Оборудование для неинвазивной регистрации поздних потенциалов

В настоящее время существует два основных метода неинвазивной регистрации поздних желудочковых потенциалов. Первый состоит в усреднении сигнала во времени; при этом усредняется большое число идентичных сердечных циклов, регистрируемых одним биполярным электродом в течение длительного времени [12—19]. Вторым является метод пространственного усреднения, при котором пытаются уменьшить амплитуду шума однократного возбуждения посредством одновременной регистрации активности множеством близкорасположенных электродов, предполагая, что они регистрируют практически идентичный комплекс QRS, тогда как шум при каждом входе распределяется случайным образом [32, 33].

Рис. 11.4. Влияние пограничной частоты фильтра (однополюсные RC-фильтры, 6 дБ/октава) на форму сигнала.

Прямоугольный сигнал (показана лишь его конечная часть) подавался на пред-усилитель и усреднитель с использованием фильтров; нижняя граница частоты изменялась от 0,3 до 100 Гц. Верхняя граница составляла 300 Гц. Повышение нижней границы частоты приводило к выраженному угнетению горизонтального участка сигнала непосредственно после ступеньки, что делало невозможной идентификацию сигналов в течение этого короткого периода (приблизительно 10 мс).

Основное оборудование для усреднения сигнала во времени включает предусилитель, аналого-цифровой преобразователь (АЦП), усреднитель. сигнала и устройство для представления и хранения данных- (рис. 11.5). Кроме того, предусматривается подача триггерного сигнала либо от того же ЭКГ-источника, либо от другого отведения. Триггерный сигнал используется для запуска процесса усреднения с заданной точки каждого комплекса QRS. Для возможности регистрации части сигналов ЭКГ до момента подачи триггерного сигнала необходимо специальное устройство для временного хранения данных. Как отмечалось ранее, аномальные сигналы QRS должны исключаться из процесса усреднения.

Рис. 11.5. Блок-схема установки, используемой нами для регистрации поздних желудочковых потенциалов.

Основные технические различия применяемых в настоящее время систем состоят в использовании разных положений регистрирующего электрода, различных характеристик фильтра, а также разных систем представления, хранения и оценки данных. Ниже приведено описание некоторых систем.

В разработанной нами системе регистрации и усреднения сигналов [14] используются 4 биполярных электрода, соединенных экранированными проводами с низкошумовым предусилителем, имеющим высокий коэффициент усреднения и питающимся от батарей (Princeton Applied Research, модель 113). Мы используем однополюсный аналоговый фильтр (6 дБ/октава) с полосой пропускания от 100 до 300 Гц. Низкочастотный фильтр, не пропускающий частоты ниже 100 Гц, необходим для устранения дыхательного дрейфа нулевой линии и сглаживания сегмента ST, который при используемом коэффициенте усиления будет иметь круговой наклон. Частота пропускания фильтра высоких частот выбрана на уровне 300 Гц для устранения любого шума, возникающего из-за сократительной активности миокарда. После предварительного усиления сигнал подается на двухканальную систему усреднения (Princeton Applied Research, усреднитель сигналов, модель 4202). Оба канала комбинируются для одного блока памяти (2048 бит). Усреднитель запускался извне от комплекса QRS, регистрируемого в двух дополнительных биполярных отведениях, специально расположенных так, чтобы комплекс QRS был монофазным и высокоамплитудным. Порог подбирается таким образом, чтобы запуск усреднения происходил приблизительно в одно и то же время. Колебания момента запуска составляют ±1,5 мс. Триггерный сигнал запускает развертку, которая захватывает 204,8 мс (состоит из 2048 последовательных интервалов, каждый из которых длится 100 мкс). При таком режиме работы сигнал оцифровывается с частотой 10 кГц. Система усреднения сигнала позволяет осуществлять непрерывное наблюдение за процессом усреднения на осциллографе с блоком памяти. В большинстве случаев число усредняемых сердечных циклов варьирует от 150 до 200. Предпринимается ряд превентивных мер, благодаря которым в процесс усреднения не попадают преждевременные возбуждения желудочков. Для этой цели используется специальная схема, обеспечивающая автоматическое измерение интервала R—R между возбуждениями. Таким образом, при преждевременном возникновении возбуждения запуск процесса усреднения исключается. Усредненные сигналы фотографируются поляроидной камерой.

Система, разработанная Simson [18], основывается на использовании трех биполярных ортогональных отведенийX, Y и Z.Электрография с высоким разрешением усиливается в 1000— 5000 раз и предварительно фильтруется с полосой пропускания от 0,05 до 300 Гц. Сигнал от каждого отведения проходит через 4-полюсные высокочастотные фильтры (250 Гц) и подается затем на аналого-цифровой преобразователь (1000 образцов в секунду; 12 бит). Оцифрованные данные хранятся на гибких дисках настольного компьютера Hewlett—Packard, модель 9826. Запись в каждом отведении осуществляется последовательно в течение 133 с. В каждом отведении усредняются отдельно только те комплексы, которые программой распознавания символов идентифицируются как нормальные. Для устранения низкочастотных компонентов электрокардиограммы используется двусторонний цифровой фильтр с нижней границей частоты 25 Гц (4-полюсный низкочастотный фильтр Баттерворта). Фильтр обрабатывает сигнал в прямом направлении в течение первых 40 мс комплекса QRS, после чего фильтр перезапускается и обрабатывает сигнал с конца в обратном направлении до той же точки в комплексе QRS. При таком подходе устраняется «звон» фильтра после окончания комплекса QRS [18]. Отфильтрованные сигналы для каждого из трех отведений затем комбинируются для получения векторной величины (х²+у²+z²)^1/2, называемой «отфильтрованным комплексом QRS». Начало и окончание суммарного сигнала автоматически определяется по точкам, где средняя амплитуда сигнала в течение 5 мс в 3,5 раза превышает амплитуду случайного шума. Затем рассчитывают среднюю амплитуду суммарного сигнала, исходя из точек начала и конца регистрации. Более того, система определяет среднюю амплитуду за последние 40 и 50 мс регистрации [18].

Uther и соавт [19] для выявления фрагментарной низкоамплитудной активности использовали векторкардиографические поверхностные отведения. В других исследованиях [15, 16] применялись промышленные электрокардиографы с дополнительными приспособлениями для усреднения сигнала (усреднитель сигналов Marquette MAC).

Так как метод усреднения сигнала во времени позволяет обнаруживать лишь повторяющиеся электрокардиографические сигналы, с его помощью невозможно выявить их динамические изменения в каждом сердечном цикле. Для определения динамики событий El-Sherif и соавт. [33] разработали метод пространственного усреднения. При таком подходе электронная суммация потенциалов, зарегистрированных множеством парных электродов, осуществляется с помощью специально разработанного объемного проводника. Предполагается, что ЭКГ-сигнал между любой парой электродов практически одинаков, тогда как шум от электромиографических источников (между поверхностью тела и электродами), а также собственный шум усилителей не полностью коррелированы. При пространственном усреднении предполагаются усиление идентичных полезных сигналов и ослабление шума. Хотя шумы на границе между электродами и телом, а также шумы усилителей можно рассматривать как совершенно случайные, электромиографические потенциалы не являются полностью независимыми [34]. Чем больше расстояние между электродами, тем слабее корреляция между электромиографическими сигналами.

Использование объемного проводящего электрода [33] улучшает отношение электрокардиографического и электромиографического сигналов, так как биоэлектрический источник электромиографических сигналов находится прямо под кожей, а сердечный источник располагается на большем расстоянии. Как электромиографический, так и электрокардиографический сигналы уменьшаются приблизительно пропорционально квадрату расстояния. Но поскольку электромиографический источник расположен ближе, его ослабление оказывается менее выраженным.