:::Разработка методики регистрации с обеспечением помехозащищенности для устройства первичной обработки микропотенциалов в электрокардиографии высокого разрешения:::

Книги по электронике

Основы электроники

Бытовая электроника, ремонт

Частотная фильтрация

Автоматика, теория управления

Аудиотехника, аудио электроника

ЭКГ, медицина, биология

Справочники по электронике и электронным компонентам

Микроконтроллер

Разработка методики регистрации с обеспечением помехозащищенности для устройства первичной обработки микропотенциалов в электрокардиографии высокого разрешения

Реферат

КЛЮЧЕВЫЕ СЛОВА: биофизика, электрофизиология, биоэлектрические сигналы, электрокардиограмма, низкоамплитудные составляющие, нестационарные составляющие, статистические методы, спектральный и корреляционный анализ, обнаружение, оценивание параметров, математические модели, кардиопатологии, диагностика

Объект исследования: способы регистрации и преобразования сигналов биоэлектрической активности сердечно-сосудистой системы человека.

Цель работы: разработка методики регистрации с обеспечением помехозащищенности для устройства первичной обработки микропотенциалов ЭКГ высокого разрешения (ВР)

Новизна: разработана новая методика построения систем регистрации, и первичной обработки низкоамплитудных составляющих сигналов биоэлектрической активности сердечнососудистой системы человека.

Эффективность: на основе использования разработанной методики могут реализовываться устройства для проведения фундаментальных и прикладных исследований сердечно-сосудистой системы.

Область применения: методика может быть использована для реализации устройств исследования биоэлектрической активности систем и органов человека и других живых организмов с целью выявления информации об их строении и функционировании, о протекающих в них нормальных физиологических процессах, а также о наличии и развитии патологических явлений

СОДЕРЖАНИЕ

ПЕРЕЧЕНЬ СОКРАЩЕНИЙ
ВВЕДЕНИЕ
1. ПРИНЦИПЫ РЕГИСТРАЦИИ, ОБРАБОТКИ И АНАЛИЗА МИКРОПОТЕНЦИАЛОВ ЭКС В ЭКГ ВР
1.1. Состояние вопроса по построению аппаратных средств для регистрации, обработки и анализа микропотенциалов ЭКС в ЭКГ ВР, технические и медицинские аспекты
1.2. Вторичная обработка биоэлектрических сигналов для ЭКГ ВР
1.3. Характеристики полезного сигнала и основных видов помех ЭКГ
2. ПРИНЦИПЫ ПОСТРОЕНИЯ И ТЕХНИЧЕСКИЕ ТРЕБОВАНИЯ К ПРЕЦИЗИОННЫМ СИСТЕМАМ РЕГИСТРАЦИИ И ПЕРВИЧНОЙ ОБРАБОТКИ МИКРОПОТЕНЦИАЛОВ ЭКС
2.1. Особенности построения входных каскадов устройств обработки сигналов ЭКГ
2.2. Специфика усиления сигналов для получения ЭКГ высокого разрешения.
РЕГИСТРАЦИЯ МИКРОПОТЕНЦИАЛОВ С ОБЕСПЕЧЕНИЕМ ПОМЕХОЗАЩИЩЕННОСТИ УСТРОЙСТВА ЭКГ ВР НА ОСНОВЕ МЕТОДИКИ ДВУХКАНАЛЬНОЙ ПЕРВИЧНОЙ ОБРАБОТКИ ЭКС С ОДНОГО ОТВЕДЕНИЯ
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННЫХ ИСТОЧНИКОВ

ПЕРЕЧЕНЬ СОКРАЩЕНИЙ
АЦП – аналого-цифровой преобразователь
БО – биообъект
КОСС – коэффициент ослабления синфазного сигнала
КГР – кожно-гальваническая реакция
ПК – персональный компьютер
ППЖ – поздние потенциалы желудочков
ПУ – предварительный усилитель
РФ – радиофильтр
СВК - спектрально-временное картирование
УС ЭКГ – усредненная электрокардиограмма
УЧК – усилитель с частотной коррекцией
ФВЧ - фильтр высоких частот
ФНЧ - фильтр низких частот
ФПС – фильтр постоянной составляющей
ЦАП – цифро-аналоговый преобразователь
ЦФ – цифровой фильтр
ЭДС – электро-движущая сила
ЭКГ – электрокардиограмма
ЭКГ ВР – электрокардиограмма высокого разрешения
ЭКС – электрокардиосигнал
ЭМГ – электромиограмма

ВВЕДЕНИЕ

Сердечнососудистые болезни являются одними из самых распространенных и опасных в современном мире. Они являются причиной большого числа летальных исходов, поэтому борьба с этими болезнями входит в число самых важных задач медицинской науки и здравоохранения и является одним из приоритетных направлений национального проекта «Здоровье». Следует отметить, что без решения проблемы ранней диагностики и эффективного лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы невозможно повысить продолжительность и качество жизни населения страны.
В настоящее время в электрокардиографии интенсивно развивается направление, связанное с регистрацией и анализом низкоуровневых составляющих кардиосигнала, так называемая электрокардиография высокого разрешения. Многими авторами показана высокая значимость диагностических признаков, получаемых в рамках данного направления, определены перспективы применения в клинической практике [5], проводятся исследования с целью оценки значимости электрокардиографии высокого разрешения в прогнозировании развития различных заболеваний с привлечением большого числа обследуемых [3]. Еще в 1991 году Европейским кардиологическим обществом были опубликованы рекомендации по регистрации электрокардиограмм высокого разрешения [7]. Однако комплексные подходы к построению систем регистрации, обработки и анализа низкоамплитудных составляющих сигналов (микропотенциалов) биоэлектрической активности сердечно-сосудистой системы человека не разработаны. Одной из основных причин сложившейся ситуации, по мнению авторов, является не решённая проблема резкого увеличения уровня помех при расширении диапазона регистрируемых составляющих ЭКС.
Таким образом, целью второго этапа проекта является разработка методики регистрации с обеспечением помехозащищенности для устройства первичной обработки микропотенциалов ЭКГ ВР. В дальнейшем разработанную методику планируется использовать в аппаратно-программном комплексе для компьютеризированной регистрации, обработки и анализа низкоамплитудных составляющих сигналов биоэлектрической активности сердечно-сосудистой системы человека. На основе анализа микропотенциалов ЭКС могут проводиться фундаментальные и прикладные исследования сердечно-сосудистой системы человека для разработки новых рациональных методов диагностики и лечения пациентов в практическом здравоохранении.
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:
- исследовать состояние вопроса по построению аппаратных средств для регистрации, обработки и анализа микропотенциалов ЭКС в ЭКГ ВР, с точки зрения технических и медицинских аспектов;
- рассмотреть принципы вторичной обработки ЭКС;
- определить основные характеристики полезного сигнала и основные виды помех ЭКГ;
- обозначить основные принципы построения и технические требования к прецизионным системам регистрации и первичной обработке микропотенциалов ЭКС, в частности постения входных каскадов устройств первичной обработки ЭКС;
- рассмотреть специфику усиления сигналов для получения ЭКГ высокого разрешения;
- разработать методику регистрации микропотенциалов с обеспечением помехозащищенности для устройств ЭКГ ВР на основе двухканальной первичной обработки ЭКС, получаемого с одного отведения.

1. ПРИНЦИПЫ РЕГИСТРАЦИИ, ОБРАБОТКИ И АНАЛИЗА МИКРОПОТЕНЦИАЛОВ ЭКС В ЭКГ ВР

1.1. Состояние вопроса по построению аппаратных средств для регистрации, обработки и анализа микропотенциалов ЭКС в ЭКГ ВР, технические и медицинские аспекты
В физиологических и медицинских исследованиях для обработки экспериментальных данных широко используются средства вычислительной техники. Совершенствование методов вторичной обработки биоэлектрических сигналов предполагает постоянное усовершенствование аппаратной части системы регистрации и, в первую очередь, параметров входных усилителей [5, 6, 9, 18]. Условия съема электрических сигналов с биологического объекта и их свойства определяют ряд специфических и противоречивых требований к входным устройствам системы. Решение задачи улучшения качественных показателей усилителей биопотенциалов в настоящее время определяется совершенствованием технологии производства активных электронных компонентов. С другой стороны, развитие вопросов построения общих структур и методов оптимизации параметров в рамках выбранных структур позволяет оценивать потенциальные возможности и ограничения в рамках существующего уровня развития технологии.
Актуальной проблемой в области электрокардиографии является разработка методов неинвазивной регистрации сигналов микроэлектрической активности, наличие которой возможно в любой фазе сердечного цикла. Особое внимание исследователи уделяют изучению так называемых поздних потенциалов деполяризации желудочков сердца [11, 19, 20], наличие которых у пациента является признаком патологии, которую нельзя обнаружить традиционными средствами анализа электрокардиограммы. В результате в электрокардиографии сформировалось самостоятельное направление исследований, которое развивается на основе методов электрокардиографии высокого разрешения [9, 41, 45].
Аппаратные средства для регистрации и анализа биоэлектрических процессов состоят, как правило, из трех основных частей [20, 33]: системы электродов для отведения потенциалов с биологического объекта; усилительно-преобразовательного блока, осуществляющего усиление входного сигнала до величины, достаточной для работы оконечных устройств регистрации, а также реализующего подавление шумов и помех различными методами фильтрации; регистратора, осуществляющего фиксацию и отображение информации на некотором носителе.
Обобщенная функциональная схема устройства регистрации биоэлектрических сигналов для ЭКГ ВР представлена на рисунке 1
функциональная схема ЭКГ ВР

где обозначены: БО – биообъект; РФ – радиофильтр (фильтр радиочастот > 1 МГц); ПУ – предварительный усилитель; ФПС – фильтр постоянной составляющей (f среза = 0,05 Гц0); УЧК – усилитель с частотной коррекцией (Fв. среза = 2 кГц)

1.2. Вторичная обработка биоэлектрических сигналов для ЭКГ ВР

Возможности неинвазивных методов исследования слабых физиологических нарушений определяются известными процедурами вторичной обработки сигнала, основанными на статистической теории обработки случайных процессов и обнаружения сигналов. Особую актуальность и перспективность имеют методики и алгоритмы обработки многоканальных записей биоэлектрических сигналов, учитывающие пространственное распределение сигналов и помех в выбранной области биомедицинских исследований [15, 17, 30]. Значительная сложность аналитических расчетов в условиях сильной неопределенности сдерживает появление таких процедур, потенциальная информативность которых доказана. Для их реализации необходимы исследования многоканальных записей биоэлектрических сигналов. Исключительную важность в данном вопросе приобретает необходимость обеспечения идентичности и стабильности параметров усилительно-преобразовательных каналов аппаратной части системы.
В области исследования высокочастотных низкоамплитудных составляющих ЭКС, потенциальные возможности кардиограммы ограничены влиянием шумов различной природы. Известен общий подход к решению данной проблемы, заключающийся в использовании временного усреднения повторяющихся кардиоциклов. Теоретически достижимое увеличение отношения сигнал/шум при использовании техники временного усреднения N кардиоциклов, впервые предложенное Симсоном (Simson) [20, 42], составляет N0,5 раз. Для принятия решения подавляющее большинство исследователей использует измерение ряда параметров, напрямую не связанных с аномальными изменениями электрокардиограммы, и выбранных эвристически. Результаты, получаемые различными исследователями, трудно сравнивать и интерпретировать, зачастую они противоречивы. Критерием оптимизации часто является максимальное количество положительных решений о наличии поздних потенциалов для пациентов с симптомами желудочковой тахикардии (от 40 до 80%), хотя известно, что причин для этого явления много. Количество допускаемых при этом ложных заключений у здоровых лиц, зачастую превышающее 10%, также не может считаться удовлетворительным.
Однако существенным ограничением методики временного усреднения может стать отсутствие постоянных временных соотношений между микропотенциалами и характерными элементами кардиокомплекса, в результате чего характеристики обнаружения возможной микроэлектрической активности далеки от потенциально достижимых, а количественный анализ усредненного сигнала неинформативен. Поэтому перспективным направлением анализа микроэлектрической активности сердца является изучение нерегулярных низкоамплитудных составляющих ЭКС. Естественным подходом к решению проблемы является анализ каждого кардиоцикла в отдельности (beat-to-beat анализ). Считается, что принцип пространственного усреднения ЭКГ от множества пар близкорасположенных электродов по эффективности эквивалентен временному усреднению и свободен от ограничений, связанных с нестабильностью момента появления микропотенциалов в кардиокомплексе. Возможным ограничением методики пространственного усреднения может стать наличие пространственной корреляции между помеховыми составляющими. В любом случае метод пространственного усреднения позволяет добиться уменьшения влияния шума электродов и усилительной аппаратуры.
Новым подходом к анализу микропотенциалов ЭКГ является одновременное использование достоинств временного и спектрального анализа [15]. Решение о наличии микропотенциалов в данном случае основано на анализе каждого отдельно взятого кардиоцикла с целью непосредственного исследования содержащихся в нем компонентов. Обычно такой анализ, использующий спектральные методы, вводится для обнаружения таких микропотенциалов, которые не вносят вклад в сигнал-усредненную электрокардиограмму. Однако спектральный метод не определяет вид нестационарности микропотенциалов (амплитудная, временная, частотная), а ограниченная разрешающая способность не позволяет эффективно его использовать. Методы, основанные на спектральном анализе, используют априорное предположение о высокочастотном спектральном составе микропотенциалов, введенное в рассмотрение еще первыми исследователями этого феномена. Выбор оптимального диапазона фильтрации при принятии решения остаются здесь доминирующими, а пороги выбираются эвристически.
Спектральный анализ кратковременных фрагментов сигналов на основе методов авторегрессионного моделирования обладает потенциально наилучшей разрешающей способностью по частоте среди всех известных методов [15]. Большинство исследователей применяют данные методы непосредственно для оценки частотных свойств выбранных участков ЭКГ путем определения параметров эквивалентной модели по полученным отсчетам и последующем построении спектрально-временных карт. В такой постановке задачи параметры модели описывают спектральные свойства смеси сигнала с шумом и в определенный момент отличаются от параметров модели шума, что позволяет обнаруживать аномальные сигналы ЭКГ.
Рассмотренные методы вторичной обработки ЭКС реализуют с помощью вычислительных машин (персональных компьютеров), необходимую задачу преобразования аналогового сигнала в цифровой код в технической электронике решает специализированное устройство – АЦП.
Обобщенный вариант функциональной схемы компьютеризированной системы регистрации биопотенциалов можно представить в виде, изображенном на рисунке 2.
схема регистрации биопотенциалов

Особенности методов вторичной обработки, наличие необходимой аналоговой фильтрации, использование АЦП определяют некоторые особенности регистрации, и обеспечения помехозащищённости устройства первичной обработки микопотенциалов ЭКГ ВР.

1.3. Характеристики полезного сигнала и основных видов помех ЭКГ

Электрокардиограмма представляет собой запись изменяющейся во времени разности потенциалов, создаваемой электрической активностью сердца. Известно, что электрическая активность сердца является квазипериодическим процессом, представляющим собой последовательную смену процессов деполяризации и реполяризации клеток миокарда, и отражает в основном процесс электрического возбуждения, а не сокращения сердца. ЭКГ содержит ряд характерных элементов, обозначения которых приведены на рисунке 3,
типичный ЭКГ сигнал

а границы нормы для временных и амплитудных параметров [20] — в таблице 1

	Значение параметра элемента ЭКГ
Параметр	Зубец Р	Интервал PQ	QRS- комплекс	Интервал QT	Сегмент ST	Зубец Т
Амплитуда, мВ	0-0,25	—	0,3-5	—	—	0,4-1
Длительность, с	0,07-0,11	0,12-0,2	0,06-0,1	0,35-0,44	0,06-0,15	0,1-0,2

Полярность и амплитуда зубцов зависят от расположения электродов на поверхности тела, а длительности зубцов, интервалов и сегментов — от особенностей пациента.
Поверхностные потенциалы образуются не только электрической активностью сердца, но и помеховыми источниками, как внутренними, так и внешними по отношению к объекту исследования. Сравнительные характеристики относительной спектральной плотности мощности ЭКС, его составляющих и основных видов помех, обычно присутствующих при регистрации, приведены на рисунке 4 [15], в таблице 2 представлены параметры этих помех.

Параметр	Значение параметра помехи
Параметр	ЭМГ покоя	ЭМГ при напряжении мышц	Наводка от силовой электрической сети	Артефакты поляризации и смещения электродов
Амплитуда, мВ	0.01 - 0.05	0.05 - 3	0 – 104	0 – 103
Диапазон частот, Гц	0 - 300	0 – 104	50 и гармоники до 1000 Гц	0 – 30

1 - ЭКС; 2 - QRS-комплекс; 3 - P-, T-зубцы; 4 -артефакты движения; 5 - напряжение поляризации; 6 -мышечные шумы

Основная мощность QRS-комплекса сосредоточена в области частот от 2 до 20Гц с наличием максимума на частоте около 15Гц. Спектр ЭКС может изменяться в зависимости от морфологии сигнала. Спектр шумов от мышц является неоднородно распределенным и характеризуется значительной вариабельностью.
Особое внимание следует уделить исследованию статистических характеристик помех, доступных для измерения в течение изоэлектрических интервалов ЭКГ [45, 48]. В основном, помехи, ограничивающие распознавание тонкой структуры полезного сигнала, обусловлены тремя составляющими:
а) наводка от электросети с частотой основной гармоники 50 Гц;
б) шумы аппаратуры (тепловые шумы усилителей и электродов);
в) физиологический шум (в основном миографический);
Составляющие а) и б) теоретически можно уменьшить до нуля, а составляющую в) можно уменьшить посредством применения специальных расслабляющих мышцы препаратов, но лишь до определенного предела. В связи с этим результаты исследований в области электромиографии имеют исключительно важное значение для разработки диагностических методов в электрокардиографии.
Спектр миографических шумов соответствует низкочастотному процессу. График спектральной плотности мощности ЭМГ человека при отсутствии двигательной активности, экспериментально полученный посредством анализа изоэлектрического интервала ЭКГ, приведен на рисунок 5, который представляет лишь примерный вид соответствующей зависимости, поскольку характеристики миограммы сильно зависят от индивидуальных особенностей пациента и от интенсивности мышечных усилий.
спектр ЭМГ

Рисунок 5

При отсутствии двигательной активности уровень миографических шумов составляет порядка 10-30 микровольт среднеквадратического значения, причем основная доля их мощности сосредоточена в диапазоне частот до 100-200 Гц. Интенсивное мышечное напряжение приводит к увеличению уровня миографических шумов до нескольких милливольт, что превышает амплитуду QRS-комплекса (таблица 1), а их спектр расширяется в сторону высоких частот (до 10 кГц).
Исследование свойств взаимной корреляции миографических шумов в различных отведениях имеет принципиальное значение для разработки методов повышения сигнал/шум, использующих различные варианты концепции пространственного усреднения. Особую значимость имеет значение коэффициента взаимной корреляции шумов в различных отведениях при нулевом дискретном сдвиге rij[0], поскольку определяет показатели возможного улучшения отношения сигнал/шум при реализации простейшего метода пространственного усреднения. Примерная зависимость rij[0] от расстояния между электродами отведений dij различных каналов при диаметре электрода 1 мм и отсутствии двигательной активности пациента приведена на рисунке 6.
взаимная корреляция шумов при ЭКГ

Рисунок 6.

2. ПРИНЦИПЫ ПОСТРОЕНИЯ И ТЕХНИЧЕСКИЕ ТРЕБОВАНИЯ К ПРЕЦИЗИОННЫМ СИСТЕМАМ РЕГИСТРАЦИИ И ПЕРВИЧНОЙ ОБРАБОТКИ МИКРОПОТЕНЦИАЛОВ ЭКС

2.1. Особенности построения входных каскадов устройств обработки сигналов ЭКГ
Структура предварительных каскадов усилителей биопотенциалов разрабатывается на основе анализа требований к системе на современном этапе с учетом свойств регистрируемых процессов. Основным требованием к современному усилителю биопотенциалов является достижение минимального уровня шумов, приведенных ко входу, а также обеспечение наивысшей помехозащищенности входного каскада усилителя к наводкам промышленных сигналов на тело человека. Особое внимание при создании современных медицинских приборов необходимо уделять обеспечению электробезопасности исследований. Возможны технологические и схемотехнические методы улучшения качественных показателей усилительно-преобразовательных устройств.
Качество съема сигнала во многом определяет достоверность результатов вторичной обработки биопотенциалов любой природы. Разность потенциалов при съеме биоэлектрических сигналов измеряется двумя электродами. Помехи могут быть биологического и физического происхождения и могут попадать на входные зажимы предварительного усилителя синфазно и противофазно. К биологическим помехам относятся биопотенциалы других органов и мышц, а к физическим ¾ наведенные на объект напряжения внешних источников. При регистрации биоэлектрических сигналов возникает как минимум три вида помех, уровень которых на несколько порядков превышает уровень полезного сигнала: разброс и нестабильность переходного сопротивления кожа-электрод вызывают разбаланс входных цепей предварительного усилителя биопотенциалов, что приводит к появлению помех; при контакте металла электрода с электролитом образуется электрохимический элемент, который вырабатывает разность потенциалов между электродом и тканью тела, достигающую 0,3-1В (т.н. эффект поляризации) [20, 41]; наведенные на объект напряжения от неэкранированных участков сетевой роводки, а также приборов и проводящих поверхностей.
Рассмотрим подробнее проблемы, связанные с перечисленными помехами. Разность потенциалов поляризации между электродами могла бы быть скомпенсировна при идентичных электродах, но практически это невозможно. Оставшаяся разность потенциалов между электродами может достигать 0,1 - 0,4В в любой полярности, и изменять свое значение во времени. При движении пациента происходит смещение электродов, двойной электрический слой у поверхности раздела фаз с электронной и ионной проводимостью разрушается, создавая скачки электродного потенциала, лежащие в информативной полосе частот сигнала. Такие скачки часто вызывают ошибки в диагностике.
Особенно большой уровень имеют синфазные сигналы помех напряжения сети, попадающие на объект через емкостную связь. Достижение максимального подавления этих помех при минимальных искажениях полезного сигнала является главной задачей первичной обработки биопотенциалов. Импульсные, высокочастотных помехи от радиоустановок, попадающие на вход предварительного усилителя, искажают полезный сигнал, детектируются элементами усилителя, приводя к его насыщению, и могут даже повредить входные цепи усилителей не имеющие специальной защиты.
Первичная обработка биопотенциалов производится аппаратными средствами. Уместно отметить, что низкое качество съема сигнала не может быть скомпенсировано никакими техническими решениями [51]
Основные технические требования к параметрам устройства регистрации биоэлектрических сигналов определяются электрическими характеристиками источника сигнала, особенностями подключения усилителей к объекту исследования, а также условиями сопряжения усилительной части с электронными устройствами обработки, отображения и документирования сигнала.
Амплитуда напряжения всех биоэлектрических сигналов не превышает нескольких десятков милливольт. Абсолютное значение нижней границы определяет порог чувствительности усилительного устройства, ниже которой информативное наблюдение сигнала затруднительно. Пороговая чувствительность определяется уровнем шумов, приведенных ко входу усилителя.
Об искажениях формы сигнала в процессе прохождения усилительных трактов устройства принято судить по динамическим характеристикам устройства, измеренным на синусоидальном напряжении, в частности, полосой пропускания системы, неравномерностью АЧХ, а также крутизной спада АЧХ вне полосы пропускания.
Оптимальный выбор ширины полосы пропускания усилительного тракта системы регистрации имеет исключительно важное значение и определяется как областью применения устройства (видом исследуемых биопотенциалов), так и его назначением [49, 50]. В каждой области исследований сложились традиционные рекомендации по выбору данного параметра. Например, считается, что наиболее информативная часть ЭКС занимает полосу частот 0,05 ¾ 120Гц [15], однако последние несколько десятилетий высказываются предположения о повышенной диагностической значимости высокочастотных компонент ЭКГ (до нескольких килогерц) [42, 45 ¾ 48]. В ряде специальных случаев производится сужение частотного диапазона, чтобы повысить достоверность выделения сигнала в условиях помех, например, для анализа ритма сердца [4] при нагрузочных пробах. Сужение полосы в области нижних частот приводит к искажению сегмента ST и зубца T, но уменьшает смещение изолинии. Ограничение со стороны высоких частот приводит к сглаживанию "тонкой" структуры сигнала, изменяет временные и амплитудные параметры QRS-комплекса, но уменьшает влияние помех от биопотенциалов мышц и электрических шумов электродов и усилительной аппаратуры. Экспериментальные исследования показали [20], что ограничения верхней граничной частоты полосы пропускания системы регистрации ЭКС до 100Гц приводит к погрешности передачи QRS-комплекса на 3%, а при 30Гц погрешность возрастает до 15%
Величина полного входного сопротивления предварительного усилителя определяет потери передачи напряжения сигнала из-за наличия конечного значения сопротивления перехода кожа-электрод, а также помехоустойчивость по отношению к синфазным сигналам [20, 33].
При проектировании аппаратуры особое внимание следует уделять обеспечению электробезопасности обследуемого [30], так как через цепи электродов могут протекать токи утечки от сети.
При дискретной обработке сигналов всегда возникает необходимость задаться определенным значением разрядности аналого-цифрового преобразователя и частоты квантования аналогового сигнала во времени (частота дискретизации). Очевидно, что чем выше значения этих величин, тем точнее эквивалентное представление обрабатываемого сигнала в цифровом коде. Однако в этом случае предъявляются повышенные требования к характеристикам используемого вычислительного устройства (быстродействие, разрядность вычислений, объем памяти).
В частности, анализ ЭКС, как правило, сводится, в основном, к получению информации о характере формы QRS-комплексов и их местоположении на оси времени (рисунок 3, таблица 1). Известно, что QRS-комплекс является одним из наиболее высокочастотных элементов кардиоцикла, хотя основная доля его энергии сосредоточена в области частот, не превышающих 50Гц (рисунок 4). Частоту дискретизации сигнала выбирают с учетом требований теоремы Котельникова. В клинической практике принято, что для адекватного представления ЭКС достаточно частоты дискретизации 500Гц [15]. Для решения задач непрерывного контроля ритма сердца это значение может оказаться даже избыточным, так как иногда не требуется точного измерения числовых характеристик кардиоцикла, а достаточно лишь сравнительно грубых данных, позволяющих оценивать длительности QRS-комплекса, смежных с ним RR-интервалов и осуществлять разбиение всего множества обнаруженных комплексов по группам, объединяющим комплексы с одинаковыми типами морфологии. Необходимо отметить, что реализация перспективных методов исследования ЭКС (например, на основе ЭКГ высокого разрешения [41]) требует использования частоты дискретизации 1000Гц [48], а возможно, и выше (до 5000Гц) [16].
Выбор разрядности аналого-цифрового преобразователя ЭКС определяется в основном двумя обстоятельствами: необходимостью относительно точного измерения некоторых амплитудных параметров и необходимостью обеспечения запаса по динамическому диапазону АЦП для предотвращения потерь информации при выходе ЭКС за пределы этого диапазона в результате воздействия помех. Обычно в системах, функции которых ограничены контролем ритма сердца и аритмий, разрядность АЦП может быть выбрана в пределах 8-10 бит, при частоте дискретизации 125 - 500Гц [30, 31]. В редких случаях, как правило, связанных с комплексной диагностикой состояния сердечно-сосудистой системы, возникает необходимость более точного исследования формы ЭКС. В таких, в настоящее время практически не используемых в клинической практике исследованиях, разрядность АЦП рекомендуется повышать до 16 бит [5, 14], и даже до 22 бит [25].
Международная электротехническая комиссия определила следующие требования на основные параметры устройства регистрации ЭКГ-сигнала [20]:
   - нелинейность амплитудной характеристики в эффективной ширине полосы частот не более 10%;
   - динамический диапазон входных сигналов от 0,01 до 5мВ;
   - постоянная времени системы 3,2с.;
   - ток в цепи пациента не более 0,1мкА;
   - коэффициент подавления синфазного сигнала 2×104;
   - возможность калибровки при всех положениях переключателей отведений; наличие защит от перегрузок при работе дефибрилятора.Были определены требования к аппаратной части системы регистрации микропотенциалов ЭКС:
   - нелинейность амплитудной характеристики в эффективной ширине полосы частот не более 1%;
   - динамический диапазон входного сигнала ±15 мВ;
   - максимально допустимая постоянная составляющая потенциала электродов ±300 мВ;
   - входной сигнал симметричный;
   - ток в цепи пациента не более 10 пА;
   - емкость утечки не более 5 пФ;
   - частотный диапазон регистрируемого сигнала 0,03-2000 Гц;
   - входной импеданс не менее 1 ГОм;
   - напряжение питания предусилителя не должно превышать ±3 В.
   - рабочий диапазон частот: (1 - 2000) Гц;
   - рабочий диапазон амплитуд: ±2,5В;
   - эффективное разрешение 18 бит / канал.
   - нелинейность амплитудной характеристики в эффективной ширине полосы частот не более 10%;
   - динамический диапазон входных сигналов от 0,01 до 5мВ;
   - постоянная времени системы 3,2с.;
   - ток в цепи пациента не более 0,1мкА;
   - коэффициент подавления синфазного сигнала 2×104;
   - возможность калибровки при всех пложениях переключателей отведений; наличие защит от перегрузок при работе дефибрилятора. Были определены требования к аппаратной части системы регисрации микропотенциалов ЭКС:
   - нелинейност мплитудной характеристики в эффективной ширине полосы частот не более 1%;
   - динамический диапазон входного сигнала ±15 мВ;
   - максимально допустимая постоянная составляющая потенциала электродов ±300 мВ;
   - входной сигнал симметричный;
   - ток в цепи пациента не более 10 пА;
   - емкость утечки не более 5 пФ;
   - частотный диапазон регистрируемого сигнала 0,03-2000 Гц;
   - входной импеданс не менее 1 ГОм;
   - напряжение питания предусилителя не должно превышать ±3 В.
   - рабочий диапазон частот: (1 - 2000) Гц;
   - рабочий диапазон амплитуд: ±2,5В;
   - эффективное разрешение 18 бит / канал.
   - максимально допустимая постоянная составляющая потенциала электродов ±300 мВ;
   - входной сигнал симметричный;
   - ток в цепи пациента не более 10 пА;
   - емкость утечки не более 5 пФ;
   - частотный диапазон регистрируемого сигнала 0,03-2000 Гц;
   - входной импеданс не менее 1 ГОм;
   - напряжение питания предусилителя не должно превышать ±3 В.
   - рабочий диапазон частот: (1 - 2000) Гц;
   - рабочий диапазон амплитуд: ±2,5В;
   - эффективное разрешение 18 бит / канал.
Напряжение питания предусилителя не должно превышать ±3 В, что определяется отечественными и международными стандартами для входных каскадов усиления биопотенциалов [20, 36]. Такое значение уровня напряжения объясняется теоретическими и экспериментальными исследованиями в области охраны здоровья пациента от поражения электрическим током при возможном возникновении неисправности во входных цепях усилительных каналов [30]. Выход из строя входных каскадов усиления биопотенциалов наиболее часто наблюдается вследствие воздействия на них высокоуровневой помехи сетевой наводки с частотой 50Гц от электропроводки. Механизм пробоя входного каскада усиления упрощенно выглядит следующим образом. Уровень питающего напряжения входного каскада усиления не должен превышать ±3В, а уровень напряжения сетевой наводки на пациенте может достигать в ряде случаев 10В. В результате во входном усилителе оказывается недопустимо высокое значение разности потенциалов между входными и выходными зажимами, а также между входными зажимами и зажимами питающего напряжения, что влечет за собой внутренний электрический пробой микросхемы и возможное попадание на пациента питающего аппаратуру напряжения.
Входной каскад усилителя должен обладать малым уровнем собственного шума, так как общеизвестно, что именно он определяет уровень шума всего усилительного тракта. Шум сужает динамический диапазон усилителя, ограничивая его чувствительность. В практике электрофизиологических исследований [36] наиболее часто уровень шума усилителя оценивается приведенным ко входу напряжением для заданной полосы частот Df, когда вход усилителя короткозамкнут или нагружен некоторым сопротивлением R, имитирующим сопротивление источника сигнала. Функционально эта взаимосвязь определяется известной формулой Найквиста U²=4×к×T×R×Df, где к - постоянная Больцмана; Т - абсолютная температура окружающей среды. Уровень шума может быть выражен эффективным или межпиковым значением. Оценка уровня шума усилительного устройства должна производиться при помощи вольтметра, который позволяет измерять эффективное напряжение сигнала при отношении его к межпиковому значению того же сигнала, не превышающему 1/5. Величина шума может быть также определена по наибольшему размаху (от пика до пика) шумовых всплесков, наблюдаемых на экране осциллографа. Приемлемым считается уровень среднеквадратического значения шума, измеренный на закороченном входе, 2 - 3мкВ в полосе пропускания частот до 10 - 15кГц [20, 40].
Наиболее существенное влияние на результаты регистрации низкочастотных параметров биоэлектрических сигналов оказывает шум усилительных элементов в области низких и инфранизких частот, мощность которых подчиняется закону 1/f (избыточный шум) [1, 21]. Она также определяется типом и режимом работы усилительного элемента. Применение полевых транзисторов, имеющих большое входное сопротивление и значительно меньший уровень низкочастотного шума по сравнению с биполярными транзисторами (рисунок 7) [7], улучшает шумовые характеристики усилителей, но не решает проблемы в целом [7, 10].
коэффициент шума для полевых и биполярных транзисторов

коэффициент шума для полевых и биполярных транзисторов

Рисунок 7; 1 - для биполярных транзисторов; 2 - для полевых транзисторов
Теоретические и экспериментальные исследования в этой области показали, что значительных результатов по снижению уровня шумов усилительных элементов можно достичь путем принудительного охлаждения предварительных каскадов усиления [1, 7, 10]. Температурная зависимость уровня фликкер-шума транзисторов, как полевых, так и биполярных, определяется характеристиками используемых полупроводниковых материалов [35], а также техническими особенностями изготовления приборов.
2.2. Специфика усиления сигналов для получения ЭКГ высокого разрешения
При выборе усилительного устройства необходимо обеспечивать максимальную помехоустойчивость при воздействии многих дестабилизирующих факторов. Требования по помехоустойчивости определяются уровнем усиливаемого сигнала, а также уровнем и характером помех в условиях проводимой регистрации биопотенциалов.
Наиболее распространенным видом помехи в устройствах регистрации биосигналов является электромагнитная наводка с частотой 50Гц от питающей сети. Обычно предполагается, что напряжение помехи на всей поверхности тела человека является одинаковым и разность напряжений наведенной от внешнего источника помехи между любыми двумя точками поверхности тела пациента равна нулю [27, 28]. При напряжении сети ~U=220В на объекте исследования по отношению к потенциалу земли может появляться потенциал около 2В [20]. Очевидным решением для уменьшения напряжения помехи является заземление пациента, что часто применялось на протяжении нескольких десятилетий, но по современным стандартам недопустимо [36, 40]. При заземленном объекте величина напряжения сетевой помехи все же будет на 2 - 3 порядка выше уровня усиливаемого сигнала [20]. Поэтому невозможно осуществить съем биоэлектрических сигналов обычными усилителями с несимметричным входом.
При электрофизиологических исследованиях применяют, в основном, биполярные отведения. При этом для напряжения помех создается балансная схема, при полной симметрии обеих плеч которой разность напряжений помех на входных клеммах плеч равна нулю. Преимущества использования дифференциальных каскадов усиления можно реализовать лишь при условии строгой идентичности переходных сопротивлений отводящих электродов. При сопротивлении электродов 10кОм и разбалансе сопротивлений электродов в 10% для обеспечения KОСС=10⁵ необходимо повысить входное сопротивление R_ВХ усилителя до 100Мом [20].
Известно несколько различных подходов к повышению синфазной помехозащищенности усилителя, определяющих структуру (тип) построения схемы:
  - применение схем компенсации с подачей сигнала помехи в противофазе на биологический объект [1, 2, 20];
- применение схем компенсации внутри усилителя, без подачи компенсирующего сигнала на биологический объект [1, 22];
- применение усилительных схем с «плавающим» питанием и гальванической развязкой входных и заземляемых цепей без применения схем активной компенсации [2, 23];
- применение пассивных преобразовательных схем (в частности, параметрического варикапного модулятора), обеспечивающего гальваническую развязку входных и заземляемых цепей, без применения схем активной компенсации [1, 20].
Опыт показывает, что применение следящей отрицательной обратной связи по синфазному сигналу часто приводит к неидентичности характеристик подавления для разных отведений при многоканальной регистрации биопотенциалов вследствие дополнительно возникающих утечек. Метод адаптивной компенсации помех внутри усилителя не гарантирует стабильности подавления помех при изменении их уровня, в результате чего могут появляться всплески помехи, которые можно принять за полезный сигнал. Кроме того, сильные синфазные помехи могут вообще привести к неработоспособности усилителя вследствие выхода за пределы линейной характеристики входного каскада.
Предполагается, что в современных многоканальных системах целесообразно использовать методы пассивной компенсации помех. Принцип увеличения помехозащищенноси заключается в создании в цепи синфазного сигнала значительного сопротивления (на частоте помехи силовой сети определяющегося лишь емкостными утечками), благодаря чему уменьшается уровень синфазного напряжения, приложного непосредственно ко входам усилителя. Помимо увеличения КОСС, при правильной конструкторской проработке изделия решается задача обеспечения электробезопасности пациента [30].
Существуют принципиально различные подходы к реализации приборов с «плавающим» питанием, определяемые способом подключения к биологическому объекту и реализацией гальванической развязки цепей. В настоящее время широко используются 2 способа выполнения цепей гальванической развязки:
- по аналоговому сигналу (например, по принципу модуляция-демодуляция на радиочастоте); известны разработки многих фирм в области построения гальванически развязанных предварительных усилителей в интегральном исполнении, однако емкость утечки на канал относительно велика (порядка нескольких пикофарад), кроме того, для построения многоканальных систем применять их экономически нецелесообразно;
- по цифровому сигналу в компьютеризированных системах, например, с оптоэлектронной развязкой
Первый вариант построения обладает наибольшей универсальностью, и потенциально высокой помехоустойчивостью, поскольку с пациентом непосредственно связана небольшая часть схемы, состоящая из предварительного усилителя и модулятора, что минимизирует емкостные утечки. Выполнение гальванической развязки на высокочастотном трансформаторе без сердечника позволяет снизить емкость утечки на канал до десятых долей пикофарады, хотя и за счет увеличения габаритов устройства. Прибор, построенный по второму принципу, более технологичен и реализуется в целом в меньших габаритных размерах, но требует применения быстродействующих высоковольтных оптоэлектронных приборов, типовое значение емкости связи которых также довольно велико (порядка 2 пФ). Помимо всего этого, практически вся схема гальванически связана с пациентом и, следовательно, обладает значительной конструктивной емкостью относительно «земли».
Существенное влияние на результаты регистрации биоэлектрических сигналов оказывает значение входного сопротивления предварительных усилителей системы, активная составляющая которого должна быть достаточно высокой (порядка 10⁸ ѕ 10¹²Ом) [20]. Его конкретная величина определяется электрическими свойствами эквивалентного генератора сигнала в отведении и должна превышать на 2 ѕ 3 порядка значение переходного сопротивления участка электрод-кожа используемого отведения, что не вызовет потерь полезного сигнала. Это требование обусловлено малой мощностью (доли мкВт) источника биопотенциалов и большим сопротивлением отводящего электрода, образующим резистивный делитель напряжения со входным сопротивлением усилителя. Особенно важно соблюдать это требование при использовании многоканальной аппаратуры. В этом случае последовательно переходному сопротивлению отведения включается группа параллельно соединенных входных сопротивлений усилительных каналов, в силу чего, даже при низкоомных сопротивлениях отведений сигнал может быть ослаблен.
Ток во входной цепи системы регистрации биопотенциалов должен быть минимальным. Это требование обусловлено тем, что величина тока во входной цепи может существенно повлиять на результаты измерения, что проявляется в возникновении ложного потенциала при изменении сопротивления электродов, изменении свойств исследуемого объекта, дрейфе изолинии и ряде других нежелательных явлений [20,33]. Известно, что сопротивление электродов непостоянно и в процессе регистрации может внезапно изменяться в значительных пределах. При наличии входного тока порядка 10^-9А и сопротивлении электрода 10⁶Ом (что происходит при высыхании электродной пасты) падение напряжения на входных клеммах усилителя составит 1мВ, что может быть ошибочно воспринято как полезный сигнал от объекта исследования. Нетрудно сформулировать требования к величине этого тока с учетом того, что сопротивление электрода создает тепловые шумы: при любых исследованиях величина постоянного тока порядка 10^-11А на результаты измерений влияния оказывать не будет, в стандартах приводятся менее жесткие требования: 10^-9- 10^-10А [20].
Реактивная составляющая входного сопротивления (входная емкость) предварительного каскада усиления должна иметь малую величину (единицы пикофарад). Это требование вызвано тем, что при достаточно большом сопротивлении электрода и входной емкости усилителя может наблюдаться ослабление высокочастотных составляющих, диагностически важное значение которых в ЭКС постоянно подчеркивается.
В целях улучшения помехозащищенности можно повышать входное сопротивление усилителя, либо вводить симметрирующие регулировочные элементы. Первый способ более приемлем в многоканальных устройствах. Второй способ является более эффективным, но требует автоматической регулировки усиления по каждому каналу, причем лучшие результаты получаются при балансировке на входе усилителя, что значительно увеличивает шумовое напряжение на входе усилительной аппаратуры устройства регистрации. Поэтому вводить в усилитель дополнительные регулировки нецелесообразно.
Необходимость в улучшении методов усиления малого уровня на фоне синфазных помех в условиях возможного попадания опасных токов на объект исследований привела к широкому применению развязывающих усилителей биопотенциалов. Хотя развязка может быть выполнена на выходе усилительного тракта устройства регистрации, предпочтительнее ее осуществлять во входных каскадах усиления, так как в этом случае изоляция обеспечивается конструктивно проще и уменьшается потребляемая мощность изолированного источника питания. По своим характеристикам развязывающие усилители близки к операционным усилителям, но обладают дополнительными, присущими только им свойствами: защитой от высоких разностей потенциалов между входной и выходной цепями (высокое напряжение развязки) и между входами усилителя; высоким КОСС для переменных, постоянных, импульсных помех; очень высоким полным сопротивлением утечки с входа на «землю» цепи питания
Перспективным направлением в разработке аппаратуры для устройств регистрации биоэлектрических сигналов является применение оптической связи между входом и выходом при помощи оптоэлектронных полупроводниковых приборов ѕ диодных оптопар. Наиболее простой способ применения оптической связи ѕ это прямая передача аналогового сигнала, но оптопары имеют ряд недостатков, которые необходимо учитывать: зависимость выходных параметров диодов от температуры; уменьшение яркости светоизлучающих диодов с течением времени; нелинейность передаточной функции; шумы выходного излучения диодов, а главное недостаточный динамический диапазон для полноценной передачи ЭКС
В разрабатываемой методике применяется концепция пассивной защиты от синфазных помех, осуществляемой за счет симметрии отведений.
Входной усилитель представляет собой развязывающий усилитель, который должен иметь КОСС не менее 120дБ, низкое значение уровня спектральной плотности собственных шумов в эффективной полосе частот.
Коэффициент передачи по напряжению входного усилителя не должен превышать 10 вследствие наличия постоянной составляющей сигнала. Очевидно, что усиление низкоамплитудных биопотенциалов требует значительно большего значения коэффициента передачи по напряжению в усилительном канале. Для исследований в области электрокардиографии общее усиление должно составлять величину в несколько тысяч раз

РЕГИСТРАЦИЯ МИКРОПОТЕНЦИАЛОВ С ОБЕСПЕЧЕНИЕМ ПОМЕХОЗАЩИЩЕННОСТИ УСТРОЙСТВА ЭКГ ВР НА ОСНОВЕ МЕТОДИКИ ДВУХКАНАЛЬНОЙ ПЕРВИЧНОЙ ОБРАБОТКИ ЭКС С ОДНОГО ОТВЕДЕНИЯ

Поскольку в электрокардиографии высокого разрешения проводится анализ низкоамплитудных (единицы микровольт) и относительно высокочастотных (до 2000 Гц) составляющих ЭКС, то возникает необходимость технического обеспечения ряда условий его регистрации и первичной обработки, подробно рассмотренные ранее. Среди них основными являются: высокий коэффициент усиления сигнала (порядка 10³-10⁴), широкий частотный диапазон регистрации (0,05-2000 Гц). Из этих двух условий как следствие, возникает третье – обеспечение значительной помехозащищённость каналов первичной обработки. Выполнение данных условий связано с решением ряда технических задач, обусловленных особенностями реализаций узлов первичной обработки ЭКС. Обеспечение высокого коэффициента усиления сигнала, ограничивается динамическим диапазоном в частности, пропускной способностью АЦП. Обеспечение широкого частотного диапазона регистрации приводит к увеличению влияния помех. Выока помехозащищённость каналов первичной обработки приводит к искажению ЭКС, в результате частотной фильтрации.
Для преодоления данных противоречий предлагается методика двухканальной регистрации ЭКС с одого отведения, включающая в себя обеспечение одновременного пропускания сигнала через синхронизирующий и высокочастотный каналы. Затем ЭКС проходит оцифровку и передаётся в ПК. Узел аналоговой обработки ЭКС предназначен для работы в составе устройства ЭКГ-ВР, включающего в себя узел аналого-цифрового преобразования (АЦП), узел управления и цифровой обработки сигнала, узел обеспечения связи с ПК.
Блок электродов представляет из себя набор из двух сигнальных электродов, включенных по биполярной схеме (адаптированных под дифференциальный канал) и один компенсационный электрод, включенный в цепь обратной связи усилителя, предназначенный для уменьшения влияния комплексных помех на работу схемы.
Узел аналоговой обработки обеспечивает предварительное усиление ЭКС, высокий входной импеданс, значительное подавление синфазных помех, формирование сигнала обратной связи для индифферентного электрода, до разделения на каналы, а затем необходимое частотно–избирательное усиление для максимально возможного использования разрешающей способности АЦП (для высокочастотных составляющих ЭКС величина усиления теоретически может достигать 10000 раз).
Поскольку узел аналоговой обработки ЭКС с одной стороны должен максимально усиливать высокочастотные составляющие ЭКС, а с другой стороны усиливать низкочастотные составляющие ЭКС, имеющие амплитуду на порядок выше высокочастотных, при этом, обеспечивая прохождение R–зубца, как источника информации для синхронизации, используется двухканальная схема усиления, представленная на рисунке 8.Для стабильной работы двухканальной схемы регистрации требуется обеспечить предварительное усиление со значительным подавлением синфазных помех, согласование входного сигнала по сопротивлению. Требуемые параметры ПУ:
   - Входное сопротивление: R = 10 ГОм;
   -  Коэффициент усиления: Ку = 5 – 10;
   - Уровень собственных шумов: N < 0.4 мкВ (пиковый шум);
   - Коэффициент ослабления синфазного сигнала: КОСС > 80 дБ (при Ку = 10).
узел аналоговой обработки ЭКС

Рисунок 8.

Фильтр постоянной составляющей в канале синхронизации (на рисунке 8, сверху) предназначен для предотвращения дрейфа изолинии и имеет частоту среда f среза = 0,05 Гц.
После предварительного усилителя сигнал разделяется на два канала - канал обработки низкочастотных составляющих, служащий также для формирования сигналов синхронизации, и канал для обработки высокочастотных составляющих.
В синхронизирующем канале входное напряжение поступает на полосовой усилитель, у которого обеспечен завал сигнала на верхних частотах. Выходной сигнал усилителя поступает на вход режекторного фильтра с частотой режекции 50 Гц и с регулируемой добротностью, выполненного на двух дополнительных усилителях. Глубина подавления помехи сетевой частоты 50 Гц и добротность могут регулироваться. Выходной усилитель с частотной коррекцией, предназначенный для формирования конечной полосы пропускания в соответствии с задачами исследования и окончательного усиления, имеет фильтр верхних частот и режекторный фильтр, настроенный на частоту сетевой помехи 50 Гц.
На рисунке 9 показана АЧХ данной схемы: а – для синхронизирующего канала, б – для высокочастотного канала. В синхронизирующем канале обеспечено пропускание в частотном диапазоне, соответствующем классической ЭКГ, с усилением 100 – 150 раз и режекцией сетевой частоты 50 Гц. В высокочастотном канале в районе спектрального максимума передача не превышает 6 дБ, а на полосе от 200 до 2000 Гц свыше 60 дБ. Однако, оптимальный выбор полос пропускания, добротности, крутизны спада для высокочастотного канала с точки зрения максимального усиления информационных составляющих является предметом исследований, выполнение которых планируется в течение третьего этапа, посвящённого моделированию.
АЧХ узлов аналоговой обработки ЭКС

Рисунок 9

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Основная задача проекта - разработка принципов построения систем регистрации, обработки и анализа низкоамплитудных составляющих сигналов биоэлектрической активности сердечно-сосудистой системы человека для комплексного исследования разносторонних свойств этих сигналов.
В настоящее время эту информацию трудно, а чаще всего невозможно получить с использованием существующей диагностической аппаратуры. Надежных методов регистрации таких сигналов не существует.
Особое внимание при выполнении этапа было уделено снижению искажений при съеме, передаче и обработке этих сигналов, в том числе и высокой помехозащищенности по отношению к мешающим воздействиям, как физической, так и биологической природы. В связи с этим в рамках данного этапа предложены принципы и методы съема, регистрации и преобразования информации, поступающей с физиологических датчиков.
При выполнении этапа изучено состояние вопроса в техническом и медицинском аспектах; уточнены требования к прецизионной системе регистрации, обработки и анализа низкоамплитудных составляющих сигналов биоэлектрической активности сердечно-сосудистой системы человека, не имеющей аналогов; разработаны принципы построения прецизионных систем регистрации, обработки и анализа низкоамплитудных составляющих таких сигналов
В качестве основного подхода к повышению помехоустойчивости предложено применение технологий многоканального съема и обработки данных, что позволит использовать дополнительную априорную информацию, которая, в частности, содержится в корреляционных связях сигналов разных каналов.На следующем этапе на основе моделирования предлагаемой методики планируется произвести её уточнение, а также оценить её эффективность

СПИСОК ИСПОЛЬЗОВАННЫХ ИСТОЧНИКОВ

1. Алфеев В.Н. Полупроводники, сверхпроводники и параэлектрики в криоэлектронике: Свойства и применение в криоэлектронных схемах и приборах структур на основе контактов полупроводников, сверхпроводников и параэлектриков. — М.: Сов. радио, 1979. — 408 с.: ил.
2. Ананьев Л.Л., Пожаров А.М., Егоров Н.В. Охлаждаемый усилитель на полевых транзисторах с температурой шума 1К. //Приборы и техника эксперимента. — 1977. — №3. — с. 135 - 136.
3. Архипенко А. Ю. «Качество обработки биологических сигналов» М.: Институт Сердечно-Сосудистой Хирургии Им А. Н. Бакулева РАМН, 2002.
4. Белов А.В., Пуликов Д.Г., Сергеев Т.В. Выделитель кардиоинтервалов для ввода в персональный компьютер. Сб.: Известия СПбГЭТУ «ЛЭТИ», серия Биотехнические системы в медицине и экологии, вып. 2/2005. C. 100-105.
5. Викторов И. В. Современные компьютерные системы для автоматического анализа электрокардиосигналов (Обзор). //Медицинская техника. — 1994. — №1. — с.34 - 35.
6. Гальперин М.В. Практическая схемотехника в промышленной автоматике. — М.: Энергоатомиздат, 1987. — 320 с.: ил.
7. Головко Ю.П. и др. Параметрические усилители биоэлектрических сигналов. — М.: Энергия, 1971. — 160 с.: ил.
8. Гришаев С.Л., Свистов А.С., Солнцев В.Н., Пинегин А.Н., Аланичев А.Е. Возможности электрокардиографии высокого разрешения в прогнозировании пароксизмальной фибрилляции предсердий у больных ишемической болезнью сердца. Вестник Аритмологии 37 от 25/01/2005. С. 25-31.
9. Диагностические измерения в медицинских электронных системах: Учебное пособие / Под ред. К.В. Зайченко, СПбГУАП. СПб, 2002. 156 с.
10. Зайченко К.В., Жаринов О.О., Кулин А.Н. Особенности построения входных каскадов высокочувствительных усилителей биопотенциалов. //Вопросы радиоэлектроники. (сер. Радиолокационная техника). — М.: НИИЭИР, 1998. — Вып.1. — с.60 - 64.
11. Зайченко К.В., Горелова Н.А Принципы построения систем регистрации, обработки и анализа низкоамплитудных составляющих сигналов биоэлектрической активности сердечно-сосудистой системы человека (СОРАС ССЧ) // Вестник аритмологии. Приложение А. Тез. докл. V Междунар. симпоз. «Электроника в медицине». СПб, 2006.
12. Зайченко К.В., Горелова Н.А. Современные методики исследований тонкой структуры биоэлектрических сигналов // Вестник аритмологии. Приложение А. Тез. докл. V Междунар. симпоз. «Электроника в медицине». СПб, 2006.
13. Зайченко К.В., Жаринов О.О., Кулин А.Н. Вопросы методологии исследования микропотенциалов ЭКГ // Вестник аритмологии № 25. Тез. докл. III Междунар. симпоз. «Электроника в медицине». СПб, 2002.
14. Зайченко К.В., Жаринов О.О., Кулин А.Н. Новые подходы к анализу микроэлектрической активности сердца. //Вопросы радиоэлектроники. (сер. Радиолокационна тхника). — М.: НИИЭИР, 1998. — Вып.1. — с.71 - 75.
15. Зайченко К.В., Павлов В.С. Моделирование и птимизация многоотсчетных чувствительных элементов локационных систем. Монография. СПб, 2004.131с.
16. Зайченко К.В., Храпов С.О. Аппаратно-программный комплекс исслдования тонкой структуры биоэлектрических сигналов // Вестник аритмологии № 35. Тез. докл. IV Междунар. симпоз. «Электроника в медицине». СПб, 2004.
17. Зайченко К.В. Чувствительные элементы со структурной избыточностью. Монография. Л.: Изд. Ленинградского университета. 1990. 200 с.
18. Зайченко К.В., и др. Съем и обработка биоэлектрических сигналов: Учеб. пособие / Под ред. К. В. Зайченко. СПбГУАП. СПб., 2001.
19. Иванов Г.Г. Электрокардиография высокого разрешения. М. 1999.
20. Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ: Учеб. пособие для вузов /Под ред. А.Л. Барановского, А.П. Немирко. — М.: Радио и связь, 1993. — 248с.: ил.
21. Кауфман М., Сидман А.Г. Практическое руководство по расчетам схем в электронике: Справ. в 2 т. Т.2.: Пер. с англ. /Под ред. Ф.Н. Покровского. — М.: Энергоатомиздат, 1993. — 288 с.: ил.
22. Коломбет Е.А. Микроэлектронные средства обработки аналоговых сигналов. — М.: Радио и связь, 1991. — 376 с.: ил.
23. Копылова К.Ф., Терпугов Н.В. Параметрические емкостные усилители низких частот. — М.: Сов. радио, 1973. — 88 с.
24. Крамаренко А.В. Принцип подавления внешних шумов при проектировании аппаратуры для ЭЭГ исследований.
25. Куриков С.Ф. и др. Применение сигма-дельта аналого-цифрового преобразования в многоканальных электрокардиографах. //Медицинская техника. — 1997. — №4. — с.7 - 10.
26. Лебедев В.В. и др. Испытательный сигнал для проверки измерительных алгоритмов электрокардиографических автоматизированных систем. //Медицинская техника. — 1997. — №3. — с.40- 41.
27. Лебедев В.В. Особенности построения нового типа электрокардиографа на примере портативного ЭК1ТЦ02. //Медицинская техника. — 1995. — №5. — с.42 - 45.
28. Лебедева С.В., Лебедев В.В. Цифровой фильтр подавления сетевой помехи в электрокардиографе. //Медицинская техника. — 1995. — №5. — с.23 - 25.
29. Ливенсон А.Р. Токи утечки медицинских изделий. //Медицинская техника. — 1992. — №3. — с.3 - 8.
30. Марпл-мл. С.Л. Цифровой спектральный анализ и его приложения. Пер. с англ. — М.: Мир, 1990. — 564с., ил.
31. Микрокомпьютеры в физиологии. Пер. с англ. /Под ред. П. Фрейзера. — М.: Мир, 1990. — 383 с., ил.
32. Микрокомпьютерные медицинские системы. Проектирование и применения. Пер. с англ. — М.: Мир, 1983. — 544с.
33. Мишин А.Т. Усилители бионапряжений с гальваническим разделением входных и выходных цепей для многоканальной регистрации медленных биоэлектрических процессов. (Исследования, разработка): Автореферат дис. на соиск. уч. ст. канд. техн. наук (261). — М., 1972. 41с.
34. Новиков Ю.В., Калашников О.А., Гуляев С.Э. Разработка устройств сопряжения для персонального компьютера IBM PC. Практ. пособие /Под ред. Ю.В. Новикова. — М.: ЮКОМ, 1997. — 224 с.: ил.
35. Пожаров А.М. Криоэлектронные усилители низких, средних и высоких частот /Под ред. В.Н.Алфеева. — М.: Радио и связь, 1983. — 104 с.
36. ГОСТ 19687-89. Приборы для измерения биоэлектрических потенциалов сердца. Общие технические требования и методы испытаний. — М.: Издательство стандартов, 1994. — 18с.
37. Сопряжение датчиков и устройств ввода данных с компьютерами IBM PC. Пер. с англ. /Под ред. У. Томпкинса, Дж. Уэбстера. — М.: Мир, 1992. — 592 с., ил.
38. Съем и обработка биоэлектрических сигналов: Учебное пособие / Под ред. К.В. Зайченко, СПбГУАП, 2002. 140 с.
39. Уидроу Б., Стирнз С. Адаптивная обработка сигналов. Пер. с англ. — М.: Радио и связь, 1989. — 440 с.: ил.
40. ГОСТ 25995-83. Электроды для съема биоэлектрических потенциалов: Общие технические требования и методы испытаний. — М.: Издательство стандартов, 1984. — 25 с.
41. Янушкевичус З.И., Чирейкин Л.В., Пранявичус А.А. Дополнительно усиленная электрокардиограмма. (2-е изд., испр. и доп.). — Л.: Медицина, 1994. — 192 с.: ил.
42. Breithardt G., Borggrefe M. Pathophysiological mechanisms and clinical significance of ventricular late potentials. //Eur. Heart J. — 1986. — Vol.7 — pp.364 - 385.
43. El-Sherif G. Late potentials and arrythmogenesis. //PACE. — 1985. — Vol.8. — pp.440 - 462.
44. Hejjel L. «Suppression of power-line interference by analog notch filtering in the ECG signal for heart rate variability analysis: to do or not to do?» Med. Sci. Monit., 2004; 10(1): MT6-13.
45. Langner P.H. The value of high-fidelity electrocardiography using the cathode ray oscillograph and an expanded time scale. //Amer. Heart J. — 1952. — Vol.5. — pp.249 - 256.
46. Langner P.H., Geselowitz D.B., Monsure F.T. Hight-frequency components in the electrocardiograms of normal subjects and of patients with coronary heart disease. //Amer. Heart J. — 1961. — №9, Vol.62. — pp.745 - 755.
47. Simson M.B. Use of signals in the terminal QRS-complex to identify patients with ventricular tachycardia after myocardial infarction. //Circulation. — 1981. — №2, Vol.64. — рр. 235 - 241.
48. Simson M.B. Use of signals in the terminal QRS-complex to identify patients with ventricular tachycardia after myocardial infarction. //Circulation. — 1981. — №2, Vol.64. — рр. 235 - 241.
49. Zaitchenko K.V., Gorelova N.A. The modern methods of research of thin structure of bioelectrical signals // Proceedings 3 European medical and biological engineering conference (EMBEC). Praga. 2005.
50. ZaitchenkoK.V.,SuvorovN.B. Research of low-amplitude ECG–components// Pro-ceedings 2 European medical and biological engineering conference.Wienna.2002.
51. Zaitchenko K.V., Zharinov O.O., Kulin A.N. Estimation of micropotentials of electrocardiograms for diagnostics of heart diseases. /Proc. of the EMBEC’99, Nov. 4-7, 1999, Austria. //Medical & Boilogical Engineering & Computing, Part 1. — 1999. — Vol.37, Suppl.2. — pp.506 - 507.