Автоматизована система автономної реєстрації ритму серцевих скорочень

Міністерство освіти і науки, молоді та спорту України ПОЯСНЮВАЛЬНА ЗАПИСКА ДО ДИПЛОМНОГО ПРОЕКТУ НА ТЕМУ Автоматизована система автономної реєстрації ритму серцевих скорочень АНОТАЦІЯ В дипломному проекті розробляється автоматизована система автономної реєстрації ритму серцевих скорочень.

Система має автономне живлення, що забезпечує її неперервну роботу на протязі тривалого часу. Вона має малі масу та габарити, проста в управлінні та обслуговуванні.

Дипломний проект містить пояснювальну записку і графічну частину.

Графічна частина проекту складається з п’яти листів: структурна схема, схема електрична принципова, алгоритм роботи системи, конструкція системи, техніко-економічні показники.

ANNOTATION

In the diploma project developed an automated system of autonomous registration heart rate.

The system has autonomous power supply, providing its continuous working for a long time. It has a small weight and size, easy to operate and maintain.

Diploma project contains an explanatory note and graphical part. Graphical part of the project consists of five sheets: block diagram, the principal scheme, the algorithm of the system, system design, technical and economic parameters.

ВСТУП Проблема порушень серцевого ритму залишаються постійно актуальною — і скільки б не було робіт, присвячених цій темі, вичерпати її неможливо. Порушення серцевого ритму повсякденно зустрічаються в лікарській практиці, спектр серцевих аритмій у етіологічному, клінічному, діагностичному, прогностичному плані надзвичайно широкий. Серцеві аритмії можуть бути виявлені у здорової людини і в цих випадках вони мають цілком доброякісний характер, не відбиваючись на якості життя. І в той же час порушення серцевого ритму — одне з найбільш частих і значущих ускладнень абсолютно різних захворювань. Аритмії нерідко визначають прогноз для праці та життя. Порушення серцевого ритму, навіть якщо вони не дуже серйозно порушують гемодинаміку, можуть переноситися хворими досить важко і міняти весь стиль їхнього життя.

Аритмії можуть виникати при структурних змінах у провідній системі при захворюваннях серця і (або) під впливом вегетативних, ендокринних, електролітних і інших метаболічних порушень, при інтоксикаціях і деяких лікарських впливах. Нерідко навіть при виражених структурних змінах у міокарді аритмія обумовлюється почасти або в основному метаболічними порушеннями. Перераховані вище фактори впливають на основні функції (автоматизм, провідність) всієї провідної системи або її відділів, обумовлюють електричну неоднорідність міокарда, що і призводить до аритмії.

В окремих випадках аритмії обумовлюються індивідуальними природженими аномаліями провідної системи. Виразність аритмічного синдрому може не відповідати тяжкості основного захворювання серця. Аритмії діагностуються головним чином по ЕКГ.

Більшість аритмій може бути діагностовано і диференційовано по клінічних і електрокардіографічних ознаках. Зрідка необхідне спеціальне електрофізіологічне дослідження (внутрішньосерцева або внутрішньостравохідна електрографія зі стимуляцією відділів провідної системи), що виконується в спеціалізованих кардіологічних установах. Лікування аритмій завжди включає лікування основного захворювання і власне противоаритмические заходи.

Істотним чинником, що впливає на успіх лікування кардіологічних захворювань людини, є можливість їх діагностування на ранній стадії виникнення. Однак здійснити таке діагностування вкрай важко, так як на початку захворювання відхилення показників стану серцево-судинної системи людини від норми є незначними. Достовірно виявити подібні відхилення можливо за допомогою методів діагностики, заснованих на математичному аналізі добового запису ритму серцевих скорочень.

В дипломному проекті розроблятиметься автоматизована система автономної реєстрації ритму серцевих скорочень, що забезпечує запис ритмограми серцевих скорочень людини протягом доби з наступною передачею накопиченої інформації в персональний комп’ютер (ПК) для її математичної обробки.

1. Технічне завдання

1.1. Підстава для розробки, призначення та галузь застосування Підставою для розробки даної системи є дипломний проект. Система призначена для добової реєстрації ритму серцевої діяльності людини. Записана ритмограмма передається в персональний комп’ютер для візуалізації та математичної обробки.

Область застосування системи — лікувальні та лікувально-діагностичні заклади кардіологічного профілю.

1.2. Умови експлуатації

Даний пристрій призначений для експлуатації у помірному кліматі в приміщенні з штучними кліматичними умовами, що регулюються, не використовуючи кондиціонування повітря, при температурі в межах від 10 до 35 °C, відносній вологості повітря 65% і атмосферному тиску 650…800 мм рт.ст.

1.3. Технічні характеристики Система, що розроблюється в дипломному проекті, повинна мати наступні технічні характеристики:

1.3.1. Діапазон вхідних напруг, мВ — 0,5−5;

1.3.2. Маса кардіореєстратора не більше, кг — 0,2;

1.3.3. Габаритні розміри кардіореєстратора не більше, мм — 120×70×30;

1.3.4. Довжина кабелю зв’язку з комп’ютером не менше, м — 1,5;

1.3.5. Середній срок служби не менше, років — 5;

1.3.6. Діапазон робочих температур, °С: +10…+35.

1.4. Вимоги до конструкторського оформлення Пристрій має бути розміщений в стандартному корпусі, мати малі масу та габарити.

1.5. Вимоги до надійності

Пристрій являє собою систему нерезервовану, ремонтопридатну. Відмова одного елемента виводить пристрій з ладу.

2. ОГЛЯД І АНАЛІЗ ІНФОРМАЦІЙНИХ ДЖЕРЕЛ

2.1 Опис системи, що розробляється В даний час однією з актуальних проблем сучасної медицини є розробка нових методів математичного аналізу сукупності кількісних характеристик, одержуваних у результаті реєстрації тих чи інших параметрів, що відображають стан людського організму. Необхідність розвитку даного напрямку продиктована можливістю використання математичного підходу для встановлення наявності та ступеня різних патологічних змін, виявлення ранніх стадій розвитку якого-небудь захворювання, а також вибору найбільш коректних терапевтичних керуючих впливів. Сучасний розвиток засобів комп’ютерної техніки та інформаційних технологій дозволяє впроваджувати розроблені моделі і методи в клінічну практику, що автоматизує робоче місце лікаря і підвищує якість прийнятих ним рішень.

Комп’ютерна інтерпретація даних, що є джерелом інформації для формування висновків про наявність і ступінь патологічних змін і необхідності терапевтичного втручання, потребує вирішення проблеми вибору найбільш оптимального способу їх подання та зберігання. З цим завданням тісно переплітається питання про оцінку необхідного і достатнього кількості вихідної інформації, необхідної для формування математично обгрунтованих висновків. Очевидно, що результати математичної обробки, що базуються на недостатній кількості первинних даних, не можуть об'єктивно охарактеризувати досліджувані параметри, а надмірна кількість, по-перше, може вносити в кінцеві результати похибки, викликані суммацией накопичуваних помилок, а по-друге, нераціонально використовувати комп’ютерні ресурси.

Для фахівця, робота якого пов’язана з необхідністю обробляти числові масиви, для формування можливих висновків про структуру вихідних даних корисною є можливість візуальної оцінки графічного відображення досліджуваної інформації. На основі аналізу параметрів графічного відображення можуть бути отримані висновки про вибір найбільш адекватного шляху подальшого обстеження, може бути проведена класифікація вихідних даних, а в деяких випадках і отримана необхідна інформація про стан або прогнозуванні стану досліджуваної системи. Для того щоб графічна інтерпретація даних була інформативною при проведенні попереднього аналізу, необхідно виконання вимоги про існування мінімальної кількості параметрів, які її характеризують, в іншому випадку аналіз графічного відображення може звестися тільки до збільшення часу математичної обробки вихідних даних.

Існує велике число кількісних параметрів, що відображають функціонування людського організму, які широко використовуються в різних областях фізіології та медицини. До одних з найбільш інформативних можна віднести ритм серцевих скорочень, який відображає не тільки динаміку електричної активності серця, але і є досить чутливим до зрушень інших параметрів організму під впливом тих чи інших факторів. Об'єктивність інтерпретації варіабельності серцевого ритму залежить від вибору оптимальних підходів до математичній обробці числового масиву у вигляді якого він представляється. Використання математичних методів у поєднанні з автоматизованою обробкою результатів обробки параметрів кардіоінтервалограм представляє великий інтерес для дослідників у галузі фізіології, кардіології, а також у фармакології серцево-судинних засобів як в плані контролю ефективності фармакотерапії, так і в плані пошуку нових препаратів.

Аналіз варіабельності ритму серця (ВРС) є методом оцінки вегетативної регуляції серцевої діяльності. ВРС є інтегральним показником функціонального стану серцево-судинної системи та організму в цілому. Результати численних досліджень переконливо доводять, що зниження ВРС тісно пов’язане з виникненням небезпечних ускладнень, а також з тяжкістю перебігу багатьох захворювань. Зниження показників ВРС передує гемодинамічним, метаболічним, енергетичних порушень і є найбільш раннім прогностичним ознакою неблагополуччя обстежуваного. Тому зрозумілий незгасний інтерес дослідників до розробки та впровадження цього методу в практичну медицину. Математичний аналіз ритму серця привертає до себе увагу дослідників досить давно. Перший симпозіум з цієї проблеми відбувся в 1966 році в Москві під керівництвом академіка В. В. Парина. В даний час інтерес дослідників до цієї проблеми не згасає. У Росії з питань застосування ВРС відбулися 4 симпозіуму (у 1996, 2000, 2003 і 2008 рр.). Проводиться велика кількість досліджень з ВРС в країнах Європи та Америки.

Великим кроком у стандартизації термінології, вироблення стандартів вимірювання та інтерпретації ВРС з’явилися рекомендації, підготовлені робочою групою Європейського кардіологічного товариства і Північно-Американської Асоціації електрофізіології та кардіостимуляції. При аналізі ВРС дослідник може зіткнутися з низкою факторів, які можуть змінити значення показників ВРС і привести до їх невірної інтерпретації. Метою цієї статті було описати фактори, що впливають на значення показників 5-хвилинних записів ВРС. Їх облік допоможе запобігти некоректну оцінку ВРС. В даний час існує досить велика кількість методів аналізу ВРС. Серед них виділяють методи тимчасового (time domain) аналізу (статистичні, графічні, варіаційна пульсометрія по Р.М. Баєвським), методи частотного (frequency domain) аналізу (спектральний аналіз, візуально-логічний аналіз ритмограми), методи аналізу нелінійних хаотичних коливань кардіорітма. Постійно розробляються нові методи оцінки ВРС.

При аналізі ВРС розрізняють довгі (холтерівське моніторування) і короткі записи. Кожен з цих способів має свої переваги і недоліки. Наприклад, перевагою коротких записів є можливість досягнення стаціонарності процесу, перевагою холтерівського моніторування — можливість аналізу ВРС за добу. Далі мова піде про коротких записах ВРС. Необхідно відзначити, що порівнювати значення показників ВРС записів різної довжини не коректне. У відповідності з міжнародним стандартом тривалість короткого запису повинна становити 5 хвилин. Для адекватної оцінки 5-хвилинних записів ВРС необхідно виконувати ряд вимог протоколу проведення дослідження. До обстеження приступають не раніше ніж через 1,5−2 години після їжі, в тихій кімнаті, в якій підтримується постійна температура 20−22 ° С. Перед дослідженням обов’язкове скасування фізіотерапевтичних процедур та медикаментозного лікування (або ці фактори повинні враховуватися при оцінці результатів дослідження). Перед початком дослідження необхідний період адаптації до навколишніх умов протягом 5−10 хвилин.

Запис ВРС проводиться в положенні лежачи на спині, при спокійному диханні. Обстановка під час обстеження повинна бути спокійною. Дослідження у жінок бажано проводити в міжменструальний період, так як гормональні зміни в організмі позначаються на кардіоінтервалограмми. Необхідно усунути всі перешкоди, що призводять до емоційного збудження, не розмовляти з досліджуваним і сторонніми, виключити телефонні дзвінки і поява в кабінеті інших осіб, включаючи медпрацівників. У період дослідження ВРС пацієнт повинен дихати, не роблячи глибоких вдихів, що не кашляти, що не ковтайте слину. Порушення зазначених вимог проведення 5-хвилинного запису ВРС ведуть до спотворення значень її показників. Глибокі зітхання, ковтання, сміх, мимовільні затримки дихання, відкривання очей, чхання та ін призводять до спотворення показників як тимчасового, так і спектрального аналізу. Тому ділянки зміненої ритмограми перед аналізом необхідно видаляти. Деякі дослідники навіть рекомендує збільшувати запис до 10 хвилин, оскільки виняток із запису всіх випадкових подій, артефактів і перешкод може істотно зменшити обсяг вибірки кардиоинтервалов для статистичної обробки.

Слід зазначити, що результати аналізу вегетативної регуляції можуть бути коректними за умови, коли часовий відрізок містить комплекси тільки синусового походження. Тому для оцінки ВРС в стандартах вводиться параметр NN-інтервал (normal-to-normal), який характеризує інтервали між послідовними комплексами QRS, що є результатом деполяризації клітин синусового вузла. З аналізу повинні виключатися періоди міграції ритму і порушення синоатриальной провідності. Спостереження також показують, що епізоди або постійна міграція ритму по передсердям, епізоди порушення синоатриальной провідності збільшують показники варіабельності ритму серця, нерідко значно. Значно можуть змінити значення показників ВРС екстрасистоли і артефакти. Тому, відповідно до рекомендацій, перед аналізом їх необхідно видалити (вручну або за допомогою функції фільтрації). Тим часом важливо знати, чи всі показники і в якій мірі змінюються за наявності екстрасистол і артефактів, і які показники є найбільш стійкими, на значення яких можна було б орієнтуватися при неможливості провести корекцію ритмограми. Для відповіді на це питання було проведено вивчення 50 5-хвилинних кардіорітмограмм (отриманих за допомогою апаратного комплексу «Полі-Cпектр» компанії «Нейрософт») з наявністю 1−2 артефактів або екстрасистол. Порівнювалися показники ВРС до корекції запису і після видалення екстрасистол і артефактів вручну. Для кожного показника був розрахований відсоток його зміни, потім визначені середні значення.

Слід зазначити, що деякі методи аналізу ВРС не чутливі до наявності артефактів і екстрасистол. До них відносять кореляційну ритмографію, показники TINN, Триангулярная індекс, WN1, WN5, WAM5, WAM10. Суть методу кореляційної ритмографіі (скаттерографія) полягає в побудові графіка у вигляді хмари точок шляхом відкладання по осі абсцис величини попереднього інтервалу RR, а по осі ординат — величини наступного інтервалу RR. При аналізі оцінюють довжину хмари, а також його ширину і площу. Ектопічні скорочення і / або «випадання» окремих серцевих скорочень при цьому залишаються за межами хмари. TINN — це ширина підстави трикутника, розрахована за графіком найбільш високого піку гістограми розподілу NN-інтервалі (по суті цей показник ідентичний вариационному розмаху, при цьому він не враховує випадають крайні ліві і праві скорочення). Триангулярная індекс (HRV triangular index) розраховується як співвідношення між загальною кількістю NN інтервалів і максимумом щільності розподілу (амплітудою моди). Перевагою показників TINN і Триангулярная індексу є те, що вони дозволяють не враховувати випадають скорочення, артефакти і екстрасистоли, оскільки останні утворюють додаткові піки і купола. Недоліком цих показників є необхідність великої кількості NN-інтервалів для побудови геометричної моделі, на практиці рекомендується використовувати записи не коротше 20 хв.

При інтерпретації показників КІГ по Р.М. Баєвським необхідно також враховувати наступні моменти. Важливими показниками КІГ для оцінки вегетативних впливів є ВР і АМо. При цьому вважається, що чим більше ВР і менше АМо, тим сильніше вплив парасимпатичної ланки вегетативної нервової системи. Проте в деяких випадках збільшення ВР і зменшення АМо і, відповідно, індексів, які розраховуються на їх основі, відбувається не за рахунок збільшення дихальних (HF) хвиль, що характеризують активність парасимпатичної ланки вегетативної нервової системи, а за рахунок недихальних (LF і VLF) компонентів, що, навпаки, свідчить про активацію симпатичної ланки вегетативної нервової системи та інших механізмів регуляції. Збільшення ВР відбувається також у випадках нестаціонарного процесу, коли ЧСС поступово зменшується (наприклад, при недостатньому відпочинку перед дослідженням) або зростає (наприклад, при підвищенні психічної активності обстежуваного). Ділянки нестаціонарних процесів повинні виключатися з аналізу, вони спотворюють значення практично всіх показників ВРС.

2.2 Приклади систем реєстрації сердечного ритму Комплекс добового моніторування ЕКГ комп’ютеризований «МІОКАРД-ХОЛТЕР», надалі - комплекс, призначений для добового (холтерівського) моніторування ЕКГ, шляхом реєстрації та обробки електрокардіосігнала (ЕКС) у трьох незалежних відведеннях, у пацієнта, що вільно пересувається в амбулаторних і стаціонарних умовах протягом доби.

Комплекс забезпечує вимірювання і автоматичну обробку ЕКС з метою аналізу порушень ритму, змін сегмента ST.

Область застосування комплексу — лікувальні та лікувально-діагностичні заклади кардіологічного профілю.

Принцип дії.

Зовнішній ЕКГ сигнал знімається, посилюється, оцифровується і записується в пам’ять автономного кардіорегістратора комплексу.

Записаний ЕКГ сигнал передається через блок зв’язку в персональний комп’ютер типу IBM PC. Програмне забезпечення, що постачається на дискеті, встановлюється на персональний комп’ютер типу IBM PC, який відображає записаний сигнал на екрані монітора, вимірює амплітудно-часові параметри ЕКС, розпізнає порушення ритму ЕКГ і зміни сегмента ST, зберігає дані в електронній картотеці і виводить результати дослідження на принтер.

Конструктивно комплекс являє собою кардіорегістратор з автономним живленням і інтерфейсного блоку, пов’язаного через паралельний порт з персональним комп’ютером, розташованим поза зоною оточення пацієнта.

Технічні характеристики:

час безперервної реєстрації … 24 — 72 години;

частота квантування … 250 — 2000 Гц;

об'єм твердій пам’яті … 128 Мб;

час передачі даних у комп’ютер … 2 — 5 хв;

маса реєстратора … 0.1 кг;

габаритні розміри реєстратора … 110×70×25 мм;

архівація даних … 100% відновлення;

термін служби … не менше п’яти років;

живлення реєстратора … дві батареї ААА;

кнопка «Позначка поганого самопочуття» … наявність;

датчик руху і положення … наявність;

канал реопневмограмми … наявність (опція);

детектор кардіостімулов … наявність;

кольоровий рідко-кристалічний екран … наявність (опція);

поєднання з монітором АД … наявність;

число каналів … 2,3 залежно від кабелю;

число електродів … 5, 7;

розрядність АЦП … 12.

Відмінні особливості програми «Міокард-Холтер» .

I. Штучний інтелект В основі алгоритму розпізнавання ЕКГ покладено метод штучного інтелекту. Характерна риса його в тому, що в ході розпізнавання автоматично формується система образів:

1. Образи зубців Р. Ці образи використовуються в діагностиці AV-блокад, епізодів зміни ритму, аберантних передсердних екстрасистол, при аналізі роботи кардіостимулятора.

2. Образи QRST різних кардіокомплексів (нормальних, шлуночкових, зливних, минущих БЛН, БПН, WPW, нав’язаних кардіостимулятором).

3. Образи хвиль тріпотіння шлуночків.

4. Образи дихальних хвиль ритмограми. Вони потрібні для недопущення неправдивих надшлуночкових екстрасистол і пауз.

Формування образів здійснюється програмою повністю автоматично і від лікаря не потрібно ніяких дій. У багатьох системах ХМ через відсутність механізму формування образів програма пред’являє кілька сотень фрагментів QRS, не схожих на норму. При цьому лікар вручну змушений з цими фрагментами розбиратися, витрачаючи багато часу. При тестуванні класифікації QRS програмою «Міокард-Холтер» на трьох зарубіжних тестових базах (AHA, MIT, NST) достовірність склала 97%.

II. Ритм, епізоди ритму.

Програма виділяє наступні епізоди ритму: синусовий, передсердний, AV-ритм, фібриляція передсердь, міграція водія ритму, надшлуночкова пароксизмальної тахікардії, шлуночковий ритм, тріпотіння шлуночків. До епізодами минущих порушень провідності програма відносить минущі БЛН, БПН, WPW. Цікаво відзначити, що після виявлення епізодів минущого порушення провідності, програма досить вірно діагностує (починаючи з початку запису) одиничні комплекси з даним порушенням, відрізняючи їх від шлуночкових екстрасистол. У більшості систем холтерівського моніторування розділ епізодів ритму виконаний частково, в деяких системах взагалі відсутній.

III. Пульс.

Мінімальні, середні та максимальні значення пульсу програма «Міокард-Холтер» готує «за добу», «вночі» і «днем», а також окремо по кожному водієві ритму і в цілому не залежно від ритму. Програма накопичує тривалість тахікардії і брадикардії за діапазонами <30, 30−40, 40−50, 90−100, 100−120, 120−150,> 150 уд / хв.

IV. Аналіз ИВР.

Для оцінки роботи кардіостимуляторів була застосована унікальна технологія: У режимі «ИВР» вся ЕКГ реєструється з частотою 2000 Гц, розпізнавання пейсмекеров відбувається в комп’ютері після зчитування. Це обумовлено тим, що програма розпізнавання пейсмекеров дуже велика і складна, вимагає великих обчислювальних ресурсів. Програма розпізнає пейсмекер від дуже вузьких (1мс) до дуже широких (50 мс), від дуже маленьких (0.1мВ) до дуже великих (5мВ), від однофазних до трифазних.

При цьому точність розпізнавання близька до 100% навіть на тлі перешкод того ж частотного діапазону. Хороші результати отримані завдяки використанню методів штучного інтелекту, зокрема, в результаті автоматичного формування образів пейсмекеров передсердь і пейсмекеров шлуночків.

V. Ектопічна активність На відміну від багатьох інших систем холтерівського моніторування, програма класифікує: парасистолії, SLS, поодинокі комплекси з минущим порушенням провідності, зливні комплекси.

VI. Аналіз сегмента ST і негативного Т.

У програму «Міокард-Холтер» були додані критерії «ішемічного зсуву ST»: правило «1×1×1», індекс «ST / ЧСС». При цьому, правило «1×1×1» було нами доопрацьовано. Для більш достовірної оцінки доданий аналіз схожості сегментів ST сусідніх кардіокомплексів.Досвід використання 12-ти канальних реєстраторів, показав, що в діагностиці ІХС вони переважніше 3-х канальних реєстраторів. Аналіз негативного зубця Т поки не зустрічається в інших системах ХМ, а цей аналіз виявився дуже затребуваним.

VII. Аналіз інтервалу QT.

Істотно посилилася діагностика «Синдрому подовженого QT». Крім основного параметра QT-коригованого, використовуються додаткові ознаки:

наявність епізодів шлуночкового ритму тахіформа (особливо за формою «пірует» ;

шлуночкова екстрасистолія з попередньою SLS-послідовністю, що є проявом феномена Ашман;

підвищена «альтернація зубця Т» ;

підвищена дисперсія QT (більше 50 мс);

зниження циркадного індексу нижче 1.2;

знижена варіабельність ритму серця на ділянках брадикардії;

в анамнезі «синкопе або факт раптової смерті неясною причини в молодому віці серед найближчих родичів» ;

в анамнезі «Цукровий діабет» Доданий аналіз «Синдрому укорочення QT» ;

Тут QT оцінюється щодо QTp (predict) тобто належного, обчислюваного за формулою запропонованої P.Rautaharju.

VIII. Інші розділи.

аналіз варіабельності ритму, спектральний аналіз;

аналіз інтервалу PQ;

аналіз пауз і вираженої синусової аритмії;

ІX. Основні вікна інтерфейсної програми.

1. Вікно перегляду ЕКГ. Тут можна задавати масштаб, швидкість, кількість відведень. Між двома кардіокомплексом виводиться або ЧСС або тривалість RR. Є можливість заміряти «електронною лінійкою» тривалість і амплітуду параметрів ЕКГ. З’явилася можливість працювати з двома вікнами ЕКГ (з великим і дрібним і дрібним масштабом).

2. Гістограми і таблиці. Мається приблизно 90 гістограм кількості порушень і відхилень по годинах. Дуже наочно видно, в яку годину була найбільша кількість порушень або відхилень. Відзначаючи мишкою в гістограмі в потрібний час можна відразу вийти на перегляд ЕКГ в даний час. Гістограми можна відправляти на друк.

3. Список порушень. Представлений у вигляді дерева. Він є основним механізмом при виборі порушень для перегляду лікарем. Зручно переглядати порушення як з детальною, так і з загальною класифікацією. Наприклад, можна переглядати всі ШЕ або тільки парні або тільки ранні і т.п. У принципі, це розвиток режиму «Суперімпозіціі» .

4. Ритмограма. На ній різні порушення позначаються різними кольорами. Окремо відзначаються епізоди ритму, минущих порушень провідності.

5. Тренди (графіки) пульсу, ST, Т, PQ, QT та ін. Тут є механізм виходу на найяскравіші місця (мінімальний, максимальний пульс, максимальне відхилення ST і т.д.).

X. Редагування та отримання протоколу.

1. Дослідження по розділах.

Протокол автоматично формується з 10 розділів. Тому логічно рекомендується і всі дослідження проводити за розділами. Вибравши розділ, зручно переходити всередині даної теми між гістограмами, списком порушень, графіками ЕКГ, трендами і фрагментом укладення протоколу. Зручність складається з того, що займаючись, який те темою, наприклад, ST, все що стосується ST ніби «під рукою» .

2. Переходи.

Виконана стратегія загального курсора для вікна ЕКГ, ритмограми і всіх трендів. Тобто гортаючи ЕКГ буде рухатися курсор на ритмограммі і тренди. Якщо клікнути мишкою в будь-яке місце ритмограми або трендів, переміститься та ЕКГ.

3. Багатоплановість редагування.

Є можливість редагувати на різних рівнях:

класифікація одиничних кардіокомплексів;

відразу цілої групи;

порушень, наприклад, всю групу шлуночкових екстрасистол певної форми разом віднести в «надшлуночкові екстрасистоли з аберрантним проведенням» ;

епізоди ЕКГ (ритму, минущих блокад і пр.);

текст висновку протоколу.

4. Єдиний список порушень.

Де б редагування не проводилося, воно автоматично позначається скрізь: і в ув’язненні та на гістограмах і в таблицях і в списках порушень.

5. Друк графіків.

У міру дослідження ЕКГ лікар відправляє в чергу на друк приклади ЕКГ, трендів, ритмограми. Причому, програма автоматично буде готувати коментар, наприклад, «максимальний пульс», «парна шлуночкова екстрасистолія» і т.д. Лікар може скорегувати коментар. Відібрані фрагменти лікар може переглянути, видалити з черги, наприклад, замінивши його більш вдалим. Після закінчення дослідження лікар відправляє фрагменти на принтер, при цьому можна задати орієнтацію сторінки (альбомна або портретна). Програма спробує максимально використовувати кожну сторінку, розмістивши на них по кілька фрагментів.

6. Протокол дослідження.

Протокол складається з фрагментів графіків, висновків, які формується з фрагментів по кожному розділу, зведеної таблиці, яка може бути на одній або декількох сторінках, в залежності від обсягу виявлених порушень. Зручно те, що структуру укладення та таблиці можна задавати прапорцями. Наприклад, якщо не потрібен розділ варіабельності ритму, або розділ QT, треба просто прибрати відповідний прапорець.

2.3. Елементна база При виборі елементної бази слід орієнтуватись на нові, щойно розроблені комплектуючі виробу, хоча такий підхід має ряд недоліків:

1) при розробці доводиться спиратись на досвід роботи з іншими елементами, що в ряді випадків може гальмувати процес розробки;

2) деяка невизначеність щодо серійних поставок даних елементів;

3) певний ризик по припиненню їх виробництва або випуску модифікацій;

4) відсутність легкодоступної навчально-методичної літератури по проектуванню і опису типових схем реалізації.

Для того щоб зробити можливим ефективне використання реєстратора ритму в умовах рядового лікувального закладу, бажано, щоб він задовольняв наступним основним вимогам.

Реєстратор повинен мати автономне живлення, що забезпечує його безперервну роботу протягом тривалого часу (не менше доби). Він повинен мати малі масу і габарити, бути простим в управлінні та обслуговуванні. Одна з найважливіших вимог, що пред’являються до реєстратора, — безпека його використання в сенсі поразки обстежуваного електричним струмом. Крім того, прилад повинен бути надійним в експлуатації і по можливості недорогим. Очевидно, що задовольнити зазначеним вимогам може тільки пристрій, виконаний на сучасних мікроелектронних компонентах, що мають малий споживаний струм. Щоб підвищити надійність і простоту обслуговування приладу, реєстрація виміряних значень ПСС повинна здійснюватися у внутрішньому твердотільному пристрої пам’яті, а не на магнітній стрічці.

3. Вибір та обґрунтування структурної схеми системи Сучасна електроніка та телекомунікації дозволили зробити значний крок вперед в області пристроїв реєстрації та передачі електрокардіограм (ЕКГ). Мініатюрні портативні реєстратори надають масу функціональних можливостей лікаря-кардіолога і полегшують повсякденне життя пацієнтові. Однією з основних причин для обстеження людини за допомогою персонального реєстратора є скарги імовірно серцевого походження. До них відносяться: серцебиття, біль у грудях, запаморочення, задишка, тахікардія, раптова втома, аритмії, порушення роботи штучного водія ритму, перенесений інфаркт міокарда.

Існуючі на сьогоднішній день на ринку портативні пристрої моніторування можна класифікувати на три категорії залежно від їх особливостей.

1. Реєстратори з відстроченим аналізу ЕКГ.

2. Телеметричні реєстратори подій.

3. Реєстратори, які проводять класифікацію ЕКГ в реальному часі.

У першу групу входять пристрої добового моніторування (монітори Холтера). Суть методики полягає в тривалій реєстрації ЕКГ в умовах вільної активності пацієнта з подальшим аналізом запису. Тривалість реєстрації може досягати 72 год, після чого проводиться аналіз записаної інформації. Лікар переглядає запис і ідентифікує відхилення в роботі серця за даний період. Основний недолік методу — короткий період спостереження і відстрочений аналіз.

Проблема вирішується шляхом використання телеметричних реєстраторів подій. Це прилади невеликих розмірів, здатні проводити запис ЕКГ в 1−3 відведеннях. Пристрій знаходиться у пацієнта, при необхідності хворий прикладає електроди до тіла і натисненням кнопки здійснює запис ЕКГ. Записана ЕКГ передається лікарю по телефону, модему, через локальну комп’ютерну мережу. Реєстратори подій більш ефективні в діагностиці аритмій, що виникають не частіше ніж один раз на місяць, ніж холтерівське моніторування.

Реєстратори, які проводять класифікацію ЕКГ в реальному часі, повинні проводити самостійний автоматичний аналіз ЕКГ і виявляти стани, що загрожують життю (екстрасистолія високих градацій, шлуночкові і надшлуночкові тахіаритмії, клінічно значущі зміни сегмента «5ти т.д.), автоматично включати запис і сигналізувати про них пацієнтові.

Принцип роботи всіх типів приладів однаковий і полягає в реєстрації і перетворенні електричних потенціалів з тіла людини для подальшої обробки та діагностики, проте клінічне значення, функціональні можливості і схемні рішення різні залежно від вимог, що пред’являються до кожного пристрою. Основними проблемами, з якими доводиться стикатися при розробці таких пристроїв, є:

1. Забезпечення безпеки відповідно до вимог ГОСТу Р 50 267.25−94 для виробів медичного призначення.

2. Вибір і реалізація високошвидкісних і надійних протоколів передачі даних.

3. Якісна реєстрація електрокардіографічного сигналу в частотному діапазоні від постійного струму до 200 Гц і амплитудному діапазоні від 0 до 10 мВ.

4. Забезпечення тривалого часу безперервної роботи від одного комплекту батарей живлення.

5. Мініатюрність, компактність і зручність експлуатації.

Усі розглянуті реєстратори мають у своєму складі однакові функціональні вузли: блок підсилення електрокардіосігнала, блок обробки і інтерфейс для обміну інформацією.

Одним із можливих варіантів реалізації системи автономної реєстрації ритму серцевих скорочень є структурна схема, зображена на рис. 3.1.

Пристрій для побудови ритмограми серця, містить послідовно з'єднані підсилювач, блок активних фільтрів, регулятор рівня, формувач. У пристрій введені мікропроцесор, перший вхід переривання якого з'єднаний з виходом формувача, другий вхід переривання — з перемикачем режиму роботи, магістральний вхід — вихід мікропроцесора з'єднаний з постійним запам’ятовуючим пристроєм, таймером, вихід якого підключений до третього входу переривання мікропроцесора, оперативним запам’ятовуючим пристроєм, формувачем сигналів індикатора і портами введення-виведення, дев’ять виходів і один вхід яких є виходами пристрою для підключення пристрою друкування через інтерфейс ІРПР-М, і один вихід з'єднаний з дільником і формувачем звукового сигналу, один вихід мікропроцесора з'єднаний з входом дільника, перший вихід якого підключений до таймера, другий вихід з'єднаний з формувачем звукового сигналу, на виході якого підключений звуковий індикатор пульсу, третій вихід з'єднаний з входом формувача сигналів індикатора, на виході якого підключений індикатор, інші десять виходів дільника порозрядно підключені до цифроаналогового перетворювача, вихід якого є виходом пристрою для підключення реєстратора ритмограми, другий вихід мікропроцесора підключений до перетворювача рівня, вихід якого є виходом пристрою для підключення комп’ютера через інтерфейс RS-232, крім того вихід підсилювача є виходом пристрою для підключення реєстратора електрокардіосигнала.

Рис. 3.1 Пристрій для побудои ритмограми серця Пристрій для побудови ритмограми серця працює наступним чином. На вхід підсилювача 1 надходить електрокардіосигнал (ЕКС). Посилений ЕКС надходить на вихід для підключення реєстратора і на блок 2 активних фільтрів (фільтр низької частоти і режекціонний). Далі сигнал через регулятор 3 рівня (змінний резистор) надходить на формувач імпульсу логічного рівня і постійної тривалості. Цей імпульс надходить на перший вхід переривання мікропроцесора 5, до другого входу переривання якого підключений переривник 6 режимів. Мікропроцесор 5 по програмі, що зберігається в постійному пристрої, що запам’ятовує (ПЗУ) 7, здійснює вимірювання інтервалу за допомогою таймера 8 до наступного переривання і перетворення інтервалу в числове значення частоти серцевих скорочень (ЧСС). Для виконання програми мікропроцесор 5 здійснює читання кодів операцій з ПЗУ 7, запис проміжних значень в ОЗУ 9 і виведення значень RR-інтервалів в порти 10 через магістральну шину мікропроцесора 5, що включає лінії адреси, адресу даних і сигналів управління. Через цю ж шину здійснюється запис кодів знаків числового значення ЧСС в формувач імпульсів індикатора 11 для відображення на індикаторі 15, один розряд якого використовується для індикації режиму роботи, а інші три для цифрової індикації ЧСС.

Мікропроцесор 5 між двома імпульсами ЧСС здійснює передачу значення тривалості RR інтервалу в інтерфейс RS-232, причому діаграма видачі формується програмно через послідовний вихід мікропроцесора 5, а також через паралельний порт 10 введення-виведення формує сигнали інтерфейсу ІРПР-М для друкувального пристрою і видає на нього значення інтервалу у вигляді відрізка, довжина якого пропорційна тривалості RR-інтервалу.

Кожен імпульс ЧСС супроводжується звуковою індикацією. Сигнал на звуковий індикатор 14 пульсу формується у формувачі 13 з частоти, що надходить з дільника 12 і імпульсу, який формується програмно через порт 10. Цей імпульс, крім того, надходить на скидання другого лічильника дільника 12, формуючого код для ЦАП 16 і обнуляє лічильник дільника 12 від кожного імпульсу ЧСС.

На виході ЦАП 16 виходить лінійно наростаючий сигнал, амплітуда якого пропорційна тривалості RR-інтервалу, цей сигнал реєструється на самописці.

Пристрій для побудови ритмограми серця містить підсилювач 1, блок 2 активних фільтрів, регулятор 3 рівня, формувач 4 імпульсів, мікропроцесор 5, перемикач 6 режиму роботи, постійний запам’ятовуючий пристрій 7, таймер 8, оперативний пристрій 9 (ОЗУ), порти 10 введення-виводу, формувач 11 сигналу індикатора, дільник 12, формувач 13 звукового сигналу, звуковий індикатор 14 пульсу, індикатор 15, цифроаналоговий перетворювач 16 (ЦАП), перетворювач 17 рівня.

Ще один з можливих варіантів реалізації даної системи представлений на рис. 3.2. Він являє собою блок аналогової обробки електрокардіографічних і реокардіофізичних сигналів.

Принцип дії зображено пристрою можна описати наступним чином. В блок аналогової обробки ЕКГ сигналів і РКГ сигналів, що містить послідовно з'єднані вхідний каскад і диференційний підсилювач, а також пов’язані між собою ФВЧ і ФНЧ, введені електронний комутатор вхідних сигналів, з'єднаний виходом зі вхідним каскадом, пристрій регулювання коефіцієнта посилення, пов’язаний виходом із вхідним каскадом, пристрій перебудови амплітудно-частотної характеристики ФВЧ і пристрій перебудови амплітудно-частотної характеристики ФНЧ, підключені виходами відповідно до ФВЧ і ФНЧ, а також блок управління, з'єднаний з керуючим входом електронного комутатора і з входами пристрою перебудови амплітудно-частотної характеристики ФВЧ і пристрої перебудови амплітудно-частотної характеристики ФНЧ. При цьому диференційний підсилювач підключений до ФВЧ. Таким чином, для виділення та реєстрації ЕКГ сигналів і РКГ сигналів використовується один і той же блок, тобто блок аналогової обробки електрокардіографічних і реокардіографіческіх сигналів, в якому зміна коефіцієнта посилення і форми амплітудно-частотної характеристики (АЧХ) при перебудові з ЕКГ сигналу на РКГ сигнал і навпаки здійснюється електронним способом, без використання додаткових апаратних засобів.

Пропонований блок аналогової обробки електрокардіографічних і реокардіографіческіх сигналів містить електронний комутатор, вхідний каскад, диференційний підсилювач, ФВЧ, ФНЧ, пристрій регулювання коефіцієнта посилення, пристрій перебудови амплітудно-частотної характеристики ФВЧ, пристрій перебудови амплітудно-частотної характеристики ФНЧ, блок керування.

Вихід електронного комутатора підключений до сигнального входу вхідного каскаду, вихід вхідного каскаду підключений до входу диференціального підсилювача, вихід диференціального підсилювача підключено до сигнального входу ФВЧ, вихід ФВЧ з'єднаний із сигнальним входом ФНЧ; перший вихід блоку управління підключений до керуючого входу електронного комутатора, другий вихід блоку управління підключений до входу пристрою регулювання коефіцієнта посилення, до виходу пристрою регулювання коефіцієнта посилення підключений керуючий вхід вхідного каскаду; третій вихід блоку управління підключений до входу пристрою перебудови амплітудно-частотної характеристики ФВЧ, вихід пристрою перебудови амплітудно-частотної характеристики ФВЧ підключений до керуючого входу ФВЧ; четвертий вихід блоку управління підключений до входу пристрою перебудови амплітудно-частотної характеристики ФНЧ, вихід пристрою перебудови амплітудно-частотної характеристики ФНЧ підключений до керуючого входу ФНЧ.

Вхідний каскад — це поєднання двох операційних підсилювачів, що забезпечує великий диференційний коефіцієнт посилення і одиничний коефіцієнт посилення синфазних сигналів.

Пристрій регулювання коефіцієнта підсилення являє собою набір електронних ключів, комутуючих резистивні елементи вхідного каскаду, які визначають коефіцієнт підсилення.

Рис. 3.2 Блок аналогової обробки електрокардіографічних і реокардіофізичних сигналів На рис. 3.3 зображена структурна схема пристрою для одержання електрокардіограми.

Пристрій містить електроди 1, з'єднані з входом кардіоблока 2, який містить підсилювачі і комутатор біопотенціалів. Кардіоблок 2 з'єднаний з першими входом аналого-цифрового перетворювача 3, з'єднаного з ЕОМ 4 через блок попередньої обробки 5.

Блок попередньої обробки 5 складається з першого суматора 6 першого блоку пам’яті 7, інвертора 8, таймера 9 другого блоку пам’яті 10, арифметичного блоку 11, що містить помножувач і другий суматор, третього блоку пам’яті 12, блоку управління 13, блоку визначення максимуму 14, компаратора 15, керованого фільтра 16.

При реєстрації ЕКГ у відповідних точках на тілі пацієнта за загальноприйнятими методиками розміщують електроди 1, з'єднані з входом кардіоблока 2.

Після початку реєстрації ЕКГ проводять стадію попереднього вимірювання протягом 2 секунд часу, достатнього для вимірювання принаймні одного кардіоцикла. Під час реєстрації ЕКГ кардіограм різних відведень через що входить до складу кардіоблока 2 комутатори надходять на вхід АЦП 3. Тимчасовий інтервал між двома послідовними точками оцифровки задається таймером 9. Поточне значення кардіосигналу запам’ятовується в першому блоці пам’яті 7 і по сигналу від таймера на перший суматор 6 одночасно надходить поточне значення кардіосигналу від АЦП 3 і через інвертор 8 зберігається в першому блоці пам’яті 7 попереднє значення кардіосигналу з протилежним знаком. Різниця амплітуд Y (i)-Y (i-1), отримана на виході першого суматора 6 запам’ятовується в другому блоці пам’яті 10. Арифметичний пристрій 11 по сигналу від керуючого блоку 13 здійснює вибірку з другого блоку пам’яті 10 N-1 попередніх значень різниці кардіосігналов і обчислює енергетичну функцію E (T), значення якої запам’ятовується в третьому блоці пам’яті 12. Після закінчення стадії попереднього вимірювання тривалістю 2 сек. блок управління 13 посилає сигнал блоку визначення максимуму 14, який здійснює послідовну вибірку з третього блоку пам’яті 12 значень функції E (T) і визначає максимальне значення цієї функції, яка передає в блок порівняння 15 і потім видає сигнал блоку управління 13, який після цього запускає основну стадію вимірювання. Після закінчення основної стадії вимірювання блок порівняння 15 здійснює послідовну вибірку значень E (T) з третього блоку пам’яті 12, порівнюють поточне значення E (T) з максимальним значенням, визначеним на стадії попередніх вимірювань і при E (T)> 0,15 Emax посилає сигнал на блок цифрової фільтрації 16, що змінює параметри фільтра, що згладжує таким чином, що при E (T)> 0,15 Emax смуга пропускання фільтра становить 100 гц, а при E (T) 0,15 Emax зменшується до 40 гц. Крім того при E (T)> 0,8 Emax блок порівняння посилає значення Т в ЕОМ 4, де воно запам’ятовується і використовується при подальшій обробці для обчислення інтервалів PР та ідентифікації зубців комплексу QRS. Коефіцієнти 0,8 і 0,15 визначені емпірично. Згладжений кардіосигнал від керованого фільтра надходить на ЕОМ 4, яка здійснює обробку кардіосігналов, відображає на екрані дисплея згладжену ЕКГ і визначає її параметри.

ЕОМ 4 віднімає з ЕКГ ізоелектричну лінію, методом найменших квадратів по точках, розташованим на ділянках, прилеглих до кордонів обраного кардіоцикла і потім на цих же ділянках визначає S-середньоквадратичне відхилення від середнього різниці Y (i)-Y (i-1). Кордон зубців ЕКГ визначаються як межі ділянок, на яких похідна, отримана за допомогою кубічних сплайнів, більше порогового значення, рівного 2S. На ділянках, де похідна більше порогового значення визначаються положення екстремумів, як точки, в яких похідна змінює знак. Екстремуми, розташовані між двома екстремумами одного знака, ідентифікуються як провал між двома піками і відкидаються. На сегменті ST визначається середнє значення кардіосигналу і визначається кут нахилу прямої лінії, проведеної методом найменших квадратів по точках, лежачим на цій ділянці ЕКГ.

Технічним результатом запропонованого способу і пристрою є прискорення та підвищення точності розпізнавання характерних елементів ЕКГ, використовуваних для цілей медичної діагностики.

У пропонованому способі попередня обробка отриманого кардіосигналу дає значне поліпшення співвідношення сигнал / шум без спотворення вихідної інформації, що прискорює процес аналізу ЕКГ і збільшує точність вимірювання її параметрів.

Рис. 3.3 Система для отримання електрокардіограми Біоелектричний сигнал з електродів поступає в аналоговий кардіопідсилювач, який підсилює і обмежує спектр сигналу. Потім в дванадцятирозрядному аналого-цифровому перетворювачі (АЦП) сигнал перетворюється в цифровий вигляд і далі поступає в ОЕОМ. В ОЕОМ відбувається цифрове диференціювання сигналу, необхідне для усунення дрейфу, викликаного руховою активністю м’яз, і точне виділення появи R-зубців кардіосигналу. Абсолютне значення продиференційованого сигналу порівнюється з порогом, значення якого автоматично підстроюється під максимуми сигналу, так щоб забезпечити впевнену реєстрацію R-зубця, але в той же час і захист від хибних спрацювань в результаті дії завад. У випадку перевищення порогу відбувається обчислення ПСС я інтервалу між поточною і попередньою появою R-зубця і запис обчисленого значення в запам’ятовуючий пристрій. Після закінчення обчислення ОЕОМ переводиться в холостий хід, що значно зменшує її середнє енергоспоживання. Після приходу наступного імпульса дискретизації цикл обчислень повторюється.

Для запам’ятовування виміряних значень використовується статичний КМОН пристрій. Перед записом в пам’ять ОЕОМ здійснюється компресування вимірюваних значень ПСС.

Рис. 3.4 Структкрна схема автоматизованої системи автономної реєстрації ритму серця Для подальшої розробки принципової схеми пристрою буде використовуватись структурна схема, зображена на рис. 3.4.

4. Розробка функціональної та принципіальної схем блоків

4.1. Визначення повного функціонального складу схеми Для зв’язку пристрою з персональни комп’ютером будемо використовувати інтерфейс RS-232.

RS-232 (англ. Recommended Standard 232) — фізичний рівень для асинхронного (UART) інтерфейсу. Історично мав широке поширення в телекомунікаційному обладнанні для персональних комп’ютерів. В даний час все ще широко використовується для підключення всілякого спеціального обладнання до комп’ютерів, однак активно витісняється інтерфейсом USB.

RS-232 забезпечує передачу даних і деяких спеціальних сигналів між терміналом (англ. Data Terminal Equipment, DTE) і комунікаційним пристроєм (англ. Data Communications Equipment, DCE) на відстань до 15 метрів.

RS-232 дротовий дуплексний інтерфейс. Метод передачі даних аналогічний асинхронному послідовному інтерфейсу.

Інформація передається по проводах двійковим сигналом з двома рівнями напруги. Логічному «0» відповідає позитивна напруга (від +5 до +15 В для передавача), а логічного «1» негативна (від -5 до -15 В для передавача). Для електричного узгодження ліній RS-232 і стандартної цифрової логіки UART випускається велика номенклатура мікросхем драйверів, наприклад MAX232. Крім ліній входу і виходу даних RS-232 регламентував ряд необов’язкових допоміжних ліній для апаратного управління потоком даних і спеціальних функцій. Для реалізації протоколу послідовного обміну даними з персональним комп’ютером використовується мікросхема MAX232, зображена на рис. 4.1.

Рис. 4.1. MAX232

MAX232 — інтегральна схема, перетворююча сигнали послідовного порту RS-232 в сигнали, придатні для використання в цифрових схемах на базі ТТЛ або КМОП технологій. MAX232 працює прийомопередатчиком і перетворює сигнали RX, TX, CTS і RTS.

Функціональність і цокольовка мікросхеми стала стандартом де-факто і її аналоги (з іншим маркуванням) випускаються безліччю виробників напівпровідників.

Схема забезпечує рівень вихідної напруги, використовуваний в RS-232 (приблизно ± 7.5 В), перетворюючи вхідну напругу 5 В за допомогою внутрішнього зарядового насоса на зовнішніх конденсаторах. Це спрощує реалізацію RS-232 в пристроях, що працюють на напружених від 0 до 5 В, тому що не потрібно ускладнювати джерело живлення тільки для того, щоб використовувати RS-232.

Вхідна напруга від RS-232, яке може досягати ± 25 В, знижується до стандартних 5 В, що використовуються в транзисторно-транзисторною логікою. Входи мають середній поріг 1.3 В і середній гістерезис 0.5 В.

Модифікація MAX232A сумісна з MAX232, але може працювати на більш високих швидкостях, і використовувати зовнішні конденсатори меншої ємності - 0.1 мF замість конденсаторів на 1.0 мF, використовуваних з оригінальною схемою. Остання модифікація — MAX3232 — також сумісна з попередніми, але працює в діапазоні напруг від 3 до 5.5 В.

Для формування наруги живлення +5 В із напруги +12 В використаємо мікросхему імпульсного перетворювача напруги MAX738, яка має вхід дозволу перетворення. Це дає можливість виключати реєстратор від сигналу ОЕОМ.

Типова схема включення MAX738 представлена на рис. 4.2.

Рис. 4.2 Схема включення MAX738

Біоелектричний сигнал з електродів поступає в аналоговий кардіопідсилювач, зібраний на операційному підсилювачі AD620N (рис. 4.3), який підсилює і обмежує спектр.

міокард алгоритм сердечний ритм Рис. 4.3 Операційний підсилювач AD620

AD620 — недорогий прецизійний інструментальний підсилювач малого споживання з коефіцієнтом передачі 1−10 000, який задається одним зовнішнім резистором. Смуга ІУ при G = 100 становить 120 кГц.

Області застосування:

— датчики тиску і деформації;

— системи зважування;

— медичне обладнання та кардіографи;

— системи промислового управління;

— системи збору інформації;

— батарейне і портативне обладнання.

Технічні характеристики:

— Набір встановлюваних коефіцієнтів передачі: 1 … +10 000.

— Коефіцієнт придушення синфазної перешкоди: 100 дБ (G = 10).

— Малий час встановлення (до 0,01%): 15 мкс.

— Мала напруга зсуву: 50 мкВ.

— Малий дрейф напруги зсуву: 0,6 мкВ / ° С.

— Малий струм зміщення: 1 нА.

— Низький рівень шумів (f = 1 кГц): 9 нВ / sqrt (Гц).

— Низьке споживання: 1,3 мА.

— Широкий діапазон живлячих напруг: ± 2,3 В.. ± 18 В.

— Промисловий діапазон температур: -40 … +85 ° С.

— Корпус 8-контактний для всіх модифікацій: DIP-8, SOIC-8.

В якості аналого-цифрового перетворювача будемо використовувати мікросхему AD187, функціональна схема якого представлена на рис. 4.4.

Рис. 4.4 Функціональна схема аналого-цифрового перетворювача AD187

MAX187 — 12-розрядний аналого-цифровий перетворювач з послідовним багаторежимним виходом (інтерфейс SPI) і встроєним джерелом опорної напруги на 4,096 В, що працює від напруги +5 В.