Реферат на тему:

ЕЛЕКТРОКАРДІОГРАФІЯ ЇЇ ЗНАЧЕННЯ. ПОКАЗНИКИ СЕРЦЕВОЇ ДІЯЛЬНОСТІ. РЕГУЛЯЦІЯ ДІЯЛЬНОСТІ СЕРЦЯ. ЕКСТРАСИСТОЛА. ПРИЧИНИ. ВИДИ

ЗАГАЛЬНІ ВІДОМОСТІ

БІОЕЛЕКТРИЧНІ ЯВИЩА В СЕРЦЕВОМУ М'ЯЗІ

Виникнення електричних потенціалів у серцевому м'язі зв'язано з рухом іонів через клітинну мембрану. Основну роль при цьому грають катіони натрію і калію. Усередині клітки калію значно більше, ніж у позаклітинній рідині, концентрація внутрішньоклітинного натрію, навпаки, набагато менше, ніж поза кліткою. У спокої зовнішня поверхня клітки міокарда заряджена позитивно внаслідок переваги там катіонів натрію, внутрішня поверхня клітинної мембрани має негативний заряд унаслідок переваги усередині клітки аніонів (Cl ^—, HCO₃^— і ін.). У цих умовах клітка поляризована, при реєстрації електричних процесів за допомогою зовнішніх електродів різниці потенціалів не буде. Однак якщо в цей період ввести мікроелектрод усередину клітки, то зареєструється так називаний потенціал спокою, що досягає 90 мв. Під впливом зовнішнього електричного імпульсу клітинна мембрана стає проникної для катіонів натрію, що спрямовуються усередину клітки (унаслідок різниці усередині- і позаклітинної концентрації) і переносять туди свій позитивний заряд. Зовнішня поверхня даної ділянки здобуває негативний заряд унаслідок переваги там аніонів. При цьому з'являється різниця потенціалів між позитивною і негативною ділянками поверхні клітки, і прилад, що реєструє, зафіксує відхилення від ізоелектричної лінії. Цей процес зветься деполяризації і зв'язаний з потенціалом дії. Незабаром уся зовнішня поверхня клітки здобуває негативний заряд, а внутрішня — позитивний, тобто відбудеться зворотна поляризація.. Регіструєма крива при цьому повернеться до ізоелектричної лінії.

Наприкінці періоду порушення клітинна мембрана стає менш проникної для катіонів натрію, але більш проникної для катіонів калію; останні спрямовуються з клітки (унаслідок різниці поза- і внутрішньоклітинною концентрацією). Вихід калію з клітки переважає над надходженням натрію в клітку, тому зовнішня поверхня мембрани знову поступово здобуває позитивний заряд, а внутрішня — негативний. Цей процес зветься реполяризації. Прилад, що реєструє, знову зафіксує відхилення кривої, але в іншу сторону (тому що позитивний і негативний клітки клітки помінялися місцями) і меншої амплітуди (тому що потік іонів калію рухається повільніше). Описані процеси відбуваються під час систоли. Коли вся зовнішня поверхня знову здобуває позитивний заряд, а внутрішня — негативний, знову буде зафіксована ізоелектрична лінія, що відповідає діастолі. Під час діастоли відбувається повільний зворотний рух іонів калію і натрію, що мало впливає на заряд клітки, оскільки іони натрію виходять із клітки, а іони калію входять у неї одночасно і ці процеси врівноважують один одного.

Описані процеси відносяться до порушення одиничного волокна міокарда. Виникаючий при деполяризації імпульс викликає порушення сусідніх ділянок міокарда, воно поступово охоплює весь міокард, розвиваючись по типі ланцюгової реакції.

Порушення серця починається в синусовому вузлі, розташованому в правому передсерді в області устя верхньої порожньої вени. Синусовий вузол має автоматизм і продукує визначене число імпульсів у заданий проміжок часу. У дорослої людини в спокої в синусовому вузлі генерується 60-80 імпульсів у хвилину.

РЕЄСТРАЦІЯ ЕЛЕКТРОКАРДІОГРАМИ

Електрокардіограма (ЕКГ) являє собою запис сумарного електричного потенціалу, що виникає при порушенні безлічі міокардиальних кліток.

ЕКГ записують за допомогою електрокардіографа. Його основними частинами є гальванометр, система посилення, перемикач відведень і пристрій, що реєструє. Електричні потенціали, що виникають у серце, сприймаються електродами, підсилюються і пускають у хід гальванометр. Зміни магнітного полючи передаються на пристрій, що реєструє, і фіксуються на електрокардіографичну стрічку, що рухається зі швидкістю 10-100 мм/з (частіше 25 чи 50 мм/с).

Щоб уникнути технічних помилок і перешкод при записі ЕКГ необхідно звернути увага на правильність накладення електродів і їхній контакт зі шкірою, заземлення апарата, амплітуду контрольного мілівольта й інші фактори, здатні викликати перекручування кривої.

Електроди для запису ЕКГ накладають на різні ділянки тіла. Система розташування електродів називається електрокардіографічним відведеннями.

ЕЛЕКТРОКАРДІОГРАФИЧНІ ВІДВЕДЕННЯ

У клінічній практиці найбільш поширені відведення від різних ділянок поверхні тіла. Ці відведення називаються поверхневими. При реєстрації ЕКГ звичайно використовують 12 загальноприйнятих: 6 від кінцівок і 6 грудних. Перші 3 стандартні відведення були запропоновані ще Ейнтговеном. Електроди при цьому накладаються в такий спосіб:

1. відведення: ліва рука (+) і права рука (-);

2. відведення: ліва нога (+) і права рука (-);

3. відведення: ліва нога (+) і ліва рука (-).

Осі цих відведень утворять у фронтальній площині грудної клітки так називаний трикутник Ейнтговена.

Реєструють також посилені відведення від кінцівок:

• (VR — від правої руки;

• (VL — від лівої руки;

• (VF — від лівої ноги.

До позитивного полюса апарата приєднують провідник електрода від відповідної кінцівки, а до негативного полюса — об'єднаний провідник електродів від двох інших кінцівок. Посилені відведення від кінцівок знаходяться у визначеному співвідношенні зі стандартними. Так, відведення VL у нормі має подібність з I відведенням, VR — із дзеркально переверненим II відведенням, VF подібно з II і III відведеннями.

Шість грудних відведень позначають V₁ - V₆. Електрод від позитивного полюса встановлюють на наступні крапки:

V₁ — у четвертому межребер’я в правого краю грудини;

V₂ — у четвертому межребер’я в лівого краю грудини;

V₃ — посередині між крапками V₂ і V₄;

V₄ — у п'ятому межребер’я по лівій серединно-ключичній лінії;

V₅ — на рівні відведення V₄ по лівої передній аксиллярної лінії;

V₆ — на тім же рівні по лівої середній аксиллярної лінії.

ПЕРЕШКОДИ ПРИ РЕЄСТРАЦІЇ ЕЛЕКТРОКАРДІОГРАМИ

І МЕТОДИ ЇХНЬОГО УСУНЕННЯ

Підсилювальна система в електрокардіографі сприяє різкому посиленню не тільки корисних сигналів, але і тих незначних перешкод, що не завжди переборні. Деякі морфологічні зміни зубців неминучі, але не мають діагностичного значення. Однак дуже часто ці зміни помилково вважають ознаками поразки міокарда.

Причиною перешкод можуть бути електрична активність тканин, через які проводиться імпульс (наприклад, кістякові м'язи), опір тканин, особливо шкіри, а також опір на вході підсилювача.. Прикладом перешкод такого роду є електрична активність кістякових м'язів, тому при реєстрації електрокардіограми необхідно рекомендувати пацієнту максимально розслабити м'яза. М'язові струми накладаються на електрокардіограму в хворих із тримтливим паралічем, хореєю, тетанією, паркінсонізмом, тиреотоксикозом. Коливання, викликувані м'язовими струмами, іноді важко відрізнити від тріпотіння передсердь. Артефакти, що виникають на кривій при випадковому поштовху чи апарата кушетки можуть імітувати шлункові екстрасистоли. Однак, при уважному розгляді артефакти легко розпізнаються. Нерівномірна робота відмітчика чи часу стрічкопротягувального механізму може симулювати аритмію.

При зіставленні динамічних змін не можна надавати діагностичного значення змінам амплітуди зубців, якщо серійні електрокардіограми в того самого пацієнта зареєстровані при різній чутливості електрокардіографа.

Велике значення має сталість нульової (чи основний) лінії, від якого виробляється відлік амплітуди зубців. Стабільність нульової лінії залежить від наявності досить високого вхідного опору підсилювальної системи і мінімального шкірного опору.

Нерідко основна лінія електрокардіограми коливається разом з елементами кривої. Подібну електрокардіограму не слід вважати патологічної, тому що причиною можуть бути порушення режиму харчування апарата, форсоване подих пацієнта, кашель, гикавка, чхання, перистальтика кишечнику. У грудних відведеннях подібні зміни нерідко виявляються при терті електрода об виступаючі ребра.

Низький вольтаж зубців іноді обумовлюється поганим контактом електродів зі шкірою.

Значні перешкоди викликають наведені струми («тло»), розпізнавані по правильності коливань 50 Гц (від освітлювальної мережі). Подібні перешкоди можуть з'явитися при поганому контакті електродів зі шкірою, особливо при її волосатості. Неважко розпізнати локалізацію виникнення перешкод. Наприклад, якщо «наведення» виду в II і III відведенні, а в I відведенні її ні, те провід від лівої ноги має поганий контакт з електродом, чи останній нещільно прилягає до шкіри. Якщо «наведення» видна в I і II відведенні, то поганий контакт на правій руці. Якщо контакти достатні, а «наведення» спостерігається у всіх відведеннях, то рекомендується заземлити праву ногу, приєднавши її спеціальним кабелем до опалювальних і водопровідних труб. Іноді корисно змінити положення ліжка пацієнта, оскільки тіло людини іноді можна уподібнити антені, що в одних положеннях піддається впливу атмосферних струмів, а в інші — вільна від них. Крім того, не можна укладати пацієнта так, щоб освітлювальна мережа була рівнобіжна осі відведення. Для усунення «наведення» часто прибігають до різних фільтрів. Такого способу усунення перешкод варто уникати, тому що при цьому поряд зі звільненням кривої від наведених струмів нерідко викидаються і частоти сигналу серця. Найкращий спосіб, що допомагає звільненню від перешкод, полягають у використанні клітки Фарадея.

МОЖЛИВЕ СХЕМНЕ РІШЕННЯ

ПІДСИЛЮВАЧІ ЕЛЕКТРОКАРДІОСИГНАЛУ

ОСОБЛИВОСТІ ДЖЕРЕЛА ПОРУШЕННЯ

Джерелом порушення підсилювача електрокардіосигналу (Усекс) є біологічний об'єкт — людин, що може бути представлений еквівалентним рівнянням електричним генератором. А як відомо, властивості будь-якого електричного генератора визначаються характером зміни ЕДС у часі і внутрішньому опорі.

Електрокардіосигнал є частиною ЕДС серця, вимірюваної на поверхні тіла за допомогою електродів, розташованих певним чином. Закон зміни ЕКС у часі може вважатися квазіпериодичним з періодом кардіокомплексів 0,1—3 с. Мінімальне значення відповідає фібрилляції шлуночків, а максимальне — блокадам серця. Форма еквівалентного кардіокомплексу близька до трикутного з амплітудою, що лежить у діапазоні 0—5 мв. Смуга прийнятих кардіокомплексом частот охоплює діапазон від 0,05 до 800 Гц.

Міжелектродний опір, що включає опори переходів шкіра-електрод, відповідає внутрішньому опору джерела порушення Усекс і змінюється в значних межах. Для технічних розрахунків звичайно приймають діапазон 5—100 кому.

Крім перерахованих параметрів при проектуванні ЕКС необхідно враховувати ряд істотних особливостей джерела порушення.

1. Нестабільність внутрішнього опору за рахунок змін опорів переходів шкіра-електрод. При цьому потрібно вважатися з великими значеннями міжелектродного опору і їхнім розбалансом у системі відведень ЕКС.

2. Утворення на переходах шкіра-електрод напруг поляризації, що створюють на вхідних контактах Усекс напруга зсуву, що досягає (300 мв. Така напруга може викликати насичення підсилювача.

3. Повільний дрейф напруги поляризації і різких його змін при зсуві електродів через рухи хворого. Стрибки напруги поляризації створюють важко переборні перешкоди.

4. Наявність напруг перешкод, що попадають на вхідні затиски Усекс синфазно і противофазно. Перешкоди можуть бути біологічного і фізичного походження. До біологічних перешкод відносяться біопотенціали інших органів і м'язів, а до фізичних — наведені на об'єкт напруги від неекранованих ділянок мережної проводки, мережних шнурів інших приладів і провідних поверхонь (вторинна напруга наведення). Особливо великий рівень мають синфазні сигнали перешкод напруги мережі, що попадають на об'єкт через ємнісний зв'язок.

Наявність імпульсних перешкод при впливі на об'єкт терапевтичних апаратів: кардіостимулятора і дефібриллятора. Потрапляючи на вхід Усекс, артефакти імпульсів кардіостимулятора спотворюють ЕКС і викликають у ряді випадків помилкове виявлення кардіокомплексу, а імпульси дефібриллятора можуть зашкодити вхідні ланцюги Усекс.

ВИМОГИ ДО ПАРАМЕТРІВ

Вірогідність передачі ЕКС багато в чому визначається параметрами УсЕКС — першої ланки в ланцюзі обробки сигналу. Приймаючи в увагу характеристики джерела порушення, особливості підключення УсЕКС до об'єкта й умови сполучення підсилювача з пристроєм обробки сигналу, розглянемо вимоги до основних параметрів УсЕКС і їхній вплив на перекручування ЕКС.

Вхідна напруга U_вх повинна лежати в діапазоні не менш чим 0,03—5 мв. Нижнє значення U_вх визначає граничну чутливість підсилювача, нижче якої реєстрація ЕКС утруднена.

На граничну чутливість впливає рівень внутрішніх шумів, приведених до входу підсилювача. Звичайні досяжні значення U_ш10—30 мкв.

Оптимальний вибір смуги пропущення (f) має важливе значення. Найбільш інформативна частина ЕКС займає смугу частот f=0,05—120 Гц, але в практичній Екс-діагностиці використовують підсилювачі з f=0,05—60 Гц. Надмірне звуження частотного діапазону з боку нижніх частот f_н приводить до перекручування сегмента ST і зубця T, але зменшує зсув ізолінії, а з боку високих f_в — до згладжування зазублин на QRS — комплексі і зменшенню крутості його схилів. З іншого боку, збільшення f_в приводить до збільшення перешкод від біопотенціалів м'язів. Якщо при f_в=100 Гц погрішність передачі QRS-комплексу складає близько 3%, то при f_в=30 Гц погрішність зростає до 15% і можуть згладжуватися розходження між нормальним і патологічним комплексами.

У кардіомоніторах (КМ) у залежності від призначення тракту посилення ЕКС нормуються три значення f:

• f — для лінійного виходу УсЕКС, призначеного для підключення реєстратора ЕКС;

• f_е — для зображення ЕКГ на екрані КМ;

• f_м — для моніторирування при великому рівні перешкод.

Типові значення параметрів АЧХ: f=0,05—120 Гц при _f=30% (f_е<f звичайно через технічні обмеження); f_м=0,5—25 Гц при _f=30%; К_f6 дБ/октаву.

Поміхостійкість КМ стосовно синфазних сигналів визначається коефіцієнтом ослаблення синфазних сигналів К_ОСС=К_Д/К_С, де К_Д і К_С — коефіцієнти підсилення диференціального і синфазного сигналів.

Таким чином, К_ОСС показує здатність підсилювача розрізняти малий диференціальний (різницевий, протифазний) сигнал на тлі великого синфазних. Легко досяжне значення К_ОСС лежить у діапазоні 70—80 дБ. Подальше збільшення К_ОСС до 90—120 дБ вимагає спеціальних методів і ускладнює конструкцію УсЕКС.

Повний вхідний опір Z_вх повинне бути не менш 2,5—10 МОм. При таких значеннях Z_вх можна зневажити втратами в передачі напруги ЕКС і допустити розбаланс опорів шкіра-електрод до 5—10 кому. Напруга зсуву на вхідних затисках УсЕКС не повинне зменшувати значення Z_вх і К_ОСС. Щоб не збільшувати напруга зсуву, необхідно обмежити постійний струм у ланцюзі пацієнта, обумовлений по вхідному струмі спокою, значенням 0,1 мка.

ПЕРЕТВОРЮВАЧІ ЕКС ДЛЯ ЦИФРОВИХ ПРИСТРОЇВ.

Одна з можливих структур оцифровки і передачі ЕКС приведена на мал.1.

Підсилювач

R f_кв

L Регулятор АЦП

N

УУіП ТС

ЦАП

Рис. 1.

Аналогово-цифровий перетворювач (АЦП) переводить отриманий і посилений ЕКС у дискретну форму для введення в пристрій керування і передачі (Ууип). Дискретизований сигнал після обробки його Ууіп, на виході якого може стояти звичайна модемна схема, передається через телефонну мережу (ТС) на спеціальний пристрій прийому сигналу, або на ЕОМ лікаря-діагноста.

Також оброблений Ууіп сигнал подається на цифро-аналоговий перетворювач (ЦАП) для автоматичного керування параметрами сигналу (амплітуди, зсуву ізолінії, центрування в динамічному діапазоні АЦП і т.д.).

Задача перетворення даних характеризується поруч вимог, висунутих умовами застосування схем АЦП і ЦАП:

• вибором виду двоїчної системи кодування;

• вибором частоти квантування (f_кв) аналогового сигналу;

• визначенням необхідного числа рівнів квантування;

• припустимими помилками перетворення;

• вибором відповідного виду АЦП і ЦАП;

• фільтрацією сигналу на вході АЦП і виході ЦАП;

• оптимізацією схемних рішень.

Специфічна форма ЕКС вимагає великого числа рівнів квантування. Найбільше часто використовується 256, 512 чи 1024 рівня, що відповідають у звичайному двоїчному коді 8, 9 чи 10 розрядам. Частота квантування визначає рівновіддалені відрізки часу, у яких безупинний сигнал представляється у виді деяких значень, зафіксованих у ці моменти часу

АНАЛОГО-ЦИФРОВІ ПЕРЕТВОРЮВАЧІ.

Пристрій керування і передачі може взаємодіяти з аналоговим сигналом через АЦП, задача якого складається в перетворенні вхідної напруги в пропорційне йому число. Методи аналого-цифрового перетворення більш різноманітні, чим цифро-аналогового. Порозумівається це тим, що АЦП можна здійснити, використовуючи цілий ряд систем (рівнобіжний, із двотактним інтегруванням, послідовного наближення і т.д.).

Розглянемо принцип дії тільки перетворювача послідовного наближення, найбільше часто використовуваний у медичних приладах, що порозумівається простотою пристрою, а також високою швидкістю і постійним часом перетворення, що не залежить від амплітуди аналогового сигналу.

Аналоговий вхідний сигнал, апроксимується двоичним кодом з наступною перевіркою кожного біта в цьому коді доти, поки не буде досягнуте найкраще наближення. Значення аналогового сигналу в двоичном коді зберігається в регістрі послідовного наближення (РгПП). Поразрядно РгПП з'єднаний із вхідним буферним пристроєм, що забезпечує цифровий вихід АЦП із необхідним рівнем вихідного сигналу. Уся робота АЦП тактується тактовим генератором. Після N тактів порівняння I_вх і I_ЦАП на вході ЦАП виходить N-розрядний двоичний код, що є еквівалентом аналогового сигналу. Перетворення відбувається за N тактів, тому швидкість формування N-розрядного слова завжди однакова. Установка РгПП у вихідний стан і запуск його в режим перетворення виробляється по зовнішньому логічному сигналі. По закінченні перетворення АЦП виробляє сигнал “Готовність даних”.

ЦИФРОВА ФІЛЬТРАЦІЯ ЕЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА

Попередня цифрова фільтрація ЕКС передує алгоритмам, що здійснюють аналіз сигналу і служить для виконання перетворень сигналу, що поліпшують умови роботи і підвищувальних ефективність цих алгоритмів. У найбільш загальному виді можна виділити три етапи фільтрації, що вирішують окремі задачі предобработки ЕКС: фільтрація нижніх частот, верхніх частот і мережного наведення.

Передбачається, що на вхід алгоритму надходить суміш корисного сигналу з аддитивной перешкодою. Основна частка потужності ЕКС, що знімається з використанням стандартної Екг-аппаратури, зосереджена в смузі частот, що не перевищують 50 Гц. Про спектр перешкод, узагалі говорячи, не можна висловити ніяких визначених припущень, за винятком того, що він обмежений характеристиками аналогового тракту знімання і посилення ЕКС, що має звичайно смугу пропущення від 0,1 до 100 Гц.

У першу чергу найбільше доцільно усунути мережне наведення, що порівняно легко піддається ослабленню за допомогою режекторного фільтра. Далі з використанням ФНЧ здійснюється придушення високочастотних перешкод. Цю процедуру можна також інтерпретувати як обмеження спектра сигналу зверху, що в принципі дає можливість на наступних етапах обробки знизити частоту отсчетов стосовно вихідного за рахунок проріджування отсчетов. На останньому етапі предобработки за допомогою ФВЧ виконується високочастотна фільтрація, що дозволяє практично цілком позбутися від постійного складової і зсуву ізолінії від руху пацієнта й у значній мірі знизити амплітуду T-зубців.

Сигнал, одержуваний на виході цього ланцюжка фільтрів, являє собою суміш корисного сигналу, у якому збережені основні частотні складові, властиві QRS-комплексам, і тієї частини перешкод, спектр якої лежить у смузі пропущення результуючої частотної характеристики використовуваних фільтрів. Подальше усунення перешкод методами цифрової фільтрації не представляється можливим, тому що це привело б до придушення самого сигналу. прийнявши за основу приведену послідовність процедур цифрової фільтрації ЕКС, розглянемо цифрові методи, що можуть, бути використані для реалізації кожного з етапів попередньої фільтрації.

ФІЛЬТРИ ПРИДУШЕННЯ МЕРЕЖНОГО НАВЕДЕННЯ.

Можна виділити три основних типи фільтрів, що знаходять застосування для придушення мережного наведення:

• режекторние неадаптивні фільтри;

• фільтри нижніх чи частот смугові фільтри, частотні характеристики яких мають нуль на частоті мережної перешкоди;

• адаптивні режекторние цифрові фільтри.

Фільтри першого з перерахованих типів, частотні характеристики яких мають провал на частоті мережного наведення, застосовуються для оперативної обробки ЕКС порівняно рідко, тому що є досить складними для реалізації.

Застосування фільтрів другого з названих типів звичайно має на меті вирішити одночасно двох чи більш різних задач фільтрації (усунення постійне складовий, придушення мережної і високочастотної перешкод). Така ідея представляється дуже привабливої, але при цьому підвищення ефективності рішення якої або однієї з зазначених задач досягається звичайно на шкоду іншим. Наприклад, досить прості для використання в режимі реального часу ФНЧ із нулем частотної характеристики на частоті мережної перешкоди мають, як правило, відносно низьке значення частоти зрізу 20—25 Гц. Це може приводити до помітного придушення високочастотних складових корисного сигналу, що не завжди припустимо.

Адаптивні режекторние фільтри мережного наведення відрізняються тим, що в процесі роботи здатні підбудовуватися під амплітуду і фазу наведення і здійснювати завдяки цьому її повну компенсацію. Такі фільтри, на відміну від перших двох зазначених типів цифрових фільтрів, мало впливають на сам корисний сигнал, зокрема на його складові, спектр яких лежить поблизу частоти мережного наведення. Крім того, адаптивні цифрові фільтри здатні сполучити відносну простоту реалізації з високою добротністю. Їх основним є те, що стійка фільтрація можлива лише у випадках, коли амплітуда і фаза наведення не перетерплюють різких змін. Однак у реальних умовах оперативного аналізу ЕКС параметри наведення міняються, як правило, порівняно повільно. Тому адаптивна фільтрація виявляється найбільш кращою.

СТИСК ЕЛЕКТРОКАРДИОСИГНАЛА

Представлення ЕКС регулярною вибіркою отсчетов, одержуваної в результаті його дискретизації, часто виявляється надлишковим. Скоротити надмірність дозволяють методи стиску даних, суть яких полягає в зменшенні обсягу вихідної інформації шляхом добору меншого числа істотних координат. Ці координати можуть бути отримані або в результаті деякого перетворення дискретного сигналу, або обрані безпосередньо з вихідної вибірки отсчетов. Найчастіше стиск даних зв'язаний з деякою втратою інформації, через що вихідний сигнал не може бути точно відновлений.

Можливість одержання ефективного стиску ЕКС зв'язана з тим, що високочастотні компоненти сигналу присутні на досить коротких відрізках серцевого циклу. Частота дискретизації розраховується на припустимі помилки дискретного представлення саме цих фрагментів ЕКС, тому опис регулярною вибіркою отсчетов низькочастотних ділянок сигналу виявляється надлишковим. Для усунення цієї надмірності запропоновані різні методи стиску, зв'язані з рішенням багатьох задач збереження, передачі й обробки ЕКС.

У системах цифрової передачі даних скорочення обсягу переданих даних знижує вимоги до пропускної здатності каналу зв'язку, що особливо актуально для телефонних ліній зв'язку.

Для оцінки ефективності стиснутого представлення сигналу звичайно застосовують два показники: коефіцієнт стиску, обумовлений відношенням числа вихідних отсчетов сигналу до числа отриманих координат, і помилка відновлення сигналу. У якості останньої найчастіше використовується абсолютна чи середня квадратическая помилка.

Підхід до вибору методу стиску й оцінка його ефективності повинний визначатися конкретною метою його застосування. У задачах збереження і передачі даних звичайно задається припустимий рівень перекручування відновленого сигналу, а вибір конкретного методу здійснюється виходячи з умов одержання найкращого значення коефіцієнта стиску при відомій чи припустимій складності реалізації алгоритму кодування-декодування сигналу.

Серед існуючих методів стиску даних можна виділити групу методів, заснованих на розкладанні сигналу по ортогональних функціях. Застосування для цілей стиску розкладання Карунена-Лоева, ряду Фур'є, перетворення Хаара дозволяє досягати високих коефіцієнтів стиску, однак вимагає великого обсягу обчислень. Крім того, виникає проблема попереднього виділення серцевого циклу, що утрудняє реалізацію цих методів у системах реального часу. Такий стиск використовується для збереження ЕКГ в автоматизованих архівах і передачі ЕКГ на відстань, коли немає твердих вимог до складності алгоритмів обробки і швидкості обчислень.

Широке застосування одержали методи стиску, засновані на амплітудно-тимчасових перетвореннях сигналу. До найбільш простим відноситься метод різницевого кодування, що забезпечує скорочення надмірності регулярної вибірки отсчетов за рахунок зменшення обсягу кожної координати. Важливо відзначити, що цей метод забезпечує абсолютно точне відновлення дискретизованного сигналу.

Досить поширені методи стиску сигналу, що використовують апроксимацію сигналу на окремих тимчасових відрізках різними функціями. Як апроксимуючі функції можуть бути узяті алгебраїчні поліноми різних чи ступенів спеціальні функції, але більшість алгоритмів припускає використання низкостепенних функцій, що наближають, (східчаста чи лінійна апроксимація). Це порозумівається в основному їхньою відносною простотою і високою швидкодією, що має вирішальне значення для задач передачі й обробки ЕКС у реальному масштабі часу.

Серед методів опису сигналу спеціальними функціями відомий метод кодування ЕКС нерегулярними отсчетами. Задача апроксимації розглядається тут як визначення оптимального набору фільтрів, що відновлюють, з вибором з них лінійно-незалежних, котрі визначають номера істотних отсчетов сигналу. Завдяки такому способу кодування вдається досягти коефіцієнтів стиску порядку 15—20 у залежності від складності вихідних кривих ЕКГ. Успішно застосовують для стиску ЕКС апроксимацію сигналу кубічними сплайнами. Розроблений спосіб побудови сглаживающего кубічного сплайна з адаптивним підбором кроку на сітці вузлів забезпечує скорочення обсягу даних у 3—14 разів. Зазначені методи стиску сигналу з застосуванням спеціальних функцій представляються перспективними для обробки ЕКС у поточному режимі, однак у даний час вважаються складними для реалізації через великий обсяг обчислень.

СПИСОК ЛІТЕРАТУРИ:

1. Дощицин В. Л. Практична електрокардіографія. — 2-і изд., перераб. і доп. — М.: Медицина, 1987. — 336 с.

2. Дехтярь Г. Я. Електрокардиографическая діагностика. —2-і изд., перераб. і доп. — М.: Медицина, 1972. — 416 с.

3. Кардіомонітори. Апаратура безупинного контролю ЕКГ: Учеб. Посібник для вузів/А.Л. Барановський, А.Н. Калиниченко, Л.А. Надило й ін.; Під ред. А.Л. Барановського й А.П. Немирко.—М.: Радіо і зв'язок, 1993.—248с.:іл.