/
Текст
6 — =
УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Усилители являются важной частью современного оборудования для регистрации биопотенциалов. Многие биопотенциалы имеют малую амплитуду — и это при том. что сопротивление источника сигнала может быть велико. Уси литель должен увеличить амплитуду сигнала, в точности сохраняя его форму Усилители, специально изготовленные для работы с электрическими сигналами биологического происхождения, называются усилителями биопотенциалов. В этом разделе мы обсудим общие требования к таким усилителям, а также рассмотрим некоторые специализированные измерительные системы.
6.1 ОСНОВНЫЕ ТРЕБОВАНИЯ
Главной задачей усилителя биопотенциалов является усиление слабых сигналов биологического происхождения до уровня, необходимого для дальнейшей обработки, регистрации или отображения. Обычно требуется усиление по напряжению, поскольку входное напряжение слишком мало. Усилитель напряжения увеличивает также мощность сигнала, поэтому его можно рассматривать и как усилитель мощности. Иногда от усилителя требуется только согласование сопротивления источника сигнала и нагрузки, без усиления напряжения В этих случаях используются повторители.
Для использования в биологических исследованиях усилители должны удовлетворять определенным требованиям Они должны иметь высокое вход ное сопротивление, чтобы не нагружать источник сигнала. Характеристики электродов для регистрации биопотенциалов изменяются при протекании через них входного тока усилителя, что приводит к искажению сигнала Для уменьшения этих искажений входное сопротивление усилителя должно быть как можно больше. Современные усилители имеют входное сопротивление не менее 10 Мом.
Входные цепи усилителя биопотенциалов должны также обеспечивать защиту пациента. Любой ток или напряжение на входах усилителя влияет на измеряемый сигнал. В медицинских приборах входные токи усилителя могут вызвать местное или генерализованное поражение электрическим током, что может иметь самые печальные последствия. Чтобы избежать этого, усилитель должен иметь защиту, обеспечивающую уровень входных токов, безопасный для пациента и обеспечивающий минимальный уровень артефактов.
Требования к выходу усилителя биопотенциалов менее жесткие. Его задачей является обеспечить на нагрузке, обычно индикаторе или регистратор6» максимальную точность в рабочем диапазоне Выходное сопротивление
6.2 ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФ 247
усилителя должно быть мало, а выходной ток достаточно велик для работы на штатную нагрузку.
Частотный диапазон усилителя биопотенциалов должен соответствовать спектру исследуемого сигнала Поскольку эти сигналы имеют низкую амплитуду, важно чтобы полоса усилителя была не меньше, но и не больше, чем требуется. При этом обеспечивается оптимальное отношение сигнал/шум (ОСШ). Обычно амплитуда биопотенциалов составляет единицы милливольт и ниже. Эти сигналы должны быть усилены до уровня, совместимого с индикатором или регистратором. Это значит, что усилитель должен иметь большое усиление - порядка 1000 или выше.
Очень часто биопотенциалы регистрируются с помощью биполярных электродов. С точки зрения эквивалентной электрической схемы, такие электроды подключены симметрично относительно земли. В этом случае лучше всего использовать дифференциальный усилитель. Так как синфазное напряжение на электродах может быть во много раз больше полезною сигнала, усилитель должен иметь большой коэффициент ослабления синфазного сигнала (КОСС).
Наконец, в усилителях для клинических и научных исследований должна быть предусмотрена оперативная калибровка. При регистрации биопотенциалов важна не только форма сигнала, но и его амплитуда, поэтому коэффициент усиления должен быть известен Часто усилитель биопотенциалов имеет источник образцового сигнала, который можно, нажав на кнопку, временно подключить к входу усилителя для проверки калибровки. Усилители с переменным усилением обычно имеют не потенциометр (такой, как регулятор громкости в аудиоусилителях), а переключатель для выбора одного из нескольких точно заданных значений коэффициента усиления. Таким образом, усиление всегда известно, и его нельзя сбить, случайно задев ручку регулировки.
Кроме того, к усилителям для конкретных приложений могут быть предъявлены дополнительные требования, исходя из специфики конкретного приложения. В качестве примера рассмотрим один из наиболее распространенных усилителей биопотенциалов, усилитель электрокардиограммы (ЭКГ).
6.2 ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФ ___________________
Чтобы лучше познакомиться с усилителями биопотенциалов, рассмотрим ти-Личный клинический кардиограф. Но сначала познакомимся с самой ЭКГ.
ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАММА (ЭКГ)
Как мы узнали из раздела 4.6, сокращения сердца генерируют электрический Сигнал. который может быть использован для диагностики. Электрическая активность сердца может быть отображена векторной величиной. Для этого необходимо знать расположение точек тела, от которых отводятся сигналы, н Потенциалы этих точек как функцию времени. Для описания электрической активности сердца разработана простая модель. В этой модели сердечная мышца заменяется электрическим диполем, а грудная клетка рассматривается Кек Частично проводящая среда. Типичный пример показан на рис. 6.1.
290 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Рис. В6.2
ЛИТЕРАТУРА
Anonymous, "Ambulatory' ECG monitors." Health Devices. 1989. 18. 295-321.
Anonymous, Diagnostic electrocardiographic devices'" ANSI/AAMI ECI 1-1991. Arlington, VA Association for the Advancement of Medical Instrumentation, 1991
Anonymous, "Cardiac monitors, heart rate meters and alarms" ANSl/AAMl EC 13—1992.
Arlington, VA: Association for the Advancement of Medical Instrumentation, 1992.
Bailey, J. J et al, 'Recommendations for standardization and specifications in automated electrocardiography; Bandwidth and digital signal processing" Circulation, 1990, 81(2), 730-739.
Childers, D. G., "Evoked potentials," in J. G Webster (ed). Encyclopedia of Medical Devices and instrumentation. New York. Wiley, 1988. pp 1245— 1254.
Coboid, R. S. C , Transducers for Biomedical Measurements: Principles and Applications. New York Wiley, 1974.
Delgado, J M. R., "Electrodes for extracellular recording and stimulation, in W. L. Nastnk, Physical Techniques in Biological Research. New York’ Academic, 1964, pp. 88—139.
Flchtenbaum, M., "Counter inverts period to measure low frequency." Electron.. March 4, 1976, 49, 100.
Geddes, L. A., and L. E. Baker, Principles of Applied Biomedical Instrumentation, 3rd ed New York: Wiley, 1989.
Grobstein, S R , and R D. Gatzke, "A battery powered ECG monitor for emergency and operating room environments " Hewlett-Packard J., September 1977,29( 1), 26—32
Hartley, R., "Analogue-display rate meter built around digital switching elements." Med Biol. Eng. 1976. 14. 107-108.
Huhta. J. C., and J. G Webster, 60-Hz interference in electrocardiography IEEE Trans Biomed Eng, 1973, BME-20, 91- 101
Jacobsen, N K., and J. L. Stuart. "A field-portable, microprocessor-controlled, data proc essing and storing cardiotachometer." Biotelem Patient Monti., 1982, 9, 80—88.
ЛИТЕРАТУРА 291
Jongsma, Н W., Н. Р. van Geijn, К. J. Dalton, and R J. Parsons (eds.). "Fetal electro- and phonocard ography.' Chn. Phys. Physiol Meas, 1989. IO (suppl В), I—78
Jurgen, R. K.. "Software (and hardware) for the 'medics.”’ IEEE Spectrum, April 1976, 13(4), 40-43
Kmimich. H P., * Biotelemetry," in J G Webster (ed ), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York Wiley, 1988, pp. 409-425.
Ludwig, H , Heart- or respiration-rate calculator.” Med. Biol Eng. Comput., 1977, 15, 700-702.
Mackay, R. S., Biomedical Telemetry, 2nd ed. New York: Wiley, 1970.
Neuman, M R., Neonatal monitoring," m J G Webster (ed.), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York Wiley, 1988, pp. 2015-2034
Oftner, F., and В Moisand, "A coincidence technique for fetal electrocardiography ” Amer. J Obstet.. Gynecol., 1966, 95, 676.
Plonsey, R . Bioelectric Phenomena. New York. McGraw Hill, 1969.
Plonsey R., “The biophysical basis for electrocardiography " CRC Crit. Rev. Bioeng , 1971, 1. 1-48.
Roux, J. F, M R. Neuman, and R. Goodlm, 'Monitoring intrapartum phenomena." CRC Crit Rev Bioeng., January 1975, 119-158
Santic, A., and M. R Neuman, "A low-power infrared biotelemetry system," in H. P Kim-mich and H.-J Klewe (eds.), Biotelemetry VJJl Nijmegen, Netherlands Kim-mich/Klewe, 1984. pp 147-150.
Smith M S , and E. L Pritchett, "Electrocardiographic monitoring in ambulator)' patients with cardiac arrhythmias." Cardiol. Chn., 1983, 1,293-304.
Sxetz, P , and N Duane, 'The a 0 у of bioelectric measurements." Electron. Des , August 2. 1975,23(16), 68.
Taylor К, and M. Mandelberg, "Precision digital Instrument for calculation of heart rate and R-R interval." IEEE Trans. Biomed. Eng., May 1975, BME-22. 255-257
Thakor, N V, "Electrocardiographic monitors," in J G Webster (ed ). Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. Kew York Wiley, 1988a, pp. 1002—1017.
hakor, N V, "Electrocardiography, computers in,'' in J G Webster (ed ), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York' Wiley, 1988b, pp 1040— 1061.
van Oosterom. A., "Lead systems for the abdominal fetal electrocardiogram." Chn Phys. Physiol Meas, 1989, 10 (Suppl B), 21-26
Vermarim, H , "Recorders, graphic." in J. G. Webster (ed ), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York: Wiley, 1988, pp 2495—2511
Wa den. W. D., and S J Birnbaum. "Fetal electrocardiography with cancellation of maternal comp exes " Amer. J. Obstet. Gynecol., 1964, 94, 596.
Weller, C , "Electrocardiography by infrared telemetry." J. Physiol (London), 1977, 267, 11 — 12. Winter, В. В , and J G. Webster, "Driven-right-leg circuit design." IEEE Trans. Biomed. Eng., 1983 BME-30. 62-66.
248 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Рис. 6.1 Сердечный диполь. Приблизительный вид эквипотенциальных линий сердечного диполя на пике R-зубна Диполь состоит из равных по модулю положительного и отрицательного зарядов, разделенных некоторым расстоянием Эту структуру описывают вектором дипольного момента М
Диполь и его электрическое поле моделируют электрическую активность сердца в определенный момент. В следующий момент диполь может поменять величину и направление, в результате чего меняется его электрическое поле. Если мы примем эту (весьма упрощенную) модель, мы можем не анализировать распределение потенциала каждый раз, когда обсуждаем электрическое поле сердца, а ограничиться рассмотрением дипольного момента. Дипольный момент системы из двух равных по модулю зарядов противоположного знака по определению равен величине заряда, умноженной на вектор, направленный от отрицательного заряда к положительному. В электрокардиографии векторный дипольный момент называют сердечным вектором, и обозначают М, как показано на рис 6.1. По ходу сердечного цикла направление и величина М изменяются, потому что изменяется электрическое поле сердца.
Потенциалы, генерируемые сердцем, присутствуют в объеме и иа поверхности тела Мы можем определить разность потенциалов, помещая на поверх ности тела электроды и измеряя напряжение между ними, стараясь, чтобы потребляемый ток был как можно меньше (в идеале, тока вообще не должно быть, так как любой ток искажает электрическое поле). Если два электрода находятся иа разных эквипотенциальных линиях, напряжение между ними отлично от нуля. При другом расположении электродов напряжение между ними будет другим, поэтому для клинической регистрации ЭКГ важно иметь стандартные позиции электродов. Удобно располагать электроды на конечностях. Ниже мы остановимся на этом подробнее.
Нам бы хотелось, зная кардиовектор, уметь предсказывать с помощью дипольной модели сердца если не амплитуду, то хотя бы форму сигнала, снимаемого с пары электродов Для этого определим для пары электродов вектор отведения. Это единичной вектор, направление которого совпадает с направлением вектора М, при котором напряжение на данной паре электродов максимально (в русскоязычной литературе чаще используется понятие ось отведения; направление вектора отведения совпадает е положительным направлени ем оси отведения — прим, перев.). Пара электродов, либо эквивалентная комбинация нескольких электродов с помощью резистивной цепи, называется отведением.
6 2 ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФ 249
Рис. 6.2 Взаимосвязь кардиовектора М и двух векторов отведении а, и аа. Проекция вектора М на направление а, равна скалярному произведению векторов (обозначена как из|). Вектор отведения а2 перпендикулярен вектору М, поэтому напряжение на этом отведении равно О
Как показано на рис 6 2, напряжение на паре электродов, которой соответствует вектор отведения а,, равно проекции кардиовектора М на направление а,. В векторной алгебре это обозначается как скалярное произведение:
или — |Mj*cos0 (G 1)
Здесь — напряжение на отведении с вектором а,. Рассмотрим другое отведение, представленное на рис. 6.2 вектором а2 Этот вектор перпендикулярен кардиовектору М. Проекция М на а2 равна 0, поэтому и напряжение на этом введении равно 0. Если мы запишем ЭКГ, используя только одно отведение, мы не сможем восстановить кардновектор. В то же время, используя два отведения с векторами, лежащими в той же плоскости, что и М, мы можем однозначно восстановить М.
В клинической кардиографии для полного описания сердечной активности используется несколько отведений. Часть отведений лежит во фронтальной плоскости (горизонтальное сечение тела, когда вы лежите на спине), а часть в поперечной плоскости (горизонтальное сечение тела, когда вы стоите)
Три основных отведения образуют ЭКГ фронтальной плоскости (Рис. 6.3). Они являются комбинациями из трех электродов, один из которых расположен на правой руке (right arm — RA), другой на левой руке (left arm — LA), а третий на левой ноге (left leg — LL) Обычно на правую ногу также ставят электрод (right leg - RL), он не участвует в отведениях, а подключается к земле либо к схеме активной компенсации помехи, как показано на рис. 6 15. Три стандарт ных отведения обозначаются римскими цифрами, их напряжения равны I — LA—RA, II = LL—RA, III = LL—LA. Векторы отведений образуют во фронтальной плоскости тела примерно равносторонний треугольник, называемый Треугольник Эйнтховена. Поскольку отведения, составляющие треугольник Эйнтховена образуют замкнутый контур, мы можем записать для них первый закон Кирхгофа
1-11 + 111 = 0 (62)
Зная кардиовектор, легко определить его компоненты, поместив его внутрь треугольника и построив проекции на каждую из сторон. И наоборот, мы можем восстановить кардиовектор, зная его проекции на стороны треугольника, или хотя бы две из них. На практике обычно требуется второе.
250 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Рис. 6.3 Стандартные обозначения отведений. Вектор отведения I направлен под углом 0°, вектор отведения II под углом 60°, а вектор отведения III под углом 120° Для примера показан кардиовектор, направленный под углом 30°, и его проекция на каждое отведение
В клинической записи ЭКГ обычно используют еще три отведения во фронтальной плоскости и несколько отведений в перпендикулярной плоскости В этих отведениях участвует не два электрода, а больше. Их часто называют униполярными отведениями, поскольку они формируются из реального «активного» электрода и референтного эквивалентного электрода, или псевдоэлектрода, потенциал которого получают усреднением потенциала нескольких реальных электродов.
Рис. 6.4 Схема формирования объединенного электрода Вильсона.
6.2 ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФ 251
Один из таких псевдоэлектродов - объединенный электрод Вильсона. показанный на рис 6.4. Электроды LA, RA, и LL соединены через одинаковые резисторы, поэтому потенциал в центре звезды равен среднему арифметическому потенциалов электродов Сопротивления резисторов должны быть не менее 5 МОм, чтобы уменьшить ток. протекающий через электроды. Поэтому более практично использовать буферы (повторители напряжения, раздел 3.3), и подключить звезду из трех равных резисторов к их выходам. Потенциал LA относительно объединенного электрода Вильсона обозначается VL, потенциал RA — VR, и потенциал LF — VF. Заметьте, что один из резисторов R шунтирует цепь между соответствующим электродом и центром звезды, что приводит к уменьшению амплитуды сигнала. Мы можем превратить эти отведения в усиленные отведения, если разорвем соединение между активным электродом и центральной точкой. Это не влияет на направление оси отведения, но увеличивает амплитуду сигнала на 50%.
Усиленные отведения обозначаются aVL, aVR и aVF. Они показаны на рис. 6.5 вместе со стандартными отведениями I, II и Ill Заметьте, что
Ис* 6.5 Панели (а), (б) и (о) показывают подключение электродов для формирования рех усиленных отведений Векторная диаграмма (г) показывает направления векторов анллртных н усиленных отведений во фронтальной плоскости.
252 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
если рассматривать положительные и отрицательные направления векторов, они будут расположены по кругу равномерно через угол 30°. Это позволяет на глаз оценить ориентацию кардиовектора по тому, какое из шести отведений имеет в данный момент наибольшее напряжение.
Для записи ЭКГ в перпендикулярной плоскости используются прекордиальные (грудные) отведения. Электроды помешают в определенные анатомические точки на грудной клетке, как показано на рис. 6.6. Отведение формируется из грудного электрода и объединенного электрода Вильсона. На рис. 6.6 показаны оси грудных отведений. Если необходимо записать ЭКГ от задней стороны сердца, можно поместить электрод внутрь пищевода, находящегося непосредственно за сердцем. В качестве референтного электрода таких отведении также используется объединенный электрод Вильсона.
(а) (б)
Рис. 6.6 Грудные отведения, (а) Расположение грудных электродов (б) Направления векторов грудных отведений в поперечной плоскости (вид сверху).
ТЕХНИЧЕСКИЕ ТРЕБОВАНИЯ К ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФУ
Поскольку электрокардиографы являются широко распространенными приборами, производимыми различными фирмами, необходима стандартизация их характеристик. Технические требования к электрокардиографам вырабатывались в течение многих лет (Bailey, 1961; Anonymous, 1991). В таблице 6.1 приведены требования из более поздней публикации (Anonymous, 1991) Эти требования составляют часть добровольного стандарта Управление по контролю над продуктами и лекарствами (США) планирует ввести обязательные стандарты на распространенные медицинские приборы, включая электрокардиограф
Таблица 6.1 Медико-технические требования к электрокардиографам (Anonymous, 1991).
Пуню Описание Мин/макс ; Значение
3.2.1 Условия эксплуатации сетевое напряжение диапазон 110-240 В
частота сетевого напряжения диапазон 50±1 или60±1 Гц
температура диапазон 25±10°С
относительная влажность диапазон 30 - 70%
атмосферное давление диапазон 70-106 кПа
6 2 электрокардиограф 253
Таблица 6.1 [Продолжение].
Пункт Описание Мин/макс Значение
3 2.2 3.2.3 32.4 3.2.5 3.2.6 32.7 3.2.8 Отведения - для одноканального прибора мин для трехканального прибора мин Динамический диапазон диапазон входных напряжений мин скорость нарастания мин постоянное напряжение на входе мин допустимое изменение амплитуды в зависимости макс от постоянного напряжения на входе Усиление значения чувствительности мин погрешность коэффициента усиления макс у приборов с автоматическим выбором - усиления эта функция должна быть отключаемой скорость дрейфа коэффициента усиления макс дрейф коэффициента усиления за 1 час макс Скорость бумаги значения мин погрешность макс Запись или отображение ширина бумаги/дисплея мин скорость движения пера макс толщина линии на бумаге макс временной сдвиг между отведениями макс разметка на бумаге мин погрешность разметки макс погрешность маркера времени макс Точность записи сигнала общая погрешность макс до ±5 мВ и 125 мВ/сек макс верхняя частота среза по уровню -3 дБ мин амплитуда на выходе при подаче на вход тре- мин угольного импульса с амплитудой 1.5 мВ и длительностью 20 мсек напряжение переходного процесса после подачи макс на вход прямоугольного импульса с амплитудой 3 мВ и длительностью 100 мсек то же, скорость нарастания макс погрешность весовых коэффициентов отведений макс гистерезис после отклонения на 15 мм от изо- макс линии Калибровочное напряжение номинальное значение - погрешность макс длительность фронтов макс постоянная времени следа мин рис. 65 7 12 ±5 мВ 320 мВ/сек ±300 мВ ±5 20,10, 5 мм/мВ 5% ±0 33 %/мин ±3% 25, 50 мм/сек ±5% 40 мм 1600 мм/сек 1 мм 0.5 мм или 10 мсек 10 линий/см ±2% ±2% ±5% 40 мкВ 150 Гц 13.5 мм 0.1 мВ 0.3 мВ/сек 5% 0.5 мм 1 мВ 5% 1 мсек 100 сек
3.2.9 Входное сопротивление МММ Лгт г 1 2.5 МОм
3.2.10 Постоянный ток, измеренный на входном разъеме Постоянный ток. измеренный на электроде макс макс 0.1 мкА 1 мкА
254 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Таблица 6.1 (Продолжение)
Пункт Описание Мин/макс Значение
3211 КОСС допустимая амплитуда на выходе при подаче на вход напряжения 20 В, 60 Гц, при разбалансе входных сопротивлений 51 кОм и постоянном напряжении на входе до ±300 мВ макс 1 мВ или 10 мм
3.2.12 Шум 30 мкВ
Напряжение шумов от пика до пика, приведенное к входу макс
Взаимовлияние каналов макс 2%
32.13 Стабильность изолинии
восстановление после сброса макс Зсек
восстановление после переключения отведений макс 1 сек
скорость дрейфа изолинии макс 10 мкВ/сек
дрейф изолинии за 2 мин макс 500 мкВ
3.2.14 Защита от перегрузки 1 В от пика до пика
дифференциальное входное напряжение частоты 60 Гц, не вызывающее повреждения в течение 10 сек мин
испытание на стойкость к разряду дефибриллятора — 5 кВ, 360 Дж беек
время восстановления после разряда макс
шунтирование энергии дефибриллятора макс 10%
заряд, протекающий на корпус дефибриллятора прибор должен сохранять работоспособность в присутствии импульсов водителя ритма со еле- макс ЮОмкКл
дующими параметрами* амплитуда диапазон 2 - 250 мВ
длительность диапазон 01-2 мсек
фронты макс 100 мксек
частота повторения макс 100 имп/мин
3.2.15 Ток утечки на пациента для прибора с изолированной рабочей частью (согласно документу 2 1.1) макс 10 мкА
3.2.16 Ток утечки на вспомогательный выход, если он предусмотрен, для прибора с изолированной рабочей частью (согласно документу 2.1 1) макс 10 мкА
БЛОК-СХЕМА КАРДИОГРАФА
Блок-схема типичного клинического кардиографа приведена на рис. 6.7 Чтобы понять работу системы в целом, рассмотрим сначала каждый из блоков.
I. Схема защиты Эта схема обеспечивает защиту входных цепей кардиографа от высоких напряжений.
2. Коммутатор отведений. Все электроды подключаются к усилителю через коммутатор отведений, который выбирает два электрода, либо электрод и псевдоэлсктрод, подключаемые к входам каждого канала усиления. Псевдоэлектроды, такие как объединенный электрод Вильсона, также формируют ся в этом блоке Коммутатором отведений управляет оператор либо микроконтроллер. В автоматическом режиме каждое из 12 отведений записывается в течение небольшого времени, например 10 сек.
3. Калибратор. Калибровочный сигнал с амплитудой 1 мВ может быть временно подключен к входу кардиографа для его проверки.
6.2 ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФ 255
4. Предусилитель Осуществляет начальное усиление сигнала ЭКГ. Должен иметь очень большое входное сопротивление и КОСС. Обычно используется инструментальный усилитель, показанный на рис. 3.5. Часто имеет переключаемый коэффициент усиления.
5. Блок изоляции. Формирует гальванический барьер между цепями, присоединенными к пациенту, и остальной частью схемы. Даже если на пациента случайно будет подано сетевое напряжение, гальванический барьер предотвращает протекание опасного тока на землю самописца или компьютера.
6. Схема компенсации синфазной помехи. Электрод RL подключается либо к земле усилителя, либо к схеме компенсации помехи, которая будет рассмотрена подробнее в разделе 6 5.
Электрод RI.
h
Рис. 6 7 Блок-схема кардиографа.
Выходной усилитель мощности Усиливает ЭКГ до входного уровня самописца. Здесь же осуществляется фильтрация, ограничивающая полосу до значений, указанных в таблице 6 1. Часто позволяет добавлять постоянное смещение на выходе, чтобы управлять положением записи на бумаге.
256 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
8. Блок памяти Многие современные кардиографы нс только записывают ЭКГ на бумаге, но и сохраняют в памяти. Для этого сигнал подается на аналогово-цифровой преобразователь (АЦП), и цифровые отсчеты заносятся в память. Вместе с ними сохраняется информация о пациенте, введенная с клавиатуры. Все это происходит под управлением микроконтроллера.
9. Микроконтроллер. Управляет работой кардиографа в целом. Когда оператор выбирает тот или иной режим работы, вызывается соответствующая программа. Например, можно заставить прибор записать три 10-секундных фрагмента шести фронтальных отведений, а затем три 10-секундных фрагмента шести грудных отведений В некоторых кардиографах микроконтроллер осуществляет также анализ ЭКГ: определение частоты сердечных сокращений, распознавание определенных аритмий, определение электрических осей зубцов ЭКГ и временных интервалов между зубцами.
10. Самописец или принтер. Осуществляет запись или распечатку ЭКГ на бумаге. Также распечатывает имя пациента, другую информацию, введенную оператором, и результаты автоматического анализа ЭКГ. В прошлом использовались аналоговые самописцы, современные приборы используют термопечать или электростатические принтеры, в которых единственным механическим узлом является подача бумаги, а печатающая головка неподвижна (Verrnarien, 1988). Оцифрованные кардиограммы могут сохраняться на магнитной ленте или диске.
6.3 ВЕЧНЫЕ ПРОБЛЕМЫ
Имеется большое количество факторов, которые следует принимать во внимание при разработке и использовании усилителей биопотенциалов вообще и кардиографов в частности. Эти факторы важны нс только для разработчика, но и для оператора, работающего с прибором. В следующих разделах мы опишем некоторые проблемы, возникающие при работе с электронными устройствами, и проанализируем их причины.
ЧАСТОТНЫЕ ИСКАЖЕНИЯ
Частотная характеристика кардиографа не всегда соответствует стандарту. Ограничение полосы пропускания приводит к искажению формы ЭКГ. При недостаточной полосе в области высоких частот наблюдаются высокочастотные искажения, при которых острые пики сглаживаются, а ам плитуда QRS—комплекса уменьшается. Если полосу ограничить снизу (например, установив рабочий диапазон частот 1 — 150 Гц), то становятся заметны низкочастотные искажения (например, переходные процессы после пиков) При этом однополярные (монофазные) волны начинают выглядеть как двухполярные (двухфазные).
6.3 ВЕЧНЫЕ ПРОБЛЕМЫ 257
ОГРАНИЧЕНИЕ СИГНАЛА ПО НАСЫЩЕНИЮ УСИЛИТЕЛЯ
Высокое напряжение смешения на входе или неправильная настройка могут быть причиной насыщения усилителя, что приводит к очень большим искажениям формы кардиограммы. Если сумма напряжения смещения и амплитуды QRS—комплекса на выходе усилителя превышает его максимальный линейный диапазон (раздел 3.2), пики QRS—комплекса будут ограничены (срезаны).
Аналогично, при ограничении отрицательной полярности, срезается нижняя часть кардиограммы. Это может выражаться в ограничении S—зубцов, либо, как крайний случай, уровень ограничения может быть выше зубцов Р и Т (при этом видны только вершины R—зубцов).
ПЕТЛИ ЗАЗЕМЛЕНИЯ
Во время записи ЭКГ пациент бывает подключен не только к кардиографу, но и к другой аппаратуре. Каждый прибор имеет собственное присоединение к земле.
Земляная петля (земляной контур) возникает тогда, когда к пациенту подключен кардиограф и другой прибор, причем оба имеют земляной электрод. Кардиограф присоединен к защитной земле сети через заземленный контакт розетки, в которую он включен. Другой прибор также имеет соединение с защитной землей сети, но в другой точке. Между этими заземлениями может существовать разность потенциалов, и через тело пациента будет протекать ток с одной земли на другую. Этот ток не только нежелателен с точки зрения безопасности, но и создает на входах кардиографа синфазное напряжение. Если КОСС усилителя недостаточен, то помеха появится и на выходе. (Следует учесть, что цепи пациента отделены от сетевой части прибора гальваническим барьером и не имеют электрического соединения с проводом защитного заземления. Этот барьер имеет проходную емкость, так что на частоте 50 Гц через него течет некоторый ток, но все же не такой величины, чтобы угрожать безопасности пациента — прим, персе.).
РАЗРЫВ ПО ВХОДУ
Иногда в результате неосторожного обращения одни из проводов обрывается или теряет контакт с электродом. Поля сетевой частоты, источником которых является электропроводка или аппаратура, создают на входе усилителя наводку большой амплитуды. В результате запись вместо полезного сигнала содержит только мошную помеху сетевой частоты. Такое случается и тогда, когда электрод отрывается от тела пациента. Схема для обнаружения дефекта контакта описана в разделе 6.9.
ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ПОМЕХИ БОЛЬШОЙ АМПЛИТУДЫ
Иногда в ходе записи ЭКГ может потребоваться применение дефибриллятора 'Раздел 13.2) К груди пациента прикладывается высокое напряжение. Во вре-мя разряда напряжение на входах кардиографа может на несколько порядков Превышать обычные значения. Помехи большой величины могут быть вызваны и Другими причинами При этом перо кардиографа резко отклоняется «до упо-Pa#i как показано на рис. 6 8., в результате перегрузки
258 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Рис. 6.8 Воздействие большой электрической помехи на запись ЭКГ. Усилитель насыщается и остается в насыщении некоторое время после действия помехи, пока не перезарядятся конденсаторы После восстановления линейного режима выход усилителя по экспоненте возвращается к изолинии
усилителей и их насыщения. Поскольку конденсаторы в усилителе перезаряжаются во время действия импульса, усилитель может оставаться в насыщении еще некоторое время после того, как импульс закончился. Затем выход медленно возвращается к изолинии (рис. 6.8), причем постоянная времени определяется нижней частотой среза.
Кроме дефибрилляции, такие помехи могут быть вызваны движением электродов или электростатическим разрядом. В старых моделях кардиографов такой же переходной процесс наблюдался при переключении отведений из-за разницы напряжений поляризации на электродах От этого недостатка свободны новые приборы с автоматическим переключением отве дений. у которых предусмотрена ускоренная перезарядка конденсаторов после переключения.
Бороться с помехами нужно как можно ближе к их источнику. При использовании дефибриллятора нет времени отключать от пациента электроды кар диографа, но можно предусмотреть на входах защитные цепи, описанные в разделе 6.4. Эти цепи ограничивают максимальное напряжение, приложенное к входам усилителя, благодаря чему за время действия импульса конденсаторы в тракте прохождения сигнала накопят меньший заряд. В результате усилитель быстрее вернется к нормальной работе Кроме того, защитные цепи предотвращают повреждение кардиографа высоким напряжением на входе.
Для уменьшения электростатических разрядов можно применять антистатическое напольное покрытие, обувь и одежду. Кроме того, персонал должен быть проинструктирован так, чтобы сначала прикасаться к кушетке, а затем к пациенту. Способы уменьшения артефактов от движения электродов описаны в главе 5.
СЕТЕВЫЕ ПОМЕХИ
Один из главных источников помех при записи ЭКГ — питающая сеть 50 Гн. Кроме самого кардиографа, к сети подключены многочисленные потребители В стенах, под полом и по потолку проложена проводка. Все эти провода могут быть источником помех (наводок), показанных на рис. 6.9. Эти наводки возни кают в результате двух причин, действующих по отдельности или вместе.
6.3 ВЕЧНЫЕ ПРОБЛЕМЫ 259
\ |Ал|л^лА Хл. A^pw> ^-л|аа
(Л)
Рис. 6.9 Влияние помех на запись ЭКГ. (а) Наводка сетевой частоты Смотрите также нижнюю кривую на рис. 4.13. (б) Мышечный артефакт.
Электрическая наводка передается через электрическое поле, окружающее проводку и подключенные к ней потребители. Даже если какой то прибор выключен, его сетевая часть является источником наводки, потому что для создания электростатического поля не требуется тока. Помехи передаются на пациента, провода и сам кардиограф через эквивалентные емкости, показанные на рис. 6.10
Ток, текущий с «горячего» (фазового) провода сети через емкость С3 на корпус прибора, стекает на землю и не является источником помех. Ток , текущий через емкость С, на один из проводов, не может течь через вход кардиографа. так как входное сопротивление очень велико, и стекает на землю через сопротивления электрод—кожа Z, и ZG. Аналогично fd2 течет на землю через Z2 и Za. Объемное сопротивление тела человека, около 500 Ом. сравнительно мало, и им можно пренебречь. Напряжение, приложенное к входам усилителя Л и В. равно
*С‘ ®’Ю Механизм возникновения электростатической наводки. Токи текущие с р чего провода сети через паразитные емкости, создают падение напряжения на со-Р°тивленнях электрод—кожа.
260 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
VK Va “ ^62^2 (6.3)
Если провода проложены рядом, токи tdl и id2 можно считать примерно равными (Huhta, Webster, 1973). Тогда:
»*-°» = Uz,-z») <64)
Измеренное значение id для соединительных проводов длиной в 9 м составляет около 6 нА, причем это значение может сильно меняться в зависимости от расположения проводки и оборудования Разность электродных импедансов может достигать 20 кОм. Отсюда.
V.—ий = 6 нА • 20 кОм = 120 мкВ А О
(6.5)
что недопустимо много. Наводку можно уменьшить, применяя экранированные провода, как это делается во многих современных кардиографах. Полезно также уменьшать сопротивление в месте контакта электрода с кожей.
На рис 6.11 показано, что через паразитную емкость Сь ток <db течет на пациента и через сопротивление земляного электрода ZG на землю. В результате на входах кардиографа появляется синфазное напряжение ост:
О'. “ 'А (6.6)
Подставив типичные значения, получим:
Рис. 6.11 Ток, текущий с горячего (фазового) провода сети через паразитную емкость на пациента, создает падение напряжения на сопротивлении земляного электрода, которое для кардиографа является синфазным Входной импеданс Zta не чисто активный, а имеет емкостную составляющую.
6 3 ВЕЧНЫЕ ПРОБЛЕМЫ 261
t’cm — 0.2 мкА 50 кОм - 10 мВ (6.7)
При неблагоприятных условиях достигает 1 мкА, а может превышать 50 мВ Для идеального дифференциального усилителя с бесконечным КОСС (раздел 3.4) это не было бы проблемой. Однако, сопротивления электродов и входное сопротивление усилителя образуют делитель напряжения, и при Z #Z2 часть синфазного напряжения оказывается приложена к входам дифференциально.
(68)
Поскольку Z, и Z? много меньше Zln,
Подставляя типичные значения, получим:
иА—ив =10 мВ - (20 кОм / 5 МОм) - 40 мкВ
(6.9)
(6 10)
Это заметная величина для ЭКГ и неприемлемо большая для ЭЭГ. Для снижения этой наводки нужно уменьшать сопротивления электрод—кожа и увеличи вать входное сопротивление усилителя.
Мы видим, что важную роль играет разность сопротивлений наложения электродов. Какое-то синфазное напряжение всегда присутствует на входах, и как бы ни был хорош сам усилитель, реально достижимое значение КОСС ограничено разбалансом сопротивлений электродов и значением Zn
Вторым источником наводок сетевой частоты является электрома! нитная индукция. Магнитное поле создается током, текущим в проводке, трансформаторах и дросселях Магнитный поток через контур, образованный пациентом, проводами и кардиографом, создает ЭДС, как показано на рис. 6 12. Эта ЭДС пропорциональна индукции поля и площади контура.
нс. 6.12 Механизм возникновения магнитной наводки, (а) Провода отведения I о разуют заштрихованный контур, в который включены также пациент н кардиограф. Изме-ение магнитного потока является причиной ЭДС индукции (б) Наводку можно уменьшить, скрутив провода и прижав их к телу, чтобы контур охватывал как можно меньшую площадь.
262 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Наводка может быть уменьшена (I) магнитным экранированием, (2) выбором места для записи ЭКГ вдали от источников поля (и то и другое может быть непрактично) и (3) уменьшением плошали контура. Последнее легко осуществить, скрутив провода вместе.
ВЫСОКОЧАСТОТНЫЕ ЭЛЕКТРОМАГНИТНЫЕ НАВОДКИ
Кроме наводок сетевой частоты, работу кардиографа могут нарушать и другие помехи. Электромагнитное излучение от радио- и теле-передатчиков, мобильных телефонов и другого оборудования, создаст высокочастотные наводки на входах кардиографа. Тело пациента и соединительные провода выступают как антенна. Хотя частота этих наводок лежит далеко за пределами полосы кардиографа, высокочастотные сигналы могут быть выпрямлены нар-n- переходах в усилителе, а иногда даже на контакте электрод—кожа. Демодулироваи-ные сигналы и составляют наводку, которая видна на записи ЭКГ (Anonymous, 1979).
Источники высокочастотных наводок могут находиться и в самом медицинском учреждении. Нарушителями спокойствия часто оказываются электрохирургические инструменты и высокочастотные электрические обогреватели (раздел 13.9). В статье (Grobstein, Gatzke, 1977) обсуждаются вопросы правильного использования электрохирургического оборудования, а также особенности схемотехники усилителей ЭКГ, направленные на снижение наводок. Генераторами электромагнитного излучения могут быть рентгеновские аппараты, а также переключатели и реле в сильноточных цепях. Даже мигающая флуоресцентная лампа, которую не заменили вовремя, может быть причиной серьезных помех.
Для уменьшения высокочастотных наводок обычно достаточно зашунтиро-вать входы кардиографа небольшими конденсаторами около 200 пФ. В частотном диапазоне ЭКГ сопротивление этих конденсаторов достаточно велико, чтобы не снижать входное сопротивление прибора, хотя для современных кардиографов с высоким входным импедансом это может быть и не так (импеданс конденсатора 200 пФ на частоте 50 Гц составляет 16 МОм — прим, перев.). В радиочастотном диапазоне сопротивление этих конденсаторов становится достаточно низким, и высокочастотные наводки стекают через них на землю.
Еще один источник помех находится непосредственно в организме пациента. Речь идет о мышцах. При сокращении мышц генерируется электрический сигнал, который воспринимается электродами кардиографа и является причиной миографического артефакта, показанного на рис. 6.9 (б). При просмотре записи ЭКГ бывает трудно отличить миограмму от электромагнитных наводок, но в процессе регистрации легко определить источник помехи, поскольку мы шечная активность связана сдвижениями пациента.
6.4 ЗАЩИТА ОТ ВЫБРОСОВ ВХОДНЫХ НАПРЯЖЕНИЙ _
Изоляция, описанная в разделе 14.9, предназначена, главным образом, для зашиты пациента от поражения электрическим током при совместном использовании кардиографа и другого оборудования. Бывает, что опасность угрожает самому кардиографу. Например, во время операции к пациенту обычно подключен кардиомо-
6.4 ЗАЩИТА ОТ ВЫБРОСОВ ВХОДНЫХ НАПРЯЖЕНИЙ 263
нигор- Если используется электрохирургический инструмент (раздел 13.9), на тело пациента подастся высокое напряжение, часть которого приложена к входам монитора. Это напряжение достаточно велико и может повредить усилитель. Кроме того, оно является причиной помех, показанных на рис. 6.8.
Хотелось бы, чтобы усилитель был совершенно невосприимчив к такой перегрузке по входу, но этот идеал недостижим. Однако, можно уменьшить воздействие помех и, по меныней мере, предотвратить выход усилителя из строя. На рис. 6.13 показана схема защитных цепей. Между каждым из входов и землей усилителя включены ограничители напряжения.
Вольтамперная характеристика ограничителя напряжения приведена на рис. 6.14 (а). При напряжениях меньше порогового значения |/ через прибор течет маленький, в идеале нулевой, ток. В точках, соответствующих порогу вольтамперная характеристика имеет излом, и при дальнейшем росте входного напряжения ток ограничивают резисторы R(pwc. 6.13) При этом ограничитель ведет себя как источник напряжения.
Рис. 6.13 Защита входов кардиографа Схема зашиты от высоких входных напряжений состоит из резисторов и ограничителей напряжения
напряжение
Среднее пороговое напряжение
напряжение
^Ис' Ограничители напряжения (о) Вольтамперная характеристика, (б) Встреч-вкиюченные диоды, (о) Двуханодный стабилитрон, (г) Газовый разрядник или иеоно-йая лампочка
264 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Существует несколько способов получить на практике характеристику, приближающуюся к описанной, и на рис. 6 14 показаны iри из них. Встречно-параллельно включенные кремниевые диоды на рис. 6.14 (б) имеют порог около 600 мВ При положительной полярности входного напряжения один из диодов открыт, а другой заперт, при изменении полярности они меняются ролями. Ограничение напряжения обеспечивается открытым диодом. К сожале нию, порог не такой крутой, как хотелось бы, и уже при напряжении 300 мВ схема начинает искажать сигнал. Хотя амплитуда ЭКГ гораздо меньше 300 мВ, постоянное напряжение поляризации электродов может достигать этой величины. То, что описанная схема ограничивает напряженно величиной всего 600 мВ, можно рассматривать как ее достоинство, но для многих применений этот порог слишком мал. Для его увеличения можно включить в каждом направлении два или три диода последовательно. При этом в соответствующее количество раз возрастает не только напряжение ограничения, но и сопротивление схемы в открытом и, что особенно важно, в закрытом состоянии.
Более высокие пороговые напряжения можно получить с помощью стабилитронов, как показано на рис. 6.14 (о). Для получения симметричной характеристики используют двуханодный стабилитрон, или два одинаковых стабилитрона, включенных встречно-последовательно. Одни из стабилитронов работает как диод, и падение напряжения на нем составляет около 600 мВ, второй стабилитрон работает на обратной ветви характеристики, его напряжение стабилизации составляет от 2 до 20 В. Пороговое напряжение схемы равно сумме этих напряжений; при изменении полярности стабилитроны меняются ролями.
Еще большее напряжение ограничения обеспечивает газовый разрядник, показанный на рис. 6 14 (г). Пока напряжение на разряднике не достигло напряжения поджига, он имеет практически бесконечное сопротивление. После срабатывания разрядник поддерживает напряжение на несколькс вольт ниже порога поджига, который составляет от 50 до 90 В. Это слишком большое напряжение, чтобы его можно было приложить непосредственно к входу полупроводникового усилителя, поэтому необходимо добавить еще один резистор между разрядником и входом усилителя для ограничения входного тока.
Часто вместо разрядников применяют миниатюрные неоновые лампочки, являющиеся по сути дела теми же газоразрядными трубками (главное отличие от «настоящих» разрядников заключается в том, что неоновая лампочка рассчитана на гораздо меньший ток, что в контексте защиты входов кардиографа не имеет значения — прим перев.)- Они дешевы и имеют практически нулевой ток утечки в закрытом состоянии, что очень важно для усилителя с большим входным сопротивлением.
6.5 КОМПЕНСАЦИЯ СИНФАЗНОЙ И ДРУГИХ НАВОДОК
Как мы отмечали ранее, многие помехи приложены к входам усилителен биопотенциалов синфазно. Хотя высокий КОСС уменьшает влияние таких наводок. лучше устранить их источник. В этом разделе мы проанализируем механизмы возникновения помех и укажем пути их снижения
6.5 КОМПЕНСАЦИЯ СИНФАЗНОЙ И ДРУГИХ НАВОДОК 265
ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ И МАГНИТНЫЕ НАВОДКИ
Как показано в разделе 6.3, наводки могут возникать в результате емкостной связи и электромагнитной индукции. Эти наводки можно уменьшить с помощью экранирования. Для электростатического экраниро ания достаточно поместить между измерительной системой и источником помех заземленную проводящую поверхность, которая может быть сплошным металлическим листом либо сеткой. Запись низкоамплитудных биопотенциалов, таких как ЭЭГ, часто производят в полностью или частично экранированном помещении.
Чтобы экранирование ослабляло магнитное поле, необходимо, чтобы материал экрана имел высокую магнитную проницаемость, как например, листовое железо. Другими словами, не только электрическое, но и магнитное сопротивление экрана должно быть низким. Хотя магнитно-экранированные помещения существуют, гораздо более дешевым решением является уменьшение площади контура между входами для снижения дифференциальной наводки, и между входами и землей для снижения синфазной наводки. Простое скручивание проводов, как показано на рис. 6.12 (б), может заметно улучшить ситуацию.
АКТИВНАЯ КОМПЕНСАЦИЯ СИНФАЗНОГО СИГНАЛА
Во многих современных кардиографах электрод RL подключен не к земле усилителя, а к выходу вспомогательного ОУ, как показано на рис. 6.15. Среднее арифметическое входных напряжений формируется резисторами Ra, усиливается и подается в противофазе обратно на пациента. В результате отрицательной обратной связи синфазное напряжение уменьшается.
Рис. 6.15 Схема активной компенсации синфазного сигнала. Среднее арифметическое напряжений р3 и в, формируется парой резисторов Электрод RL подключен не к земле, а к выходу вспомогательного ОУ (через сопротивление)
266 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Ток, который наводится через паразитную емкость на тело пациента, утекает не в землю, а в выход ОУ. Синфазное напряжение на теле пациента относительно земли усилителя снижается за счет того, что электродное сопротивление Rrl оказывается внутри контура обратной связи
Эта схема также несколько улучшает безопасность. Если к пациенту окажется приложено аномально большое напряжение, выход ОУ дойдет до насыщения, и эквивалентное сопротивление между электродом RL и землей будет равно сопротивлению параллельно включенных R, и Ro. Величина этих резисторов может составлять несколько мегом, что достаточно для ограничения тока. При этом следует учитывать, что общий ток, проходящий через пациента, зависит также от защитных резисторов на входах усилителя (на схеме не показаны), поскольку надеяться на высокое входное сопротивление усилителя при напряжении 220 В не приходится.
ПРИМЕР 6.1 Определите синфазное напряжение на пациенте ц. в схеме на рис 6 15, если ток, проходящий через пациента, равен Выберите подходящие значения резисторов, при которых синфазное напряжение было бы минимально, а при насыщении ОУ путь утечки на землю был бы достаточно высокоомным. Чему равно оет при - 0.2 мкА?
Рис. П6.1 Эквивалентная схема активной компенсации синфазного сигнала (см. рис 6 19).
ОТВЕТ На рис. П6 1 приведена эквивалентная схема системы активной компенсации синфазного сигнала. Коэффициент передачи входных ОУ для синфазного сигнала равен I (раздел 3 4), а входное сопротивление можно считать бесконечным, поэтому источник синфазного напряжения на входе схемы компенсации показан изолированным от входа усилителя. Сопротивление электрода RL обозначено Rrl. Суммируя токи на инвертирующем входе ОУ. получаем.
(П6 I)
6.6 ВАРИАНТЫ УСИЛИТЕЛЕЙ БИОПОТЕНЦИАЛОВ 267
откуда:
2Rf
К> =----
**а
При этом:
V = RptL + cm RL о О
Подставляя (116.2) в (II6.3), получаем:
у = ____________
от \ + 2Rf!R,
(П6.2)
(П6.3)
(П6.4)
Действие отрицательной обратной связи уменьшает эквивалентное сопротивление электрода RL в количество раз, равное коэффициенту усиления инвертирующего усилителя плюс 1, но только до тех пор, пока выход не насытится. После этого выходное напряжение не меняется, так что RL оказывается подключен к земле усилителя через источник напряжения и сопротивление параллельно включенных R, и 1^. Чтобы ограничить ток, следует выбрать большие номиналы резисторов, на практике используются значения до 5 МОм.
Когда усилитель не в насыщении, мы хотели бы, чтобы ocin было как можно меньше. Для этого сопротивление R, должно быть большим по сравнению с RB. Сопротивление Rr можно выбрать равным R^, или 5 Мом. При этом R, выберем равным 25 кОм. Пусть в худшем случае электродное сопротивление Rrl равно 100 кОм. Тогда эквивалентное сопротивление между пациентом и землей будет равно:
100 кОм / ( 1 + 2 • 5 МОм / 25 кОм ) - 250 Ом
При токе 0.2 мкА синфазное напряжение равно:
“ 250 Ом • 0.2 мкА = 50 мкВ
6.6 ВАРИАНТЫ УСИЛИТЕЛЕЙ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
До сих пор мы рассматривали усилитель ЭКГ. Другие усилители биопотенциалов в значительной степени с ним сходны, хотя характеристики конкретных сигналов влияют на требования к усилителю. Частотный диапазон н амплитуда биопотенциалов разного происхождения отличаются, соответственно должны различаться полоса и коэффициент усиления усилителей. На рис. 6 16 показаны типичные амплитуды и частотные диапазоны некоторых биопотенциалов. В зависимости от типа сигнала частота может меняться от постоянного тока до примерно 10 кГц. Амплитуды находятся в диапазоне от десятков микровольт до примерно 100 мВ.
Применяемые электроды также влияют на требования к усилителю, особенно к входному току и входному сопротивлению. Рассмотрим требования к различным типам усилителей биопотенциалов.
268 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Рис. 6.16 Амплитудные и частотные диапазоны некоторых биологических сигналов Потенциал постоянного тока — трансмембранный потенциал, а также напряжения, измеренные в определенных точках на поверхности тела EOG — электроокулограмма, EEG — электроэнцефалограмма, ECG — электрокардиограмма, EMG — электромиограмма ААР — потенциал действия аксона
Воспроизведено по статье J. М. R Delgado, "Electrodes Гог Extracellular Recording and Stimulation” из книги Physical Techniques in Biological Research, под редакцией W L. Nastuk, New York: Academic Press, 1964
УСИЛИТЕЛЬ ДЛЯ РЕГИСТРАЦИИ ЭЛЕКТРОМИОГРАММЫ
Из рисунка 6.16 видно, что миограмма занимает полосу частот от 25 Гц до нескольких килогерц. Амплитуда составляет от 100 мкВ до 100 мВ в зависимости от места отведения сигнала и типа электродов. Частотная полоса усилителя ЭМ Г должна быть больше, чем у усилителя ЭКГ в области высоких частот, но не должна простираться так же далеко в сторону низких частот. Это удобно, поскольку артефакт от движения электродов лежит главным образам в области низких частот, и значительно ослабляется фильтрами миографа.
Если для регистрации ЭМГ используются накожные электроды, уровень сигнала обычно низкий, пиковые значения составляют 0.1 — 1 мВ Сопротивление электродов невелико, от 200 Ом до 5 кОм в зависимости от типа электро да, применяемого электролита и частоты, на которой измеряется сопротивле ние. Входные характеристики усилителя могут быть такими же, как у усилителя ЭКГ, а усиление несколько больше. При использовании внутримышечных игольчатых электродов амплитуда сигналов оказывается на порядок больше, так что требуется меньшее усиление, но сопротивление таких электродов очень велико. Поскольку усилитель миографа должен работать и с накожными электродами, и с иголками, он должен иметь высокое входное сопротивление и переключаемый коэффициент усиления
6.6 ВАРИАНТЫ УСИЛИТЕЛЕЙ БИОПОТЕНЦИАЛОВ 269
Рис. 6.17 (а) Усилитель с отрицательной входной емкостью (справа) Слева — сопротивление и емкость источника, (б) Эквивалентная схема
УСИЛИТЕЛИ ДЛЯ СТЕКЛЯННЫХ МИКРОЭЛЕКТРОДОВ
Внутриклеточные электроды, или микроэлектроды, предназначены для измерения трансмембранного потенциала клетки, составляющего 50—100 мВ. Из-за малой площади контакта они имеют очень большое сопротивление, и при этом ощутимую емкость Часто постоянная времени самого электрода ограничивает полосу частот. Поэтому усилитель должен иметь не только исключительно высокое входное сопротивление, но и отрицательную эквивалентную вх дную емкость, чтобы скомпенсировать емкость электрода Это достигается с помощью положительной обратной связи.
Частотный диапазон мнкроэлектродных усилителей должен быть довольно широк. Микроэлектроды часто применяются для измерения постоянного трансмембранного потенциала, поэтому полоса частот усилителя должна начинаться от постоянного тока. С другой стороны, при возбуждении нервных и мышечных клеток генерируются частотные компоненты до 10 кГц, что определяет требования к верхней границе полосы пре пускания Амплитуда сигналов сравнительно велика, поэтому усиление должно быть меньше, чем в предыдущих примерах.
Для получения отрицательной входной емкости используется схема, показанная на рис. 6 17. Она состоит из неинвертирующего усилителя с небольшим коэффициентом усиления, но очень высоким входным импедансом, и конденсатора С„ включенного с выхода на вход усилителя. Эквивалентная схема приведена на рис 6.17 (б). Полагая входное сопротивление усилителя бесконечным, мы можем записать уравнение для входного напряжения и тока'
1 Г-j
И/=7Г y,dt+ A vt (6Н)
где — коэффициент усиления. Это уравнение можно переписать в следующем виде:
270 в УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Таким образом, эквивалентная входная емкость равна (1— AJC,. При усилении больше 1 входная емкость отрицательна. К усилителю подключен электрод с сопротивлением Rp емкость электрода вместе с кабелем обозначим С4, тогда суммарная емкость на входе составит
C=Q + (l-A,)Cf
Она равна нулю, если
С = (Д-1)с,
(6.13)
(6.14)
Этого можно добиться подбором (подстройкой) коэффициента усиления Av или емкости Сг
На практике добиться точного соблюдения условия (6.14) сложно, так как у любого усилителя коэффициент усиления зависит от частоты. Поэтому на некоторых частотах компенсация входной емкости будет неполной. Еще хуже чрезмерная компенсация, поскольку положительная обратная связь может быть причиной генерации. Поэтому усилитель настраивают так, чтобы равенство (6.14) выполнялось настолько точно, насколько возможно без потери стабильности. Другим следствием положительной обратной связи является сравнительно высокий уровень шума, но напряжения, регистрируемые микроэлек тродами, велики, и шум не является серьезной проблемой.
УСИЛИТЕЛИ ДЛЯ РЕГИСТРАЦИИ ЭЛЕКТРОЭНЦЕФАЛОГРАММЫ
На рис. 6.16 показано, что частотный диапазон ЭЭГ составляет 0 1 — 100 Гц. При клинических обследованиях используются накожные электроды, амплиту да сигнала составляет 25—100 мкВ (в норме у бодрствующего взрослого; различные виды патологической активности имеют амплитуду несколько сотен микровольт, а эпилептические разряды иногда превышают 1000 мкВ — прим, перев.). Поэтому усилитель должен иметь сравнительно большой коэффициент усиления. Площадь электродов меньше, чем в случае ЭКГ, и их сопротивление несколько больше, так что входное сопротивление должно быть высоким. Поскольку сигналы имеют низкий уровень, синфазное напряжение является серьезной проблемой. Поэтому необходимо тщательно бороться с источниками наводок, а усилитель должен иметь как можно больший КОСС.
6.7 ПРИМЕР ПРЕДУСИЛИТЕЛЯ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Как мы видим, для усиления различных сигналов используются схожие усилители, отличающиеся, главным образом, коэффициентом усиления и полосой частот Наиболее важной частью всех усилителей является их входной каскад, или предусилитель. Он должен иметь малый уровень шума и непосредственную связь с электродами, чтобы обеспечить оптимальную передачу низких часто и исключить эффекты, связанные с перезарядкой входных конденсаторов Входной ток должен быть как можно меньше, так как иначе поляризация электро дов создаст на входе большой постоянный потенциал. Из-за присутствия на
6 7 ПРИМЕР ПРЕДУСИЛИТЕЛЯ БИОПОТЕНЦИАЛОВ 271
входе постоянного напряжения поляризации коэффициент усиления предусилителя должен быть умеренным, чтобы избежать насыщения. Следующие каскады могут быть подключены к выходу предусилителя через конденсатор, чтобы убрать постоянное смещение Наконец, предусилитель должен иметь высокое входное сопротивление, чтобы не нагружать источник сигнала (Thakor, 1988а).
Часто из соображений безопасности предусилитель делают гальванически изолированным от остальной части схемы. В этом случае он может иметь батарейное питание либо питаться от изолированного источника. Для уменьшения наводок предусилитель иногда помещают в отдельную коробочку и придвигают как можно ближе1 к источнику, чтобы не передавать слабые сигналы подлинным проводам
На рис. 6.18 показан усилитель ЭКГ. Для получения высокого входного сопротивления и подавления синфазного сигнала применен инструментальный усилитель (раздел 3.4). Для подстройки КОСС служит переменный резистор. Поскольку напряжение поляризации электродов может достигать 0.3 В, коэффициент усиления инструментального усилителя выбран равным 25. Ставить конденсаторы на входах не хочется, потому что тогда придется добавить резисторы, через которые входной ток ОУ мог бы стекать на землю, а это уменьшит входное сопротивление Конденсаторы между первым и вторым каскадом инструментального усилителя должны были бы иметь слишком большую емкость Поэтому первый разде. и тельный конденсатор 1 мкФ включен между выходом инструментального усилителя и следующим каскадом усиления. С резистором 3.3 МОм постоянная времени равна 3.3 сек, что соответствует частоте среза 0.05 Гц. Выходной каскад является неинвертируюшим усилителем с усилением 32 (раздел 3.3).
ИС. 6.18 Усилитель ЭКГ. Данный усилитель состоит из предусилителя с непосредственной связью и коэффициентом усиления 25, фильтра высоких частот и выходного каскада с усилением 32 Общее усиление составляет 25x32 — 800 При использовании °У мА776 измеренный КОСС был равен 86 дБ на частоте 100 Гц, а шум на выходе со ставил 40 мВ. Полоса частот по уровню -3 дБ 0 05— 100 Гц.
272 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Второй резистор 3.3 МОм добавлен для уменьшения погрешности, вносимой входными токами ОУ. Резистор 150 кОм и конденсатор 0.01 мкФ образуют фильтр низких частот с частотой среза около 100 Гц. Ключ S, может быть временно замкнут для уменьшения постоянной времени перезаряда конденсатора, когда выход находится в насыщении Это позволяет после разряда дефибриллятора или переключения отведения быстро зарядить конденсатор 1 мкФ до нового напряжения. Заметьте, что мы не разряжаем конденсатор до нуля, а заряжаем его так, чтобы когда на левой обкладке было напряжение поляризации, умноженное на усиление предусилителя, напряжение на правой обкладке равнялось нулю.
Ключ может управляться вручную или автоматически схемой, определяющей состояние насыщения выхода. Хотя ОУ типа рА741 удовлетворительно работают в этой схеме усилителя, лучше использовать ОУ с малым входным током, например LF411.
6.8 ОБРАБОТКА БИОЛОГИЧЕСКИХ СИГНАЛОВ
КАРДИОТАХОМЕТРЫ
Кардиотахометром называют прибор для измерения частоты сердечных сокращений (ЧСС). Хотя информацию о ЧСС можно получить из кривой артериального давления или тонов сердца, чаще всего исходным сигналом является ЭКГ.
Существуют два типа кардиотахометров. Измеритель средней ЧСС подсчитывает число сокращений за определенный промежуток времени. Измеритель мгновенной ЧСС определяет длительность каждого кардиоцикла, величина, обратная длительности, и есть мгновенная ЧСС. Любые вариации длительности кардиоцикла будут отражены при таком методе измерения в виде вариаций сердечного ритма.
На рис. 6.19 показан измеритель мгновенной ЧСС. Сигнал ЭКГ проходит через полосовой фильтр, который пропускает QRS—комплексы, ослабляя артефакты, а также зубцы Р и Т. Пороговый детектор запускает первый одновибратор, который вырабатывает импульс Р, длительностью 10 мкс, как показано на временной диаграмме на рис. 6.20.
Задний фронт Р, запускает импульс Р2 также длительностью 10 мкс (точное значение неважно, длительность импульсов должна быть во много раз меньше длительности кардиоцикла). Эти импульсы поступают на входы элемента «или— не». Выход элемента «или—не», обозначенный Р3, находится в высоком состоянии весь кардиоцикл, кроме 20 мкс, приходящихся на Р, и Р2. Высокий уровень Р3 позволяет сигналу частотой 1 кГц проходить на выход элемента «и» Р4, подключенный к входу счетчика. Поскольку Р2 сбрасывает счетчик в 0, число, содержащееся в счетчике к началу QRS—комплекса, равно длительности прошедшего кардиоцикла в миллисекундах. Импульс Р, запрещает счет и копирует (открывая ключ) содержимое счетчика в регистр, который хранит его до следующего QRS-комплекса. К выходу регистра подключен преобразователь код—сопротивление. На это сопротивление подано постоянное напряжение, и ток через него равен
v к
/ = — = —
R Тк
(6.15)
6 8 ОБРАБОТКА БИОЛОГИЧЕСКИХ СИГНАЛОВ 273
Вход ЭКГ ЦФ ________________ Пороговый ______^Одновибратор_____..Одновибратор
Детектор 10 м« 10мкс
Преобразователь код-сопротивление
йен
Преобразователь ток-напряжение
Выход
Рис. 6.19 Блок-схема измерителя мгновенной ЧСС. ПФ — полосовой фильтр, ИСН “ источник стабилизированного напряжения
Здесь k — константа, а Тк — интервал между QRS—комплексами. Видно, что ток обратно пропорционален длительности кардиоцикла; другими словами, он пропорционален мгновенной ЧСС. Выходное напряжение схемы vo формируется преобразователем ток—напряжение. На рис. 6 20 показано, что когда схема обнаруживает QRS—комплекс, vc принимает значение, обратно пропорциональное длительности прошедшего кардиоиикла
Заметьте, что счетчик начинает счет каждый раз с нуля как только импульс Р, копирует содержимое счетчика в регистр, импульс Р2 сбрасывает счетчик.
Кардиотахомегр может содержать цепи, выдающие сигнал тревоги, когда ЧСС выше или ниже некоторых пороговых значений. Это могут быть компараторы, сравнивающие выходное напряжение с определенными уровнями, либо ЭТО могут быть цифровые схемы, сравнивающие код в регистре с пороговыми значениями
274 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Р4IIIHUI11I II1IIIIIIIIIII1IUII1I1 I1IIIIIIIIIIIIIIIIHII1II1IIII1 1II1IIII1I1IIII111II 111
Время
Рис. 6.20 Временная диаграмма работы кардиотахометра (см рис. 6.19).
В литературе имеются описания измерителя мгновенной ЧСС (Ludwig, 1977), прецизионного кардиотахометра с цифровой индикацией (Taylor, 1975), метода получения аналогового сигнала от цифрового измерителя ЧСС (Hartley, 1976), а также упрощенной схемы с использованием счетчика по модулю N (Fichtenbaum, 1976).
ИНТЕГРАТОРЫ ЭЛЕКТРОМИОГРАММЫ
Часто требуется численно охарактеризовать мышечную активность, измеренную миографом. Обычно для этого берется абсолютное значение миограммы и интегрируется, как показано на рис. 6.21.
Сигнал ЭМГ с выхода усилителя подается на точный двухполупериодный выпрямитель (раздел 3.6). Как видно из временной диаграммы на рис. 6.22, напряжение v2 на выходе выпрямителя имеет положительную полярность. Это напряжение подается на интегратор (раздел 3.8). Заряд, накопленный на конденсаторе, пропорционален интегралу входного напряжения Когда напряжение на выходе интегратора достигает порога, компаратор запускает одновибратор. Выходной импульс одновибратора замыкает ключ, включенный параллельно конденсатору. Длительность импульса должна быть, по меньшей мере, в пять раз больше постоянной времени цепи, образованной конденсатором и сопротивлением ключа, чтобы конденсатор разрядился почти полностью. После этого интегратор начинает интегрировать с нуля, и цикл повторяется.
6.8 ОБРАБОТКА БИОЛОГИЧЕСКИХ СИГНАЛОВ 275
Рис. 6.21 Блок-схема интегратора миограммы.
Рис. 6.22 Временная диаграмма работы интегратора ЭМГ. Ьлок-схема интегратора приведена на рис 6.21.
Интегратор можно использовать двумя способами’ во-первых, можно зарегистрировать выходное напряжение с помощью самописца или компьютера. Тогда нам будет известно напряжение в каждый момент времени, чтобы узнать полное значение интеграла, к этому напряжению надо прибавить напряжение сброса, умноженное на количество сбросов. С другой стороны, если нас интересует приблизительный интеграл за сравнительно длительный промежуток времени, можно просто фиксировать количество сбросов с помощью счетчика.
276 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
УСРЕДНИТЕЛИ ВЫЗВАННЫХ ПОТЕНЦИАЛОВ
В нейрофизиологии часто требуется узнать ответ на определенный стимул. Этот ответ представляет собой электрический сигнал, называемый вызванным потенциалом (ВП) Амплитуда ВП бывает очень мала. Если при повторении стимула ответ в точности или почти в точности воспроизводится, можно улучшить ОСШ, подавая стимул много раз и накапливая ответ (Childers, 1988).
На рис. 6.23 проиллюстрирован принцип работы усреднителя. Сигнал преобразуется в цифровые отсчеты с помощью АЦП. Отсчет, соответствующий моменту стимула, будем называть первым, следующий за ним — вторым, и так далее. Чтобы получить первую точку суммарного ответа, сложим первые отсчеты всех ответов, чтобы получить вторую точку — вторые отсчеты всех ответов. Повторяя этот процесс для всех отсчетов, получим сумму индивидуальных ответов, изображенную нижней кривой на рис. 6.23. Максимальное количество усредненных ответов ограничено только временем измерения и на практике достигает нескольких тысяч.
Так как шум представляет собой случайный процесс, при суммировании значения шума частично компенсируются Например, пусть в одном из ответов полярность шумовой составляющий в какой-то момент времени положительна, а в другом ответе она может быть в соответствующий момент времени отрицательной В среднем амплитуда шума растет
Ответ 2
Ответ 3
Ответ п
Усредненный rV ответ
Стимул
Рис. 6.23 Усреднение позволяет улучшить отношение сигнал/шум (ОСШ) для повторяющихся сигналов, например ответов на повторяющийся стимул.
6.8 ОБРАБОТКА БИОЛОГИЧЕСКИХ СИГНАЛОВ 277
пропорционально <п, где п - количество усреднений. Интересующий нас ответ, как мы полагаем, каждый раз одинаков, поэтому его амплитуда растет пропорционально п. В результате усреднения ОСШ улучшается в n/Jn = Лраз.
Эта техника часто используется при отведении ЭЭГ и электроретинограм-мы Как мы обсуждали выше, ЭЭГ имеет низкую амплитуду, и, соответственно, низкое значение ОСШ. Изменения в ЭЭГ, вызванные внешним стимулом (удар током, вспышка света или звук), слишком малы, так что в записи ЭЭГ невозможно выделить компоненту сигнала, являющуюся ответом на стимул. Однако, повторив стимул много раз, мы можем получить искомый BII (участок ЭЭГ, содержащий ответ на стимул) с помощью процедуры усреднения.
Часто в качестве усреднителя используется компьютер. Программное обеспечение находит в оцифрованном сигнале момент, соответствующий стимулу (обычно компьютер сам управляет стимулятором, так что искать момент подачи стимула не приходится — прим, перев.). Определенное количество отсчетов сигнала после стимула сохраняется в памяти. Ответ на еле дующий стимул суммируется с записанным в памяти: первый отечет прибавляется к первому, второй ко второму и так далее. Стимул дается многократно, и каждый ответ прибавляется к ранее накопленной сумме. Суммарная кривая отображается на дисплее, чтобы оператор мог остановить накопление, когда будет получена достаточно качественная запись (часто накапливают две кривые: одну получают суммированием четных ответов, другую — суммированием нечетных; по тому, насколько эти кривые близки, можно судить о сходимости — прим, перев ).
Накопление можно использовать и без внешнего стимула Например, при записи ЭКГ плода с помощью электродов, помешенных на жнвот матери, R-зубцы ясно различимы, но зубцы меньшей амплитуды теряются в шумах и помехах. В этом случае может быть применен подход, аналогичный описанному выше, если в качестве точки отсчета времени вместо стимула взять R—зубец. Компьютер находит R—зубец и записывает несколько сот миллисекунд сигнала до него, и несколько сот после. Записанные фрагменты сигнала усредняются, чтобы получить конфигурацию зубцов Р—QRS—Т кардиограммы плода. К сожалению, этот способ не всегда работает, поскольку интервалы между зубцами, да и сама форма зубцов могут изменяться от цикла к циклу. Суммарная кривая отражает усредненную конфигурацию зубцов, которая не совпадает с конфигурацией ни в каком конкретном кардноцикле.
ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИЯ ПЛОДА
Как сказано выше, можно записать ЭКГ плола (злектротокограмму) с по-мощью пары электродов, помещенных на живот матери. Часто приходится попробовать несколько положений электродов, чтобы получить наилучший сигнал. Пример записи приведен на верхней кривой рисунка 6.24. Для сравнения <а том же рис. приведены отдельно ЭКГ плода и ЭКГ матери. ЭК1 плода имеет малую амплшуду, обычно около 50 мкВ или меньше. Поэтому очень трудно записать ЭГК плода во время родов: мешают артефакты движения и ЭМГ. Кроме того, существенной помехой является ЭКГ матери (Neuman, 1988).
278 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Наружные электроды
Прямая запись ЭКГ плода
ЭКГ матери
Рис. 6.24 Типичная ЭКГ плода. Кривая ЭКГ получена с помощью электродов, помещенных на живот матери. F обозначает QRS-комплексы плода, М — матери. Для сравнения приведены ЭКГ. записанная непосредственно от плода, и ЭКГ матери.
Воспроизведено по статье J. F. Roux, М. R. Neuman, R С. Goodlin, “Monitoring of Intrapartum Phenomena”, опубликованной в CRC Critical Reviews in Bioengineering, 2, pp 119-158, January 1975, © CRC Press. Использовано с разрешения издательства CRC Press. Inc.
Следует иметь в виду, что амплитуда ЭКГ матери гораздо больше, чем ЭКГ плода, определить ЧСС плода с помощью описанного выше кардиотахометра невозможно. Это можно сделать вручную, измерив на записи R—R интервал плода и взяв обратную величину.
Для улучшения записи ЭКГ плода было предложено несколько методов. Кроме описанного выше усреднения были разработаны устройства для удаления из записи QRS—комплексов матери (Offnet, Moisand, 1966: Walden. Birnbaum, 1964). Блок-схема такого устройства представлена на рис. 6 25.
Электроды на животе
Грудные электроды
F + M,, F + M Аналоговый ----»Усилитель--» ключ
♦Усилитель
Самописец
^-♦Усилитель Пороговые детектор
Рис. 6.25 Блок-схема системы для выделения ЭКГ плода из суммарной ЭКГ плода и матери.
Воспроизведено по статье J. F. Roux. М R Neuman, R.С.Goodlin. “Monitoring of Intrapartum Phenomena”, опубликованной в CRC Critical Reviews In Bioengineering, 2, pp 119-158, January 1975, © CRC Press. Использовано с разрешения издательства CRC Press, Inc
6.9 КАРДИОМОНИТОРЫ 279
При записи используются, по меньшей мере, три электрода один на груди матери, другом в районе основания матки, и третий у нижней части матки. ЭКГ матери записывается с верхних двух электродов, а суммарная ЭКГ матери и плода — с нижних двух. Центральный электрод является общим для двух отведений. Пороговый детектор обнаруживает QRS—комплексы матери и временно размыкает ключ между усилителем ЭКГ плода и регистратором. Таким образом, сигнал от электродов на животе блокируется на время QRS—комплекса матери, и эти комплексы нс записываются. Разумеется, при этом не записываются и QRS—комплексы плода, совпадающие по времени с комплексами матери. Современные системы интерполируют ЧСС плода и вставляют недостающие комплексы. К этой методике следует относиться с осторожностью, так как она может показать сердечное сокращение там, где его не было.
ВЕКТОРКАРДИОГРАФ
В разделе 6.2 мы рассматривали модель электрической активности сердца и ввели понятие дипольного вектора. Далее был описан кардиограф, с помощью которого можно записать изменение во времени проекций кардиовектора на определенные оси. Это обычная клиническая запись ЭКГ. Для получения большей информации используется векторкардиограмма (ВКГ) ВКГ — это трехмерная картина изменения величины и направления кардиовектора во времени. Современные дисплеи не могут показать трехмерный объект, поэтому на практике отображаются проекции на различные плоскости.
Существуют системы отведений, позволяющие получить х, у и г — компоненты вектора дипольного момента. Если подать любые две из этих компонент на входы горизонтального и вертикального отклонения осциллографа, луч опишет проекцию ВКГ на соответствующую плоскость, то есть траекторию конца кардиовектора, если его начало зафиксировано в начале координат.
Такой способ представления не дает информации о том, за какое время луч проходит определенный участок. Наиболее точно время можно измерить по скалярной ЭКГ, но есть способ добавить метки времени и на ВКГ. Для этого на вход управления яркостью луча подают пилообразный сигнал известной частоты. В результате траектория луча оказывается разбитой на сегменты. у одного конца которых яркость выше, а у другого ниже Это позволяет узнать направление движения кардиовектора и время, за которое пройден тот или иной фрагмент цикла. Векторкардиограф обычно автоматически определяет границы кардиоцикла и отображает кардиоциклы по одному, чтобы избежать наложения.
Из-за сложностей, связанных с записью и интерпретацией ВКГ, эта методика обычно используется только в хорошо оснащенных высокоспециализированных клиниках и в исследовательских целях. При обычных клинических обследованиях используется скалярная запись 12 отведений ЭКГ.
6.9 КАРДИОМОНИТОРЫ__________________________________
В некоторых ситуациях необходима непрерывная регистрация ЭКГ и ЧСС па-пиента. При применении общего наркоза анестезиолог следит по ЭКГ за состоянием пациента на операционном столе и во время выхода из наркоза На
280 б УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
блюдение в течение нескольких дней за ЭКГ и ЧСС пациента, перенесшего инфаркт миокарда, позволяет вовремя обнаружить угрожающие жизни арит-мни. Во время родов изменение ЧСС плода является ранним индикатором недомогания плода.
В этих и других случаях, когда требуется непрерывная регистрация ЭКГ, применяется кардиомонитор или кардиоскоп На рис. 6.26 показана блок-схема типичного кардиомонитора. Его входные цепи аналогичны входным цепям кардиографа. Сигнал снимается с пары электродов, обычно расположенных на груди. Провода соединяют электроды с входными гнездами. Вход усилителя защитен от разряда дефибриллятора, как описано в разделе 6.4.
Усилитель ничем не отличается от обычного усилителя ЭКГ, кроме частот среза. В этом пункте кардиомониторы отходят от требований раздела 6.2 и имеют более узкую полосу, чем у стандартного кардиографа. Это связано с тем, что артефакт движения проявляется главным образом в области низких частот, а сетевая и миографическая наводки — в области высоких. Таким образом, мы можем значительно улучшить ОСШ, если ограничимся полосой от 0.67 до 40 Гц (Anonymous. 1992). При этом незначительно изменяется форма зубцов, но информация о сердечном ритме сохраняется. Схема обнаружения QRS—комплексов кардиомонитора не должна запускаться от импульсов водителя ритма, которые не прекращаются и в случае остановки сердца. Кроме того, она не должна реагировать на высокие Т—зубцы, чтобы исключить двойной подсчет сердечных сокращении (Anonymous, 1990)
Блок изоляции пациента (раздел 6.2). обычно расположен после предусилителя. Затем идет еще один усилитель, который доводит амплитуду сигнала до уровня, необходимого для отображения, записи и анализа.
После этого путь сигнала может быть различным. В простейшем случае он подается на аналоговый дисплей (ЭЛТ), и отображается в таком же виде, как на бумаге кардиографа. Если от монитора больше ничего не требуется, он может содержать только названные узлы. Монитор такого типа называется кардиоскопом. Кардиоскопы часто применяются в операционных и машинах скорой помощи
Пациент-»- Электроды —►Предусилитель--»• Изолятор —► Усилитель
АЦП
Дисплей
ОЗУ
Перт свази
Процессор
Шина
Самописец
Клавиатура
ПЗУ
Сигнал тревоги
Дисковый накопитель
Рис. 6.26 Блок-схема кардиомонитора. АЦП = аналого-цифровой преобразователь, ОЗУ — оперативное запоминающее устройство; ПЗУ » постоянное запоминающее устройство.
6.9 КАРДИОМОНИТОРЫ 281
В большинстве современных кардиомониторов аналогово-цифровой преобразователь оцифровывает усиленный сигнал, и дальнейшую обработку осуществляет компьютер, как показано на рис. 6.26. Иногда отдельные функции выполняют специализированные цифровые или аналоговые схемы.
Часто желательно получить бумажную запись части сигнала ЭКГ Поэтому во многие кардиомониторы встроен самописец или принтер, с помощью которого оператор может распечатать интересный фрагмент. Кроме того, бывает нужно записать не текущий сигнал, а предысторию, например события, которые предшествовали серьезной аритмии. Для этого оцифрованная ЭКГ подается на схему памяти, которая задерживает сигнал примерно на 15 сек. Когда оператор видит интересное событие, он может дать команду на запись сигнала с выхода схемы задержки, так что событие фиксируется с предысторией
Сигнал ЭКГ используется для Определения ЧСС. Текущее значение ЧСС отображается на дисплее. Система также подает сигнал тревоги, когда значение ЧСС становится выше или ниже установленного порога. Часто chi нал тревоги автоматически включает регистрацию ЭКГ с предысторией. Это помигает врачу выбрать правильное лечение
Кардиомонитор можно принести в палату к пациенту, но в большинстве больниц существуют специализированные отделения интенсивной терапии, где мониторы объединены в единую систему У постели каждого пациента находится кардиоскоп и кардиотахометр, отображающий значение ЧСС и даюший при необходимости сигнал тревоги Индивидуальные мониторы подключены к центральной станции, расположенной на посту медсестры. Центральная станция отображает ЭКГ и ЧСС всех пациентов, а также имеет сигналы тревоги, дублируюшие сигналы прикроватных мониторов. Самописец или принтер также находится на центральной станции. Его можно активировать как с центральной станции, так и дистанционно через прикроватные мониторы.
В отделениях интенсивной терапии используются специализированные компьютеры, которые распознают эпизоды аритмии и фиксируют, насколько часто они происходят. Эти компьютеры могут распечатать графики, показывающие тенденции измеряемых параметров, и регистрируют действия медицинского персонала. Этим они освобождают персонал от части бумажной работы, оставляя больше времени для выполнения прямых обязанностей (Thakor, 1988b).
Появление микрокомпьютеров позволило объединить мониторинг амбулаторных пациентов с распознаванием аритмий. Переносные регистраторы на магнитной ленте или твердотельной памяти могут применяться для записи ЭКГ амбулаторных пациентов; позже эти записи анализируются компьютером (Jurgen, 1976).
В кардиомониторе имеется процессор (контроллер), который выполняет Две основные функции: перемещение данных и анализ данных. Первая заключается в том, что под управлением процессора происходит пересылка данных от АЦ11 в память, из памяти на печать и так далее. Вторая включает обработку сигнала ЭКГ: фильтрацию, удаление артефактов, идентификацию зубцов, определение ЧСС и обнаружение аритмий. При необходимости эти функции могут быть поделены между двумя или несколькими процессорами. Контроллер работает под управлением программы, которая обычно содержится в постоянном запоминающем устройстве (ПЗУ). Прибор можно модифицировать без изменения аппаратной части, заменив ПЗУ с программой.
282 6 усилители биопотенциалов
Для временного хранения отсчетов сигнала используется оперативное запоминающее устройство (ОЗУ), а для архивирования выбранных фрагментов или всей записи — память на съемных носителях, таких как магнитная лента или оптический диск. Интерфейс оператора состоит из дисплея и клавиатуры.
Компьютеризированные кардиомониторы могут быть подключены к общей информационной системе больницы. Часто они имеют сетевой интерфейс, что позволяет врачу наблюдать ЭКГ пациентов, не выходя из своего кабинета.
Для диагностики сердечно-сосудистых заболеваний часто применяются носимые мониторы. Носимый монитор ЭКГ называется также холтеровским монитором. Он состоит из усилителя ЭКГ, подключенного к электродам на груди пациента, и регистратора на магнитной ленте. Прибор питается от батарей, его размеры и вес позволяют носить его на поясе, лента хранит от 24 до 48 часов непрерывной записи. Некоторые мониторы регистрируют ЭКГ по трем отведениям, по их записи можно построить ВКГ. Компьютер воспроизводит сделанную регистратором запись и анализирует ее Эпизоды аритмии отображаются на экране. Кроме того, компьютер печатает отчет, в котором отражены ЧСС, вариабельность ритма, тип аритмий и количество эпизодов нарушения ритма, а также количество артефактов.
При длительной записи ЭКГ нередко нарушается контакт электрод—кожа, и чем дольше электрод остается на пациенте, тем чаще это случается. В отделениях интенсивной терапии электроды заменяют каждый день либо каждую смену. Большинство кардиомониторов имеет схемы, обнаруживающие обрыв электрода или ухудшение контакта.
На рис. 6.27 показана блок-схема типичной системы для обнаружения обрыва электрода. Источник тока 50 кГц с высоким внутренним сопротивлением включен параллельно электродам. Пиковые значения тока могут достигать 100—200 мкА без всякого риска, так как допустимое значение тока растет с частотой (рис. 14.3). Ток течет через тело пациента, и пока контакт
Источник тока 50 кГц
ФНЧ ___________ Усилитель
150 Гц * ЭКГ
Электрод I О-
Электрод 2 О—
ПФ
50 кГц
Пороговый
Сигнал тревоги
Рис. 6.27 Блок-схема системы контроля контактного сопротивления электродов.
ФНЧ — фильтр низком частоты. ПФ - полосовой фильтр
6.10 БИОТЕЛЕМЕТРИЯ 283
хороший, падение напряжения невелико. Если контакт нарушен в результате высыхания проводящего геля, отрыва электрода от пациента или обрыва провода, сопротивление резко возрастает. В результате возрастает и падение напряжения. Высокочастотный сигнал отделяется от ЭКГ фильтрами, как показано на блок-схеме. Сигнал ЭКГ проходит через ФНЧ с частотой среза около 150 Гц, после чего усиливается, как обычно. Полосовой фильтр с центральной частотой 50 кГц выделяет сигнал измерения импеданса, который затем подается на пороговый детектор. Когда амплитуда превышает установленный порог, включается сигнал тревоги. При обрыве в цепи электрода сопротивление возрастает до бесконечности, и напряжение 50 кГц может достичь высоких значений Чтобы предотвратить повреждение прибора, применяются схемы ограничения напряжения, описанные в разделе 6.4. На рис. 6.27 показаны встречно включенные стабилитроны.
6.10 БИОТЕЛЕМЕТРИЯ
Иногда биопотенциалы и другие сигналы передаются на записывающую аппаратуру по радиоканалу. Используя миниатюрный передатчик, подключенный к пациенту или лабораторному животному, можно дистанционно регистрировать его параметры, при этом объект полностью сохраняет подвижность. При этом также обеспечивается идеальная электрическая изоляция. В одноканальной системе телеметрии передатчик с небольшим радиусом действия подключен к электродам на пациенте 11риемник принимает сигнал передатчика и демодулирует его для дальнейшей обработки. Очевидно, что в этой ситуации паразитная емкость между пациентом и системой регистрации пренебрежимо мала. Приемник может даже находиться в другом помещении. Пациент полностью изолирован от сети, так что единственным возможным источником тока, протекающего через пациента, является батарея, от которой питается передатчик. Если напряжение батареи невелико, то вероятность поражения электрическим током ничтожна
В биомедицинских приборах используются различные типы телеметрических систем (Mackay, 1970). Однако базовая конфигурация их всех примерно одинакова. На рис. 6 28 приведена одноканальная телеметрическая система для регистрации ЭКГ. Предусилитель усиливает ЭКГ до уровня, необходимого, чтобы модулировать несущую частоту. В одноканальных системах обычно применяется частотная, фазовая или широтно—импульсная модуляция. Наибольшая точность и надежность достигается при использовании импульсно—кодовой модуляции. Радиочастотный сигнал подается на антенну (которая может представлять просто виток вокруг корпуса передатчика) непосредственно с выхода модулятора либо, если требуется более мошный сигнал, через усилитель высокой частоты Все схемы передатчика питаются от небольшой батарейки. Передатчик обычно крепится на специальном поясе. Ультраминнатюрные передатчики могут прикрепляться к коже с помощью пластыря. Разработаны и крошечные передатчики, которые вшиваются экспериментальным животным под кожу.
С антенны приемника модулированная несущая поступает на усилитель высокой частоты, а затем на демодулятор, который восстанавливает исходный сигнал. После демодулятора Э1 К может нуждаться в дополнительном усилении. Приемник обычно питается от сети, так как он не имеет контакта с пациентом и его не нужно перемещать
284 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Генератор несущей
Вход Усилитель ЭКГ
Модулятор -----» УВЧ
Антенна
(в) Передатчик
Батарейный ИП
Антенна
Усилитель ЭКГ
Усилитель
» Демодулятор
Выход ЭКГ
Сетевой ИП
(б) Приемник
Рис. 6.28 Блок-схема одноканальной системы телеметрии. УВЧ = усилитель высо кой частоты. ИП = источник питания
Многоканальные телеметрические системы передают на одной несушен частоте несколько каналов данных с помощью приема» который называется уплотнением Существуют два метода уплотнения Частотное уплотнение использует вспомогательные частоты, которые называются поднесущими. Рассмотрим трехканальную систему с частотным уплотнением. Каждый сигнал модулирует по частоте свою поднесущую; при этом диапазоны модуляции не перекрываются. Сигналы поднесущих частот суммируются, и суммарный сиг нал модулирует несущую.
В приемнике системы с частотным уплотнением высокочастотный сигнал усиливается и подается на демодулятор, на выходе демодулятора мы получаем сумму поднесущих Каждая поднесущая выделяется фильтром с соответствующей частотной полосой, и подается на частотный детектор, который восстанавливает исходный сигнал.
6 10 БИОТЕЛЕМЕТРИЯ 285
Диапазон частот сигнала, который можно передать с помощью такой системы, зависит от девиации частоты поднесущей Чем больше каналов имеет система, тем шире суммарная полоса частот, так как спектры поднесущих не должны перекрываться. Соответственно, радиочастотный канал также должен „меть более широкую полосу.
Второй метод уплотнения называется временным уплотнением. На рис. 6 29 показана трехканальная система с временным уплотнением Усиленные сигналы подаются на коммутатор, или электронный ключ, который с большой скоростью сканирует последовательно три входных сигнала и четвертый «референтный» вход. Этот референтный вход представляет собой постоянное напряжение v4\ предположим для простоты, что входные сигналы v,, v2 и v3 также являются постоянными напряжениями. Схема управления коммутатором подключает каждое из входных напряжений к выходу на некоторое фиксированное время, выходное напряжение коммутатора показано на рис. 6.29 (б). На референтном напряжении коммутатор задерживается на большее время, чтобы приемник мог распознать референтный сигнал.
Приемник состоит из усилителя высокой частоты и детектора, восстанавливающего сигнал, показанный на рис. 6.29 (б). Этот сигнал должен быть демультиплексирован с помощью еще одного коммутатора. Референтный уровень используется для синхронизации. Схема управления коммутатором в приемнике распознает более длительный импульс и устанавливает счетчик каналов так, чтобы следующий импульс рассматривался как напряжение и,, а идущие за ним как и3 и и3. Таким образом, коммутатор приемника работает синхронно с коммутатором передатчика. Выходы демультиплексора поданы на схемы выборки-хранения, которые удерживают значения напряжений до следующего цикла. Включенные после них ФНЧ убирают ступеньки из сигналов.
Полоса пропускания в такой системе определяется частотой опроса каналов. Теоретически, достаточно опрашивать канал дважды за период, соответствующий наибольшей частоте, но на практике частоту опроса выбирают в несколько раз выше (чем ближе к двойке отношение частоты опроса к верхней границе рабочей полосы, тем жестче требования к фильтру, восстанавливающему форму сигнала — прим, перво.).
Хотя системы радиотелеметрии и обеспечивают полную изоляцию пациента от сети переменного тока, это не решает проблему помех, создаваемых электромагнитными полями. Сильная помеха на несущей частоте может привести к потере связи.
Кроме того, сила принимаемого сигнала зависит от относительной ориентации передающей и приемной антенны, и в неблагоприятном случае может упасть до нуля. Поэтому в телеметрической системе необходимо предусмотреть индикатор пропадания сигнала. Это позволяет принять меры, чтобы решить проблему, и информирует персонал, что принимаемые данные являются шумом и не должны приниматься во внимание.
Телеметрия на небольших расстояниях может использовать не радиоволны, а ближнее инфракрасное излучение. Инфракрасные системы телеметрии, в которых сигнал ЭКГ модулирует частоту вспышек светодиодов, приведены в статьях We 1ег(1977), Sanhc (1984) н Kimmich (1988). В закрытых помещениях, таких как больничная палата, эти системы оказались очень надежными В отличие от систем радиотелеметрии, они не подвержены радиопомехам
286 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Вход 1
О——► Усилится*
Схема управления
Генератор
ccyntctt
Вход 2 О-----♦ Усилитель
Коммутатор
---|Р<
ИКС
Антенна
Вход 3 О——► Усилитель
(б)
1 г> увх —► фнч -о
Коммутатор
Детектор Схема
ИКС * упрааления
3 Ц. УВХ —►ФНЧ-о
(в) Приемник
Рис. 6.29 Блок-схема трехканальной радиотелеметрической системы с временным уплотнением (л) Передатчик. (6) Осциллограмма напряжения на выходе комму татора каналов, (в) Приемник УВХ - устройство выборки-хранения, УВЧ - усилитель высокой частоты, ИКС — импульс кадровой синхронизации.
ВОПРОСЫ И ЗАДАЧИ 287
ВОПРОСЫ И ЗАДАЧИ
6 I При какой ориентации кардиовектора сумма напряжений отведений I, II и III максимальна?
6 2 При какой ориентации кардиовектора напряжения отведений II и III одинаковы? Чему при этом равно напряжение отведения I?
6.3 Напряжение отведения II равно I мВ, а отведения III 0.5 мВ. Вычислите напряжение отведения I.
6.4 Разработайте схему, которой на вход подаются напряжения отведений II и III, а на выходе должно быть напряжение, равное модулю кардиовектора М.
6 5 Разработайте схемы формирования отведений VF и aVF. Выберите для каждой минимальные значения резисторов так, чтобы входное сопротивление соответствовало требованиям таблицы 6.1.
6 6 Студент придумал новую схему электродов, представляющую перевернутый треугольник Эйнтховсна: два электрода на лодыжках и один на шее. Предложите цепь из резисторов для формирования стандартного отведения aVF с указанием полярности. Объясните, для чего нужен каждый резистор.
6.7 Нарисуйте схему коммутации для одноканального кардиографа, позволяющую записать любое из шести фронтальных отведений.
6.8 Объясните, из каких соображений выбирается величина резисторов для формирования объединенного электрода Вильсона. Чем хороши и чем плохи очень высокие и очень низкие значения?
6.9 Покажите, что из требований таблицы 6.1 следует, что минимальная величина резисторов для формирования объединенного электрода Вильсона составляет 1.7 МОм.
6.10 Студент пытается наблюдать свою ЭКГ на осциллографе с дифференциальным входом. Для эквивалентной схемы на рис. 6 11 положите Zln e 1 МОм, Z в 20 кОм, Z =10 кОм, Zf — 30 кОм, zdb — 0.5 мкА. Какова амплитуда сетевой помехи, которую наблюдает студент?
6-11 Разработайте схему активной компенсации помехи, укажите значения всех резисторов. При токе 1 мкА синфазное напряжение не должно превышать 2 мВ При насыщении ОУ на уровне 13 В ток через пациента не должен быть больше 5 мкА.
6.12 Инженер считает резистор R/2 в схеме на рис. 6.5 (а) лишним и хочет исключить его, заменив проводом. Какой будет результат?
6.13 Электроды расположены на теле так, что помимо ЭКГ регистрируется миограмма грудных мышц. Разработайте схему, которая, насколько возможно, разделит эти два сигнала Обсудите ее ограничения.
6*14 Кардиограф регистрирует наводку сетевой частоты с амплитудой 1 мВ. Как узнать, является она результатом действия электрического или магнитного поля?
Считая сопротивление электрод—кожа равным 0, разработайте простые фильтры на входе усилителя ЭКГ, которые ослабят наводку с часто
288 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
той 1 МГц в 1000 раз. Чему равно дифференциальное напряжение на входе усилителя, если синфазное напряжение сетевой частоты на электродах равно 10 мВ а сопротивления электродов составляют 50 кОм и 40 кОм.
6.16 Усилитель на полевых транзисторах имеет входное сопротивление более 100 МОм. Для уменьшения радиочастотной наводки необходимо зашунти-ровать входы конденсаторами. Какими должны быть максимальные значения емкости этих конденсаторов, чтобы при синфазном напряжении сетевой частоты на электродах и =10 мВ и при сопротивлениях электродов Z( = 100 кОм и Zj = 80 кОм дифференциальное напряжение на входе усилителя не превышало 10 мкВ? Воспользуйтесь уравнением 6.9.
6.17 В качестве защитных устройств в кардиографе применены диоды с пороговым напряжением 600 мВ и последовательным сопротивлением 2 Ом. Какой резистор следует включить последовательно с диодами, чтобы при входном напряжении 500 В напряжение на диодах не превысило 800 мВ?
6.18 Для рисунка 6.15 положим = 500 нА, а сопротивление электрода RL будем считать равным 100 кОм. Предложите значения компонентов схемы активной компенсации помехи, чтобы vt равнялось 10 мкВ.
6.19 Для рисунка 6 17 положим Cs = 10 пФ, С( — 20 пФ. Замените усилитель, обозначенный на рис треугольником, фактической схемой на ОУ и пассивных компонентах.
6.20 Предложите способ для автоматической калибровки кардиографа в начале записи. Калибровка может быть одиночным импульсом амплитудой 1 мВ.
6.21 Студент решил включить ключ на рис. 6.18 параллельно конденсатору «чтобы разрядить его после дефибрилляции». Нарисуйте, как будет выглядеть выходное напряжение перед, во время и после импульса дефибриллятора, а также после замыкания и размыкания ключа.
6.22 Переделайте схему на рис. 6 18. включив конденсатор последовательно с резистором 10 кОм между инвертирующими входами ОУ. Исключите выходной ОУ Пересчитайте значения компонентов так, чтобы усиление и частоты среза не изменились. Предусмотрите ключ для возврата усилителя в линейный режим.
6.23 Разработайте усилитель биопотенциалов с батарейным питанием и изоляцией между входом и выходом с проходной емкостью не более 0 5 пФ. Коэффициент усиления должен быть равен 10 Входное сопротивление должно быть не менее 10 МОм для дифференциального сигнала и не менее 10 ГОм для синфазного. Выходное сопротивление не должно превышать 100 Ом.
6.24 Разработайте схему на одном ОУ и пассивных компонентах, которая обнаруживает QRS—комплексы даже в том случае, когда амплитуда зубцов Т выше амплитуды QRS —комплекса. Устройство должно выдавать импульсы, которые можно подать на счетчик.
6.25 Разработайте схему автоматического сброса для кардиографа
6.26 В измерителе мгновенной ЧСС на рис. 6 19 при обнаружении R—пика в регистр записывается количество миллисекунд, прошедших после пре
ВОПРОСЫ И ЗАДАЧИ 289
дыдущего R—пика. Разработайте трехбитный преобразователь кода в сопротивление.
6.27 Умножающий цифроаналоговый преобразователь имеет входы для цифрового кода и аналоговые вход и выход. Выходное напряжение U = V-C/2 , где V — входное напряжение, С - цифровой код, N - число бит. Можно получить напряжение, которое обратно пропорционально цифровому коду, включив умножающий ЦАП в цепь обратной связи ОУ. Нарисуйте принципиальную схему и объясните, как она работает.
6.28 Разработайте систему для обнаружения аритмии. Система должна обнаруживать экстрасистолы, показанные на рис. 4.18. Заметьте, что экстрасистолы происходят преждевременно, но следующее сокращение происходит вовремя, поскольку генерируется синоатриальным узлом. Нарисуйте блок-схему системы и объясните принцип работы.
6.29 Сравните поведение выходного сигнала измерителей средней и мгновенной ЧСС в случае остановки сердца у пациента.
6.30 Разработайте схему двухполупериодного выпрямителя для сигнала миограммы, пиковая амплитуда которого составляет 1 мВ. В чем состоят недостатки такого выпрямителя?
6.31 При записи ВП на вспышку света экспериментатор обнаружил, что ам плнтуда ответа примерно равна амплитуде фоновой ЭЭГ Сколько ответов нужно усреднить, чтобы получить отношение сигнал/шум (ОСШ) 10:1 ? Реально ли получить отношение 100:1 ?
6.32 Для регистрации ЭКГ используется одноканальная система радиотелеметрии Иногда при неблагоприятной ориентации антенны или при большом удалении сигнал теряется. Разработайте систему для индикации потери связи в приемнике.
6.33 Для записи ВКГ в фронтальной плоскости требуются два ортогональных отведения. Опишите, как получить ортогональные отведения и как проверить, что они действительно ортогональны.
в.34 Форма ЭКГ на рис. В6.1 искажена из-за дефекта усилителя. Опишите, как исправить эту ситуацию.
6.35 На рис. В6.2 приведена синхронная запись ЭКГ по отведениям I и I! Нарисуйте векторкардиограмму в фронтальной плоскости
290 6 УСИЛИТЕЛИ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
Рис. В6.2
ЛИТЕРАТУРА
Anonymous, "Ambulatory ECG monitors." Health Devices. 1989. 18. 295-321.
Anonymous, Diagnostic electrocardiographic devices'" ANSI/AAMI ECI 1-1991. Arlington, VA Association for the Advancement of Medical Instrumentation, 1991
Anonymous, "Cardiac monitors, heart rate meters and alarms" ANSI/AAMI EC 13—1992.
Arlington, VA: Association for the Advancement of Medical Instrumentation, 1992
Bailey, J. J et al, 'Recommendations for standardization and specifications in automated electrocardiography: Bandwidth and digital signal processing" Circulation, 1990. 81(2), 730-739.
Childers, D. G., "Evoked potentials," in J. G Webster (ed). Encyclopedia of Medical Devices and instrumentation. New York. Wiley, 1988. pp 1245— 1254.
Coboid, R. S. C, Transducers for Biomedical Measurements: Principles and Applications. New York Wiley, 1974.
Delgado, J M. R., "Electrodes for extracellular recording and stimulation, in W L. Nastnk, Physical Techniques in Biological Research. New York: Academic, 1964, pp. 88—139.
Flchtenbaum, M., "Counter inverts period to measure low frequency." Electron.. March 4, 1976, 49, 100.
Geddes, L. A., and L. E. Baker, Principles of Applied Biomedical Instrumentation, 3rd ed New York: Wiley, 1989.
Grobstein, S R , and R D. Gatzkc, "A battery powered ECG monitor for emergency and operating room environments " Hewlett-Packard J., September 1977, 29( 1), 26—32
Hartley, R.. "Analogue-display rate meter built around digital switching elements " Med Biol. Eng. 1976. 14. 107-108.
Huhta. J. C., and J. G Webster. 60-Hz interference in electrocardiography IEEE Trans Biomed Eng, 1973, BME-20, 91- 101
Jacobsen, N K., and J. L. Stuart. "A field-portable, microprocessor-controlled, data proc essing and storing cardiotachometer." Biotelem Patient Monit., 1982, 9, 80—88.
ЛИТЕРАТУРА 291
Jongsma, Н W., Н. Р. van Geijn, К. J. Dalton, and R J. Parsons (eds.). "Fetal electro- and phonocard ography Chn. Phys. Physiol Meas, 1989. IO (suppl В), I—78
Jurgen, R. K.. "Software (and hardware) for the 'medics.”’ IEEE Spectrum, April 1976, 13(4), 40-43
Kimmich. H P., * Biotelemetry," in J G Webster (ed ), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York Wiley, 1988, pp. 409-425.
Ludwig, H , Heart- or respiration-rate calculator." Med. Biol Eng. Comput., 1977, 15, 700-702.
Mackay, R. S., Biomedical Telemetry, 2nd ed. New York: Wiley, 1970.
Neuman, M R., Neonatal monitoring," in J G Webster (ed.), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York Wiley, 1988, pp. 2015-2034
Offner, F., and В Moisand, "A coincidence technique for fetal electrocardiography ” Amer. J Obstet.. Gynecol., 1966, 95, 676.
Plonsey, R . Bioelectric Phenomena. New York. McGraw Hill, 1969.
Plonsey R., "The biophysical basis for electrocardiography " CRC Crit. Rev. Bioeng , 1971, I. 1-48.
Roux, J. F, M R. Neuman, and R. Goodlin, 'Monilonng intrapartum phenomena.” CRC Crit Rev Bioeng., January 1975, 119—158
Santic, A., and M. R Neuman, "A low-power infrared biotelemetry' system," in H. P Kimmich and H.-J Klewe (eds.). Biotelemetry VIII Nijmegen, Netherlands Kim-mich/Klewe, 1984. pp 147-150.
Smith M S , and E. L Pritchett, "Electrocardiographic monitoring in ambulatory' patients with cardiac arrhythmias." Cardiol. Chn.. 1983, 1,293-304.
Sxetz, P , and N Duane, 'The a 0 у of bioelectric measurements." Electron. Des , August 2. 1975,23(16), 68.
Taylor К, and M. Mandelberg, "Precision digital Instrument for calculation of heart rate and R-R interval." IEEE Trans. Biomed. Eng., May 1975, BME-22. 255-257
Thakor, N V, "E ectrocardiographic monitors," in J G Webster (ed ). Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. Kew York Wiley, 1988a, pp. 1002—1017.
hakor, N V , "Electrocardiography, computers in," in J G Webster (ed ), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York: Wiley, 1988b, pp 1040— 1061.
van Oosterom. A. "Lead systems for the abdominal fetal electr cardiogram." Chn Phys. Physiol Meas . 1989, 10 (Suppl B), 21-26
Vermarim, H , "Recorders, graphic." in J. G. Webster (ed ), Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York: Wiley, 1988, pp 2495—2511
Wa den, W. D., and S J Birnbaum. "Fetal electrocardiography with cancellation of maternal comp exes " Amer. J. Obstet. Gynecol., 1964, 94, 596.
Weller, C., "Electrocardiography by infrared telemetry." J. Physiol (London), 1977, 267, 11 — 12. Winter, В. В , and J G. Webster, "Driven-right-leg circuit design." IEEE Trans. Biomed. Eng., 1983 BME-30. 62-66.