фазового сдвига ко всем гармоникам, так что: /2f = = const, f. (2a) Затем, после вычисления обратного преобразования Фурье, получают аппроксимированные значения сигнала s(t) в точках, сдвинутых на т относительно исходных выборок. Этот последний подход обладает большей вычислительной эффективностью. Оба подхода позволяют иметь более низкие частоты дискретизации, что ведет к меньшей загрузке памяти, и могут быть использованы для точной аппроксимации исходного сигнала.

Следующей операцией является фильтрация ЭКГ сигнала для выделения положений QRS комплексов. На фиг.10 показан типичный QRS комплекс, а именно пик сигнала с наибольшей измеренной двойной амплитудой в единичном сердечном сокращении. Симметричный цифровой фильтр с конечной импульсной характеристикой (КИХ-фильтр) может быть синтезирован по желательной характеристике усиление - частота (GFС_filter). Желательную характеристику GFС_filter находят из анализа спектра мощности QRS комплексов; она имеет полосу пропускания от 6 Гц до 22 Гц, с максимумом около 12, 5 Гц. С использованием дискретного преобразования Фурье желательную характеристику GFC_filter преобразуют в конечную импульсную характеристику, в соответствии с алгоритмом для синтеза фильтра, описанным В.С. Гутниковым в книге "Фильтрация измеренных сигналов", Ленинград, Энергоатомиздат (СССР), 1990 г., стр.172-181, которая включена здесь в качестве ссылки. Этот фильтр пропускает QRS комплексы и подавляет артефакты дыхания и перемещения в ЭКГ сигнале, так же, как Р и Т волны.

Следующей операцией является расчет порога двойной амплитуды и выбор действенных QRS комплексов. Компьютерная система производит измерение каждого локального пика отфильтрованного ЭКГ сигнала по его переднему (Е₁) и заднему (Е₂) фронтам амплитуды, см. фиг.10. Для каждого локального пика значение Е₁ измеряют от предшествующего пику локального минимума до следующего ближайшего максимума, а значение Е₂ измеряют от максимума до следующего ближайшего максимума. На фиг.11 показано распределение (диаграмма рассеяния) пиков по их координатам (Е₁, Е₂) для временного интервала или периода 10 секунд. На фиг. 11 также показаны QRS комплексы, выделенные пунктирным кругом в нижнем правом углу. Каждый пик характеризуется его вектором (E₁, E₂) и амплитудой А_i, причем А_i=[(Е_1i)²+(Е_2i)²]^1/2.

После этого компьютерная система производит поиск отсортированного массива { А_i} для максимальной разности между А_i и А_i+1. Если максимум найден, например, для к-того элемента, то тогда порог амплитуды рассчитывают как Т= (A_к+А_к+1)/2. При этом QRS комплекс считается обнаруженным в точке j, если А_j превышает порог Т. Порог Т принимают для каждого блока 10 секунд или интервала данных ЭКГ в виде Т_n=T_ak-1+Т_k, где Т_ak-1 представляет собой принятый порог для предыдущего блока данных, T_k представляет собой принятый порог для текущего блока данных, а является параметром адаптации и лежит в диапазоне от 0 до 1.

Каждый QRS комплекс, найденный при использовании описанной выше "пороговой" методологии, затем дополнительно анализируют в интервале от -50 до +200 мс от положения нахождения QRS комплекса. Для каждого найденного QRS комплекса компьютерная система определяет амплитуду, частоту следования пиков и производную фронтов пиков для нахождения трех контрольных точек (фиг. 12): начала QRS комплекса (точка Р), максимального отклонения от нулевой линии (точка S_a, которая совпадает с пиком R для нормальной ЭКГ) и окончания QRS комплекса (точка S_b). Эти контрольные точки используют для уточнения анализа сигнала биоимпеданса, о чем речь впереди.

В соответствии с настоящим изобретением использован новый способ обработки сигнала биоимпеданса. который включает в себя следующие операции: (i) цифровая фильтрация и фазовая коррекция; (ii) определение част