Автоматизація обробки та аналізу біомедичної інформації при діагностиці хвороб серця

Курсова робота На тему:

«Автоматизація обробки та аналізу біомедичної інформації при діагностиці хвороб серця»

Запоріжжя 2010

Вступ

У медичній практиці з метою лікування та профілактики застосовують низку електротерапевтичних процедур, основаних на дії струмів низької частоти. Деякі фізіологічні ефекти є спільними для дії різних стимулів, тому методи електротерапії розрізняють за характеристиками напруги (струму), які діють на організм пацієнта.

Незважаючи на поширення електролікування, механізми дії та характеристики стимулів у різних біологічних структурах досліджені недостатньо. Наприклад, деякими авторами, зокрема [2], відмічено зростання збудженості тканин організму людини під дією постійного струму в області негативного електрода та аналогічний короткочасний ефект в області позитивного електрода після вимикання струму без аналізу цього явища. Не досліджено також вплив шкіри та жирового прошарку на характеристики стимулу всередині тіла людини тощо.

Досвід застосування стравохідної електростимуляції серця (ЧСЕС) в кардіології нараховує більше 30 років. В нашій країні перше повідомлення про застосування ЧСЕС у хворих ішемічною хворобою серця з’явилося в медичній літературі більше 10 років тому. За цей період часу відношення до будь-якого методу дослідження вже носить стійкий характер, а можливості самого методу досконало вивчені. Потрібно сказати, що відношення до методу ЧСЕС на протязі цього часу змінювалося в залежності від розвитку самої кардіології і технічних можливостей застосовуваних стимуляторів. Підвищений інтерес до цього методу в теперішній час пов’язаний з одного боку, бурним розвитком самої кардіології, як науки, зокрема її аритмології, а також появою сучасних стимуляторів с хорошими технічними характеристиками, які дозволяють проводити дослідження з мінімальними неприємними відчуттями для хворого[3].

1. Аналіз методів реєстрації ЕКГ та кардіостимуляція

1.1 Холтерівське моніторування ЕКГ

Одним з найбільш поширених і доступних методів неінвазивної інструментальної діагностики аритмій і порушень провідності серця є Холтерівське (амбулаторне, добове) моніторування електрокардіограми (ХМ ЕКГ) — тривала реєстрація ЕКГ в умовах повсякденної активності пацієнта з подальшим аналізом отриманих даних. Метод названий на честь американського дослідника Нормана Холтера, який запровадив радіоелектрокардіографію і вперше здійснив тривалу реєстрацію ЕКГ. Основна ідея амбулаторної електрокардіографії - збільшити тривалість та забезпечити можливість реєстрації ЕКГ в умовах звичайної добової активності пацієнта, що дає змогу кардинально підвищити чутливість електрокардіографічного методу в діагностиці порушень серцевого ритму і провідності. З огляду на поєднання неінвазивності та високої інформативності, можливостей використання в стаціонарних і амбулаторних умовах, ХМ ЕКГ широко застосовують для діагностики порушень ритму та провідності серця, ІХС, а також оцінки ефективності лікування серцево-судинних захворювань. У багатьох клінічних ситуаціях діагностичні можливості безперервного 24 — або 48-годинного моніторування ЕКГ обмежені через фіксовану тривалість дослідження і нечасте виникнення клінічних симптомів. З огляду на це значну увагу привертають також нові технології амбулаторного фрагментарного моніторування ЕКГ, які забезпечують можливість необмеженого збільшення тривалості реєстрації сигналу ЕКГ, точнішої оцінки змін ЕКГ у момент виникнення клінічних симптомів, забезпечення зворотного зв’язку лікаря і пацієнта. Очевидною є потреба в узагальненні принципів технологій моніторування ЕКГ для діагностики та оцінки ефективності лікування кардіологічних захворювань і синдромів.

Основою для розробки національних рекомендацій з моніторування ЕКГ на цей час залишаються стандарти з амбулаторної електрокардіографії, видані у 1999 році Американською колегією кардіологів і Американською кардіологічною асоціацією. Очевидно, не всі алгоритми використання існуючих методів тривалого моніторування ЕКГ при різних клінічних показаннях прийнятні для нашої країни. Передусім, існують серйозні відмінності співвідношення вартості та ефективності ХМ ЕКГ у західних країнах (де вартість одного дослідження становить до 250−350 доларів США і в кожному випадку здійснення ХМ ЕКГ регламентується відповідними діагностичними стандартами) і Україні, співвідношення вартості ХМ ЕКГ, фрагментарного моніторування ЕКГ та інших методів інструментальної діагностики. Імовірно, на цей час спектр показань для ХМ ЕКГ у вітчизняній клінічній практиці дещо ширший, порівняно з жорсткими американськими стандартами використання цього методу дослідження.

Холтерівське моніторування ЕКГ (ХМ-ЕКГ) — один з найбільш інформативних і доступних неінвазивних методів діагностики ІХС, порушень ритму та провідності серця, а також оцінки ефективності лікування серцево-судинних захворювань. В Україні існує очевидна потреба в розробці та впровадженні стандартів використання ХМ-ЕКГ. З огляду на це в статті розглядається еволюція клінічного застосування ХМ-ЕКГ. Детально аналізуються основні показання для здійснення цього методу дослідження, зокрема, оцінка симптомів, які можуть бути пов’язані з порушеннями серцевого ритму та провідності; стратифікація ризику у пацієнтів із структурними захворюваннями серця без симптомів аритмії; оцінка ефективності лікування аритмій серця; оцінка функції імплантованих пристроїв; діагностика та оцінка ефективності лікування ішемії міокарда.

Важливим напрямком розвитку методу стало поліфункціональне моніторування, при якому, поряд з ЕКГ, реєструють артеріальний тиск та інші фізіологічні параметри.

Згідно з рекомендаціями АСС/АНА для діагностики більшості аритмій достатньо моніторування ЕКГ протягом 24 годин, тоді як для виявлення та належної кількісної оцінки ішемії - протягом двох діб. Для виявлення пароксизмальних порушень ритму, які виникають з періодичністю 1−2 рази на місяць, доцільно застосовувати особливі типи реєстраторів. Їх активація може здійснюватися обстежуваним у момент виникнення певних симптомів. У цьому випадку моніторування ЕКГ триває протягом 30−40 діб, а загальна тривалість збережених у пам’яті епізодів ЕКГ становить 45−50 хвилин.

У протоколі результатів холтерівського моніторування ЕКГ подається інформація про характеристики синусового ритму, кількісну та якісну оцінку виявлених порушень ритму і провідності, змін процесів реполяризації, взаємозв'язок виявлених подій та клінічної симптоматики. Розширене заключення може додатково включати оцінку роботи ЕКС, імплантованого кардіовертера-дефібрилятора (ІКД), аналіз варіабельності серцевого ритму (ВРС), пізніх потенціалів шлуночків, варіабельності інтервалу QT та деякі інші параметри.

Основні показання для здійснення холтерівського моніторування ЕКГ:

оцінка симптомів, які можуть бути пов’язані з порушеннями серцевого ритму та провідності;

стратифікація ризику у пацієнтів із структурними захворюваннями серця без симптомів аритмії;

оцінка ефективності лікування аритмій серця;

оцінка функції імплантованих пристроїв;

діагностика та оцінка ефективності лікування ішемії міокарда.

1.1.1 Оцінка функції імплантованих електрокардіостимуляторів та кардіовертерів-дефібриляторів

ХМ-ЕКГ — зручний та інформативний засіб оцінки роботи імплантованих пристроїв, зокрема, ЕКС та ІКД (таблиця 5). Результати ХМ-ЕКГ можуть мати важливе значення для рішення щодо перепрограмування ЕКС (зміни показника АВ затримки, верхньої чи нижньої межі частоти стимуляції) або навіть заміни пристрою.

За допомогою ХМ-ЕКГ виявляють такі порушення функції ЕКС:

відсутність відповіді міокарда на імпульс ЕКС;

відсутність своєчасного імпульсу ЕКС;

поява передчасного імпульсу ЕКС;

«дрейф» частоти ЕКС;

асинхронна робота ЕКС в режимі «demand» з інтерференцією ритмів;

пейсмекерна тахікардія.

Пацієнтам з ІКД також здійснюють тривале моніторування ЕКГ. Але в цьому випадку найкраще використати багатодобові монітори з переривчастим режимом запису. Це підвищує імовірність фіксації епізоду виникнення порушення ритму та розряду пристрою у відповідь на аритмію.

1.2 Фрагментарне моніторування ЕКГ

Серед сучасних методів функціональної діагностики аритмій і порушень провідності серця одним з найбільш поширених є амбулаторне моніторування ЕКГ. Але в багатьох клінічних ситуаціях діагностичні можливості холтерівського (24 — або 48-годинного) моніторування ЕКГ обмежені через фіксовану тривалість дослідження. Інколи клінічні симптоми, пов’язані з аритмією, виникають рідко і повністю зникають до моменту, коли стає можливою реєстрація ЕКГ. У цих випадках клінічний діагноз не вдається встановити протягом тривалого часу. З огляду на це привертають увагу доступні в Україні сучасні технології амбулаторного моніторування ЕКГ.

Вони забезпечують можливість необмеженого збільшення тривалості реєстрації сигналу ЕКГ, точної оцінки змін ЕКГ у момент виникнення клінічних симптомів, забезпечення зворотного зв’язку лікаря і пацієнта. Очевидною є потреба у впровадженні цих технологій для рутинної діагностики та оцінки ефективності лікування серцево-судинних захворювань на основі відповідних узгоджених рекомендацій.

1.2.1 Типи пристроїв для фрагментарного моніторування ЕКГ

Розрізняють кілька типів реєстраторів для фрагментарного моніторування ЕКГ. «Реєстратори подій» (event) дозволяють записати короткий епізод ЕКГ після активації пристрою у випадку виникнення клінічних симптомів. Їх прикріплюють і активують пацієнти самостійно. Приклад такого пристрою — монітор розміром з кредитну картку, який прикладають до ділянки серця у момент появи аритмії. Існують також пристрої, постійно під'єднані до грудної клітки. Вони завжди готові до запису ЕКГ, але збереження епізоду ЕКГ у пам’яті відбувається лише після їх активації. Найбільш поширений тип такого реєстратора — невеликий монітор, прикріплений двома електродами до грудної клітки (наприклад, негативний електрод — у правій підключичній ділянці, позитивний — у позиції V5), який носить пацієнт на поясі. Порівняно з усіма іншими технологіями для амбулаторного моніторування ЕКГ вказані пристрої характеризуються найменшою вартістю. Інша форма реєстратора подій — пристрій типу «годинник», який активується під час прикладання пальців протилежної руки до реєстратора. Після запису кількох епізодів дані зберігаються у пам’яті пристрою, а потім передаються телефоном до лікаря.

Описані реєстратори дозволяють зафіксувати ЕКГ лише після активації пристрою, тобто після початку події, і тому їх ще називають «реєстраторами після подій» (post-event). Більш досконалі «реєстратори перед подією» (pre-event) дозволяють записати ЕКГ не лише після, а й до активації пристрою. Це вдається зробити завдяки безперервному отриманню сигналу ЕКГ з постійним збереженням у пам’яті пристрою «петлі» (loop) тривалістю в кілька десятків секунд або кілька хвилин. У випадку активації маркера пацієнтом або автоматично пристрій може «запам'ятати» ЕКГ протягом запрограмованого періоду до і після моменту початку події залежно від обсягу «твердотільної» пам’яті. Після закінчення реєстрації ЕКГ отримані дані можна передати через звичайну телефонну лінію або мобільний зв’язок. Дослідження може тривати протягом кількох тижнів. Воно дозволяє виявити нечасті порушення серцевого ритму, оцінити можливий зв’язок з аритмією клінічних симптомів, що рідко виникають. Отже, «петлеві» монітори — різновид моніторування подій ЕКГ. Це єдина технологія, здатна встановити зміни ЕКГ не лише після, а й безпосередньо перед виникненням нечастих клінічних симптомів аритмії.

У західних країнах використовують також імплантовані реєстратори подій для більш тривалого моніторування ЕКГ.

Їх установлюють під шкіру справа або зліва від грудини. Вони забезпечують можливість реєстрації ЕКГ протягом запрограмованого періоду до і після активації пристрою пацієнтом або автоматично у випадку нечастого виникнення тяжких симптомів (синкопе), нападів тахі - та брадіаритмії. Після цього здійснюється телеметрична трансляція зареєстрованої ЕКГ у приймаючий пристрій для аналізу. Можливість моніторування подій забезпечують також деякі двокамерні кардіостимулятори та імплантовані кардіовертери-дефібрилятори. Вони здатні розпізнавати порушення серцевого ритму, аналізувати кількість, частоту і тривалість розпізнаних аритмій. Серед існуючих технологій для амбулаторного моніторування ЕКГ імплантовані реєстратори мають найбільшу вартість.

1.2.2 Показання для фрагментарного моніторування ЕКГ

Технології неінвазивного фрагментарного моніторування ЕКГ мають певні переваги та обмеження. Основна з них полягає в необмеженому збільшенні тривалості реєстрації ЕКГ порівняно з холтерівським моніторуванням ЕКГ. Залежно від необхідності обстеження триває протягом кількох тижнів або місяців. Значна перевага фрагментарного моніторування ЕКГ — висока специфічність дослідження, яка досягається під час самостійної активації пристрою у випадку виникнення симптомів. Обмеженням для «петлевих» реєстраторів є потенційний дискомфорт за тривалого використання липких електродів. Порівняно з холтерівським фрагментарне моніторування ЕКГ — менш чутливий метод діагностики аритмій серця. Воно пов’язане з необхідністю активації пристрою пацієнтом і тому не дозволяє зареєструвати поодинокі безсимптомні аритмії, а також ті, що асоційовані з раптовою втратою свідомості. Щоправда, виявлення безсимптомних аритмій (наприклад, екстрасистолії або коротких епізодів фібриляції передсердь) у пацієнтів без будь-яких клінічно виражених порушень серцевого ритму майже ніколи не впливає на оцінку ризику і тактику ведення хворих. Слід зважати також на можливі перепони для якісної реєстрації ЕКГ: обмежені можливості або небажання частини пацієнтів оволодіти правильними навичками роботи з реєстраторами подій; виникнення артефактів з огляду на підвищений тонус скелетних м’язів під час реєстрації ЕКГ; паркінсонізм або м’язовий тремор іншого походження.

Безперервне моніторування ЕКГ має ключове значення у встановленні клінічного діагнозу лише в незначної частини пацієнтів і переважно спрямоване на уточнення обставин виникнення, кількості та градації аритмій серця, а також стратифікацію ризику. А здійснення фрагментарного моніторування ЕКГ нерідко служить основою для встановлення діагнозу, причини виникнення клінічних симптомів і подальшого вибору оптимальної тактики лікування.

Потенційними показаннями для фрагментарного моніторування ЕКГ в амбулаторних умовах є напади серцебиття, синкопе, спостереження за перебігом раніше документованих аритмій, контроль ефективності антиаритмічної терапії. Визнані клінічні показання для фрагментарного моніторування ЕКГ — діагностика причини серцебиття і синкопальних станів. Ретроспективне порівняння результатів різних досліджень свідчить, що пристрої для моніторування подій з подальшою передачею отриманих даних телефоном дозволяють установити діагноз у 66−83% пацієнтів, тоді як холтерівське моніторування — лише у 33−35% пацієнтів з нечастими нападами серцебиття. Отже, пристрої для фрагментарного моніторування ЕКГ характеризуються значно кращим співвідношенням вартості та інформативності обстеження, ніж безперервне холтерівське моніторування ЕКГ.

Фрагментарне моніторування ЕКГ — надзвичайно зручний та економічно вигідний інструмент контролю за роботою постійних електрокардіостимуляторів, який дозволяє зменшити кількість візитів пацієнта у клініку та потребу у проведенні холтерівського моніторування ЕКГ. Приваблива сфера застосування цього методу дослідження — це обстеження дітей і підлітків з підозрою на аритмії серця. Завдяки запису ЕКГ в амбулаторних умовах полегшується контроль ефективності та безпеки антиаритмічної терапії, передусім у пацієнтів з фібриляцією і тріпотінням передсердь, а також екстрасистолією. Регулярна одноканальна реєстрація ЕКГ дозволяє своєчасно виявляти небажані зміни частоти серцевих скорочень, тривалості інтервалів PQ, QRS чи QT, які можуть передувати виникненню тяжких проявів аритмогенної дії препаратів і піддаються корекції. Очевидно, такий амбулаторний контроль можливий за умови відсутності тяжкого структурного захворювання серця або застійної серцевої недостатності. Але поки що в терапевтичних стандартах цьому аспекту фрагментарного моніторування ЕКГ приділяється недостатньо уваги.

Використання фрагментарного моніторування ЕКГ суттєво доповнює існуючі алгоритми обстеження пацієнтів з порушеннями серцевого ритму і провідності. Воно забезпечує можливість реєстрації ЕКГ і встановлення діагнозу в ситуаціях, коли застосувати інші методи дослідження неможливо, а багаторазове холтерівське моніторування ЕКГ виявляється неінформативним і невиправданим для встановлення чи виключення «аритмічної» причини клінічних симптомів. Проте фрагментарне моніторування ЕКГ має чітко визначений спектр клінічних показань і не повинно застосовуватися без підстав.

1.2.3 Вибір оптимальної методики моніторування ЕКГ

Вибір оптимального способу моніторування ЕКГ повинен визначатися особливостями клінічної ситуації. Безперервне (холтерівське) моніторування ЕКГ незамінне в тому випадку, якщо потрібно здійснити кількісну оцінку вже діагностованих порушень серцевого ритму, частоти серцевих скорочень у різні періоди доби, виявити безсимптомні аритмії та порушення провідності серця або якщо симптоми виникають щодня чи майже щодня. Крім того, безперервне (холтерівське або імплантоване моніторування ЕКГ з автоматичною активацією пристрою) показане пацієнтам, у яких виникають епізоди повної втрати свідомості, які не здатні самостійно прикріпити або активувати реєстратор подій. У випадку виникнення клінічних проявів щотижня, щомісяця або ще рідше безперервне моніторування ЕКГ взагалі не має сенсу. Більш інформативним у цьому випадку є фрагментарне моніторування подій з активацією пристрою пацієнтом і можливістю подальшої передачі сигналу ЕКГ телефоном. «Петлеве» моніторування здійснюють тоді, коли тривалість симптомів незначна і з огляду на це проблематично встигнути здійснити запис звичайної ЕКГ після появи симптомів. Пристрої для «петлевого» моніторування найбільш доцільно використовувати за нечастих, відносно нетяжких, але стійких симптомів, які можуть бути зумовлені аритмією.

Важливим фактором вибору оптимального методу моніторування ЕКГ є співвідношення вартості та діагностичної інформативності обстеження. Якщо мета дослідження полягає в оцінці змін ЕКГ і частоти серцевого ритму на тлі нечастих симптомів, найбільш вигідно застосувати реєстратори подій, які прикладаються і активуються самим пацієнтом. Якщо надто мала тривалість або тяжкість симптомів обмежує використання цих пристроїв, доцільно застосувати «петлевий» монітор. У випадку діагностики причини нападів серцебиття і синкопальних станів обидва методи характеризуються кращим співвідношенням вартості та інформативності, ніж холтерівське моніторування ЕКГ. Імплантовані реєстратори подій мають найбільшу вартість, але незамінні у випадках, коли синкопальні епізоди виникають дуже рідко (один раз на кілька місяців), так що застосування інших типів пристроїв не має сенсу.

Технології фрагментарного моніторування ЕКГ вигідні для всіх учасників процесу надання допомоги пацієнтам з аритміями, особливо за умов впровадження страхової медицини. Для лікарів вони забезпечують зручний та інформативний засіб діагностики порушень серцевого ритму, для пацієнтів — можливість амбулаторного встановлення причини нечастих клінічних симптомів та передачі інформації до лікаря безпосередньо з дому, для системи охорони здоров’я — шлях до економії загальних витрат на надання медичної допомоги. Фрагментарне моніторування ЕКГ — обов’язковий елемент алгоритмів обстеження пацієнтів з нападами серцебиття і синкопальними станами. Зменшення витрат забезпечується завдяки уникненню багатьох госпіталізацій, швидшому встановленню клінічного діагнозу, а також доступності нових неінвазивних технологій. З огляду на забезпечення постійного контакту з лікарем моніторування подій — зручний допоміжний засіб психологічної реабілітації пацієнтів з порушеннями серцевого ритму.

1.3 Черезстравохідна реєстрація ЕКГ

Реєстрацію ЧС ЕКГ здійснюють, використовуючи уніполярний або біполярний (частіше) стравохідний електрод, введений через носовий хід у стравохід на глибину 30−50 см для реєстрації максимального позитивного передсердного потенціалу. Ця зона відповідає ділянці тісного контакту нижньої третини стравоходу з перикардом, що покриває ліве передсердя і частково лівий шлуночок. Зафіксувавши електрод, приступають до аналізу ЧС ЕКГ.

На ЧС ЕКГ передсердна електрична активність формує зубець А, що аналогічний зубцю Р поверхневої ЕКГ. Комплекс QRS при ЕФД трансформується в зубець V, амплітуда якого залежить від взаєморозташування реєструючого електроду і міокарда шлуночків (рис. 1.1). ЧС ЕКГ звичайно фіксують паралельно з записом відведень V1 і (або) V2 поверхневої ЕКГ.

Рис. 1.1. Черезстравохідна електрокардіограма. Електрична активність передсердь позначається як зубець А, шлуночків Ї як зубець V

Вимір інтервалу AV (час проходження імпульсу від синусового вузла до шлуночків) дозволяє оцінити швидкість проведення по передсердям і атріовентрикулярному з'єднанню. звичайно воно складає 100−180 мс, на 10−30 мс не досягаючи тривалості інтервалу PQ при одночасному запису через стравохідної і поверхневої ЕКГ. У здорових людей під час фізичного навантаження відбувається невелике скорочення інтервалу AV, що обумовлено прискоренням проведення по АВ з'єднанню в умовах гіперсимпатикотонії. Підвищення тонусу парасимпатичної нервової системи веде до збільшення проведення по атріовентрикулярному з'єднанню. Виражене укорочення інтервалу AV свідчить про наявність додаткових шляхів проведення в обхід АВ з'єднання, а значне подовження цього інтервалу дозволяє виявити атріовентрикулярну блокаду I ступеня.

Порівнюючи тривалість інтервалів AV і VA під час епізодів суправентрикулярної тахікардії, можна з високою імовірністю визначити джерело тахікардії. При синусовій тахікардії інтервал AVVA).

Наступним після оцінки амплітуди зубців і тривалості інтервалів етапом ЧС ЕФД є черезстравохідна електрокардіостимуляція (ЧС ЕКС). Про ЧС ЕФД детальніше в пункті 1.5.

1.4 Кардіостимуляція

Кардіостимуляція (греч. kardia серце + лат. stimulatio. від stimulare порушувати, спонукати) — метод лікування порушень серцевого ритму за допомогою електричних імпульсів заданої сили і частоти, що впливає на міокард і зухвалого скорочення шлуночків. Використовують спеціальні апарати — електрокардіостимулятори (ЕКС), що складаються з електронної схеми, що генерує електричні імпульси, електродів і джерела живлення. Залежно від призначення розрізняють екстракорпоральні ЕКС (для проведення тимчасової К.) і інтракорпоральні ЕКС — автономні пристрої, що імплантуються в організм хворого. Як джерела живлення в тих, що імплантуються ЕКС застосовуються ртутно-цинкові, літієві батареї або радіонуклідні джерела, що забезпечують безперервну роботу ЕКС протягом декількох років.

Кардіостимуляція може бути використана для почастішання і розрідження серцевого ритму. Основними свідченнями до тієї, що робить частішим До. є повна, неповна і перемежаюча форми атріовентрикулярної блокади, аритмії Мерехтливості - Адамса — Стокса, що супроводжуються нападами; вся решта форм атріовентрикулярної блокади II-III ступеня, протікаючі з гемодинамічними порушеннями, обумовленими ією і непіддатливі медикаментозній терапії. Що робить частішим кардіостимуляцію, застосовується також при порушеннях ритму, виниклих в результаті передозування серцевих глікозидів, при поперечній блокаді, що ускладнила перебіг гострого інфаркту міокарду. Розріджуючи кардіостимуляція використовується значно рідше, головним чином для лікування деяких форм ії.

Електроди, по яких проводяться електричні імпульси, можуть бути імплантовані в міокард (міокардіальна стимуляція) або в ендокард шлуночків серця (ендокардіальна стимуляція). Для міокардіальної стимуляції електроди фіксують до міокарду після торакотомії і розкриття перикарду. Менш травматична і у зв’язку з цим найбільш поширена ендокардіальна стимуляція через електроди, проведені від ЕКС імплантованого, як правило, під великим грудним м’язом.

Залежно від синхронізації імпульсів ЕКС і різних фаз серцевого циклу виділяють асинхронну стимуляцію, Р-хвильову синхронну стимуляцію і стимуляцію «на вимогу», або так звану деманд-стимуляцію. Асинхронна стимуляція забезпечує надходження імпульсів, що викликають скорочення шлуночків незалежно від імпульсів, що виробляються в синусному вузлі серця хворого. Як правило, цей метод застосовується при повній атріовентрикулярній блокаді. При Р-хвильовій синхронній стимуляції імпульс з передсердя через електрод поступає в стимулятор, посилюється і через певний час по іншому електроду передається на шлуночок, тобто відтворюється штучна атріовентрикулярна провідність. Кардіостимулятори, що працюють «на вимогу», включаються тільки тоді, коли власна частота скорочень недостатня, і вимикаються досягши адекватної частоти власних скорочень.

При нормальній роботі ЕКС на ЕКГ фіксується імпульс-стимул у вигляді вертикального штриха, за яким слідує викликаний їм комплекс QRS. Скорочення передсердя при цьому асинхронні з штучним шлуночковим ритмом.

Хворі підлягають диспансерному спостереженню: протягом першого року після операції воно проводиться кожні 4 міс., другого року — через кожні 2 міс., надалі - щомісячно. Контроль за хворими з імплантованими ЕКС включають визначення стану джерела живлення і його прогнозування, оцінку стану електронної схеми, а також призначення лікарських препаратів, що підвищують ефективність кардіостимуляції.

Хворі з імплантованими ЕКС, як правило, не пред’являють яких-небудь скарг, пов’язаних з проведеною операцією. В деяких випадках можлива поява неприємних відчуттів у області імплантації, які зникають через 2−3 міс. у міру освіти навколо ЕКС сполучнотканинної капсули. Хворі з імплантованими ЕКС можуть вести звичний спосіб життя, виконувати помірну фізичну роботу; не рекомендуються різкі рухи, дія вібрації. Щоб уникнути непорозумінь, які можуть виникнути при проходженні хворих через спеціальний контроль в аеропорту, їм видається сертифікат, що засвідчує факт виконаної операції. Хворих необхідно навчити методиці самоконтролю, яка полягає в зіставленні частоти серцевих скорочень і частоти імпульсів ЕКС. Для цього можна використовувати будь-який транзисторний радіоприймач, який переводять на діапазон довгих або середніх хвиль, відбудовують від передаючої станції і прикладають до місця імплантації ЕКС. Виникаючі при цьому в радіоприймачі звукові сигнали відповідають імпульсам, що виробляються ЕКС. Підраховують число цих імпульсів і співвідносять їх з числом серцевих скорочень, визначуваних при підрахунку пульсу. У нормі за кожним звуковим сигналом повинна слідувати пульсова хвиля на периферичній артерії. Для перевірки функціонування ЕКС, що забезпечує стимуляцію «на вимогу», необхідно тимчасово відключити Р-заборонний пристрій стимулятора. Для цього до місця імплантації ЕКС прикладають постійний магніт, після чого ЕКС починає працювати в асинхронному режимі. Відмінності в частоті пульсу і частоті імпульсів ЕКС не повинні перевищувати ± 4 в 1 мін. Для стимуляції «на вимогу» характерна відсутність імпульсів ЕКС при частоті пульсу, перевищуючої його ритм.

Якщо при обстеженні хворого зафіксовані розбіжності частоти серцевих скорочень і частоти ЕКС (±4−8 і більш в 1 хв.), рекомендується направити хворого в спеціалізований центр кардіостимуляції для з’ясування причин цих розбіжностей.

Порушення нормального режиму функціонування ЕКС можуть бути обумовлені виснаженням джерела живлення, порушенням функції електроду, підвищенням порогу стимуляції, відновленням власного синусного ритму (при асинхронній стимуляції).

Виснаження джерела живлення виявляється значним почастішанням (більше 8 в 1 мін) або розріджування (менше 8 в 1 мін) частоти стимуляції в порівнянні з вказаними в паспорті апарату. Хворий з ознаками виснаження джерела живлення повинен бути госпіталізований в кардіохірургічний центр для заміни ЕКС.

Порушення функції електроду можуть бути пов’язані з його переломом, зсувом або пошкодженням ізоляції При цьому на ЕКГ реєструється зниження амплітуди імпульсів ЕКС; передсердя і шлуночки скорочуються асихронно. Пошкодження ізоляції електроду приводить до шунтування струму поза серцем, що виявляється різким зростанням амплітуди імпульсів ЕКС, які, проте, не нав’язують ритм серцевих скорочень. Схожі ознаки характеризують і зсув електроду, зокрема його упровадження в стінку правого шлуночку. Лікування хворих з порушенням функції електроду проводиться в кардіохірургічному стаціонарі.

У перші 1−2 міс. після імплантації ЕКС наголошується поступове підвищення порогу стимуляції, який потім стабілізується і не робить істотного впливу на режим стимуляції. Проте при надмірному розвитку фіброзної тканини навколо електроду можливе різке підвищення порогу стимуляції, перевищуючого амплітуду імпульсу ЕКС. В цьому випадку серце не відповідає на імпульси ЕКС, а на ЕКГ реєструються стимули без відповіді шлуночків. Лікування хворих з подібним ускладненням направлене на пониження порогу стимуляції. Для цього застосовують кортикостероїди, що зменшують запальні явища, препарати калія, симпатомиметики (ізадрін). При неефективності медикаментозного лікування хворого необхідно госпіталізувати в кардіохірургічний центр для заміни електроду і переходу на міокардіальну стимуляцію.

Небезпечним ускладненням є відновлення синусного ритму хворого при асинхронному режимі стимуляції. Якщо частота синусного ритму перевищує частоту ЕКС, можливе виникнення парасистолії унаслідок конкуренції двох джерел ритму. Подібне ускладнення може привести до фібриляції шлуночків. Хворого необхідно терміново госпіталізувати в кардіохірургічний стаціонар, де проводиться лікування, направлене на пониження збудливості міокарду, — призначають b-адреноблокаторы, хінідин, препарати калія. При стійкій парасистолії показана заміна асинхронного ЕКС на стимулятор типу «деманд».

До числа можливих ускладнень, пов’язаних з постійною До., відносять нагноєння ложа ЕКС. Воно виявляється гіперемією, інфільтрацією, хворобливістю у області ложа. Хворому показана госпіталізація в кардіохірургічний центр для налагодження тимчасової До., видалення ЕКС і санації його ложа.

1.5 Черезстравохідна електрокардіостимуляція

ЧС ЕКС проводиться імпульсами із силою струму 15−30 мА тривалістю 10−20 мс, що подаються на стимулюючий електрод, розташований у стравоході в місці максимально близького контакту стравоходу з лівим передсердям. Цілями ЧС ЕКС є:

1. Оцінка функції синусового вузла і передсердно-шлуночкової провідної системи.

2. Визначення тривалості рефрактерних періодів окремих структур серця.

3. Діагностика тахікардій шляхом їхнього відтворення.

4. Пряме лікування деяких аритмічних форм.

5. Визначення показань до хірургічного лікування аритмій та імплантації ЕКС.

6. Підбір ефективних протиаритмічних засобів.

7. Виявлення хворих ІХС.

Для оцінки працездатності синоатріального вузла виміряється час відновлення функції синусового вузла (ЧВФСВ), що визначається як період, необхідний для поновлення нормального автоматизму синусового вузла після епізоду його пригнічення шляхом зовнішньої ЕКС (рис. 8). Пацієнту протягом 30−60 с проводять стимуляцію передсердь з частотою, що перевищує спонтанний синусовій ритм на 10−20 імпульсів за хвилину. Після припинення стимуляції вимірюють інтервал від початку останнього зубця Р, викликаного стимуляцією, або останнього стимулу до початку першого зубця Р синусового походження. У нормі ЧВФСВ не повинен перевищувати 1500−1600 мс.

Короткочасна лікувальна ЕКС передсердь може бути застосована у випадку зупинки синусового вузла або вираженої синусової брадикардії для підтримки адекватної частоти скорочень серця. Обов’язковою умовою успіху є збережена атріовентрикулярна провідність.

У хворих з аритміями, які можуть бути спровоковані і купірувані при ЧС ЕКС, можливе проведення оцінки ефективності антиаритмічної терапії методом ЧС ЕФД. За аналогічними програмами до початку і після проведення лікувальних заходів проводиться спроба індукції аритмії. Як правило, тестуються кілька препаратів. За наявністю максимального позитивного ефекту вибирається оптимальний варіант лікування. Якщо всі медикаменти виявляються неефективними, розглядаються показання до немедикаментозного лікування.

ЧС ЕКС можна використовувати як альтернативну навантажувальну пробу у хворих з ІХС. Вона дає більш точні результати і не викликає підвищення систолічного артеріального тиску. Проба може проводитися у хворих з артеріальною гіпертензією, захворюваннями опорно-рухової системи, тромбофлебітом, у пацієнтів літнього віку й інших груп хворих, яким протипоказане проведення велоергометрії. Для діагностики стенокардії на першому етапі протягом 2 хвилин проводять стимуляцію передсердь з частотою, яка перевищує частоту власного ритму обстежуваного на 20 імп/хв. При відсутності змін на ЕКГ частоту стимуляції поступово східчасто підвищують на 20 імпульсів до досягнення 160 імп/хв.

Проба вважається позитивною, якщо виявляється горизонтальна чи косонизхідна депресія сегмента ST на 0,2 мм і більше на відстань 80 мс від точки j в останньому стимуляційному комплексі ЕКГ. Ішемія міокарда розцінюється як незначна, якщо дані зміни були досягнуті при частоті стимуляції 160 імп/хв; середня Ї 140−160 імп/хв і значна Ї менше 140 імп/хв Більш точно функціональний клас (ФК) стенокардії можна визначити за подвійним добутком (ПД), що визначається за формулою:

ПД = АД ґ ЧСС, де АД Ї вихідний артеріальний тиск, ЧСС Ї частота стимуляції, при якій виникли ознаки ішемії міокарда.

2. Дослідження роботи комп’ютерного діагностичного комплексу «Cardio Spectrum» та математичної моделі роботи серця

2.1 Дослідження математичної моделі роботи серця

2.1.1 Постановка проблеми

Протягом останніх десятиліть математичне моделювання широко застосовується у різноманітних галузях науки. Для біологічних об'єктів характерні насамперед біохімічні процеси, кількісний аспект яких складно, а частіше і неможливо подати у вигляді математичних рівнянь. Проте і в цій галузі здійснюють спроби застосування математичного моделювання як перспективного методу дослідження. Проведення збудження у нервових і м’язових волокнах уже тривалий час є об'єктом дослідження багатьох учених. Сьогодні загальновизнаною є математична теорія Ходжкіна-Хакслі [9], яка ґрунтується на даних численних електрофізіологічних експериментів, проведених для нервових клітин — нейронів. Враховуючи однакову біофізичну природу процесів збудження, було поставлено завдання розроблення математичної моделі поширення збудження у провідній системі серця на підставі параметричного електричного кола з розподіленими параметрами.

2.1.2 Аналіз останніх досліджень

Для нервових і м’язових тканин у спокої характерна різниця потенціалів між внутрішньою та зовнішньою сторонами клітини за рахунок градієнта концентрацій різних йонів (Na+, K+, Cl-, Ca++…) через мембрану клітини. Проникність іонів через мембрану залежить від потенціалу. Якщо клітина деполяризується деяким пороговим способом, то виникає значна зміна потенціалу — потенціал дії. Для моделювання поширення потенціалу дії у нервових волокнах Ходжкін і Хакслі використовували зміну проникності мембрани з позиції активації та інактивації іонних каналів. На основі цих ідей і методів електрофізіологами було проведено значний обсяг досліджень і, зокрема, було отримано точні дані про серцевий потенціал дії. Для розуміння ефектів поширення хвилі збудження у серці було розроблено математичні моделі. Найточніші з них ґрунтуються на даних вимірювань іонних струмів. Серед них можна виділити модель Мак-Алістера-Нобла-Цяня для волокон Пуркіньє і модель Білера-Рейтера для міокарда. Ці моделі мають деякі недоліки через їх використання лише для окремих ділянок провідної системи серця, а також наявності великої кількості змінних у рівняннях моделей.

2.1.3 Задачі дослідження та виклад основного матеріалу

Метою курсової роботи є дослідження економної адекватної математичної моделі електричної активності серця, що дозволить досліджувати процеси поширення збудження на всіх ділянках провідної системи серця. Запропонована модель формується на підставі параметричного електричного кола з розподіленими параметрами з апроксимацією часових залежностей провідностей іонних каналів кубічними сплайнами.

У серці людини і тварин існує спеціалізована, анатомічно відокремлена провідна система (рис. 2.1). Вона складається з синоатріального (СА) і атріовентрикулярного (АВ) вузлів, міжвузлових передсердних шляхів (1), пучка Гіса (2) з його лівою та правою ніжками (3,4) і волокон Пуркіньє (5). Ця система утворена спеціалізованими м’язовими клітинами, які володіють властивостями автоматизму і високою (порівняно з неспеціалізованими м’язовими клітинами передсердь і шлуночків) швидкістю проведення збудження. Імпульс зароджується у пейсмекерних клітинах СА-вузла (пейсмекер першого порядку), який у нормі задає ритм серця.

Потім збудження поширюється на поверхні передсердь, спричиняючи їх деполяризацію, після чого через міжвузлові шляхи переходить до АВ-вузла (пейсмекер другого порядку) і збуджує (деполяризує) його. Далі імпульс прямує по пучку Гіса і розповсюджується вправо та вліво, збуджуючи м’язи шлуночків.

Рис. 2.1. Умовна схема провідної системи серця Розповсюдження електричного імпульсу (потенціалу дії) у провідній системі та м’язах передсердь і шлуночків супроводжується деполяризацією і реполяризацією відповідних клітин серця. Ці процеси аналогічні до проведення потенціалу дії у відростках нервових клітин і зумовлені насамперед зміною провідностей натрієвих, кальцієвих і калієвих іонних каналів у мембранах клітин під дією надпорогових подразнень.

Еквівалентну електричну схему одиниці довжини ділянки мембрани клітин провідної системи серця можна подати у вигляді п’ятьох паралельних гілок. Три гілки відповідають натрієвим, кальцієвим та калієвим іонним каналам. Електрорушійні сили у цих гілках визначаються насамперед концентраціями відповідних іонів ззовні та всередині клітини, а їх провідності GK, GСа і GNa є складними функціями мембранного потенціалу та часу. Для різних ділянок провідної системи ці функції є різними через особливості характеристик іонних каналів.

У розробленій математичній моделі провідності після досягнення надпорогового значення мембранного потенціалу апроксимуємо за допомогою кубічних сплайнів. На j-му інтервалі часу (t_j?t? t_j+1) кубічний поліном описуємо рівнянням

(1)

Де — коефіцієнти полінома.

У третій гілці Еl дорівнює потенціалу спокою клітини, а Gl є провідністю витоку. Електрична ємність С конденсатора п’ятої вітки визначається внутрішнім і зовнішнім радіусами, а також фізичними параметрами біліпідного шару мембрани клітини. Після нескладного еквівалентування п’ять паралельних віток замінюємо двома: віткою з еквівалентною провідністю та ЕРС і віткою з ємністю С.

Провідна система серця людини складається зі сукупності волокон, розміщених переважно паралельно одне до одного. Враховуючи щільний електричний зв’язок між ними, волокна певних ділянок серця можна розглядати з електричного погляду як один еквівалентний коаксіальний провідник. Електричні параметри такого провідника визначаються геометрією відповідної ділянки провідної системи серця, фізичними параметрами середовища та величиною мембранного потенціалу. Тоді для одновимірної математичної моделі провідну систему серця можна подати як коаксіальний провідник з розгалуженнями та різними електричними параметрами на певних ділянках. Враховуючи те, що під час збудження напруга на мембрані кардіоміоцитів змінюється вздовж усієї довжини волокон, математичну модель такого процесу найкраще описати як перехідний процес у колі з розподіленими параметрами (рис. 2.2). У такому колі ліва вітка еквівалентує мембранний потенціал кардіоміоцитів — пейсмекерів першого порядку, а поздовжні елементи відповідають резистансам аксоплазми клітин та зовнішнього середовища. Очевидно, що всі параметри ланок електричного кола з розподіленими параметрами приведені до одиниці довжини волокон ділянок провідної системи серця.

Рис. 2.2. Електрична схема провідної системи серця з розподіленими параметрами Як бачимо, у схемі відсутні котушки індуктивності. Нехтування цими елементами зумовлено незначними величинами індуктивностей, що спричинено малими геометричнами розмірами об'єктів досліджень. Рівняння математичної моделі електричного кола з розподіленими параметрами (рис. 2.2) матимуть вигляд

(2)

де u — напруга між внутрішньою та зовнішньою частинами волокон (мембранний потенціал); i — струм вздовж волокна; R₀, G₀, C₀ — еквівалентні погонні параметри електричного кола (на одиницю довжини).

Перейшовши до однієї змінної, отримуємо

(3)

Після чисельного інтегрування параметричного диференціального рівняння з частковими похідними у методі прямих за допомогою дискретизації за лінійною координатою рівняння (3) набуває вигляду

(4)

де m — номер ділянки, на які розділено усю довжину волокна; Дх=l/n — лінійний крок інтегрування. Застосувавши для інтегрування диференціального рівняння (4) неявний метод формул диференціювання назад (ФДН), остаточно отримуємо математичну модель поширення серцевого потенціалу дії

(5)

Де G=G₀x; R=R₀x; C=C₀x; a₀, a_i — коефіцієнти методу ФДН; k — номер часового кроку інтегрування; h — ширина часового кроку інтегрування; p — порядок методу ФДН.

Порядок системи алгебричних рівнянь (5) визначається кількістю лінійних кроків інтегрування. Для розв’язування цієї системи на кожному часовому кроці застосовано модифікований метод Ґаусса, враховуючи особливості стрічково-діагональної матриці коефіцієнтів. На підставі розробленої математичної моделі реалізовано цифрову модель, на якій здійснено математичні експерименти. За початкові умови для напруг вибрано мембранні потенціали спокою. Для збудження провідної системи серця напругу пейсмекерних кардіоміоцитів змодельовано прямокутними імпульсами, амплітуди яких є надпороговими величинами, а їх частота відповідає частоті пульсу. Окремі результати математичних експериментів зображено на рис. 2.3.

1 — ділянка АВ-вузла; 2 — ділянка пучка Гіса; 3 — ділянка з пейсмекерними клітинами Рис. 2.3. Криві потенціалів дії для різних ділянок провідної системи серця Розглянута математична модель дає змогу досліджувати поширення збудження у серці людини і може бути елементом для формування складніших двовимірних, а в перспективі і тривимірних моделей. Електрофізіологічні процеси у провідній системі серця мають важливе значення для кардіологів. У запропонованій моделі патологічні ділянки можна моделювати зміною властивостей мембран (наприклад, іонних провідностей). Описану в статті математичну модель електричної активності серця можна використати як основу для подальшого її застосування у математичних моделях електрокардіографії.

2.2 Призначення, технічні дані, склад комплексу

1. Комплекс призначений для:

— реєстрації електричної активності серця з використанням поверхневих і стравохідних відведень;

— записи окремих епізодів ЕКГ і СЕГ або ЕКГ і СЕГ за весь час дослідженні в ПК за допомогою спеціалізованої комунікаційної плати (КП);

— обробка та аналіз ЕКГ і СЕГ;

— виділення і аналіз епізодів аритмії;

— отримання та аналіз ритму серця (РС)

— інтерактивного складення звіту про дослідження;

— зберігання вихідних даних та результатів дослідження в базі даних.

2. Робочі умови експлуатації комплексу:

— температура навколишнього середовища від 10? С до 35? С;

— відносна вологість до 80% при 25? С;

3. Комплекс може застосовуватися в медичних закладах кардіологічного профілю, для оснащення кабінетів і відділень функціональної діагностики консультативно — діагностичних поліклінік, науково-дослідницьких та санітарно-курортних закладів кардіологічного профілю.

Технічні дані:

1. Швидкість запису на екрані монітору ПК мм. сек 5ч300

2. Діапазон зміни програмного підсилення ЕКС на екрані монітору ПК, крат: 0,25ч10 з кроком 025

3. Межа допустимої погрішності вимірювань інтервалів за допомогою візирів на екрані монітору ПК в діапазоні Т від 0,05 до 4с, з: ±(0,08+0,01Т)

4. Межа допустимої погрішності вимірювань амплітуди ЕКГ за допомогою візирів на екрані монітору ПК в діапазоні V від 0,1 до 4мВ, мВ:±(0,024+0,1 V)

5. Межа допустимої погрішності вимірювань зміщення ST — сегменту ЕКГ за допомогою візирів на екрані монітору ПК в діапазоні від 0,06 до 0,5 мВ, мВ:±(0,024+0,05V)

6. Межа допустимої погрішності вимірювань нахилу ST-сегмента ЕКС у діапазоні L від 1 до 10мкВ/мс:±(0,1+0,2F)

7. Межа допустимої погрішності вимірювань середньої частоти серцевих скорочень (ЧСС) в діапазоні F від 30 до 250 хв^-1, хв^-1:±(2,0+0,01F)

8. Живлення фільтра здійснюється від 6 гальванічних елементів формату АА

9. Час безперервної роботи фільтру від одного комплекту елементів живлення, годин, не менше 1000

10. Габаритні розміри фільтра, мм, не більше 200Ч90Ч52

11. Маса фільтра з елементами живлення, г, не більше: 175

Склад комплексу:

1. Плата АЦП

2. Плата комутаційна

3. Кабель зв’язку з ПК

4. Фільтр для стравохідних відведень

5. Кабель для стравохідних електродів

6. Кабель зв’язку фільтра з електрокардіографом

7. Технічний опис та інструкції по експлуатації

8. Програмне забезпечення кардіомонітора на дискеті

2.3 Пристрій та принцип роботи

Конструктивно пристрій складається з трьох модулів:

1. Модуль зв’язку

2. Модуль комутації і вимірювання сигналів

3. Диференційного фільтра кардіосигналів Модуль зв’язку виконаний у вигляді плати встановленої в один із ISA роз'ємів ПК. Ядром модуля зв’язку є мікропроцесор РІС16С74 до функцій якого входить:

— управління роботою комутатора каналів (сигнали АСН0-АСН2)

— управління коефіцієнтом підсилення (сигнали AKU0-AKU2)

— управління роботою АЦП (сигнали SDO, SDI, SCLK, CS)

На торці модуля зв’язку встановлений роз'єм DB15 для підключення кабелю від модуля комутації і вимірювання сигналів.

Модуль комутації і вимірювання сигналів виконаний в окремому корпусі і встановлений всередині кардіографа 6NEK. Принципова схема модуля приведена на рис. 2.4. На корпусі модуля встановлений роз'єм РС10 для підключення відповідних каналів кардіографа і роз'єм РС4 для підключення до блока живлення кардіографа. В склад модуля входять:

— комутатор каналів кардіографа (DD1)

— підсилювач з програмованим коефіцієнтом підсилення (DA1, DA2)

— АЦП (DD3)

— Формувач напруги зміщення входу АЦП (DA2)

— Ланцюги захисту комутатора каналів (R28-R35, VD11-VD26)

Входи комутатора каналів через ланцюги захисту підключаться до відповідних каналів кардіографа. Підключення здійснюється через роз'єм РАІ. Для формування напруги живлення +12 В і -12 В, необхідних для роботи схеми, на модуль подається змінна напруга 24 В від блока живлення кардіографа. Діоди VD3-VD10 здійснюється її випрямлення. Після фільтрації конденсаторами С7, С8 вона стабілізується на рівні 12 В елементами U2, U3.

Дифереціюючий фільтр кардіосигналів виконаний у вигляді автономного пристрою. Принципова схема фільтру приведена на рис. 2.5. Сигнали на вхід фільтра подаються безпосередньо від електродів, встановлених на пацієнті. Вихідний сигнал фільтра подається на один із зовнішніх входів кардіографа 6NEK.

Рис. 2.4. Принципова схема модуля комутації

Рис. 2.5. Принципова схема модуля диференціюючого фільтра кардіосигналів

Пройшовши ланцюги кардіографа сигнал з фільтра потрапляє на один з входів комутатора каналів. В склад фільтра входять:

— вхідний диференційний підсилювач (DA1)

— режективний фільтр 50 ГЦ (DA2.1)

— фільтр високої частоти (DA2.2)

— фільтр низької частоти (DA2.3)

— маштабуючий підсилювач з регулюючим коефіцієнтом підсилення (DA2.4)

— роз'єднувач живлення (DA3, VT1, VT2)

— пристрій контролю за напругою живлення (DA4, U1, VT3).

Живлення фільтра здійснюється від 6 батарей, встановлених під кришкою корпуса приладу. На передній панелі корпуса встановлені два світло діода. Світло діод зеленого свічення сигналізує про включення пристрою, а червоного — про розряд батареї до значення 1 В і необхідність їх заміни.

2.4 Підготовка комплексу до роботи

Установка апаратних модулів комплексу:

Установка модуля зв’язку і модуля комутації і вимірювання сигналів виконується представником підприємства — виробника, або особою, що має сертифікат підприємства — виробника комплексу.

Установка програмного забезпечення:

Для установки програмного забезпечення комплексу необхідно виконати наступні дії:

— переконатися, що переривання IRQ5 не зайняте іншим пристроєм, для чого у вікні «Панель управління» визвати вікно «Система». Вибравши далі вкладку «Device manager», переглянути властивості «Комп'ютера»

— вставити інсталяційну дискету «Cardio Spectrum» в дисковод і запустити файл Setup. exe

— слідувати вказівкам інсталяційної програми.

2.5 Програмне забезпечення комплексу

Апартно-програмний комплекс «Cardio-Spectrum» призначений для реєстрації, накопичення і аналізу ЕКГ при проведення цілого ряду досліджень. Корисний як при проведенні стандартної реєстрації ЕКГ, так і при стравохідних і внутрішньо-серцевих дослідженнях, при проведенні стаціонарного моніторування. Інтерфейс користувача представлений на рис. 2.6.

Рис. 2.6. Інтерфейс користувача Комплекс надає в розпорядження широкий спектр можливостей для роботи з кардіосигналом: зміна масштабів, збільшений перегляд і підсилення, установка стандартних «швидкостей протяжки», індикація ділянок порушення ритмів і швидкий доступ до будь якого фрагменту ЕКГ, вимірювання амплітудно-часових характеристик.

Процедури аналізу ЕКГ дозволяють виконати морфологічний (шаблонний) аналіз QRS комплексів і вибраковку артефакт них ділянок, аналіз ST сегменту і детектування аритмії.