Устройство для временной селекции кардиосигналов Советский патент 1991 года по МПК A61B5/428 

о

00 О

о

XI

Изобретение относится к медицинской технике, а более конкретно к устройствам анализа электрокардиосигналов, и может быть использовано в ритмокардиоанали- заторах.

Цель изобретения - повышение помехоустойчивости и достоверности результатов.

На фиг. 1 приведена структурная схема устройства для временной селекции карди- осигналов; на фиг. 2 - структурная схема анализатора интенсивности помех; на фиг. 3 - временные диаграммы сигналов, поясняющие работу устройства.

Устройство содержит последовательно соединенные амплитудный селектор 1 R-зубцов, ключ 2, формирователь 3 выходного сигнала, последовательно соединенные преобразователь 4 кардиоинтервал-напря- жение, многоступенчатый резистивный делитель 5, схему 6 коммутации, схему 7 сложения, первый преобразователь 8 напряжение-длительность (формирователь защитного интервала) анализатор 9 интенсивности помех, последовательно соединенные триггер 10, И 11, схему ИЛИ 12, последовательно соединенные схему 13 вычитания и второй преобразователь 14 напряжение-длительность (формирователь интервала анализа), причем выход ключа 2 подключен к сигнальному входу преобразователя 4 кардиоинтервал-напря- жение, первому входу триггера О, второму входу схемы ИЛИ 12, выход амплитудного селектора 1 R-зубцов подключен к первому входу анализатора 9 интенсивности помех и второму входу схемы И 11, выход схемы ИЛИ 12 подключен к управляющему входу первого преобразователя 8 напряжение- длительность, при этом выход преобразователя 4 кардиоинтервал-напряжение подключен к первым входам схемы 7 сложения и схемы 13 вычитания, первый выход анализатора 9 интенсивности помех подключен к управляющему входу схемы 6 коммутации, второй выход анализатора 9 интенсивности помех подключен к управляющему входу ключа 2, причем выход триггера 10 подключен к управляющему входу преобразователя 4 кардиоинтервал-напряжение, выход схемы 6 коммутации подклю- чен к второму входу схемы 13 вычитания, при этом выход первого преобразователя 8 напряжение-длительность подключен к управляющему входу второго преобразователя 14 напряжение-длительность, к выходу которого подключен второй вход триггера 10.

Анализатор 9 интенсивности помех содержит последовательно соединенные схему И 15, счетчик 16 и дешифратор 17 и

последовательно соединенные ждущий мультивибратор 18, триггер 19 и схему И 20, причем первый выход схемы И 15 является первым входом анализатора 9 интенсивности помех, вход ждущего мультивибратора 18, второй вход схемы И 20 и второй вход схемы И 15 соединены между собой и являются вторым входом анализатора 9 интенсивности помех, выход ждущего мультивибратора 18 подключен к управляющему входу счетчика 16, при этом совокупность всех выходных разрядов дешифратора 17 является первым выходом анализатора 9 интенсивности помех, соответствующий выхйдной разряд дешифратора 17 подключен к сигнальному входу триггера 19, а выход схемы И 20 является вторым выходом анализатора 9 интенсивности помех.

Устройство для временной селекции кардиосигналов работает следующим образом.

Регистрируемый кардиосигнал в рассматриваемом цикле измерения поступает на вход амплитудного селектора 1 R-зубцов, на выходе которого при условии превышения сигналом некоторого порога формируется стандартный по амплитуде и длительности импульс (фиг. 3, эпюра Ui). Этот импульс, проходя через ключ 2, поступает на сигнальный вход преобразователя 4 кардиоинтервал-напряжение. По переднему фронту импульса напряжения Ui на выходе формирователя 3 выходного сигнала формируется постоянное напряжение, соответствующее зарегистрированному кардио- интервалу (фиг. 3. эпюра JJ4), а по его заднему фронту начинается следующий цикл преобразования кардиоинтервал-напряжение. Одновременно импульс с выхода ключа 2, проходя через схему ИЛИ 12, поступает на управляющий вход первого преобразователя 8 напряжение-длительность. По заднему фронту этого импульса на выходе преобразователя 8 напряжение-длительность формируется импульс с длительностью, пропорциональной напряжению на его сигнальном входе (фиг. 3, эпюра Us}. Длительность этого импульса при отсутствии помех выбирается равной 0,8...0,9 длительности зарегистрированного кардиоинтервала. Конкретное значение длительности определяется в зависимости от физиологических характеристик группы обследуемых.

Импульс с выхода преобразователя 8 напряжение-длительность поступает на второй вход анализатора 9 интенсивности помех, на первый вход которого поступает сигнал с выхода амплитудного селектора 1 R-зубцов. Во время действия этого импульса сигнал с второго выхода анализатора 9 интенсивности помех, поступая на управляющий вход ключа 2, запирает его, а в анализаторе 9 интенсивности помех производится подсчет числа импульсов, уровень которых 5 превышает порог срабатывания амплитудного селектора 1 R-зубцов.

В зависимости от числа зарегистрированных импульсов нз соответствующей линии первого выхода анализатора 9 10 интенсивности помех появляется сигнал, который поступает на управляющий вход схемы 5 коммутации. Этот сигнал подается на соответствующий ключ схемы 6 коммутации, посредством которого к выходу схемы 15 6 коммутации подключается часть напряжения с выхода преобразователя 4 кардиоин- , тервал-напряжение, соответствующая числу импульсов, уровень которых превышает порог срабатывания амплитудного се- 20 лектора 1 R-зубцов во время действия импульса с выхода формирователя 8 защит ного интервала, т.е. числу импульсов помех (фиг. 4. эпюра Ue).

Напряжение с выхода схемы 6 коммута- 25 ции поступает на вторые входы схемы 7 сложения и схемы 13 вычитания, на первые входы которых поступает напряжение с выхода преобразователя 4 кардиоинтервал- напряжение. На выходе схемы 7 сложения 30 формируется напряжение, представляющее собой сумму двух напряжений: постоянного напряжения, пропорционального длительности последнего зарегистрированного кардиоинтервала, и части того же напря- 35 жения, пропорционального интенсивности помех (фиг. 4, зпюра U). Аналогично напряжение на выходе схемы 13 вычитания представляет собой разность тех же самых напряжений (фиг. 4, эпюра 1)1з). В соответст- 40 вии с этим длительность импульса с выхода преобразователя 8 напряжение-длительность увеличивается на некоторую величину, пропорциональную интенсивности помех в текущем цикле анализа (фиг. 4, эпюра Us), a 45 длительность импульса на выходе второго преобразователя 14 напряжение-длительность, в течение которого анализируется наличие R-зубца, на ту же величину уменьшается (фиг. 4, эпюра (JA. Посредством 50 этого в каждом такте измерения в зависимости от интенсивности помех устанавливается такое соотношение между длительностью защитного интервала и длительностью интервала анализа, которое минимизирует 55 полную ошибку обнаружения. Это достигается выбором номиналов элементов многоступенчатого резистивного делителя 5. По окончании действия сигнала на выходе преобразователя 8 напряжение-длительность отпирается ключ 2, и запускается преобразователь 14 напряжение-длительность, на выходе которого формируется импульс, в течение которого ожидается появление следующего R-зубца. Длительность этого импульса при условии отсутствия помех выбирается равной 0,4...0,3 длительности предыдущего кардиоинтервала.

Импульс с выхода ключа 2 поступает на сигнальный вход преобразователя 4 кардиоинтервал-напряжение. По переднему фронту этого импульса на выходе преобразователя 4 кардиоинтервал-напряжение формируется постоянное напряжение, соответствующее зарегистрированному кардио- интервалу, а по его заднему фронту начинается новый цикл преобразования кардиоинтервал-напряжение.

Одновременно тот же импульс, проходя через схему ИЛИ 12, поступает на управляющий вход преобразователя 8 напряжение- длительность. Импульс, формируемый на выходе преобразователя 8 напряжение- длительность, поступает на второй вход анализатора 9 интенсивности помех, своим передним фронтом сбрасывая все узлы анализатора в исходное состояние. Зо время действия этого импульса сигнал с второго выхода анализатора 9 интенсивности помех, поступая на управляющий вход ключа 2, запирает его.

Таким образом, ключ 2 открыт в течение времени, определяемого передним фронтом импульса второго формирователя 14 интервала анализа и моментом появления R-зубца кардиосигнала (фиг. 4, эпюра Lte).

Регистрируемые импульсы, соответствующие R-зубцам кардиосигнала, с выхода ключа 2 поступают на вход формирователя 3 выходного сигнала.

Если во время действия импульса с выхода формирователя 8 защитного интервала на первый вход анализатора 9 интенсивности помех поступает количество импульсов с выхода амплитудного селектора 1 R-зубца, большее или равное неко.с юму пороговому числу, например 4, то после окончания импульса с выхода преобразователя 8 напряжение-длительность сигнала с второго выхода анализатора 9 интенсивности помех продолжает удерживать ключ 2 в запертом состоянии. Задним фронтом импульса с выхода преобразователя 8 напряжение-длительность запускается преобразователь 14 напряжение-длительность, сигнал с выхода которого поступает на второй вход триггера 10. Так как в текущем цикле анализа количество импульсов помех превысило пороговый уровень, то анализ не производится.

ключ 2 закрыт, и „во время действия сигнала на втором входе триггера 10 на первый его вход импульс с выхода ключа 2 не поступит. Сигнал с выхода преобразователи 14 напряжение-длительность своим задним фронтом переводит триггер 10 в противоположное состояние (фиг. 4, эпюра Uio). Сигнал с выхода триггера 10 поступает на управляющий вход преобразователя 4 кардиоинтервал- напряжение, фиксируя на его выходе напряжение, пропорциональное последнему зарегистрированному кардиоинтервалу, и на первый вход схемы И 11.

Очередной импульс с выхода амплитудного селектора 1 R-зубцз поступает на второй вход схемы И 11 и далее, проходя через схему ИЛИ 12, поступает на управляющий вход преобразователя 8 напряжение-длительность, запуская его. Импульс с выхода преобразователя 8 напряжение-длительность поступает на второй вхдд анализатора 9 интенсивности помех, своим передним фронтом сбрасывая все узлы ак л лзатора в исходное состояние. Задним фронтом ммпуль- са с выхода преобразователя 8 напряжение- длительность запускается преобразователь 14 напряжение-длительность, вырабатыва ющий импульс, во время которого анализируется появление R-зубца. Импульс, соответствующий R-зубцу, с выхода ключа 2 поступает на сигнальный вход преобразователя 4 кар- диоинтервал-напряжение. По заднему фронту этого импульса начинается следующий цикл преобразования напряжение-длительность, а триггер 10 устанавливается в исходное состояние.

Так как формирование постоянного напряжения на выходе преобразователя 4 кар- диоинтервал-напряжение производится по переднему фронту импульса напряжения Ui, то напряжение на его выходе соответствует последнему зарегистрированному кардиоинтервалу. Если в текущем такте измерения количество импульсов помех превышает пороговый уровень, то анализ появления R-зубца не производится, и R-зу- бец не фиксируется.

Таким образом, устройство для временной селекции кардиосигналов обеспечивает формирование интервала времени анализа наличия R-зубца кардиосигнала, связанного с величиной предыдущего кардиоинтервала и уровнем интенсивности помех, сопровождающих съем кардиосигнала в текущем цикле измерения. Если интенсивность помех превышает некоторый пороговый уровень, то выход устройства запирается, и сигнал в данном цикле не регистрируется, что повышает помехоустойчивость и достоверность результатов.

Формула изобретения

1.Устройство для временной селекции кардиосмгналов, содержащее последовательно соединенные амплитудный селектор, ключ, формирователь выходного сигнала, при этом выход ключа соединен также с преобразователем кардиоинтер- вал-напряжение и триггером, а также два

преобразователя напряжение-длительность, выход первого из которых соединен с входом второго преобразователя напряжение-длительность, отличающееся тем, что, с целью повышения помехоустойчивостм и достоверности результатов, в него дополнительно введены многоступенчатый делитель напряжения, схема коммутации, схема сложения, схема И, схема ИЛИ, схема вычитания, а также анализатор интенсивности

помех, причем преобразователь кардиоиктер- вал-напряжение через последовательно соединенные многоступенчатый делитель напряжения, схему коммутации и схему сложения подключен к первому входу второго

преобразователя напряжение-длительность, к второму входу которого через последовательно соединенные схемы И и ИЛИ подключен выход триггера, соединенный также с вторым входом преобразователя

кардиоинтервап-напряжение, выход которого подключен к второму входу схемы сложения и первому входу схемы вычитания, с Ёторым входом которой соединен выход схемы коммутации, при этом выход схемы

вычитания подключен к второму входу первого преобразователя напряжение-длительность, выход которого соединен с вторым входом триггера, выход второго преобразователя напряжение-длительность подключен к первому входу анализатора интенсивности помех, второй вход которого соединен с выходом амплитудного селектора и вторым входом схемы И, а первый выход подключен к второму входу ключа,

второй же выход соединен с вторым входом схемы коммутации.

2.Устройство по п. 1,отличающее- с я тем, что в анализаторе интенсивности помех, содержащем последовательно соединеиные первую схему И, счетчик и дешифратор, а также последовательно соединенные ждущий мультивибратор, триггер и вторую схему И, первый вход первой схемы И является первым входом анализатора интенсивности помех и подключен к входу ждущего мультивибратора и второму входу второй схемы И, второй вход первой схемы И является вторым входом анализатора интенсивности помех, выход ждущего мультивибратора подключен к управляющему входу счетчика,

при этом совокупность всех выходных разрядов дешифратора является первым выходом анализатора интенсивности помех, соответствующий выходной разряд дешифратора подключен к сигнальному входу триггера, а выход второй схемы И является вторым выходом анализатора интенсивности помех.

Устройство для временной селекции кардиосигналов относится к медицинской технике. Цель изобретения - повышение помехоустойчивости и достоверности результатов. Устройство содержит селектор 1, ключ 2 и формирователь 3 выходного сигнала, а также преобразователи 8 и 14 напряжение - длительность. В устройство дополнительно введены многоступенчатый резисторный делитель 5 напряжения, схема б коммутации, схема 7 сложения, схема 13 вычитания, схема И 11, схема ИЛИ 12, анализатор 9 интенсивности помех, а также взаимосвязи между ними, что позволяет адаптивно изменять соотношение интервала анализа и защитного интервала в зависимости от интенсивности помех, сопровождающих съем кардиосигнала, т.е. при увеличении интенсивности помех увеличивать защитный интервал и уменьшать интервала анализа, и наоборот, и тем самым повысить помехустойчивость и достоверность измерений. 1 з.п.ф-лы, 3 ил. (Л С