БЪЛГАРСКА АКАДЕМИЯ НА НАУКИТЕ ЦЕНТРАЛНА ЛАБОРАТОРИЯ ПО БИОМЕДИЦИНСКО ИНЖЕНЕРСТВО Секция: “ОБРАБОТКА И АНАЛИЗ НА БИОМЕДИЦИНСКИ СИГНАЛИ И ДАННИ”

инж. Добромир Петков Добрев

МЕТОДИ И ЕЛЕКТРОННИ УСТРОЙСТВА ЗА МОНИТОРИРАНЕ НА НОВОРОДЕНИ

АВТОРЕФЕРАТ

на дисертация за присъждане на образователната и научна степен “Доктор”

Научен ръководител: проф. д-р инж. Иван Даскалов, д-р мед. н.

СОФИЯ, 2000г.

Защитата на дисертационния труд ще се състои на ……….. от …… часа в

зала 1434 на Техническия Университет – София на заседание на СНС по

Електронна и Компютърна техника при ВАК.

Материалите по защитата са на разположение на интересуващите се в

канцеларията на ФЕТТ, стая 1332А на ТУ – София.

Дисертационния труд е обсъден и насочен за защита от разширен съвет

на секция ОАБМИ към ЦЛБМИ-БАН.

Научна специалност: 02.21.07 “Автоматизирани системи за обработка на

информация и управление в медицината”.

Рецензенти:

Ст.н.с. I ст. д-р инж. Никола Вичев Колев, д.с.н.

Доц. д-р инж. Мария Илиева Димитрова

3

ОБЩА ХАРАКТЕРИСТИКА НА ДИСЕРТАЦИОННИЯ ТРУД

АКТУАЛНОСТ НА ПРОБЛЕМА

Новородените кърмачета, здрави доносени или недоносени, имат неритмично дишане, често съпровождано от по-продължителни паузи, от няколко до около 30 и повече секунди. Дихателната пауза, наречена апнея, се проявява по-често по време на сън, понякога се съпровожда от промени в сърдечния ритъм и обикновено се прекратява спонтанно, без последствия. За съжаление, в някои случаи, предимно в периода до около 12-месечна възраст, тези прояви на забавено дишане, апнея и неритмична сърдечна дейност, могат да бъдат опасни за здравето и дори за живота на новороденото. Трагично известният “синдром на внезапната смърт на кърмачето” (СВСК или Sudden Infant Death Syndrome – SIDS), при който бебето е намерено мъртво, най-често по време на сън, без да се установи причинна връзка с някакво заболяване, все още е обект на проучвания. Неустановената точна причина задължително изисква специално мониториране на такива деца, за които има и най-малкото съмнение че биха могли да бъдат застрашени. Все пак, счита се че най-вероятен отрицателен фактор, ако не причинител, то най-малкото съпровождащ това опасно състояние, е неритмичното дишане с чести и по-продължителни апноични паузи.

Изискванията на съвременната медицина налагат използването на мониторни системи, най-вече в специализираните отделения за микропедиатрия, а понякога и в дома на рискови бебета. Основната функция на такива устройства е следенето на дихателния и сърдечния ритми, с възможно най-висока сигурност.

Използват се най-различни методи и преобразуватели за получаване на сигнал за ритъма на дишането: промени в електричния импеданс на гръдната област, на чувствителни механични устройства с коланче около гърдите или коремчето, безконтактни системи вградени в специални дюшечета, фотопреобразуватели на дихателните движения, снемане на акустични сигнали от шума в трахеята или носа, детектиране на въздушния поток в носа или устата, електрични сигнали от междуребрената мускулатура или от областта на диафрагмата. Нито един от посочените методи не е намерил признание и широко използване, предимно поради недостатъчната сигурност на разпознаване на критичните състояния на дихателната и сърдечна ритмика.

В последно време се изследва възможността за извличане на сигнал съпровождащ дихателния ритъм чрез промените на електрокардиографския сигнал. В настоящата работа се изследва и прилага този принцип, като е разработен метод за повишаване на неговата чувствителност. Освен това, обърнато е специално внимание на минимизиране на броя на необходимите електроди, които са сведени само до два. Прилага се и телеметрично предаване на сигналите до мониторната апаратура, със цел да се избегне наличието на проводници, които често биват премествани или отстранявани при движения на ръцете или тялото на детето.

4

ЦЕЛ И ЗАДАЧИ НА ДИСЕРТАЦИОННИЯ ТРУД

Цел на настоящата работа е създаването на система за мониториране на дишането и сърдечната честота на рискови новородени, застрашени от т. нар. синдром на внезапната смърт на кърмачето, която да се отличава с минимален брой електроди и/или преобразуватели и отвеждащи проводници, в съчетание с висока точност и сигурност на получаваните сигнали.

За постигането на тази цел се поставят следните задачи: 1. Отвеждане на електрокардиографски и респираторен сигнал само с два

електрода. 2. Повишаване на чувствителността и намаляване на смущенията при

извличане на респираторен сигнал от електрокардиограмата. 3. Телеметрична връзка между отвеждащия и регистриращо-анализиращия

модул на апаратурата. 4. Минимален обем и тегло на отвеждащия модул, в съчетание с лесно и

сигурно закрепване. 5. Разработване, реализиране и апробиране в реални условия на

мониторната апаратура.

МЕТОДОЛОГИЧНА ОСНОВА

Използвани са методи за анализ на пасивни вериги, за анализ синтез и симулация на електронни схеми, цифрови методи за детекция на R и S вълни в електрокардиограмата, приложени са проектиране и програмиране на микропроцесорна система, разработване и конструиране на телеметрична мониторна система, насочени експериментални изследвания и изпитания в реални условия.

НАУЧНИ И НАУЧНО-ПРИЛОЖНИ ПРИНОСИ

В изпълнение на целта на дисертационния труд и поставените задачи, са получени следните резултати:

1. Изследвани са удобните за използване отвеждания при новородени, съобразени с ъглите на главния фронтален вектор на електричната активност на сърцето, в резултат на което е прието хоризонтално гръдно отвеждане с ос успоредна на І стандартно отвеждане.

2. Показана е възможността за повишаване на чувствителността при извличане на респираторен сигнал от електрокардиограмата чрез сумиране на абсолютните стойности на промените в амплитудите на R и S вълните на електрокардиограмата. Реализирано е съответното схемно решение.

3. Изследвано е влиянието на граничната честота и реда на високочестотни филтри върху амплитудата и формата на QRS-комплексите на електрокардиограмата. Препоръчана и избрана е филтрация с гранична честота 5Hz, като са взети предвид особеностите на електрокардиогра-мата на кърмачетата.

4. Разработен е и е реализиран маломощен предавателен модул с автономно захранване за телеметрично предаване на електрокардиограмата в обхвата 700-800 MHz, използващ само два електрода. Модулът има размери 30х110х6mm, тегло 15g и се укрепва на тялото на кърмачето посредством самозалепващите електроди за еднократна употреба.

5

5. Разработен е и е конструиран приемник-монитор на електрокардио-грамата, съдържащ блокове за демодулиране и възстановяване на оригиналната електрокардиограма и за извличане на респираторния сигнал, като алармените функции при получаване на абнормни сигнали са реализирани с вградена микропроцесорна система. Мониторът има размери 255х190х82 mm и тегло 1.2kg.

6. Направени са сравнителни изследвания на реализираната телеметрична мониторна апаратура с най-разпространения електроимпедансен метод и с използването на акустични сигнали. Показана е високата шумо-устойчивост, съчетана с точно детектиране на сърдечната честота и апнеята.

7. Реализирана е в окончателен вид телеметрична мониторна апаратура, апробирана и подготвена за използване в Отделението за новородени и недоносени на Държавната университетска болница по педиатрия.

ПРАКТИЧЕСКА ПРИЛОЖИМОСТ НА РЕЗУЛТАТИТЕ

Резултатите от дисертационния труд са намерили приложение в

разработката и конструирането на телеметрична мониторна система, апробирана и подготвена за използване в Отделението за новородени и недоносени на Държавната университетска болница по педиатрия.

ПУБЛИКАЦИИ

Основните теоретични и приложни резултати от дисертационния труд са представени в 5 публикации: една в международното списание Мedical Engineering and Physics, една в нашето списание Електроника и електротехника и три изцяло публикувани доклада на специализирани научни конференции у нас, с международно участие.

ОБЕМ И СТРУКТУРА НА ДИСЕРТАЦИОННИЯ ТРУД

Дисертационният труд е изложен на 130 страници и съдържа увод, литературен обзор, четири глави, заключение и библиографска справка с 105 заглавия. Той е илюстриран с 85 фигури.

КРАТКО СЪДЪРЖАНИЕ НА ДИСЕРТАЦИЯТА

ЛИТЕРАТУРЕН ОБЗОР-

Изключително тежкият проблем на синдрома на внезапната смърт на кърмачето” (СВСК или Sudden Infant Death Syndrome – SIDS) е обект на продължителни и задълбочени изследвания. Съмненията за връзка между сънливостта, затлъстяването и дихателните смущения датират ощe от миналия век (Dyson and Beckerman, 1993). Guilleminaut et al (1976) правят първият опит за точно дефиниране на състояния, наречени “синдром на апнея по време на сън”, които днес се считат за предвестници и евентуални причинители на СВСК. Проблемът естествено е предизвиквал и продължава да има необходимото внимание и у нас. Керековски (1986) съобщава за едно първо систематизиране на изследванията по проблема, направено от Л. Алексиев през 1959. Казакова и др (1984) предлагат изключително аналитичен и изчерпателен обзор върху СВСК. Изследванията на Ем. Христова (1986) имат много висока

6

стойност и за създаването на специализирани мониторни устройства, поради прецизирането на количествените данни за варирането на дихателния ритъм, продължителността и честотата на апноичните паузи и промените на сърдечния ритъм при застрашените от синдрома кърмачета.

Изследванията на много наши педиатри в тази насока са предшествани от работите на видния наш педиатър проф. П. Нинова (Антова и Нинова, 1964; Нинова и др., 1976; Нинова, 1979), която обръща внимание върху съчетаното изследване на сърдечна и дихателна честота у новородени, макар и по-скоро във връзка с ранно откриване на сърдечни заболявания.

Значителни постижения при изучаване на състоянието на новородени по време на сън има и д-р Кюрзи-Даскалова. Тя работи в Париж, по-специално върху съотношението между дихателни и сърдечни ритми, съвместно и с наши специалисти (Curzi-Daskalova et al., 1989; Spassov et al. 1994).

Проблемите на синдрома на внезапната смърт на кърмачето (СВСК или SIDS) не престават да се изучават от много чуждестранни учени и международни колективи.

Методологичните проблеми свързани с тези изследвания също са обект на упорити търсения. Спектрален анализ и цифрова филтрация са използвани при изследване на сърдечната аритмия предизвикана от дишането – дихателна синусова аритмия. Недоносените новородени проявяват т. нар. периодично дишане, състоящо се в появяване на три или повече апноични паузи от по 3 или повече секунди. Периодичността на дихателните сигнали е изследвана и у здрави новородени за да е възможно съпоставянето с рискови случаи. В последно време се задълбочават и проучванията върху вариабилността на сърдечния ритъм у рисковите новородени. Подчертава се високият потенциал на това изследване, но все още не се посочват показатели за дискриминиране на нормални от рискови деца. Посочва се и т. нар. честотно увличане между дихателната и сърдечна честота. Kitney и Ong (1986) предлагат задълбочено и обширно изследване на регулирането на сърдечния и дихателен ритъм у новородени. Scholten et al. (1985) прибавят анализ на подвижността на новороденото, като показват, че сърдечната честота и подвижността са корелирани положително, докато корелацията с дихателната честота има обратен знак.

Продължават изследванията на сърдечната и респираторна честота чрез спектрален анализ (Rother et al., 1987). Те насочват към намиране на редуцирана вариабилност на синусовата дихателна аритмия у рисковите новородени, което е намерено и в предишни изследвания на Нинова (1979). Други изследователи (Schechtman et al., 1989) също се насочват към анализа на вариабилността на сърдечната честота, като потвърждават, че тя се редуцира при рисковите бебета. В едно по-ново изследване се предлага нов индекс за дискриминация, основан на спектрален анализ на вариабилността на сърдечната честота (Sharif et al., 1989), представляващ мощността на компонентите в обхвата 0.01-0.1Hz, но валидността му все още не е потвърдена. Вариабилността на сърдечната честота, изучавана чрез спектрален анализ, заема водещо положение в периода 1985-1995 г. Освен честотното увличане, посочено от Kitney (1984), установява се явление, наречено по-късно “physiological aliasing” – в някои случаи дихателната честота се оказва по-висока от половината на сърдечната (Tenvoorde et al, 1990).

Многобройните изследвания на сърдечната и дихателната дейност на новородени в аспекта на рисковете от развитие на синдрома на внезапната

7

смърт, част от които бяха разгледани дотук, все още не предлагат достатъчно точно дефинирани данни, от които да се изведат параметрите на една мониторна апаратура. Все пак, нарушенията на сърдечния и дихателния ритъм, в частност брадипнеята (забавена дихателна честота), брадикардията (забавена сърдечна честота) и апнеята, както и някои други основни постановки свързани с мониторирането са разглеждани на специална международна конференция, организирана от Националния здравен институт на САЩ през 1986г. Решенията на тази конференция, публикувани (NIH, 1987) и приети от медицинската общественост и считани за валидни и днес, съдържат уточнени дефиниции и изисквания към мониторните апаратури. Мониторните устройства трябва да детектират настъпването на брадикардия при избираема долна граница от 80 до 100 beat/min и апнея с продължителност над 20s. Към това се прибавя и критерият за периодично дишане: три или повече апноични паузи с времетраене три или повече секунди. По-нататъшни обсъждания на експерти от САЩ потвърждават водещата роля на дишането при синдрома и необходимостта от мониториране (Willinger et al., 1991).

Тези изисквания изглеждат прости и следователно лесно осъществими. Това, обаче, далеч не е така поради една проста причина: снемането на висококачествени сигнали от новороденото е изключително трудна задача. Това се отнася най-вече до дихателния сигнал. Малките размери на тялото и често твърде интензивните движения на бебето, водещи дори до отстраняване на преобразуватели, прекъсване на проводници, измъкване на съединители и др. не са рядкост. Каквото и да се постави на това миниатюрно тяло, то не трябва да предизвиква никакви притеснения на процеса на дишане, нито каквато и да било възможност за засягане на кожата. В това отношение може да се каже, че съществува абсолютна забрана.

Специфичните изисквания към апаратурата за мониториране на новородени стават причина за търсене на многобройни най-различни методи и преобразуватели, най-вече за снемане на дихателни сигнали. За сърдечната дейност безспорно място си е извоювал електрокардиографският сигнал, който се използва в практически всички видове монитори. Поставя се и въпросът за продължително наблюдение на бебето, особено по време на сън, и в домашни условия. Това поставя още по-трудно изпълними задачи – компактна и сравнително евтина и достъпна апаратура, с улеснено поставяне на преобразувателите и електродите и елементарно управление, но с висока разпознаваща способност, сигурност, надеждност.

Опитите за получаване на устойчив респираторен сигнал имат дълга история и не са престанали до днес. Прилагани са най-различни преобразуватели основани на механичните движения на гръдната клетка или коремната стена (NIH, 1987) - коланчета с тензометрични елементи, пиезо-електрични сензори, индуктивни или капацитивни преобразуватели на преместване, индуктивни плетизмографи и др. При новородени подобни преобразуватели са се оказали непрактични, поради преплъзване и изместване на коланчето и налаганото нарушение на свободните дихателни движения.

Един от най-тежките проблеми при мониторирането на дишането у новородени е детектирането на обструктивна апнея – т.е. такава, която настъпва поради частично или пълно блокиране на проходимостта на горните дихателни пътища. Този проблем е решим чрез преобразуватели на въздушния поток през носа и устата, но досега не са намерени практически удобни конструкции. Би трябвало съответния сензор да не въвежда значимо съпротивление по пътя на

8

потока и да не дразни бебето, което би го отстранило с ръце. Често се използва, главно поради простотата си, миниатюрен термистор, поставен на пътя на въздушния поток през носа и устата (NIH, 1987; Neuman, 1994). Въпреки, че е с размери под 1mm, термисторът заедно с изводите си дразни чувствителната зона около носа и устата, представлява известно съпротивление за потока, и новороденото често го издърпва от мястото на закрепване. Освен това, висока сигурност може да се постигне само ако едновременно се снемат потоците от носа и устата. Това изисква или поставянето на два термистора, или използването на маска. В двата случая се увеличават неудобствата.

Единствената възможност засега за детектиране на обструктивна апнея е косвена – чрез високочувствително разпознаване на брадикардия. Известно е, че апнеята се съпровожда от брадикардия във висок процент от случаите (Smith and Milner, 1981; Liu and O’Brien, 1987). По-нови изследвания потвърждават това (Beckerman and Goyco, 1993; Poets et al., 1993). Ем. Георгиева-Христова (1986) прави много подробно изследване в наши условия на забавянето на сърдечната честота при апнеи. Тя установява, че паузи с продължителност над 30s причиняват снижение на сърдечната честота с над 20 beat/min, а брадикардия под 100 beat/min счита за “сигнал за активна намеса”. Съчетание на дихателни паузи от 15 до 30s с брадикардия под 100 beat/min e прието за “леко”, а такова при паузи над 31s и децелерация под 80 beat/min е “тежко”. Тя намира, че обструктивните апнеи са съпроводени от брадикардия в 90% и дори до 100% от случаите.

Един от използваните методи за регистриране на дихателната и сърдечна дейност е фотоплетизмографският. Респираторният сигнал се извлича от сърдечния, който е амплитудно-модулиран от него (Johansson and Oberg, 1999). Преобразувателят се състои от източник на светлина и фоточувствителен елемент, при които се използва принципът на трансмисия или на отражение. Преобразувателят се укрепва най-често на ходилото на бебето, но очевидно има рискове от двигателни смущения и разместване. Направен е и опит за извеждане на преобразувателя по-далеч от тялото чрез междинна фиброоптична връзка но и най-малкото разместване на челото на фиброоптичния сноп спрямо кожата ще причини значителни смущения.

Косвен начин за детектиране на апнея е измерването на кислородното насищане на кръвта, с използване на оптоелектронен преобразувател реагиращ на отражението или пропускането на монохроматична светлина с две дължини на вълната, в червената и инфрачервената част на спектъра. На този принцип се основават разнообразни апарати, включително и монитори, наречени пулс- оксиметри (Tremper and Barker, 1989). Едно изследване в домашна обстановка при деца (Taktak et al. 1997) е показало добри резултати при съпоставяне с видеозаписи и ретроспективно разчитане и оценка.

Най-разпространеният метод за отвеждане на респираторен сигнал при мониторите за новородени е чрез електричния импеданс. Известно е неговото използване най-вече за импеданс-кардиография, но и за изследване на дишането. По-висока точност се постига с четириелектродната конфигурация, при която през два електрода се подава стабилизиран ток с ниска амплитуда (до няколко mA) и от други два електрода се снема падът на напрежение в избрания участък на тялото, но тя е неудобна за новородени поради големия брой електроди. Напоследък се работи с два електрода, които освен това са общи и за електрокардиографския сигнал, като има и трети референтен електрод.

9

Електроимпедансният метод е твърде чувствителен към двигателни артефакти, особено при двуелектродната схема, но въпреки това се е наложил в редица апарати. Съобщава се, че в САЩ се използват над 45000 монитора (Neuman, 1994).

Слабостите на електроимпедансния метод водят до опити за комбинирането му с други модалности, например с индуктивна плетизмография (Upton et al. 1990), но това добавя още един преобразувател и увеличава броя на проводниците. Един от използваните начини за мониториране на дихателния процес е чрез снемането на звуков сигнал от гърдите или трахеята (Waring WW, 1993). Той е известен отдавна и е прилаган за детекция на апнея у новородени (Werthammer et al, 1983; Peyrick and Shepard, 1983; Heemels et al., 1986). Макар и способен да регистрира и обструктивна апнея, методът е неудобен за новородени, поради необходимостта от сигурно и без дразнене укрепване на микрофона. Интересен е опитът на Farges and Khaled (1994) за безконтактна акустична детекция на дишането в инкубатора на новороденото, но външните шумове, налични дори и в един инкубатор, не могат да се отстранят.

Установено е, че в немалко случаи рискови новородени са починали у дома, най-често по време на сън, след като са били дори и на няколко-месечно наблюдение в интензивно отделение и са изписани в добро състояние. Следователно, синдромът се проявява и в по-напреднала възраст, като в някои случаи са застрашени и деца до 2-3 годишна възраст (Казакова и др., 1984). Очевидно е, че не е възможно да се осигури толкова продължителен престой на рискови бебета в интензивно отделение, където освен всичко друго, те са застрашени и от инфекции, които за тях са много опасни. Поради това, в развитите страни е възприето използването на домашни монитори. Това налага изключително висока сигурност при отвеждане на сигналите от дейността на дихателната и сърдечна системи, съчетани с простота на използване и нетравматичност за бебето. Необходимо е почти стопроцентово детектиране на застрашаващи състояния, съчетано с минимум фалшиви аларми. Това превръща задачата за създаване на домашни монитори в много сериозно предизвикателство (Rosenbaum et al, 1997). Проблем е и умората на родителите, ако има много фалшиви аларми (Williams et al., 1999). Поражда се съмнение в сигурността на монитора, което може да увеличи напрежението на ангажираните с наблюдението на бебето. Въпреки недостатъците, в крайна сметка е установено че има полза от домашното мониториране. Например, освен основните си функции, чрез тях са открити неочаквани, макар и редки, асистолии (Meny et al., 1996). Немалко застрашени и потенциално рискови бебета са избегнали фатални последици.

За домашно приложение са предлагани най-различни апарати, използващи разнообразни принципи за снемане, най-вече на респираторните сигнали, повечето от които сравнително бързо изчезват, след като проличат някои техни сериозни недостатъци. Между тях най-чести са: неудобни за поставяне и продължително фиксиране преобразуватели, такива затрудняващи свободното дишане, наличие на повече електроди, на неподходящи проводници за отвеждане, на невъзможност за детектиране на обструктивни апнеи и др. Опит за опростено детектиране при домашните монитори е използването на дюшече или подложка под постелята на бебето, в който е монтиран преобразувател за преместване. Идеята е интересна, тъй като се отнася до безконтактно (по отношение на детето) снемане на сигнал, който сигнал съдържа дихателните движения, понякога дори може да улови и сърдечните

10

пулсации, но наред с всички други движения. Това не би било проблем, ако при някои обструктивни апнеи или други критични състояния не бяха възможни движения, които ще се детектират като наличие, а не липса на дихателни движения. Използването на сегментиран дюшек (Gunderson and Dahlin, 1971) с няколко преобразувателя позволява по-точно разграничаване на дихателните движения, но преместването на цялото тяло може да компрометира анализа на сигналите от отделните канали Въпреки интересната идея, тези и други различни практически недостатъци са попречили на утвърждаването на този подход.

През последните години постепенно се развива и един нов метод за извличане на дихателни сигнали от електрокардиограмата (ЕКГ). Използва се слабата амплитудна модулация на електрокардиографския сигнал, предизвикана от дихателните движения - предимно на диафрагмата. Получава се промяна на ъгъла на сърдечния електричен вектор спрямо телесната координатна система и това причинява изменение на големината на неговите проекции върху осите на отвеждане.

Използването на този ефект за извличане на респираторен сигнал е съобщено според нас за първи път от Moody et al., (1985), които отвеждат ЕКГ сигнали от повече проекции. Khaled and Farges (1992) считат, че първи използват този метод, но това може да се приеме само като първи опит за мониториране на новородени. Освен това, твърдението на тези автори, че оптималното за целта отвеждане е паралелно на електричната ос на сърцето не е вярно. Обратно, при сравнително малките ъгли на ротация на сърцето при дишане, едно паралелно на оста отвеждане ще получи минимални отклонения.

Изводи:

Прегледът и оценката на съществуващите методи и средства за мониториране на дихателната и сърдечна дейност на новороденото насочват към следните констатации:

1. Висока точност и сигурност на разпознаване на критичните състояния се постига с многобройни и сложни преобразуватели, апаратни и програмни средства.

2. Ясно се очертава необходимостта от разработване на способи за отвеждане на сигнали с минимален брой електроди и/или преобразуватели и проводници върху тялото на бебето.

3. Използването на безконтактни методи за получаване на валидни сигнали би представлявало значително предимство, ако се съчетае с необходимата сигурност.

4. От известните методи за получаване на сигнал за дихателната дейност интерес представлява извличането му от електрокардиограмата, при условие че това би станало само от едно отвеждане и при повишаване на чувствителността.

5. Необходимо е създаването на метод и апаратура с висока сигурност и надеждност, подходяща за приложение както в интензивни микро-педиатрични отделения, така и за “домашно” мониториране, отговаряща на констатациите в изводи № 1 – 3.

11

ГЛАВА I ИЗВЛИЧАНЕ НА РЕСПИРАТОРЕН СИГНАЛ ОТ ЕЛЕКТРОКАРДИОГРАМАТА

Представянето на електричната активност на сърцето като генерирана от

дипол, чийто полюси се намират съответно в основата и на върха на сърцето, е един от най-опростените начини за нейното разглеждане и анализ, наречено диполна теория. Сърдечният дипол се представя като вектор с варираща посока и големина, в зависимост от фазите на сърдечния цикъл. Началото на вектора се приема в основата на сърцето, а върхът му описва ходограф, наречен векторкардиограма. Нейните проекции в трите основни равнини на човешкото тяло – фронтална, сагитална и хоризонтална - са съответните равнинни векторкардиограми (фиг. 1.1). Всяка от тях може да се проектира върху избрани оси, образувани от два електрода, наречени отвеждания. Получените по този начин сигнали представляват познатата електрокардиограма.

Фиг. 1.1. Пространствен сърдечен вектор и неговите проекции

Проекциите на максималния сърдечен вектор върху съответните оси

имат различна големина и посока. По време на респираторните движения, диафрагмата се придвижва нагоре (издишване) и надолу (вдишване) в гръдния кош. Тези движения преместват леко върха на сърцето, т.е. неговата анатомична и респективно електрична оси следват това преместване, като се завъртат около своя център – основата на сърцето. Следователно, при приблизително една и съща големина на вектора, неговите леки завъртания около центъра предизвикват промени в големината на проекциите. Тези промени дават възможност да се извлече респираторен сигнал от електрокардиограмата.

Най-честото положение на сърцето в гръдния кош е с наклон спрямо хоризонталата. Елементарни геометрични съображения подсказват, че колебанията на върха на фронталния вектор ще се възпроизведат максимално в проекция, при която е избрано отвеждане перпендикулярно на вектора.

12

Фиг. 1.2. Отвеждания на ЕКГ сигнал. а) първо отвеждане, б) отвеждане успоредно на сърдечния електричен вектор, в) отвеждане перпендикулярно на ориентацията на сърцето

Практически не е необходимо, а и не е удобно, търсенето на точно

перпендикулярна ос на отвеждане. Достатъчно е ъгълът между вектора и оста да бъде по-голям от около 35о. В такъв случай отклоненията в амплитудите на отведения сигнал, при максимални завъртания на вектора напр. от 10о и дължина на вектора 1mV, ще бъдат от 130µV до 170µV, за обхват на ъгъла от 35-45о до 80-90о. Такива отклонения са напълно възможни за измерване, но приетото отклонение от 10о рядко се достига при различни индивиди, както и при силно варираща дълбочина и разпределение на гръдно и коремно дишане.

От изложеното дотук се вижда, че избирането на една хоризонтална ос на отвеждане изглежда най-приемливо. Очертава се една единствена възможност, предвид и много малките общи размери на тялото на новороденото, още повече че в повечето случаи се мониторират недоносени. Това е поставянето на електродите на гърдите пред мишниците и леко под междумишечната линия. Така дефинираната ос практически почти напълно отговаря на първо отвеждане, тъй като е успоредна на междураменната линия (фиг. 1.2 и 1.4).

Фиг. 1.4. Разположение на електродите по ос успоредна на I отв.

Амплитудите на R и S - вълните са модулирани от респираторния сигнал.

С помощта на програма, разработена в среда MATLAB, е направено разпознаване на върховете им и през получените точки е приложена линейна интерполация.

A B A

B A

B

A B A

B A

B

A B A

B A

B

а) б) в)

13

В зависимост от анатомичното положение на сърцето на конкретния малък пациент, в ЕКГ сигнала често има и повече или по-малко изразена S-вълна. Теоретично, би трябвало при ротация на сърдечния вектор промените в R- вълната да се съпровождат от съпосочни промени във вълната S. В някои случаи това правило не е спазено, вероятно поради това, че реалните придвижвания на сърцето, предизвикани от дихателните движения най-вече на диафрагмата, не са чиста ротация, а са по-сложни, например съчетани с транслация. Освен това, вълните R и S нe се генерират синхронно, т.е. в един и същи момент от времето. Следователно, според нас е полезно да се използва

Фиг.1.5a. Флуктуации (дрейф) на основната линия в ЕКГ сигнал

Фиг.1.5b. Същият сигнал след ВЧ филтър от I ред с гран. честота 1Hz

Фиг. 1.6. Двукратно усилени промени в амплитудата на |R|+|S| и само на R вълните

14

амплитудната модулация и на двете вълни, като двата сигнала се сумират по абсолютни стойности.Това е показано на фиг.1.6, където на втория канал е двукратно усиленият модулиращ сигнал на R-вълните, а на първия канал се вижда сумарният сигнал, също двукратно усилен. Ползата от използването на сигнала получен от |R|+|S| е очевидна.

Подобреното извличане на респираторен сигнал чрез сумиране на промените на R и S - вълните ни насочи към възможността за търсене на по-високочестотна горна гранична честота при филтриране на ЕКГ сигнала. С това би се постигнало практически пълно елиминиране на нежелания дрейф (фиг.5а) и оттам – по сигурно извличане на респираторния сигнал. Благоприятен фактор е и обстоятелнството, че ЕКГ сигналите на новороденото са по-високочестотни (основната честота е около 2Hz), с по-тесни (т.е. пак по-високочестотни) QRS- комплекси.

Допълнително удобство в разглеждания случай е, че за екстракцията на респираторен сигнал са необходими само амплитудите на вълните R и S, следователно възможните изкривявания на Р и Т - вълни нямат значение. Това създава благоприятно отношение за избор на достатъчно висока гранична честота спрямо възможните честоти на двигателните смущения. Прилагането на високочестотен филтър с гранична честота 1Hz от I-ред ефикасно потиска дрейфа (фиг.1.5b).

Към тази възможност подсказват няколко изследвания на Даскалов и сътрудници от неговата школа, отнасящи се до изкривяванията на ЕКГ сигналите при недостатъчно ниска долна гранична честота на високочестотния филтър (Даскалов 1974; Сhristov et al. 1992; Daskalov et al. 1997). Опровергано е общоприетото схващане, че при относително потискане на нискочестотните компоненти в ЕКГ, най-напред се повлиява сегментът S-T, като най-нискочестотен. Доказано е, че настъпва най-напред частично диференциране на QRS-комплекса, в резултат на което се появяват негови остатъчни компоненти, които се наслагват върху S-T сегмента.

Фиг. 1.13. ЕКГ сигнал сумиран със синусоида с амплитуда 1mV и честота 0.1Hz симулираща

нискочестотни дрейфове, след ВЧ филтър от I ред с гранична честота 5Hz

15

Направената от нас проверка на тази постановка, с използване на реални ЕКГ сигнали, потвърди възможността за ограничаване на нискочестотните компоненти на ЕКГ у новородени. Чрез последователни експериментални изследвания с различни видове цифрови филтри (в среда MATLAB) оптимална се оказа долна гранична честота fL=5Hz. На фиг.1.13 е показан реален ЕКГ сигнал, към който е прибавен имитиран дрейф – синусоида с амплитуда 1mV и честота 0.1Hz. След филтриране с fL=5Hz дрейфът е практически елиминиран. С това се подпомага и ефективното разпознаване на QRS комплексите. Използването на филтър от по-висок ред е избегнато, поради получаването, макар и в редки случаи, на разтрептяване след появата на високоамплитудни смущения.

Детектирането на обструктивна апнея е вероятно най-сериозния проблем при мониториране на дишането на новородени. Като изключим използването на маски уста - нос като неприложимо за новородени, в настояще време едва ли е възможно да се намери сполучливо решение на този проблем.

Поради това, логично е да се насочим към анализа на честотата на сърдечната дейност, която в много голям процент от случаите се забавя при апнея. Най-простото решение е да се приеме долна гранична честота 80 или 90 min-1, според препоръката на Националния здравен институт на САЩ (NIH, 1987).

Съпровождането на апнея от брадикардия при новородени е щателно изследвано у нас от доц. д-р Емилия Христова (1986), която любезно ни предостави множество примери. В експериментална постановка са регистрирани електрокардиограма съвместно с респираторни сигнали на два канала. Единият е от долната част на гръдния кош, а другият – от коремната област. Сигналите са получени с механични преобразуватели на преместване монтирани към коланчета.

Фиг. 1.14. Запис на електрокардиограма (I канал), гръдно и коремно дишане (II и III канал). Мащаб по време 12.5mm/s. Промяна на моментната сърдечна честота от 107 до 91.5min-1

На фиг.1.14 се вижда запис на ЕКГ на първи канал и апноичен период от

около 20s на втори канал. Сигналът от коремното дишане (трети канал) е с много ниска амплитуда и в този случай е неизползваем. Мащабът по време е 12.5mm/s. Моментната сърдечна честота в началото на апноичния период е 107min-1, a в края е спаднала до 91.5min-1. В гръдния респираторен сигнал се наблюдават смущения от пулсациите на сърцето – подобен артефакт може да се окаже недопустим при автоматизирано детектиране на апнея.

16

Изводи:

1. Изследвани са удобните за използване отвеждания при новородени по отношение на ъглите на главния фронтален вектора на електричната активност на сърцето, в резултат на което е прието гръдно отвеждане с ос успоредна на І стандартно отвеждане.

2. Изследвано е влиянието на граничната честота и реда на високочестотни филтри върху амплитудата и формата на QRS-комплексите на електрокардиограмата. Препоръчана и избрана е филтрация с гранична честота 5Hz, като са взети предвид особеностите на електрокардиограмата на кърмачетата.

3. Показана е възможността за повишаване на чувствителността при извличане на респираторен сигнал от електрокардиограмата, чрез сумиране на абсолютните стойности на промените в амплитудите на R и S вълните.

ГЛАВА II АПАРАТУРА ЗА МОНИТОРИРАНЕ НА НОВОРОДЕНИ – СХЕМНИ РЕШЕНИЯ

Необходимостта от използване на минимален брой електроди и

избягване на свързващи проводници ни насочи към използването на миниатюрно устройство с малко тегло, разположено непосредствено между електродите и осъществяващо телеметрична връзка с регистриращата апаратура. За целта изследвахме видовете ЕКГ усилватели и техните възможности. Изследванията (чрез симулация и експериментиране) показаха, че компактна, икономична и същевременно стабилна схема и конструкция не може да се постигне с диференциален усилвател без опорен електрод. Поради това, спряхме се на несиметричен усилвател с използване само на два електрода (фиг. 2.9). В него са включени необходимите филтри за долна и горна гранични честоти. Използвани са широко разпространените микромощни операционни усилватели TL062 с входно стъпало с JFET транзистори. Усилването е разпределено между двете стъпала – първото 11 и второто 46.5, като общото усилване е 500 (54dB).

Фиг. 2.9 Схема на ЕКГ усилвателя в предавателния модул

Предаването на разстояние е възможно чрез излъчване на

високочестотен (RF-Radio Frequency) сигнал посредством кодиране на някой от неговите параметри (амплитуда, честота или фаза). Добра шумоустойчивост, в първо приближение практически независима от параметрите на

17

високочестотната част, може да се постигне чрез предаване на цифрово кодиран сигнал. За целта сигналът се дискретизира и преобразува в серийна последователност, като за пренасянето му се използва амплитудна манипулация (on/off модулация). Осцилаторът е с висок коефициент на полезно действие, тъй като цялата излъчена мощност е полезна.

Кодирането на ЕКГ сигнал в цифрова поредица е реализирано чрез преобразувател напрежение-честота. Това е възможно поради телеметрирането само на един канал, съдържащ електрокардиограмата и респираторния сигнал. В конкретната реализация за модулатор е използвана VCO - частта на PLL интегралната схема HEF4046. Линейността на преобразуването е по-добра от 1%. Избрана е централна честота 30kHz (при нулево ниво на входния сигнал) и стръмност на модулационната характеристика 10kHz/V. Централната честота зависи от стойността на отрицателното захранващо напрежение. По нея косвено се съди и за разреждането на батерията за положителното напрежение, тъй като консумираният ток е еднакъв за двете батерии.

Фиг. 2.12. Преобразувател напрежение-честота и RF предавател

Схемата на модулатора и RF предавателя е показана на фиг.2.12. Предавателят е изграден с един транзистор (BFS17) и се управлява в ON и OFF състояние от изхода VCO на схемата HEF4046 през резистора R7 (27k). Трептящият кръг играе ролята на антена (tuned loop antenna). Излъчената мощност не трябва да превишава 10mW, при което не е необходимо специално разрешение за ползване на честота. Оценка за това е постоянният ток на стъпалото, който е 2mA. Отделената върху антената полезна мощност по симулационна оценка не надхвърля 1mW. Честотата е 760MHz.

Предназначението на приемния модул е да възстанови цифровия честотно модулиран сигнал. Когато този сигнал е логическа единица, се излъчва радиосигнал в обхвата 600-800MHz. Той може силно да варира, поради което е необходима сигурна демодулация. Поради това бе избран линеен регенеративен приемник. На фиг.2.17 са показани първите две стъпала на приемника. Използвани са транзистори BFR92A.

18

Фиг. 2.17. Високочестотен предусилвател и детектор

За да може ЕКГ сигналът да се възстанови е необходимо детектираният

сигнал да се усили и формира така, че да е с твърдо установени цифрови нива. За тази цел усилването трябва да бъде около 500-1000 пъти, от което зависи и покриването на необходимото разстояние от няколко метра. Приемането на минимално възможни детектирани напрежения се ограничава от нивото на шумовете с висока честота. По-тази причина е необходим широколентов усилвател с честотна лента 10kHz-60kHz. Според нас оптималното за случая схемно решение е използването на CMOS инвертори като линейни усилватели. Така само с една интегрална схема се реализира широколентов усилвател с голям коефициент на усилване и тригер на Schmitt. Решението е показано на фиг.2.22. Съществено е използваните инвертори да са едностъпални т.е. да не са буферирани. Буферираните са с три стъпална структура реализираща спад на собствената АЧХ 60dB/dec (3*20dB/dec) и следователно са неустойчиви. Затова са използвани инвертори от серията 4000-HEF4069B (CD4069B), които отговарят на горното условие.

Фиг. 2.22 Принципна схема на нискочестотния усилвател и тригер на Schmitt

Възстановяването на ЕКГ сигнала е направено с PLL преобразувател

честота – напрежение, поради ниската честота и високия индекс на модулация. HEF4046 е PLL интегрална схема използвана в предавателния модул. Тя е подходяща и за декодиране. Схемата на демодулатора е показана на фиг.2.31.

19

Фиг. 2.31. Схема на PLL демодулатора

Изводи:

1. Изследвани са схеми на ЕКГ усилватели с използване на два и три електрода, като е доказано, че действието на диференциалния усилвател без опорен електрод не е достатъчно сигурно. Анализът на схемата на класически несиметричен усилвател в разглежданите условия показва че тя може успешно да се приложи.

2. Разработена е и е изследвана чрез симулация икономична схема за телеметриране на ЕКГ сигнал с преобразуване “напрежение – честота”. Чрез нея се реализира амплитудна манипулация на генератор с работна честота 760 MHz, чийто трептящ кръг служи и за антена.

3. Проектиран е приемник в обхвата 600-800 MHz използващ комбинирана схема на ВЧ усилвател-детектор, нискочестотен усилвател и импулсен формировател и е изследвано поведението му чрез симулация.

4. Изследвана е схема на PLL демодулатор комбинирана с режекторен и изглаждащ филтър, която напълно възстановява оригиналния ЕКГ сигнал в приемната страна.

5. Разработено и изследвано е схемно решение за детекция на QRS комплекса и измерване на амплитудите на вълните R и S. Решението позволява последващо сумиране на абсолютните стойности на тези амплитуди, с което се постига извличане на респираторния сигнал от електрокардиограмата с повишена чувствителност.

20

ГЛАВА III АПАРАТУРА ЗА МОНИТОРИРАНЕ НА НОВОРОДЕНИ-РЕАЛИЗИРАН ВАРИАНТ

Мониторната апаратура се състои от два модула – предавателен и приемен, чиито блокови схеми са показани на фиг.3.1 и фиг.3.2. Изследването им е направено чрез подаване на реални ЕКГ сигнали на входа, а напреженията в избрани контролни точки на схемите са снемани с четириканален цифров осцилоскоп Tektronix – 11402 с директен изход за принтер.

ЕКГУСИЛВАТЕЛ

ПРЕОБРАЗУВАТЕЛ

U-fRF

ОСЦИЛАТОРЕлектроди

Фиг.3.1. Блокова схема на предавателния модул

ПРИЕМНИК

PLLДЕМОДУЛАТОР

50HzРЕЖЕКТОРЕН

ФИЛТЪР

S/H 1

S/H 2

S/H 3

ДЕТЕКТОРМАКСИМУМ

ДЕТЕКТОРМИНИМУМ

ДИФЕР.УСИЛВАТЕЛ

НЧ ФИЛТЪР

КОМПАРАТОР

МОНОВИБРАТОР МОНОВИБРАТОР

УПРАВЛЯВАЩМИКРОКОНТРОЛЕР

89C52 - ATMEL

АЛАРМЕНСИГНАЛДИСПЛЕЙ

КЛАВИАТУРА

ECG

RR (100ms)

HR (10us)

(100ms)

LB - Low Battery

LD - Loop Detect

ECG

ECG

-12V

,-5V,

+5V,

+12V

ЗАХРА

НВАЩ

БЛОК

Фиг.3.2. Блокова схема на регистриращата частЛегенда: S/H - схеми следене/запомняне, ECG - ЕКГ сигнал, HR - сърдечна честота, RR - дихателна честота

LB - сигнал за смяна на батерийте, LD - наличие на синхронизация в PLL

На фиг.3.4 са показани: ЕКГ сигнал след режекторния филтър,

детектираните максимална и минимална стойности и сумата от техните абсолютни стойности след третата S/H схема. Вижда се промяната на сигнала |R|+|S| при два последователни комплекса.

На фиг.3.7 вместо ЕКГ сигнала е показан сигналът на изхода на компаратора, т.е. разпознатите периоди на дихателната честота. Наблюдава се дихателна пауза с продължителност 10s.

23

НАЧАЛО

Първоначална визуализация,звукова сигнализация, изчакване ~ 4s

Програма заобслужване на клавиатурата

не

LB = 1 Съобщение за проверка набатериите в пред. модул

LD = 0 Съобщение за проверка наелектродите

да

да

не

не

Нaтиснат ли е бутон Enter

fHR = 1/има ли сърдечна честота/

Разрешен ли е аларменсигнал при брадикардия

THR T > THP/превишава ли се зададения

праг/

THR > THP/превишава ли се зададения

праг/

Разрешен ли е аларменсигнал при брадикардия

дада

да

К

не

1 2

Програма за регистриране надихателната честота

Алгоритъм

fHR= 0

fALH= 1

fALH= 1

fALOFF= 1

не

не

не

fALON= 1

да

не

да

fALON= 1 да

да

не

да

не

24

2

THR = THRSUM / 4

fRR = 1/има ли дихателна дейност/

I = 4

да

неРазрешен ли е ал. сигнал за

апнея

TRRT > TRP/превишава ли се зададения

праг/

да

даTRR > TRP

/превишава ли се зададенияпраг/

Разрешен ли е ал. сигнал заапнея

да

да

3 К

не

да

Програма за регистриране надихателната честота

THRb/m = 60000 / THRВизуализиране ТHRb/m

[beat/min]

THRSUM = 0; I = 0

да

не

fALON=1,fALH= 0

fALOFF = 1

не

fALOFF = 0, fALON = 0fALH= 0

fALON = 1,fALH= 0

не

fRR=0 не

не

THRSUM = THRSUM + THRI = I + 1

1

fALH= 1

delay = 0

delay = 750

fALON се инвертира

да

да

не

не

25

3

TRR = TRRSUM / 4

TRRSUM =TRRSUM + TRRJ=J+1

J = 4

TRRb/m = 60000 / TRRВизуализиране ТRRb/m

[beat/min]

TRRSUM = 0; J = 0

да

К

ТАЙМЕРизпълнява се на всеки 0.5ms

ТRRT = TRRT + 1

ТHRT = THRT + 1

Край

не

fINV= 0

fINV се инвертира

да

не

delay = 0

delay = delay - 1

не

Генериране на сигналкъм зумера

Генериране на аларменсигнал

не

да

k = 0

k = k - 1

fALON = 1

да не

да

26

Програма за регистриране насърдечната честотаПрекъсване - INT 0

Разрешен ли е звуковсигнал за проследяване

fHR = 1/има сърдечна честота/

THR = THRTTHRT = 0

k = 150

КРАЙ

да

не

Програма за регистриране надихателната честота

Разрешен ли е звуковсигнал за проследяване

fRR = 1/има дихателна честота/

TRR = TRRTTRRT = 0

k = 150

КРАЙ

да

Има ли сигнал за дихателначестота

да

не

не

Легенда:

THR - период на сърдечната честота, [ms];THRT - текуща стойност на THR (нараства с 1 на всяка ms);THP - прагова стойност (задава се от клавиатурата) за задействане на алармен сигнал за брадикардия;THRSUM - сума от последователни 4 стойности на THR;THRb/m - сърдечна честота, [beat/min];TRR - период на дихателната честота, [ms];TRRT - текуща стойност на TRR (нараства с 1 на всяка ms);TRP - прагова стойност (задава се от клавиатурата) за задействане на алармен сигнал за апнея;TRRSUM - сума от последователни 4 стойности на TRR;TRRb/m - дихателна честота, [beat/min];fHR - флаг наличие на сърдечна дейност;fRR - флаг наличие на дихателна дейност;fALOFF - флаг изключване на алармения сигнал;fALON - флаг включване на алармен сигнал;fALH - флаг накъсване на алармения сигнал за брадикардия.

Показаният алгоритъм е опростен и не отразява в детайли всички подпрограми, но достатъчно ясно дава представа за дейността на µР система.

27

Микропроцесорната система в приемния модул изпълнява следните

функции: измерване, усредняване на 4 цикъла и визуализиране на сърдечната честота (сигнал HR - Heart Rate) в min-1; измерване, усредняване на 4 цикъла и визуализиране на дихателната честота (сигнал RR - Respiration Rate) в min-1; включване на алармен сигнал при спадане на съдечната честота под определен праг и възможност за забраняването му; задаване от оператора на прага на включване на сърдечната аларма и записването му в енергонезависима памет; включване на непрекъснат алармен сигнал при наличие на апнея за по-голям период от предварително зададения и възможност за забраняването му; задаване от оператора на прага на алармения сигнал за апнея и записването му в енергонезависима памет; 8 нива по избор за управление нивото на звука на алармения сигнал и запомнянето му; генериране на съобщение за спадане на захранващото напрежение в предавателния модул (ако сигналът LB - Low Battery = 1); генериране на съобщение за липса на синхронизация в PLL демодулатора (ако сигналът LD - Loop Detect = 0); генериране на звуков сигнал синхронен със сърдечните удари или дихателните цикли, за проследяване по избор на сърдечната или дихателната честота и възможност за забраната му; управление на течнокристален дисплей; следене на 5 сигнала от клавиатурата.

Блок-схема на алгоритъма е показана след фиг.3.7.

Изводи:

1. Реализираните схеми за детекция на QRS комплекси и измерване на амплитудните промени на R и S вълните са изследвани с реални входни сигнали. Резултатите потвърждават стабилното и точно действие на схемите.

2. Изследвани са реализираните схеми за получаване на сигнала |R|+|S|, на стъпаловидния и филтрирания респираторен сигнал, с помощта на реални входни сигнали. Потвърдена е стабилната и точна работа на тези схемни решения.

3. Реализирани и изследвани са схемите за разпознаване на дихателните цикли и апноичните паузи, с което се доказва тяхната работоспособност и точността на детектираните параметри.

4. Реализирана е микропроцесорна система, чийто алгоритъм позволява измерването на сърдечната и дихателна честота, задаването на допустимите им граници, генерирането на алармени сигнали при излизане от тези граници, както и алармени сигнали за понижено напрежение на захранването на предавателния модул и за неадекватна модулация.

28

ГЛАВА IV СРАВНИТЕЛНИ ИЗСЛЕДВАНИЯ И МОНИТОРИРАНЕ НА НОВОРОДЕНИ

Различни варианти на предлаганата мониторна апаратура, в етапите на

нейната разработка и след окончателното й реализиране, са апробирани в Отделението за новородени и недоносени на Държавната университетска болница по педиатрия, под ръководството на доц. д-р Емилия Христова. Част от резултатите на това експериментиране са показани и коментирани.

Направени са сравнителни изследвания с респираторни сигнали получени чрез акустичния метод. Въздушният поток през горните дихателни пътища и трахеята предизвиква шум, който може да се снеме и регистрира чрез микрофон поставен на шията над хода на трахеята или на гръдната стена (Peirick, 1983; Werthammer, 1983; Heemels, 1986). Полученият сигнал e с честотни компоненти от 100 до 400 или до 600 Hz, в зависимост от мястото на поставяне на микрофона. Важно предимство на акустичния метод е теоретично пълното съответствие на получения сигнал с факта на наличие на движение на въздух, т.е. на процесa на външно дишане. Така би се детектирала апнея независимо дали е централна или обструктивна. Недостатък обаче е необходимостта от високочувствителен сензор, сигурното му укрепване и отвеждане на сигнала. Това от своя страна е в противоречие с чувствителността към външни шумове, звук, говор и пр. Досегашното приложение на този метод е твърде ограничено поради посочените недостатъци. Въпреки това той бе подложен на проверка с надеждата да се опита известно подобрение и евентуално да се използва като втори сигнал, за подобряване на детекцията на обструктивни апнеи. За преобразуването на респираторния сигнал бе използван малък пиезоелектричен кристал, какъвто обикновено се използва като звуков излъчвател (piezo-buzzer). Основното му предимство е слабата чувствителност към външни сигнали пристигащи по въздушен път. В случая той бе поставен в механичен контакт със страничната част на шията по хода на трахеята.

Фиг. 4.5. Акустичен респираторен сигнал съпоставен с изведен от ЕКГ

29

На фиг.4.5 са показни сравнителни записи с получени от ЕКГ и посредством акустичния метод дихателни сигнали. На първия канал е акустичният сигнал, а на втория – сигнал получен след изправянето и филтрирането му. ЕКГ сигналът е на третия канал и получения от него респираторен сигнал – на четвърти канал. Тъй като трахеалният шум се получава при вдишване и при издишване, получената дихателна честота е два пъти по-висока. Акустичният сигнал е ограничен по амплитуда, за да се помести по-добре на фигурите.

Предлаганият метод и апаратурата са сравнени и с най-широко използвания досега метод за получаване на респираторен сигнал при мониториране на новородени - електроимпедансният. Съобщава се например, че в Съединените щати се използват над 45000 монитори за новородени, по-голямата част от които са основaни на този метод. Сравненията са правени със съвременни монитори на известните фирми Hewlett-Packard и Simonsen & Weel, както и с българския монитор M301 на ЕМА-Инженеринг.

На фиг.4.8а е показан запис от нашата апаратура и от паралелно свързан (чрез едни и същи електроди!) електроимпедансен монитор. Записът е от новородено с повишена сърдечна честота – около 150-180min-1, направен в разтеглен мащаб по време (30mm/s), с цел да се посочи реда и вида на сигналите използвани в следващите части на тази фигура. Показаните сигнали са както следва: І канал – ЕКГ (поради краткотрайните QRS комплекси на бебето, те не са ясно изобразени в използваните мащаби по време); ІІ канал – импулси от разпознатите QRS комплекси; ІІІ канал – респираторен сигнал извлечен от ЕКГ; ІV канал – респираторен сигнал получен по електроимпедансния метод.

На следващия запис (фиг.4.8б) се наблюдават значителни по амплитуда смущения в електроимпедансния канал, предизвикани от много силни спонтанни движения на новороденото. Те се отразяват значително по-слабо върху респираторния сигнал извлечен от ЕКГ. Виждат се и ускорени дихателни цикли, в резултат на предхождащите движения.

На записите в, г и д (мащаб по време 3mm/s) на същата фигура личи практическата липса на чувствителност на извлечения от ЕКГ сигнал към спонтанни движения на бебето, докато електроимпедансният сигнал е много силно смутен.

На фиг.4.9а е показан запис с продължителна апнея (около 25s), коректно регистрирана и по двата метода. Подобен резултат се вижда и на следващия запис (фиг. 4.9б), с две по-кратковременни дихателни паузи. След първата от тях електроимпедансният сигнал е с намалена амплитуда, съответстваща по-скоро на поява на сърдечна компонента в него. Това е един от известните недостатъци на електроимпедансния метод – при апнея може да се получи фалшив сигнал от сърдечните пулсации на гръдната клетка. Извлеченият сигнал от ЕКГ коректно е регистрирал дихателните движения.

Друг характерен недостатък на електроимпедансния метод, следствие от неговата чувствителност към двигателни смущения, е възможността да се имитира апнея след артефакт, поради насищане в някое от стъпалата на усилвателя. Пример за това е показан на фиг. 4.9в. След високоамплитудно смущение в началото на този запис, се наблюдава продължителна липса на сигнал в електроимпедансния канал, която се детектира като апнея. Касае се до фалшиво-положителен резултат. Това личи от сигнала извлечен от ЕКГ, в който ясно се наблюдават нормални дихателни цикли.

33

Един вариант на напълно завършената апаратура за мониториране на

новородени и недоносени е показана на фиг.4.11. Конструкцията е с размери 255х190х82mm и тегло 1.2kg. Електронният модул на предавателната част е с размери 30х30mm. Общият размер заедно с батериите е 85х35х6mm, при тегло около 15g. Захранването му е реализирано с две 3V литиеви батерии, при обща консумация 2.5mA.

Електрокардиографският сигнал се предава телеметрично, предавателният модул се крепи на самозалепващите електроди за еднократна употреба. При бебета с повишена двигателна активност е възможно допълнително предпазване с мека еластична превръзка. Изводи:

1. Направено е сравнително изследване в реални условия на приложението на акустичния метод и на предлаганата мониторна апаратура за получаване на респираторни сигнали. Показано е практическото предимство на разрабо-тената система.

2. Направено е сравнително изследване в реални условия на приложението на електроимпедансния метод и на предлаганата мониторна апаратура за получаване на респираторни сигнали.

3. Показана е устойчивостта на разработената апаратура при двигателни смущения, както и практическото отсъствие на фалшиви детекции, в сравнение с модерни монитори на водещи фирми използващи най-разпространения електроимпедансен метод.

4. Реализирана е в окончателен вид апаратура за мониториране на електрокардиограмата и дишането на новородени и недоносени, апробирана и подготвена за използване в Отделението за интензивни грижи на Държавната университетска болница по педиатрия.

34

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

В изпълнение на целта на дисертационния труд и поставените задачи, са получени следните резултати:

1. Изследвани са удобните за използване отвеждания при новородени, съобразени с положението на главния фронтален вектор на електричната активност на сърцето. В резултат на това е показано като оптимално хоризонталното гръдно отвеждане с ос успоредна на І стандартно отвеждане.

2. Показана е възможността за повишаване на чувствителността при извличане на респираторен сигнал от електрокардиограмата чрез сумиране на абсолютните стойности на промените в амплитудите на R и S вълните на електрокардиограмата. Реализирано е съответното схемно решение.

3. Изследвано е влиянието на граничната честота и реда на високочестотни филтри върху амплитудата и формата на QRS-комплексите на електрокардиограмата. Препоръчана и избрана е филтрация с гранична честота 5Hz, като са взети предвид особеностите на електрокардиограмата на кърмачетата.

4. Разработен е и е реализиран маломощен предавателен модул с автономно захранване за телеметрично предаване на електрокардиограмата в обхвата 700-800 MHz, използващ само два електрода. Модулът има размери 30х100х6mm, тегло 15g и се укрепва на тялото на кърмачето посредством самозалепващите електроди за еднократна употреба.

5. Разработен е и е конструиран приемник-монитор на електрокардиограмата съдържащ блокове за демодулиране и възстановяване на оригиналната електрокардиограма и за извличане на респираторния сигнал, като алармените функции при получаване на абнормни сигнали са реализирани с вградена микропроцесорна система. Мониторът има размери 255х190х82mm и тегло 1.2kg.

6. Направени са сравнителни изследвания на реализираната телеметрична мониторна апаратура с най-разпространения електроимпедансен метод и с използването на акустични сигнали. Показана е високата й шумоустойчивост, съчетана с точно детектиране на сърдечната честота и апнеята.

7. Реализирана е в окончателен вид телеметрична мониторна апаратура, апробирана и подготвена за използване в Отделението за новородени и недоносени на Държавната университетска болница по педиатрия.

35

ПУБЛИКАЦИИ ВЪВ ВРЪЗКА С ДИСЕРТАЦИОННИЯ ТРУД

1. Dobrev D, Daskalov I. Two-electrode telemetric instrument for infant heart rate and apnea monitoring. Medical Engineering and Physics 1998, 20, 729-734.

2. Добрев Д. Използване на електрокардиографски сигнал за регистриране на дихателната дейност при новородени. Електроника и електротехника 1999, 34, 21-25.

3. Добрев Д. Регистриране на дихателна дейност чрез електрокардиографски сигнали. Сб. доклади Пета нац. научно-приложна конф. Електронна техника ’ЕТ96’, Созопол, 27-29 Септ. 1996, том 3, 30-36.

4. Добрев Д. Акустичен метод за мониториране на апнея. Сб. доклади Пета нац. научно-приложна конф. Електронна техника ’ЕТ96’, Созопол, 27-29 Септ. 1996, том 3, 37-42

5. Добрев Д. Сравнение на диференциален и несиметричен усилвател на ЕКГ сигнали. Сб. доклади конф. ‘Електроника 2000’, Окт. 2000 Ботевград (приет за печат).