RU2294139C1 - Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления - Google Patents
Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления Download PDFInfo
- Publication number
- RU2294139C1 RU2294139C1 RU2005115597/14A RU2005115597A RU2294139C1 RU 2294139 C1 RU2294139 C1 RU 2294139C1 RU 2005115597/14 A RU2005115597/14 A RU 2005115597/14A RU 2005115597 A RU2005115597 A RU 2005115597A RU 2294139 C1 RU2294139 C1 RU 2294139C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- output
- input
- interval
- beginning
- cardiocycle
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
Изобретение относится к медицине, в частности к электрокардиографии. Для способа выполняют следующие действия. Непрерывный электрокардиосигнал фильтруют и представляют его в виде дискретных отсчетов. Суммируют по модулю отсчеты во всех отведениях ЭКГ. Формируют пороговый уровень и дискретные отсчеты с помощью компаратора сравниваются с пороговым значением. Таким образом, выделяются R-R интервалы. R-R интервал делится на N частей, причем значение N-й части интервала Ri-Ri+1 вычитается из значения дискретного отсчета Ri+1 и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла. В устройстве выделение начала кардиоцикла реализуется с помощью накапливающего сумматора, вход которого соединен с выходом аналогового ключа, а выход - со вторым входом компаратора, триггера, элемента ИЛИ, схемы выделения переднего фронта импульса, первого и второго регистров, делителя и сумматора. Триггер осуществляет формирование длительности R-R интервала. Первый и второй регистры хранят коды числа N и значения длительности R-R интервала соответственно. Делитель осуществляет деление кода значения длительности R-R интервала на код числа N. Сумматор осуществляет вычитание значения N-й части интервала Ri-Ri+1 из значения дискретного отсчета Ri+1. Полученное на выходе сумматора значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла. Способ и устройство обеспечивают повышенную точность выделения начала кардиоцикла. 2 н.п. ф-лы, 9 ил.
Description
Изобретение относится к области медицины, в частности к электрокардиографии, и может быть использовано для определения начала очередного кардиоцикла при анализе временных параметров электрокардиосигнала (ЭКС), выполняемом как аппаратными, так и программными средствами.
Определение начала очередного кардиоцикла при анализе информационных параметров электрокардиосигнала (ЭКС) является важной диагностической задачей, от решения которой может зависеть достоверность оценки состояния сердечно-сосудистой системы и эффективность дальнейшего лечения.
Наиболее распространены в настоящее время способы выделения начала кардиоцикла, основанные на обнаружении QRS-комплекса (выделение R-R интервалов). Под R-R интервалом понимается длительность между ближайшими R зубцами ЭКС.
Известен способ определения начала кардиоцикла, реализованный в устройстве для выделения QRS-комплексов [1] и заключающийся в том, что ЭКС фильтруют, формируют из полученного сигнала пороговый уровень и сравнивают. По результатам сравнения формируют "временное окно", позволяющее исключить ложные выделения QRS-комплекса. Данному способу присущи следующие недостатки:
- надежное выделение QRS-комплексов может быть достигнуто только при надежном выделении первого (стартового) QRS-комплекса;
- действие на ЭКС низкочастотных аддитивных помех (поляризация электродов, дыхательные волны, артефакты и т.п.) снижает надежность выделения начала кардиоцикла; попытка убрать низкочастотную аддитивную помеху с помощью фильтра высоких частот не даст результата, так как частота среза такого фильтра должна иметь малое значение (0,05 Гц в соответствии со стандартами на электрокардиографы), и действие артефактов приводит к возникновению переходного процесса, который длится тем дольше, чем ниже f частота среза фильтра, во время переходного процесса надежность выделения QRS-комплекса снижается.
Наиболее близким к предлагаемому способу (прототипом) является способ выделения начала кардиоцикла [2], заключающийся в том, что ЭКС фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, формируют первый и второй пороговые уровни, равные половине амплитуды зубца Р, с которыми осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, подсчитывают поочередно взятые отсчеты, находящиеся между пороговыми уровнями, и в случае достижения в результате подсчета заданного числа "n" принимают за начало очередного кардиоцикла положение n-го дискретного отсчета электрокардиосигнала на оси времени, а, в случае выхода значений дискретных отсчетов за пороговые уровни ранее, чем достигнуто при подсчете заданного числа "n", подсчет начинают снова с нуля.
На фигуре 1 приведена блок-схема алгоритма известного способа определения начала кардиоцикла.
На фигуре 2 приведено изображение идеального электрокардиосигнала, используемого в прототипе.
На фигуре 3 приведены изображения реального электрокардиосигнала, используемого в предлагаемом способе определения начала кардиоцикла.
Из фигуры 1 следует, что известный способ выделения начала кардиоцикла основан на анализе участков изолинии идеального электрокардиосигнала: сегмента PQ - отрезка от окончания зубца Р до начала зубца Q, сегмента ST - отрезка от конца комплекса QRS до начала зубца Т и интервала ТР, участка электрокардиосигнала между зубцами Т и Р. Автором известного способа выделения начала кардиоцикла отмечается, что "наиболее стабильным участком электрокардиосигнала является часть изолинии между зубцами Т и Р". При этом "длительность отрезка ТР существенно превышает длительность сегмента PQ и сегмента ST. Это обстоятельство и положено в основу предлагаемого способа выделения начала кардиоцикла." Фигура 2 иллюстрирует приведенную цитату.
По мнению авторов предлагаемого изобретения для реализации известного способа выделения начала кардиоцикла необходимо выполнение следующих условий:
1. Сегмент PQ, сегмент ST и интервал ТР электрокардиосигнала должны находиться на изолинии. Анализ практических ЭКГ, приведенных в электрокардиографической литературе [3], [4], [5], [6], [7], [8], [9], показывает, что данное условие не выполняется: наблюдается отклонение от изолинии.
2. Достоверное определение зубца Р. По мнению авторов предлагаемого изобретения достоверное определение зубца Р является непростой задачей, решение которой, кстати, в описании патента не приводится. Анализ практических ЭКГ, приведенных в электрокардиографической литературе [3], [4], [5], [6], [7], [8], [9], показывает, что зубец Р не всегда можно достоверно определить.
3. Установление порога срабатывания на уровне 0,5 амплитуды зубца Р. Анализ практических ЭКГ, приведенных в электрокардиографической литературе [3], [4], [5], [6], [7], [8], [9], показывает, что на интервале ТР электрокардиосигнала возможно появление зубца V, амплитуда которого превышает значение порога срабатывания, и, как следствие, в известном способе выделения начала кардиоцикла, начнется новый отсчет, что приведет к пропуску выделения начала кардиоцикла.
4. Автор известного способа отмечает, что "число "n" выбирается на основании априорно известных периода дискретизации и длительности интервалов PQ, ST и ТР таким образом, чтобы оно могло быть достигнуто счетчиком только на интервале ТР. При этом выбор конкретного значения числа "n" (в известном способе "n"=8) автором не обосновывается. Кроме того, для определения и выделения начала кардиоцикла в известном способе необходимо определить все амплитудно-временные информационные параметры ЭКС. Каким образом амплитудно-временные информационные параметры ЭКС определяются из описания известного способа не ясно.
5. Из описания известного способа выделения начала кардиоцикла следует, что для его реализации необходим нормальный синусовый ритм. При изменении частоты сердечных сокращений и при неизменных частоте дискретизации ЭКС (500 Гц) и числа "n" в известном способе выделения начала кардиоцикла неизбежно будет изменяться момент начала выделения кардиоцикла (смотрите фигуру 3).
С точки зрения теории вероятностей все условия, необходимые для реализации известного способа выделения начала кардиоцикла, являются независимыми событиями, следовательно, вероятность их совместного появления равна произведению вероятностей вышеперечисленных условий.
Таким образом, анализ фигур 1, 2 и 3 показывает, что в известном способе выделения начала кардиоцикла при изменении частоты сердечных сокращений невозможно однозначно зафиксировать начало кардиоцикла.
Поэтому к недостатку известного способа выделения начала кардиоцикла следует отнести, по мнению авторов предлагаемого изобретения, невысокую точность выделения начала кардиоцикла.
Наиболее близким к предлагаемому устройству является устройство для осуществления способа выделения начала кардиоцикла [2], содержащее фильтр, вход которого является первым входом устройства, а выход подключен к информационному входу аналогового ключа, вход управления которого соединен с выходом генератора тактовых импульсов, источник порогового уровня, выход которого соединен с первым входом компаратора, а также счетчик, первый и второй элементы И.
Недостатком известного устройства для осуществления способа выделения начала кардиоцикла является, по мнению авторов предлагаемого изобретения, невысокая точность выделения начала кардиоцикла.
Предлагаемое изобретение направлено на повышение точности выделения начала кардиоцикла путем реализации пропорции "золотого сечения".
Для получения технического результата в способе выделения начала кардиоцикла непрерывный электрокардиосигнал фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, суммируют по модулю дискретные отсчеты, формируют пороговый уровень, с которым осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, выделяют R-R интервал, R-R интервал делят на N частей, причем значение N-й части интервала Ri-Ri+1 вычитают из значения дискретного отсчета Ri+1, и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла.
Предлагаемый авторами способ выделения начала кардиоцикла основан на фундаментальном законе функционирования сердечно-сосудистой системы, согласно которому для каждого вида животных существует частота сердцебиений, при которой длительности систолы ts, диастолы td и всего кардиоцикла соотносятся между собою по пропорции "золотого сечения": 0,382ts+0,618td=1 [10]. Известно, что процессы развития давления и изгнания крови из сердца обозначаются термином "систола", а процессы снижения давления и наполнения желудочков - термином "диастола". Общая длительность цикла при частоте 75 сокращений в минуту составляет 0,8 секунды. При этом на долю систолы приходится 0,3 секунды, а диастолы - 0,5 секунды. В пересчете на сутки систола занимает 9 часов, а диастола - 15 часов, что также соответствует пропорциям "золотого сечения" [11].
Анализ практических ЭКГ, приведенных в электрокардиографической литературе [3], [4], [5], [6], [7], [8], [9], показывает, что указанные соотношения сохраняются при изменении частоты сердечного ритма.
На фигуре 4 приведена блок-схема алгоритма предлагаемого способа определения начала кардиоцикла.
На фигуре 5А приведены временные параметры ЭКГ, поясняющие суть предлагаемого способа определения начала кардиоцикла, а на фигуре 5Б приведена смоделированная ЭКГ.
На фигуре 6 приведена структурная схема устройства для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла.
На фигурах 7 и 8 приведены изображения практических электрокардиосигналов, полученных с помощью электрокардиографа КАД-03, и результаты их обработки устройством для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла.
На фигуре 9 приведены временные диаграммы, поясняющие работу устройства для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла.
Суть предлагаемого способа заключается в следующем: непрерывный электрокардиосигнал фильтруют и представляют его в виде дискретных отсчетов. Затем осуществляется суммирование одновременных отсчетов отведений ЭКГ. Это действие является одной из отличительных особенностей предлагаемого способа. В результате суммирования по модулю одновременных отсчетов отведений ЭКГ максимальное значение имеют отсчеты, соответствующие зубцу R кардиоцикла. Далее формируют пороговый уровень и дискретные отсчеты с помощью компаратора сравниваются с пороговым значением. Таким образом, более надежно выделяются R-R интервалы. Затем R-R интервал делится на N частей, причем значение N-й части интервала Ri-Ri+1 вычитается из значения дискретного отсчета Ri и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла.
Для определения числа N моделируется сигнал ЭКГ (смотрите фигуры 5А и 5Б) с информационными амплитудно-временными параметрами, взятыми из литературы по электрокардиографии [3], [4], [5], [6], [7], [8], [9]. Величины и продолжительность зубцов и интервалов при регистрации ЭКГ традиционно для удобства интерпретации рисуются на бумаге с миллиметровой сеткой. На экране монитора последние модели электрокардиографов также регистрируют ЭКГ на фоне миллиметровой сетки. Традиционно электрокардиографы настроены таким образом, что один миллиметр по высоте миллиметровой сетки соответствует амплитуде сигнала ЭКГ в один милливольт. Один миллиметр по горизонтали миллиметровой сетки соответствует двум сотым секунды (0,02 с) длительности сигнала ЭКГ при самой распространенной скорости регистрации ЭКГ в 50 мм/с. При таких допущениях информационные параметры ЭКГ регистрируются с погрешностью по амплитуде "+/- 1 милливольт", по длительности "+/- 0,02 секунды". С учетом этой погрешности "+/- 0,02 секунды" приводятся значения длительностей интервалов, зубцов, сегментов и комплексов. Значение комплекса QRS равно 0,1 секунды. Значение сегмента S-T равно 0,03÷0,12 секунды. Значение зубца Т равно 0,16 секунды. Значение интервала R-R равно 0,75÷1,00 секунды. Значение интервала P-Q равно 0,12÷0,20 секунды. Значение интервала от начала кардиоцикла до зубца Р равно 0,01÷0,02 секунды (интервал 1 на фигуре 5А). Значение интервала от зубца Q до вершины зубца R равно 0,05 секунды (интервал 2 на фигуре 5А). По правилу "золотого сечения" длительность систолы равна 0,382t, а диастолы равна 0,618t, где t - длительность кардиоцикла, а отношение между диастолой и систолой равно 0,618/0,382 (приблизительно 1,6).
Из фигуры 5А следует, что длительность систолы равна QRS+ST+Т, а диастолы равна разности интервала R-R и интервала длительности систолы. Т.е. длительность систолы равна (0,1÷0,1)+(0,03÷0,12)+(0,16÷0,16)=0,29÷0,38 секунды, длительность диастолы равна (0,75÷1,00)-(0,29÷0,38)=0,46÷0,62 секунды. Отношение между диастолой и систолой соответственно равно 0,46/0,29=1,586 (приблизительно 1,6) и 0,62/0,38=1,632 (приблизительно 1,6). Следовательно, взятые данные удовлетворяют правилу "золотого сечения". Далее согласно предлагаемому способу определения начала кардиоцикла находится длительность интервала от начала кардиоцикла до вершины зубца R (интервал 3 на фигуре 5А). Она будет равна сумме значений интервала PQ, интервала 1 и интервала 2:
Тогда интервал 3=(0,12÷0,20)+(0,01÷0,02)+(0,05÷0,05)=0,18÷0,27 секунды.
При этом отношение между интервалом 3 и интервалом R-R будет равно 0,75/0,18=4,2 (приблизительно 4) и 1,00/0,27=3,7 (приблизительно 4). С учетом погрешности представленных электрокардиографических данных среднее значение N равно 4.
Из приведенного выше следует вывод: начало кардиоцикла находится на расстоянии 1/4 интервала R-R от вершины зубца R.
Предлагаемый способ позволяет устранить указанные недостатки известного способа и обеспечить надежное выделение начала очередного кардиоцикла. В качестве примера на фигурах 7А и 8А показаны кардиосигналы, полученные с устройства КАД-03 без каких-либо преобразований, а на фигурах 7Б и 8Б результат работы предлагаемого алгоритма по автоматическому выделению кардиоцикла с последующим преобразованием полученного кардиоцикла к 1000 точкам отсчета. Как видно из фигур 7Б и 8Б предложенный способ позволяет надежно выделить начало каждого кардиоцикла независимо от возможных отклонений от нормы параметров (формы, амплитуды, длительности) зубцов электрокардиосигнала, в частности QRS-комплекса, и дрейфа изолинии, обусловленном действием на ЭКС аддитивных низкочастотных помех (влияние дыхания, артефакты, временной дрейф и т.п.), что способствует улучшению условий последующей обработки электрокардиосигнала (вычисление временных параметров отдельных элементов электрокардиосигнала, вычисление длительности кардиоциклов и т.п.).
Для достижения технического результата и реализации предложенного способа в устройство, содержащее фильтр, вход которого является первым входом устройства, а выход подключен к информационному входу аналогового ключа, вход управления которого соединен с выходом генератора тактовых импульсов, источник порогового уровня, выход которого соединен с первым входом компаратора, а также счетчик, первый и второй элементы И, введены накапливающий сумматор, вход которого соединен с выходом аналогового ключа, а выход - со вторым входом компаратора, триггер, элемент ИЛИ, схема выделения переднего фронта импульса, первый и второй регистры, делитель и сумматор, причем последовательно соединены элемент ИЛИ, счетчик, делитель и сумматор, а выход компаратора соединен со счетным входом триггера и первым входом схемы выделения переднего фронта импульса, второй вход которой соединен с выходом генератора тактовых импульсов, прямой и инверсные выходы триггера соединены с первыми входами соответственно первого и второго элементов И, вторые входы которых соединены с выходом генератора тактовых импульсов, а выходы первого и второго элементов И соединены соответственно с первым и вторым входами элемента ИЛИ, выход счетчика соединен с первым входом первого регистра, выход схемы выделения переднего фронта импульса соединен со вторыми входами делителя и первого регистра, вход второго регистра является вторым входом устройства для выделения начала кардиоцикла, а выход соединен с третьим входом делителя, выход первого регистра соединен со вторым входом сумматора, выход сумматора является выходом устройства для выделения начала кардиоцикла.
Структурная схема устройства для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла приведена на фигуре 6.
Устройство для реализации предложенного способа выделения начала кардиоцикла содержит фильтр 1, аналоговый ключ 2, накапливающий сумматор 3, компаратор 4, триггер 5, первый элемент И 6, элемент ИЛИ 7, счетчик 8, делитель 9, сумматор 10, генератор тактовых импульсов 11, источник порогового уровня 12, второй элемент И 13, схему выделения переднего фронта импульса 14, первый регистр 15, второй регистр 16, информационный вход 17, управляющий вход 18, информационный выход 19.
На вход фильтра 1, являющегося информационным входом устройства 17, поступает электрокардиосигнал. Выход фильтра 1 соединен с информационным входом аналогового ключа 2, вход управления которого соединен с выходом генератора тактовых импульсов 11. Выход аналогового ключа 2 подключен к входу накапливающего сумматора 3, выход которого подключен к первому входу компаратора 4, второй вход которого соединен с выходом источника порогового уровня 12. Выход компаратора 4 соединен со счетным входом триггера 5 и с первым входом схемы выделения переднего фронта импульса 14. Второй вход схемы выделения переднего фронта импульса 14 соединен с выходом генератора тактовых импульсов 11. Прямой и инверсные выходы триггера 5 соединены с первыми входами соответственно первого 6 и второго 13 элементов И, вторые входы которых соединены с выходом генератора тактовых импульсов 11. Выходы первого 6 и второго 13 элементов И соединены соответственно с первым и вторым входами элемента ИЛИ 7. Выход элемента ИЛИ 7 соединен с входом счетчика 8. Выход счетчика 8 соединен с первыми входами делителя 9 и первого регистра 15. Выход схемы выделения переднего фронта импульса 14 соединен со вторыми входами делителя 9 и первого регистра 15. Вход второго регистра 16 является вторым управляющим входом 18 устройства для выделения начала кардиоцикла. Выход второго регистра 16 соединен с третьим входом делителя 9. Выход делителя 9 соединен с первым входом сумматора 10, второй вход которого соединен с выходом первого регистра 15. Выход сумматора 10 является информационным выходом 19 устройства для выделения начала кардиоцикла.
Устройство для выделения начала кардиоцикла работает следующим образом. Электрокардиосигнал 17 (сигнал 1 на фигуре 9) с помощью фильтра 1 очищается от высокочастотных и сетевых помех и поступает на информационный вход аналогового ключа 2, с помощью которого осуществляется преобразование непрерывного сигнала в дискретный сигнал. Под действием импульсных сигналов, имеющих период повторения, равный периоду дискретизации, и поступающих с выхода генератора тактовых импульсов 11, аналоговый ключ 2 периодически замыкается, и на его выходе формируются дискретные отсчеты электрокардиосигнала (сигнал 2 на фигуре 9). Накапливающий сумматор 3 осуществляет суммирование дискретных отсчетов электрокардиосигнала. Компаратор 4 сравнивает амплитуду сигнала с пороговым уровнем и выделяет зубец R в виде импульса, начало которого соответствует вершине зубца R (сигнал 4 на фигуре 9). Достоверно выделенные сигналы зубца R поступают на счетный вход триггера 5. С прямого и инверсного выходов триггера 5 на входы элементов И (6 и 13) поступают сигналы значений длительностей интервалов Ri-1-R; и Ri-Ri+1 (сигналы 5 и 6 на фигуре 9). Первый элемент И 6 "пропускает" импульсные сигналы с генератора тактовых импульсов 11 только в течение Ri-1-Ri интервала электрокардиосигнала (сигнал 7 на фигуре 9). Второй элемент И 13 "пропускает" импульсные сигналы с генератора тактовых импульсов 11 только в течение Ri-Ri+1 интервала электрокардиосигнала (сигнал 8 на фигуре 9). Элемент ИЛИ 7 поочередно "пропускает" сигналы с выходов первого и второго элементов И 6 и 13 на счетчик 8. Счетчик 8 формирует в результате подсчета импульсов с тактового генератора в течение интервала электрокардиосигнала (сигналы 5 и 6 на фигуре 9) соответствующий этому интервалу двоичный код (сигнал 9). Полученный в результате подсчета импульсов двоичный код поступает на первый вход делителя 9. Во второй регистр 16 заносится число N, которое поступает с входа 18 (у нас N=4). Число N поступает на второй вход делителя 9. Делитель 9 по сигналу со схемы выделения переднего фронта импульса 14 (импульс срабатывания компаратора 4) осуществляет деление числа, поступившего со счетчика 8 (это число соответствует значению длительности текущего интервала R-R), на число N, поступившего с входа 18 (сигнал 9). Сигнал 9 на фигуре 9 изображает только момент появления значения двоичного кода на выходе делителя 9, а не само значение. Понять изображенные на фигуре 9 значения двоичного кода с выхода делителя 9 не составляет труда: амплитуда импульса сигнала 9 прямо пропорциональна значению двоичного кода с выхода делителя 9. Делитель 9 может быть реализован табличным способом на модулях памяти. В этом случае деление осуществляется в течение одного тактового импульса: результат деления хранится в ячейке памяти, адресом которой является совокупность кодов делителя и делимого. Результат деления поступает на вычитающий вход сумматора 10. Значение длительности интервала R-R находится в счетчике 8 и поступает с него на первый вход первого регистра 15 по сигналу со схемы выделения переднего фронта импульса 14. В результате указанных действий на выходе первого регистра 15 находится значение длительности интервала R-R. Сумматор 10 осуществляет суммирование результата деления со значением длительности интервала R-R. Таким образом, на выходе сумматора 10 получается кодовое значение дискретного отсчета, соответствующее координате начала текущего кардиоцикла. Выход 19 сумматора является выходом устройства для выделения начала кардиоцикла.
Технико-экономический эффект предложенного способа и устройства для его реализации заключается в более надежном выделении начала каждого кардиоцикла. Надежное выделение начала каждого кардиоцикла способствует улучшению условий последующей обработки электрокардиосигнала.
Источники информации
1. Патент РФ 2021752, А 61 В 5/0452. Устройство для выделения QRS-комплексов / Б.И.Крук, Н.И.Белкин // БИ 20, 1994.
2. Патент РФ 2195164, А 61 В 5/02. Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его реализации / А.А. Михеев // 27.12.2002.
3. В.Н.Орлов. Руководство по электрокардиографии. - М.: Медицина, 1984, 528 с.
4. М.И.Кечкер. Руководство по клинической электрокардиографии. М., 2000. - 395 с.
5. В.В.Мурашко, А.В.Струтынский. Электрокардиография: Учебн. пособие. - 6-е изд. - М.: МЕДпрессинформ, 2004. - 320 с.
6. В.И.Маколкин. ЭКГ: анализ и толкование. - М.: ГЭОТАР-мед, 2001. - 159 с.
7. Ю.И.Зудбинов. Азбука ЭКГ и боли в сердце. - Ростов н/Д: Феникс, 2003. - 240 с.
8. Клиническая электрокардиография - СПб: Питер, 2001. - 384 с. - (Серия "Краткий справочник") // Пер. с англ. проф. С.А.Повзуна под общей редакцией проф. В.П.Медведева.
9. Орлова Н.В., Парийская Т.В. Кардиология: Новейший справочник педиатра. - М.: Изд-во Эксмо; СПб.: Сова, 2003. - 624 с.
10. В.Д.Цветков. Сердце, "золотое сечение" и симметрия. Пущино: ПНЦ РАН, 1997, 170 с.
11. В.И.Капелько. Работа сердца // Соросовский образовательный журнал, №4, 1999, 28-34 с.
Claims (2)
1. Способ выделения начала кардиоцикла, заключающийся в том, что непрерывный электрокардиосигнал фильтруют, представляют его в виде дискретных отсчетов, формируют пороговый уровень, с которым осуществляют сравнение значения каждого дискретного отсчета электрокардиосигнала, отличающийся тем, что дискретные отсчеты суммируют по модулю, выделяют R-R интервал, R-R интервал делят на N частей, причем значение длительности N-й части интервала Ri-Ri+1 вычитают из значения дискретного отсчета Ri и полученное значение дискретного отсчета электрокардиосигнала является началом i-го кардиоцикла.
2. Устройство для выделения начала кардиоцикла, содержащее фильтр, вход которого является первым входом управления, а выход подключен к информационному входу аналогового ключа, вход управления которого соединен с выходом генератора тактовых импульсов, источник порогового уровня, выход которого соединен с первым входом компаратора, а также счетчик, первый и второй элементы И, отличающееся тем, что введены накапливающий сумматор, вход которого соединен с выходом аналогового ключа, а выход - со вторым входом компаратора, триггер, элемент ИЛИ, схема выделения переднего фронта импульса, первый и второй регистры, делитель и сумматор, причем последовательно соединены элемент ИЛИ, счетчик, делитель и сумматор, а выходы компаратора соединены со счетным входом триггера и первым входом схемы выделения переднего фронта импульса, второй вход которой соединен с выходом генератора тактовых импульсов, прямой и инверсные выходы триггера соединены с первыми входами соответственно первого и второго элементов И, вторые входы которых соединены с выходом генератора тактовых импульсов, а выходы первого и второго элементов И соединены соответственно с первым и вторым входами элемента ИЛИ, выход счетчика соединен с первым входом первого регистра, выход схемы выделения переднего фронта импульса соединен со вторыми входами делителя и первого регистра, первый вход второго регистра связан с выходом генератора тактовых импульсов, второй вход второго регистра является вторым входом устройства для выделения начала кардиоцикла, а выход соединен с третьим входом делителя, выход первого регистра соединен со вторым входом сумматора, выход сумматора является выходом устройства для выделения начала кардиоцикла.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2005115597/14A RU2294139C1 (ru) | 2005-05-23 | 2005-05-23 | Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2005115597/14A RU2294139C1 (ru) | 2005-05-23 | 2005-05-23 | Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2005115597A RU2005115597A (ru) | 2006-11-20 |
| RU2294139C1 true RU2294139C1 (ru) | 2007-02-27 |
Family
ID=37501967
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2005115597/14A RU2294139C1 (ru) | 2005-05-23 | 2005-05-23 | Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2294139C1 (ru) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2486862C1 (ru) * | 2011-11-18 | 2013-07-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования ФГБОУ ВПО "Пензенский государственный университет" (ПГУ) | Способ адаптивного подавления помех в электрокардиосигнале |
| RU2535439C2 (ru) * | 2012-07-09 | 2014-12-10 | Владлен Викторович Лебедев | Способ повышения точности при измерении координат сигналов миокарда и устройство его реализации |
| RU2722263C1 (ru) * | 2019-02-26 | 2020-05-28 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Рязанский государственный радиотехнический университет" | Способ формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы и устройство для его осуществления |
-
2005
- 2005-05-23 RU RU2005115597/14A patent/RU2294139C1/ru not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Кардиомониторы. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ. / Под ред. А.Л.Барановского и др. - М.: Радио и связь, 1993, с.75-77. * |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2486862C1 (ru) * | 2011-11-18 | 2013-07-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования ФГБОУ ВПО "Пензенский государственный университет" (ПГУ) | Способ адаптивного подавления помех в электрокардиосигнале |
| RU2535439C2 (ru) * | 2012-07-09 | 2014-12-10 | Владлен Викторович Лебедев | Способ повышения точности при измерении координат сигналов миокарда и устройство его реализации |
| RU2722263C1 (ru) * | 2019-02-26 | 2020-05-28 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Рязанский государственный радиотехнический университет" | Способ формирования синхронизированных последовательностей кардиоритмограммы и пневмограммы и устройство для его осуществления |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2005115597A (ru) | 2006-11-20 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN106659900B (zh) | 用于估计心率的具有自相关装置并具有分析装置的可植入医疗装置 | |
| US5033472A (en) | Method of and apparatus for analyzing propagation of arterial pulse waves through the circulatory system | |
| US5423863A (en) | Method of recognizing a ventricular cardiac pathological condition for automatic defibrillation purposes, and monitor-defibrillator for implementing said method | |
| US9314177B2 (en) | System and method of detecting abnormal movement of a physical object | |
| JP3286313B2 (ja) | 光パルス検出方法および装置 | |
| US4616659A (en) | Heart rate detection utilizing autoregressive analysis | |
| US20090275849A1 (en) | Methods for Detection of Cardiac Arrhythmias | |
| US20170172443A1 (en) | Method, device, system and computer programme for filtering an rr series obtained from a cardiac signal with automatic checking of the quality of the rr series | |
| CN110505839B (zh) | 用于处理emg信号的方法和系统 | |
| CN109567780B (zh) | 逐拍心率计算方法、装置、电子设备及存储介质 | |
| JP2003175008A (ja) | 交互のメジアン搏動の三次スプラインへの整列によりｔ波オルタナンスを測定する方法及びシステム | |
| CN113499082B (zh) | Qrs波群检测方法、心电检测装置及可读存储介质 | |
| RU2294139C1 (ru) | Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления | |
| Setiawidayat et al. | Determining the ECG 1 cycle wave using Discrete data | |
| CN113768483B (zh) | 一种基于毫米波雷达的hrv信号提取方法及设备 | |
| RU2481060C1 (ru) | Способ обработки электрокардиосигнала | |
| Fahruzi et al. | An Investigation of Dynamic Features Influence in ECG-Apnea Using Detrended Fluctuation Analysis | |
| RU2312593C1 (ru) | Способ выделения начала кардиоцикла в реальном времени и устройство для его осуществления | |
| Iftikhar et al. | Rhythm disorders—heart beat classification of an electrocardiogram signal | |
| RU2440023C1 (ru) | Способ выявления периодических составляющих в ритме сердца | |
| CN115886834B (zh) | Ecg的心电数据波峰检测方法、装置及计算机设备 | |
| SU1066537A1 (ru) | Детектор желудочковых экстрасистол | |
| RU2371087C1 (ru) | Способ выявления альтернаций т-зубца электрокардиосигнала в режиме реального времени и устройство для его осуществления | |
| Abad et al. | Different Approaches for linear and non-linear ECG Generation | |
| RU2219828C2 (ru) | Способ выделения начала кардиоцикла и устройство для его осуществления |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20070524 |