Przetwarzanie sygnałów elektrodiagnostycznych










KU 0040 pozycja wydawnictw naukowych Akademii Górniczo-Hutniczej im. St. Staszica w Krakowie

© Wydawnictwa AGH, Kraków 2001 ISBN 83-88408-37-2 Redaktor Naczelny Uczelnianych Wydawnictw Naukowo-Dydaktycznych prof. dr hab. inĪ. Andrzej Wichur Z-ca Redaktora Naczelnego mgr Beata Barszczewska-Wojda










Recenzent prof. dr hab. inĪ. Ryszard Tadeusiewicz

Projekt okáadki i strony tytuáowej Beata Barszczewska-Wojda Opracowanie edytorskie zespóá redakcyjny UWND Korekta Danuta Harnik

Skáad komputerowy „Andre”, tel. 423-10-10

Redakcja Uczelnianych Wydawnictw Naukowo-Dydaktycznych al. Mickiewicza 30, 30-059 Kraków tel. (0-12) 617-32-28, tel./fax (0-12) 636-40-38, e-mail: [email protected]

Spis treĞci










WstĊp ................................................................................................................ 9 . Podstawy elektrofizjologii komórki............................................................... 15 1.1. Báona komórkowa w stanie spoczynku ..................................................... 15 1.2. Depolaryzacja báony komórkowej ............................................................. 16 1.3. Przewodzenie bodĨców ............................................................................. 18 1.4. Front pobudzenia ....................................................................................... 19 1.5. Pomiar zjawisk elektrycznych w organizmach Īywych ............................ 20 2. Problemy techniczne rejestracji sygnaáów elektrofizjologicznych ............. 25 2.1. Charakterystyka amplitudowo-pasmowa biopotencjaáów w typowych zastosowaniach diagnostycznych ......................................... 25 2.2. Schemat blokowy rejestratora biopotencjaáów ......................................... 26 2.3. Elementy stopnia wstĊpnego ..................................................................... 27 2.3.1. Realizacje zabezpieczeĔ przeciwporaĪeniowych ........................... 27 2.3.2. OdpornoĞü ukáadu wejĞciowego na impuls defibrylatora .............. 30 2.3.3. Dyskryminacja zakáóceĔ przez stopieĔ wejĞciowy ........................ 31 2.3.4. DuĪa impedancja wejĞciowa stopnia wstĊpnego ............................ 36 2.3.5. Dopasowanie parametrów elektrycznych ....................................... 37 2.4. Przeciwzakáóceniowe filtry czĊstotliwoĞciowe......................................... 37 2.5. StopieĔ koĔcowy i urządzenia wyjĞciowe ................................................ 39 2.6. Przetworniki analogowo-cyfrowe ............................................................. 40 2.7. Dyskretna reprezentacja sygnaáu ............................................................... 46 3. Elektromiografia ............................................................................................. 53 3.1. Fizjologia transmisji neuromiĊĞniowej ..................................................... 54 3.2. Elektrodiagnostyka jednostki ruchowej .................................................... 55 3.3. Aparatura elektromiograficzna .................................................................. 56 3.3.1. Rejestrator EMG ............................................................................. 56 3.3.2. Stymulator ....................................................................................... 56 3.3.3. Automatyzacja diagnostyki elektromiograficznej .......................... 57 3.4. Parametry iloĞciowe elektromiogramu ...................................................... 58 3.4.1. Cechy zapisu prawidáowego ........................................................... 60 3.4.2. Przykáady patologii miogennych .................................................... 61 3.4.3. Przykáady patologii neurogennych ................................................. 62 3










3.5. Badanie przewodzenia wáókien nerwowych i czuciowych ....................... 3.6. Pozamedyczne zastosowania elektromiografii .......................................... 4. Elektrodiagnostyka gaáki ocznej .................................................................... 4.1. Metody pozyskiwania sygnaáu okoruchowego ......................................... 4.1.1. Metoda elektryczna ......................................................................... 4.1.2. Metoda magnetyczna ...................................................................... 4.1.3. Metoda fotoelektryczna .................................................................. 4.1.4. Metoda wizyjna .............................................................................. 4.1.5. PojĊcie sygnaáu okoruchowego ...................................................... 4.2. Diagnostyczne zastosowania sygnaáu okoruchowego .............................. 4.2.1. Przegląd zastosowaĔ sygnaáu okoruchowego ................................ 4.2.2. Zastosowanie elektronystagmografii do diagnostyki narządu równowagi ................................................ 4.2.3. Parametry diagnostyczne elektronystagmogramu .......................... 4.3. Obróbka numeryczna sygnaáu okoruchowego .......................................... 4.3.1. ħródáa zakáóceĔ sygnaáu elektronystagmograficznego .................. 4.3.2. Metody filtracji sygnaáu elektronystagmograficznego i ich wpáyw na jakoĞü parametrów diagnostycznych ..................... 4.4. Elektroretinografia .................................................................................... 4.4.1. Analiza elektroretinogramu ............................................................ 4.4.2. System stymulacji ........................................................................... 4.4.3. System akwizycji sygnaáu ............................................................... 4.4.4. Zastosowania kliniczne elektroretinografii .................................... 5. Elektroencefalografia ..................................................................................... 5.1. Przedmiot elektroencefalografii ................................................................ 5.2. Technika zapisu EEG ................................................................................ 5.2.1. Elektrody ......................................................................................... 5.2.2. Rozmieszczenie elektrod ................................................................ 5.2.3. Metody áączenia odprowadzeĔ (programy i montaĪe) ................... 5.2.4. Rejestrator elektroencefalograficzny – cechy charakterystyczne ....... 5.2.5. Artefakty i zakáócenia zapisu EEG ................................................. 5.3. Elementy zapisu EEG ................................................................................ 5.3.1. Rytmy i ich wystĊpowanie .............................................................. 5.3.2. Detekcja zjawisk padaczkowych .................................................... 5.4. Standaryzacja i automatyzacja interpretacji zapisów EEG ....................... 5.4.1. Wspomaganie procedur i decyzji diagnostycznych ....................... 5.4.2. Projekt eksperymentu diagnostycznego EEG ................................ 5.4.3. Rejestracja sygnaáu ......................................................................... 5.4.4. Detekcja i odrzucenie artefaktów ................................................... 5.4.5. Analiza sygnaáu surowego .............................................................. 5.4.6. WyodrĊbnienie cech........................................................................ 5.4.7. Testowanie hipotez ......................................................................... 5.4.8. Weryfikacja ..................................................................................... 4

62 64 67 68 69 70 72 74 77 77 77 79 85 89 89 91 96 97 99 100 101 103 103 105 105 106 106 108 109 110 110 114 115 115 116 117 118 119 121 121 122










5.5. Analiza wzrokowych potencjaáów wywoáanych ....................................... 5.6. Analiza sáuchowych potencjaáów wywoáanych ........................................ 6. Elektrokardiografia ........................................................................................ 6.1. Podstawy elektrokardiografii .................................................................... 6.1.1. Parametry diagnostyczne EKG .................................................... 6.1.2. Fizjologia ukáadu bodĨcotwórczo-bodĨcoprzewodzącego serca.............................................................................................. 6.1.3. 12-odprowadzeniowe badanie EKG ............................................ 6.2. Automatyczna analiza sygnaáu EKG ......................................................... 6.2.1. OkreĞlenie jakoĞci sygnaáu EKG ................................................. 6.2.2. Detekcja zespoáów QRS............................................................... 6.2.3. OkreĞlanie poziomu linii izoelektrycznej i stosunku sygnaáu do szumu ....................................................... 6.2.4. Klasyfikacja zespoáów QRS ......................................................... 6.2.5. OkreĞlenie morfologii reprezentantów klas ................................. 6.2.6. Dokáadne obliczanie rozmiarów zaáamków ................................. 6.2.7. Diagnostyka odcinka ST .............................................................. 6.2.8. Obliczenie dyspersji koĔca zaáamka T w poszczególnych odprowadzeniach (ang. QT-dispersion) ........ 6.2.9. Stwierdzenie wystąpienia póĨnych potencjaáów ......................... 6.2.10. OkreĞlanie osi elektrycznej serca ................................................. 6.3. Elektrokardiografia próby wysiákowej ...................................................... 6.4. Caáodobowa rejestracja elektrokardiogramu metodą Holtera ................... 6.4.1. Ocena zmiennoĞci rytmu serca (HRV) ......................................... 6.4.2. Detekcja arytmii ........................................................................... 6.4.3. Ocena pracy kardiostymulatora ................................................... 6.4.4. Alternans zaáamka T .................................................................... 6.5. Wektokardiografia i elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci ........... 6.5.1. Trójwymiarowa rejestracja pola elektrycznego pracującego serca ......................................................................... 6.5.2. Elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci (HR-ECG) ............ 7. Techniki polielektrograficzne ......................................................................... 7.1. Polikardiografia ......................................................................................... 7.1.1. Fonokardiografia .......................................................................... 7.1.2. Sfigmografia ................................................................................. 7.1.3. Automatyczna obróbka sygnaáu polikardiograficznego .............. 7.2. Kardiotokografia i elektrohisterografia ..................................................... 7.2.1. Techniki diagnostyki páodu .......................................................... 7.2.2. Diagnostyka aktywnoĞci skurczowej macicy .............................. 7.2.3. Wyznaczanie podstawowych parametrów skurczów ................ 7.2.4. Analiza czĊstotliwoĞciowa sygnaáu EHG ....................................

122 126 131 131 131 132 136 138 139 141 145 147 150 152 155 158 159 162 164 171 174 180 182 185 186 186 192 193 193 194 195 196 197 197 198 200 202 5










7.3. Polisomnografia ......................................................................................... 7.3.1. Cel diagnostyczny monitorowania snu ........................................... 7.3.2. Przebieg snu .................................................................................... 7.3.3. Kliniczne zastosowania polisomnografii ........................................ 8. Przechowywanie i zarządzanie zapisami elektrodiagnostycznymi oraz wymiana danych i sygnaáów biomedycznych ....................................... 8.1. Lokalne i globalne architektury magazynu danych .................................. 8.1.1. Specyfika archiwów danych biomedycznych ................................. 8.1.2. Architektura globalnego magazynu danych ................................... 8.1.3. Architektura lokalnego magazynu danych ..................................... 8.1.4. Przykáady formatów archiwizacji danych biomedycznych ............ 8.2. PoufnoĞü informacji diagnostycznych ...................................................... 8.2.1. Problem ochrony informacji diagnostycznych ............................... 8.2.2. Podstawowe normy bezpieczeĔstwa danych .................................. 8.2.3. Realizacja poufnoĞci danych w rozproszonych systemach elektrodiagnostycznych .................................................................. 8.3. Metody kompresji sygnaáów elektrodiagnostycznych .............................. 8.3.1. Algorytm punktu zwrotnego ........................................................... 8.3.2. Algorytm AZTEC ........................................................................... 8.3.3. Algorytm CORTES ......................................................................... 8.3.4. Algorytm fan ................................................................................... 8.3.5. Algorytm kodowania Huffmana ..................................................... 8.3.6. Algorytm kodowania przyrostowego ............................................. 8.4. Standaryzacja i metody weryfikacji algorytmów przetwarzania sygnaáów biologicznych na przykáadzie EKG ........................................................... 8.4.1. Standardowa arytmiczna baza danych EKG (MIT-BIH) ............... 8.4.2. Standardowa wieloodprowadzeniowa baza danych EKG (CSE) .... 8.4.3. Metody testowania poprawnoĞci algorytmów automatycznego przetwarzania elektrokardiogramów .............................................. Wykaz wybranych skrótów ............................................................................... Literatura ...........................................................................................................

6

202 202 204 204 207 207 207 209 209 210 214 214 214 216 217 219 220 222 222 223 225 228 229 232 235 239 243

  
 Panu Profesorowi dr. hab. inĪ. Ryszardowi Tadeusiewiczowi z podziĊkowaniem za wprowadzenie w arkana elektroniki medycznej oraz dáugoletnią opiekĊ naukową Autor 7

8










WstĊp










JuĪ chwila uwagi poĞwiĊconej ksiąĪce zatytuáowanej Przetwarzanie sygnaáów elektrodiagnostycznych jest wyrazem zainteresowania czytelnika metodami postĊpowania maáych krzemowych krasnoludków, coraz czĊĞciej ostatnio pomocnych czáowiekowi w róĪnych dziedzinach Īycia. Nie bez wysiáku czáowieka udaáo siĊ je nauczyü podstawowych zasad diagnozowania medycznego, szczególnie w tych dziedzinach, w których informacja w naturalny sposób przybraáa strawną dla krzemowych krasnoludków formĊ prądu elektrycznego. I rzeczywiĞcie, choü krasnoludki zawsze uczyáy siĊ od czáowieka, trudno dziĞ wyobraziü sobie elektrodiagnostykĊ medyczną bez ich wsparcia. To nie tylko szybkoĞü i powtarzalnoĞü postĊpowania (to potrafi nawet zwykáy komputer) ale równieĪ wytworzenie wiĊzi wymagającej od personelu medycznego algorytmicznego sposobu formuáowania i rozwiązywania problemów diagnostycznych. Nauczyciel uczy siĊ od ucznia? Tylko pozornie moĪe taka sytuacja wydawaü siĊ postawieniem problemu na gáowie. Rozpoczynając przegląd medycznych zastosowaĔ automatycznego przetwarzania sygnaáów, kilka zdaĔ naleĪy poĞwiĊciü lokalizacji tej máodej dziedziny zarówno w aspekcie naukowym, jak i komercyjnym. Niespeána 40 lat po zaproponowaniu przez Normana Holtera metody dáugoczasowej rejestracji biopotencjaáów moĪna dziĞ mówiü o upowszechnieniu siĊ technik holterowskich, które nie tylko w zakresie elektrokardiografii, na staáe weszáy do kanonu rutynowych badaĔ diagnostycznych. JeĞli komuĞ ten okres mimo wszystko wyda siĊ dáugi w porównaniu z dwoma epokami, jakie w tym czasie miaáy miejsce w elektronice lub trzema w informatyce, niech zechce uwzglĊdniü anegdotyczny konserwatyzm Ğwiata lekarskiego wynikáy z koniecznoĞci weryfikacji wszelkich nowinek technicznych na Īywym materiale ludzkim. Dodatkowym czynnikiem niepewnoĞci jest teĪ uĪycie, po raz pierwszy w historii medycyny, skomplikowanych urządzeĔ elektronicznych, zwáaszcza mikroprocesorów, których dziaáanie polega na wykonywaniu ciągu poleceĔ zawierających cząstkĊ inteligencji programisty. NaleĪy w tym miejscu podkreĞliü, Īe dyscyplina, której zarys przedstawia ta praca, ma wszelkie cechy wiedzy i umiejĊtnoĞci interdyscyplinarnej. Przetwarzanie sygnaáów elektrodiagnostycznych jest bowiem owocem wspóápracy Ğrodowisk: – medycznych (fizjologów i klinicystów wielu specjalnoĞci), – inĪynierskich (elektroników-konstruktorów i technologów oraz informatyków), – przedstawicieli nauk podstawowych (matematyków, fizyków i informatyków). 9










Dwa aspekty zwracają w tym Ğwietle szczególną uwagĊ. Pierwszym jest podziw dla wszystkich wynalazców, których dokonania wzbogaciáy tĊ wiedzĊ przez lata i wzbogacają nadal. Podziw przede wszystkim dla ich rozlegáej wiedzy i wyobraĨni, ale takĪe dla niezáomnej woli porozumienia z przedstawicielami „innego Ğwiata”, porozumienia, które zawsze leĪy u podstaw nowej idei. Drugim jest zastanawiająco proporcjonalna zaleĪnoĞü pomiĊdzy zasobem szeroko rozumianej wiedzy i doĞwiadczeĔ konstruktora a iloĞcią trafnie przez niego podejmowanych decyzji ukáadowych czy programowych. ZaleĪnoĞü, która pobudza do pracy i samoksztaácenia zgodnie z zasadą: im wiĊcej umiesz, tym bardziej skutecznie twoje rozwiązania bĊdą sáuĪyáy innym. Ta obowiązująca pierwotnie tylko w medycynie zasada staáa siĊ teraz udziaáem przedstawicieli innych dyscyplin. Przetwarzanie sygnaáów elektrodiagnostycznych to niewątpliwie ciekawy, ale i wymagający obszar leĪący na styku wielkich dziedzin wiedzy, ale to wáaĞnie sugeruje, Īe jest on wart zainteresowania, na podobieĔstwo styku wielkich páyt tektonicznych, gdzie sejsmolodzy upatrują obszarów podwyĪszonej aktywnoĞci. W dziedzinie przetwarzania sygnaáów elektrodiagnostycznych podwyĪszoną aktywnoĞü moĪna interpretowaü dosáownie, co związane jest ze stale rosnącą liczbą zastosowaĔ przedstawionych tu metod i rozwiązaĔ w produkowanej aparaturze diagnostycznej. Nie od dziĞ wiadomo, choü w spoáeczeĔstwie polskim upowszechnienie tej ĞwiadomoĞci wymaga zapewne jeszcze upáywu czasu, Īe podwyĪszenie stopy Īyciowej obywateli jest nastĊpstwem wzrostu poziomu i dostĊpnoĞci usáug medycznych w stopniu o wiele znaczniejszym niĪ np. iloĞci wytapianej stali, czy wartoĞci sprzedaĪy nowych samochodów. Dobrobyt, w ten sposób rozumiany, jest przede wszystkim w spoáeczeĔstwach o wyĪszych wskaĨnikach dáugoĞci Īycia i wyĪszej Ğredniej wieku, a wiĊc uwaĪanych za rozwiniĊte. W krajach takich dodatkowym czynnikiem wzrostu jest zamoĪnoĞü ludzi mających za sobą dáugie lata pracy, a wiĊc i skáonnoĞü do korzystania z technologicznie bardziej zaawansowanych metod diagnostycznych. Stosowanie zaawansowanych metod diagnostycznych jest takĪe w powszechnej opinii potencjalnych pacjentów uznawane za czynnik przewagi stosujących je klinik nad pozostaáymi, co w aspekcie komercyjnym ma zasadnicze znaczenie. Argumentem jest nie tylko wyĪsza wiarygodnoĞü diagnozy, ale takĪe domniemanie wyĪszych kwalifikacji personelu medycznego, co wspiera nadziejĊ na szybki i caákowity powrót do zdrowia i zasadniczo ksztaátuje preferencje pacjentów. Pochodną tych preferencji są zwykle Ğrodki finansowe przekazywane przez towarzystwa ubezpieczeniowe, co z kolei umoĪliwia bardziej staranny dobór kadry medycznej oraz stosowanie coraz bardziej zaawansowanych technologii diagnostycznych. JeĪeli do opisanej powyĪej zaleĪnoĞci dodaü losowy (lub przynajmniej na razie nie do koĔca poznany) charakter zapadalnoĞci na groĨne dla Īycia choroby ukáadu sercowo-naczyniowego lub nerwowego, okaĪe siĊ, Īe kaĪdy – obdarzony choü minimalną wyobraĨnią – czáowiek zadeklaruje swe zainteresowanie staáym wzrostem technologii diagnostycznych. WyjaĞnienia wymaga jeszcze pozycja, jaką zajmują techniki elektrodiagnostyczne wĞród innych metod stosowanych w diagnostyce medycznej. Szczególnie interesująca 10










wydaje siĊ przy tym rywalizacja z rozlicznymi technikami obrazowania w medycynie, znajdującymi coraz szerszy zakres zastosowaĔ. Elektrodiagnostyka, a wiĊc pozyskiwanie informacji uĪytecznych medycznie przez analizĊ zjawisk elektrycznych towarzyszących funkcjonowaniu organizmu, charakteryzuje siĊ Ğcisáym związkiem wyjĞciowych parametrów diagnostycznych z fizjologią, czyli dynamiką dziaáania narządów. W takim ujĊciu diagnostyka obrazowa jest związana raczej z anatomią, a wiĊc zmianami wyglądu diagnozowanych organów, natomiast diagnostyka analityczna ogranicza siĊ do biochemicznych aspektów funkcjonowania organizmu. Uprzywilejowana pozycja elektrodiagnostyki medycznej jest związana z faktem wspóáwystĊpowania zjawisk elektrycznych ze wszystkimi przejawami Īycia komórek (tak naprawdĊ istnieje nawet związek przyczynowo-skutkowy). TakĪe przekaz informacji w organizmie dokonywany jest poprzez rozprzestrzenianie siĊ zjawisk elektrycznych, a niewtajemniczony czytelnik zdziwi siĊ na pewno, jeĞli – upraszczając – stwierdzĊ, Īe informacje przekazywane są binarnie. PoniewaĪ wszystkim zjawiskom zachodzącym w organizmie towarzyszą zmiany równowagi áadunków, najbardziej naturalną drogą diagnozowania tych zjawisk jest obserwacja, rejestracja i analiza dynamiki pól elektrycznych wytwarzanych przez funkcjonujące tkanki. Niestety realizacja tego jakĪe trafnego postulatu metodologicznego napotyka na trudnoĞci spowodowane albo niedoskonaáoĞciami aparatury rejestrującej, albo niemoĪliwoĞcią umieszczenia elektrod pomiarowych w punktach, w których rejestrowane zjawiska elektryczne byáyby najbardziej reprezentatywne dla interesującego procesu. To z pewnoĞcią najistotniejsze ograniczenie metod elektrodiagnostycznych jest niemoĪliwe do wyeliminowania z uwagi na koniecznoĞü funkcjonowania organizmu jako caáoĞci. Obserwator musi wiĊc pogodziü siĊ z faktem, Īe oprócz interesującego go zjawiska, w tym samym czasie i przestrzeni zachodzą inne procesy, których reprezentacja elektryczna nie pozostaje bez wpáywu na wypadkowy charakter rejestrowanego sygnaáu. NiemoĪliwoĞü izolacji procesów zakáócających jest takĪe podstawowym problemem automatycznej analizy sygnaáu. Informatyk podejmujący siĊ konstrukcji algorytmu przetwarzającego musi bowiem wziąü pod uwagĊ moĪliwie najszersze spektrum sytuacji, w których program zostanie uĪyty i przewidzieü konsekwencje róĪnych zakáóceĔ, báĊdów obsáugi oraz przypadków patologicznych na wiarygodnoĞü rezultatów diagnostycznych. Ta cecha programowego wspomagania elektrodiagnostyki medycznej, mająca na pierwszy rzut oka charakter uciąĪliwoĞci, jest w istocie – w poáączeniu z zaszczytnym celem ratowania zdrowia i Īycia – wyzwaniem dla wielkiej rzeszy informatyków, elektroników, matematyków i biofizjologów. NajbliĪsze lata doprowadzą byü moĪe do wyáonienia nowej dyscypliny naukowej, której przedmiotem zainteresowaĔ bĊdzie wáaĞnie elektrodiagnostyka medyczna. Pomimo Ğmiaáego wkraczania coraz bardziej zaawansowanych technologii obrazowania do diagnostyki medycznej, rola elektrodiagnostyki niezmiennie pozostaje znacząca. W diagnostyce niektórych patologii badania elektrodiagnostyczne mają charakter podstawowy, w innych tylko kontrolny bądĨ uzupeániający. Wielkie powodzenie metod diagnostycznych wykorzystujących zjawiska elektryczne towarzyszące funkcjonowaniu narządów jest związane nie tylko ze Ğcisáym związkiem elektrofizjologii 11










z kaĪdym dosáownie przejawem Īycia, ale takĪe z áatwoĞcią stosowania i powszechnoĞcią dostĊpu metod elektrodiagnostycznych. Fundamentalne znaczenie ma tu przede wszystkim niska inwazyjnoĞü związana z powszechną rejestracją zjawisk elektrycznych z powierzchni ciaáa. Niska inwazyjnoĞü, której ceną jest przewaĪnie niĪsza jakoĞü sygnaáu z elektrod powierzchniowych, jest warunkiem powszechnego i powtarzalnego w odniesieniu do poszczególnych pacjentów stosowania elektrodiagnostyki w praktyce klinicznej. Innym czynnikiem wyznaczającym dostĊpnoĞü opisywanych tu metod diagnostyki medycznej jest niska cena aparatury i materiaáów eksploatacyjnych. Stosunek wiarygodnoĞci wyniku do kosztu jednostkowego jest w przypadku badaĔ elektrodiagnostycznych bardzo korzystny, co wpáywa nie tylko na rachunek ekonomiczny jednostek sáuĪby zdrowia, ale przede wszystkim na preferencje lekarzy i pacjentów. Z powyĪszych rozwaĪaĔ wyáania siĊ konkluzja, Īe przetwarzanie sygnaáów elektrodiagnostyki medycznej jest nową i nieáatwą, ale wielce obiecującą dziedziną wiedzy o szerokich perspektywach zastosowaĔ. Nakáad pracy związany z projektowaniem, uruchamianiem, a przede wszystkim ze Īmudnym testowaniem systemu elektrodiagnostycznego moĪe zaowocowaü wielką satysfakcją z osiągniĊtego efektu, wdziĊcznoĞcią uĪytkowników – lekarzy oraz poprawą poziomu diagnozowania pacjentów. Tego wáaĞnie autor chciaáby Īyczyü wszystkim, którzy swą dziaáalnoĞü zawodową wiąĪą z przetwarzaniem sygnaáów elektrodiagnostycznych, a takĪe tym, którzy wáaĞnie przystąpili do studiowania tego przedmiotu. W pracy zostaáy przedstawione gáówne gaáĊzie elektrodiagnostyki medycznej z inĪynierskiego punktu widzenia. KolejnoĞü poszczególnych rozdziaáów jest dostosowana do drogi poznawczej, jaka wydaáa siĊ autorowi najbardziej naturalna: od áatwego do trudnego. Pewna odmiennoĞü w porównaniu z licznymi publikacjami przeznaczonymi dla adeptów lub praktyków medycyny polega na wysuniĊciu na plan pierwszy zagadnienia automatycznego przetwarzania sygnaáów elektrodiagnostycznych. Aspekty medyczne poruszane są tutaj jedynie przeglądowo i tylko w zakresie niezbĊdnym informatykowi do poznania procesu diagnostycznego stosowanego przez lekarza. Wyznaczenie drogi poznawczej takĪe podlegaáo tym reguáom: w rozdziaáach wstĊpnych poruszano zagadnienia, w których stosowane są algorytmy przetwarzania sygnaáów o najmniejszej záoĪonoĞci, natomiast techniki elektrodiagnostyczne, które wyksztaáciáy wáasne, wysoko specjalizowane metody numeryczne zostaáy omówione na zakoĔczenie. Zamysáem autora byáo ponadto, aby objĊtoĞü materiaáu w poszczególnych rozdziaáach byáa reprezentacją powszechnoĞci zastosowaĔ i róĪnorodnoĞci metod komputerowego wspomagania w odpowiednich dziedzinach elektrodiagnostyki medycznej. W konsekwencji, brak wzmianki o niektórych rzadziej wykorzystywanych technikach diagnostycznych, jak choüby elektrogastrografii, nie jest wynikiem przeoczenia, a jedynie rezultatem braku doniesieĔ o algorytmach zastosowanych w komputerowym wspomaganiu tych dziedzin. Dwa rozdziaáy wstĊpne są próbą uprzystĊpnienia tej specjalistycznej ksiąĪki moĪliwie szerokiemu gronu odbiorców. Osoby o wyksztaáceniu technicznym z pewnoĞcią 12

Kraków, lipiec 2000










znajdą wiele nowych informacji w rozdziale pierwszym, natomiast czytelników ukierunkowanych medycznie zainteresuje przegląd problemów związanych z akwizycją biopotencjaáów. Przesáanie rozdziaáu zamykającego pracĊ brzmi: „dane elektrodiagnostyczne są przedmiotem najwyĪszej troski”. PrzeĞwiadczenie takie wynika ze wspóápracy autora z kilkoma zagranicznymi oĞrodkami naukowymi w zakresie przetwarzania sygnaáów elektrodiagnostycznych. Bez wahania moĪna stwierdziü, Īe wraĪliwoĞü sygnaáów elektrodiagnostycznych zarówno z technicznego, jak i socjologicznego punktu widzenia jest bardzo wysoka. WraĪliwoĞü w aspekcie technicznym obejmuje ogóá wszystkich konsekwencji, jakie mogą wyniknąü z niewáaĞciwego pobrania, przetwarzania i interpretacji zapisu. Socjologiczne ujĊcie wraĪliwoĞci nakazuje natomiast rozwaĪyü konsekwencje niewáaĞciwego zarządzania danymi elektrodiagnostycznymi oraz niewáaĞciwego ich zabezpieczenia przed dostĊpem osób niepowoáanych. Zarówno inĪynier przystĊpujący do projektowania czy realizacji systemu elektrodiagnostycznego (tak czĊĞci programowej jak i sprzĊtowej), jak i lekarz weryfikujący rezultaty pracy tego systemu są w istocie obarczeni wielką odpowiedzialnoĞcią za prawidáowoĞü diagnoz postawionych kiedyĞ przez nieznanych im uĪytkowników wytworzonego sprzĊtu. W ich rĊkach spoczywa czĊĞciowo los nas wszystkich – jako przyszáych (niestety) pacjentów.

13

14










1. Podstawy elektrofizjologii komórki

1.1. Báona komórkowa w stanie spoczynku





Najmniejsze niezaleĪne struktury Īywe – komórki – otoczone są báoną zapewniającą odrĊbnoĞü i separacjĊ od otaczającego Ğrodowiska. W odseparowanej báoną o gruboĞci ok. 100A° (1A° = 10–10 m) objĊtoĞci panują warunki umoĪliwiające zachodzenie wszystkich procesów Īyciowych, z których najwaĪniejsze to: – przemiany energetyczne (metabolizm), – rozmnaĪanie.






Elementem warunkującym powstanie i utrzymanie tego specyficznego Ğrodowiska jest báona komórkowa, wĞród której licznych wáasnoĞci najistotniejsza jest wybiórcza przepuszczalnoĞü. Transport substancji przez báonĊ komórkową zapewnia gromadzenie skáadników niezbĊdnych dla komórki i usuwanie związków szkodliwych. PoniewaĪ cząsteczki mające najwiĊkszy udziaá w tym transporcie wystĊpują w postaci jonów, spoczynkowy gradient stĊĪenia wynikáy z póáprzepuszczalnoĞci báony powoduje powstanie gradientu koncentracji noĞników áadunku, a wiĊc róĪnicĊ potencjaáów wnĊtrza komórki wzglĊdem jej otoczenia (tab. 1.1). W stanie ustalonym róĪnica ta wynosi ok. –90 mV (biegun ujemny we wnĊtrzu komórki) i jest nazywana „potencjaáem spoczynkowym”. Tabela 1.1

StĊĪenie wybranych substancji w páynie miĊdzykomórkowym oraz we wnĊtrzu komórki wraz z róĪnicą potencjaáów wynikáą z róĪnicy stĊĪeĔ (dla miĊĞni ssaków ciepáokrwistych przy 37oC) pierwiastek/związek Na+ (sód) +

K (potas) Ca

++

(wapĔ)

stĊĪenie jonowe [mmol/l] wewnątrz komórki na zewnątrz komórki

napiĊcie báonowe w stanie równowagi [mV]

12

144

+41

155

4

–94

10

2

+133

–

Cl (chlor)

4

120

–41

HCO3–

8

27

15

Oprócz opisanego wyĪej biernego transportu jonów przez báonĊ komórkową istotną rolĊ w ksztaátowaniu napiĊcia báonowego peáni tzw. aktywny mechanizm transportu zwany teĪ pompą jonową lub pompą sodowo-potasową. Enzymatyczna pompa jonowa wydala z komórki jony sodu Na+ a wprowadza do komórki jony potasu K+ w proporcji 3 : 2. Dzieje siĊ to wbrew potencjaáom áadunków elektrycznych i wbrew gradientowi stĊĪeĔ tych jonów na báonie komórkowej kosztem energii przemiany dostarczonej z zewnątrz uwolnionej w wyniku hydrolizy ATP (kwasu adenozynotrójfosforowego) lub absorpcji kwantu Ğwiatáa. PoniewaĪ iloĞü jonów dodatnich wydalanych z komórki jest wiĊksza niĪ iloĞü jonów wprowadzanych, powstaje róĪnica potencjaáów (napiĊcie) sumująca siĊ z napiĊciem powstaáym w wyniku biernego transportu jonów.

1.2. Depolaryzacja báony komórkowej



Bodziec, czyli zmiana stanu elektrycznego, mechanicznego, termicznego lub chemicznego otoczenia komórki, ma bezpoĞredni wpáyw na zjawiska zachodzące na báonie komórkowej, w tym zwáaszcza na zjawiska elektryczne.





Ze wzglĊdu na skutek oddziaáywania moĪna wyróĪniü: – bodĨce podprogowe (np. bodziec elektryczny nie przekraczający progu – 65 mV) powodujący tylko miejscowe, niewielkie zmiany napiĊcia báonowego szybko uzupeániane przez pompĊ jonową; – bodĨce ponadprogowe wywoáujące lawinową depolaryzacjĊ báony komórkowej, zwaną „impulsem czynnoĞciowym” – w przypadku komórki miĊĞniowej oznacza on zapoczątkowanie skurczu mechanicznego.




Mechanizm lawinowej depolaryzacji (rys. 1.1) polega na tym, Īe po podwyĪszeniu napiĊcia báonowego powyĪej wartoĞci –65 mV gwaátownie wzrasta przepuszczalnoĞü báony dla jonów sodu Na+. Wdzierają siĊ one gwaátownie do wnĊtrza komórki powodując dalszą depolaryzacjĊ (faza 0). W ciągu krótkiego czasu (0,2–0,5 ms) báona komórkowa zostaje spolaryzowana do potencjaáu ok. +30 mV (biegun dodatni wewnątrz komórki), a wiĊc zmiana w stosunku do potencjaáu spoczynkowego wynosi ok. 120 mV. Dodatnia czĊĞü impulsu czynnoĞciowego nazywana jest zwykle „nadstrzaáem”. BezpoĞrednio po caákowitej depolaryzacji rozpoczyna siĊ proces repolaryzacji komórki, czyli przywracanie potencjaáu spoczynkowego. Jeszcze w fazie lawinowej depolaryzacji, po przekroczeniu potencjaáu okoáo –65 mV, rozpoczyna siĊ napáyw jonów wapniowych Ca++ do wnĊtrza komórki. Uwalnianie siĊ jonów wapnia z siateczki endoplazmatycznej zapoczątkowuje skurcz wáókna miĊĞniowego (akcjĊ mechaniczną). Pierwszy etap, zwany fazą wstĊpnej szybkiej repolaryzacji (faza 1), charakteryzuje siĊ napáywem jonów chloru Cl– do wnĊtrza komórki, a jonów potasu K+ do páynu zewnątrzkomórkowego. Kolejny etap to faza powolnej repolaryzacji (faza 2), w czasie której jony sodu Na+ i wapnia Ca++ powoli napáywają do wnĊtrza komórki, podczas gdy jony potasu K+ nadal wypáywają na zewnątrz. 16

+

+

++

+

Na Ca K

Faza 1

+

++

Na Ca

Faza 2

+

K

+

Na

+

K

+

Na +

K Faza 3

Faza 4




Faza 0

–

Cl K



+

Na





Po okresie równowagi, odĞrodkowy prąd związany z usuwaniem jonów potasu K+ na zewnątrz komórki osiąga przewagĊ nad sáabnącym prądem wapniowo-sodowym i rozpoczyna siĊ faza szybkiej repolaryzacji (faza 3). Pod koniec fazy szybkiej repolaryzacji, po przekroczeniu mniej wiĊcej wartoĞci potencjaáu progowego (–65 mV) rozpoczyna pracĊ pompa sodowo-potasowa (aktywny mechanizm transportu), która ostatecznie ksztaátuje, a nastĊpnie utrzymuje potencjaá spoczynkowy komórki (faza 4). W tym okresie komórka zaczyna reagowaü na bodĨce zewnĊtrzne, początkowo zmniejszeniem ujemnego potencjaáu, a nastĊpnie wytworzeniem kolejnego impulsu czynnoĞciowego. Praca enzymatycznej pompy jonowej prowadzi do ponownego wprowadzenia jonów potasu K+ do wnĊtrza komórki, i jednoczeĞnie wydalenia jonów sodowych Na+. Powstająca dysproporcja stĊĪenia jonów sodowych Na+ i potasowych K+ sprzyja biernemu wypáywowi potasu zgodnie z gradientem stĊĪeĔ, natomiast bierny napáyw sodu jest znikomy wskutek maáej przepuszczalnoĞci bĊdącej w stanie spoczynku báony dla tego jonu. JednoczeĞnie zachodzi usuwanie z komórki wapnia Ca++ w formie wymiany jednego jonu wapnia na dwa jony sodu Na+. Schemat przepáywu prądów jonowych w czasie depolaryzacji i repolaryzacji komórki przedstawia rysunek 1.1.

Rys. 1.1. Schemat przepáywu prądów jonowych w czasie depolaryzacji i w poszczególnych fazach repolaryzacji komórki

NajwaĪniejsze cechy procesu pobudzenia komórki moĪna przedstawiü nastĊpująco. – Dowolna reakcja komórki na bodziec jest zjawiskiem elektrycznym, mającym niekiedy nastĊpstwa mechaniczne (np. kurczenie siĊ wáókien miĊĞniowych) – obserwowalne zjawiska elektryczne są przyczyną wszelkich innych zjawisk. – Pobudzenie jest zjawiskiem lawinowym przebiegającym wedáug zasady „wszystko albo nic” dziĊki istnieniu dodatniego sprzĊĪenia zwrotnego, jakim jest zwiĊkszenie przepuszczalnoĞci báony dla jonów dodatnich Na+ po przekroczeniu potencjaáu progowego; w konsekwencji komórka zachowuje siĊ jak ukáad dwustanowy (binarny) – jest pobudzona albo nie pobudzona. – W czasie, gdy potencjaá na báonie komórkowej jest mniejszy od wartoĞci progowej, komórka nie jest zdolna do reakcji na Īadne bodĨce, okres ten zwany okresem nieczuáoĞci (refrakcji) wynosi w komórkach miĊĞniowych 2–3 ms, ale w komórkach miĊĞnia roboczego przedsionków serca 150 ms, a komór serca nawet 300 ms, co nazywane jest „przedáuĪonym okresem refrakcji”. 17

– W ostatniej fazie repolaryzacji komórka moĪe zareagowaü ponownie na bodziec zewnĊtrzny tym wczeĞniej, im wiĊksze jest natĊĪenie bodĨca, tworząc swoisty naturalny przetwornik analogowo-cyfrowy; jest to zasada dziaáania receptorów przetwarzających natĊĪenie bodĨca (wielkoĞü analogową) na czĊstotliwoĞü impulsów czynnoĞciowych (rys. 1.2). [mV] +30 Faza 1 Faza 2

0

Faza 0



Faza 3

–65

1

czas

2

3

[ms]



0



Faza 4

–90

Rys. 1.2. NapiĊcie báonowe w kolejnych fazach depolaryzacji i repolaryzacji komórki




W odróĪnieniu od komórek miĊĞniowych, które wymagają oddziaáywania zewnĊtrznego bodĨca depolaryzującego, komórki rozrusznikowe serca charakteryzuje zdolnoĞü do spontanicznej powolnej depolaryzacji. Przenikanie jonów sodu Na+ i wapnia Ca++ do wnĊtrza komórki i zmniejszenie przepuszczalnoĞci báony komórkowej dla potasu K+ prowadzi do samoistnej okresowej depolaryzacji komórki, co leĪy u podstaw cyklicznych skurczów serca. Zaburzenie mechanizmu samoczynnej depolaryzacji jest przyczyną powaĪnych chorób serca.

1.3. Przewodzenie bodĨców Podstawową drogą przekazywania informacji w organizmie jest przewodzenie bodĨców. Depolaryzacja jednej komórki jest bodĨcem mogącym spowodowaü depolaryzacjĊ komórek sąsiednich. Warunkiem przekazania pobudzenia jest przekroczenie potencjaáu progowego kolejnej komórki, co moĪe, ale nie musi nastąpiü, zaleĪy to bowiem od skutecznoĞci przewodzenia zjawisk elektrycznych oraz innych oddziaáywaĔ, pod wpáywem których znajduje siĊ komórka nie pobudzona. Przykáadem sprawnego przekazywania pobudzeĔ jest system nerwowy, gdzie sąsiednie komórki poáączone są wĊzáem synaptycznym transmitującym bodĨce na drodze chemicznej. W ten sposób pobudzenie rozchodzi siĊ w systemie nerwowym, przenosząc informacje w postaci czĊstotliwoĞci kolejnych fal depolaryzacji (rys. 1.3). Pobudzenie przekazywane wzdáuĪ 18

komórki (dáugoĞü komórek nerwowych moĪe siĊgaü 1 m) po powierzchni báony komórkowej charakteryzuje siĊ staáą amplitudą, co Ğwiadczy dobitnie o zachodzeniu zjawisk elektrochemicznych na powierzchni báony. Depolaryzacja fragmentu báony komórkowej (w miejscu zadziaáania bodĨca) powoduje rozchodzenie siĊ zaburzeĔ stanu równowagi elektrochemicznej (tzw. napiĊcie elektrotoniczne) i tam, gdzie przekroczona zostaje wartoĞü potencjaáu progowego nastĊpuje depolaryzacja lawinowa. Niekiedy, odmiennie, komórki odizolowane są wzajemnie tak, Īe przekazywanie pobudzeĔ nie jest moĪliwe. Tak dzieje siĊ na przykáad pomiĊdzy sąsiednimi wáóknami naleĪącymi do tej samej grupy miĊĞniowej. Wzajemne odizolowanie wáókien umoĪliwia niezaleĪne pobudzanie ich skurczów w taki sposób, aby efektem dziaáania miĊĞnia byáo rozwijanie staáej siáy skurczu.



okres impulsacji

a)

–65 mV

b)



–90 mV




–65 mV



okres impulsacji

–90 mV

Rys. 1.3. Przetwarzanie intensywnoĞci bodĨca na czĊstotliwoĞü impulsów czynnoĞciowych: a) bodziec o sáabym natĊĪeniu – niska czĊstotliwoĞü impulsacji; b) bodziec o znacznym natĊĪeniu – wysoka czĊstotliwoĞü impulsacji

1.4. Front pobudzenia JeĪeli przewodzenie bodĨców nastĊpuje w sposób spontaniczny (tak dzieje siĊ np. w komórkach miĊĞnia roboczego przedsionków i komór serca), to komórki spolaryzowane, do których nie dotaráo jeszcze pobudzenie, dzieli od komórek juĪ zdepolaryzowanych (znajdujących siĊ w fazie refrakcji) front pobudzenia. Front pobudzenia przesuwa siĊ w objĊtoĞci miĊĞnia w miarĊ jak pobudzenie ogarnia coraz to nowe komórki. Z punktu widzenia otoczenia, komórki zdepolaryzowane charakteryzuje niĪsza wartoĞü potencjaáu niĪ komórki w stanie spoczynku, zatem dziĊki wytworzonej róĪnicy potencjaáów front pobudzenia moĪe byü opisany przez pole elektryczne. 19

Opis jest tym áatwiejszy, Īe róĪnica potencjaáów pojedynczej komórki w stanie spoczynku i komórki zdepolaryzowanej jest staáa (ok. 90 mV). WartoĞü wypadkowego natĊĪenia pola elektrycznego związanego z frontem pobudzenia jest wiĊc proporcjonalna tylko do powierzchni tego frontu. JeĪeli w pewnej izolowanej objĊtoĞci mamy do czynienia ze sprawnym przekazywaniem pobudzeĔ (np. miĊsieĔ serca – rys. 1.4), w niedáugim czasie pobudzone zostaną wszystkie nie zdepolaryzowane jeszcze komórki. PoniewaĪ wszystkie komórki w tej objĊtoĞci znajdują siĊ w okresie refrakcji (nieczuáoĞci), pobudzenie nie moĪe byü dalej przekazane i wygasa. Po przekazaniu pobudzenia ostatniej nie pobudzonej jeszcze komórce front pobudzenia kurczy siĊ, a wiĊc i pole elektryczne zanika. a)

b) –+ –+ +– – +– – + – + +– – – ++ +–– – + – – – – ++ + + +++



–+ –+ –+ –+ –+ –+ –+ –+

d)

–+ – + ––+ –+






c)



+ – + –– +

Rys. 1.4. Front pobudzenia i związane z nim pole elektryczne (na przykáadzie depolaryzacji miĊĞnia serca: a) wstĊpna faza depolaryzacji; b) maksimum frontu depolaryzacji; c) front depolaryzacji kurczy siĊ; d) depolaryzacja obejmuje ostatnie komórki

1.5. Pomiar zjawisk elektrycznych w organizmach Īywych Obserwacja zjawisk elektrycznych wymaga pobrania informacji w sposób wáaĞciwy dla pomiaru elektrycznego. NajczĊĞciej wiąĪe siĊ to z koniecznoĞcią pobrania energii z badanego obiektu i jest realizowane za pomocą elektrod pomiarowych. Obowiązująca przy wszelkich pomiarach zasada jak najmniejszego obciąĪania badanego obiektu w celu uzyskania rezultatów najbliĪszych prawdzie ma swoje zastosowanie takĪe w pomiarach bioelektrycznych. Wymaga ona jednak uzupeánienia o kilka dodatkowych uwag wynikających z rozmiaru i charakteru badanego obiektu. Na wstĊpie zauwaĪmy tylko, Īe wszelkie prądy elektryczne w organizmie Īywym mają charakter jonowy, a przewodnictwo typu elektronowego – typowe dla metali i póáprzewodników – nie wystĊpuje. 20










Elektrody są bardzo waĪnym elementem áączącym Ĩródáo sygnaáu elektofizjologicznego reprezentującego badane procesy i elektroniczny system pomiarowy. PodobieĔstwo do pomiarów elektrycznych wykonywanych w technice jest tylko powierzchowne, w pomiarach biologicznych wystĊpuje bowiem szereg czynników znieksztaácających pobieraną informacjĊ o trudnym do okreĞlenia i zmiennym w czasie pomiaru wpáywie. WáasnoĞci elektrod są od lat przedmiotem interdyscyplinarnych badaĔ naukowych, a proces produkcji elektrod czoáowych Ğwiatowych firm stanowi pilnie strzeĪoną tajemnicĊ. PoniewaĪ na styku dwóch rodzajów przewodnictwa (jonowego i elektronowego) zachodzi wĊdrówka noĞników wáaĞciwa dla warstwy granicznej, miĊdzy metalem a elektrolitem – powstaje kontaktowa róĪnica potencjaáów. Elektrody oddają jony metalu uzyskując tym samym wolne elektrony. Z chemicznego punktu widzenia jest to zwykáa równowaga chemiczna. Z elektrycznego punktu widzenia kaĪdy styk metalu z elektrolitem jest póáogniwem, gdyĪ metal – na skutek prĊĪnoĞci roztwórczej jonów – wykazuje tendencjĊ do oddawania swych kationów do roztworu. PrĊĪnoĞü roztwórcza, charakteryzująca miarĊ áatwoĞci oderwania elektronu walencyjnego, ma znacznie mniejszą wartoĞü dla metali szlachetnych: Au, Pt, dlatego wystĊpują one na koĔcu szeregu elektroujemnoĞci. Zjawiskiem o przeciwnym skutku jest róĪnica stĊĪeĔ kationów w roztworze i w metalu, wywoáująca ciĞnienie osmotyczne wtáaczające kationy w gáąb sieci krystalicznej metalu. W wyniku wspóáistnienia tych dwóch procesów, na styku metalu i elektrolitu ustala siĊ róĪnica potencjaáów zwana potencjaáem elektrody. Istnienie dodatkowego Ĩródáa napiĊcia o trudnych do okreĞlenia wáasnoĞciach jest przyczyną, dla której róĪnica potencjaáów pomiĊdzy dwoma punktami powierzchni organizmu nie moĪe byü przybliĪona róĪnicą potencjaáów miĊdzy dwiema elektrodami pomiarowymi (rys. 1.5). CH

RΩ

Cd(ω) Rt

Rd(ω) Rys. 1.5. Uproszczony elektryczny schemat zastĊpczy elektrody powierzchniowej dla napiĊü zmiennych o maáych czĊstotliwoĞciach gdzie: RΩ – CH – Rt – Rd (ω) – Cd (ω) –

polaryzacja elektrolitu, który jest reprezentowany przez substancjĊ o okreĞlonej rezystywnoĞci, pojemnoĞü ukáadu dwóch warstw przewodzących oddzielonych warstwą przejĞcia, rezystancja przejĞcia wyraĪająca zjawiska dyfuzyjne na styku dwóch obszarów przewodnictwa, rezystancja dyfuzyjna odpowiadająca nachyleniu krzywej gĊstoĞci prądu w funkcji nadnapiĊcia, pojemnoĞü dyfuzyjna reprezentująca przesuniĊcie fazowe nadnapiĊcia i prądu dyfuzyjnego

21

Wprawdzie w warunkach laboratoryjnych napiĊcie kontaktowe jest moĪliwe do wyliczenia, ale w typowych warunkach akwizycji sygnaáów elektrodiagnostycznych (ruch pacjenta, zmiana lokalnej temperatury ciaáa, aktywnoĞü wydzielnicza skóry itp.) nie udaje siĊ skompensowaü jego znacznych wpáywów na rejestrowaną wartoĞü. Podczas typowych pomiarów powolne zmiany napiĊcia spowodowane zmiennymi warunkami kontaktu elektrod rejestrowane są jako wolnozmienne wahania (páywanie) linii izoelektrycznej osiągające niekiedy znaczną amplitudĊ. Istotne jest wiĊc zapewnienie wystarczającego zakresu dynamiki wspóápracujących ukáadów elektronicznych. Ze wzglĊdu na wáasnoĞci elektryczne elektrody pomiarowe moĪna podzieliü na:





– elektrody spolaryzowane (nieodwracalne); – elektrody odwracalne I rodzaju: • elektroda tlenowa (anionowa), • elektroda wodorowa (kationowa), • elektroda typu Me/Me+ (skáadająca siĊ z metalu i roztworu zawierającego odpowiednie kationy); – elektrody odwracalne II rodzaju (elektroda kalomelowa Hg2Cl2, lub srebro– chlorek srebra Ag–AgCl).



Elektrody odwracalne II rodzaju, zwane teĪ elektrodami odniesienia, odgrywają istotną rolĊ w pomiarach elektrofizjologicznych dziĊki staáoĞci potencjaáu kontaktowego. ZawdziĊczają one tĊ cechĊ reakcji chemicznej na styku metal–elektrolit, której produktem jest trudno rozpuszczalna sól metalu (chlorek srebra, chlorek rtĊci itp.).




Z aplikacyjnego punktu widzenia elektrody pomiarowe moĪna podzieliü na: – powierzchniowe (jedno- i wielokrotnego uĪytku) sáuĪące do nieinwazyjnych badaĔ elektrofizjologicznych w szeroko pojĊtej praktyce klinicznej, – mikroelektrody (endoelektrody, szklane lub metalowe) sáuĪące do bezpoĞrednich pomiarów inwazyjnych napiĊü wewnątrzkomórkowych i zewnątrzkomórkowych. Stosowanie elektrod powierzchniowych, zwáaszcza w pomiarach dáugotrwaáych, wymaga dodatkowych zabiegów mających na celu zmniejszenie wpáywu skóry na wartoĞü rejestrowanych napiĊü. Skóra stanowi naturalne (i – z wyjątkiem elektrod przezprzeáykowych – nieuniknione) Ğrodowisko poĞredniczące w przewodzeniu zjawisk elektrycznych z gáĊbi organizmu do elektrod powierzchniowych. Skóra skáada siĊ z dwóch poáączonych ze sobą warstw o odmiennej budowie: 1) cienkiego naskórka (epidermis), zbudowanego z nabáonka, zawierającego wáosy, gruczoáy skórne itp.; 2) grubej skóry wáaĞciwej (korium) o strukturze wáóknistej – ma ona budowĊ jednolitą. 22

Parametry elektryczne skóry silnie zaleĪą od jej lokalnych wáasnoĞci, takich jak: – – – –

czynnoĞü gruczoáów potowych, zrogowacenie, ukrwienie, temperatura.

W praktyce pomiarów elektrofizjologicznych stosuje siĊ kilka sposobów przygotowania skóry do skontaktowania z elektrodą powierzchniową: – usuniĊcie owáosienia (o ile wystĊpuje), – odtáuszczenie, – abrazja naskórka (Ğcieranie papierem Ğciernym lub gumką albo naklejanie i zrywanie przylepca), – przygotowanie elektrolityczne.










Pasta elektrolityczna (wystĊpująca niekiedy pod nazwą „Īel EKG”), zawierająca zagĊszczony elektrolit na noĞniku glicerynowym, jest wcierana w warstwĊ rogową. ZmiĊkczona warstwa rogowa umoĪliwia wĊdrówkĊ jonów do gáĊbszych warstw skóry, co wydatnie zmienia jej impedancjĊ. W przypadku elektrod jednorazowych Īel w odpowiedniej iloĞci jest zwykle czĊĞcią skáadową elektrody, co pozwala skomponowaü jego skáad z uwzglĊdnieniem parametrów zastosowanego metalu elektrody. Niektóre procedury pomiarowe, wĞród nich rejestracja najwraĪliwszego na zakáócenia sygnaáu elektrodiagnostycznego elektroencefalogramu (EEG) oraz dáugotrwaáa rejestracja elektrokardiogramu (EKG) metodą Holtera, wymagają okreĞlenia impedancji styku elektroda–skóra przed rozpoczĊciem rejestracji. Przykáadowo, dla badania holterowskiego norma Polskiego Towarzystwa Kardiologicznego dopuszcza maksymalną wartoĞü impedancji równą 10 kΩ. Pomiar impedancji moĪe byü wykonany dwiema metodami. 1) Wykorzystanie wáasnoĞci táumienia sygnaáu wspóábieĪnego przez wejĞciowy wzmacniacz róĪnicowy – metoda ta polega na doáączeniu do elektrod generatora sygnaáu sinusoidalnego o czĊstotliwoĞci np. 800 Hz i znacznej impedancji wyjĞciowej (jest ona de facto równolegáa do impedancji elektrod). W przypadku dobrego i symetrycznego kontaktu elektrod sygnaá testowy na obu wejĞciach bĊdzie identyczny (z uwzglĊdnieniem amplitudy oraz fazy), co spowoduje, Īe na wyjĞciu wzmacniacza pojawi siĊ najwyĪej znikoma skáadowa o czĊstotliwoĞci testowej. KaĪda asymetria kontaktu elektrod jest zauwaĪana jako wzrost amplitudy sygnaáu testowego na wyjĞciu wzmacniacza róĪnicowego. JeĞli tylko czĊstotliwoĞü sygnaáu testowego jest odlegáa od pasma mierzonego sygnaáu, sprawdzenie impedancji moĪe byü przeprowadzane w czasie rejestracji (rys. 1.6). Przykáadowo, sprawdzanie jakoĞci kontaktu elektrod co 5 minut podczas rejestracji EKG metodą Holtera pozwala na automatyczne odrzucenie odcinków zawierających zakáócenia. 23

2) Zastosowanie typowego mostka zasilanego napiĊciem przemiennym, w którym impedancjĊ moĪna odczytaü z pokrĊtáa rezystora równowaĪącego albo z wyskalowanego przyrządu pomiarowego – uĪycie napiĊcia przemiennego do zasilania mostka ma podstawowe znaczenie, naleĪy bowiem pamiĊtaü, Īe co najmniej jedna z substancji w mierzonym ukáadzie jest elektrolitem, a wiĊc impedancja styku bĊdąca przedmiotem pomiaru wykorzystuje odmienne typy przewodnictwa (elektronowe i jonowe). Metoda ta jest szeroko wykorzystywana przy ocenie przygotowania skóry do trwających ok. 30 minut zapisów EEG. róĪnicowy stopieĔ wstĊpny +

fdp 800 Hz

wzmacniacz sygnaáu tor sygnaáowy rejestratora

ZG 1 fizjologiczne Ĩródáo sygnaáu

ZG 2



fgp 800 Hz

Z2



Z1



–

detektor szczytowy

LED

sygnalizacja prawidáowego kontaktu elektrod




Rys. 1.6. Schemat blokowy ukáadu do ciągáej kontroli kontaktu elektrod

24

2. Problemy techniczne rejestracji sygnaáów elektrofizjologicznych







Rejestracja sygnaáów elektrofizjologicznych jest niewątpliwie jednym z ciekawszych zagadnieĔ pomiarowych, od prawie stu lat stanowiąc wyzwanie dla elektroników-konstruktorów. Napotykają oni problemy typowe dla elektrycznych ukáadów pomiarowych, ale takĪe na zagadnienia nowe, typowe dla diagnostyki medycznej, jak bezpieczeĔstwo pacjenta, niestaáoĞü warunków pomiarowych czy teĪ osobnicza zmiennoĞü parametrów. Rozdziaá ten jest poĞwiĊcony opisowi niektórych problemów projektowych charakterystycznych dla rejestratorów biopotencjaáów i wskazaniu moĪliwych dróg ich rozwiązania.




2.. Charakterystyka amplitudowo-pasmowa biopotencjaáów w typowych zastosowaniach diagnostycznych Jak to zostaáo zaznaczone w poprzednim rozdziale, obserwowane na powierzchni skóry sygnaáy elektryczne reprezentują mniej lub bardziej wiernie procesy elektryczne, a wiĊc i Īyciowe poszczególnych narządów organizmu. W praktyce elektrodiagnostycznej, wobec braku moĪliwoĞci „przybliĪenia” procesu pomiarowego do mierzonego obiektu, istnieje koniecznoĞü zaakceptowania dodatkowych Ĩródeá sygnaáów obocznych, rejestrowanych wspólnie z sygnaáem bĊdącym przedmiotem zainteresowania obserwatora. Wobec faktu wspóáistnienia w organizmie Īywym procesów aktualnie rejestrowanych i wielu innych jeszcze procesów Īyciowych, stworzenie wáaĞciwych warunków pomiaru – faworyzujących zjawiska elektryczne charakterystyczne dla obserwowanego procesu, przy jednoczesnej dyskryminacji wpáywu pozostaáych zjawisk – jest jedyną metodą pozyskania niezakáóconej informacji diagnostycznej. Mimo Īe proces depolaryzacji w pojedynczych komórkach przebiega podobnie niezaleĪnie od ich funkcji, anatomia, a zwáaszcza fizjologia narządu oraz wáaĞciwie stworzone warunki pomiaru pozwalają zidentyfikowaü charakterystyczny dla niego sygnaá elektrodiagnostyczny. Pomaga w tym takĪe zestawienie charakterystycznych wáasnoĞci amplitudowo-pasmowych biopotencjaáów (tab. 2.). 25

Tabela 2. Charakterystyczne wáasnoĞci amplitudowo-pasmowe biopotencjaáów zakres amplitudy

zakres czĊstotliwoĞci

uwagi

elektrokardiogram (EKG)

0,5–5 mV

0,05–250 Hz

HR-ECG 000 Hz, strukturalny

elektroencefalogram (EEG)

2–00 µV

0,5–00 Hz

BAEP nawet poniĪej 0,2 µV

elektromiogram (EMG)

0,05–0 mV

5 Hz–0 kHz

elektroretinogram (ERG)

0,5 µV– mV

0,2–200 Hz

nazwa sygnaáu

elektronystagmogram (ENG)

3–5 µV/

o

brak wyodrĊbnionych struktur

0,–00 Hz

sygnaá piáoksztaátny rejestracja przezprzeáykowa

00–500 µV

0,0–0 Hz

elektrohisterogram (EHG)

–0 mV

0,–500 Hz



elektrogastrogram(EGG)



2.2. Schemat blokowy rejestratora biopotencjaáów






Pomimo znacznych róĪnic charakterystyki amplitudowo-pasmowej poszczególnych sygnaáów elektrodiagnostycznych moĪna sformuáowaü pokaĨną grupĊ wspólnych cech rejestratorów uĪywanych do akwizycji zapisów. Schemat blokowy rejestratora (rys. 2.), dziĊki bardzo ogólnemu opisowi, umoĪliwia zaprojektowanie rejestratora dowolnego sygnaáu elektrodiagnostycznego. Modyfikacjom, stosownie do wáasnoĞci mierzonego sygnaáu, ulegną jedynie wartoĞci wzmocnieĔ i charakterystyki filtrów.

zestaw urządzeĔ rejestrujących

elektrody pomiarowe

stopieĔ wstĊpny

filtry przeciwzakáóceniowe

przetwornik analogowo-cyfrowy

Rys. 2.. Schemat blokowy rejestratora sygnaáów elektrodiagnostycznych

26

interfejs

PostĊpowanie takie jest uzasadnione przykáadami z historii medycyny – zazwyczaj pierwsze rejestracje sygnaáów wykonywano z uĪyciem zaadaptowanych rejestratorów o pierwotnie innym przeznaczeniu. Powszechne byáo m.in. wykorzystywanie przerobionych elektrokardiografów (zmiana wzmocnienia) w pierwszych latach rejestracji zapisów elektronystagmograficznych.

2.3. Elementy stopnia wstĊpnego



Podobnie jak w przypadku wiĊkszoĞci urządzeĔ pomiarowych, jakoĞü wykonania stopnia wstĊpnego (wejĞciowego) determinuje globalną jakoĞü rejestratora sygnaáów elektrodiagnostycznych. Tej czĊĞci ukáadu powierzone jest zadanie prawidáowego pobrania informacji i dopasowania jej formy do dalszego przetwarzania, ale takĪe (w rejestratorach uĪywanych klinicznie: przede wszystkim) zapewnienie bezpieczeĔstwa diagnozowanemu pacjentowi.





StopieĔ ten powinien zatem charakteryzowaü siĊ nastĊpującymi cechami: – zabezpieczenie przeciwporaĪeniowe pacjenta, – odpornoĞü na impuls defibrylatora (dotyczy elektrokardiografów) i znaczne przesterowanie, – dyskryminacja typowych zakáóceĔ, – duĪa impedancja wejĞciowa/znikome obciąĪenie Ĩródáa sygnaáu, – dopasowanie wzmocnienia i impedancji wyjĞciowej do nastĊpnego stopnia.

2.3.. Realizacje zabezpieczeĔ przeciwporaĪeniowych




Zabezpieczenie przeciwporaĪeniowe pacjenta w rejestratorach o zasilaniu sieciowym jest realizowane przez zastosowanie bariery galwanicznej w analogowej czĊĞci toru sygnaáowego, separującej stopieĔ wejĞciowy od pozostaáej czĊĞci ukáadu zasilanej z sieci. Obecnie obowiązujące normy przeciwporaĪeniowe dla elektrokardiografów okreĞlają minimalną wartoĞü odpornoĞci bariery galwanicznej na przebicie równą 5 kV. Normy rozróĪniają cztery klasy ochrony przeciwporaĪeniowej urządzeĔ dopuszczonych do stosowania w elektrodiagnostyce medycznej, oznaczane literami: B, BF, C, CF. Urządzenia klasy C mają na páycie czoáowej rysunek serca w kolorze czerwonym, a klasy – CF – rysunek serca w kwadracie, takĪe czerwonym. Aktualnie obowiązujące normy przeciwporaĪeniowej ochrony pacjenta mają nastĊpujące oznaczenia: – IEC 60- (Medical Electrical Equipment; General Requirements for Safety), – IEC 60-- (Collateral Standard; Safety Requirements for Medical Electrical Systems). Norma IEC 60-- dotyczy kilku urządzeĔ wspóápracujących jako system w warunkach szpitalnych. Niektóre czĊĞci tego systemu mogą byü zaklasyfikowane jako 27

sprzĊt medyczny, a inne jako sprzĊt niemedyczny. JeĪeli sprzĊt medyczny jest poáączony z innym systemem (np. drukarką lub lokalną siecią komputerową), to wszystkie urządzenia powinny równieĪ speániaü wymogi IEC-60- lub IEC-950 (EN 60950). Bariera galwaniczna realizowana jest w praktyce na kilka sposobów: – optoelektronicznie – nieelektrycznym medium transmitującym informacjĊ jest Ğwiatáo; – magnetycznie – nieelektrycznym medium transmitującym informacjĊ jest pole magnetyczne; – logicznie – urządzenie w czasie rejestracji zasilane jest z akumulatora, natomiast podáączenie go do sieci zasilającej uruchamia áadowanie akumulatora i uniemoĪliwia rejestracjĊ.







Optoelektroniczna bariera galwaniczna (rys. 2.2) jest obecnie najpowszechniej stosowana. Podstawowy, ale zarazem jedyny problem, jaki musi rozwiązaü konstruktor, to linearyzacja charakterystyki przejĞciowej transoptora. MoĪna to zrobiü na dwa sposoby, w obu przypadkach drugi, z zaáoĪenia identyczny, transoptor wáączony jest w pĊtlĊ ujemnego sprzĊĪenia zwrotnego wzmacniacza operacyjnego. PoniewaĪ transoptor charakteryzuje siĊ niewielką sprawnoĞcią energetyczną (typowo rzĊdu %), wymagana wartoĞü wzmocnienia wzmacniacza operacyjnego jest znaczna, co wpáywa na ograniczenie pasma przepustowego ukáadu. Praktyka pokazuje jednak, Īe wspóáczeĞnie produkowane elementy zapewniają pasmo rzĊdu 0 kHz, wystarczające do najbardziej wyszukanych zastosowaĔ rejestracji sygnaáów biologicznych. VCC




VCC

izolacja

R4A

3

+

2 –

7

VCC2

R4B R3

W 6

4

VCC2

3

R2A

+

2–

R2B

7

W2 6

4

wyjĞcie

R wejĞcie

T

T2

Rys. 2.2. Schemat optoelektronicznej bariery galwanicznej w torze sygnaáu analogowego

28





Optoelektroniczna bariera galwaniczna moĪe zostaü zrealizowana równieĪ na áączu cyfrowym równolegáym lub szeregowym. Transmisja sygnaáów binarnych nie wymaga linearyzacji charakterystyki transoptora. Liczba zastosowanych elementów moĪe byü znaczna zwáaszcza przy równolegáej transmisji sygnaáu próbkowanego ze znaczną rozdzielczoĞcią (np. 4 bitów). Zastosowanie multipleksowanego przetwornika a/c o wyjĞciu szeregowym, co ze wzglĊdu na niskie czĊstotliwoĞci próbkowania nie jest zadaniem trudnym, wydaje siĊ szczególnie atrakcyjne, liczba elementów bariery galwanicznej moĪe byü mniejsza niĪ w przypadku bariery zastosowanej na torach sygnaáów analogowych. Konstruktor optoelektronicznej bariery galwanicznej powinien dodatkowo rozwiązaü problem przekazywania energii zasilającej do ukáadów mających kontakt z pacjentem. Zwykle stosuje siĊ transformatory pracujące przy czĊstotliwoĞciach rzĊdu 00 kHz wyposaĪone w ukáady generatorów i prostowników. W wielu przypadkach wystarczające parametry oferują scalone przetwornice DC-DC. W tym kontekĞcie, istotnym zagadnieniem staje siĊ energocháonnoĞü ukáadów mających kontakt z pacjentem, projektowanie stopnia wstĊpnego wielokanaáowego rejestratora wymaga starannego doboru elementów z uwzglĊdnieniem takĪe zagadnieĔ energetycznych. W niektórych zastosowaniach, wáaĞnie pobór energii jest czynnikiem decydującym o zastosowaniu bariery galwanicznej w torze sygnaáu analogowego.






Realizacje bariery galwanicznej Ğrodkami optoelektronicznymi charakteryzuje szereg istotnych zalet, spoĞród których najwaĪniejsze to: – brak emisji pola poza ukáad bariery i brak wraĪliwoĞci na pola zewnĊtrzne (áatwoĞü speánienia norm kompatybilnoĞci elektromagnetycznej); – áatwoĞü scalenia – niektórzy producenci oferują do zastosowaĔ medycznych wzmacniacze operacyjne zintegrowane z optoelektroniczną barierą galwaniczną (np. Burr–Brown ISO 34); – áatwoĞü produkcji, powtarzalnoĞü parametrów i niezawodnoĞü typowa dla elementów póáprzewodnikowych. àatwoĞü scalenia bywa czĊsto mylnie utoĪsamiana z miniaturyzacją. Przy napiĊciu przebicia 5 kV wyprowadzenia ukáadu znajdujące siĊ po obu stronach bariery galwanicznej muszą byü odlegáe co najmniej o 5 mm. OdlegáoĞü ta jest istotna przede wszystkim dla zapewnienia odpowiedniej odpornoĞci na przebicie, gdy ukáad jest wlutowany w páytkĊ drukowaną. Wzmacniacz zintegrowany z barierą jest wykonany w dwóch strukturach krzemu odseparowanych Ğwiatáowodem. Zastosowanie obudowy o rozkáadzie wyprowadzeĔ typowym dla ukáadów scalonych nie oznacza w tym przypadku, zastosowania jednej struktury póáprzewodnikowej. Magnetyczna bariera galwaniczna (rys. 2.3) jest stosowana w starszych typach rejestratorów o niewielkiej liczbie kanaáów. PoniewaĪ transformator nie przenosi skáadowej staáej, a znaczna rozpiĊtoĞü wzglĊdnego pasma sygnaáu moĪe powodowaü znieksztaácenia, stosuje siĊ modulacjĊ czĊstotliwoĞciową (FM) noĞnej (rzĊdu 50–00 kHz) transmitowanym sygnaáem. W pewnym zakresie uniezaleĪnia to znieksztaácenia sygna29

áu od parametrów transformatora, ale doĞü istotnie zwiĊksza pobór energii zasilającej. Znaczne rozmiary (szczególnie przy wiĊkszej iloĞci kanaáów) wzajemny wpáyw transformatorów na siebie oraz wraĪliwoĞü na zakáócenia z otoczenia, a takĪe trudnoĞci technologiczne procesu produkcji transformatorów i maáa powtarzalnoĞü parametrów oraz niskie wskaĨniki niezawodnoĞci są powodami, dla których rzadko spotyka siĊ ten rodzaj realizacji bariery galwanicznej we wspóáczeĞnie projektowanych rejestratorach. VCC

VCC2

izolacja

Uwy wy =

f = f0 + k ⋅ U we we



demodulator FM



modulator FM

wyjĞcie



wejĞcie

f − f0 k

Rys. 2.3. Schemat magnetycznej bariery galwanicznej




Bariera galwaniczna zrealizowana jest w sposób logiczny w przenoĞnym sprzĊcie starszej produkcji: – jako rejestrator z wyjmowanym akumulatorem, áadowarka stanowi wówczas oddzielne urządzenie i tylko ona jest podáączona do sieci; – jako rejestrator z akumulatorem i áadowarką wbudowanymi na staáe, wáączenie urządzenia do sieci powoduje rozáączenie obwodów rejestratora i przeáączenie akumulatora w stan áadowania.

2.3.2. OdpornoĞü ukáadu wejĞciowego na impuls defibrylatora OdpornoĞü na znaczne przesterowanie oznacza, Īe ukáad elektroniczny zaprojektowany do rejestracji sygnaáów o amplitudach rzĊdu 0 mV powinien byü zabezpieczony przed zniszczeniem w przypadku pojawienia siĊ znacznych napiĊü. Szczególnie dotyczy to elektrokardiografów i urządzeĔ intensywnego nadzoru kardiologicznego, gdyĪ stosowane w kardiologii urządzenia zewnĊtrznego zatrzymywania i pobudzania akcji serca (defibrylatory) generują impulsy o znacznych napiĊciach. Typowy impuls defibrylatora charakteryzuje siĊ napiĊciem 7 kV. KoniecznoĞü zabezpieczania rejestrato30

+ –




wejĞcie



M/5W





rów wynika z faktu, Īe wymagane jest podanie impulsu defibrylującego w ĞciĞle okreĞlonym momencie wzglĊdem akcji serca, a wiĊc powinno nastąpiü pod kontrolą przeprowadzaną za pomocą rejestratora. Zabezpieczenia przed zniszczeniem w przypadku pojawienia siĊ znacznych napiĊü wejĞciowych zwykle realizowane są przez doáączenie równolegle do wejĞcia diod póáprzewodnikowych poáączonych równolegle-przeciwsobnie (rys. 2.4). Ich zadaniem jest niedopuszczenie do wzrostu potencjaáu róĪnicowego ponad (typowo dla krzemu) 0,7 V. Dodatkowo, szeregowo z wejĞciem wáączone są rezystory o wartoĞciach na tyle duĪych, Īe spodziewany impuls prądowy nie uszkodzi diod zabezpieczających, ale na tyle maáych, Īe mogą zostaü pominiĊte z punktu widzenia impedancji wejĞciowej. WartoĞü typowa to 0,5– MΩ. Istotnym parametrem jest takĪe dopuszczalna moc strat tych rezystorów, to na nich wydzieli siĊ wiĊkszoĞü energii impulsu. Konstruktor powinien zwróciü uwagĊ, Īe chociaĪ powszechnie spotykane są wzmacniacze operacyjne z nadnapiĊciowym zabezpieczeniem wejĞü, to jednak wbudowane zabezpieczenie (ze wzglĊdu na maáą dopuszczalną moc strat diod w strukturze ukáadu scalonego) moĪe okazaü siĊ niewystarczające.

M/5W

Rys. 2.4. Schemat zabezpieczenia nadnapiĊciowego

2.3.3. Dyskryminacja zakáóceĔ przez stopieĔ wejĞciowy Dyskryminacja typowych zakáóceĔ polega na takim skonstruowaniu stopnia wejĞciowego rejestratora, Īeby zminimalizowaü jego czuáoĞü na napiĊcia zakáócające. Wykorzystuje siĊ powszechnie fakt, Īe poniewaĪ dáugoĞü fali elektromagnetycznej zewnĊtrznych pól zakáócających jest znaczna w porównaniu z rozmiarami ukáadu pomiarowego, wáaĞciwie poprowadzone przewody pomiarowe znajdują siĊ w tym samym punkcie pola, a wiĊc indukowana zakáócająca skáadowa napiĊcia jest identyczna. Powszechnie zatem przyjĊto dokonywanie pomiarów w sposób róĪnicowy, tzn. róĪnica dwóch napiĊü wejĞciowych jest uwaĪana za sygnaá uĪyteczny, natomiast czĊĞü wspólna dwóch napiĊü wejĞciowych jest uwaĪana za zakáócenia. Takie podejĞcie, typowe dla 3

pomiarów prowadzonych w technice, wymaga uzupeánienia w przypadku zastosowaĔ do pomiarów sygnaáów biomedycznych. W tym przypadku warunki pomiaru wydają siĊ szczególnie trudne, a w szczególnoĞci: – charakterystyka Ĩródáa sygnaáu (amplituda, impedancja) jest trudna do ustalenia i zmienna podczas pomiaru, – indukowane napiĊcia zakáócające mogą wielokrotnie (typowo 00 razy) przekraczaü amplitudĊ sygnaáu uĪytecznego, – czĊĞü skáadowej zakáóceĔ jest reprezentacją innych procesów zachodzących równoczeĞnie w organiĨmie. Istnieje kilka konstrukcji stopni wejĞciowych rejestratorów, zaprojektowanych ze szczególnym uwzglĊdnieniem dyskryminacji zakáóceĔ:



– wzmacniacz o podwyĪszonym wspóáczynniku táumienia sygnaáu wspóábieĪnego CMRR (ang. Common Mode Rejection Ratio), – wzmacniacz z wyprzedzającym sprzĊĪeniem zwrotnym, – wzmacniacz z aktywnym ekranem.

M/5W

3

+ 2 –




(–)





Wzmacniacz o podwyĪszonym wspóáczynniku táumienia sygnaáu wspóábieĪnego (rys. 2.5) skáada siĊ w istocie z trzech wzmacniaczy operacyjnych. Dwa wzmacniacze wstĊpne skonfigurowane są w ten sposób, Īe wzmacniają tylko sygnaá róĪnicowy – o wartoĞü moĪliwą do ustalenia za pomocą rezystora – natomiast wzmocnienie dla sygnaáu sumacyjnego wynosi .

22p

+VCC

TL064 (a) 

0k

R2 22k  9 – TL064 (c) 8 0 + 4

wejĞcie R 470 regulacja wzmocnienia sygnaáu róĪnicowego

6 (+)

+ 5 –

M/5W 22p M/5W

(gnd)

47k

7 TL064 (b)

wyjĞcie

R3 22k 0k 43k regulacja symetrii 0k

Rys. 2.5. Wzmacniacz o podwyĪszonym wspóáczynniku táumienia sygnaáu wspóábieĪnego

32

JeĪeli przyjąü zaáoĪenia idealnego wzmacniacza operacyjnego: – wartoĞü impedancji wejĞciowej jest nieskoĔczona i prąd wejĞciowy jest równy zero, – wzmocnienie (w otwartej pĊtli sprzĊĪenia zwrotnego) jest nieskoĔczone i napiĊcie na wejĞciu odwracającym jest równe napiĊciu na wejĞciu nieodwracającym, – impedancja wyjĞciowa jest równa zero, to otrzymujemy (rys. 2.5): – dla sygnaáów róĪnicowych: napiĊcia na wejĞciu odwracającym i nieodwracającym wzmacniacza operacyjnego są identyczne UR–R = UWE–R, prąd wejĞciowy wzmacniacza operacyjnego jest równy zero



IR–R = UR–R / R = IR3–R = IR2–R, napiĊcie wyjĞciowe i prąd gaáĊzi rezystorowej áączy prawo Ohma,



UR2–3–R = IR–R . (R + R2 + R3),

wzmocnienie wzmacniacza zaleĪy tylko od elementów sprzĊĪenia zwrotnego



kR = UR2–3R / UWE = (R + R2 + R3) / R; – dla sygnaáów sumacyjnych:

skáadowa sumacyjna nie wpáywa na wartoĞü napiĊcia rezystora R




UR–S = 0

ani nie powoduje dodatkowego przepáywu prądu w gaáĊzi rezystorowej R–R2–R3 IR–S = IR3–S = IR2–S = 0,

dlatego wartoĞü dodatkowego napiĊcia na wyjĞciu wzmacniacza jest równa zero UR2–3–S = UWE–S, co jest równoznaczne, Īe wzmocnienie skáadowej sumacyjnej wynosi jeden kS = .

W ten sposób moĪliwe jest powiĊkszenie wzmocnienia dla sygnaáu róĪnicowego przy niezmienionym wzmocnieniu dla sygnaáu sumacyjnego, a wiĊc zwiĊkszenie CMRR caáego ukáadu. Osiągane wartoĞci wspóáczynnika táumienia sygnaáu wspóábieĪnego wynoszą nawet 20 dB, co zapewnia wáaĞciwy odstĊp sygnaáu od zakáóceĔ. PowiĊkszanie wspóáczynnika CMRR nie zawsze naleĪy do zadaĔ konstruktora, gdyĪ niektórzy producenci elementów póáprzewodnikowych oferują w ukáadzie scalo33

nym wzmacniacze operacyjne poáączone wedáug schematu przedstawionego juĪ na rysunku 2.5 (Burr–Brown INA28, Analog Devices AD620 itp.). Reguáą jest w tym przypadku montowanie na zewnątrz ukáadu rezystora R ustalającego wzmocnienie skáadowej róĪnicowej. Niektóre typy wzmacniaczy umoĪliwiają cyfrowe ustalenie wzmocnienia skáadowej róĪnicowej – wyprowadzenia rezystora R są wówczas zastąpione przez wejĞciowe linie cyfrowe (najczĊĞciej dwie) umoĪliwiające wybór wartoĞci wzmocnienia (np. , 2, 4, 8 lub , 0, 00, 000). ZaáoĪenie o identycznym wpáywie pola zakáócającego na odprowadzenia pomiarowe jest speánione (rys. 2.6) tak dáugo, dopóki zapewniona jest identycznoĞü obu gaáĊzi pomiarowych, co w pewnych sytuacjach, wystĊpujących przy pomiarach sygnaáów elektrodiagnostycznych, jest trudne do osiągniĊcia.

+

5 mV 0 Hz



+



5 mV 0 Hz

kabel sygnaáowy



00 mV




0V

zakáócenia 00 mV 50 Hz

–00 mV

Rys. 2.6. Schemat indukowania zakáóceĔ jako sygnaáu róĪnicowego

Powodem jest indywidualna zmiennoĞü impedancji elektrod pomiarowych. PoniewaĪ obwód pomiarowy przedstawia sobą ukáad RC o parametrach rozáoĪonych, wyindukowane napiĊcie zakáóceĔ jest przesuniĊte w fazie w stosunku do pola zakáócającego. KaĪda asymetria parametrów gaáĊzi pomiarowych, w pomiarach bioelektrycznych powodowana zwykle przez zmienne warunki kontaktu elektrod powoduje, Īe napiĊcia zakáóceĔ wyindukowane w obu gaáĊziach pomiarowych mają wprawdzie identyczne wartoĞci amplitud, ale są nieco przesuniĊte w fazie. Nawet przesuniĊcia rzĊdu minut kątowych powodują przenikanie zakáóceĔ jako sygnaáu róĪnicowego do wejĞcia toru pomiarowego. 34










PoniewaĪ za przesuniĊcie fazy odpowiada czĊĞü urojona impedancji, moĪna zminimalizowaü jego wartoĞü, jeĪeli obwód záoĪony z impedancji elektrod, kabla i impedancji wejĞciowej wzmacniacza bĊdzie miaá charakter moĪliwie najbardziej rezystancyjny. Istnienie pojemnoĞci rozproszonej kabla wydaje siĊ gáównym Ĩródáem szkodliwego przesuniĊcia fazy. Wzmacniacz z wyprzedzającym sprzĊĪeniem zwrotnym jest przeznaczony do wspóápracy z kablem ekranowanym i ma za zadanie kompensacjĊ pojemnoĞci rozproszonej nieuchronnie związanej z konstrukcją kabla. Zabieg taki jest szczególnie przydatny wszĊdzie tam, gdzie pomimo stosowania stopni wejĞciowych o wysokim táumieniu sygnaáu wspóábieĪnego, znaczna iloĞü zakáóceĔ jest przenoszona do toru sygnaáowego. Kompensacja „w przód” wzmacniacza operacyjnego (rys. 2.7) jest w istocie niewielkim, dodatnim sprzĊĪeniem zwrotnym dla wysokich czĊstotliwoĞci. PojemnoĞü rozproszona kabla áaduje siĊ ze Ĩródáa o niskiej impedancji, przez co proces áadowania przyspiesza siĊ. Z punktu widzenia analizy ukáadów wzmacniacz operacyjny z tak wáączonym kondensatorem moĪna uwaĪaü za kondensator o pojemnoĞci Cf . ( – A), gdzie A jest wzmocnieniem wzmacniacza. JeĪeli tylko wzmocnienie to jest wiĊksze od jednoĞci, ukáad reprezentuje ujemną wartoĞü pojemnoĞci, która doáączona równolegle do pojemnoĞci rozproszonej kabla zmniejsza jej wartoĞü. OczywiĞcie jeĪeli wzmocnienie bĊdzie zbyt duĪe i pojemnoĞü wypadkowa bĊdzie ujemna ukáad stanie siĊ niestabilny i bĊdzie wytwarzaá oscylacje.

Ĩródáo sygnaáu

+VCC

Cf

3

+

2 –

7 6 4

wyjĞcie

pojemnoĞü rozproszona kabla wspóáosiowego –VDD

Rys. 2.7. Schemat wzmacniacza ze sprzĊĪeniem (kompensacją) w przód

Zastosowanie kabla o odpowiedniej konstrukcji lub sprzĊĪenia „w przód” minimalizuje szkodliwy wpáyw pojemnoĞci rozproszonej, jednak w przypadku, gdy zastosowanie prostych Ğrodków zaradczych okazuje siĊ niewystarczające, celowe moĪe siĊ okazaü zastosowanie wzmacniacza z aktywnym ekranem (ang. driven shield), którego schemat przedstawia rysunek 2.8. Wzmacniacz ten nie kompensuje wprawdzie pojemnoĞci kabla, ale w znacznym stopniu neutralizuje jej wpáyw, ekran ma bowiem potencjaá zbliĪony do potencjaáu Īyáy Ğrodkowej. Niewielka róĪnica potencjaáów – równa 35

linia energetyczna 240 V 50Hz

+ –



poáowie napiĊcia róĪnicowego – pomiĊdzy okáadkami „kondensatora rozproszonego” gwarantuje, Īe procesy áadowania i rozáadowania tej pasoĪytniczej pojemnoĞci nastąpią w moĪliwie najkrótszym czasie. Ekran jest zasilany napiĊciem Ğrednim obu odprowadzeĔ pomiarowych (de facto napiĊciem sumacyjnym) pobranym z dzielnika rezystorowego za stopniem podwyĪszającym wzmocnienie sygnaáu róĪnicowego. StopieĔ ten dla sygnaáu sumacyjnego jest wtórnikiem prądowym, nie zmienia wiĊc wartoĞci napiĊcia, natomiast gwarantuje niską impedancjĊ wyjĞciową. Sygnaá sumacyjny uzyskany z dzielnika jest kierowany na wejĞcie nieodwracającego wtórnika prądowego, który ma niską impedancjĊ wyjĞciową. WartoĞü tej impedancji áączy do masy wszystkie sygnaáy zakáócające wyindukowane w ekranie, sam ekran jest jednak spolaryzowany napiĊciem o wartoĞci Ğredniej Īyá sygnaáowych tworzących parĊ odprowadzeĔ róĪnicowych.

4,7kΩ

kabel z aktywnym ekranem

6,8kΩ

–

0kΩ



V V2

Vcm Gnd

20kΩ



wzmacniacz EKG

68kΩ

0kΩ

0kΩ

+

+

0 µF

–

+

20kΩ 0kΩ

0nF

3,3MΩ

50kΩ 3,3kΩ

– +

Vout

00Ω

Gnd 00kΩ

–




Rys. 2.8. Schemat wzmacniacza z aktywnym ekranem

2.3.4. DuĪa impedancja wejĞciowa stopnia wstĊpnego DuĪa impedancja wejĞciowa, gwarantująca znikome obciąĪenie Ĩródáa sygnaáu, jest parametrem typowym dla wzmacniaczy pomiarowych. Poprawnie wykonany pomiar – dotyczy to szerokiego zakresu pomiarów, nie tylko elektrycznych – polega na obserwacji i zakáada brak wpáywu procesu pomiarowego na obserwowane zjawisko. Obiekt „nie wie”, Īe jest obserwowany. PrzewaĪnie jednak przepáyw informacji od obiektu do urządzenia pomiarowego związany jest z przepáywem energii (choü nie koniecznie w tym samym kierunku), co prowadzi do zmiany stanu obserwowanego obiektu. W dziedzinie pomiarów elektrycznych osiągniĊto bardzo dobre przybliĪenie idealistycznego zaáoĪenia o braku oddziaáywania na obserwowany obiekt. DziĊki stosowaniu elementów sterowanych polem elektrycznym (tranzystory FET – ang. Field Effect Transistor) pobór prądu ze Ĩródáa napiĊcia mierzonego jest znikomy, a impedancja wejĞciowa toru pomiarowego rzĊdu 05 Ω jest wartoĞcią typową. 36

2.3.5. Dopasowanie parametrów elektrycznych



Dobór wzmocnienia i impedancji wyjĞciowej do nastĊpnego stopnia jest najáatwiejszym do speánienia postulatem warunkującym poprawne dopasowanie elektryczne wspóápracujących stopni toru sygnaáowego. Komentarza wymaga moĪe jedynie wartoĞü wzmocnienia napiĊciowego stopnia wstĊpnego. Zwykle projektuje siĊ niewielką wartoĞü tego wzmocnienia (co jest powodem, dla którego okreĞlenie „stopieĔ wstĊpny” wydaje siĊ bardziej trafne niĪ „wzmacniacz wstĊpny”). Elementy aktywne stopnia wstĊpnego (wyjĞcie wzmacniacza operacyjnego) celowo pracują z maáym sygnaáem, nie wykorzystując peánego zakresu dynamiki. Jest to sposób zabezpieczenia przed przesterowaniem na okolicznoĞü pojawienia siĊ znacznych zakáóceĔ. Dopiero nastĊpny stopieĔ toru sygnaáowego zawiera filtry umoĪliwiające ksztaátowanie jego charakterystyki w sposób zapewniający uzyskanie maksymalnej wartoĞci stosunku sygnaáu uĪytecznego do zakáóceĔ.



2.4. Przeciwzakáóceniowe filtry czĊstotliwoĞciowe



Filtry czĊstotliwoĞciowe w torze sygnaáowym rejestratora sáuĪą poprawie stosunku sygnaáu do zakáóceĔ przy zaáoĪeniu rozáącznoĞci pasm czĊstotliwoĞciowych. ZaáoĪenie to jest lepiej lub gorzej speánione dla poszczególnych biopotencjaáów.




Dlatego teĪ zestaw filtrów ĞciĞle zaleĪy od przeznaczenia rejestratora: – w elektroencefalografie moĪna spotkaü filtry dolnoprzepustowe o nachyleniu charakterystyki 2 dB/okt i czĊstotliwoĞciach 70, 35, 20 i 5 Hz; – w elektrokardiografie moĪna spotkaü filtr dolnoprzepustowy o nachyleniu charakterystyki 2 dB/okt i czĊstotliwoĞci 35 Hz, oraz filtr pasmowo-zaporowy o czĊstotliwoĞci Ğrodkowej 50 (60) Hz. Stosowanie filtrów czĊstotliwoĞciowych zwykle prowadzi do zuboĪenia informacji zawartej w sygnale i jest swoistym „záem koniecznym”. Z tego powodu stosowane filtry zwykle są wyáączone, a ich wáączenie podyktowane jest wystąpieniem wyjątkowo záych warunków rejestracji. Realizacja filtrów dolnoprzepustowych jest zwykle uzyskiwana przez wáączenie elementów RC w obwodzie sprzĊĪenia zwrotnego wzmacniacza operacyjnego. Niewielkie nachylenie charakterystyki jest metodą minimalizacji znieksztaáceĔ charakterystyki fazowej. Filtry wyĪszych rzĊdów, o bardziej stromej charakterystyce amplitudowej mają zwykle bardzo nierównomierną charakterystykĊ fazową. W elektrokardiografie filtr dolnoprzepustowy (zwykle 35 Hz) jest nazywany „filtrem zakáóceĔ miĊĞniowych” i sáuĪy do redukcji skáadowych sygnaáu zawierających reprezentacjĊ aktywnoĞci miĊĞni znajdujących siĊ na drodze sygnaáu kardioelektrycznego w ciele pacjenta (rys. 2.9). Przykáadem mogą byü napiĊcia generowane przez miĊĞnie przedramienia w odprowadzeniach koĔczynowych EKG. Charakterystyka ampli37

n 5

filtr dolnoprzepustowy 2

– +

3 OP27

6

wyjĞcie




wejĞcie

filtr pasmowozaporowy

M

2M 2

2

n 3

n 3

3 TL062(a)

2n 7

M

2M 2



wejĞcie

0k





tudowo-pasmowa tych zakáóceĔ zawiera skáadowe o czĊstotliwoĞciach wyĪszych niĪ 35 Hz, bez czĊstotliwoĞci o przewaĪającej energii sygnaáu, przy amplitudzie zakáóceĔ porównywalnej z amplitudą sygnaáu EKG. Filtr pasmowo zaporowy 50 (60) Hz ma za zadanie maksymalne stáumienie skáadowych sygnaáu o czĊstotliwoĞci sieci zasilającej. Biorąc pod uwagĊ tolerancjĊ elementów RC oraz tolerancjĊ czĊstotliwoĞci sieci, najodpowiedniejszy wydaje siĊ filtr sprzĊtowy o konfiguracji „podwójne-T” wáączony w gaáąĨ ujemnego sprzĊĪenia zwrotnego wzmacniacza operacyjnego. Filtr taki zapewnia táumienie rzĊdu 50 dB, co jest wartoĞcią wystarczającą. Znieksztaácenia fazowe (zwáaszcza w okolicach pasma zaporowego) są znaczne, ale energia sygnaáu uĪytecznego w tym zakresie czĊstotliwoĞciowym jest juĪ niewielka. Filtr „podwójne-T ” najlepiej odpowiada charakterystyce amplitudowo-pasmowej zakáóceĔ: ĞciĞle okreĞlona czĊstotliwoĞü, amplituda znacznie przekraczająca amplitudĊ sygnaáu uĪytecznego. Wobec braku moĪliwoĞci przestrojenia tego filtru istotne jest zwrócenie uwagi na wartoĞü czĊstotliwoĞci sieci zasilającej w kraju, w którym rejestrator bĊdzie uĪywany.

wejĞcie

7

– +



– +

6

5 TL062(b)

wyjĞcie 0k

Rys. 2.9. Schemat sprzĊtowej realizacji filtrów elektrokardiografu

Poza filtrami poprawiającymi odstĊp sygnaáu od zakáóceĔ, wáączanymi opcjonalnie, w skáad zespoáu filtrów wchodzi czĊsto filtr anty-aliasingowy, wáączony na staáe, którego zadaniem jest nie dopuszczenie na wejĞcie przetwornika analogowo-cyfrowego skáadowych o czĊstotliwoĞciach przekraczających poáowĊ czĊstotliwoĞci próbkowania. Pewną trudnoĞcią jest takie dobranie zapasu czĊstotliwoĞci próbkowania i charakterystyki filtru, aby dla wartoĞci poáowy czĊstotliwoĞci próbkowania táumienie sygnaáu byáo rzĊdu zakresu dynamiki przetwornika (np. dla przetwornika 8-bitowego – 48 dB). W przeciwnym przypadku pojawienie siĊ znacznych wartoĞci sygnaáów o czĊstotliwoĞciach przewyĪszających poáowĊ czĊstotliwoĞci próbkowania, wskutek niedostatecznego táumienia, doprowadzi do zdudnienia czĊstotliwoĞci sygnaáu fs i próbkowania fp, a produkt zdudnienia (w tym przypadku róĪnica fp – fs) pojawi siĊ w sygnale dyskretnym. 38

2.5. StopieĔ koĔcowy i urządzenia wyjĞciowe Zadaniem stopnia koĔcowego jest zapewnienie wzmocnienia niezbĊdnego do wysterowania urządzeĔ wyjĞciowych, tak aby oferowany przez nie zakres dynamiki byá w peáni wykorzystany. Dodatkowo, jeĪeli urządzenie wyjĞciowe ma charakter indukcyjny (np. cewka odchylająca dyszy atramentowej lub pisaka termicznego), konieczne jest dokonanie konwersji napiĊcie–prąd. Wychylenie ustroju piszącego jest bowiem proporcjonalne do wartoĞci prądu, a ta jest przesuniĊta w fazie wzglĊdem napiĊcia, co wynika z indukcyjnego charakteru obciąĪenia. W dawniej produkowanych, ale wciąĪ bĊdących w uĪyciu analogowych rejestratorach biopotencjaáów stosowano nastĊpujące rodzaje ustrojów piszących:







– galwanometr strunowy, bardzo czuáy elektromagnetyczny ustrój pomiarowy obracający siĊ wokóá osi, którą jest sprĊĪysta taĞma stalowa (struna) i za poĞrednictwem lusterka kierujący odbity strumieĔ Ğwiatáa na przesuwającą siĊ báonĊ Ğwiatáoczuáą; – dysza atramentowa, obracana ustrojem elektromagnetycznym dysza podciĞnieniowa rozpylająca strumieĔ atramentu na papierze; – pisak termiczny, napĊdzany ustrojem elektromagnetycznym pisak w ksztaácie rurki zawierającej wewnątrz spiralĊ grzejną, który pozostawia Ğlad w miejscu styku z przesuwającym siĊ papierem termoczuáym.




Urządzenia te charakteryzują siĊ specyficznymi wáaĞciwoĞciami. Galwanometr strunowy byá przez lata ceniony za szerokie pasmo przenoszenia (zawdziĊczane maáej bezwáadnoĞci i znikomym oporom ruchu), poza tym byá doĞü uciąĪliwy w uĪyciu. Bardzo istotną wadą byáa koniecznoĞü chemicznej obróbki báony Ğwiatáoczuáej, co wykluczaáo interaktywny przebieg rejestracji. Dysza atramentowa jest tania w eksploatacji, co predestynuje ją do ciągáej pracy (20–30 zapisów dziennie). Niestety dáuĪsze przerwy w pracy powodują zasychanie atramentu, i przywrócenie sprawnoĞci wymaga skomplikowanych zabiegów konserwatorskich zwáaszcza przy wiĊkszej iloĞci kanaáów. Pisak termiczny jest áatwy w uĪyciu – wymaga tylko ok. 20 s rozgrzewania przed rejestracją, ale uĪywany papier termiczny jest znacznie droĪszy, a ponadto zapis nie jest utrwalony, a wiĊc jest wraĪliwy na uszkodzenie. Pisak termiczny przeznaczony jest do pracy dorywczej (2–3 zapisy dziennie), dáuĪsza nieprzerwana eksploatacja moĪe doprowadziü do przepalenia spirali grzejnej, gdyĪ pisaki zazwyczaj nie są wyposaĪone w termostat. Od poáowy lat osiemdziesiątych, w nowo produkowanych urządzeniach rejestrujących, ostatnim elementem toru sygnaáowego jest przetwornik analogowo-cyfrowy. Najprostsze rejestratory dokonują zapisu pobieranego sygnaáu do bufora pamiĊci, skąd jest on bezpoĞrednio przesyáany do drukarki. Inne urządzenia oferują opcje automatycznej analizy sygnaáów elektrodiagnostycznych oraz moĪliwoĞü wspóápracy z komputerem osobistym. Zastosowanie cyfrowej postaci archiwizowania i przesyáania sygnaáów znacznie zmniejsza ich wraĪliwoĞü na zakáócenia zewnĊtrzne, a takĪe umoĪliwia wykorzystanie do zastosowaĔ biomedycznych konwencjonalnych noĞników informacji cyfro39

wych (pamiĊci staáe, dyskietki, dyski twarde, dyskietki archiwizacyjne – ZIP, dyski odlegáe – sieciowe, dyski optyczne jedno- i wielokrotnego zapisu, dyski magnetooptyczne, streamery i inne) oraz standardowych áącz cyfrowych (RS-232, RS-485, SCSI, Ethernet itp.). Zastosowanie przetwornika analogowo-cyfrowego otwiera takĪe moĪliwoĞci programowej realizacji filtrów przeciwzakáóceniowych oraz – co juĪ wspomniano – galwanicznej bariery optoelektronicznej bez koniecznoĞci linearyzacji transoptorów. Jedynie filtr antyaliasingowy musi byü zrealizowany sprzĊtowo – w zdyskretyzowanym sygnale nie wystĊpują czĊstotliwoĞci wyĪsze niĪ poáowa czĊstotliwoĞci próbkowania.

2.6. Przetworniki analogowo-cyfrowe







Powszechnie rozróĪniane są trzy zasady dziaáania przetworników analogowo-cyfrowych: ) bezpoĞrednie porównanie z zestawem wzorców – metoda charakteryzująca siĊ najkrótszym czasem konwersji, ale – przy wiĊkszych rozdzielczoĞciach – znacznym skomplikowaniem ukáadu; 2) wielokrotne caákowanie sygnaáu – metoda pozwalająca prostymi Ğrodkami uzyskaü znaczne dokáadnoĞci, niestety kosztem prĊdkoĞci przetwarzania; 3) kolejne przybliĪanie sygnaáu wzorcem o sumowanej wartoĞci – metoda charakteryzująca siĊ znacznymi dokáadnoĞciami, a jednoczeĞnie umoĪliwiająca wykonanie do kilku milionów konwersji na sekundĊ.




W zastosowaniach przetwarzania sygnaáów elektrofizjologicznych stosowane są przewaĪnie przetworniki analogowo-cyfrowe dziaáające w oparciu o metodĊ kolejnych przybliĪeĔ (rys. 2.0). wejĞcie analogowe

wejĞcie taktujące

komparator +

sterujący ukáad logiczny

–

przetwornik c/a R 2R

wyjĞcie szeregowe

bufor wyjĞcie równolegáe

napiĊcie odniesienia

Rys. 2.0. Przetwornik analogowo-cyfrowy dziaáający w oparciu o zasadĊ kolejnych przybliĪeĔ

40





Oferowana przez nie prĊdkoĞü konwersji – rzadko przekraczająca 0 µs – oraz kilkunastobitowa rozdzielczoĞü są w peáni wystarczające do wiernego przetwarzania sygnaáów biomedycznych. Dodatkowo, w sposób naturalny kolejne bity reprezentacji cyfrowej sygnaáu analogowego ustawiane są w porządku malejącym, tj. najpierw MSB (ang. most significant bit), a na koĔcu LSB (ang. least significant bit) i jeĪeli przetwornik ma wyjĞcie szeregowe, mogą byü na bieĪąco sekwencyjnie udostĊpniane. Ta cecha przetwornika jest szczególnie atrakcyjna dla konstruktora zamierzającego zastosowaü galwaniczną barierĊ optoelektroniczną na linii sygnaáu cyfrowego, a takĪe, gdy odbiornik sygnaáu (np. mikrokontroler lub procesor sygnaáowy) ma wejĞcie szeregowe. Obecnie przetworniki z wyjĞciem szeregowym moĪna spotkaü wyáącznie w rodzinie wykorzystującej metodĊ kolejnych przybliĪeĔ. Zasada dziaáania przetwornika analogowo-cyfrowego dokonującego kolejnych przybliĪeĔ zakáada, Īe podczas caáego pomiaru sygnaá wejĞciowy jest staáy z dokáadnoĞcią równą wartoĞci najmniej znaczącego bitu. O ile zaáoĪenie to áatwo speániü przy niewielkich rozdzielczoĞciach, zastosowanie dokáadniejszych przetworników wymaga uĪycia ukáadu próbkująco-pamiĊtającego (bĊdącego komórką pamiĊci analogowej) w celu podtrzymania napiĊcia wejĞciowego na staáym poziomie na czas konwersji. Jest to wskazane z dwóch powodów:






) dokáadniejszy przetwornik wykonuje wiĊcej kroków przybliĪeĔ, co trwa dáuĪej (przy staáej czĊstotliwoĞci taktowania); 2) w przypadku dokáadniejszego przetwornika zmiana napiĊcia odpowiadająca najmniej znaczącemu bitowi jest znacznie bardziej subtelna (przy staáym zakresie dynamiki). Stosowanie ukáadu próbkująco-pamiĊtającego jest zwykle poprzedzone analizą zjawisk wystĊpujących w tym ukáadzie w stanie próbkowania, pamiĊtania i w stanach przejĞciowych. PoniewaĪ ukáad próbkująco-pamiĊtający moĪe byü przybliĪony przez: – – – –

Ĩródáo sygnaáu, pojemnoĞü równolegáą, wyáącznik szeregowy (elektroniczny, np. FET), obciąĪający wtórnik napiĊciowy (rys. 2.a),

naleĪy spodziewaü siĊ: – opóĨnienia przy przejĞciu do stanu Ğledzenia (Īądana dokáadnoĞü wyznacza minimalny czas Ğledzenia) – związanego z procesem áadowania pojemnoĞci pamiĊtającej przez rezystancjĊ wyjĞciową poprzedzającego stopnia i rezystancjĊ zamkniĊtego wyáącznika; – zwáoki przy przechodzeniu do stanu pamiĊtania – związanej z koniecznoĞcią usuniĊcia noĞników z kanaáu tranzystora FET wyáącznika; 4

– oscylacji przy przechodzeniu do stanu pamiĊtania – związanych z indukcyjnoĞcią rozproszoną nagle przerwanego obwodu Ğledzącego; – przesáuchów w stanie pamiĊtania dla skáadowych o wysokich czĊstotliwoĞciach – pozbawiony noĞników kanaá tranzystora FET wyáącznika oraz jego Ĩródáo i dren tworzą kondensator; – opadania napiĊcia w stanie pamiĊtania – związanego z powolnym rozáadowywaniem siĊ kondensatora przez jego upáywnoĞü, impedancjĊ wejĞciową wtórnika i impedancjĊ otwartego wyáącznika. IloĞciowa ocena wymienionych zjawisk definiuje parametry jakoĞciowe ukáadu próbkująco-pamiĊtającego.



JFET

6– 5+

t




b)

Uwe



C

wejĞcie próbkujące

Uwy

TL064 (b) wyjĞcie

TL064 (a)

ukáad sterujący

7



wejĞcie

2 – 3+



a)

wejĞcie 

wejĞcie 2

ukáad p-p 



ukáad p-p 2

2

przetwornik a/c

wyjĞcie cyfrowe równolegáe

start przetwarzania

wejĞcie 8

ukáad p-p 8 pobranie próbki

8

koniec przetwarzania

numer kanaáu

ukáad sterujący

Rys. 2.. Zasada dziaáania ukáadu próbkujaco-pamiĊtającego (a) i jego zastosowanie w wielotorowym systemie akwizycji sygnaáów (b)

42

Podobną rolĊ, chociaĪ przy znacznie surowszych wymaganiach, peáni ukáad próbkująco-pamiĊtający w rejestratorach wielokanaáowych. Istotną cechą takich rejestratorów jest próbkowanie równoczesne grupy sygnaáów wspóábieĪnych. Próbkowanie równoczesne oznacza, Īe we wszystkich sygnaáach próbki o odpowiadających sobie numerach zostaáy pobrane w tej samej chwili czasu. Próbkowanie równoczesne jest czĊsto wymagane przez przeksztaácenia matematyczne stosowane na cyfrowej reprezentacji sygnaáu.










Próbkowanie równoczesne moĪna zrealizowaü: – przez zastosowanie odrĊbnego przetwornika analogowo-cyfrowego w kaĪdym kanale; – przez zastosowanie ukáadów próbkujaco-pamiĊtających w kaĪdym kanale (zatrzaskiwanych równoczeĞnie) i jednego przetwornika analogowo-cyfrowego z multiplekserem wejĞü (rys. 2.b). Drugi z wymienionych sposobów próbkowania równoczesnego jest znacznie taĔszy, wymaga jednak zastosowania ukáadów próbkująco-pamiĊtających zdolnych do utrzymania wáaĞciwej dokáadnoĞci pamiĊtania (lepszej niĪ napiĊcie odpowiadające najmniej znaczącemu bitowi) przez czas bĊdący sumą czasów przetwarzania we wszystkich kanaáach. Stosowanie ukáadów próbkująco-pamiĊtających na wejĞciu pojedynczych przetworników analogowo-cyfrowych oraz próbkowanie równoczesne przetworników wielokanaáowych zostaáo w niektórych przypadkach zrealizowane przez producentów. Karta katalogowa ukáadu scalonego zawiera odpowiednią informacjĊ, jeĪeli przetwornik ma wbudowany ukáad próbkująco-pamiĊtający. W przypadku przetworników o wielu wejĞciach, zdolnoĞü do pracy w trybie równoczesnego próbkowania jest równieĪ wyeksponowana wĞród parametrów katalogowych. Oznacza ona, Īe niezaleĪnie od iloĞci rzeczywiĞcie uĪytych kanaáów przetwarzania, stosowanie dodatkowych ukáadów próbkująco-pamiĊtających nie jest konieczne. Jak juĪ wspomniano, dobór czĊstotliwoĞci próbkowania wynika z zaáoĪonego pasma sygnaáu (twierdzenie Shannona), przy czym do konstruktora naleĪy troska o to, aby na wejĞciu przetwornika nie pojawiáy siĊ sygnaáy o czĊstotliwoĞci spoza pasma. Zwykle w tym celu stosowany jest dolnoprzepustowy filtr antyaliasingowy. W nielicznie spotykanych rejestratorach o zmiennej czĊstotliwoĞci próbkowania istnieje koniecznoĞü zmiany czĊstotliwoĞci odciĊcia tego filtru. W takich przypadkach filtr antyaliasingowy jest przewaĪnie realizowany jako SC (ang. switching capacity) – filtr z przeáączaną pojemnoĞcią. Odpowiedni dobór czĊstotliwoĞci taktującej umoĪliwia ustawienie Īądanej wartoĞci czĊstotliwoĞci odciĊcia filtru. JeĪeli czĊstotliwoĞü próbkowania jest przeáączana przez nadzorujący mikroprocesor, naleĪy zastosowaü ukáad generatora taktu dla filtrów przeáączany cyfrowo. Jest to szczególnie áatwe, jeĪeli czĊstotliwoĞci próbkowania ukáadają siĊ w szereg kolejnych potĊg dwójki (np. 250 Hz, 500 Hz i 000 Hz). Zmiana czĊstotliwoĞci taktowania filtru antyaliasingowego polega wówczas na wyborze wáaĞciwej sekcji dzielnika czĊstotliwoĞci (rys. 2.2). Wybór dokáadnoĞci przetwarzania (rozdzielczoĞci przetwornika) wynika z zaáoĪonego zakresu napiĊü wejĞciowych, Īądanej dokáadnoĞci cyfrowej reprezentacji sygnaáu 43

analogowego oraz gĊstoĞci strumienia informacji wyjĞciowej – czyli wymaganej pojemnoĞci noĞnika na jednostkĊ czasu. Dla wiĊkszoĞci zapisów sygnaáów biomedycznych zakres zmiennoĞci sygnaáów wejĞciowych powinien byü poszerzony o zakres spodziewanych wahaĔ linii izoelektrycznej, których przyczyną są napiĊcia kontaktowe na styku elektrod powierzchniowych ze skórą (podrozdziaá .5). W najprostszych konstrukcjach rejestratorów odciĊcie linii izoelektrycznej dokonywane jest za pomocą szeregowego kondensatora o znacznej pojemnoĞci w torze sygnaáu analogowego. Jest to rodzaj filtru górnoprzepustowego eliminującego skáadowe o najniĪszych czĊstotliwoĞciach i skáadową staáą. Efektem ubocznym stosowania filtru są znieksztaácenia fazowe na skraju pasma przepustowego, które mogą byü nie do przyjĊcia w przypadku niektórych analiz (np. odcinek ST elektrokardiogramu). +5V 7 V+

8

20

5 3

0

V– 2 –5V

c) R

d)

L5

L3

C2

C4

L7

C8

C6




+ – VIN

L



6

4

R2

F0=kHz

–20



MAX 295

Wzmocnienie (dB)

M A X IM 

Charakterystyka czĊstotliwoĞciowa ukáadu MAX 295

b)



a)

–40 –60

MAX 29

–80

–00

MAX 295

–20 0

 2 3 4 5 CzĊstotliwoĞü wejĞciowa

V0

filtr antyaliasingowy

wejĞcie

MAX 295

przetwornik a/c

start przetwarzania

koniec przetwarzania

dzielnik czĊstotliwoĞci

PA0...7 INT  PB0...3

ukáad taktujący

Rys. 2.2. Przykáad realizacji filtrów antyaliasingowych przy zmiennej czĊstotliwoĞci próbkowania: a) rozkáad wyprowadzeĔ; b) charakterystyka filtru; c) schemat zastĊpczy; d) zastosowanie w systemie akwizycji sygnaáu

44





W celu unikniĊcia znieksztaáceĔ fazowych filtr izolinii projektuje siĊ zwykle na bardzo niską czĊstotliwoĞü odciĊcia (dla EKG typowo 0,05 Hz), co z kolei powoduje dáugi czas ustalania poziomu napiĊcia w przypadku pobudzenia impulsowego lub skokowego. Konstruktorzy bardziej zaawansowanych systemów rejestracyjnych zakáadają zwykle przetworzenie caáego zakresu napiĊü wejĞciowych, jakie mogą pojawiü siĊ w wyniku zsumowania mierzonych sygnaáów elektrofizjologicznych i zakáóceĔ róĪnego pochodzenia. PostĊpowanie takie umoĪliwia póĨniejsze programowe wyznaczenie i odjĊcie wolnozmiennych wahaĔ linii izoelektrycznej i innych zakáóceĔ. PrzyjĊcie wiĊkszego zakresu napiĊü wejĞciowych (zapasu dynamiki) odsuwa teĪ niebezpieczeĔstwo przesterowania analogowego toru sygnaáowego rejestratora, co prowadziáoby do bezpowrotnego utracenia informacji diagnostycznej. Chcąc zachowaü zaáoĪoną wartoĞü precyzji odwzorowania cyfrowej reprezentacji sygnaáu, przyjmując rozszerzony zakres napiĊü wejĞciowych naleĪy równoczeĞnie zwiĊkszyü rozdzielczoĞü przetwornika analogowo-cyfrowego. Oznacza to wiĊkszą dokáadnoĞü pomiaru wzglĊdem rozszerzonego zakresu dynamiki, ale nie wiĊkszą bezwzglĊdną dokáadnoĞü pomiaru. Przykáad 






Rejestracja elektrokardiogramu o wartoĞci miĊdzyszczytowej  mV przetwornikiem 8-bitowym umoĪliwia uzyskanie dokáadnoĞci bezwzglĊdnej na poziomie 4 µV/LSB. Jest to precyzja wystarczająca dla wielu konwencjonalnych zastosowaĔ klinicznych. Uzyskanie takiej dokáadnoĞci przy rozszerzonym zakresie napiĊü wejĞciowych do 0 mV (zapas dynamiki – 20 dB) wymaga uĪycia przetwornika o rozdzielczoĞci 2-bitowej (faktyczny zapas dynamiki wyniesie 24 dB). Zastosowanie przetwornika analogowo-cyfrowego o rozdzielczoĞci dobranej „na wyrost” nie oznacza wcale koniecznoĞci skáadowania duĪej iloĞci niewykorzystanych bitów. Bardzo proste sposoby okreĞlenia stopnia wykorzystania zakresu dynamiki, moĪliwe do zaprogramowania nawet w najprostszym mikrokontrolerze, stwarzają moĪliwoĞü bieĪącej zmiany „zakresu pomiarowego”. Odbywa siĊ to przez zapis ciągáej podgrupy bitów dostarczanych przez przetwornik do sáowa o standardowej dáugoĞci. OczywiĞcie zmiana zakresu pomiarowego odbywa siĊ kosztem precyzji, ale pozwala uniknąü przesterowaĔ. Przykáad 2 Przetwornik 2-bitowy, zakres napiĊü wejĞciowych 6 mV, precyzja ok. 4 µV/LSB, sáowo docelowe o dáugoĞci 8 bitów. Przy pomiarze elektrokardiogramu o wartoĞci miĊdzyszczytowej  mV, cztery najstarsze bity przetwornika (D8, D9, D0 i D) pozostają niezmienione, do sáowa wyjĞciowego zapisywane są bity D0–D7. W przypadku pojawienia siĊ sygnaáu o amplitudzie przekraczającej  mV, bit D8 zacznie zmieniaü stan, co zostanie zauwaĪone przez mikrokontroler. W tej sytuacji do sáowa wyjĞciowego przepisze on bity D–D8 z przetwornika, zaznaczając jednoczeĞnie fakt zmiany zakre45

su przetwarzania. OczywiĞcie zmiana zakresu odbyáa siĊ kosztem precyzji bezwzglĊdnej, która teraz wynosi ok. 8 µV/LSB. Zaletą takiego postĊpowania jest eliminacja przesterowaĔ i ciągáe wykorzystanie peánego zakresu dynamiki sáowa wyjĞciowego.

2.7. Dyskretna reprezentacja sygnaáu Próbkowanie sygnaáu analogowego dokonywane przez przetwornik analogowo-cyfrowy jest związane z przeksztaáceniem niektórych wáasnoĞci sygnaáu analogowego w odmienne wáasnoĞci sygnaáu dyskretnego. Odmienne wáasnoĞci sygnaáu analogowego oraz jego cyfrowej reprezentacji mogą byü jednym z decydujących czynników konstrukcyjnych – zwáaszcza dotyczy to wyboru sprzĊtowej lub programowej realizacji niektórych etapów przetwarzania sygnaáów elektrodiagnostycznych.







Do czĊsto przyjmowanych domyĞlnie (ale tutaj wymagających wyeksponowania) naleĪą nastĊpujące zaáoĪenia o dyskretyzacji sygnaáu ciągáego: – próbkowanie sygnaáu analogowego jest dokonywane ze staáą precyzją amplitudową (choü niekiedy spotyka siĊ systemy o zmiennej precyzji próbkowania); – próbkowanie sygnaáu analogowego jest dokonywane ze staáym interwaáem czasowym (choü niekiedy spotyka siĊ systemy o zmiennej czĊstotliwoĞci próbkowania – jest to wielce obiecująca, nowa gaáąĨ nauki).




Warte uwagi jest przechowanie oprócz wynikowego ciągu liczb naturalnych takĪe wartoĞci interwaáu (lub czĊstotliwoĞci) próbkowania i precyzji dyskretyzacji amplitudy [µV/LSB]. Są one jedynymi áącznikami pomiĊdzy ciągiem liczb niemianowanych a Ğwiatem jednostek fizycznych (ms, mV itp.). Znane są przypadki, gdy zagubienie lub pomylenie jednej z tych liczb spowodowaáo, Īe setki megabajtów Īmudnie zarejestrowanych sygnaáów staáy siĊ bezuĪyteczne. Proces dyskretyzacji sygnaáu analogowego potocznie kojarzony jest przede wszystkim z kwantyzacją wartoĞci amplitudy tj. z przedstawieniem ciągáej wartoĞci wejĞciowej za pomocą jednej z wartoĞci ze zbioru skoĔczonego (o liczbie elementów zdefiniowanej przez rozdzielczoĞü przetwornika). WielkoĞü wejĞciowa moĪe przyjąü dowolną wartoĞü spomiĊdzy minimum i maksimum, liczba moĪliwych wartoĞci jest wiĊc nieskoĔczona. WyjĞciowa wielkoĞü dyskretna to najmniej odlegáa od wielkoĞci wejĞciowej cyfrowa jej reprezentacja. NiedoskonaáoĞü tego odwzorowania jest nazywana szumem kwantyzacji. Dyskretyzacja sygnaáu analogowego to takĪe dwa inne istotne zjawiska w dziedzinie czasu (rys. 2.3): ) próbkowanie (dyskretyzacja w dziedzinie czasu) to zmiana ciągáej funkcji sygnaáu analogowego w funkcjĊ istniejącą tylko w chwilach próbkowania, pomiĊdzy tymi chwilami przebieg reprezentacji sygnaáu jest nieznany; 2) ograniczanie to zmiana nieograniczonej w dziedzinie czasu funkcji sygnaáu analogowego w funkcjĊ ograniczoną dáugoĞcią pomiaru. 46

Z punktu widzenia teorii i analizy sygnaáów, zarówno próbkowanie, jak i ograniczanie jest utratą informacji wystĊpujących byü moĪe w reprezentowanym sygnale. Próbkowanie jest spowodowane niewykonalnoĞcią techniczną odwzorowania sygnaáu w sposób ciągáy. Najszybsze aktualnie dostĊpne przetworniki oferują zawrotną czĊstotliwoĞü próbkowania 200 Gs/s (interwaá próbkowania równy 5 ps), nie jest to jednak próbkowanie ciągáe – cyfrowa reprezentacja sygnaáu nadal jest dyskretna w dziedzinie czasu, czyli nieokreĞlona dla przedziaáów czasu pomiĊdzy momentami próbkowania. W rzeczywistoĞci istnieją takĪe sygnaáy z natury dyskretne, wielu przykáadów dostarczają zwáaszcza nauki ekonomiczne (np. indeksy gieádowe). a)  CzĊstotliwoĞü T

 Czas fp

t




t0 t t2



b)

f

f– f0 f f2



T t



Czas

–

fp 2

CzĊstotliwoĞü

fp 2

f

Rys. 2.3. Ilustracja graficzna zjawisk ograniczania (a) i próbkowania (b) sygnaáu

Próbkowanie związane jest z ograniczeniem pasma czĊstotliwoĞci od góry, gdyĪ twierdzenie Shannona zapewnia peáną rekonstrukcjĊ sygnaáu o czĊstotliwoĞci siĊgającej poáowy czĊstotliwoĞci próbkowania. NiejednoznacznoĞü rekonstrukcji nastĊpuje juĪ dla przypadku czĊstotliwoĞci sygnaáu równej czĊstotliwoĞci próbkowania, gdyĪ amplituda sygnaáu zrekonstruowanego wynika z wzajemnego przesuniĊcia w fazie sygnaáu i taktu próbkowania. Rzeczywiste sygnaáy charakteryzują siĊ trudną do zdefiniowania szerokoĞcią pasma, jako Īe oprócz skáadowej uĪytecznej o przewidywalnych wáasnoĞciach uwzglĊdnienia wymagają takĪe zakáócenia, które ze swej natury charakteryzuje przypadkowoĞü. Wystąpienie w próbkowanym sygnale skáadowych o czĊstotliwoĞciach wyĪszych niĪ poáowa czĊstotliwoĞci próbkowania prowadzi do zjawiska aliasingu, polegającego na odwzorowaniu (odbiciu) zakresu ( fp /2–fp) w zakres (0–fp /2). Dysponując jedynie ciągiem próbek, nie moĪna juĪ rozróĪniü skáadowych obu zakresów, dochodzi wiĊc do znieksztaácenia informacji zawartych w paĞmie czĊsto47










tliwoĞci (0–fp /2). Wynika stąd koniecznoĞü stosowania filtrów dolnoprzepustowych (antyaliasingowych) zapewniających skuteczne táumienie skáadowych, których obecnoĞü mogáaby zagroziü jednoznacznoĞci odwzorowania. Stosowanie tych filtrów jest ĞciĞle zalecane nawet wtedy, gdy z charakterystyki Ĩródáa sygnaáu uĪytecznego wynika niemoĪliwoĞü przekroczenia poáowy czĊstotliwoĞci próbkowania. Ograniczanie jest spowodowane niewykonalnoĞcią techniczną odwzorowania sygnaáu w sposób dowolnie dáugi. Z punktu widzenia procesu pomiarowego, sygnaá u Ĩródáa istnieje od zawsze (od –∞) i w nieskoĔczonoĞü (do +∞). RzeczywiĞcie, 0-sekundowy zapis elektrokardiogramu istniejącego u Ĩródáa przez ok. 75 lat dobrze przybliĪa matematyczny ideaá nieskoĔczonoĞci. Zjawisko ograniczania jest spowodowane skoĔczoną pojemnoĞcią noĞników informacji cyfrowej (pamiĊci, taĞm, dysków itp.). Ograniczanie dáugoĞci zarejestrowanego sygnaáu jest związane z ograniczaniem od doáu zakresu rejestrowanych czĊstotliwoĞci. Jest to bezpoĞrednia konsekwencja zasady nieoznaczonoĞci Heisenberga, która mówi, Īe do okreĞlenia czĊstotliwoĞci potrzebny jest odcinek sygnaáu o dáugoĞci co najmniej odpowiadającej okresowi tej czĊstotliwoĞci. OkreĞlenie zawartoĞci energii skáadowej widma moĪliwe jest tylko dla skáadowych bĊdących wielokrotnoĞcią tej najniĪszej czĊstotliwoĞci reprezentowanej w sygnale, gdyĪ dla wszystkich wartoĞci poĞrednich funkcja analizująca e jωt nie scaákuje siĊ do zera na odcinku równym dáugoĞci sygnaáu. Wynika z tego, Īe widmo sygnaáu ograniczonego istnieje tylko dla pewnych czĊstotliwoĞci, których okres zmieĞci siĊ w dáugoĞci sygnaáu caákowitą iloĞü razy, jest wiĊc widmem dyskretnym. NajniĪsza czĊstotliwoĞü reprezentowana w sygnale (równa odwrotnoĞci jego czasu trwania) jest jednoczeĞnie równa kwantowi czĊstotliwoĞci widma dyskretnego. Zwraca uwagĊ wzajemna odwrotnoĞü opisanych zjawisk: – rezultatem próbkowania (dyskretyzacji) sygnaáu jest ograniczenie widma, – rezultatem ograniczania sygnaáu jest dyskretyzacja widma. Wzajemną jednoznacznoĞü reprezentacji sygnaáu w dziedzinie czasu i czĊstotliwoĞci najlepiej ukazuje przeksztaácenie Fouriera w róĪnych odmianach (rys. 2.4): – przeksztaácenie Fouriera dla sygnaáów ciągáych (sygnaá jest nieograniczony i ciągáy, oraz widmo jest nieograniczone i ciągáe); – szereg Fouriera dla sygnaáów ciągáych (sygnaá jest ograniczony i ciągáy, a widmo jest nieograniczone i dyskretne); – przeksztaácenie Fouriera dla sygnaáów dyskretnych (sygnaá jest nieograniczony i dyskretny, a widmo jest ograniczone i ciągáe); – szereg Fouriera dla sygnaáów dyskretnych (sygnaá jest ograniczony i ciągáy, oraz widmo jest ograniczone i ciągáe). 48

przeksztaácenie Fouriera dla sygnaáów ciągáych ∞

∫ g (t ) e −∞

G( f ) =

− j 2π f t

∞

g (t ) =

j 2π f t

∫ G( f ) e −∞

dt

df

szereg Fouriera dla sygnaáów ciągáych T 2

∫ g (t ) e

−

− j 2π fk t

dt

T 2



 T

G( f k ) =

∞

g (t ) =

∑ G( f k ) e j 2π f t



k

k = −∞

∞

∑

G( f ) =



przeksztaácenie Fouriera dla sygnaáów dyskretnych

g (t n ) e − j 2π f t n




n =−∞

 fs

g (t n ) =

fs 2

∫ −f

G( f ) e j 2π f tn df

s

2

szereg Fouriera dla sygnaáów dyskretnych

G( fk ) =

g (t n ) =

 N

N −

N −

∑

g (t n ) e

−j

2π n k N

n =0

∑ G( f k ) e

j

2π n k N

k =0

Rys. 2.4. Ciągáe i dyskretne wersje transformacji Fouriera

49

Przetwarzanie cyfrowych reprezentacji sygnaáów jest juĪ obecnie dziedziną bardzo rozlegáą. Zazwyczaj, w klasycznym ujĊciu tego terminu obejmuje ono:





– realizacje filtrów cyfrowych róĪnych typów (dolnoprzepustowych, górnoprzepustowych, pasmowoprzepustowych i pasmowozaporowych), wedáug róĪnych algorytmów (FIR – ang. finite impulse response, IIR – ang. infinite impulse response) oraz o róĪnych charakterystykach (Butterwortha, Czebyszewa, ...); – uĞrednianie próbek (naleĪących do tego samego sygnaáu) i uĞrednianie sygnaáów, czĊsto stosowane są wspóáczynniki wagowe róĪnicujące wpáyw poszczególnych skáadników na rezultat uĞredniania; – caákowanie i róĪniczkowanie sygnaáów; – aproksymacja z wykorzystaniem róĪnych funkcji (wielomianów, funkcji trygonometrycznych, funkcji sklejanych itd.); – przeksztaácenia widmowe (przeksztaácenie Fouriera), takĪe z wykorzystaniem widm wyĪszych rzĊdów; – badanie wspóázmiennoĞci sygnaáów metodami regresji, korelacji wzajemnej, funkcji koherencji itd.






Przedstawione powyĪej techniki doczekaáy siĊ wielu opracowaĔ zarówno na poziomie teoretycznym, jak i implementacji we wszystkich chyba jĊzykach programowania. Czytelnik zainteresowany szczegóáami z áatwoĞcią znajdzie odpowiadającą mu pozycjĊ. ProgramiĞci zajmujący siĊ przetwarzaniem sygnaáów elektrodiagnostycznych kierują ostatnio swą uwagĊ w stronĊ przeksztaáceĔ czasowo-czĊstotliwoĞciowych oraz technik kompresji sygnaáu. Przeksztaácenia czasowo-czĊstotliwoĞciowe okazaáy siĊ szczególnie przydatne do analizy sygnaáów niestacjonarnych, w których istotna jest identyfikacja nastĊpstw czasowych poszczególnych komponentów czĊstotliwoĞciowych sygnaáu. Jednowymiarowy sygnaá (bĊdący funkcją czasu) jest przeksztaácany do dziedziny dwuwymiarowej (czas, czĊstotliwoĞü), gdzie identyfikacja poszczególnych jego komponentów moĪe okazaü siĊ znacznie bardziej jednoznaczna. Przeksztaácenia dokonuje siĊ zwykle za pomocą: – – – –

krótkookresowej transformacji Fouriera, transformacji Wignera–Ville’a transformacji falkowej, dekompozycji z uĪyciem filtrów Wavelet Packets.

Przeksztaácenia czasowo-czĊstotliwoĞciowe i ich zastosowanie w przetwarzaniu sygnaáów biomedycznych są tematem bardzo rozlegáym, wartym opracowania odrĊbnej monografii. Techniki kompresji sygnaáu stosowane są w celu zmniejszenia zajĊtoĞci noĞnika (w przypadku archiwizacji) lub kanaáu transmisyjnego przez zarejestrowany sygnaá. 50

Interesujące jest przy tym, aby zawartoĞü informacyjna sygnaáu byáa zbieĪna, a najchĊtniej (w niektórych zastosowaniach – koniecznie) – identyczna z oryginaáem. Podstawowy podziaá technik kompresji sygnaáów reprezentuje stopieĔ speánienia tego postulatu: – techniki kompresji stratnej (zapewniające wysoki stopieĔ kompresji, kosztem nieidentycznoĞci sygnaáu oryginalnego i zrekonstruowanego); – techniki kompresji bezstratnej (zapewniające identycznoĞü sygnaáu oryginalnego i zrekonstruowanego, osiągające jednak znacznie mniejsze wspóáczynniki redukcji strumienia informacji).










Techniki kompresji stosowane do sygnaáów biomedycznych są opisane w rozdziale 8.

5

52










3. Elektromiografia







Przedmiotem elektromiografii (EMG) jest badanie czynnoĞci elektrycznej miĊĞni. Pomimo potencjalnej moĪliwoĞci rejestracji impulsów czynnoĞciowych dowolnej komórki miĊĞniowej elektromiografia interesuje siĊ wyáącznie miĊĞniami poprzecznie prąĪkowanymi zwanymi teĪ miĊĞniami szkieletowymi. Z punktu widzenia zainteresowania diagnostycznego, a co za tym idzie – sposobu pobierania sygnaáu elektrycznego, rozróĪniane są dwie gaáĊzie elektromiografii: ) elektromiografia globalna – posáugująca siĊ odbiorem biopotencjaáów sponad powierzchni miĊĞni elektrodami zewnĊtrznymi; 2) elektromiografia elementarna (iloĞciowa) – bĊdąca analizą stanu funkcjonalnego poszczególnych jednostek motorycznych i posáugująca siĊ wkáuwanymi elektrodami igáowymi.




NieinwazyjnoĞü elektromiografii globalnej jest okupiona moĪliwoĞcią rejestrowania jedynie sumarycznych odpowiedzi elektrycznych wielu wáókien miĊĞniowych – nadaje siĊ wiĊc jedynie do ogólnej oceny: – wspóádziaáania miĊĞni synergistów i antagonistów, – oĞrodkowej kontroli pracy miĊĞni, – poprawy czynnoĞci bioelektrycznej grup miĊĞniowych podczas rehabilitacji, – napiĊcia miĊĞniowego. Elektromiografia elementarna pozwala na pomiar i ocenĊ iloĞciową poszczególnych parametrów jednostki motorycznej, co jest istotne w diagnostyce chorób nerwowo-miĊĞniowych. Pomimo inwazyjnoĞci związanej ze stosowanie elektrod wkáuwanych istnieje szereg argumentów uzasadniających stosowanie tej metody takĪe w praktyce klinicznej. Elektromiografia jest ĞciĞle związana z diagnostyką nerwów obwodowych (neuromiografia). MoĪliwoĞci diagnostyczne elektromiografii są doĞü szerokie: – odróĪnienie miĊĞnia zdrowego od zmienionego procesem chorobowym, – okreĞlenie pierwotnej przyczyny uszkodzenia miĊĞnia jako neurogennej lub miogennej, – okreĞlenie zasiĊgu zmian chorobowych (zmiany uogólnione lub lokalne), – wyznaczanie kierunku zmian i monitorowanie (ang. follow up) procesu rehabilitacji. 53

3.1. Fizjologia transmisji neuromiĊĞniowej Transmisja neuromiĊĞniowa polega na przekazywaniu bodĨców skurczowych z systemu nerwowego do miĊĞnia. Poáączenie systemu nerwowego z miĊĞniem czáowieka moĪna w znacznym uproszczeniu przedstawiü nastĊpująco (rys. 3.): – neuron oĞrodkowy (droga piramidowa) zaczyna siĊ w korze ruchowej mózgu i przebiega w rdzeniu krĊgowym; – w róĪnych segmentach rdzenia nerw oĞrodkowy styka siĊ z nerwem obwodowym za pomocą tzw. komórki ruchowej rogu przedniego rdzenia; – akson nerwu obwodowego, po opuszczeniu rdzenia, przebiega w korzeniu rdzeniowym przednim, a nastĊpnie po wejĞciu do miĊĞnia tworzy liczne odgaáĊzienia (motoneurony) zakoĔczone synapsami nerwowo-miĊĞniowymi. odgaáĊzienia koĔcowe aksonu




synapsa nerwowo-miĊĞniowa



wypustka (akson)



komórka nerwowa

wáókna miĊĞniowe

Rys. 3.1. Schemat transmisji neuromiĊĞniowej

Záącze nerwowo-miĊĞniowe skáada siĊ z naleĪącej do nerwu czĊĞci presynaptycznej oraz z wchodzącej w skáad miĊĞnia czĊĞci postsynaptycznej. CzĊĞci te oddzielone są tzw. szczeliną synaptyczną. W czĊĞci presynaptycznej zmagazynowany jest związek peániący rolĊ przekaĨnika chemicznego – acetylocholina. Pod wpáywem depolaryzacji báony komórkowej czĊĞci presynaptycznej, związek ten jest uwalniany do szczeliny synaptycznej. Prowadzi to do zmian przepuszczalnoĞci jonowej báony komórkowej czĊĞci postsynaptycznej i jej depolaryzacji. Fala depolaryzacji rozprzestrzenia siĊ i dociera do elementów kurczliwych wáókna miĊĞniowego powodując skurcz miĊĞnia. JednoczeĞnie acetylocholina jest neutralizowana przez enzym – cholinesterazĊ. Jest to warunkiem repolaryzacji báony komórkowej czĊĞci postsynaptycznej i gotowoĞci reakcji na nastĊpny bodziec. Pojedynczy motoneuron unerwia grupĊ wáókien miĊĞniowych zwanych jednostką ruchową. IloĞü wáókien wchodzących w skáad grupy waha siĊ od 4 (w miĊĞniach okoruchowych) do 4000 (w miĊĞniu poĞladka). NaleĪy zwróciü uwagĊ, Īe topologicznie są54

siednie wáókna miĊĞniowe mogą wchodziü w skáad róĪnych jednostek ruchowych. Podobnie, wáókna naleĪące do danej jednostki ruchowej mogą byü odlegáe i przedzielone wáóknami naleĪącymi do innych jednostek ruchowych. UmoĪliwia to rozwijanie pozornie ciągáej siáy skurczu miĊĞnia, podczas gdy w rzeczywistoĞci jednostki ruchowe wchodzące w jego skáad pobudzane są naprzemiennie.

3.2. Elektrodiagnostyka jednostki ruchowej W zastosowaniach diagnostycznych ocenie miograficznej podlegają parametry jednostki ruchowej w nastĊpujących sytuacjach (rys. 3.2): – w spoczynku (tzw. cisza bioelektryczna), – podczas sáabego wysiáku, – podczas maksymalnego wysiáku przeciw oporowi.




b)



a)





Te trzy odmienne stany kontroli napiĊcia miĊĞni przez system nerwowy pozwalają dokonaü oceny wiĊkszoĞci parametrów diagnostycznych miĊĞnia i wspóápracującego z nim motoneuronu. Sposób pozyskiwania parametrów diagnostycznych jest opisany wraz z algorytmami automatycznej obróbki sygnaáu (podrozdziaá 3.3.3).

c)

200 µV

Rys. 3.2. Zapis aktywnoĞci elektrycznej jednostki ruchowej: a) w spoczynku; b) podczas sáabego wysiáku; c) podczas maksymalnego wysiáku

55

3.3. Aparatura elektromiograficzna 3.3.1. Rejestrator EMG Rejestrator uĪyty do zapisów elektromiograficznych, oprócz cech typowych dla urządzeĔ elektrodiagnostycznych charakteryzuje siĊ nastĊpującymi parametrami: – szeroki zakres czĊstotliwoĞci (typowo 2–0 000 Hz); – wysoka impedancja wejĞciowa przystosowana do wspóápracy z elektrodami igáowymi, których impedancja (na skutek maáej powierzchni styku) niejednokrotnie przekracza  MΩ; – zastosowaniem gáoĞnika do sáuchowej kontroli rejestrowanych potencjaáów; – znaczną iloĞcią kanaáów (w niektórych zastosowaniach z multielektrodami do 64).










Typowy tor sygnaáowy elektromiografu zawiera dodatkowo zestaw filtrów przeciwzakáóceniowych i zestaw filtrów umoĪliwiających analizĊ w pasmach czĊstotliwoĞciowych. Przed upowszechnieniem metod cyfrowej rejestracji biopotencjaáów zapis elektromiogramu uwaĪany byá za bardzo trudny. Gáównym powodem byá bardzo szeroki zakres czĊstotliwoĞci sygnaáu uĪytecznego wykluczający stosowanie tradycyjnych pisaków termicznych czy dysz atramentowych. SytuacjĊ ratowaáo jedynie fotografowanie ekranu oscyloskopu i dziĞ jeszcze w literaturze znaleĨü moĪna opisy procedur badaĔ EMG z wykorzystaniem kliszy Ğwiatáoczuáej. Ten zastój, chociaĪ obecnie nie znajdujący usprawiedliwienia staá siĊ przyczyną niewielkiej skali klinicznych zastosowaĔ elektromiografii oraz niewielkiego zapotrzebowania na procedury komputerowego wspomagania analizy EMG.

3.3.2. Stymulator

W skáad aparatury elektromiograficznej wchodzi niekiedy równieĪ urządzenie do stymulacji motoneuronów za pomocą impulsu elektrycznego lub magnetycznego. Impulsy stymulatora mają ksztaát prostokątny o nastĊpujących parametrach: – – – –

amplituda impulsu napiĊciowego do 500 V, amplituda impulsu prądowego do 00 mA, czas trwania 50–000 µs, czĊstotliwoĞü powtórzeĔ 0,–500 Hz.

Impulsy mogą wystĊpowaü pojedynczo, parami lub byü programowane w dowolnych ciągach. Istotna jest synchronizacja rozpoczĊcia zapisu z impulsem stymulującym, niekiedy rozpoczĊcie zapisu wyprzedza stymulacjĊ o kilkaset milisekund (ang. pre-trigger). W niektórych rejestratorach moĪliwe jest zapisywanie impulsów stymulujących w dodatkowym kanale równolegle do sygnaáu EMG, co uáatwia automatyczną 56

synchronizacjĊ podczas uĞredniania oraz obliczanie parametrów czasowych. OczywiĞcie w przypadku stymulatora równieĪ konieczne jest speánienie norm bezpieczeĔstwa i ochrony przeciwporaĪeniowej pacjenta.

3.3.3. Automatyzacja diagnostyki elektromiograficznej Automatyczna analiza elektromiogramu w wiĊkszoĞci urządzeĔ dokonywana jest przez procesor wbudowany do rejestratora, rzadziej przez wspóápracujący komputer PC. Rezultaty diagnostyczne w postaci liczbowej oraz graficznej (histogramy) są w takim przypadku drukowane przez drukarkĊ termiczną bezpoĞrednio za zapisem sygnaáu. Przetwarzanie sygnaáu jest dokonywane przez program zawarty w pamiĊci staáej wspóápracującej z mikroprocesorem.





PrzewaĪnie skáada siĊ on z trzech podstawowych procedur realizujących: ) uĞrednianie sygnaáu (faworyzujące skáadowe skorelowane czasowo z bodĨcem); 2) porównywanie metodą maksymalizacji korelacji wzajemnej lub metodą minimalizacji báĊdu Ğredniokwadratowego – niektóre najbardziej zaawansowane systemy dokonują rozpoznawania wzorców wyáadowaĔ; 3) obliczanie iloĞciowych parametrów czasowych i zestawienie ich z uĪyciem prostych statystyk.






Stosowane czĊĞciej naukowo niĪ klinicznie rozbudowane systemy diagnostyki elektromiograficznej wykorzystują komputer klasy PC do celów analizy sygnaáów. Jest to związane ze specyfiką prowadzonych badaĔ i z moĪliwoĞciami áatwej adaptacji oprogramowania do konkretnych potrzeb. PoniewaĪ nawet zaawansowane systemy analizy nie uĪywają specjalistycznych algorytmów (jak to ma miejsce np. w elektrokardiografii) ograniczając siĊ do kanonu metod cyfrowego przetwarzania sygnaáów, w dalszej czĊĞci tego rozdziaáu omówione zostaną jedynie metodologiczne aspekty pomiarów parametrów iloĞciowych elektromiogramu uzupeánione rozwaĪaniami na temat fizjologicznej interpretacji zjawisk reprezentowanych w sygnale. W badaniach rutynowych podczas sáabego wysiáku podawane są w postaci histogramów: – czas trwania, – liczba faz, – amplituda pojedynczych wyáadowaĔ. W badaniach wysiáku maksymalnego niemoĪliwe jest odróĪnienie wyáadowaĔ pojedynczych jednostek ruchowych, wiĊc iloĞü parametrów jest ograniczona do dwóch: ) gĊstoĞci (iloĞü przekroczeĔ wartoĞci zerowej), 2) Ğredniej amplitudy w ruchomym oknie o ustalonej dáugoĞci. PowyĪsze parametry zwykle są obliczane na bieĪąco i podawane na ekranie monitora. Podobne algorytmy mogą byü równieĪ zastosowane przy powtórnej analizie zapisanego sygnaáu (ang. off-line) – rysunek 3.3. 57

b)

c)







a)

Rys. 3.3. Przykáad komputerowej obróbki sygnaáu EMG – zmiennoĞü interwaáu kolejnych pobudzeĔ po jednokrotnej stymulacji: a) zapis prawidáowy; b), c) patologiczny (miastenia)




3.4. Parametry iloĞciowe elektromiogramu Pomiaru parametrów jednostki ruchowej (zwykle koĔczyn) dokonuje siĊ po wyodrĊbnieniu jej z elektromiogramu. Zapis EMG jest wykonywany w czasie 25–50 powtórzeĔ ruchu przeciwko oporowi (lekki wysiáek). Kolejne powtórzenia zapamiĊtywane są w pamiĊci wraz z sygnaáem goniometrycznym reprezentującym bieĪącą pozycjĊ koĔczyny. KaĪde powtórzenie charakteryzuje siĊ bowiem nieco odmiennymi parametrami ruchu. Przeskalowanie zapisu EMG w osi czasu stosownie do wskazaĔ goniometru umoĪliwia sformuáowanie zaleĪnoĞci aktywnoĞci elektrycznej od pozycji. Jest to równoznaczne ze standaryzacją czasową stopnia skurczu miĊĞnia. W tak wystandaryzowanym sygnale poszukiwane są metodami korelacyjnymi wartoĞci przesuniĊü sygnaáów wzglĊdem siebie zapewniających maksymalne podobieĔstwo zapisów dla kolejnych powtórzeĔ ruchu. NastĊpnie zapisy wszystkich powtórzeĔ są uĞredniane, co faworyzuje skáadowe skorelowane z pozycją koĔczyny. Wykonanie serii powtórzeĔ kilkakrotnie przy zmianach obciąĪenia umoĪliwia porównanie uĞrednionych odpowiedzi i wskazanie reprezentacji wáączających siĊ kolejno jednostek ruchowych. Poprzez róĪnicowanie moĪna otrzymaü zapis aktywnoĞci pojedynczej jednostki motorycznej. Do58





piero po wyodrĊbnieniu elektrycznej reprezentacji aktywnoĞci pojedynczej jednostki motorycznej dokonywany jest pomiar czasu trwania, ksztaátu oraz amplitudy sygnaáu. Pomiar terytorium jednostki ruchowej moĪe byü przeprowadzony za pomocą dwóch multielektrod igáowych wbitych pod kątem prostym. Elektrody takie zawierają pola kontaktowe umieszczone w jednakowych odstĊpach na dáugoĞci ok. 0 mm. DáugoĞü ta odpowiada najwiĊkszym wartoĞciom przekroju poprzecznego jednostki ruchowej. Synchronicznie z najwiĊkszym obserwowanym wyáadowaniem dokonywany jest pomiar amplitudy wyáadowaĔ we wszystkich torach sygnaáowych. UmoĪliwia to okreĞlenie odsetka wáókien miĊĞniowych biorących udziaá w skurczu i proporcji rozwijanej przez nie siáy. Metoda ta pozwala na zidentyfikowanie dolegliwoĞci neurogennych (reprezentowanych przez niewielki odsetek wáókien rozwijających peáną siáĊ, podczas gdy – na skutek odnerwienia – pozostaáe wáókna nie funkcjonują) od dysfunkcji o podáoĪu pierwotnie miĊĞniowym (reprezentowanych przez znaczny odsetek wáókien biorących udziaá w skurczu, rozwijających jednak tylko czĊĞü prawidáowej siáy skurczu). Analiza elektromiogramu w dziedzinie czĊstotliwoĞciowej umoĪliwia równieĪ identyfikacjĊ pierwotnej przyczyny zaburzeĔ czynnoĞciowych miĊĞnia. Do analizy widmowej zapisu maksymalnego wysiáku przeciw oporowi (uaktywniane są wszystkie sprawne wáókna miĊĞniowe) stosowane są dwie metody:






) porównanie wartoĞci widmowej gĊstoĞci mocy dla pasma czĊstotliwoĞci 40–400 Hz z wartoĞcią w paĞmie 400–6 000 Hz umoĪliwia wykrycie przewagi wysokich czĊstotliwoĞci w przypadkach miopatii; 2) wyznaczenie poáoĪenia czĊstotliwoĞci dominującej, która u osób zdrowych jest ulokowana w przedziale 00–200 Hz, natomiast w przypadku miopatii ma wartoĞü znacząco wyĪszą. Sztuczna stymulacja motoneuronów za pomocą bodĨca elektrycznego lub magnetycznego o ĞciĞle dobranej sile oddziaáywania pozwala na okreĞlenie liczby jednostek ruchowych. Stymulacji dokonuje siĊ początkowo tak, aby uzyskaü zapis prosty, zawierający reprezentacjĊ aktywnoĞci jednej jednostki ruchowej. Po odpowiednim dobraniu bodĨca, prowadząc rejestracjĊ za pomocą elektrod powierzchniowych okreĞla siĊ moc sygnaáu w wybranym oknie czasowym (zwykle ok.  s). NastĊpnie, okreĞlenie mocy ponawia siĊ dla stymulacji maksymalnej (odpowiadającej maksymalnemu wysiákowi przeciw oporowi). Po podzieleniu mocy otrzymanej w wyniku stymulacji maksymalnej przez moc odpowiadającą dziaáaniu jednej jednostki ruchowej moĪna otrzymaü przybliĪoną iloĞü czynnych jednostek ruchowych. Ta metoda równieĪ moĪe sáuĪyü do odróĪnienia dolegliwoĞci o podáoĪu pierwotnie miĊĞniowym od dolegliwoĞci, których przyczyną jest uszkodzenie ukáadu nerwowego. Istotną zaletą opisywanej metody jest jej nieinwazyjnoĞü – uĪywane są wyáącznie elektrody powierzchniowe. RóĪne warianty rejestracji elektromiograficznych są wykorzystywane w badaniach naukowych (rys. 3.4). Analiza tych specjalnych zapisów jest zwykle prowadzona pod kątem otrzymania parametrów iloĞciowych najlepiej dyskryminujących okreĞloną przyczynĊ wad miĊĞni. 59

Do specjalnych technik rejestracji naleĪą: – elektromiografia pojedynczego wáókna, – makroelektromiografia, – elektromiografia skaningowa. a)

b)

50 µV 5 ms







c)




Rys. 3.4. Analiza przestrzenno-czasowa zapisu EMG otrzymanego podczas wysiáku przeciw obciąĪeniu (2 kg) z uĪyciem multielektrody: a) sygnaá zapisany z pojedynczego wáókna miĊĞniowego; b) zasada zapisu aktywnoĞci wielu topologicznie sąsiednich wáókien miĊĞniowych (tzw. EMG skaningowa); c) interpretacja czasowo-przestrzenna elektromiogramu skaningowego

3.4.1. Cechy zapisu prawidáowego W spoczynku, poza tzw. potencjaáami wkáucia, nie obserwuje siĊ czynnoĞci bioelektrycznej miĊĞnia. Potencjaáy wkáucia o czasie trwania rzĊdu kilku milisekund i amplitudzie do 200 µV wystĊpują bezpoĞrednio po mechanicznym podraĪnieniu wáókien miĊĞniowych przez elektrodĊ igáową. Ich dáuĪsze utrzymywanie siĊ jest interpretowane jako patologia. CzynnoĞü elektryczna jednostek ruchowych podczas sáabego wysiáku jest okreĞlana jako zapis prosty, bĊdący obrazem wyáadowaĔ jednej lub kilku jednostek ruchowych o czĊstotliwoĞci 0–20 Hz. Podstawowymi parametrami diagnostycznymi są: – dáugoĞü, czyli czas trwania wyáadowania, – ksztaát (liczba faz, czyli przejĞü przez poziom linii izoelektrycznej), – amplituda. 60










Wyáadowania obserwowane w zdrowym miĊĞniu przy sáabym wysiáku trwają zwykle od 2 do 5 ms (zaleĪy to od miĊĞnia, temperatury, wieku badanego itp.) i są zwykle dwu- lub trzyfazowe. Wystąpienie do 2% potencjaáów wielofazowych (5 faz i wiĊcej) jest uwaĪane za prawidáowe w miĊĞniach koĔczynowych. Jest to związane ze znacznymi róĪnicami dystansu, jaki musi przebyü pobudzenie od poáączenia nerwowo-miĊĞniowego do elektrody dla poszczególnych wáókien tej samej jednostki ruchowej. Amplituda sygnaáu jednostki motorycznej w przypadku prawidáowym zawiera siĊ w zakresie od 0,2 do 3 mV. ZaleĪy ona od wielu czynników zewnĊtrznych (temperatury, wieku, odlegáoĞci od elektrody), jednak znaczne wahania amplitudy kolejnych wyáadowaĔ są uwaĪane za patologiĊ. Wzrost obciąĪenia miĊĞnia, a co za tym idzie – wzrost siáy rozwijanej przez miĊsieĔ przeciwko oporowi, powoduje początkowo zwiĊkszenie czĊstoĞci depolaryzacji, a wiĊc zwiĊkszenie czĊstotliwoĞci wyáadowaĔ obserwowanych na elektromiogramie. Po osiągniĊciu wartoĞci czĊstotliwoĞci granicznej, zaczyna siĊ tzw. rekrutacja przestrzenna, czyli wáączanie siĊ innych jednostek ruchowych. Zapis czynnoĞci elektrycznej staje siĊ znacznie bardziej bogaty (zapis poĞredni). PrzewaĪają w nim skáadowe o czĊstotliwoĞci 50–80 Hz. Przy zwiĊkszaniu obciąĪenia do granicy siáy skurczu otrzymuje siĊ zapis interferencyjny reprezentujący maksymalny stopieĔ uruchomienia miĊĞnia. Zapis interferencyjny zawiera wyáadowania zachodzące we wszystkich jednostkach ruchowych znajdujących siĊ w zasiĊgu elektrody pomiarowej. GĊstoĞü tych wyáadowaĔ uniemoĪliwia identyfikacjĊ linii izoelektrycznej. Stopniowe zwiĊkszanie obciąĪenia naleĪy do standardowego protokoáu badania elektromiograficznego. PrawidáowoĞü zjawisk elektrycznych polegająca na obserwacji coraz wiĊkszej liczby skáadników zapisu w miarĊ wzrostu obciąĪenia nosi nazwĊ gradacji.

3.4.2. Przykáady patologii miogennych Patologie o podáoĪu miĊĞniowym charakteryzują siĊ redukcją iloĞci wáókien miĊĞniowych przypadających na jednostkĊ ruchową. Liczba jednostek ruchowych jest zachowana, ale kaĪda z nich rozwija niewielki procent fizjologicznej siáy skurczu. Wyáadowanie pochodzące z jednostki ruchowej o zredukowanej liczbie wáókien ma skrócony czas trwania i obniĪoną amplitudĊ. Zmiany anatomiczne (np. rozrost tkanki áącznej) w uszkodzonym miĊĞniu prowadzą do desynchronizacji zjawisk elektrycznych jednostki ruchowej, co manifestuje siĊ wzrostem odsetka wyáadowaĔ wielofazowych. Zapis wysiákowy wykazuje cechy zapisu interferencyjnego (o czĊstotliwoĞciach przekraczających 500 Hz) juĪ po niewielkim wzroĞcie obciąĪenia, co jest spowodowane nadmierną rekrutacją przestrzenną na skutek redukcji siáy skurczu pojedynczej jednostki ruchowej. Badanie elektromiograficzne moĪe byü rozstrzygające w zaklasyfikowaniu przyczyny dysfunkcji miĊĞnia jako miogennej, nie daje jednak bardziej szczegóáowych informacji na temat Ĩródáa zmian chorobowych. 6

SpoĞród wielu moĪliwoĞci najczĊĞciej spotykane to: – dystrofia miĊĞniowa (zanik miĊĞni), – dystrofia miotoniczna, – miopatie metaboliczne, – zapalenie wielomiĊĞniowe, – miopatie o podáoĪu alkoholowym lub wywoáane lekami.

3.4.3. Przykáady patologii neurogennych



Uszkodzenia systemu nerwowego powodują wypadanie funkcji caáych jednostek ruchowych, do których bodĨce nie są transmitowane. Odnerwienie wielu wáókien nerwowych prowadzi do zmian fizjologicznych i morfologicznych. NastĊpstwem czĊĞciowego odnerwienia jest proces reinerwacji – aktywne motoneurony obejmują swym wpáywem odnerwione wáókna, co powoduje powstanie mniejszej iloĞci bardzo rozlegáych jednostek ruchowych.





Charakterystyczne zmiany w rejestrowanym sygnale elektromiograficznym to: – pojawienie siĊ w sygnale spoczynkowym fibrylacji – spowodowanych nadwraĪliwoĞcią odnerwionego wáókna na acetylocholinĊ wydzielaną w niewielkich iloĞciach równieĪ w spoczynku; – zmianami zapisu wysiákowego – nawet przy znacznym obciąĪeniu zapis pozostaje prosty, co jest bezpoĞrednim nastĊpstwem niewielkiej iloĞci aktywnych jednostek ruchowych.




W przypadku patologii neurogennych zapis elektromiograficzny daje moĪliwoĞü bardziej precyzyjnego wskazania Ĩródáa zmian chorobowych: – w uszkodzeniach na poziomie rdzenia krĊgowego dochodzi do znacznego powiĊkszenia objĊtoĞci jednostek ruchowych (na skutek reinerwacji), co jest przyczyną znacznego wzrostu amplitudy obserwowanych wyáadowaĔ i zwiĊkszenia czasu ich trwania ponad 20 ms; szybkoĞü przewodzenia wáókien nerwów obwodowych jest prawidáowa, lub tylko nieznacznie obniĪona; – w uszkodzeniach na poziomie nerwów obwodowych obszar jednostki ruchowej (a zatem i amplituda) nie wzrasta tak znacznie, charakterystyczna jest natomiast wielofazowoĞü obserwowanych wyáadowaĔ związana z desynchronizacją uszkodzonych jednostek ruchowych; inną waĪną cechą jest znaczne spowolnienie przewodzenia wáókien nerwów obwodowych.

3.5. Badanie przewodzenia wáókien nerwowych i czuciowych OkreĞlenia szybkoĞci przewodzenia nerwów obwodowych dokonaü moĪna poprzez stymulacjĊ badanego nerwu w dwóch punktach leĪących wzdáuĪ jego przebiegu i pomiar opóĨnieĔ impulsu odpowiedzi miĊĞnia unerwionego przez ten nerw (rys. 3.5). 62

Sygnaáu odpowiedzi nie pobiera siĊ bezpoĞrednio z nerwu ze wzglĊdu na niską amplitudĊ, znaczne zakáócenia i trudnoĞci techniczne rejestracji. Do stymulacji oraz odbierania odpowiedzi stosuje siĊ elektrody powierzchniowe, co zmniejsza inwazyjnoĞü badania.

rejestracja stymulacja





a)

stymulacja



stymulacja

0 mV

 ms




b)

stymulacja

Rys. 3.5. Pomiar prĊdkoĞci przewodzenia wáókna nerwowego poprzez zmianĊ lokalizacji bodĨca i rejestracjĊ odpowiedzi elektromotorycznych: a) zapis – rĊka lewa; b) zapis – rĊka prawa

Stosowany bodziec ma ksztaát prostokątny o czasie trwania 0,2–0,7 ms i czĊstotliwoĞci powtórzeĔ –4 Hz. Amplituda bodĨca powinna byü jak najmniejsza, ale wystarczająca do pobudzenia caáej grupy wáókien miĊĞniowych. Praktycznie realizuje siĊ to przez stopniowe zwiĊkszanie amplitudy bodĨca aĪ do wartoĞci, która nie powoduje juĪ zwiĊkszania siĊ amplitudy odpowiedzi. Uzyskaną wartoĞü bodĨca zwiĊksza siĊ nastĊpnie o ok. 30% (bodziec supramaksymalny). OdpowiedĨ miĊĞniowa o amplitudzie rzĊdu 0 mV powinna mieü ostry ksztaát dwufazowy, co uáatwia znalezienie jej początku i obliczenie opóĨnienia (latencji). Zmierzone wartoĞci latencji L i L2 w punktach p i p2 odlegáych o d [m] pozwalają wyznaczyü prĊdkoĞü przewodzenia nerwu V jako

V=

d . L2 − L 63

Stosowanie opisanej metody róĪnicowej pozwala wyeliminowaü wpáyw niektórych czynników zakáócających. NaleĪą do nich: – czas reakcji nerwu na bodziec (który przyjmuje siĊ jednakowy w punktach p i p2), – czas opóĨnienia w záączu nerwowo-miĊĞniowym, – czas przewodzenia w samym miĊĞniu.










Choü pierwszy z opisanych czynników zakáócających ma nieistotnie maáe wartoĞci, to czas opóĨnienia w záączu nerwowo-miĊĞniowym (latencja koĔcowa) moĪe mieü doĞü znaczne wartoĞci – jego wydáuĪenie od ponad 6 do 7 ms jest traktowane jako objaw patologiczny. RównieĪ czas przewodzenia pobudzenia w samym miĊĞniu ma znaczne wartoĞci, ale nie jest parametrem diagnostycznym. Porównując typowe wartoĞci prĊdkoĞci przewodzenia pobudzeĔ w miĊĞniu (0,4 m/s) i w nerwie (50 m/s) moĪna zauwaĪyü, jak bardzo istotne jest wyeliminowanie dodatkowej nieznanej wartoĞci opóĨnienia bodĨca spowodowanego przewodzeniem go w miĊĞniu. Podobny sposób pomiaru jest stosowany do wyznaczenia szybkoĞci przewodzenia bodĨców przez nerwy czuciowe. Zasadnicza róĪnica polega na koniecznoĞci odbioru odpowiedzi z nerwu, co automatycznie prowadzi do zmniejszenia dokáadnoĞci pomiaru opóĨnieĔ. NaleĪy jednak zwróciü uwagĊ, Īe stymulacja nerwów czuciowych zwykle nie powoduje skurczu miĊĞni, a wiĊc aktywnoĞü elektryczna zakáócająca pomiar jest mniejsza niĪ w przypadku stymulacji miĊĞni ruchowych. W przypadku pomiaru przewodzenia nerwów czuciowych, do odbioru zjawisk elektrycznych stosuje siĊ teĪ przewaĪnie elektrody igáowe umoĪliwiające precyzyjną lokalizacjĊ zjawisk elektrycznych bĊdących przedmiotem zainteresowania.

3.6. Pozamedyczne zastosowania elektromiografii Elektromiografia stanowi bardzo wygodne nieinwazyjne narzĊdzie do pomiaru iloĞciowego zjawisk elektrycznych związanych z motoryką (poruszaniem siĊ) czáowieka. PoniewaĪ w przypadku fizjologicznym gradacja wyáadowaĔ elektrycznych jest proporcjonalna do siáy rozwijanej przez miĊsieĔ, trafne okazaáo siĊ wykorzystanie zapisów elektromiograficznych do oceny siáy skurczu miĊĞnia w funkcji czasu. Pomiar taki jest od dáuĪszego czasu przedmiotem zainteresowania ze strony sportowców i trenerów, którzy przy zastosowaniu elektromiografii globalnej poáączonej z ciągáą rejestracją cyfrową lub przekazem telemetrycznym potrafią w sposób obiektywny oceniaü technikĊ: – startu sprintera, – pokonywania zakrĊtu slalomu przez narciarza, – wyskoku koszykarza i inne. 64










Obiektywna ocena rozkáadu siáy okreĞlonych miĊĞni w funkcji czasu oraz ocena synchronizacji pracy poszczególnych miĊĞni podczas wykonywania záoĪonych ewolucji staáy siĊ w niektórych Ğrodowiskach (np. narodowa reprezentacja narciarska Austrii) narzĊdziem oceny postĊpów zawodników, kwalifikacji ich do dalszego szkolenia czy wreszcie ustalania indywidualnych programów szkolenia. Podobne techniki są stosowane na szerszą skalĊ przez niektóre najbardziej zaawansowane oĞrodki rehabilitacji narządów ruchu. Osobom po przebytych chorobach lub wypadkach związanych z czĊĞciową utratą zdolnoĞci poruszania siĊ proponowane są indywidualne zestawy üwiczeĔ, a czynione postĊpy są oceniane w sposób obiektywny. W przypadku takich osób elektromiografia ma równieĪ niebagatelne znaczenie prognostyczne, umoĪliwiając minimalizacjĊ wysiáku i kosztów niezbĊdnych do caákowitego odzyskania zdolnoĞci ruchowej. Odmienną grupą zastosowaĔ technik elektromiograficznych jest projektowanie przedmiotów uĪytku codziennego z uwzglĊdnieniem czynnika áatwoĞci i wygody obsáugi. Jest to dynamicznie rozwijająca siĊ dziedzina wiedzy, zdobywająca swą popularnoĞü pod hasáem techniki sprzyjającej czáowiekowi. PoniewaĪ werbalne wyraĪenie preferencji uĪytkownika nie zawsze jest moĪliwe, zapis elektromiograficzny jest wykorzystany jako Ĩródáo informacji o stopniu skomplikowania „obsáugi” przedmiotu. Zakres zastosowaĔ jest bardzo szeroki, od typowych dla ergonomii zastosowaĔ, jak np. projektowanie tablic sterujących samochodów, do bardziej prozaicznych (ale nie mniej waĪnych), jak np. projektowanie obuwia. Pierwsze przedmioty, przy których projektowaniu wykorzystano informacje pozyskane na drodze elektromiograficznej, charakteryzują siĊ istotną poprawą walorów uĪytkowych: wygody, áatwoĞci uĪycia, dostosowania do potrzeb czáowieka i tym podobnych.

65

66










4. Elektrodiagnostyka gaáki ocznej

Rozdziaá ten jest poĞwiĊcony technikom przetwarzania sygnaáów w grupie metod elektrodiagnostycznych, których przedmiotem zainteresowania jest:





– spontaniczny ruch gaáki ocznej (elektronystagmografia), – wymuszony ruch gaáki ocznej (elektrookulografia), – elektryczna reprezentacja procesu postrzegania (elektroretinografia).






Uzupeánieniem tej grupy technik elektrodiagnostycznych jest elektropupilografia – rzadko stosowana, a w tym opracowaniu pominiĊta ze wzglĊdu na brak doniesieĔ o automatycznym przetwarzaniu jej zapisów – zajmująca siĊ zjawiskami elektrycznymi związanymi z zamykaniem Ĩrenicy oka. SpoĞród wszystkich narządów czáowieka gaáka oczna jest tym, który w procesie ewolucyjnego dostosowania do warunków Īycia wyksztaáciá najwiĊkszą precyzjĊ ruchu. Gaáka oczna poruszana jest przez trzy pary miĊĞni okoruchowych umoĪliwiających jej poruszanie siĊ w zakresie ponad 90o w trzech stopniach swobody (ruchy pionowe, poziome i torsyjne). JednoczeĞnie, stosunkowo nieduĪy moment bezwáadnoĞci gaáki ocznej i miĊkkie – zapewniające znikome tarcie – zawieszenie w tkance áącznej w gáĊbi oczodoáu, gwarantują jej zdolnoĞü uzyskiwania znacznych przyspieszeĔ kątowych. Orientacja przestrzenna gaáki ocznej jest przedmiotem zainteresowania wielu dziedzin: – nauk medycznych i praktyki klinicznej, – biocybernetyki, – automatyki. W związku z tym, opracowano szereg metod pobierania i zapamiĊtywania informacji o pozycji gaáki ocznej, w celu jej póĨniejszej analizy. W przeciwieĔstwie do sygnaáów wykorzystywanych w elektrofizjologii (np. elektrokardiografii), których Ĩródáem jest elektryczna aktywnoĞü narządów, sygnaá okoruchowy (informacja o poáoĪeniu gaáki ocznej i jej ruchach) moĪe byü formowany na bazie róĪnych zjawisk towarzyszących ruchowi gaáki ocznej (tab. 4.). 67

Tabela 4. Zestawienie rodzajów ruchów gaáki ocznej wg przyczyn i prĊdkoĞci nazwa (rodzaj ruchu)

przyczyna

cel

prĊdkoĞü kątowa gaáki ocznej

nagáa zmiana kierunku patrzenia związana np. ze zmianą celu obserwacji

poszukiwania wzrokowe

bardzo duĪa, do 000 o/s

Ğledzenie wzrokowe

poruszanie siĊ obiektu bĊdącego przedmiotem obserwacji

Ğledzenie wolno poruszającego siĊ obiektu

maáa, do 60 o/s

konwergencja

zmiana kąta osi optycznych oczu w zaleĪnoĞci od odlegáoĞci obserwowanego przedmiotu

obuoczna fiksacja wzroku na tym samym obiekcie

bardzo maáa, do 4 o/s (bardzo maáa amplituda)

odruch przedsionkowo-okoruchowy

zmiana poáoĪenia gáowy i tuáowia – bodziec przedsionkowy

utrzymanie kierunku patrzenia niezaleĪnie od zmian poáoĪenia gáowy i tuáowia

duĪa, do 50 o/s

oczopląs optokinetyczny

zmiana poáoĪenia obserwowanej rzeczywistoĞci – bodziec optyczny

umoĪliwienie fiksacji wzroku na poruszającym siĊ obiekcie

Ğrednia, do 80 o/s







sakkada




W zaleĪnoĞci od zastosowanej metody akwizycji sygnaá reprezentujący ruch gaáki ocznej charakteryzuje siĊ odmiennymi cechami elektrycznymi oraz róĪną odpornoĞcią na zakáócenia. JednakĪe wybór metody pozyskania sygnaáu okoruchowego jest zazwyczaj podyktowany przez wymagania zewnĊtrzne, jak np. nieinwazyjnoĞü (w przypadku zastosowaĔ klinicznych), czy teĪ koniecznoĞü ograniczenia procesu Ğwiadomego Ğledzenia wzrokowego (badanie przy zamkniĊtych oczach). W rozwaĪanych tu systemach technicznych nastĊpujące kolejno po sobie informacje o pozycji gaáki ocznej przetwarzane są na postaü elektryczną w sposób ciągáy lub ze staáą (dobraną w zaleĪnoĞci od wymagaĔ) czĊstotliwoĞcią i tworzą sygnaá okoruchowy. Warunki fizjologiczne napĊdu gaáki ocznej oraz jej niewielka masa – umoĪliwiając wystĊpowanie znacznych przyspieszeĔ kątowych – determinują szerokoĞü pasma czĊstotliwoĞciowego sygnaáu okoruchowego, siĊgającą od 0 do 70 Hz.

4.. Metody pozyskiwania sygnaáu okoruchowego Pobranie informacji dotyczącej pozycji gaáki ocznej moĪe byü dokonane na szereg róĪnych sposobów, wykorzystujących jej wáasnoĞci elektryczne, optyczne, lub wáasnoĞci przetworników związanych mechanicznie z gaáką oczną. 68

WĞród metod pozyskiwania sygnaáu okoruchowego moĪna wyróĪniü co najmniej cztery (najczĊĞciej stosowane): ) metoda elektryczna (elektrookulografia, elektronystagmografia), 2) metoda magnetyczna (ang. search coil), 3) metoda fotoelektryczna, 4) metoda wizyjna (wideookulografia). Wymienione metody róĪnią siĊ miĊdzy sobą zasadą fizyczną, zakresem stosowalnoĞci, inwazyjnoĞcią i postacią uzyskiwanego sygnaáu. Wszystkie te wáasnoĞci oraz zalety i wady poszczególnych metod zostaną przedstawione poniĪej.

4... Metoda elektryczna




a)







Swą zasadĊ fizyczną ta najwczeĞniej stosowana metoda rejestracji pozycji gaáki ocznej opiera na doĞwiadczeniu Du Bois–Raymonda wykonanym w 849 r. Dowiedziono wówczas, Īe istnieje róĪnica potencjaáów miĊdzy siatkówką (retina) a rogówką (cornea), nadająca gaáce ocznej charakter dipola elektrycznego. RóĪnica potencjaáów wynosi ok. 8–20 mV, i jest zaleĪna (w zakresie 20% swej wartoĞci) od takich czynników jak oĞwietlenie, zmĊczenie wzroku czy wilgotnoĞü powierzchni gaáki ocznej. Poruszająca siĊ w oczodole gaáka oczna wywoáuje obserwowalne na jego krawĊdziach zmiany pola elektrycznego (rys. 4.). Wskutek bocznikującego charakteru otaczających tkanek i zakáóceĔ ze strony innych biopotencjaáów, praktyczna wartoĞü napiĊcia sygnaáu okoruchowego mierzonego elektrodami naklejanymi na krawĊdziach oczodoáu nie przekracza 7 mV/o.

lewa elektroda

–

b)

prawa elektroda + – masa sygnaá wychylenia w páaszczyĨnie pionowej

sygnaá wychylenia w páaszczyĨnie poziomej

Rys. 4.. Pobranie informacji okoruchowej metodą elektryczną: a) zasada pomiaru; b) umiejscowienie elektrod

69










WĞród wad metody elektrycznej naleĪy wymieniü niewielką wartoĞü pozyskiwanego napiĊcia oraz poĞrednictwo naskórka przy jego przekazywaniu. Powodują one koniecznoĞü stosowania stopnia wstĊpnego urządzenia rejestrującego o znacznej impedancji wejĞciowej, wynikającą z dąĪenia do jak najmniejszego obciąĪenia Ĩródáa sygnaáu. Jest to przyczyną znacznej podatnoĞci sygnaáu okoruchowego na zakáócenia, co stanowi najistotniejszą wadĊ opisywanej metody. Amplituda zakáóceĔ róĪnej natury niejednokrotnie znacznie przekracza amplitudĊ sygnaáu, stwarzając trudnoĞci interpretacyjne nawet doĞwiadczonemu personelowi medycznemu. W praktyce klinicznej redukcjĊ zakáóceĔ uzyskuje siĊ gáównie poprzez znaczne ograniczenie pasma przenoszenia rejestratorów i stosowanie filtrów pasmowozaporowych (50 Hz, 35 Hz) o znacznym táumieniu, co powoduje jednak zauwaĪalne zuboĪenie sygnaáu. Odwzorowanie poáoĪenia oka jest takĪe znacznie zakáócane przez zjawiska zachodzące na styku elektrod ze skórą, bĊdące Ĩródáem sygnaáów wolnozmienych o znacznych amplitudach, siĊgających nawet 20 mV. Powoduje to koniecznoĞü odciĊcia równieĪ skáadowej staáej sygnaáu (poniĪej 0, Hz) lub czĊstej kalibracji aparatury, co nie rekomenduje sygnaáu uzyskanego metodą elektryczną do uĪycia w systemach sterowania (z wyjątkiem sterowania przyrostowego). Do najistotniejszych zalet akwizycji sygnaáu okoruchowego metodą elektryczną zaliczyü naleĪy caákowitą nieinwazyjnoĞü oraz moĪliwoĞü pobierania informacji okoruchowej przy zamkniĊtych powiekach (eliminacja zjawiska fiksacji wzroku). Inną zaletą opisywanej tu metody jest niewysoki koszt stosowanej aparatury przy wysokiej dokáadnoĞci odwzorowania przemieszczeĔ gaáki ocznej. DziĊki poáączeniu tych zalet metoda elektryczna jest powszechnie stosowana w diagnostyce klinicznej narządu równowagi (tzw. próba kaloryczna Hallpike’a) opisanej w podrozdziale 4.2.2. Stosowana wyáącznie na skalĊ laboratoryjną modyfikacja akwizycji sygnaáu okoruchowego metodą elektryczną, polegająca na zastosowaniu elektrod implantowanych, pozwala wyeliminowaü znaczną podatnoĞü sygnaáu na zakáócenia. Amplituda sygnaáu, moĪliwa do uzyskania z platynowych elektrod implantowanych, siĊga 00 mV/o. Dodatkowo, dziĊki wyeliminowaniu kontaktu elektroda – skóra, sygnaá ten charakteryzuje siĊ staáoĞcią amplitudy w czasie, przez co znacznie wzrasta wiernoĞü odwzorowania poáoĪenia gaáki ocznej. Niestety, na skutek inwazyjnoĞci (elektrody są operacyjnie implantowane w koĞci skroniowej), zakres stosowalnoĞci tak zmodyfikowanej metody elektrycznej jest ograniczony do laboratoryjnych badaĔ naukowych wykonywanych na zwierzĊtach doĞwiadczalnych.

4..2. Metoda magnetyczna Metoda magnetyczna rejestracji poáoĪenia i ruchu gaáki ocznej polega na wytworzeniu strumienia przemiennego pola magnetycznego związanego z ukáadem odniesienia. W wytworzonym strumieniu znajduje siĊ badana gaáka oczna, której poáoĪenie jest mechanicznie związane z poáoĪeniem odbiorczej pĊtli indukcyjnej. Wytworzony w tej pĊtli sygnaá skáada siĊ z fali o czĊstotliwoĞci wytwarzanego strumienia magnetyczne70

go, zmodulowanej amplitudowo przez poáoĪenie gaáki ocznej. Sygnaá ten, po demodulacji, zawiera wáaĞciwą informacjĊ okoruchową (rys. 4.2). Zwraca uwagĊ fakt, Īe w przeciwieĔstwie do metody elektrycznej wykorzystującej naturalne wáasnoĞci dipolowe gaáki ocznej, metoda magnetyczna polega na wytworzeniu pewnego rodzaju „sztucznego Ğrodowiska”, w którym moĪliwy jest wygodny dobór szeregu parametrów, takich jak natĊĪenie i czĊstotliwoĞü strumienia magnetycznego w taki sposób, by uzyskaü optymalną jakoĞü otrzymywanego sygnaáu. a)

b)

E

~

generator

~H





Θ

detektor fazy






przestrzeĔ pomiarowa

Rys. 4.2. Pobieranie informacji okoruchowej metodą magnetyczną (metoda podwójnej indukcji – zwarte uzwojenie związane z gaáką oczną nie ma odprowadzeĔ sygnaáu, a jego poáoĪenie w polu magnetycznym powoduje zmianĊ indukcji wzajemnej pĊtli wytwarzających pole magnetyczne i jest reprezentowane przez przesuniĊcie fazy napiĊü na kondensatorach): a) zasada fizyczna; b) schemat ukáadu pomiarowego

Gáównym problemem ograniczającym stosowanie metody magnetycznej jest koniecznoĞü zapewnienia sztywnego mechanicznie poáączenia pĊtli odbiorczej z gaáką oczną. W zastosowaniach laboratoryjnych, wyáącznie w odniesieniu do zwierząt doĞwiadczalnych, stosuje siĊ operacyjną implantacjĊ uprzednio skalibrowanej pĊtli indukcyjnej wokóá gaáki ocznej. Odprowadzenia o odpowiedniej giĊtkoĞci przeprowadzane są przez skórĊ zwierzĊcia. PĊtla zawierająca kilka zwojów cienkiego przewodu obrasta tkanką áączną i nie krĊpuje ruchów gaáki ocznej w oczodole. Mimo to, ewentualne zastosowania kliniczne metody magnetycznej wymagają daleko idącej redukcji jej inwazyjnoĞci. Prowadzone byáy próby polegające na zastosowaniu pĊtli indukcyjnych zespolonych z soczewką kontaktową, co jednak w praktyce staáo siĊ Ĩródáem 7










kolejnych problemów. Są one związane z koniecznoĞcią odprowadzenia sygnaáu oraz poĞlizgami soczewki wzglĊdem gaáki ocznej, towarzyszącymi szczególnie znacznym przyspieszeniom kątowym gaáki ocznej przy zamkniĊtych powiekach. Obecnie prowadzone badania koncentrują siĊ w aspekcie technicznym na próbach zastosowania bezprzewodowej transmisji sygnaáu z pĊtli zespolonej z soczewką, natomiast w aspekcie medycznym – na poszukiwaniu nieszkodliwych i niedraĪniących substancji przeciwpoĞlizgowych. Znaczna liczba prac publikowanych w tym zakresie Ğwiadczy o duĪych nadziejach wiązanych nadal z moĪliwoĞcią klinicznych zastosowaĔ metody magnetycznej. Metoda magnetyczna rejestracji ruchu i poáoĪenia gaáki ocznej charakteryzuje siĊ szeregiem zalet, takich jak moĪliwoĞü pobierania informacji okoruchowej przy zamkniĊtych powiekach, oraz wygodnie duĪa wartoĞü uzyskiwanego sygnaáu okoruchowego. Odbiór i transmisja sygnaáu okoruchowego w postaci fali o znacznej czĊstotliwoĞci zmodulowanej amplitudowo sprzyjają utrzymaniu korzystnej wartoĞci stosunku sygnaáu do zakáóceĔ, przy czym nie jest konieczne ograniczanie pasma transmisji sygnaáu. Odwzorowanie poáoĪenia i przemieszczenia gaáki ocznej w sygnale okoruchowym jest, w opisywanej tu metodzie, jednoznaczne i pozbawione wpáywu czynników zewnĊtrznych. Dla kierunków osi optycznej oka E prostopadáych do kierunku linii siá pola magnetycznego H (maáe wartoĞci Q) mogą jednak wystĊpowaü znaczne niedokáadnoĞci pomiaru poáoĪenia gaáki ocznej – przekraczające o. Warto dodaü, Īe kalibracjĊ pĊtli indukcyjnej wykonuje siĊ jednokrotnie przed jej implantacją. Przy zastosowaniu omawianej tu metody moĪliwa jest rejestracja ruchu gaáki ocznej w kilku stopniach swobody (w szczególnoĞci – trzech, wzajemnie prostopadáych). Wymaga to jedynie wytworzenia odpowiednio skierowanych strumieni magnetycznych o róĪnych czĊstotliwoĞciach pola. Przy zastosowaniu metody magnetycznej moĪliwa jest takĪe rejestracja ruchu gaáki ocznej w dowolnym ukáadzie odniesienia (w metodzie elektrycznej ukáadem odniesienia byá zawsze oczodóá). UmoĪliwia to np. ustalenie kierunku spojrzenia, niezaleĪnie od tego, czy jest on wynikiem ruchu gaáki ocznej, czy ruchu gáowy. W laboratoriach stosowane są niekiedy ukáady odniesienia wirujące wraz z badanym zwierzĊciem (pobudzenie rotacyjne sinusoidalne), a takĪe niezaleĪna rejestracja poáoĪenia gaáki ocznej i gáowy (równieĪ zaopatrzonej w pĊtlĊ indukcyjną).

4..3. Metoda fotoelektryczna Zasada fizyczna metody fotoelektrycznej polega na pomiarze efektów odbicia Ğwiatáa w ukáadzie optycznym oka. NajwczeĞniej stosowana metoda polegaáa na pomiarze tzw. refleksu rogówkowego i wykorzystywaáa Ğwiatáo widzialne. Mimo niezbyt duĪej precyzji i wymagania ustalonej pozycji gáowy jest ona uĪywana do dziĞ, takĪe w powszechnie dostĊpnych prostych systemach sterowania. Kolejna opracowana metoda wymaga wyliczenia róĪnicy kąta tzw. pierwszego refleksu Purkinjego i czwartego refleksu Purkinjego, bĊdących odbiciami odpowiednio skierowanej wiązki Ğwiatáa w ukáadzie optycznym oka. JednakĪe obok znacznej komplikacji obliczeĔ, Ĩródáem po72







waĪnych problemów w tej metodzie byáa znaczna dysproporcja obu refleksów – natĊĪenie Ğwiatáa refleksu czwartego wynosi ok. % wartoĞci natĊĪenia refleksu pierwszego. Zaletą metody fotoelektrycznej okazaáa siĊ natomiast, uzyskana dziĊki jej zastosowaniu, swoboda ruchów gáowy. Dalsze usprawnienie polega na zastąpieniu refleksów „naturalnych” – „sztucznymi”, poprzez zastosowanie soczewek kontaktowych zespolonych ze zwierciadáami. Oprócz znacznego zwiĊkszenia dokáadnoĞci uzyskano w ten sposób moĪliwoĞü rejestracji ruchu gaáki ocznej w trzech stopniach swobody, dziĊki stosowaniu dwu zwierciadeá w páaszczyznach wzajemnie prostopadáych. Jest to najdokáadniejsza ze znanych metod, jednak nie doczekaáa siĊ ona klinicznych zastosowaĔ z powodu problemów stwarzanych przez draĪniące wáasnoĞci soczewek kontaktowych i ich poĞlizgi po powierzchni gaáki ocznej. Powszechne, nie tylko kliniczne uznanie zyskaáa natomiast metoda wykorzystująca zjawisko odbicia promieniowania podczerwonego przez tĊczówkĊ (iris). Stosowane są dwa oĞwietlacze typu LED (ang. light emitting diode) oĞwietlające tĊczówkĊ symetrycznie po obu stronach osi optycznej patrzenia na wprost w páaszczyĨnie poziomej i odpowiednio dwa fotoelementy rejestrujące intensywnoĞü promieniowania odbitego. Wobec duĪego kontrastu na zewnĊtrznym obrzeĪu tĊczówki (tĊczówka jest ciemna, twardówka (sclera) – jasna) rejestrowana intensywnoĞü promieniowania odbitego jest funkcją kąta obrotu gaáki ocznej. Istotną zaletą tej metody jest moĪliwoĞü stosowania dwóch zaledwie receptorów promieniowania (lub czterech dla rejestracji dwuwymiarowej), zamiast drogich matryc fotoelementów lub przetworników CCD (ang. charge coupled device), przy zachowaniu dokáadnoĞci rejestracji porównywalnej z metodami opartymi na refleksach Purkinjego (rys. 4.3). detektor IR

tĊczówka

detektor IR

granice stref oĞwietlenia




oĞwietlacz LED-IR

Θ

oĞwietlacz LED-IR

Rys. 4.3. Fotoelektryczna metoda akwizycji informacji okoruchowej z uĪyciem promieniowania podczerwonego: a) zasada pomiaru; b) sposób oĞwietlenia tĊczówki

Jako podstawowa wada metody fotoelektrycznej wymieniane jest ograniczenie jej zastosowaĔ do badaĔ oczu otwartych. W przypadku koniecznoĞci Ğledzenia spontanicznych ruchów gaáek ocznych (oczopląsów) stanowi to utrudnienie, gdyĪ pacjent 73










moĪe mimowolnie zatrzymywaü wzrok na widzianych przedmiotach i znieksztaácaü wyniki pomiaru. Fiksacja moĪe byü w tej sytuacji ograniczana jedynie przez caákowite zaciemnienie pomieszczenia i prowadzenie pomiaru przy wykorzystaniu promieniowania podczerwonego. Inną wadą, eliminującą metodĊ fotoelektryczną z powszechnego uĪycia, jest znaczny koszt matryc uĪywanych fotoelementów (nie dotyczy to metody wykorzystującej proporcje odbiü), zwáaszcza w przypadku, gdy Īądane są duĪe dokáadnoĞci pomiaru. Zastosowanie matryc CCD uĪywanych standardowo w kamerach zmniejsza nieco koszty, obniĪając jednak zakres moĪliwych do zarejestrowania czĊstotliwoĞci, matryce te są bowiem przystosowane do odczytu z czĊstotliwoĞciami 50–60 Hz typowymi w zastosowaniach telewizyjnych. Do wad naleĪy równieĪ brak moĪliwoĞci akwizycji sygnaáu ruchu gaáki ocznej za zamkniĊtą powieką, a wiĊc podczas snu fizjologicznego. Podstawową zaletą metody fotoelektrycznej jest natomiast moĪliwa do uzyskania duĪa dokáadnoĞü odwzorowania ruchu gaáki ocznej w peánym zakresie czĊstotliwoĞci w trzech stopniach swobody. Metoda wykorzystująca promieniowanie podczerwone charakteryzuje siĊ dokáadnoĞcią i kosztem porównywalnym z elektrookulografią, przy zdecydowanie mniejszej wraĪliwoĞci na zakáócenia sygnaáu. W praktyce klinicznej czĊste jest stosowanie wymienne tych metod, przy czym elektrookulografia stosowana jest tylko do badaĔ przy oczach zamkniĊtych. Inną zaletą metody fotoelektrycznej jest jej nieinwazyjnoĞü, co predestynuje ją do zastosowaĔ naukowych, klinicznych oraz do wykorzystania w systemach sterowania. Sygnaá otrzymywany w metodzie fotoelektrycznej zaleĪny jest od rodzaju stosowanego fotodetektora, a w przypadku matryc – takĪe od algorytmu ich odczytu. Znane są zjawiska szkodliwego dryftu temperaturowego fotoelementów oraz przekáamaĔ wynikających z przypadkowych rejestracji refleksów pochodzących spoza ukáadu optycznego badanej gaáki ocznej. WraĪliwoĞü na zakáócenia pochodzenia fizjologicznego jest jednak we wszystkich odmianach metody fotoelektrycznej niewielka, gdyĪ podlegający rejestracji i analizie przebieg elektryczny nie jest, w tej metodzie, sygnaáem pochodzenia biologicznego.

4..4. Metoda wizyjna

Metoda wizyjna funkcjonuje w oparciu o obserwacjĊ gaáki ocznej za pomocą kamery wizyjnej (videookulografia). Tor akwizycji informacji okoruchowej metodą wizyjną skáada siĊ z kamery CCD o odpowiednio dostosowanej optyce, opcjonalnego rejestratora sygnaáu analogowego wizji (magnetowidu), ukáadu konwersji analogowo-cyfrowej i pamiĊci do magazynowania sekwencji obrazów w postaci cyfrowej oraz oprogramowania do analizy sekwencji obrazów w celu okreĞlania pozycji gaáki ocznej (rys. 4.4). Obserwacja moĪe byü dokonywana zarówno w Ğwietle widzialnym jak i – po zastosowaniu odpowiedniego sprzĊtu – w promieniowaniu podczerwonym. Obserwacja z zasady wykonywana jest przy oczach otwartych, jednakĪe w przypadku uĪywania promieniowania podczerwonego i Ğwiatáoszczelnej maski moĪliwe jest – równieĪ w tej metodzie – wyeliminowanie fiksacji wzroku. Przy zastosowaniu takiej maski moĪliwa jest takĪe stymulacja optokinetyczna za pomocą miniaturowego monitora. 74

Pierwsze obserwacje gaáki ocznej za pomocą kamery sáuĪyáy okreĞleniu rozmiarów Ĩrenicy (pupilometria) i badaniu procesu akomodacji. Rozwój technicznych moĪliwoĞci rejestracji i cyfrowej analizy sekwencji obrazów doprowadziá do powstania wizyjnych metod akwizycji informacji okoruchowej w dwóch oraz trzech stopniach swobody. Zaznaczyü naleĪy, iĪ modyfikacje metody wizyjnej, polegają gáównie na stosowaniu róĪnej prĊdkoĞci odczytu matrycy CCD oraz opierają siĊ na stosowaniu istotnie róĪnych algorytmów do przetwarzania sekwencji obrazów na informacjĊ okoruchową.

binaryzacja obrazu

y

wyznaczanie „Ğrodka ciĊĪkoĞci” obrazu gaáki ocznej

x





zapamiĊtanie wspóárzĊdnych „Ğrodka ciĊĪkoĞci” X oraz Y

x

t



Rys. 4.4. Tor akwizycji informacji okoruchowej metodą wizyjną (wideookulografia)




Podstawową wadą metody wizyjnej jest znaczny koszt uĪywanej aparatury – zdecydowanie najwiĊkszy ze wszystkich metod pozyskiwania informacji okoruchowej – przy braku znaczącej poprawy parametrów jakoĞciowych pomiaru, takich jak dokáadnoĞü czy zakres prĊdkoĞci kątowych. Zastosowanie typowej kamery CCD jako sensora wejĞciowego prowadzi do powstania bardzo duĪego strumienia informacji (dla matrycy o rozmiarach 768 × 52 pikseli i czĊstotliwoĞci 50 póáobrazów na sekundĊ – 79 Mbit/s), który naleĪy przetworzyü na postaü cyfrową (pasmo 5 MHz) i zapamiĊtaü, a nastĊpnie przetworzyü i zanalizowaü. Wymienione parametry przekazywanego obrazu, zgodne m.in. ze standardem PAL, umoĪliwiają wyliczenie zakresu prĊdkoĞci kątowej i dokáadnoĞci odwzorowania pozycji gaáki ocznej. Zakáadając rejestracjĊ ruchu gaáki ocznej w zakresie 30o od poáoĪenia Ğrodkowego otrzymujemy nastĊpujące wartoĞci: – dokáadnoĞü odwzorowania pozycji gaáki ocznej w páaszczyĨnie poziomej jest równa 0,08o w sąsiedztwie poáoĪenia Ğrodkowego i spada do ok 0,09o na skrajach zakresu rejestracji; – dokáadnoĞü odwzorowania pozycji gaáki ocznej w páaszczyĨnie pionowej jest równa 0,2o w sąsiedztwie poáoĪenia Ğrodkowego i spada do ok 0,4o na skrajach zakresu rejestracji; – maksymalna moĪliwa do zarejestrowania prĊdkoĞü ruchu gaáki ocznej wynika z czĊstotliwoĞci odczytu matrycy CCD (otrzymywania peánego obrazu) wynoszącej 25 Hz. 75










UĪycie zwykáej kamery CCD zapewnia rejestracjĊ prĊdkoĞci kątowych do 2 o/s – rejestrowaniu wyĪszych prĊdkoĞci ruchu gaáki ocznej towarzyszy spadek dokáadnoĞci odwzorowania pozycji spowodowany znanym z fotografii „efektem poruszenia”. Rejestracja znacznych prĊdkoĞci ruchu gaáki ocznej bez jednoczesnej utraty dokáadnoĞci wymaga uĪycia kamery wyposaĪonej w migawkĊ (ang. shutter), której czas otwarcia determinuje granicĊ dokáadnej rejestracji. Przykáadowo, przy czasie otwarcia równym /000 s, maksymalna prĊdkoĞü kątowa ruchu gaáki ocznej rejestrowana bez strat dokáadnoĞci wynosi ok. 80 o/s. PowaĪnym ograniczeniem wykluczającym stosowanie ultraszybkich migawek jest koniecznoĞü zwiĊkszania czuáoĞci matryc CCD proporcjonalnie do skracania czasu ich naĞwietlania. Warto zauwaĪyü, Īe matryca CCD zaopatrzona w migawkĊ jest odmianą ukáadu próbkująco-pamiĊtającego. Rejestracja ruchu gaáki ocznej w zakresie widmowym bliskiej podczerwieni (niewidzialnym juĪ dla czáowieka) moĪe byü z powodzeniem wykonana standardową kamerą CCD. Nawet kamery monochromatyczne charakteryzują siĊ wystarczającą czuáoĞcią dla takiego Ğwiatáa. Innym rozwiązaniem zmierzającym do rejestracji i przetwarzania peánego zakresu prĊdkoĞci gaáki ocznej jest zwiĊkszenie czĊstotliwoĞci odczytu matrycy CCD do okoáo 200 póáobrazów na sekundĊ, co jest jednak bardzo kosztowne i powoduje dalszy wzrost strumienia informacji. Niektóre z metod zakáadają wstĊpną redukcjĊ strumienia informacji przez odczyt matrycy CCD (kamery) z czĊstotliwoĞcią 2–3 póáobrazów na sekundĊ, przy jednoczesnej akceptacji ograniczenia rejestrowanego zakresu prĊdkoĞci gaáki ocznej. Innym sposobem ograniczenia objĊtoĞci informacji wizyjnej jest redukcja rozmiarów matrycy CCD do wielkoĞci 90 × 244 piksele, czego nastĊpstwem jest jednak obniĪenie dokáadnoĞci lokalizacji geometrycznej gaáki ocznej. Dalsza redukcja objĊtoĞci informacji wizyjnej moĪe byü dokonana poprzez ograniczenie iloĞci rozróĪnianych poziomów szaroĞci do 4. Nawet przy zastosowaniu sprzĊtu oraz algorytmów zoptymalizowanych pod wzglĊdem prĊdkoĞci dziaáania uzyskano czas analizy informacji okoruchowej rzĊdu 0,5 s/póáobraz. Jest to wartoĞü ok. 25-krotnie przekraczająca limit czasowy wymagany do analizy sygnaáu na bieĪąco (ang. on-line). Omawiana metoda nie nadaje siĊ wiĊc do wykorzystania w procesie sterowania wymagającym bieĪącego przetwarzania informacji. Niewątpliwą zaletą metody wizyjnej jest jej nieinwazyjnoĞü. Niektórzy konstruktorzy proponują wprawdzie uĪywanie takĪe i w tej metodzie soczewek kontaktowych, wiĊkszoĞü jednak poprzestaje na analizie obrazów naturalnych refleksów pochodzących od ukáadu optycznego oka lub Ğrodka ciĊĪkoĞci czy teĪ konturu tĊczówki. Inną, waĪną zaletą tej metody jest moĪliwoĞü eliminacji efektów fiksacji wzroku dziĊki stosowaniu podczerwieni i masek Ğwiatáoszczelnych, które dodatkowo umoĪliwiają optokinetyczną stymulacjĊ oczopląsu. WĞród zalet metody wizyjnej wymieniü jeszcze naleĪy niewraĪliwoĞü otrzymywanego sygnaáu (który wáaĞciwiej byáoby nazywaü strumieniem informacji) na zakáócenia oraz áatwoĞü jego przechowywania w postaci analogowej (magnetowid – przynajmniej dopóki czĊstoĞü odĞwieĪania obrazu jest standardowa) i cyfrowej (dysk magnetyczny lub magnetooptyczny). 76

Wizyjna metoda analizy ruchu gaáki ocznej ma szereg zalet (m.in. jako jedyna áączy cechĊ nieinwazyjnoĞci z moĪliwoĞcią analizy ruchów w trzech stopniach swobody) i pomimo faktu, Īe wymaga znacznych nakáadów obliczeniowych, a co za tym idzie – kosztów, jest metodą ostatnio najefektywniej rozwijaną. Maáa podatnoĞü na zakáócenia, a w konsekwencji duĪa wiarygodnoĞü informacji okoruchowej w poáączeniu z nieinwazyjnoĞcią jest przyczyną, dla której metoda wizyjna bywa coraz czĊĞciej stosowana w praktyce klinicznej. Jej znaczny jak dotychczas koszt – stanowiący gáówną barierĊ w wielu zastosowaniach – jest w znacznej mierze podyktowany wysokimi wymaganiami sprzĊtowymi i powinien ulec redukcji wraz z postĊpem technologii elektronicznej. Warto zauwaĪyü fakt, iĪ opisana metoda wizyjnej akwizycji i analizy ruchu gaáki ocznej jest szczególnym przypadkiem stosowanej w wielu dziedzinach analizy ruchu prowadzonej w oparciu o sekwencjĊ próbek w postaci obrazów kontrolowanego obiektu.



4..5. PojĊcie sygnaáu okoruchowego








Zestawienie najczĊĞciej spotykanych rodzajów ruchów gaáki ocznej w aspekcie technicznym, tj. bez wchodzenia w fizjologiczne mechanizmy ich powstawania, a nastĊpnie zestawienie metod Ğledzenia pozycji i parametrów ruchu gaáki ocznej, prowadzą do wniosku, iĪ pojĊcie sygnaá okoruchowy obejmuje w istocie caáy szereg sygnaáów o róĪnych wáasnoĞciach. Są one ĞciĞle zaleĪne od zastosowanej metody akwizycji pozycji oka i charakteryzują siĊ róĪną wiernoĞcią i wiarygodnoĞcią zawartych w nich informacji okoruchowych. Z punktu widzenia zastosowaĔ sygnaáu okoruchowego pewne cechy tego sygnaáu oraz pewne fragmenty ruchu gaáki ocznej stają siĊ szczególnie istotne. Wobec tego, ogólnie pojĊty sygnaá okoruchowy moĪe byü w konkretnych zastosowaniach scharakteryzowany kilkoma zaledwie parametrami, wynikającymi przede wszystkim z fizjologicznych uwarunkowaĔ ruchu gaáki ocznej. Pozostaáe parametry sygnaáu, w tym wszystkie wielkoĞci „elektryczne” jak napiĊcie, impedancja Ĩródáa, zakres czĊstotliwoĞci sygnaáu itp., są wáaĞciwe dla zastosowanych metod akwizycji, a nie dla sygnaáu jako takiego. Bogaty wachlarz stosowanych metod akwizycji wymaga wprawdzie odmiennego potraktowania wáasnoĞci sygnaáu w kaĪdej metodzie, pozwala jednak znacznie bardziej elastycznie dopasowaü sposób pobrania informacji okoruchowej do celu, w jakim zostanie ona wykorzystana w konkretnym zastosowaniu.

4.2. Diagnostyczne zastosowania sygnaáu okoruchowego 4.2.. Przegląd zastosowaĔ sygnaáu okoruchowego Przyczyny przyjmowania okreĞlonych pozycji przez gaákĊ oczną są bardzo zróĪnicowane. W przewaĪającej wiĊkszoĞci przypadków dominującym czynnikiem jest Ğwiadomy proces Ğledzenia wzrokowego. Niektóre z ruchów gaáki ocznej wymykają siĊ jednak spod kontroli ĞwiadomoĞci (oczopląsy) i w szczególnych warunkach bywają 77

reprezentatywne dla stanu czynnoĞciowego innych narządów (np. narządu równowagi). DziĊki temu, zainteresowanie rejestracją i analizą sygnaáu okoruchowego okazuje wiele dziedzin nauki, medycyny i techniki. WĞród zastosowaĔ sygnaáu okoruchowego, wymieniü naleĪy: – badania naukowe w szerokim zakresie dyscyplin, – diagnostykĊ medyczną, – automatykĊ i sterowanie. Dalsza czĊĞü tego paragrafu jest krótkim przeglądem ukazującym róĪnorodnoĞü sposobów wykorzystania sygnaáu okoruchowego. Zestawienie to nie pretenduje do tego, by byü próbą wyczerpania listy wszystkich moĪliwych zastosowaĔ. Badania naukowe



Za pomocą sygnaáu okoruchowego prowadzone są prace badawcze w nastĊpujących dziedzinach:








– badanie anatomii i fizjologii ukáadu równowagi; – badanie udziaáu poszczególnych oĞrodków receptorów równowagi; – badanie procesu habituacji – przebieg przyzwyczajania do przyspieszeĔ kątowych w páaszczyznach pionowej i poziomej; – badanie zdolnoĞci koncentracji uwagi – rejestracja Ğledzenia wzrokowego w róĪnych warunkach, pod wpáywem alkoholu, Ğrodków farmakologicznych, zmĊczenia, oĞwietlenia itp.; – badania nad ruchem gaáek ocznych w poszczególnych fazach snu; – badanie wpáywów otoczenia na dokáadnoĞü Ğledzenia wzrokowego – np. wpáywu reklam przydroĪnych na bezpieczeĔstwo prowadzenia pojazdu, ergonomii tablic rozdzielczych w centrach sterowania itp. Diagnostyka medyczna

W celach diagnostycznych rejestruje siĊ sygnaá okoruchowy w nastĊpujących typach badaĔ medycznych: – badanie stanu i okreĞlanie przyczyn zaburzeĔ funkcjonowania ukáadu równowagi przez wywoáywanie oczopląsów metodą kaloryczną, rotacyjną bądĨ optokinetyczną i porównywanie ich symetrii; – badanie odpornoĞci organizmu na trudne warunki pracy związane z duĪymi lub rytmicznymi przyspieszeniami (kosmonauci, lotnicy, marynarze, tancerze); – badanie refleksu – szybkoĞci i przebiegu czasowego reakcji gaáki ocznej na wymuszenie (np. báyskowe) skierowane kątowo do poprzedniej osi fiksacji oczu; – jako element skáadowy polisomnografii do wyznaczenia czasu trwania fazy snu aktywnego REM (ang. rapid eye movements). 78

Automatyka i sterowanie Za pomocą odbioru i odpowiedniej interpretacji sygnaáu okoruchowego moĪna realizowaü wybrane zadania automatyki i sterowania. Są to miĊdzy innymi: – sterowanie rakiet samonaprowadzających poprzez odczyt i analizĊ pozycji gaáki ocznej strzelca w momencie odpalenia; – wybór obiektu w obrĊbie kadru, na który skierowana jest oĞ optyczna gaáki ocznej fotografującego, w celu automatycznego ustawienia ostroĞci przez aparat fotograficzny (np. Canon 50E, Canon 5E); – sterowanie robotem obsáugującym osobĊ niepeánosprawną lub czĊĞciowo sparaliĪowaną za pomocą systemu wyĞwietlanego menu poleceĔ i odczytu poáoĪenia gaáki ocznej uĪytkownika;



– poruszanie kursora na ekranie monitora komputerowego (tzw. „mysz optyczna”) – pozwala przemieszczaü kursor bez angaĪowania dáoni operatora, co zwiĊksza szybkoĞü, komfort i efektywnoĞü pracy.



4.2.2. Zastosowanie elektronystagmografii do diagnostyki narządu równowagi

– – – –






SpoĞród wymienionych w podrozdziale 4.2.. sposobów wykorzystania sygnaáu okoruchowego interesujące z punktu widzenia lekarza klinicysty jest badanie stanu i okreĞlanie przyczyn zaburzeĔ funkcjonowania ukáadu równowagi (rys. 4.5) przez wywoáywanie oczopląsów i porównywania ich parametrów. Wedáug obecnego stanu wiedzy lekarskiej stymulacja fizjologiczna lub sztuczna choüby jednego z trzech podstawowych oĞrodków równowagi doprowadza do záoĪonych reakcji organizmu, wyraĪających siĊ: zawrotami gáowy, oczopląsem, zaburzeniami równowagi statycznej i dynamicznej, objawami wegetatywnymi.

Proporcje wystĊpowania wymienionych zjawisk są uzaleĪnione przede wszystkim od sposobu stymulacji oraz fizjologicznej sprawnoĞci narządu przedsionkowego, narządu wzroku i czucia proprioceptywnego. NajczĊstszym objawem zakáóceĔ równowagi jest oczopląs, który choü nie jest jedyną odpowiedzią na zadany bodziec, zawiera wiele cennych informacji diagnostycznych pozwalających na obiektywną ocenĊ reakcji ukáadu równowagi, a przez to – jego stanu klinicznego. Przez oczopląs rozumiane są poziome, pionowe lub elipsoidalne ruchy gaáek ocznych. Podstawową cechą klasycznego oczopląsu jest wystĊpowanie w tym zjawisku faz: szybkiej i wolnej, rozróĪnialnych na podstawie prĊdkoĞci kątowej ruchu gaáki ocznej. Przedmiotem badaĔ jest kilkanaĞcie rodzajów oczopląsów rozróĪnianych w oparciu o przyczyny powstawania. 79

W praktyce klinicznej do diagnostyki narządu równowagi wykorzystuje siĊ trzy oczopląsy: ) przedsionkowy poobrotowy, 2) przedsionkowy postkaloryczny, 3) optokinetyczny. 4



Oznaczenia:

3

. Musculus obliquus superior 2. Musculus rectus medialis 3. Musculus rectus superior 4. Musculus obliquus inferior 5. Musculus rectus inferior 6. Musculus rectus lateralis 7. Nervus trochlearis 8. Nervus oculomotorius sinister 9. Nervus oculomotorius dexter 0. Nervus abducens . Nucleus nervi III 2. Nucleus nervi IV 3. Pedunculus cerebellaris superior 4. Fasciculus logitudinalis medialis 5. Nucleus nervi VI 6. Nucleus vestibularis superior 7. Nucleus vestibularis medialis 8. Ganglion vestibulare 9. Canalis semicircularis anterior 20. Canalis semicircularis lateralis 2. Canalis semicircularis posterior

2 6



5

7








8

9

0



2 3 4 5

6

9

8

20

7

2

Rys. 4.5. Budowa anatomiczna sprzĊĪeĔ ukáadu okoruchowego i ukáadu równowagi

Wywoáywanie oczopląsu poobrotowego jest najbardziej zbliĪone do fizjologicznych warunków pracy ukáadu równowagi. Na skutek wystĊpujących w ruchu obrotowym przyspieszeĔ nastĊpuje przemieszczanie siĊ endolimfy zawartej w trzech wzajemnie prostopadáych kanaáach póákolistych báĊdnika (rys. 4.6), związane z jej bezwáadnoĞcią (tzw. limfokineza). 80

przewód póákolisty przedni

a) worek

endolimfatyczny

a ia n zen dnika r j o p áĊ oĞ s emat b sch

przewód póákolisty tylny

przewód póákolisty boczny áagie

wka

przewód áączący

ek



KC

zwój spiralny Ğlimaka

M



H




b)

ecz



wor

Nu

Oznaczenia: KC H NC N NE2 Nu M

– – – – – – –

kinocilium stereocilia kielich nerwowy wáókno nerwowe zakoĔczenie nerwu eferentnego jądro komórkowe mitochondria

NC NE2

N Rys. 4.6. Szczegóáy anatomiczne narządu przedsionkowego: a) budowa anatomiczna báĊdnika; b) budowa komórki nabáonka zmysáowego przedsionka

8










PrĊdkoĞü ruchu endolimfy reprezentuje wartoĞü doznanego przyspieszenia, a proporcje prĊdkoĞci w trzech kanaáach – jego kierunek. Wewnątrz kanaáów póákolistych znajdują siĊ rzĊski nabáonka zmysáowego (stereocilia) (rys. 4.6), których wychylenia – powodowane ruchem endolimfy – powodują pobudzanie lub hamowanie aktywnoĞci bioelektrycznej kanaáów, co wyraĪa siĊ wzrostem lub spadkiem czĊstotliwoĞci impulsacji wáókien nerwu przedsionkowego. Informacja o doznanym przyspieszeniu jest przetwarzana w móĪdĪku na sygnaáy sterujące miĊĞniami poruszającymi gaáką oczną (sygnaáy okulomotoryczne) w taki sposób, aby zapewniü niezmiennoĞü osi optycznej patrzenia. Zjawisko to umoĪliwia np. zatrzymanie wzroku na nieruchomym celu podczas obrotu gáowy. WystĊpuje ono nawet w przypadku braku postrzeganego celu (tj. przy zamkniĊtych oczach), co dowodzi iĪ przyczyną ruchu gaáek ocznych jest bodziec pochodzenia báĊdnikowego. Ruch „Ğledzenia” tworzy fazĊ wolną oczopląsu. Wobec ograniczonego zakresu ruchu gaáki ocznej w oczodole (zwykle ok. 90o), naprzemian z opisanymi wyĪej ruchami „Ğledzenia” muszą wystĊpowaü tzw. ruchy kompensacyjne, przemieszczające gaákĊ oczną w kierunku przeciwnym. Ruchy te tworzą fazĊ szybką oczopląsu. PrĊdkoĞü kątowa ruchu gaáki ocznej zaleĪy od doznawanego przyspieszenia wyáącznie w fazie wolnej (bodziec báĊdnikowy), natomiast w fazie szybkiej jest staáa. Dla celów diagnostycznych stosuje siĊ przyspieszenia chwilowe (nagáa zmiana prĊdkoĞci obrotowej) i sinusoidalne. Fotel obrotowy przewaĪnie umieszczany jest w ciemni w celu eliminacji efektu fiksacji wzroku, a zatem ograniczenia wpáywu bodĨców okoruchowych pochodzenia pozabáĊdnikowego. Wadą metody obrotowej jest poddawanie obu báĊdników takim samym przyspieszeniom, co wynika ze sztywnoĞci ich mechanicznego poáączenia przez koĞci czaszki. Wobec powyĪszego metoda ta nie umoĪliwia precyzyjnej lokalizacji Ĩródáa zaburzeĔ równowagi. Kaloryczna (cieplna) metoda wywoáywania oczopląsu polega na wprawianiu w ruch endolimfy w kanale póákolistym poziomym (w pozycji leĪącej pacjenta usytuowanym pionowo) poprzez poĞrednie miejscowe ogrzanie lub ocháodzenie. Konwekcyjny ruch endolimfy powoduje – podobnie jak w przypadku uĪycia przyspieszenia – reakcjĊ systemu nerwowego i ruch gaáek ocznych typu oczopląsu. Choü reakcja ta nie jest typowo fizjologiczna, jej powszechne wykorzystanie do diagnostyki ukáadu równowagi wynika z unikalnej moĪliwoĞci pobudzenia tylko jednego kanaáu. Pobudzenia kalorycznego dokonuje siĊ zazwyczaj poprzez wprowadzenie do przewodu sáuchowego wody o temperaturze róĪniącej siĊ od temperatury ciaáa. Powszechnie przyjĊtym w praktyce klinicznej testem ukáadu równowagi czáowieka jest tzw. próba cieplna Hallpike’a, uwaĪana za jedno z najlepszych kryteriów oceny narządu równowagi. Polega ona na podraĪnieniu ukáadu równowagi okreĞlonymi bodĨcami i rejestracji, a nastĊpnie analizie jego odpowiedzi. Próba ta pozwala okreĞliü jako Ĩródáo niesprawnoĞci obwodową lub oĞrodkową czĊĞü przedsionka, co ma istotne znaczenie dla leczenia pacjenta. 82

Powszechnie do draĪnienia báĊdnika stosuje siĊ wodĊ o temperaturze 30oC i 44oC, zwaną dalej „zimną” i „ciepáą”. Tak dobrane wartoĞci temperatur są wystarczająco odlegáe od Ğredniej temperatury ciaáa badanego, która wynosi 37oC, aby na skutek limfokinezy spowodowaü oczopląs. Oczopląs ten traktowany jest jako mierzalna reakcja badanego systemu. BezpoĞrednio po rozpoczĊciu pobudzenia cieplnego pojawia siĊ reakcja w postaci oczopląsu, której szczyt (maksimum amplitudy) przypada zazwyczaj ok. od 60 do 80 s póĨniej. W badaniach klinicznych stosowany jest zatem nastĊpujący protokóá badania: 30 s – pobudzenie (0,25 l wody), 30 s – przerwa, 30 s – rejestracja ruchu gaáek ocznych.










Taki protokóá badania pozwala uzyskaü za kaĪdym razem najwáaĞciwszy do diagnozy zapis na szczycie reakcji. Reakcja oczopląsowa na wlanie ciepáej wody do prawego ucha (lub zimnej wody do lewego ucha) jest nastĊpująca (rys. 4.7): wolny ruch gaáki ocznej w prawo, a nastĊpnie szybki ruch w lewo, okreĞlane odpowiednio jako faza wolna i szybka oczopląsu. Reakcja oczopląsowa na wlanie zimnej wody do prawego ucha (lub ciepáej wody do lewego ucha) jest przeciwna. W przypadku fizjologicznie prawidáowym prĊdkoĞü kątowa ruchu gaáki ocznej w fazie wolnej oczopląsu jest jednakowa we wszystkich czterech wymienionych przypadkach. Pojawienie siĊ asymetrii reakcji stanowi podstawową przesáankĊ diagnostyczną.

0 s

stymulacja kaloryczna

Rys. 4.7. Reakcja oczopląsowa podczas próby kalorycznej

Wedáug opisanego wyĪej schematu przeprowadzane są u kaĪdego pacjenta cztery tzw. próby kaloryczne, a nastĊpnie na podstawie analizy statystycznej zarejestrowanych sygnaáów, obliczane są dwa wspóáczynniki: ) CP (ang. canal parensis) okreĞlający symetriĊ pobudzenia báĊdników, 2) DP (ang. directional preponderance) okreĞlający przewagĊ kierunkową oczopląsu. 83

CP =

DP =

– – – – –

Vzl + Vcl + Vzp + Vcp

⋅00% ,

(Vzl + Vcp )− (Vzp + Vcl )⋅00%, Vzl + Vcl + Vzp + Vcp

szybkoĞü fazy wolnej w poszczególnych badaniach, zimna woda lewe ucho, zimna woda prawe ucho, ciepáa woda lewe ucho, ciepáa woda prawe ucho.



gdzie: V zl zp cl cp

(Vzl + Vcl ) − (Vzp + Vcp )




dla CP – 22%, dla DP – 28%.





Podane wzory, zaproponowane przez Jongkeesa, są biologiczną podstawą iloĞciowej oceny elektronystagmogramów. Warto zauwaĪyü, Īe wspóáczynnik CP w sposób istotny zaleĪy tylko od asymetrii reakcji oczopląsu na pobudzenia – z punktu widzenia kierunku pobudzeĔ (ucho prawe, ucho lewe), natomiast wspóáczynnik DP – tylko od asymetrii reakcji na pobudzenia – z punktu widzenia kierunku fazy wolnej oczopląsu (w prawo, w lewo). Z literatury przedmiotu wynika, Īe maksymalne, uwaĪane jeszcze za fizjologicznie prawidáowe, wartoĞci tych wspóáczynników wynoszą odpowiednio:

KaĪde istotne przekroczenie tych granic wskazuje na obecnoĞü patologii i stanowi podstawową informacjĊ, interesującą prowadzącego badania lekarza. UĪycie wody do irygacji ucha zewnĊtrznego nastrĊcza wiele trudnoĞci technicznych. Trudny jest dokáadny pomiar prĊdkoĞci strumienia wody oraz utrzymanie jej temperatury, wzrasta równieĪ ryzyko poraĪenia elektrycznego. PodjĊto wiĊc próby zastąpienia wody powietrzem w charakterze medium transportującego energiĊ cieplną. PoniewaĪ wymiana energetyczna pomiĊdzy powietrzem a tkanką jest znacznie mniej efektywna (na skutek niĪszego ciepáa wáaĞciwego powietrza), konieczne jest w tym przypadku uĪycie znacznie wiĊkszej objĊtoĞci powietrza o temperaturach bardziej odlegáych od temperatury ciaáa pacjenta. RównowaĪnikiem 30 sekundowej irygacji z uĪyciem 0,25 l wody o temperaturze 30oC (dla wody ciepáej 44oC) jest trwająca 60 s stymulacja powietrzem (8 litrów) o temperaturze 24oC (odpowiednio dla ciepáej wody 50oC). Fakt, Īe analiza oczopląsu podczas próby cieplnej Hallpike’a polega wyáącznie na obróbce geometrycznej (pomiar nachyleĔ linii, bĊdących miarą prĊdkoĞci), a póĨniej na analizie statystycznej wprowadzonych danych, szczególnie predestynuje ją do 84





przeprowadzenia za pomocą komputera oraz pozwala spodziewaü siĊ znacznych wynikających z tego korzyĞci. Mimo to, powszechnie spotyka siĊ jeszcze manualną metodĊ oceny elektronystagmogramów poprzez mierzenie amplitud linijką i kątów nachylenia wykresów faz wolnych – kątomierzem, nastĊpnie uĞrednianie i podstawianie do wzoru Jongkeesa. Metoda optokinetyczna wywoáywania oczopląsu jest stosowana jako badanie uzupeániające przy badaniu narządu równowagi. Polega ona na wytworzeniu szybko przesuwających siĊ obrazów przed oczami nieruchomego obserwatora. PoniewaĪ narząd wzroku wspóáuczestniczy w wytwarzaniu bodĨców równowagi, optokinezĊ moĪna uznaü za fizjologiczną stymulacjĊ narządu równowagi. Podczas tego rodzaju stymulacji ukáad wzrokowo-okulomotoryczny dąĪy do zatrzymania nieruchomych obrazów na siatkówce oka, oczywiĞcie w zakresie dopuszczalnego ruchu gaáki ocznej. Na skraju tego zakresu gaáka oczna zostaje skokowo przemieszczona w poáoĪenie przeciwne. Mamy wiĊc do czynienia z klasycznym oczopląsem, charakteryzującym siĊ wystĊpowaniem fazy wolnej i szybkiej. WystĊpuje on w wielu przypadkach podĞwiadomie, bez celowego patrzenia na przesuwające siĊ otoczenie, np. podczas jazdy Ğrodkami lokomocji. Badanie oczopląsu optokinetycznego pozwala takĪe stwierdziü niesprawnoĞci ukáadu okulomotorycznego jako ewentualnej przyczyny zaburzeĔ równowagi.



4.2.3. Parametry diagnostyczne elektronystagmogramu




W zaleĪnoĞci od zastosowanego bodĨca sygnaá okoruchowy moĪe nieĞü róĪnorodne informacje. NiemoĪliwe jest wiĊc utworzenie jednolitego systemu parametrów diagnostycznych dla elektronystagmografii. Przykáadowo wspóáczynniki CP i DP zaproponowane przez Jongkeesa mają sens kliniczny tylko w odniesieniu do prób kalorycznych. Analogicznie, pewne inne parametry elektronystagmogramu nabierają klinicznej istotnoĞci w przypadku prób obrotowych, jeszcze inne dla optokinezy. PoniĪsze zestawienie parametrów diagnostycznych moĪliwych do obliczenia na podstawie elektronystagmogramu jest zbiorem wielkoĞci najczĊĞciej uĪywanych w róĪnych próbach, przy czym jako kryterium selekcji przyjĊto przydatnoĞü w ocenie narządu równowagi. Parametry diagnostyczne oczopląsu dla pobudzeĔ rotacyjnych sinusoidalnych Parametrami diagnostycznymi typowymi dla oczopląsów wywoáanych rotacyjnym pobudzeniem sinusoidalnym są (rys. 4.8): ∆A – wspóáczynnik niedopasowania amplitudy, A – amplituda sinusoidy dopasowanej do pozycji skumulowanej fazy wolnej, Θ – przesuniĊcie fazy pomiĊdzy sinusoidą dopasowaną do pozycji skumulowanej fazy wolnej a pozycją stoáu rotacyjnego, H – znieksztaácenia harmoniczne wyraĪające rezonanse w ukáadzie okulomotorycznym. 85

pozycja stoáu rotacyjnego

o

0

sygnaá okoruchowy s(n)

pozycja skumulowana fazy wolnej

s

Θ

A





pozycja stoáu rotacyjnego



∆A

Rys. 4.8. Parametry diagnostyczne typowe dla oczopląsów wywoáanych rotacyjnym pobudzeniem sinusoidalnym




Parametry diagnostyczne oczopląsu dla pobudzeĔ rotacyjnych skokowych Na podstawie obliczanych z sygnaáu okoruchowego s(n) funkcji: VS (n) – prĊdkoĞci fazy wolnej, PS (n) – skumulowanej pozycji fazy wolnej, wyznaczane są parametry diagnostyczne typowe dla oczopląsów wywoáanych rotacyjnym pobudzeniem skokowym (rys. 4.9): mV, mP – wartoĞci maksymalne skumulowanej prĊdkoĞci i skumulowanej pozycji, tV, tP – czasy od zadania przyspieszenia do osiągniĊcia wartoĞci maksymalnych. Parametry diagnostyczne oczopląsu dla pobudzeĔ kalorycznych Parametrami diagnostycznymi oczopląsów wywoáanych pobudzeniem kalorycznym są (rys. 4.0): A – amplituda (wartoĞü Ğrednia i odchylenie standardowe oraz wartoĞü maksymalna), VS – prĊdkoĞü kątowa fazy wolnej oczopląsu, tR – czas trwania reakcji oczopląsu, t0 – czas utajenia reakcji, k – liczba wychyleĔ gaáek ocznych (czĊstotliwoĞü podstawowa oczopląsu). 86

sygnaá okoruchowy s(n)

s

skumulowana pozycja fazy wolnej Ps(n) tp

mp

prĊdkoĞü maksymalna fazy wolnej Vs(n) tv





mv



Rys. 4.9. Parametry diagnostyczne typowe dla oczopląsów wywoáanych rotacyjnym pobudzeniem skokowym

a)

oruchowy s(n)




sygnaá okoruchowy s(n)

0 ss 0

stymulacja kaloryczna stymulacja kaloryczna t0

tr

b)

Vs

A s

k=

k=2

k=3

k=4

itd.

Rys. 4.0. Parametry diagnostyczne typowe dla oczopląsów wywoáanych pobudzeniem kalorycznym: a) rejestracja odpowiedzi na bodziec kaloryczny; b) fragment zawierający trzy cykle oczopląsu

87

Parametry diagnostyczne oczopląsu dla pobudzeĔ optokinetycznych Parametrami diagnostycznymi typowymi dla oczopląsów wywoáanych optokinetycznie są (rys. 4.): τ – staáa czasowa odpowiedzi (prĊdkoĞü zanikania amplitudy oczopląsu po wyáączeniu przesuwających siĊ obrazów), DV – stosunek prĊdkoĞci pobudzenia (przesuwających siĊ obrazów) V0 do prĊdkoĞci kątowej fazy wolnej Vs w stanie ustalonym, s – nieliniowoĞü fazy wolnej w stanie ustalonym.



PowyĪsza lista nie wyczerpuje wszystkich informacji moĪliwych do uzyskania w wyniku analizy sygnaáu okoruchowego. Nie podano równieĪ metod klinicznej interpretacji poszczególnych parametrów – są one szeroko opisane w fachowej literaturze medycznej. a)

sygnaá okoruchowy

Vs

..... .....

b)

.. ..... .....

.....

.....

.

.... .....

.....

....




uchowy



V0



sygnaá ruchu obrazów (stymulacja optokinetyczna)

.....

.....

.

S

s

sygnaá okoruchowy

stan ustalony

.... .... .... .... .... .... .... .... .... .... .... .... .... .... .... .. τ

...........................................

chowy

s

Rys. 4.. Parametry diagnostyczne typowe dla oczopląsów wywoáanych pobudzeniem optokinetycznym (opis w tekĞcie): a) korelacja bodĨca i odpowiedzi okoruchowej; b) zanikanie oczopląsu po ustaniu bodĨca

88

4.3. Obróbka numeryczna sygnaáu okoruchowego 4.3.. ħródáa zakáóceĔ sygnaáu elektronystagmograficznego W celach klinicznej diagnostyki ukáadu równowagi stosuje siĊ przewaĪnie metodĊ elektryczną pozyskiwania sygnaáu okoruchowego. Sygnaá pozyskany za pomocą tej metody nazywany jest sygnaáem elektronystagmograficznym (w skrócie ENG). Zaletami elektronystagmografii w tym konkretnym zastosowaniu są:



– nieinwazyjnoĞü, – moĪliwoĞü rejestracji ruchu gaáek ocznych za zamkniĊtymi powiekami (nie ma koniecznoĞci stosowania ciemni), – niski koszt aparatury, – wystarczająca dokáadnoĞü.








ZbliĪonymi cechami charakteryzuje siĊ równieĪ metoda oparta na naturalnych refleksach ukáadu optycznego oka w promieniowaniu podczerwonym (dodatkowo jest ona znacznie odporniejsza na zakáócenia). Pomimo tego, na skutek koniecznoĞci stosowania ciemni w celu eliminacji fiksacji wzroku, metoda ta nie przyjĊáa siĊ w praktyce klinicznej. NajpowaĪniejszą wadą metody elektrycznej jest jej znaczna podatnoĞü na zakáócenia, których Ĩródáa rozproszone są w caáym praktycznie torze pozyskiwania sygnaáu (patrz rys. 2.). Jest to spowodowane przede wszystkim niską amplitudą pozyskiwanego sygnaáu, a takĪe wystĊpowaniem w sąsiedztwie lub w samej gaáce ocznej organów charakteryzujących siĊ aktywnoĞcią elektryczną w podobnym zakresie napiĊü i czĊstotliwoĞci. ħródáami zakáóceĔ są (por. rys. 4.2): – – – – – –

–

–

szumy ukáadów elektronicznych toru wzmocnienia; iskrzenie styków poáączeĔ komutowanych w obrĊbie aparatury; przydĨwiĊk sieci wynikający z niedostatecznej filtracji tĊtnieĔ zasilacza; przebiegi wolnozmienne związane z temperaturowymi zmianami wáasnoĞci elementów elektronicznych toru wzmocnienia; zakáócenia impulsowe i przydĨwiĊk sieci indukowane w doprowadzeniach elektrod i ciele pacjenta przez pole elektromagnetyczne z otoczenia; przebiegi wolnozmienne związane ze zjawiskami elektrolitycznymi wystĊpującymi na styku elektrod z naskórkiem oraz ze zmienną w czasie impedancją naskórka; przebiegi biologiczne wynikające z aktywnoĞci miĊĞni okoruchowych, miĊĞni powiek, miĊĞni twarzy, a takĪe elektroretinogramy, elektrokardiogramy oraz elektroencefalogramy nakáadające siĊ na sygnaá ENG; wahania potencjaáu rogówkowego w zaleĪnoĞci od natĊĪenia padającego Ğwiatáa i innych czynników zewnĊtrznych. 89

zakáócenia sieci energetycznej

fiksacja wzroku

fiksacja wzroku

mruganie powiekami

mruganie powiekami





nystagmoidalne(pozbawione (pozbawione cech oczopląsu) – "zakáócenia psychologiczne" ruchyruchy nystagmoidalne cech oczopląsu) – „zakáócenia psychologiczne”



wahania izolinii spowodowane záym záym kontaktem elektrod wahania izolinii spowodowane kontaktem elektrod




niepokój gaáek ocznych(bez (bez cech – "zakáócenia psychologiczne" niepokój gaáek ocznych cechoczopląsu) oczopląsu) – „zakáócenia psychologiczne”

s

Rys. 4.2. Przykáady zakáóceĔ sygnaáów okoruchowych

Wpáyw niektórych z wymienionych rodzajów zakáóceĔ moĪe zostaü ograniczony poprzez: – stosowanie niskoszumnej aparatury najwyĪszej jakoĞci, – stosowanie ekranów elektromagnetycznych, – odpowiednie przygotowanie naskórka w miejscu kontaktu elektrod. Są to obecnie czynnoĞci rutynowe przy rejestracji biopotencjaáów. Pozwalają one jednak na redukcjĊ wyáącznie zakáóceĔ pochodzenia „technicznego”. Zakáócenia elektronystagmogramu, których przyczyną jest aktywnoĞü organizmu spoza zakresu zainteresowaĔ diagnostyki ukáadu równowagi, mogą byü wprawdzie czĊĞciowo zminimalizowane poprzez staranny dobór warunków badania, jednakĪe sama natura tych zakáóceĔ nie pozostawia nadziei na ich caákowitą eliminacjĊ. 90

4.3.2. Metody filtracji sygnaáu elektronystagmograficznego i ich wpáyw na jakoĞü parametrów diagnostycznych Jak wspomniano, obróbka sygnaáu elektronystagmograficznego w celu pozyskania parametrów diagnostycznych moĪe byü przeprowadzona automatycznie za pomocą maszyny cyfrowej. Warunkiem poprawnoĞci tak prowadzonej analizy jest, aby sygnaá wejĞciowy byá moĪliwie najwierniejszą reprezentacją pozycji gaáki ocznej.



Konsekwencje wystĊpujących zakáóceĔ mogą byü nastĊpujące (rys. 4.3): – brak wpáywu na parametry diagnostyczne (maáy poziom zakáóceĔ), – brak wpáywu na parametry diagnostyczne (obliczanie parametrów diagnostycznych z wycinków sygnaáu uznanych za niezakáócone), – obniĪenie dokáadnoĞci parametrów diagnostycznych związane z drobnymi pomyákami interpretacji lub agresywną filtracją elektronystagmogramu, – utrata znaczenia diagnostycznego obliczanych parametrów związana z grubymi pomyákami interpretacji elektronystagmogramu.



s

parametry diagnostyczne: – prĊdkoĞü fazy wolnej V = 29 o/s – amplituda oczopląsu A = 5o




b)

parametry diagnostyczne: – prĊdkoĞü fazy wolnej V = 27 o/s – amplituda oczopląsu A = 4o



a)

fragment rozpoznany

c)

parametry diagnostyczne: – prĊdkoĞü fazy wolnej V = 22 o/s – amplituda oczopląsu A = o

czĊstotliwoĞü graniczna f = 5 Hz

d)

parametry diagnostyczne: – prĊdkoĞü fazy wolnej V = 75 o/s – amplituda oczopląsu A = 3o

Rys. 4.3. Konsekwencje wystĊpujących zakáóceĔ sygnaáu ENG: a) brak wpáywu na parametry diagnostyczne (maáy poziom zakáóceĔ); b) brak wpáywu na parametry diagnostyczne (obliczanie parametrów diagnostycznych z wycinków sygnaáu uznanych za niezakáócone – „rozpoznawanie” sygnaáu ENG); c) obniĪenie dokáadnoĞci parametrów diagnostycznych związane z drobnymi pomyákami interpretacji lub agresywną filtracją elektronystagmogramu; d) utrata znaczenia diagnostycznego obliczanych parametrów związana z grubymi pomyákami

9

Operacje mające na celu zmniejszenie wpáywu zakáóceĔ na analizowany sygnaá moĪna podzieliü na dwie grupy: ) modyfikacja pasma rejestrowanych czĊstotliwoĞci (filtracja), 2) wybór najmniej zakáóconych partii zapisu (rozpoznawanie).





Filtracja czĊstotliwoĞciowa rejestrowanego sygnaáu elektronystagmograficznego jest podstawową i powszechnie stosowaną metodą poprawy stosunku sygnaáu do zakáóceĔ. Wykorzystuje ona fakt znacznego odstĊpu czĊstotliwoĞci podstawowej sygnaáu okoruchowego (0,5–3 Hz) zarówno od zakáóceĔ sieciowych (50 Hz), jak i od zakáóceĔ wolnozmiennych (poniĪej 0, Hz). W zaleĪnoĞci od potrzeb stosuje siĊ filtry pasmowoprzepustowe o dolnej czĊstotliwoĞci odciĊcia rzĊdu 0,2 Hz i górnej – rzĊdu 5–25 Hz oraz nachyleniu charakterystyk 2–8 dB/oct. StopieĔ ingerencji filtracji w sygnaá jest zazwyczaj dobierany eksperymentalnie dla danych warunków rejestracji (pracowni) z punktu widzenia minimalizacji grubych pomyáek interpretacji (rys. 4.4).

b)

s






a)

c)

Rys. 4.4. Sygnaá elektronystagmograficzny filtrowany dolnoprzepustowo przy czĊstotliwoĞciach odciĊcia: a) 25 Hz; b) 2 Hz; c) 5 Hz. Agresywna filtracja prowadzi do minimalizacji grubych pomyáek interpretacji, lecz jednoczeĞnie jest przyczyną zaniku istotnych szczegóáów sygnaáu, a w konsekwencji utraty dokáadnoĞci parametrów diagnostycznych

92










Szczegóáowa analiza czĊstotliwoĞciowa sygnaáu elektronystagmograficznego prowadzi jednak do wniosku, Īe widmo jest skupione wokóá czĊstotliwoĞci podstawowej dla niewielkich dysproporcji prĊdkoĞci ruchu gaáki ocznej pomiĊdzy fazą wolną i szybką. W miarĊ wzrostu prĊdkoĞci fazy szybkiej widmo sygnaáu zawiera coraz wiĊcej skáadowych wysokoczĊstotliwoĞciowych o istotnej energii. Wykazano, Īe wierna reprezentacja wszystkich fizjologicznie spotykanych ruchów gaáki ocznej (w tym sakkad) zawiera czĊstotliwoĞci do ok. 70 Hz (przy czĊstotliwoĞci podstawowej oczopląsu rzĊdu –2 Hz). Dobór górnej czĊstotliwoĞci granicznej filtracji pasmowoprzepustowej jest wiĊc zwykle kompromisem pomiĊdzy czĊstoĞcią wystĊpowania grubych pomyáek interpretacji a dopuszczalnymi znieksztaáceniami sygnaáu, spowodowanymi pozbawieniem go skáadowych wysokoczĊstotliwoĞciowych. Znieksztaácenia te są przyczyną niedokáadnoĞci obliczeĔ parametrów diagnostycznych. Prowadzi to do zaniechania automatycznego wyznaczania niektórych parametrów lub do stosowania tabel korekcyjnych dostosowanych do czĊstotliwoĞci odciĊcia. Interesującą alternatywĊ dla filtracji czĊstotliwoĞciowej stanowi proces nazwany „rozpoznawaniem”. Wykorzystuje on fakt, Īe zakáócenia w przewaĪającej wiĊkszoĞci przypadków pojawiają siĊ przypadkowo, a ich czas trwania jest ograniczony. Rozpoznawanie polega na wydzieleniu z nie filtrowanego sygnaáu okoruchowego fragmentów speániających okreĞlone kryteria podobieĔstwa do wzorca. Proces ten wykorzystuje szczególne wáasnoĞci formy sygnaáu elektronystagmograficznego oraz statystyczny charakter wiĊkszoĞci parametrów diagnostycznych. WáasnoĞci procesu rozpoznawania pozwalają uznaü go za rodzaj filtracji sygnaáu w dziedzinie czasu. WiĊkszoĞü parametrów diagnostycznych obliczanych jest w oparciu o nie znieksztaácone fragmenty sygnaáu, a wiĊc bez straty dokáadnoĞci. Jest to okupione brakiem moĪliwoĞci obliczania parametrów wymagających ciągáoĞci sygnaáu. Dodatkowo, utrudnione jest obliczanie dáugoĞci interwaáów czasowych zawierających nieciągáoĞci. Inna interesująca propozycja, niestety moĪliwa do wykorzystania tylko przy pobudzeniu bodĨcem rotacyjnym sinusoidalnym, polega na wykorzystaniu oczekiwanej formy oczopląsu. Pozycja skumulowana fazy wolnej ma w tym wypadku równieĪ postaü sinusoidy o czĊstotliwoĞci i amplitudzie moĪliwej do przewidzenia na podstawie sygnaáu pozycji stoáu rotacyjnego. Wykorzystując teoriĊ przynaleĪnoĞci, dokonuje siĊ wyboru tych partii sygnaáu okoruchowego, które odpowiadają fazom wolnym, a brakujące fragmenty (zbyt niepodobne do postaci oczekiwanej na skutek np. zakáóceĔ) uzupeánia siĊ wycinkiem sinusoidy. Metoda ta posiada zalety „rozpoznawania” nie wykazując jej wad, choü odcinkowe zastąpienie sygnaáu rzeczywistego przebiegiem sztucznym moĪe budziü wątpliwoĞci. Niestety, poza przypadkiem oczopląsów wywoáanych rotacjami sinusoidalnymi, forma wywoáanego oczopląsu nie jest ĞciĞle przewidywalna. 93

Analiza wáasnoĞci opisanych metod pozwala na sformuáowanie nastĊpujących spostrzeĪeĔ:







– sygnaá skáada siĊ z wystĊpujących przemiennie faz: wolnej i szybkiej, w sygnale rzeczywistym wystĊpują dodatkowo zakáócenia; – gáównym Ĩródáem grubych pomyáek interpretacji jest uznanie fazy szybkiej lub zakáócenia za fazĊ wolną albo uznanie fazy wolnej lub zakáócenia za fazĊ szybką; – gáównym Ĩródáem niedokáadnoĞci parametrów diagnostycznych jest nieprecyzyjne okreĞlanie punktów zwrotnych rozgraniczających fazy, co jest naturalną konsekwencją agresywnej filtracji sygnaáu; – zakáócenia impulsowe i wysokoczĊstotliwoĞciowe na zboczu fazy wolnej powodują znacznie powaĪniejsze konsekwencje niĪ identyczne zakáócenia na zboczu fazy szybkiej; – zakáócenia impulsowe i wysokoczĊstotliwoĞciowe w Ğrodkowej czĊĞci zboczy faz powodują znacznie powaĪniejsze konsekwencje niĪ identyczne zakáócenia w pobliĪu punktów zwrotnych; – silnie zakáócone fragmenty sygnaáu mogą byü odrzucane, zastĊpowane przebiegiem sztucznym itp., najwáaĞciwsze jednak wydaje siĊ zastąpienie ich sygnaáem filtrowanym w sposób zapewniający eliminacjĊ grubych pomyáek interpretacji.




Pomimo korzyĞci oferowanych przez filtracjĊ czĊstotliwoĞciową oraz rozpoznawanie Īadna z tych metod nie moĪe byü uznana za wystarczająco precyzyjne narzĊdzie obróbki sygnaáu. Próba poáączenia wyáącznie zalet obu opisanych metod prowadzi do wniosku, Īe najkorzystniejszy z punktu widzenia jakoĞci parametrów diagnostycznych jest nastĊpujący schemat filtracji: – utworzenie na podstawie sygnaáu wejĞciowego kilku sygnaáów filtrowanych filtrami dolnoprzepustowymi o róĪnej czĊstotliwoĞci granicznej (jest to tzw. bank filtrów); – rekonstrukcja sygnaáu wyjĞciowego poprzez wybór najkorzystniejszego w danej chwili sygnaáu filtrowanego. Schemat taki, przedstawiony na rysunku 4.5, jest przykáadem filtracji sygnaáu w dziedzinie czasowo-czĊstotliwoĞciowej. Filtracja sygnaáu elektronystagmograficznego w dziedzinie czasowo-czĊstotliwoĞciowej o charakterystykach dobieranych adaptacyjnie (tj. na bieĪąco dopasowywanych do sygnaáu) jest logicznym rozwiniĊciem powyĪszego schematu (rys. 4.5). Zastosowanie najnowoczeĞniejszych narzĊdzi matematycznych zapewnia bezstratną konwersjĊ sygnaáu z dziedziny czasu do dziedziny czasowo-czĊstotliwoĞciowej i vice versa. Taka metoda filtracji pozwala na precyzyjne wyznaczenie parametrów diagnostycznych z jednoczesnym unikniĊciem grubych pomyáek interpretacji. 94

surowy sygnaá okoruchowy

stosunek sygnaáu do szumu



sygnaá filtrowany 40 Hz





sygnaá filtrowany 20 Hz




sygnaá filtrowany 0 Hz

sygnaá filtrowany 5 Hz

sygnaá wyjĞciowy

0

s

000

2000

nr próbki

Rys. 4.5. Przykáad filtracji sygnaáu elektronystagmograficznego w dziedzinie czasowo-czĊstotliwoĞciowej. Rekonstrukcja sygnaáu wyjĞciowego, poprzez wybór najkorzystniejszego w danej chwili sygnaáu filtrowanego, jest dokonywana w oparciu o pomiar lokalnej wartoĞci stosunku sygnaáu do szumu. PodejĞcie takie wymaga wczeĞniejszego zdefiniowania pojĊü sygnaáu i szumu oraz sposobu ich rozróĪniania z wykorzystaniem wiedzy o sygnale a priori

95

4.4. Elektroretinografia

fala c

potencjaáy oscylacyjne

minimum lokalne




fala a

fala b



amplituda





Elektroretinografia jest techniką rejestracji zjawisk elektrycznych generowanych przez Ğwiatáoczuáe tkanki siatkówki w odpowiedzi na bodziec stymulujący (Ğwiatáo). Analiza zapisu ERG jest rzadko wykorzystywaną, tym niemniej wartoĞciową i obiektywną metodą diagnostyki zaburzeĔ widzenia. Sygnaá ERG jest jedyną reprezentacją wczesnej reakcji receptorów i ich poáączeĔ z centralnym systemem nerwowym. Sygnaá ten moĪe byü wygodnie i nieinwazyjnie odbierany z powierzchni oka, a nastĊpnie analizowany w odniesieniu do standardowego bodĨca. Analiza ERG jest niekiedy áączona z analizą wzrokowych potencjaáów wywoáanych, co umoĪliwia lepszą lokalizacjĊ przyczyn zaburzeĔ widzenia. Skáadowe typowe dla elektroretinogramu zawierają reprezentacje procesów zachodzących w tkankach Ğwiatáoczuáych siatkówki na skutek zadziaáania bodĨca Ğwietlnego. Rysunek 4.6 przedstawia schematycznie poszczególne skáadowe elektroretinogramu.

moment stymulacji

0

00

200

300

400

500

600 milisekundy

Rys. 4.6. Schemat poszczególnych skáadowych elektroretinogramu

Typowy elektroretinogram wykazuje spadek napiĊcia sygnaáu, osiągając minimum po ok. 5 ms od momentu wystąpienia bodĨca. Ujemna wartoĞü napiĊcia oznacza ujemną polaryzacjĊ przedniej czĊĞci oka wzglĊdem tylnej. Minimum to, nazwane falą a, jest reprezentacją zjawisk zachodzących w zewnĊtrznej (dystalnej) warstwie fotoreceptorów (postrzeganie fotopowe – olĞnieniowe). Kolejnym ekstremum jest maksimum fali b, przypadające typowo po ok. 70 ms od wystąpienia bodĨca, poprzedzone nieregularnym ramieniem wznoszącym, na którym moĪna zaobserwowaü liczne oscylacje. 96

Oscylacje reprezentują nastĊpujące po sobie dyskretne procesy zachodzące w centralnych warstwach siatkówki na róĪnych gáĊbokoĞciach (warstwa bipolarna). Procesy te związane są z analizą obrazu – wielkoĞü ich opóĨnienia w stosunku do bodĨca (latencja) jest przyczyną odbierania nadchodzących w miĊdzyczasie zmian jako páynnych (postrzeganie skotopowe – obrazowe). Zostaáo to wykorzystane do stworzenia wraĪenia obrazu ruchomego (w kinie i telewizji) po przekroczeniu czĊstoĞci pokazu przekraczającej odwrotnoĞü 70 ms, czyli 5 na sekundĊ. Ostatni element elektroretinogramu stanowi dodatnia fala c (oddzielona od fali b przez minimum lokalne), która jest reprezentacją procesów zachodzących w komórkach pigmentowych epithelium na tylnej powierzchni siatkówki. Fala c jest wynikiem zmian w miĊdzykomórkowej koncentracji jonów potasu wynikáych z akcji komórek receptorowych.



4.4.. Analiza elektroretinogramu



Analiza elektroretinogramu prowadzi do wyodrĊbnienia dwóch skáadowych procesu postrzegania: ) aktywnoĞci fotopowej, która nastĊpuje bez opóĨnienia i jest charakteryzowana przez niewielką amplitudĊ;



2) aktywnoĞci skotopowej, która nastĊpuje z opóĨnieniem, a amplituda sygnaáu zwykle jest znaczna.




AktywnoĞci te zwykle wystĊpują razem, ale dziĊki ich wáasnoĞciom – przy celowym doborze charakterystyki bodĨca – moĪliwe jest ich rozróĪnienie. WyodrĊbnienie rodzajów aktywnoĞci zwykle osiągane jest przez stosowanie róĪnych bodĨców: – bodĨca olĞnieniowego – tzn. bezpoĞredniego báysku Ğwiatáa o okreĞlonym kącie bryáowym, – bodĨca obrazowego – związanego z treĞcią obserwowanego pola przy staáym natĊĪeniu oĞwietlenia. Wybór poĪądanej charakterystyki bodĨca moĪe byü zrealizowany takĪe przez zmianĊ powierzchni báysku stymulującego (a wáaĞciwie kąta bryáowego, pod jakim jest widziany): – wąski snop Ğwiatáa zogniskowany na plamce Ğlepej moĪe byü w ogóle nie zauwaĪony, wywoáuje jednak odpowiedĨ o znacznej amplitudzie; jeĞli istnieje juĪ skáadowa związana z obserwowanym obrazem, zostaje ona zdominowana przez skáadową olĞnienia, która nie zostaáa w ogóle odzwierciedlona w obserwowanym obrazie; – stopniowe rozszerzanie snopa Ğwiatáa powoduje przyrost skáadowej obrazowej kosztem olĞnieniowej – przyjmuje siĊ, Īe jeĞli bodziec jest widziany pod kątem 60o, to obie skáadowe mają podobny udziaá. 97

Caákowitą eliminacjĊ skáadowej olĞnieniowej moĪna osiągnąü poprzez stymulacjĊ zmiennym wzorcem PS (ang. pattern stimulation) o staáej luminancji. Powszechnie stosowana jest szachownica (lub naprzemienne pasy) o jednakowej powierzchni pól czarnych i biaáych. Bodziec polega na zmianie kolorów pól czarnych na biaáe i vice versa, co zapewnia caákowitą zmianĊ zawartoĞci obrazu przy niezmiennej wartoĞci natĊĪenia oĞwietlenia. WyodrĊbnienie aktywnoĞci fotopowej i skotopowej moĪna osiągnąü takĪe poprzez zmianĊ intensywnoĞci stosowanego bodĨca: – postrzeganie skotopowe odpowiada za widzenie przy niskich wartoĞciach oĞwietlenia,



– postrzeganie fotopowe odpowiada za widzenie przy wysokich wartoĞciach oĞwietlenia.



Ib



Ix

Hx

Hb




Ha Ia

Hbb

Lb

L

yb

ya

xb xa Rys. 4.7. Parametry diagnostyczne elektroretinogramu – przykáady

98

W praktyce stosuje siĊ takĪe stymulacje róĪnobarwne: – kiedy oko jest zaadaptowane do promieniowania o krótkiej fali (niebieskiego) – wpáyw postrzegania skotopowego jest zredukowany, a w obserwowanej odpowiedzi przewaĪa skáadowa fotopowa; – kiedy oko jest zaadaptowane do promieniowania o dáugiej fali (czerwonego) – wpáyw postrzegania fotopowego jest zredukowany, a w obserwowanej odpowiedzi przewaĪa skáadowa skotopowa.










Inna technika wymaga uĪycia stroboskopu i jest związana z odmiennym czasem latencji (opóĨnienia odpowiedzi) dla obu skáadowych. Przewaga odpowiedzi skotopowej wiąĪe siĊ z powtarzaniem báysków z czĊstotliwoĞcią poniĪej 4 Hz, podczas gdy stosując báyski o czĊstotliwoĞciach przekraczających 20 Hz, moĪna uzyskaü praktycznie izolowaną skáadową fotopową. Amplituda odpowiedzi jest funkcją natĊĪenia oĞwietlenia – w przypadku wymuszeĔ o maáej powierzchni (widzianych pod niewielkim kątem) ma ona postaü sigmoidy, natomiast stymulacja caáego pola widzenia charakteryzuje siĊ prostą proporcjonalnoĞcią amplitudy do luminancji. Przyrost luminancji powoduje takĪe skrócenie czasu latencji. Amplituda odpowiedzi wzrasta równieĪ ze wzrostem rozmiarów bodĨca. Przyrost skáadowej obrazowej, a wiĊc wzrost liczebnoĞci aktywnych receptorów powoduje zwiĊkszenie wypadkowego napiĊcia obserwowanego na powierzchni. Amplituda odpowiedzi zaleĪy teĪ od czasu báysku i wzrasta wraz z jego wydáuĪeniem aĪ do osiągniĊcia wartoĞci granicznej (dla aktywnoĞci fotopowej – 25 ms). Parametry diagnostyczne elektroretinogramu przedstawia rysunek 4.7.

4.4.2. System stymulacji

Systemy stymulacji narządu wzroku stosowane w elektroretinografii zapewniają zwykle: – stymulacjĊ caáego pola postrzegania (ang. full-field), – stymulacjĊ lokalną, – stymulacjĊ zmiennym wzorcem. Stymulacja caáego pola postrzegania moĪe byü uzyskana stosunkowo prostymi Ğrodkami przez zastosowanie ekranu sferycznego umieszczonego dookoáa gáowy osoby badanej. Powierzchnia ekranu jest matowa, co zapewnia dotarcie bezpoĞredniego Ğwiatáa do kaĪdej czĊĞci siatkówki. Wewnątrz sfery umieszczony jest zwykle punkt, bĊdący celem fiksacji wzroku, co ogranicza ruchy gaáki ocznej. PowaĪnym mankamentem stymulacji caáego pola postrzegania jest brak informacji o poáoĪeniu fragmentów siatkówki bĊdących Ĩródáem obserwowanej aktywnoĞci. Informacja taka moĪe byü pozyskana dopiero dziĊki stymulacji lokalnej. 99

Zastosowanie tej informacji wymaga jednak rozwiązania nastĊpujących problemów: – ogniskowania i natĊĪenia bodĨca (bodziec za silny powoduje powstanie dodatkowych refleksów wewnątrz gaáki ocznej, natomiast za sáaby nie wyodrĊbnia skorelowanej odpowiedzi na skutek aktywnoĞci adaptacyjnej pozostaáych partii siatkówki); – pozycjonowania gaáki ocznej wzglĊdem Ĩródáa bodĨca.



4.4.3. System akwizycji sygnaáu



Stymulacja lokalna moĪe polegaü na uĪyciu pojedynczego wąskiego snopa Ğwiatáa (jasna plama), albo na stymulacji caáego pola postrzegania z wyjątkiem zacienionego regionu (ciemna plama). Druga z wymienionych metod, zwana takĪe stymulacją negatywową, charakteryzuje siĊ mniejszym wpáywem skáadowej olĞnieniowej. Stymulacja zmiennym wzorcem pozwala caákowicie wyeliminowaü skáadową fotopową dziĊki staáoĞci natĊĪenia oĞwietlenia. Ten rodzaj stymulacji równieĪ wymaga Ğcisáego pozycjonowania gaáki ocznej. Do stymulacji czĊsto uĪywa siĊ wahadáowych lub obrotowych luster, a ostatnio coraz czĊĞciej monitorów ekranowych sterowanych komputerem.



Sygnaá ERG jest zapisywany z pojedynczego kanaáu rejestracji, pomiĊdzy aktywną elektrodą umieszczoną na powierzchni rogówki a elektrodą odniesienia typowo umieszczaną na policzku. RóĪne typy elektrod naocznych odpowiadają róĪnym zastosowaniom:




– elektrody knotowe lub z folii metalowej zaczepione pod dolną powieką i bezpoĞrednio kontaktujące siĊ z rogówką pozwalają uzyskaü zapisy o bardzo wysokiej amplitudzie, ale stabilnoĞü wytworzonego poáączenia jest niewielka; – elektrody umieszczone w soczewce kontaktowej wykorzystujące przewodzące poĞrednictwo páynu o skáadzie podobnym do ázy, są stosowane powszechnie w kilku odmianach róĪniących siĊ konstrukcją; ich wadą jest koniecznoĞü miejscowego znieczulenia przy zakáadaniu, co ma wpáyw na otrzymywany zapis elektroretinograficzny. Zarejestrowany sygnaá jest zazwyczaj wyĞwietlany w postaci surowej na wykresie czasowym. CzĊstym dodatkiem są znaczniki momentów wystąpieĔ bodĨca, co uáatwia interpretacjĊ. Wymagane pasmo zapisywanych czĊstotliwoĞci, zapewniające rejestracjĊ dynamiki procesu postrzegania, wynosi 0–20 Hz. Obróbka sygnaáu ERG w stosowanym obecnie zakresie jest moĪliwa do wykonania w sposób automatyczny. Skáada siĊ na nią (rys. 4.8): – odrzucenie artefaktów powstaáych przez niestaáoĞü pozycji gaáki ocznej lub mrugniĊcie powieką – jeĪeli odbywa siĊ automatycznie, to odrzucane są caáe epoki, w których wykryto takie zjawiska; 00

– filtracja czĊstotliwoĞciowa i ograniczanie, niekiedy progowanie szumów; – uĞrednianie odpowiedzi synchronizowanych momentem wystąpienia bodĨca – stosowane w celu poprawy odstĊpu sygnaáu od szumów, ale moĪliwe do przeprowadzenia tylko w przypadku kilkakrotnych powtórzeĔ stymulacji.

wzmacniacz

wzmacniacz sygnaáu ERG sygnaáu ERG z optoizolacją optoizolacją i zprzetwornikiem analogowo-cyfrowym i przetwornikiem

analogowo-cyfrowym stymulator stymulator

oko oko







drukarka drukarka

komputer komputer

monitor X-Y




Rys. 4.8. Schemat blokowy systemu rejestracji elektroretinogramów

4.4.4. Zastosowania kliniczne elektroretinografii Do wad wzroku, których diagnostykĊ moĪna prowadziü z uĪyciem rejestracji sygnaáu ERG, naleĪą niektóre czĊsto spotykane patologie: – dysfunkcje dziedziczne; – brak wraĪliwoĞci barwnej (daltonizm); – osáabienie postrzegania w sáabych warunkach oĞwietleniowych (tzw. kurza Ğlepota); – degeneracja siatkówki: • pigmentoza, • nabyta degeneracja siatkówki, • atrofia (degeneracja) nerwu wzrokowego; – zaburzenia funkcji siatkówki o podáoĪu krąĪeniowym; – zaburzenia ostroĞci wzroku: • o podáoĪu optycznym, • o podáoĪu neurologicznym. 0

02










5. Elektroencefalografia

5.1. Przedmiot elektroencefalografii







Metoda badania czynnoĞci elektrycznej mózgu nazywana jest elektroencefalografią (EEG). Termin ten zostaá wprowadzony przez Hansa Bergera – zaáoĪyciela pierwszej pracowni elektroencefalograficznej, który w 1929 roku odkryá najwaĪniejsze klinicznie powiązania pomiĊdzy zapisem zjawisk elektrycznych obserwowanych na powierzchni czaszki, a pracą mózgu czáowieka. Z elektroencefalografii wyodrĊbniono w póĨniejszych latach dwie inne techniki elektrodiagnostyczne: 1) elektrokortykografiĊ – zapis czynnoĞci mózgu bezpoĞrednio z kory mózgowej,




2) stereoelektroencefalografiĊ – rejestracjĊ przestrzenną czynnoĞci mózgu za pomocą implantowanych Ğródmózgowo multielektrod gáĊbinowych. Na wstĊpie rozwaĪaĔ o elektroencefalografii warto zauwaĪyü, Īe rejestracja elektrycznej reprezentacji czynnoĞci mózgu nie naleĪy do zadaĔ technicznie áatwych. Niewielka amplituda sygnaáu, w najlepszym przypadku siĊgająca 100 µV, oraz koniecznoĞü specjalnego przygotowania skóry gáowy (zwykle owáosionej) implikują potrzebĊ zastosowania rozbudowanej aparatury wzmacniającej. WáaĞnie konstrukcja lampowego wzmacniacza o odpowiednich parametrach byáa w latach 20. XX w. czynnikiem opóĨniającym rozpowszechnienie klinicznego stosowania EEG. Obecnie zapis elektroencefalograficzny jest drugim, po elektrokardiografii, powszechnie wykonywanym testem elektrodiagnostycznym. RównieĪ pod wzglĊdem iloĞci metod automatycznego przetwarzania sygnaáu i wspomagania interpretacji badaĔ komputerem, ustĊpuje tylko elektrokardiografii. Historycznie pierwszym zastosowaniem elektroencefalografii byáa diagnostyka w kierunku guzów mózgu (o róĪnym podáoĪu) i zgrubna ich lokalizacja. Obecnie, znacznie precyzyjniejszą diagnostykĊ guzów mózgu oferują metody obrazowe, a standardowe techniki zapisu EEG są wykorzystywane w diagnostyce padaczki oraz urazów czaszki i mózgu, a takĪe w wielu innych schorzeniach neurologicznych. 103



Badanie elektroencefalograficzne wykonuje siĊ zwykle jako spoczynkowe, a nastĊpnie aktywacyjne, co ma na celu wyodrĊbnienie i zlokalizowanie zmian elektrycznej czynnoĞci mózgu wywoáanych okreĞlonym bodĨcem. Zapis spoczynkowy jest wykonywany w warunkach spokoju, bez dopáywu bodĨców sáuchowych, wzrokowych i dotykowych o nadmiernym natĊĪeniu. Osoba badana siedzi lub leĪy w wygodnej pozycji, w stanie relaksu – odprĊĪenia fizycznego i psychicznego. W takich warunkach uwidaczniają siĊ tzw. cechy podstawowe zapisu EEG. Zapis spoczynkowy powinien trwaü 3–10 min i powinien byü wykonany przed zapisem aktywacyjnym. Cechą charakterystyczną zapisu spoczynkowego jest jego staáoĞü u danej osoby, co bywa niekiedy wykorzystywane do identyfikacji. W diagnostyce przyjĊto uwaĪaü zapis spoczynkowy za punkt odniesienia w badania stanów patologicznych oraz dla potrzeb wyodrĊbnienia skáadowych związanych z bodĨcem aktywacyjnym. Zapis aktywacyjny polega na zastosowaniu bodĨca (wybranego z zestawu bodĨców standardowych) w celu wywoáania zmian reprezentacji elektrycznej aktywnoĞci mózgu, a nastĊpnie diagnozowaniu poprawnoĞci pracy mózgu w zaleĪnoĞci od zaobserwowanych zmian zapisu.





Do rutynowo stosowanych aktywacji naleĪą: – otwarcie i zamkniĊcie oczu, – przedáuĪone nadmierne oddychanie (hiperwentylacja), – stymulacja pojedynczym báyskiem Ğwietlnym lub Ğwiatáem stroboskopowym.




Innymi rodzajami aktywacji, stosowanymi juĪ tylko w zaleĪnoĞci od potrzeby diagnostycznej są: – sen fizjologiczny, – sen farmakologiczny (wywoáany Ğrodkami narkotycznymi), – pozbawienie snu, – aktywacje chemiczne. Przykáadem aktywacji chemicznej o znacznej inwazyjnoĞci moĪe byü stosowanie Cardiazolu w celu obniĪenia tzw. progu pobudliwoĞci drgawkowej neuronów w diagnostyce i lokalizacji ognisk padaczki. Poza klasycznymi zastosowaniami neurologicznymi elektroencefalografia jest takĪe elementem skáadowym innych technik zapisów elektrodiagnostycznych: – analizy potencjaáów wywoáanych wzrokowych – zwykle w poáączeniu z elektroretinografią, – analizy potencjaáów wywoáanych sáuchowych (tzw. audiometria obiektywna) – analizy snu – polisomnografia, – analizy prĊdkoĞci przewodzenia w nerwach czuciowych – uzupeánienie badania elektromiograficznego. Zwraca uwagĊ fakt, Īe choü klasyczna elektroencefalografia obejmuje swym zainteresowaniem wyáącznie potencjaáy mózgowe, to jednak áączenie jej z innymi technikami zapisu pozwala objąü diagnostyką praktycznie kaĪdy bodziec wytworzony i prze104

wodzony w systemie nerwowym czáowieka. Uogólniając moĪna stwierdziü, Īe elektrodiagnostyka medyczna jest badaniem i wnioskowaniem opartym na zjawiskach elektrycznych opisujących pobudzenia narządów, a dopiero za tym poĞrednictwem – ich funkcjonowanie.

5.2. Technika zapisu EEG



Zapis elektroencefalograficzny jest standardowo wykonywany z uĪyciem od 8- do 16-kanaáowego rejestratora zapewniającego czuáoĞü ok. 50 µV na zakres pomiarowy w paĞmie czĊstotliwoĞci 1–100 Hz. Dla niektórych zastosowaĔ (mingografy) wymagane jest pasmo czĊstotliwoĞciowe rzĊdu 0,2–700 Hz. Wobec wymagania znacznej czuáoĞci, stopnie wejĞciowe elektroencefalografu powinny byü skonstruowane z zachowaniem wszystkich zaleceĔ przeciwzakáóceniowych.

5.2.1. Elektrody





Ze wzglĊdu na ksztaát i owáosienie skóry gáowy wymagania stawiane elektrodom EEG zawierają dwa przeciwstawne warunki: powinny one mieü maáą powierzchniĊ kontaktu i jednoczeĞnie zapewniaü komfort osobie badanej. W elektroencefalografii stosowane są elektrody nastĊpujących typów:




– elektrody stykowe bĊdące poáączeniem powierzchni kontaktowej o Ğrednicy ok. 5 mm ze specjalną plastikową oprawką mocowaną w siatce lub czepcu obejmującym caáą gáowĊ, są to przewaĪnie elektrody typu Ag/AgCl kontaktujące siĊ ze skórą za poĞrednictwem Īelu bĊdącego fizjologicznym roztworem NaCl; wysychanie Īelu jest podstawową wadą tego typu elektrod, przez co ich stosowanie do rejestracji o czasie trwania dáuĪszym niĪ 20 minut nie jest wskazane; – elektrody naklejane mocowane bezpoĞrednio do skóry gáowy za pomocą specjalnego nieczynnego biologicznie kleju Īelowego zapewniającego dobre przewodzenie prądu, są to równieĪ elektrody typu Ag/AgCl o doskonaáych parametrach elektrycznych, poza pracocháonnoĞcią ich umieszczenia, elektrody takie posiadają wyáącznie zalety: • są stabilne, • moĪna je umieszczaü w dowolnym ukáadzie, takĪe w zastosowaniach pediatrycznych; – elektrody igáowe wkáuwane w skórĊ i tkankĊ podskórną pomimo maáej powierzchni kontaktu i związanej z tym znacznej rezystancji są niekiedy uĪywane do badaĔ rutynowych, ich podstawową zaletą jest moĪliwoĞü szybkiego umieszczenia, zwáaszcza u osób nieprzytomnych lub których Īycie jest zagroĪone. 105

5.2.2. Rozmieszczenie elektrod Rozmieszczenie elektrod pomiarowych odpowiada anatomicznej budowie struktur mózgu. ZaáoĪenie to jest speánione jedynie w przybliĪeniu z uwagi na koniecznoĞü standaryzacji zestawu odprowadzeĔ oraz znaczną miĊdzyosobniczą zmiennoĞü rozmiarów poáoĪenia oĞrodków systemu nerwowego. W praktyce pediatrycznej stosuje siĊ 8 elektrod umieszczonych na powierzchni czaszki w ten sposób, Īe kaĪda z nich odpowiada duĪemu regionowi anatomicznemu mózgu.



Symbole elektrod odpowiadają áaciĔskim nazwom tych regionów: F – okolica czoáowa, P – okolica ciemieniowa, O – okolica potyliczna T – okolica skroniowa, natomiast przyrostki sin i dex odpowiadają póákuli lewej i prawej.





Elektroencefalogramy rejestrowane u dorosáych wymagają zwykle uĪycia wiĊkszej liczby elektrod. Zapewnia to tzw. system Gibbsów zaproponowany na przeáomie lat 30. i 40. XX w. Pewną trudnoĞcią jest tu sposób pomiaru czaszki, róĪne jej wielkoĞci u róĪnych osób, oraz znaczna miĊdzyosobnicza zmiennoĞü rozmiarów poszczególnych struktur mózgu. Peáną akceptacjĊ neurologów caáego Ğwiata uzyskaá natomiast tzw. system MiĊdzynarodowy (System 10–20), zaproponowany w 1958 roku. Stosuje on nastĊpujące oznaczenie elektrod: – – – – – – – – – – –

lewa póákula, prawa póákula, elektrody poĞrodkowe, okolica przedczoáowa, okolica czoáowa, bieguny centralne, elektrody skroniowe, okolica ciemieniowa, okolica potyliczna, elektrody uszne, elektrody móĪdĪkowe.




cyfry nieparzyste cyfry parzyste Z Fp F C T P O A Cb

Rysunek 5.1 przedstawia sposób rozmieszczenia elektrod systemu 10–20.

5.2.3. Metody áączenia odprowadzeĔ (programy i montaĪe) Podobnie jak w rejestracji innych zapisów elektrodiagnostycznych, w elektroencefalografii równieĪ uĪywane są odprowadzenia: – jednobiegunowe, – dwubiegunowe (rys. 5.2). 106

a)

Pg2

b)

20%

C

4

Pg1

A1 C3

C6

C5 P3

Pz

P4

O1

20 %



20 %

C

0% F p1 1

d)

O2

F 20%

Fp

F

T5

% 20

O 10 %



10%

20%

Pg

Cb2



c)

T6

20% F7 20 %

T5

T3

Cb1

A2

T4

C4

Cz

4

20%

T7

F8

F4

Fz

10%T4 20 %

F3

C

T3 10%

F7

20%

20%

Fp2

Fp1

Cz

O 1 0% O z 1

a)




Rys. 5.1. Sposób rozmieszczenia elektrod systemu 10–20: a) schemat i nazewnictwo elektrod; b) widok z przodu; c) widok z boku; d) widok z góry

b)

1 2

Fp1 Fp2

A1

F3

F4

C3

C4

c)

4 3 2 1 A

T4

3 4

A2

P3

1 2 3 2 1 A

3

Rys. 5.2. Zestaw odprowadzeĔ EEG: a) przykáady montaĪu dwubiegunowego i jednobiegunowego; b) poáoĪenie elektrod wzglĊdem oĞrodka pobudzającego (gwiazdka); c) sygnaáy w odprowadzeniach w zaleĪnoĞci od poáoĪenia oĞrodka pobudzającego, wzglĊdem elektrody (montaĪ dwubiegunowy)

107

Pomiar z uĪyciem odprowadzeĔ jednobiegunowych polega na rejestracji zmian napiĊcia (sygnaáu) pomiĊdzy jedną elektrodą aktywną a punktem reprezentującym potencjaá odniesienia. Niestety stosowane praktycznie punkty odniesienia nie są pozbawione wpáywu zjawisk elektrycznych, stanowią wiĊc tylko przybliĪenie idealnych warunków zapisu: – elektrody uszne, stosowane od lat trzydziestych, chociaĪ niewielka odlegáoĞü jest przyczyną bardzo sáabego sygnaáu z okolic skroniowych; – elektroda nad wyrostkiem 7 krĊgu szyjnego uĪywana pomimo obecnoĞci niewielkich artefaktów EKG; – elektroda podbródkowa charakteryzująca siĊ wpáywem artefaktów miĊĞniowych EMG.





Obecnie najczĊĞciej stosowanym rozwiązaniem jest uĪycie tzw. uĞrednionej wspólnej elektrody Goldmana, tj. punktu, którego potencjaá tworzony jest sztucznie w rezultacie uĞrednienia potencjaáów wszystkich elektrod czaszkowych na rezystorach o wartoĞci 200 kΩ. Odprowadzenia dwubiegunowe rozszerzają liczbĊ kombinacji elektrod. Obie elektrody rejestrują czynnoĞü bioelektryczną mózgu, a powstaáy zapis jest reprezentacją róĪnicy potencjaáów dwóch punktów pomiarowych.



UmoĪliwia to tworzenie np. sekwencji poáączeĔ: – kanaá 1: Fp – F, – kanaá 2: F – C, – kanaá 3: C – P.




Odprowadzenia dwubiegunowe oferują znaczną liczbĊ moĪliwych poáączeĔ, które mogą byü wybierane stosownie do potrzeby diagnostycznej. Ogólnie wyróĪnia siĊ dwa typy poáączeĔ ze wzglĊdu na ich przebieg: 1) podáuĪne – od czoáa do potylicy, 2) poprzeczne – z prawej do lewej strony. Przyporządkowanie punktom pomiarowym na powierzchni czaszki torów sygnaáowych rejestratora nazywa siĊ montaĪem EEG. WiĊkszoĞü rejestratorów umoĪliwia zrealizowanie dowolnego montaĪu oraz kilku montaĪy standardowych. Wyboru dokonuje siĊ za pomocą przeáącznika przyporządkowującego styki gniazda wejĞciowego elektrod do wejĞü torów pomiarowych. MontaĪ predefiniowany przez producenta elektroencefalografu nosi nazwĊ programu. KaĪdy rejestrator, równieĪ najprostsze urządzenia, posiada zwykle kilka programów dwubiegunowych i co najmniej jeden program jednobiegunowy.

5.2.4. Rejestrator elektroencefalograficzny – cechy charakterystyczne PoniewaĪ rejestrator EEG musi byü przystosowany do precyzyjnego pomiaru niezwykle maáych sygnaáów, szczególnie istotne jest staranne zaprojektowanie, skonstruowanie i utrzymanie (konserwacja) stopni wejĞciowych. Charakterystyczną cechą re108










jestratora EEG jest znaczna iloĞü kanaáów 8–32 oraz stosowanie na jego wejĞciu przeáącznika programów umoĪliwiającego poáączenie kaĪdego toru pomiarowego z kaĪdą elektrodą (w ukáadzie jednobiegunowym) lub z kaĪdą parą elektrod (w ukáadzie dwubiegunowym). Przeáącznik ten znajduje siĊ zwykle przed jakimkolwiek ukáadem wzmacniającym, w ten sposób ewentualne róĪnice przesuniĊcia fazy w stopniach wzmocnienia nie powodują znieksztaácenia zapisu róĪnicowego (dwubiegunowego). Przeáącznik programów zrealizowany jest gáównie za pomocą srebrzonych pól stykowych. Gáówną ich wadą jest wzrost impedancji na skutek osadów i utleniania, co wymaga systematycznych zabiegów konserwacyjnych. Próby zastosowania póáprzewodnikowych ukáadów przeáączających koĔczą siĊ jeszcze obecnie rezultatami niezadowalającymi. NajwaĪniejszym mankamentem są przesáuchy pomiĊdzy kanaáami wynikające ze zbyt maáej impedancji otwartego tranzystora unipolarnego, oraz niejednakowe impedancje wyáączników elektronicznych w stanie zaáączenia. Inną charakterystyczną cechą rejestratora EEG jest wbudowany ukáad do pomiaru impedancji elektrod. Niewielka wartoĞü impedancji pozwala spodziewaü siĊ dobrego kontaktu elektrycznego, a wiĊc uzyskania zapisu o znacznym odstĊpie od szumów. Prawidáowa wartoĞü impedancji pomiĊdzy elektrodą a skórą gáowy nie powinna przekraczaü 5 kΩ, chociaĪ akceptowana jest niekiedy nawet wartoĞü rzĊdu 20 kΩ. Impedancja niĪsza niĪ kilkaset Ω moĪe natomiast Ğwiadczyü o powstaniu zwarcia miĊdzyelektrodowego albo przez bezpoĞrednie zetkniĊcie siĊ pól kontaktowych, albo przez wytworzenie tzw. mostka Īelowego. PoniewaĪ dla oceny zapisu elektroencefalograficznego duĪe znaczenie ma symetria sygnaáu, istotne jest zapewnienie tak daleko, jak tylko moĪliwe identycznej impedancji wszystkich odprowadzeĔ. Pomiar impedancji elektrod dokonywany jest z uĪyciem mostka prądu zmiennego, co zapewnia poprawnoĞü pomiaru niezaleĪnie od biegunowoĞci. NaleĪy pamiĊtaü, Īe styk elektrody ze skórą, na skutek róĪnych typów przewodnictwa prądu, tworzy póáogniwo.

5.2.5. Artefakty i zakáócenia zapisu EEG Pomiarom sygnaáów o tak maáej amplitudzie zwykle towarzyszy rejestracja artefaktów – zjawisk niepoĪądanych, nie bĊdących przedmiotem zainteresowania mierzącego, a wiĊc znieksztaácających pobieraną informacjĊ. Artefakty, w zaleĪnoĞci od ich pochodzenia, dzielą siĊ na: – artefakty fizjologiczne, których przyczyną jest funkcjonowanie narządów czáowieka nie bĊdących przedmiotem aktualnie przeprowadzanego testu elektrodiagnostycznego; – artefakty techniczne, których przyczyną jest metoda pomiarowa, niedoskonaáoĞü zastosowanych urządzeĔ pomiarowych i istnienie nie związanych z testem elektrodiagnostycznym zjawisk fizycznych we wspólnej przestrzeni pomiarowej. 109

Artefakty fizjologiczne nie mogą byü wyeliminowane przez stosowanie dokáadniejszej (droĪszej) aparatury rejestrującej, gdyĪ ich Ĩródáem jest funkcjonowanie organizmu. Ograniczenie ich wpáywu czĊsto osiąga siĊ poprzez stworzenie jak najlepszych warunków rejestracji. Przykáadami artefaktów fizjologicznych mogą byü: – artefakty oczopląsu, – artefakty miĊĞniowe (miĊĞni twarzy, Īuchwy oraz szyi i karku), – artefakt związany z poruszaniem skórą na gáowie, – artefakt EKG, – artefakt pocenia siĊ (páywanie linii izoelektrycznej związane ze zmiennym kontaktem elektrod).










JeĪeli artefakty natury fizjologicznej zostaną wykryte w zapisie EEG, to ich wpáyw moĪe byü powaĪnie ograniczony poprzez wáaĞciwy opis. Dokonuje go zwykle osoba (technik) obserwująca osobĊ badaną podczas zapisu. Mruganie powiek, ruchy gaáek ocznych oraz napiĊcie miĊĞni mogą byü zidentyfikowane jedynie w ten sposób, gdyĪ obecnoĞü ich reprezentacji w sygnale EEG nie manifestuje siĊ charakterystyczną odmiennoĞcią zapisu. Niezwykle trudne jest takĪe automatyczne zidentyfikowanie powstaáych w ten sposób zakáóceĔ. Artefakty natury technicznej są zwykle skutkiem niewáaĞciwego umiejscowienia elektrod, niewáaĞciwego kontaktu ze skórą, niedbaáej konserwacji rejestratora lub wykonywania testów w Ğrodowisku zaĞmieconym elektromagnetycznie (przewody WN, transformatory, windy, wykáadziny o wáasnoĞciach elektrostatycznych, lampy wyáadowcze itp.). WiĊkszoĞü pracowni EEG jest jednak wyposaĪona w pomieszczenia ekranowane, wáaĞciwe do wykonania zapisu najczulszymi przyrządami bez ryzyka zakáóceĔ technicznych.

5.3. Elementy zapisu EEG W przeciwieĔstwie do innych zjawisk bioelektrycznych organizmu czáowieka (EKG, EMG) morfologia czynnoĞci elektrycznej mózgu ulega zasadniczym zmianom w zaleĪnoĞci od wieku i stanu ĞwiadomoĞci osoby badanej. Te dane stanowią wiĊc element zapisu o charakterze niezbĊdnym do prawidáowej jego interpretacji klinicznej. DoĞwiadczenia ponad 60 lat interpretacji EEG doprowadziáy do sformuáowania norm okreĞlających wartoĞci Ğrednie i fizjologiczne granice parametrów zapisu w zaleĪnoĞci od wieku i stanu (sen, czuwanie).

5.3.1. Rytmy i ich wystĊpowanie Rytm alfa (α) (rys. 5.3) wystĊpuje u dorosáych w stanie spoczynkowym (zamkniĊte oczy) podczas czuwania. Charakteryzuje siĊ czĊstotliwoĞcią 8–13 Hz i amplitudą 35 µV (20–100 µV). Rytm ten wystĊpuje najwyraĨniej w tylnych czĊĞciach mózgu, tj. w oko110

licy potylicznej, ciemieniowo-potylicznej i skroniowo-potylicznej. Rytm alfa zanika pod wpáywem kaĪdego bodĨca zewnĊtrznego i napiĊcia uwagi. Blokowanie rytmu alfa w odpowiedzi na bodĨce dotykowe, akustyczne, smakowe i wĊchowe ma charakter niestaáy, tzn. przy powtórnych bodĨcach rytm alfa jest blokowany sáabiej (nastĊpuje proces tzw. habituacji). Staáy charakter ma natomiast blokowanie fali alfa w odpowiedzi na bodziec Ğwietlny (otwarcie oczu) zwane reakcją zatrzymania. Staáe cechy morfologiczne rytmu alfa wyksztaácają siĊ w wieku 20–22 lat i są niezmienne do póĨnej staroĞci. otwarcie oczu

zamkniĊcie oczu

Fp1-F3



F3-C3



C3-P3 P3-O1

F4-C4 C4-P4 P4-O2

200 µV




1 sekunda



Fp2-F4

Rys. 5.3. Elektroencefalograficzny zapis rytmu alfa. Oznaczenia kanaáów odpowiadają parom elektrod montaĪu dwubiegunowego

Rytm beta (β) charakteryzuje siĊ czĊstotliwoĞcią powyĪej 13 Hz (rozróĪnia siĊ kilka podpasm czĊstotliwoĞciowych rytmu beta) i niewielką amplitudą – do 20 µV. Rytm ten jest równieĪ charakterystyczny dla Ğwiadomego stanu relaksu. BodĨcem blokującym jest ruch (szczególnie rĊki) lub nawet zamiar ruchu. Rytm beta jest najsilniejszy w przednich czĊĞciach mózgu, w warunkach prawidáowych nie wystĊpuje w okolicach potylicznych. Zapis zawierający aktywnoĞü beta pochodzący z tych okolic jest typowy dla defektów czaszki lub zaburzeĔ psychicznych. Niekiedy zastosowanie aktywacji farmakologicznej (barbituraty, benzodiazepina) wywoáuje rytm beta w okolicy potylicznej. Rytm theta (θ) (rys. 5.4) charakteryzuje siĊ amplitudą do 30 µV w zakresie czĊstotliwoĞci 4–7 Hz. WystĊpowanie tego rytmu jest charakterystyczne dla dzieci, a ich zanik – dla procesu dojrzewania. 111

Rytm theta moĪe takĪe wystąpiü lokalnie u máodych osób dorosáych w wyniku hiperwentylacji, a takĪe u dorosáych w czasie drzemki. WystĊpowanie fal theta w innych okolicznoĞciach, a zwáaszcza ich obecnoĞü we wszystkich odprowadzeniach jest wskazówką patologii. F3-C3 C3-P3 P3-O1 F4-C4



C4-P4 P4-O2



T3-CZ

1 sekunda



CZ-T4

200 µV

Rys. 5.4. Elektroencefalograficzny zapis rytmu theta




Rytm delta (δ) (rys. 5.5) o czĊstotliwoĞci poniĪej 4 Hz i amplitudzie rzĊdu 50 µV jest charakterystyczną cechą stanu snu (w trzeciej i czwartej fazie snu udziaá skáadowych o amplitudach powyĪej 75 µV wzrasta do ponad 50%). AktywnoĞü delta jest teĪ dominująca w zapisie EEG u dzieci. Jej wystĊpowanie u dorosáych w stanie czuwania jest uwaĪane za objaw patologiczny. Polimorficzne fale delta (o nieregularnej amplitudzie) są obserwowane u osób cierpiących na zaburzenia metaboliczne. Rytm mi (µ) (rys. 5.6), zwany teĪ w literaturze „mu”, charakteryzuje siĊ zakresem czĊstotliwoĞci 7–11 Hz i wystĊpuje równoczeĞnie z rytmem beta tylko u czĊĞci populacji. Charakterystyczną jego cechą jest ksztaát zĊbów piáy, przy czym ujemne wierzchoáki są zwykle ostre, podczas gdy dodatnie są zaokrąglone. Obustronna rejestracja rytmu mi ujawnia brak synchronizacji i asymetriĊ amplitudy sygnaáów obu póákul, co jest uwaĪane za wariant normy fizjologicznej. Rytm mi nie jest zaleĪny od bodĨca Ğwietlnego, czy otwarcia oczu, jest natomiast wygaszany po wykonaniu lub zamyĞle ruchu. Innymi, rzadziej rozróĪnianymi elementami zapisu EEG są: – rytm lambda – wiązany przede wszystkim ze skupieniem uwagi, – rytm przeáamania (ang. breakdown) – wystĊpujący w okolicach zabiegów chirurgicznych w obrĊbie czaszki. 112

Fp2-F4 F4-C4 C4-P4 P4-O2 Fp2-F8 F8-T4 T4-T6 T6-O2 FpI-F3 F3-C3



C3-P3 P3-O1



Fp1-F7 F7-T3

T5-O1



T3-T5

200 µV

1 sekunda




Rys. 5.5. Elektroencefalograficzny zapis rytmu delta

otwarcie oczu

Fp1-F3 F3-C3

zaciĞniĊcie prawej piĊĞci

C3-P3 P3-O1 Fp2-F4 F4-C4 C4-P4 P4-O2 1 sekunda

300 µV

Rys. 5.6. Elektroencefalograficzny zapis rytmu mi

113

5.3.2. Detekcja zjawisk padaczkowych



Obserwacja podstawowych elementów zapisu EEG moĪe prowadziü do bardziej specjalistycznych poszukiwaĔ diagnostycznych w kierunku wykrycia (weryfikacji podejrzeĔ) okreĞlonych zaburzeĔ. Jednym z takich zaburzeĔ jest epilepsja (padaczka). Jest to jedna z dziedzin diagnostyki, w której elektroencefalografia nie jest wypierana przez coraz doskonalsze metody diagnostyki obrazowej (CT – ang. computerised tomography, czy NMR – ang. nuclear magnetic resonance). Co wiĊcej, analiza EEG charakteryzuje siĊ nie tylko wartoĞcią diagnostyczną czy prognostyczną, ale umoĪliwia takĪe lokalizacjĊ ognisk padaczkowych jeĞli takie wystąpią. Objawem padaczki w zapisie EEG jest wystĊpowanie jednej z dwóch form (rys. 5.7): 1) iglicy, 2) iglicy i fali. Fp1-F3 F3-C3



C3-P3 P3-O1 F4-C4 C4-P4 P4-O2

600 µV




1 sekunda



Fp2-F4

Rys. 5.7. Elektroencefalograficzny zapis iglic bĊdących objawem padaczki

Objawy te reprezentują wyzwolenie napadu padaczkowego, co nastĊpuje zwykle wtedy, gdy wyáadowania w obrĊbie pojedynczego neuronu rozprzestrzenią siĊ i obejmą dostatecznie duĪą liczbĊ neuronów. PoniewaĪ napady padaczki mogą powodowaü groĨne nastĊpstwa, nawet gdy wystĊpują sporadycznie, celowe jest stworzenie podczas badania warunków sprzyjających nasileniu objawów. Zwykle dokonuje siĊ tego na drodze farmakologicznej. RównieĪ rejestracja EEG snu fizjologicznego zwiĊksza prawdopodobieĔstwo wystąpienia iglic. Reguáy rozróĪnienia iglic od artefaktów są stosunkowo áatwe do sformalizowania: – iglice są niesymetryczne i zwykle nastĊpuje po nich wolna fala, – iglice są zwykle dwu- lub trzyfazowe na tle wolnozmiennej aktywnoĞci podáoĪa, – iglice wystĊpują jednoczeĞnie w kilku odprowadzeniach, przy czym w jednym z nich amplituda jest najwyĪsza, – iglice wystĊpują rytmicznie, niekiedy interwaá podstawowy jest podwielokrotnoĞcią odstĊpu dwóch sąsiednich iglic. 114

Identyfikacja iglic moĪe byü zrealizowana:



Zarejestrowany zapis EEG moĪe byü przeszukany automatycznie w celu rozpoznania niektórych podstawowych elementów zapisu EEG (rytmy) oraz iglic epileptycznych. Ma to szczególne znaczenie w przypadku zapisów dáuĪszych (np. 8 h). Dokáadniejsza analiza ksztaátu iglicy daje pewne wskazówki diagnostyczne dotyczące przyczyn padaczki, co jednak wymaga doĞwiadczenia klinicznego i nie staáo siĊ dotychczas przedmiotem rozpoznania automatycznego. Identyfikacja rytmów jest zwykle związana z analizą widmową lub uĪyciem filtrów cyfrowych. Identyfikacja prowadzi do wskazania początków i koĔców odcinków zawierających dany rytm. Odcinki takie mogą zachodziü na siebie. Analiza widmowa (zwykle krótkookresowa transformacja Fouriera) jest prowadzona w ruchomym oknie o dáugoĞci 5 s. Taka jest teĪ dokáadnoĞü okreĞlania początku i koĔca odcinka zawierającego poszukiwany rytm. Transformata dzielona jest na podpasma odpowiadające poszczególnym rytmom i obliczana jest zawartoĞü energetyczna poszczególnych zakresów czĊstotliwoĞci. Na podstawie proporcji energii chwilowych w zdefiniowanych zakresach czĊstotliwoĞci podejmowana jest decyzja o obecnoĞci lub nieobecnoĞci rytmu.





– metodami korelacyjnymi (poszczególne iglice w danym kanale są prawie identyczne), – w dziedzinie czasowo-czĊstotliwoĞciowej poprzez stwierdzenie wspóáwystąpieĔ okreĞlonych komponentów czasowo-czĊstotliwoĞciowych sygnaáu.




5.4. Standaryzacja i automatyzacja interpretacji zapisów EEG 5.4.1. Wspomaganie procedur i decyzji diagnostycznych U Ĩródeá automatyzacji analizy elektroencefalogramów leĪy silna tendencja standaryzacji ich oceny. Początkowo, upowszechnienie diagnostyki EEG doprowadziáo do wytworzenia na gruncie doĞwiadczeĔ pojedynczych pracowni, wáasnych standardów interpretacyjnych. Stan taki byá czĊĞciowo spowodowany brakiem wyczerpującej wiedzy medycznej na temat powiązaĔ obserwowanych zjawisk elektrycznych z procesami zachodzącymi w mózgu. Wczesne próby wprowadzenia maszyn cyfrowych do pracowni neurologicznych dotyczyáy wiĊc raczej standaryzacji zasad interpretacji niĪ analizy sygnaáu. Byáy to skomputeryzowane wersje wytycznych interpretacji EEG, polegające na interaktywnym dialogu czáowiek – maszyna. Poprzez zadawanie pytaĔ i otrzymywanie odpowiedzi w postaci werbalnego opisu zarejestrowanego sygnaáu system ekspertowy prowadziá lekarza poprzez kolejne wĊzáy drzewa decyzyjnego (np. system klasyfikacji Mayo), co koĔczyáo siĊ propozycją diagnozy lub dalszych testów. Jakkolwiek cel standaryzacji postĊpowania diagnostycznego zostaá w ten sposób osiągniĊty, najistotniejszą rolĊ w systemie speániaá nadal czáowiek, od którego doĞwiadczenia inter115





pretacyjnego zaleĪaáo prawidáowe wyodrĊbnienie charakterystycznych cech zapisu i translacja ich na sformuáowania rozpoznawalne przez komputer. Wiele lat doĞwiadczeĔ musiaáo upáynąü zanim werbalny opis sygnaáu, dokonywany przez doĞwiadczonego w interpretacji lekarza zostaá zastąpiony zautomatyzowanym procesem wyodrĊbniania cech prowadzonym przez maszynĊ na sygnale w postaci cyfrowej. Obecnie, kiedy proces automatyzacji procesu decyzyjnego jest juĪ znacznie áatwiejszy a komputery o znacznych mocach obliczeniowych staáy siĊ powszechnie dostĊpne, postĊp zostaá zahamowany przez brak motywacji ekonomicznej. Elektroencefalografia traci bowiem na znaczeniu jako metoda diagnostyczna na korzyĞü coraz powszechniejszych technik obrazowych. PrzewagĊ nad tymi ostatnimi wciąĪ zapewnia jej zdecydowanie niĪsza cena i caákowita nieinwazyjnoĞü (wyáączywszy pewne aktywacje farmakologiczne). Niestety, wciąĪ nie do koĔca wyjaĞniony związek procesów mózgowych z ich elektryczną reprezentacją oraz maáa dokáadnoĞü przestrzenna lokalizacji obszarów patologicznie zmienionych są sáabymi stronami elektroencefalografii. Struktura systemu komputerowego wspomagającego diagnostykĊ EEG oraz podstawy analityczne zastosowanych algorytmów są podobne w wielu dostĊpnych komercyjnie systemach. Etapy kompletnej procedury diagnostycznej są nastĊpujące:



projekt eksperymentu, akwizycja sygnaáów, detekcja i wykluczenie artefaktów, analiza sygnaáu surowego, wyodrĊbnienie cech, testowanie hipotez, weryfikacja, interpretacja.




– – – – – – – –

5.4.2. Projekt eksperymentu diagnostycznego EEG Projekt eksperymentu powinien zawieraü wszystkie informacje i zaáoĪenia na temat warunków zewnĊtrznych dokonywanej rejestracji. PoniewaĪ sygnaáy EEG są w znacznej czĊĞci skorelowane ze zmiennymi behawioralnymi, klinicznymi i farmakologicznymi ich znajomoĞü dla prawidáowej interpretacji jest niezbĊdna. Eksperyment powinien byü zaplanowany w taki sposób, aby zebrane sygnaáy zawieraáy zapisy spoczynkowe oraz odpowiedzi na zastosowane aktywacje w zbliĪonej iloĞci, co uáatwi statystyczne testowanie istotnoĞci zaobserwowanych zmian. Inną kwestią jest gáĊbokoĞü ingerencji eksperymentatora w napiĊcie uwagi osoby badanej. Niektóre eksperymenty nie wymagają Ğcisáej kontroli napiĊcia uwagi, inne zakáadają peáne zaangaĪowanie ĞwiadomoĞci osoby badanej, co jest zwykle osiągane np. przez polecenie jej wykonywania prostych zadaĔ arytmetycznych. 116

Odmiennym zagadnieniem jest prawidáowy wybór iloĞci zapisów, iloĞci prób (aktywacji) oraz dáugoĞci pojedynczego zapisu. Kryterium kompromisu jest tutaj z jednej strony najwyĪsza moĪliwa do osiągniĊcia istotnoĞü statystyczna (im wiĊcej prób, tym mniejsze prawdopodobieĔstwo báĊdnej klasyfikacji), z drugiej strony natomiast – brak niezaleĪnoĞci pomiĊdzy kolejnymi próbami (po pewnym czasie badania, czynniki zmĊczenia i znuĪenia zaczynają byü istotnie reprezentowane w zapisie).

5.4.3. Rejestracja sygnaáu



Akwizycja sygnaáu EEG zwykle dokonywana jest za poĞrednictwem noĞników danych cyfrowych i poprzedzona przez konwersjĊ analogowo-cyfrową wzmocnionego napiĊcia. Digitalizacja jest związana z kondycjonowaniem sygnaáu, a co najmniej z zastosowaniem filtru dolnoprzepustowego o táumieniu rzĊdu 60 dB dla poáowy czĊstotliwoĞci próbkowania (tzw. filtru antyaliasingowego). Zakáadane pasmo przepustowe sygnaáu ĞciĞle zaleĪy od techniki badania, skrajne wartoĞci osiągając dla:



– „endogennych” potencjaáów wywoáanych: DC–32 Hz, – potencjaáów wywoáanych móĪdĪkowych: 150–3000 Hz.



CzĊstym zabiegiem jest doáączanie zewnĊtrznych moduáów filtrów wáaĞciwych dla bieĪącego zastosowania rejestratora – uzupeániają one wtedy charakterystyki filtrów wbudowanych. Od filtrów specjalizowanych wymagane jest zwykle speánienie nastĊpujących zaáoĪeĔ:




– stromoĞü zbocza rzĊdu 24 dB/okt., – liniowa charakterystyka fazowa.

Próbkowanie sygnaáu EEG jest dokonywane standardowo z rozdzielczoĞcią 12 bitów, co odpowiada 4096 poziomom kwantyzacji. Rejestrator pozwala tak dobraü wzmocnienie, aby caáy zakres dynamiki byá wykorzystany, ale wskazane jest zachowanie pewnej rezerwy dynamiki, aby uniknąü przesterowaĔ w przypadku páywania linii izoelektrycznej spowodowanego niestabilnoĞcią kontaktu elektrod. Po próbkowaniu stosowana jest zwykle cyfrowa filtracja sygnaáu. Liniowa charakterystyka fazowa zastosowanych filtrów jest tutaj takĪe warunkiem koniecznym dla unikniĊcia znieksztaáceĔ fazowych miĊdzy kanaáami. Znieksztaácenia fazowe zmieniają zaleĪnoĞci czasowe pomiĊdzy wystĊpowaniem poszczególnych komponentów o róĪnych czĊstotliwoĞciach i uniemoĪliwiają porównywanie aktywnoĞci elektrycznej w dwóch kanaáach. Stosowanie skalibrowanych cyfrowych torów pomiarowych nie wymaga juĪ tradycyjnego zapisu impulsu kalibracyjnego przed kaĪdym sygnaáem, choü dla celów wizualnej kontroli sygnaáu jest to nadal praktykowane. Obliczanie niektórych parametrów iloĞciowych wymaga jednak dokáadnego skalowania osi amplitudy, a wiĊc rzeczywista wartoĞü wspóáczynnika wzmocnienia musi byü zapamiĊtana wraz z sygnaáem. 117

Kalibracja nowego systemu pomiarowego zawiera dodatkowe procedury, które okreĞlają: – jednakową wartoĞü wzmocnieĔ wszystkich kanaáów (dopuszczalna odchyáka – 10%) w caáym paĞmie przenoszenia, – jednakową wartoĞü przesuniĊü fazowych i opóĨnieĔ wszystkich kanaáów, – stabilnoĞü wartoĞci wzmocnienia przy rejestracji dáugoczasowej.

5.4.4. Detekcja i odrzucenie artefaktów Efektywna detekcja i odrzucenie artefaktów mają zasadnicze znaczenie dla prawidáowoĞci procesu analizy. Najprostszy, póáautomatyczny algorytm polega na:







– wskazaniu przez lekarza odcinka zapisu (30–60 s) nie zawierającego artefaktów, – automatycznym wyodrĊbnieniu na tym odcinku charakterystycznych cech widmowo-morfologicznych sygnaáu, – przeszukaniu przez system caáego zapisu i wskazaniu odcinków o istotnie róĪnych wartoĞciach wybranych cech, – przeglądniĊciu przez lekarza wskazanych odcinków i podjĊcie decyzji o wykluczeniu ich z analizy lub pozostawieniu jako reprezentacji patologii.




W peáni automatyczny algorytm detekcji artefaktów o zadowalających wáasnoĞciach nie zostaá dotąd zaproponowany. Podstawowa trudnoĞü polega na nieprzewidywalnoĞci struktury sygnaáu, odmienne wartoĞci cech opisujących mogą byü reprezentacją artefaktu, ale takĪe reprezentacją poszukiwanych zaburzeĔ (np. iglicy). Dodatkowe trudnoĞci pojawiają siĊ przy próbach konstrukcji „filtrów artefaktów”. Stosunkowo najlepsze rezultaty osiągniĊto w adaptacyjnej filtracji artefaktów pochodzenia okoruchowego. Sygnaá okoruchowy (ENG) rejestrowany jest równoczeĞnie z elektroencefalogramem, a nastĊpnie proporcjonalnie (z zastosowaniem wspóáczynników wagowych) odejmowany od sygnaáu uĪytecznego. Stosowanie podobnych metod do redukcji zakáóceĔ pochodzenia miĊĞniowego – zwáaszcza w odniesieniu do miĊĞni skóry gáowy lub miĊĞni jĊzyka) nie przyniosáo zadowalających rezultatów. Ostatnim krokiem tego etapu jest sprawdzenie sygnaáu przeznaczonego do analizy pod kątem speánienia kryteriów czasowych narzuconych przez projekt eksperymentu oraz stwierdzenie czy sygnaá mieĞci siĊ pomiĊdzy zaáoĪonymi wartoĞciami ekstremalnymi (brak przesterowaĔ). Speánienie kryteriów narzuconych przez projekt eksperymentu dotyczy nie tylko sygnaáu, ale takĪe towarzyszących mu zmiennych behawioralnych. Przykáadowo, jeĪeli eksperyment zakáada pomiar przy zamkniĊtych oczach, a przy którymĞ teĞcie nastąpi przypadkowe otwarcie oczu, to sygnaá zarejestrowany w czasie tego testu – nawet jeĞli nie jest zakáócony – powinien byü wykluczony z dalszej analizy, gdyĪ nie zostaá pobrany w odpowiednich warunkach. 118

5.4.5. Analiza sygnaáu surowego










Podczas analizy sygnaáu surowego przedmiotem zainteresowania są nastĊpujące zjawiska: – sygnaá táa elektroencefalograficznego (ang. background activity), – pojedyncze fale w sygnale EEG, – sygnaáy czasowo powiązane z bodĨcami, – obraz przestrzenny reprezentacji elektrycznej aktywnoĞci mózgu. ZawartoĞü czĊstotliwoĞciowa sygnaáu táa EEG moĪe byü okreĞlona poprzez izolacjĊ pojedynczych fal i pomiar ich okresu na podstawie odlegáoĞci punktów przejĞcia przez zero, albo za pomocą transformacji Fouriera prowadzącej bezpoĞrednio do obliczenia mocy widmowej sygnaáu i wyznaczenia udziaáu kaĪdego z pasm czĊstotliwoĞciowych w ogólnej energii sygnaáu. Tradycyjnie przyjĊty i powszechnie stosowany podziaá pasm czĊstotliwoĞciowych odpowiada falom delta (poniĪej 4 Hz), theta (4–7 Hz), alfa (8–13 Hz), beta (14–30 Hz) i gamma (powyĪej 30 Hz). Transformacja Fouriera jest obliczana za pomocą algorytmu FFT w oknie czasowym 1–4 s. Transformaty obliczone dla kolejnych pozycji okna (zwykle 30) są nastĊpnie uĞredniane i normalizowane w skali logarytmicznej. Pozwala to na uzyskanie rozkáadu parametrów zbliĪonego do rozkáadu normalnego, co ma istotne znaczenie przy weryfikacji hipotez z uĪyciem testów statystycznych. Coraz wiĊkszą popularnoĞü zdobywa stosowanie technik autoregresyjnych do obliczania estymatorów widma táa EEG. Model autoregresyjny opisuje seriĊ próbek (sygnaá) za pomocą kilku parametrów tak, jakby byáa ona wygenerowana za pomocą modelu matematycznego. Gáownym atutem tej metody jest brak zaáoĪeĔ o przebiegu sygnaáu poza rozwaĪanym oknem czasowym, co predystynuje ją do analizy krótkich ciągów próbek. Krytyczny jest natomiast poprawny dobór modelu matematycznego reprezentującego analizowaną sekwencjĊ wartoĞci. Zazwyczaj nie jest on oparty na zaleĪnoĞciach fizjologicznych, a jedynie dostarcza opisu relacji wejĞciowo-wyjĞciowych modelowanego procesu traktowanego jak „czarna skrzynka”. Model záoĪony z dwóch czáonów: autoregresyjnego i ruchomej Ğredniej ARMA (ang. autoregressive moving average) zastosowany w dziedzinie transformaty Z sygnaáu pozwala na wyznaczenie jego widma. Przeciwnie do transformaty Fouriera sygnaáu surowego zawierającej wartoĞci wszystkich analizowanych czĊstotliwoĞci, wspóáczynniki modelu autoregresyjnego informują o udziale gáównych skáadowych widma. W niektórych zastosowaniach, to uproszczenie moĪe znacznie uáatwiü interpretacjĊ zawartoĞci informacyjnej sygnaáu. Analiza niestacjonarnoĞci sygnaáu EEG (lub analiza procesów zmiennych w czasie) jest zwykle narzĊdziem uĪywanym do detekcji fal i wyáadowaĔ typowych dla epilepsji. Dwie techniki konkurują ze sobą w klinicznych zastosowaniach: 1) krótkookresowa transformacja Fouriera, 2) rekursywne modelowanie liniowe (filtracja Kalmana). Iglica jest poszukiwana przez porównanie wartoĞci komponentów czĊstotliwoĞciowych z zadaną wartoĞcią progową. JeĪeli wartoĞü zostaáa przekroczona jednoczeĞnie w zakresie czĊstotliwoĞci wysokich i niskich, algorytm stwierdza obecnoĞü iglicy. DokáadnoĞü okreĞlenia pozycji iglicy jest równa dáugoĞci okna i wynosi zazwyczaj 0,5 s. Krótsze wartoĞci dáugoĞci okna nie pozwalają analizowaü dostatecznie niskich czĊstotliwoĞci w sygnale. 119

Sygnaáy czasowo powiązane z bodĨcami mogą byü bardzo áatwo i efektywnie wyodrĊbnione z sygnaáu za pomocą uĞredniania. Wykorzystując ich korelacjĊ czasową z bodĨcem i jednoczeĞnie brak korelacji z aktywnoĞcią táa oraz szumem moĪna zmniejszyü wpáyw tych ostatnich przez zastosowanie uĞredniania (tab. 5.1). Tabela 5.1 Algorytm uĞredniania sygnaáów UĝREDNIANIE SYGNAàU ZAàOĩENIE: sygnaá uĪyteczny s(t) i szum n(t) nie są skorelowane dlatego moĪna sygnaá f(t) przedstawiü jako sumĊ

f (t) = s(t) + n(t).



Niech f (t) bĊdzie próbkowana z interwaáem T

f (iT) = s(iT) + n(iT).

m

m

k =1

k =1



KaĪda próbka jest przechowywana w pamiĊci, po m powtórzeniach zawartoĞü i-tej komórki pamiĊci jest nastĊpująca m

∑ f (iT ) = ∑ s(iT ) + ∑ n(iT )

dla i = 1, 2, ..., n.



k =1

Skáadowa sygnaáu uĪytecznego jest identyczna przy kaĪdym powtórzeniu o ile kolejne porcje sygnaáu są wáaĞciwie zsynchronizowane, a wiĊc m




∑ s(iT ) = m ⋅ s(iT ).

k =1

Na tym etapie wykorzystane jest zaáoĪenie, Īe szum ma charakter losowy o zerowej wartoĞci Ğredniej. Po m powtórzeniach m

∑ n(iT ) =

k =1

m ⋅ σ 2n = m ⋅ σ n .

Obliczając stosunek sygnaáu do szumu, po m powtórzeniach otrzymujemy

SNRm =

m ⋅ s(iT ) m ⋅ σn

= m ⋅ SNR

a wiĊc odstĊp od szumu zostaá powiĊkszony m razy.

Ta prosta obliczeniowo technika jest powszechnie stosowana do wyodrĊbnienia z aktywnoĞci táa sygnaáu odpowiedzi podczas analizy wzrokowych potencjaáów wywoáanych (po ok. 100 powtórzeniach bodĨca), a nawet sáuchowych potencjaáów wywoáanych (po ok. 4000 powtórzeĔ bodĨca). 120

Analiza przestrzenna zwana teĪ mapowaniem mózgu jest techniką zapisu wielokanaáowego mającą na celu przestrzenną topologiczną rekonstrukcjĊ zjawisk elektrycznych reprezentujących pracĊ mózgu. DokáadnoĞü odwzorowania zaleĪy od gĊstoĞci siatki utworzonej przez elektrody pomiarowe. Przy zastosowaniu 60 elektrod przeciĊtna odlegáoĞü miĊdzy elektrodami wynosi 33 mm, zwiĊkszenie liczby kanaáów do 120 redukuje ten dystans do 23 mm. Analiza przestrzenna jest stosowana zwykle w poáączeniu z którąĞ z wczeĞniej opisanych technik analizy surowego sygnaáu EEG.

5.4.6. WyodrĊbnienie cech WyodrĊbnianie cech charakteryzujących zapis elektroencefalograficzny stanowi pierwszy etap redukcji informacji zawartych w sygnale.



PrzewaĪnie jest ono prowadzone w oparciu o:



– metody heurystyczne (wspóáczynniki analogiczne do interpretacji wizualnej), – metody statystyczne.






Cechą charakterystyczną metod heurystycznych jest brak uzasadnienia stosowania tych czy innych algorytmów przetwarzania, wyboru tych czy innych wartoĞci progowych. WskaĨniki iloĞciowe obliczane z zastosowaniem metod heurystycznych są czĊsto proponowane intuicyjnie, a nastĊpnie weryfikowane z uĪyciem metod statystycznych i lokalnie dostĊpnej populacji o charakterystycznych zaburzeniach. WskaĨniki obliczane z uĪyciem metod heurystycznych są zwykle proponowanie jako próba iloĞciowego opisu róĪnic obserwowanych graficznie na wykresach czasowych lub czĊstotliwoĞciowych. Ich jakoĞü diagnostyczna nie przekracza wiĊc moĪliwoĞci interpretacji wizualnej, ale zaletą jest na pewno powszechne przyjĊcie i stosowanie niektórych wskaĨników przez neurologów caáego Ğwiata. Statystyczne metody wyodrĊbniania cech sygnaáu zakáadają znacznie ograniczone wykorzystanie wiedzy o naturze sygnaáu EEG. CzĊsto stosowana metoda analizy skáadników podstawowych polega na utworzeniu liniowej kombinacji duĪego zbioru zmiennych i redukowaniu go w ten sposób aby otrzymaü mniejszy zbiór maksymalnie nieskorelowanych zmiennych charakteryzujących siĊ duĪą zmiennoĞcią na przetwarzanym zestawie danych. Wadą takiego podejĞcia jest nieuwzglĊdnienie nierównomiernej istotnoĞci diagnostycznej poszczególnych zmiennych w zbiorze wyjĞciowym. Skutkiem tego, zmienne wykazujące wiĊkszą wariancjĊ uzyskają uprzywilejowany wpáyw na wynik koĔcowy, bez uzasadnienia ze strony ich klinicznej wartoĞci.

5.4.7. Testowanie hipotez Testowanie hipotez o istotnej róĪnoĞci zbioru bieĪących parametrów iloĞciowych (reprezentujących aktualnie analizowany sygnaá) od zbioru parametrów typowych dla konkretnego zaburzenia ma wykazaü na drodze statystycznej brak reprezentacji 121

tego zaburzenia w analizowanym sygnale. OczywiĞcie moĪna to zrobiü tylko przy zaáoĪeniu pewnego ryzyka popeánienia báĊdu, w statystyce zwanego poziomem istotnoĞci. W efekcie otrzymujemy odpowiedĨ, Īe pewne diagnozy są wykluczone, pewne zaĞ – zwykle znacznie mniejsza ich iloĞü – prawdopodobne. Do testowania hipotez moĪna uĪyü testów statystycznych jednej lub kilku zmiennych, zaleĪnie od liczby wymiarów w których ma byü poprowadzona páaszczyzna dyskryminacji. Zwykle testy statystyczne moĪna podzieliü na: – parametryczne (np. test t), stosowane gdy licznoĞü i wariancja w obu podgrupach jest podobna, a zmienna ma rozkáad normalny; – nieparametryczne (np. test Koámogorowa–Smirnowa), stosowane dla przypadków znacznych dysproporcji miĊdzy zbiorami danych lub gdy rozkáad zmiennej odbiega od normalnego.







Testowanie hipotez moĪe teĪ byü dokonane metodami wielowymiarowego rozpoznawania wzorców. Wymaga to okreĞlenia wzorców znanych zaburzeĔ – zwykle wielowymiarowych tzn. záoĪonych z wielu istotnie róĪnych cech. Dla kaĪdej cechy musi równieĪ istnieü odrĊbna metryka, tj. miara odlegáoĞci w dziedzinie tej cechy. Wspóáczynniki wagowe reprezentujące diagnostyczną istotnoĞü poszczególnych cech sáuĪą nastĊpnie do okreĞlania globalnej „odlegáoĞci” zestawu cech analizowanego aktualnie sygnaáu od poszczególnych wzorców. Kilka wzorców, od których testowany sygnaá byá najmniej odlegáy jest uwaĪanych za najbardziej prawdopodobne rozpoznania diagnostyczne.

5.4.8. Weryfikacja




Pierwsza czĊĞü weryfikacji jest procesem dokonywanym automatycznie, wyodrĊbniającym najbardziej znaczące róĪnice parametrów aktualnie otrzymanych i uwaĪanych za fizjologicznie prawidáowe. RównieĪ istotnoĞü i powtarzalnoĞü otrzymanych rezultatów jest sprawdzana na tym etapie. Druga czĊĞü weryfikacji jest przeprowadzana przez lekarza interpretującego wyniki, przy wykorzystaniu wiedzy o pacjencie i eksperymencie niedostĊpnej dla systemu. Lekarz sprawdza poprawnoĞü otrzymanych rezultatów, a dopiero po stwierdzeniu, Īe otrzymane wartoĞci poszczególnych parametrów są prawdopodobne i mają sens kliniczny, przystĊpuje do formuáowania wniosków diagnostycznych, czyli interpretacji wyników.

5.5. Analiza wzrokowych potencjaáów wywoáanych Analiza zjawisk elektrycznych zachodzących w mózgu w nastĊpstwie dziaáania bodĨca wizualnego – wzrokowych potencjaáów wywoáanych VEP (ang. Visual Evoked Potentials) jest obecnie podstawową metodą diagnostyki zmian systemu postrzegania, a ponadto – dziĊki pobudzaniu niektórych symptomów wraz z aktywnoĞcią tego syste122

mu – cennym narzĊdziem neurologii i neurochirurgii. Przeciwnie do liczącej sobie z górą 70 lat elektroencefalografii, zaáoĪenia techniki analizy wzrokowych potencjaáów wywoáanych zostaáy sformuáowane ok. 30 lat temu, natomiast rozpowszechnienie jej zastosowaĔ klinicznych nastąpiáo w ostatniej dekadzie. Powodem opóĨnieĔ jest koniecznoĞü zastosowania maszyn cyfrowych w celu zautomatyzowanego uĞredniania odpowiedzi na kolejno powtarzane bodĨce, co jest niezbĊdne dla wydobycia ich spoĞród innych form aktywnoĞci elektrycznej mózgu oraz aktywnoĞci podstawowej zachodzących w tym samym czasie i miejscu. W uĞrednianiu wykorzystywana jest moĪliwoĞü przedstawienia zarejestrowanego sygnaáu elektrycznego jako sumy dwóch skáadowych:





1) skáadowej skorelowanej z bodĨcem (skáadowe tego typu są równieĪ skorelowane miĊdzy sobą w sygnaáach otrzymanych w wyniku powtórzeĔ bodĨca); 2) skáadowej nieskorelowanej z bodĨcem, zawierającej reprezentacjĊ innych form aktywnoĞci mózgu oraz szumy aparatury (skáadowe tego typu w sygnaáach otrzymanych w wyniku powtórzeĔ bodĨca charakteryzują siĊ rozkáadem normalnym o wartoĞci oczekiwanej równej zeru).






Jak juĪ wczeĞniej wykazano, uĞrednianie sygnaáów otrzymanych w wyniku serii N powtórzeĔ bodĨca prowadzi do poprawy stosunku sygnaáu (rozumianego tutaj jako koherentna odpowiedĨ na bodziec) do szumu (zawierającego takĪe reprezentacjĊ wszystkich równoczesnych procesów elektrofizjologicznych) równej N razy. Wzrokowe potencjaáy wywoáane najlepiej reprezentowane są w sygnaáach pobranych z odprowadzeĔ potylicznych, co odpowiada lokalizacji oĞrodka wzroku (rys. 5.8). NajczĊĞciej uĪywane są wchodzące w skáad systemu 10–20 elektrody O1, Oz i O2, choü spotykane jest takĪe uĪycie elektrod specjalnych. Cz

Fz

F

C Pz B

P

T

O

oscyloskop

ploter

wzmacniacz

komputer

A Oz

I P

wyzwalanie

Rys. 5.8. Schemat badania wzrokowych potencjaáów wywoáanych

123

Stymulacja narządu wzroku najczĊĞciej przeprowadzana jest: – jednorodnym bodĨcem báyskowym (stymulacja postrzegania fotopowego, patrz opis elektroretinografii), – wzorcem o kontrolowanej luminancji (staáa wartoĞü luminancji odpowiada stymulacji skotopowej). NiezaleĪnie od rodzaju bodĨca akwizycja sygnaáu przeprowadzana jest dla serii 30–400 stymulacji przeprowadzanych z czĊstotliwoĞcią 0,5–60 Hz. IloĞciowe parametry diagnostyczne stanowiące rezultat analizy wzrokowych potencjaáów wywoáanych zaleĪą od zastosowanego protokoáu badania:



– stymulacja serią bodĨców o staáej niewielkiej czĊstotliwoĞci od 0,5 do 2 Hz umoĪliwia rejestracjĊ zjawisk przejĞciowych, – stymulacja serią bodĨców o czĊstotliwoĞci zmiennej od 3 do 60 Hz umoĪliwia rejestracjĊ stacjonarnej odpowiedzi wywoáanej.

a P1

P2



t



Stymulacja serią bodĨców o staáej niewielkiej czĊstotliwoĞci prowadzi do uzyskania obrazu stanów przejĞciowych związanych z zaobserwowaniem bodĨca (rys. 5.9).




N2

10 µV

N1

100 ms

Rys. 5.9. Wzrokowe potencjaáy wywoáane pojedynczym báyskiem (po uĞrednieniu 64 powtórzeĔ w odstĊpie 1 s); na rysunku zaznaczono podstawowe parametry diagnostyczne

Dopiero po wygaĞniĊciu wszystkich zjawisk wywoáanych przez bodziec (ok. 300–500 ms) podawany jest bodziec nastĊpny. Podstawowym parametrem iloĞciowym jest latencja (opóĨnienie) pierwszego maksimum odpowiedzi. PoniewaĪ w stanach fizjologicznych maksimum to wystĊpuje od ok. 90 do 110 ms po stymulacji, nazywane jest P100. Amplituda i opóĨnienie zaleĪą od stanu osoby badanej, ale takĪe od intensywnoĞci báysku stymulującego. Osáabienie natĊĪenia bodĨca powoduje zmniejszenie siĊ amplitudy i wydáuĪenie opóĨnienia odpowiedzi. 124

Podczas stymulacji serią bodĨców o czĊstotliwoĞci zmiennej kolejny bodziec dziaáa juĪ przed wygaĞniĊciem aktywnoĞci związanej z bodĨcem poprzednim. Prowadzi do sytuacji, kiedy niemoĪliwy jest pomiar zjawisk związanych z pojedynczym bodĨcem, w zamian rejestrowany jest stan ustalony aktywnoĞci (fale) związanej z intensywnoĞcią i czĊstotliwoĞcią powtórzeĔ rozbáysków (rys. 5.10). Amplituda fal zaleĪy od czĊstotliwoĞci báysków – dla niektórych czĊstotliwoĞci nakáadanie siĊ odpowiedzi na kolejne bodĨce powoduje wzrost amplitudy. W stanie prawidáowym obserwowane są trzy maksima amplitudy dla nastĊpujących czĊstotliwoĞci bodĨca: 10 Hz, 13–25 Hz, 40–60 Hz. NieobecnoĞü któregoĞ maksimum jest uwaĪana za objaw patologiczny. sygnaáy uĞrednione z 12 sekund P1 2 N2



N1






czĊstotliwoĞü báysków [1/s]

4

6



P2

8

10

12

10 µV

14 100 ms

Rys. 5.10. Wzrokowe potencjaáy wywoáane serią báysków przy wzrastającej czĊstotliwoĞci powtórzeĔ

125

5.6. Analiza sáuchowych potencjaáów wywoáanych










Gdyby byáa moĪliwa rejestracja pobudzeĔ wywoáanych bodĨcem akustycznym BAEP (ang. brainstem auditory evoked potentials) bezpoĞrednio z kilku poziomów oĞrodków podkorowych áatwo byáoby moĪna zaobserwowaü aktywacje kolejnych elementów szlaku sáuchowego. Niestety, napiĊcia moĪliwe do zarejestrowania z elektrod na páatkach usznych są rzĊdu 0,2 µV (dla bodĨca o natĊĪeniu 90 dB), a wiĊc okoáo stukrotnie niĪsze niĪ elektryczna reprezentacja zachodzącej równoczeĞnie aktywnoĞci mózgu. Ten najmniejszy rejestrowany u czáowieka sygnaá elektrodiagnostyczny naprawdĊ wymaga wiele wysiáku wáoĪonego na kaĪdym etapie badania, od prawidáowego ustawienia elektrod poprzez zastosowanie najwyĪszej klasy rejestratorów, aĪ do wielokrotnego uĞredniania (typowo 4000–8000 odpowiedzi na bodziec). UĞrednianie tak wielkiej iloĞci sygnaáów wymaga uĪycia maszyny cyfrowej, wiąĪe siĊ takĪe ze znacznym wydáuĪeniem badania. SzczĊĞliwie, caáa inte-resująca czĊĞü tzw. krótkookresowej odpowiedzi wywoáanej, która reprezentuje aktywnoĞü elementów szlaku sáuchowego, zawiera siĊ w czasie 10 ms po wystąpieniu bodĨca akustycznego, co pozwala uzyskaü odpowiedĨ przejĞciową, zawierającą reprezentacjĊ wszystkich zjawisk zachodzących w związku z pojedynczym bodĨcem, przy czĊstotliwoĞci powtórzeĔ ok. 50–70 Hz. Stymulacja bodĨcem akustycznym wymaga uĪycia sáuchawek o skalibrowanym skoku membrany. WartoĞü skoku membrany jest tak dobrana, Īe istnieje Ğcisáa zaleĪnoĞü amplitudy napiĊcia pobudzającego i przyrostu ciĞnienia akustycznego (co jest równowaĪne z natĊĪeniem dĨwiĊku). Bodziec stymulujący ma postaü prostokątnego skoku napiĊcia o czasie trwania 100 µs i amplitudzie dobranej stosownie do Īądanego natĊĪenia dĨwiĊku. Taka postaü elektrycznego pobudzenia powoduje jednorazowe pchniĊcie membrany sáuchawki, co za poĞrednictwem narządu sáuchu wywoáuje aktywacjĊ kolejnych elementów szlaku sáuchowego. Rejestracja potencjaáów wywoáanych sáuchowo prowadzona jest z uĪyciem dwubiegunowych elektrod umieszczonych na páatkach usznych. Zwykle stosuje siĊ wzmacniacze róĪnicowe o maksymalnie rozbudowanych zabezpieczeniach przeciwzakáóceniowych. Typowa wartoĞü wzmocnienia wynosi 5×105. Sygnaá jest filtrowany za pomocą filtrów pasmowo-przepustowych w paĞmie 100–3000 Hz, niewielkie nachylenie charakterystyki (6 dB/okt) zapewnia minimum znieksztaáceĔ fazowych. Przetwornik analogowo-cyfrowy jest wyzwalany sygnaáem bodĨca, przez co uzyskuje siĊ Ğcisáą korelacjĊ czasową pomiĊdzy nim a zarejestrowanym sygnaáem odpowiedzi. CzĊstotliwoĞü próbkowania jest zwykle wysoka i wynosi 25–100 kHz, dziĊki czemu precyzja czasowa parametrów iloĞciowych jest rzĊdu odpowiednio 40–10 µs. RozdzielczoĞü przetwornika analogowo-cyfrowego wynosi zwykle 12 bitów. Wprawdzie sygnaáy odpowiedzi nie charakteryzują siĊ aĪ taką dynamiką, ale pamiĊtaü naleĪy, Īe wydobywane są one z táa o znacznie wiĊkszej amplitudzie (rzĊdu 50 µV). Pomiar amplitudy sygnaáu odpowiedzi jest wiĊc prowadzony z rozdzielczoĞcią ok. 12 nV. 126

Kolejne pobudzanie narządów wchodzących w skáad áaĔcucha szlaku sáuchowego prowadzi do nakáadania siĊ kolejnych opóĨnionych odpowiedzi, co w sygnale sáuchowych potencjaáów wywoáanych jest obserwowane jako fale (rys. 5.11). Fale numerowane kolejno od I do V stanowią reprezentacjĊ transmisji pobudzenia, co jest podstawą tzw. audiometrii obiektywnej. Parametrami iloĞciowymi odpowiedzi na bodziec akustyczny są opóĨnienia poszczególnych fal reprezentujące prĊdkoĞü przewodzenia bodĨca oraz stosunki kolejnych amplitud, co stanowi przesáankĊ diagnostyczną opisującą wáasnoĞci poszczególnych neuronów dla zmiennego natĊĪenia bodĨca. Szczególną wartoĞü diagnostyczną ma fakt wystąpienia V fali, Ğwiadczy to bowiem o dotarciu pobudzenia do sáuchowych oĞrodków kory mózgowej. W audiometrii obiektywnej przyjĊto utoĪsamiaü wystąpienie V fali z usáyszeniem sygnaáu bodĨca, natomiast jej brak z niepobudzeniem oĞrodków sáuchowych i brakiem wraĪeĔ akustycznych. V IV

 I II

III



stymulacja klik 60 dBSL

Cz+(A –)



0,1 µV




V IV

III

MG

II

IC LL

I

SO

AN CN

2

4

6

8

10 ms

Rys. 5.11. Geneza sáuchowych potencjaáów wywoáanych – kumulacja odpowiedzi kolejnych elementów szlaku sáuchowego jest wypadkowym rejestrowym sygnaáem (fale I–V)

127

Procedura diagnostyczna audiometrii obiektywnej przebiega nastĊpująco (rys. 5.12): – pierwszy test przeprowadzany jest z zastosowaniem znacznego natĊĪenia bodĨca (typowo ok. 90 dB); – dokonywana jest detekcja V fali (prawdopodobieĔstwo jej wystąpienia jest znaczne); – kolejne testy są przeprowadzane dla kolejno zmniejszanych wartoĞci natĊĪenia bodĨca, wystĊpowanie wzorca V fali jest caáy czas kontrolowane – wraz ze zmniejszaniem siĊ natĊĪenia bodĨca zmniejsza siĊ takĪe amplituda V fali i zwiĊksza czas opóĨnienia; – stwierdzenie braku V fali wyznacza próg sáyszalnoĞci przy poprzednio wykonanej próbie – obecnie uĪyty bodziec nie wywoáaá juĪ wraĪeĔ akustycznych.

I

III

I–III (ms)





70 dBSL

2,52

2,44




60 dBSL

V



wiek 25

50 dBSL

2,48

40 dBSL

2,02

30 dBSL

2,04 0,1 µV 0

2

4

6

8

10 ms

Rys. 5.12. Zasada audiometrii obiektywnej opartej na analizie V fali sáuchowych potencjaáów wywoáanych – obniĪanie natĊĪenia bodĨca powoduje obniĪanie energii i zwiĊkszanie opóĨnieĔ wystĊpowania odpowiedzi

128

Audiometria obiektywna, pomimo koniecznoĞci zaangaĪowania znacznych nakáadów technicznych, jest techniką nową i obiecującą. UmoĪliwia bowiem ocenĊ progu sáyszalnoĞci w sytuacji, gdy nie moĪna liczyü na wspóápracĊ osoby badanej: – u osób w podeszáym wieku, – u osób nieprzytomnych, – u noworodków.










Ostatni przypadek jest szczególnie interesujący wobec faktu, Īe proces ksztaátowania narządu sáuchu nie koĔczy siĊ w Īyciu páodowym, ale przebiega dalej w pierwszych tygodniach po porodzie. Istnieje wówczas szansa na stwierdzenie poprawnoĞci tego rozwoju i – póki jeszcze moĪliwe – zastosowanie odpowiednich Ğrodków terapeutycznych z dziedziny laryngologii lub neurologii. UĪycie wspomagania komputerowego do wyznaczania parametrów iloĞciowych odpowiedzi na bodziec akustyczny jest stosunkowo powszechne w zakresie wyznaczania wierzchoáków maksimów kolejnych fal. Zwykle jest to realizowane przez przybliĪenie parabolą iloĞci próbek odpowiadającej ok. 300 µs sygnaáu. PoáoĪenie maksimum paraboli pozwala dokáadniej wyznaczyü opóĨnienie fali i uniezaleĪniü otrzymaną wartoĞü od zakáóceĔ sygnaáu. Spotykane są równieĪ systemy stosujące róĪne metody rozpoznawania wzorców do poszukiwania V fali w kolejnych zapisach dla coraz niĪszej amplitudy bodĨca. ZaleĪnoĞü spodziewanych poáoĪeĔ wierzchoáka V fali od natĊĪenia bodĨca zostaáa precyzyjnie zdefiniowana przez neurologów i odpowiada zakresowi automatycznego poszukiwania wzorca V fali. Nie jest natomiast stosowana automatyczna detekcja V fali, dotychczas proponowane algorytmy nie zapewniaáy bowiem parametrów jakoĞciowych, które umoĪliwiáyby caákowite zautomatyzowanie tego procesu. Wynika to przede wszystkim z trudnoĞci formalnego opisu cech fali V, co mogáoby nastĊpnie zostaü zapisane w postaci algorytmu.

129

130










6. Elektrokardiografia

6.1. Podstawy elektrokardiografii



6.1.1. Parametry diagnostyczne EKG








Podstawowym celem elektrokardiografii jest diagnostyka pracy serca na podstawie obserwowanych zjawisk elektrycznych. ZdolnoĞü wáókien miĊĞnia serca do spontanicznego przekazywania pobudzeĔ powoduje, Īe w skurczu biorą udziaá wszystkie zdolne do tego komórki miĊĞniowe. Ta typowa dla miĊĞnia serca synchronizacja powoduje, Īe poszczególne fazy skurczu są wyraĨniej reprezentowane przez zjawiska elektryczne niĪ ma to miejsce w przypadku innych sygnaáów elektrodiagnostycznych. Sygnaá elektrokardiograficzny charakteryzuje siĊ wystĊpowaniem struktur reprezentujących chronologicznie kolejne etapy cyklu pracy serca. Z diagnostycznego punktu widzenia najbardziej istotne są (rys. 6.1): – parametry czasowe – reprezentujące nastĊpstwo zjawisk związanych z pobudzeniem i relaksacją miĊĞnia serca, – parametry morfologiczne – reprezentujące miejsce powstania impulsu pobudzającego i drogĊ jego przewodzenia.

Rys. 6.1. Parametry diagnostyczne EKG

131

Paradoksalnie, najmniej istotna diagnostycznie jest amplituda rejestrowanego sygnaáu, zawiera ona bowiem reprezentacje wpáywu licznych zjawisk pozakardiologicznych oraz zmiennych warunków rejestracji. WystĊpowanie áatwych w interpretacji struktur sygnaáu, stosunkowa áatwoĞü rejestracji oraz prawie 100 lat doĞwiadczeĔ w interpretacji sygnaáu są przyczynami, dla których zawartoĞü informacyjna elektrokardiogramu jest znacznie wiĊksza niĪ pozostaáych biopotencjaáów i okreĞlana na poziomie 70%. Pomimo to naleĪy zdawaü sobie sprawĊ z istnienia bardzo powaĪnych dysfunkcji serca (np. niedomykalnoĞci zastawek), nie znajdujących reprezentacji w zapisie EKG. Rozwój techniki rejestracji i obróbki sygnaáów cyfrowych a takĪe zróĪnicowane zapotrzebowanie diagnostyczne doprowadziáy do wyodrĊbnienia nastĊpujących gaáĊzi elektrokardiografii: standardowe 12-odprowadzeniowe badanie EKG, elektrokardiografia próby wysiákowej, 24-godzinna rejestracja metodą Holtera, wektokardiografia i elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci,



– – – –








W zaleĪnoĞci od konkretnej potrzeby diagnostycznej powyĪsze techniki mogą byü uĪyte w dowolnych kombinacjach. KaĪda z nich charakteryzuje siĊ odrĊbnymi wáasnoĞciami i innych informacji dostarcza. Rzeczą najwaĪniejszą z punktu widzenia przetwarzania sygnaáów jest zestaw zastosowanych algorytmów prowadzących od surowego sygnaáu do konkretnej oczekiwanej informacji. Przetwarzanie sygnaáów elektrokardiograficznych jest najbardziej zaawansowaną dziedziną zautomatyzowanej elektrodiagnostyki medycznej – posáuguje siĊ m.in. dedykowanymi algorytmami przetwarzania i transformacjami sygnaáu zaprojektowanymi specjalnie z uwzglĊdnieniem wáasnoĞci elektrokardiogramów.

6.1.2. Fizjologia ukáadu bodĨcotwórczo-bodĨcoprzewodzącego serca Pobudzenie nawet jednej komórki miĊĞnia sercowego moĪe spowodowaü, Īe fala depolaryzacji rozprzestrzeni siĊ na najbliĪsze pobudliwe wáókna miĊĞniowe, a z tych z kolei na dalsze. SzybkoĞü przewodzenia bodĨca w tych warunkach wynosi ok. 400 mm/s wzdáuĪ wáókien, a 200 mm/s w poprzek wáókien. Takie spontaniczne przekazywanie pobudzenia jest cechą charakterystyczną miĊĞnia serca. Tym niemniej, w warunkach fizjologicznych wytwarzanie i przewodzenie impulsów depolaryzujących jest realizowane przez ukáad bodĨcotwórczo-bodĨcoprzewodzący, zbudowany z wyspecjalizowanych pozbawionych wáasnoĞci kurczliwych wáókien miĊĞniowych. CzĊĞü z tych wáókien, poza zdolnoĞcią do szybkiego przewodzenia, charakteryzuje siĊ zdolnoĞcią do samoczynnej depolaryzacji, czyli wytwarzania bodĨców. Gáówne elementy ukáadu bodĨcotwórczo-bodĨcoprzewodzącego (rys. 6.2) przedstawione są na s. 133. 132










– WĊzeá zatokowo-przedsionkowy SA (Sinoatrialis) poáoĪony u ujĞcia Īyáy gáównej górnej do prawego przedsionka jest podstawowym generatorem rytmu sterowanym przez sympatyczny (wspóáczulny, adrenergiczny) i parasymparyczny (przywspóáczulny, cholinergiczny) ukáad nerwowy. U czáowieka ma on powierzchniĊ ok. 1 mm2 i skáada siĊ z kilku tysiĊcy komórek rozrusznikowych. Sterowanie rytmem tego generatora odbywa siĊ na drodze neurologicznej poprzez wzajemnie antagonistyczne dziaáanie ukáadu sympatycznego (pobudzanie) i parasympatycznego (hamowanie), a takĪe za poĞrednictwem hormonów adrenaliny i tyroksyny. – Szlak miĊdzyprzedsionkowy (tzw. wiązka Bachmanna) przekazujący pobudzenie do komórek miĊĞni lewego przedsionka. – Szlaki miĊdzywĊzáowe: • przedni, • Ğrodkowy (Wenckebacha), • tylny (Thorela). Szlak przedni przekazuje pobudzenie do wĊzáa przedsionkowo-komorowego, pozostaáe są zapasowymi drogami bodĨcoprzewodzącymi i w warunkach fizjologicznych są nieczynne. – WĊzeá przedsionkowo-komorowy AV (Atrioventricular) poáoĪony pod wsierdziem prawego przedsionka posiada zdolnoĞci bodĨcotwórcze (czĊstotliwoĞü 1 ), dlatego nazywany jest zapasowym generatorem rytmu; od ok. 45 do 60 min w warunkach fizjologicznych jest przekaĨnikiem bodĨca ze szlaku miĊdzywĊzáowego przedniego do pĊczka Hisa; charakteryzuje go bardzo wolne przewodzenie bodĨca (rzĊdu 50–100 mm/s), czego skutkiem jest opóĨnienie (typowo 120 ms) skurczu komór wzglĊdem skurczu przedsionków. – PĊczek Hisa wychodzi z wĊzáa AV i po dojĞciu do przegrody miĊdzykomorowej dzieli siĊ na dwie odnogi: 1) prawą (wąską), 2) lewą (szeroką). RozgaáĊzienia te (odnogi) takĪe posiadają zdolnoĞci bodĨcotwórcze (czĊsto1 ), ale warunkach fizjologicznych są zwykle przekaĨnikiem tliwoĞü ok. 40 min bodĨca (prĊdkoĞü przewodzenia ok. 2000 mm/s). Lewa odnoga pĊczka Hisa dzieli siĊ na trzy wiązki: 1) przednią, 2) tylną, 3) przegrodową. – Wáókna Purkinjego to rozgaáĊzione zakoĔczenia wiązek pĊczka Hisa w obu komorach; one równieĪ posiadają zdolnoĞci bodĨcotwórcze (czĊstotliwoĞü ok. 1 ); stanowią ostatni element ukáadu bodĨcoprzewodzącego, przenosząc 20 min pobudzenia bezpoĞrednio na roboczy miĊsieĔ komór. 133

wĊzeá zatokowo-przedsionkowy (SA)

szlak miĊdzyprzedsionkowy

szlak miĊdzywĊzáowy wĊzeá przedsionkowo-komorowy (AV) lewa odnoga pĊczka Hisa

pĊczek Hisa

wiązka przednia lewej odnogi pĊczka Hisa

prawa odnoga pĊczka Hisa

wiązka tylna lewej odnogi pĊczka Hisa



wáókna Purkinjego

Rys. 6.2. Anatomia ukáadu bodĨcotwórczo-bodĨcoprzewodzącego serca








W warunkach prawidáowych generatorem pobudzenia jest wĊzeá SA, skąd rozprzestrzenia siĊ ono na komórki miĊĞnia prawego przedsionka, a takĪe – za poĞrednictwem szlaku miĊdzyprzedsionkowego – na komórki miĊĞnia lewego przedsionka. Taka kolejnoĞü táumaczy początkowy kierunek wypadkowego pola elektrycznego związanego z frontem pobudzenia w prawo, nastĊpnie w dóá (tu dáugoĞü wektora jest najwiĊksza), na koniec wreszcie w lewo, aĪ do caákowitego zaniku pola elektrycznego. Odpowiada to sytuacji, gdy w obrĊbie przedsionków wszystkie komórki miĊĞniowe są pobudzone, a na skutek przedáuĪonej refrakcji Īadna z komórek nie jest w stanie przyjąü pobudzenia. Depolaryzacja przedsionków jest wiĊc reprezentowana przez pole elektryczne, którego wypadkowy wektor zatoczyá pĊtlĊ w przestrzeni, a odpowiednio usytuowane elektrody pomiarowe zarejestrują zmiany napiĊcia zwane na elektrokardiogramie zaáamkiem P. Pobudzenie z wĊzáa SA przesyáane jest takĪe przednim szlakiem miĊdzywĊzáowym do wĊzáa AV, gdzie napotyka na oĞrodek o bardzo maáej prĊdkoĞci przewodzenia. Przez czas ok. 120 ms Īadne zjawiska elektryczne nie są obserwowane i dlatego moment ten przyjĊto uwaĪaü za liniĊ izoelektryczną. Stanowi ona punkt referencyjny przy manualnej oraz automatycznej interpretacji elektrokardiogramu, gdyĪ wĊzeá AV znajduje siĊ w topologicznym centrum miĊĞnia serca. Po przejĞciu pobudzenia przez rozgaáĊzienie pĊczka Hisa rozpoczyna siĊ depolaryzacja przegrody miĊdzykomorowej, ale poniewaĪ przewodzenie jest tu bardzo szybkie, w niedáugim czasie pobudzenie obejmuje koniuszek serca i dolne czĊĞci komór. Front pobudzenia gwaátownie rozszerza siĊ powodując nagáe skrĊcenie w dóá wektora pola elektrycznego (początkowo zwróconego w prawo) i nagáe zwiĊkszenie jego dáugoĞci. Dalsze rozprzestrzenianie siĊ pobudzenia nastĊpuje juĪ bezpoĞrednio w komórkach miĊĞniowych. W komorze prawej o stosunkowo cienkiej Ğcianie zewnĊtrznej (co jest związane z niskimi ciĞnieniami w tĊtnicach páucnych) szybko dochodzi do stanu nasycenia. 134

przedsionki rozkurcz

skurcz




komory rozkurcz







W komorze lewej, której masa miĊĞniowa jest u zdrowego czáowieka 10-krotnie wiĊksza niĪ masa komory prawej (co jest związane z wysokimi ciĞnieniami w aorcie), pobudzenie rozchodzi siĊ wolniej, a front pobudzenia jest szerszy. Wektor pola elektrycznego jest zatem skierowany w lewo, a jego dáugoĞü zmniejsza siĊ w miarĊ wygasania pobudzenia. Po osiągniĊciu nasycenia, wektor pola elektrycznego zamyka drugą pĊtlĊ o znacznie wiĊkszej amplitudzie. W czasie skurczu komór elektrody pomiarowe rejestrują najwiĊksze wahanie napiĊcia zwane zespoáem QRS. Wszystkie komórki, które ulegáy depolaryzacji podlegają repolaryzacji, czyli jest odbudowywana ich spoczynkowa róĪnica potencjaáów. Komórki miĊĞnia roboczego przedsionków repolaryzują siĊ jednoczeĞnie z akcją skurczową komór, dlatego Īadne zjawiska elektryczne związane z repolaryzacją przedsionków nie mogą byü obserwowane na zewnątrz. Repolaryzacja komór (jej szybka faza) jest natomiast doskonale obserwowalna, mimo Īe nie przebiega frontem i odbywa siĊ bez udziaáu ukáadu bodĨcoprzewodzącego. W zewnĊtrznych (nasierdziowych) warstwach miĊĞnia chaotycznie tworzą siĊ ogniska repolaryzacji, stopniowo rozszerzające siĊ w kierunku warstw wewnĊtrznych. PoniewaĪ kierunek repolaryzacji jest odwrotny, ale równieĪ biegunowoĞü jest przeciwna w stosunku do depolaryzacji, obserwowalne na zewnątrz zmiany pola elektrycznego mają podobny kierunek. Wektor pola elektrycznego zatacza trzecią pĊtlĊ o stosunkowo niewielkiej amplitudzie, a elektrody pomiarowe rejestrują wychylenie zwane zaáamkiem T. Związek zjawisk mechanicznych i elektrycznych zachodzących w pracującym sercu z obserwowanymi na zewnątrz zmianami pola elektrycznego i zapisem elektrokardiograficznym przedstawia rysunek 6.3.

skurcz

szybka faza wyrzutu

zredukowana faza szybkiego faza wyrzutu wypeánienia

rozkurcz rozkurcz faza powolnego wypeánienia

Rys. 6.3. Związek zjawisk mechanicznych i elektrycznych zachodzących w pracującym sercu z obserwowanymi na zewnątrz zmianami pola elektrycznego i zapisem elektrokardiograficznym

135

6.1.3. 12-odprowadzeniowe badanie EKG Standardowe 12-odprowadzeniowe badanie EKG jest najpopularniejszym i najczĊĞciej wykonywanym testem elektrodiagnostycznym. Przyczynia siĊ do tego przede wszystkim powszechnoĞü wystĊpowania i wysokie zagroĪenie Īycia związane z chorobami ukáadu sercowo-naczyniowego. 12-odprowadzeniowe badanie EKG wykonuje siĊ najczĊĞciej z uĪyciem rejestratorów 3-, 6- lub 12-kanaáowych, przy czym rejestratory o mniejszej liczbie torów sygnaáowych oferują zwykle moĪliwoĞü przeáączania zestawu elektrod pomiarowych. Odprowadzenia dwubiegunowe koĔczynowe (Einthovena)



I

III



II

Odprowadzenia jednobiegunowe koĔczynowe (Goldbergera)






O

O

aVF

O aVL

aVR

Odprowadzenia jednobiegunowe przedsercowe (Wilsona) grzbiet

pĊtla QRS

V6

V5 V

V2 V3

V4

Rys. 6.4. 12-odprowadzeniowy zestaw elektrod EKG – umiejscowienie na powierzchni ciaáa pacjenta

136










Umiejscowienie odprowadzeĔ koĔczynowych (rys. 6.4) powoduje powstanie redundancji informacji w zamkniĊtym oczku trójkąta Einthovena (odprowadzenia I, II i III) oraz tworzących wysokoĞci trójkąta równobocznego gaáĊziach Goldbergera (odprowadzenia aVR, aVL i aVF). DziĊki prawom Kirchhoffa moĪna wiĊc – pozostając w zgodzie z praktyką i przyzwyczajeniami kardiologów – rejestrowaü dowolne dwa odprowadzenia koĔczynowe, a pozostaáe – rekonstruowaü na drodze matematycznej. Odprowadzenia przedsercowe nie pozwalają na tego rodzaju oszczĊdnoĞci. Choü standardowo umieszczone blisko siebie, bywają czasem uĪywane w sposób odmienny, np. na tylnej Ğcianie klatki piersiowej przy podejrzeniach zawaáu tylnoĞciennego. Przetwarzanie sygnaáów w swej zasadniczej czĊĞci odbywa siĊ analogicznie dla wszystkich zarejestrowanych kanaáów, natomiast w interpretacji parametrów diagnostycznych, miejsce pobrania sygnaáu (pozycja elektrody) odgrywa kluczową rolĊ. Jedynym algorytmem wykorzystującym poáoĪenie elektrod jest wyznaczanie osi elektrycznej, co jest równoznaczne z okreĞleniem geometrii poáoĪenia serca wewnątrz jamy ciaáa. PoniewaĪ poszczególne sygnaáy zapisane wspóábieĪnie reprezentują to samo zjawisko elektrofizjologiczne (choü z róĪnego punktu widzenia), celowe jest niekiedy jednoczesne branie pod uwagĊ wszystkich lub tylko grupy zarejestrowanych sygnaáów. PostĊpuje siĊ tak przy detekcji uderzeĔ serca, okreĞlaniu ich morfologii i dáugoĞci zaáamków. Istnienie nadmiarowoĞci informacji moĪe mieü decydującą rolĊ w sytuacji, gdy punkt przyáoĪenia elektrody niefortunnie pokryje siĊ z osią zmiennoĞci zjawisk elektrycznych. Zaáamek moĪe byü wówczas niewidoczny w danym odprowadzeniu, ale poniewaĪ zjawisko w rzeczywistoĞci zaistniaáo, uwzglĊdnienie informacji z pozostaáych odprowadzeĔ moĪe skompensowaü powstaáy brak. Standardowe 12-odprowadzeniowe badanie EKG jest wykonywane w spoczynku w pozycji leĪącej przez czas od 10 do 15 s (rys. 6.5). PoniewaĪ uĪycie odprowadzeĔ przedsercowych wymaga obnaĪenia górnej poáowy ciaáa, wskazane jest zapewnienie w pomieszczeniu temperatury ok. 22oC. NiĪsze wartoĞci temperatury powodują powstanie spontanicznych skurczów miĊĞni podskórnych (dreszcze), których aktywnoĞü elektryczna zakáóca elektrokardiogram. WyĪsze wartoĞci temperatury powodują zwiĊkszenie aktywnoĞci wydzielniczej gruczoáów skóry (pocenie) i mogą byü powodem zakáóceĔ typu wahania linii izoelektrycznej. Lat 23 I

aVR

II

aVL

III

aVF

Lat 23 V

V2

V3

V4

V5

V6

I

aVR

II

aVL

III

aVF

V

V2

V3

V4

V5

V6

Rys. 6.5. Przykáadowy wydruk 12-odprowadzeniowego badania EKG

137

Celem diagnostycznym standardowego 12-odprowadzeniowego badania EKG jest potwierdzenie ogólnej poprawnoĞci pracy serca u osób bez wczeĞniejszych rozpoznaĔ kardiologicznych, jest to wiĊc typowe badanie przesiewowe. Badanie to dostarcza jednak wielu dodatkowych informacji diagnostycznych, które mogą byü podstawą podejrzeĔ patologii – ich weryfikacja bĊdzie w tych przypadkach przedmiotem kolejnych testów kardioelektrycznych. Standardowy 12-odprowadzeniowy zapis EKG (niekiedy z niepeánym zestawem odprowadzeĔ) jest takĪe najczĊĞciej stosowanym instrumentem diagnostycznym w przypadkach nagáych dysfunkcji ukáadu krąĪenia, kiedy istotne jest postawienie poprawnej diagnozy w jak najkrótszym czasie (np. stwierdzenie i lokalizacja zawaáu serca). Zestaw informacji diagnostycznych moĪliwych do uzyskania w wyniku standardowego 12-odprowadzeniowego badania EKG obejmuje:







– wartoĞü rytmu serca uĞredniona w ocenianym odcinku; – iloĞü typów morfologicznych, czyli iloĞü aktywnych oĞrodków bodĨcotwórczych i ich udziaá w ogólnej liczbie uderzeĔ; – stwierdzenie faktu wystĊpowania zaáamków oraz okreĞlenie ich dáugoĞci, a takĪe pozostaáych parametrów czasowych: odstĊpów i odcinków; – okreĞlenie parametrów (poziom i nachylenie) odcinka ST w kaĪdym z odprowadzeĔ; – okreĞlenie rozbieĪnoĞci dáugoĞci odcinka QT w kaĪdym z odprowadzeĔ (ang. QT-dispersion); – okreĞlenie osi serca poprzez porównanie amplitud w odpowiednich odprowadzeniach w momencie, w którym stwierdzono maksymalną wartoĞü moduáu tych odprowadzeĔ.




W czasie tak krótkotrwaáej rejestracji warunki pomiaru moĪna uznaü za staáe. Na dodatek istnieje moĪliwoĞü powtórzenia zapisu w razie takiej potrzeby.

6.2. Automatyczna analiza sygnaáu EKG Caáy rejestrowany sygnaá gromadzony jest w pamiĊci urządzenia rejestrującego wyposaĪonego w mikroprocesor, niekiedy na bieĪąco wykonywany jest wydruk sygnaáu surowego i udostĊpnianie go w postaci cyfrowej urządzeniom zewnĊtrznym (monitor, modem, komputer zarządzający bazą danych itp.). Przetwarzanie zapamiĊtanego sygnaáu rozpoczyna siĊ po zakoĔczeniu rejestracji i przebiega w peáni automatycznie, bez koniecznoĞci interakcji z operatorem. Ewentualne niepowodzenia analizy powodują ponowne jej podjĊcie przy zaáoĪeniu innych parametrów początkowych lub teĪ, w przypadku záej jakoĞci sygnaáu, wymagane jest powtórzenie zapisu. Po zakoĔczeniu automatycznej analizy rezultaty w postaci graficznej oraz tekstowej są drukowane na drukarce rejestratora oraz udostĊpniane urządzeniom zewnĊtrznym. 138

Automatyczna analiza 12-odprowadzeniowego zapisu EKG przebiega zwykle w nastĊpujących etapach: – okreĞlenie jakoĞci sygnaáu i, ewentualnie, wykonanie filtracji; – detekcja impulsów skurczu komór (zespoáów QRS); – okreĞlenie poziomu linii izoelektrycznej i stosunku sygnaáu do szumu; – okreĞlenie przybliĪonych rozmiarów zespoáów QRS i poáoĪenia punktu synchronizacji; – obliczenie czĊstoĞci rytmu; – klasyfikacja zespoáów QRS i wskazanie reprezentantów klas; – okreĞlenie morfologii reprezentantów klas; – obliczenie parametrów odcinka ST;



– okreĞlenie poáoĪenia początkowych i koĔcowych punktów zaáamków P, QRS i T; – obliczenie dyspersji koĔca zaáamka T poszczególnych odprowadzeniach; – obliczenie osi serca.



– stwierdzenie wystĊpowania póĨnych potencjaáów komorowych;



6.2.1. OkreĞlenie jakoĞci sygnaáu EKG

OkreĞlenie jakoĞci sygnaáu EKG jest najczĊĞciej realizowane z uĪyciem najprostszych metod:




– porównanie maksimum z dwóch początkowych sekund sygnaáu (zakáada siĊ wystąpienie co najmniej jednego zespoáu QRS) z najmniejszym z maksimów z kolejnych 250 ms na odcinku początkowych 2 sekund sygnaáu (zakáada siĊ wystąpienie co najmniej jednego odcinka nie zawierającego zespoáu QRS); – testowaniu caáego sygnaáu na przekroczenie przez stosunek energii w paĞmie powyĪej 35 Hz (lub okoáo 50 Hz) do caákowitej energii sygnaáu ustalonej wartoĞci progowej. W przypadkach wskazujących na niekorzystny odstĊp sygnaáu od szumu moĪliwe jest automatyczne podjĊcie nastĊpujących dziaáaĔ: – w przypadku znacznego zaszumienia sygnaáu, do detekcji automatycznie wybierany jest sąsiedni kanaá o lepszych parametrach, moĪliwa jest takĪe páynna modyfikacja udziaáu poszczególnych kanaáów w detekcji w zaleĪnoĞci od ich lokalnych wáasnoĞci; – w przypadku obecnoĞci zakáóceĔ w paĞmie sieciowym (okoáo 50 Hz) lub zakáóceĔ miĊĞniowych (powyĪej 35 Hz) sygnaá jest automatycznie filtrowany wáaĞciwym filtrem cyfrowym. 139

Przykáadem automatycznej filtracji adaptacyjnej zakáóceĔ pochodzenia sieciowego moĪe byü schemat na rysunku 6.6.

+

s(nT ) + n0(nT )

Σ

y(nT)

– n(nT)

filtr adaptacyjny

ζ(nT)



Rys. 6.6. Adaptacyjna filtracja zakáóceĔ sieciowych








Do wejĞcia filtru jest doprowadzony sygnaá zawierający nieskorelowane zakáócenia sieciowe. DziĊki brakowi korelacji Ĩródáo to moĪe byü rozpatrywane jako suma dwóch Īródeá: s(nT ) + n0(nT ). Do dodatkowego wejĞcia filtru doprowadzony jest sygnaá o czĊstotliwoĞci sieciowej n1(nT ), który nastĊpnie jest filtrowany filtrem adaptacyjnym w celu otrzymania moĪliwie najbliĪszej estymaty ς (nT ) szumu n0(nT ). Ta estymata jest nastĊpnie odejmowana od sygnaáu wejĞciowego, w wyniku czego uzyskiwany jest sygnaá wyjĞciowy y(nT). Sygnaá ten jest takĪe uĪywany do modyfikacji wspóáczynników filtru adaptacyjnego. Są one dobierane tak, aby zapewniü minimum energii sygnaáu y(nT ).

y(nT ) = s(nT ) + n0(nT ) – ς (nT ).

Po podniesieniu stronami do kwadratu otrzymujemy

y 2 = s2 + (n0 − ς) 2 + 2 ⋅ s ⋅ (n0 − ς).

WartoĞü oczekiwana kaĪdej ze stron równania wynosi

[ ] [ ] [

]

[ ] [ ] [

]

E y 2 = E s 2 + E (n0 − ς) 2 + 2 ⋅ E [s ⋅ (n0 − ς)] , czyli

E y 2 = E s 2 + E ( n0 − ς ) 2 . PoniewaĪ skáadowa sygnaáu jest niezaleĪna od ustawieĔ filtru, minimalizacja sygnaáu wyjĞciowego jest równoznaczna z minimalizacją skáadowej szumowej

[ ] [ ]

[

]

min E y 2 = E s 2 + min E ( n0 − ς ) 2 . 140

Minimalna wartoĞü energii sygnaáu wyjĞciowego jest równoznaczna z minimalizacją báĊdu Ğredniokwadratowego (n0 – ς), co jest oznaką adaptacji filtru (n0 = ς). Iteracyjne przybliĪanie wspóáczynników filtru poprzez minimalizacjĊ báĊdu Ğredniokwadratowego nosi nazwĊ metody najmniejszych kwadratów LMS (ang. least mean squared).

6.2.2. Detekcja zespoáów QRS Detekcja zespoáów QRS jest prowadzona w celu wskazania, gdzie w sygnale wystĊpują zespoáy skurczowe serca.





Detektor powinien speániaü nastĊpujące zaáoĪenia: – tylko zespoáy QRS i wszystkie zespoáy QRS są oznaczane, – kaĪdy zespóá QRS jest oznaczany dokáadnie raz, – punkt sygnaáu (numer próbki) wskazany przez detektor leĪy w obrĊbie zespoáu QRS, – punkt detekcji dwóch identycznych zespoáów leĪy w tej samej odlegáoĞci od początku zespoáu. Detekcja zespoáów QRS przebiega zwykle dwuetapowo.






Pierwszym krokiem jest dokonanie przeksztaáceĔ matematycznych sygnaáu faworyzujących cechy zespoáu QRS, a dyskryminujących cechy innych elementów elektrokardiogramu lub zakáóceĔ. Przeksztaácenia mogą byü prowadzone dla kaĪdego kanaáu indywidualnie lub dla grupy kanaáów wspólnie. W tym przypadku wpáyw poszczególnych kanaáów moĪe byü regulowany páynnie i zmienny w zaleĪnoĞci od lokalnej jakoĞci sygnaáu. Wynikiem przeksztaáceĔ jest funkcja detekcyjna (opisująca) o identycznej iloĞci próbek jak sygnaá EKG. PoĪądane jest, aby miaáa ona: – jak najwiĊksze wartoĞci w obrĊbie zespoáów QRS, – jak najmniejsze wartoĞci poza zespoáami QRS, – dokáadnie jedno maksimum na kaĪdy zespóá QRS. Miarą jakoĞci funkcji detekcyjnej jest stromoĞü narastania i opadania jej zboczy na granicach zespoáu QRS. Tabela 6.1 przedstawia przykáady najczĊĞciej stosowanych funkcji detekcyjnych Ostatnim przeksztaáceniem sygnaáu prowadzącym do otrzymania funkcji detekcyjnej jest przewaĪnie caákowanie w ruchomym oknie czasowym Bardzo istotnym zagadnieniem jest wáaĞciwy dobór szerokoĞci okna caákowania. Zbyt maáa wartoĞü powoduje, Īe zespoáy dáugie (pochodzenia komorowego) mogą generowaü dwa maksima – jedno dla narastającego, a drugie dla opadającego zbocza sygnaáu. Zbyt duĪa wartoĞü powoduje z kolei, Īe szybko po sobie nastĊpujące zespoáy nie zostaną wykryte, funkcja detekcyjna nie osiągnie bowiem wartoĞci niĪszych od progu detekcji. Ciekawym rozwiązaniem wydaje siĊ zmienna dáugoĞü okna caákowania, choü – dla zachowania ciągáoĞci funkcji detekcyjnej – zmienny musi byü takĪe podzielnik sumy próbek w oknie. 141

Tabela 6.1 Zestawienie przeksztaáceĔ stosowanych jako funkcje detekcji zespoáów QRS (opracowanie: Bornia Ayad, INSERM U121 Lyon Francja)

funkcje typu przestrzennej

F 2(i ) = ∑3k =1 X k2 (i )

Xk =

∑3k =1 X k2 (i )

j = 2; δ=2

Xk =

Sk (i + j ) − Sk (i − j ) 4⋅ j

j = 1; j=2

funkcja amplitudy przestrzennej

F 6(i ) = OM (i)

funkcja iloczynu amplitudy i prĊdkoĞci przestrzennej

F 7(i ) = F 4(i) ⋅ F 6(i )







F 5(i ) =




 P (i) dla P (i ) ≥ 0 F 8(i ) =  − − P (i ) dla P (i ) < 0

funkcja iloczynu wektorowego dwóch kolejnych wektorów

F 9(i ) = M i M i +1 × M i M i + 2

funkcja AEP

F10(i ) = OM * (i ) × OM * (i + 1)

funkcja LVAEP

F11(i ) =

F12(i ) = arc tg(

Y (i ) ) X (i)

F13(i ) = arc tg(

Y (i ) ) Z (i )

F14(i) = Θ

P (i ) = M i M i + α ⊗ M i M i +β

α = 1; β = 2

filtr autoregresyjny

OM (i ) → OM * (i)

1  15 1  ( F10(i + j ) 2 − ∑15 ( F10(i + j ) 2  ∑ 31  j = −15 31 j = −15 

funkcje kątowe

142

2δ ⋅ ∑ Jj = − J j 2

1 OM (i ) × OM (i + 1) 2

funkcja powierzchni przestrzennej

funkcja przestrzennej zmiennoĞci kątowej

J ∑ j = − J j ⋅ Sk (i + jδ)

F 3(i ) = ∑3k =1 X k (i ) F 4(i) =

funkcja projekcji

j = 2; j = 2; δ = 1; δ = 2

∑3k =1 X k2 (i )

F1(i ) =

Θ = ∠( M i −1M i , M i M i +1 )





Interesującym zagadnieniem jest kompresja dynamiki funkcji detekcyjnej. Bardzo istotne jest niedopuszczenie do przekroczenia zakresu typu (przesterowania) – uniemoĪliwiáoby to bowiem identyfikacjĊ poáoĪenia maksimum. Jeden z najprostszych algorytmów przedstawia wydruk na rysunku 6.7.



Rys. 6.7. Wydruk procedury kompresji dynamiki funkcji detekcyjnej




Drugim krokiem jest progowanie (ang. thresholding) funkcji detekcyjnej w celu znalezienia punktów, które zostaną przekazane jako leĪące w obrĊbie zespoáu QRS punkty detekcji. WartoĞü progu detekcji jest ustawiana adaptacyjnie. W detektorach pracujących off-line z bardzo krótkimi sygnaáami (np. dla potrzeb 10-sekundowych zapisów 12-odprowadzeniowych), ustawienie progu detekcji moĪe nastĊpowaü jednorazowo. Zwykle jednak, po przyjĊciu ustawieĔ wstĊpnych, korekta wartoĞci progu przebiega na bieĪąco w uzaleĪnieniu od funkcji detekcyjnej: – w punktach wykrycia maksimów lokalnych funkcji detekcyjnej, – w punktach kontrolnych po przekroczeniu zaáoĪonego czasu oczekiwania, – z upáywem czasu wraz z oddalaniem siĊ od ostatnio wykrytego maksimum. Reguáą w progowaniu funkcji detekcyjnej jest poszukiwanie jej lokalnych maksimów. Zwykle do tego celu wykorzystuje siĊ fakt zmiany znaku pochodnej. W punktach, w których funkcja detekcyjna osiąga wartoĞü maksymalną nastĊpuje stwierdzenie, czy próg zostaá przekroczony: – jeĪeli tak, to punkt jest kandydatem na punkt detekcji, – jeĪeli nie, to rozpatrywane maksimum jest uwaĪane za maksimum szumu i ewentualnie wpáywa na modyfikacjĊ wartoĞci progowej. 143



JeĪeli bieĪące maksimum jest kandydatem na punkt detekcji, to sprawdzane jest: – czy nie wystąpiáo zbyt blisko poprzedniego maksimum: • jeĪeli tak, to: jeĪeli wartoĞü bieĪącego maksimum jest znacznie wiĊksza od wartoĞci poprzedniego maksimum, to poprzednie maksimum jest uznawane za reprezentacjĊ zaáamka P i usuwane, a bieĪące pozostaje kandydatem na punkt detekcji; jeĪeli wartoĞü bieĪącego maksimum jest mniejsza (lub równa) od wartoĞci poprzedniego maksimum to jest ono uznawane za reprezentacjĊ zaáamka T i odrzucane (to postĊpowanie nazywane jest eyeclosing); • jeĪeli nie, to w dalszym ciągu uznawane jest za kandydata na punkt detekcji; – czy w poprzedzającym okresie funkcja detekcyjna przyjĊáa co najmniej liczbĊ wartoĞci podprogowych uznanych za minimalną: • jeĪeli nie, to bieĪące maksimum (kandydat na punkt detekcji) jest uznawane za reprezentacjĊ zaáamka T i odrzucane; • jeĪeli tak, to kandydat na punkt detekcji jest uznawany za punkt detekcji i wpáywa na modyfikacjĊ wartoĞci progowej.





Modyfikacja wartoĞci progowej moĪe nastĊpowaü: – z uwzglĊdnieniem tylko wartoĞci maksymalnych uznanych za punkty detekcji, – z uwzglĊdnieniem wartoĞci maksymalnych uznanych za punkty detekcji i wartoĞci maksymalnych uznanych za poziom szumu.




Oba wymienione algorytmy przedstawia wydruk na rysunku 6.8.

Rys. 6.8. Wydruki metod progowania funkcji detekcyjnej

144

NaleĪy zwróciü uwagĊ, Īe maksima lokalne odrzucone z powodu poáoĪenia zbyt blisko innych maksimów nie wpáywają na modyfikacjĊ progu detekcji. Dodatkowo, przeprowadzenie badaĔ stabilnoĞci poáoĪenia punktu detekcji w obrĊbie zespoáu QRS w zaleĪnoĞci od „historii” sygnaáu dowiodáo, Īe bardziej stabilnym punktem detekcji jest punkt przeciĊcia progu detekcji i dlatego, po zaakceptowaniu maksimum funkcji detekcyjnej jako reprezentanta zespoáu QRS, jako punkt detekcji przyjmuje siĊ punkt przeciĊcia progu leĪący bezpoĞrednio przed nim.










Oprócz zabezpieczeĔ przed detekcjami faászywie pozytywnymi (wykrywanie zespoáów QRS przy kaĪdej nadarzającej siĊ okazji), algorytm progowania zawiera zabezpieczenie przed pominiĊciem zespoáu QRS. NiebezpieczeĔstwo takie pojawia siĊ zwáaszcza w przypadku wystąpienia zespoáu o odmiennej morfologii, reprezentowanego przez funkcjĊ detekcyjną o znacznie mniejszej amplitudzie niĪ zespoáy sąsiednie. Procedura korygująca nosi nazwĊ przeszukiwania wstecznego (ang. search back). W przypadku nie znalezienia zespoáu QRS w czasie przekraczającym maksymalny czas pauzy, uruchamiana jest ponowna analiza odcinka sygnaáu przy poáowie wartoĞci progowej. Czas, po którym zostanie uruchomiona procedura przeszukiwania wstecznego, jest zwykle przyjmowany jako 2,5-krotnoĞü dotychczas wystĊpującego interwaáu RR. DziĊki temu przeszukiwanie wsteczne nie jest uruchamiane podczas bloków AV I stopnia, polegających na przewodzeniu do komór co drugiego pobudzenia przedsionkowego. Pod uwagĊ brane są zwykle dwa zarejestrowane interwaáy RR, ostatni i przedostatni, co eliminuje wáączanie przeszukiwania wstecznego, gdy ostatnio wykryty zespóá jest przedwczesny i nastĊpuje po nim przerwa wyrównawcza albo gdy omyákowo zostaá wykryty koniec zaáamka T.

6.2.3. OkreĞlanie poziomu linii izoelektrycznej i stosunku sygnaáu do szumu Obie wymienione procedury przetwarzają odcinek linii izoelektrycznej P–Q, reprezentujący w elektrokardiogramie przewodzenie pobudzenia przez wĊzeá AV. PoniewaĪ zaáamki P i Q nie są jeszcze dokáadnie wyznaczone, na odcinku 250 ms chronologicznie poprzedzającym punkt detekcji poszukiwany jest ciąg próbek speániający zaáoĪenia izolinii: – dáugoĞü ponad 60 ms, – maáa wartoĞü prĊdkoĞci Ğredniej, – gwaátowny spadek prĊdkoĞci w kierunku przeciwnym do osi czasu w stosunku do prĊdkoĞci rejestrowanej w okolicach punktu detekcji. 145

Przykáadem moĪe byü bardzo efektywny algorytm wyznaczania izolinii przebiegający trójetapowo.

1) W otoczeniu punktu detekcji poszukiwane są próbki na odcinku 30 ms takie, aby wartoĞü prĊdkoĞci miaáa ten sam znak, wartoĞci prĊdkoĞci w wybranych punktach podlegają uĞrednieniu.



2) Na odcinku 250 ms przed punktem detekcji poszukuje siĊ zadanej iloĞci próbek (początkowo iloĞü ta odpowiada 60 ms), z których kaĪdy charakteryzowany jest przez wartoĞü bezwzglĊdną prĊdkoĞci poniĪej 1/4 Ğredniej otrzymanej w obrĊbie zespoáu QRS. JeĪeli wymagana iloĞü próbek nie jest znaleziona, to po dekrementacji wymaganej iloĞci próbek procedura jest wznawiana.





3) Po znalezieniu wymaganego odcinka, próbki są uĞredniane wagowo, przy czym waga jest odwrotnie proporcjonalna do wartoĞci bezwzglĊdnej lokalnej prĊdkoĞci. W konsekwencji najwiĊkszy wkáad do poziomu izolinii mają próbki charakteryzowane przez najniĪsze wartoĞci prĊdkoĞci. UĞredniona wagowo wartoĞü jest uznawana za poziom linii izoelektrycznej.




Stosunek sygnaáu uĪytecznego do szumu jest zwykle przyjmowany jako stosunek wartoĞci bezwzglĊdnej amplitudy zespoáu QRS do Ğredniej wartoĞci bezwzglĊdnej punktów na izolinii (po odjĊciu poziomu izolinii). Taka definicja wynika z faktu, Īe linia izoelektryczna jest uwaĪana za odcinek odniesienia, na którym nie obserwuje siĊ aktywnoĞci elektrycznej serca. BieĪące okreĞlanie stosunku sygnaáu do szumu (lokalnej jakoĞci sygnaáu) moĪe byü uĪyteczne do: – modyfikacji udziaáu poszczególnych kanaáów w tworzeniu funkcji detekcyjnej (poszukiwanie kanaáu o wiĊkszym odstĊpie sygnaáu od szumu), – podjĊcia decyzji o wykluczeniu zespoáu QRS z procesu klasyfikacji. Niektóre bardziej rozbudowane systemy wykorzystują skomplikowany aparat matematyczny w celu páynnej estymacji linii izoelektrycznej. Są to: – cyfrowe filtry górnoprzepustowe o staáej charakterystyce fazowej, – przybliĪenie izolinii funkcją sklejaną trzeciego stopnia (ang. cubic spline) – metoda przedstawiona na rysunku 6.9. 146





Rys. 6.9. PrzybliĪenie izolinii funkcją sklejaną trzeciego stopnia

6.2.4. Klasyfikacja zespoáów QRS






Klasyfikacja zespoáów QRS na ma celu wyodrĊbnienie grup (rodzajów ksztaátów) zespoáów podobnych (w zadanym zakresie tolerancji). Odmienny ksztaát zespoáu jest konsekwencją odmiennie przebiegającego pobudzenia, a wiĊc takiego, którego Ĩródáo jest poáoĪone poza podstawowym generatorem rytmu. IloĞü istotnie odmiennych grup pobudzeĔ i procentowy ich udziaá w zapisie jest dla lekarza reprezentacją iloĞci aktywnych oĞrodków bodĨcotwórczych. Ostatnim etapem klasyfikacji jest wskazanie reprezentanta – rzeczywistego zespoáu najlepiej reprezentującego grupĊ (klasĊ). Podstawą klasyfikacji moĪe byü: – sygnaá w obrĊbie zespoáu QRS (surowy lub przetworzony), – wektor cech reprezentujących zespóá QRS. W przypadku klasyfikacji fragmentów sygnaáu, przetworzenie moĪe polegaü na filtracji dolnoprzepustowej lub podpróbkowaniu. Klasyfikacja polega na stwierdzaniu przynaleĪnoĞci klasyfikowanego zespoáu do jednej z istniejących klas albo tworzeniu nowych klas, jeĪeli Īadnej przynaleĪnoĞci nie stwierdzono. Stwierdzenie przynaleĪnoĞci odbywa siĊ przez porównanie sygnaáu z wzorcem (jądrem) klasy przy zaáoĪeniu pewnej tolerancji niepodobieĔstwa. Porównanie moĪe nastĊpowaü jednokrotnie, bardziej rozbudowane systemy uĪywają jednak algorytmu porównania z resynchronizacją. Polega on na wybraniu takiego wzajemnego przesuniĊcia sygnaáu i wzorca (w ustalonym wczeĞniej zakresie), które gwarantuje najlepsze dopasowanie. Uzyskuje siĊ w ten sposób kompensacjĊ przesuniĊcia czasowego punktu synchronizacji. JeĪeli porównanie nastĊpuje dla kilku kanaáów zarejestrowanych wspóábieĪnie, to wzajemne przesuwanie sygnaáu i wzorca dotyczy wszystkich tych kanaáów jednoczeĞnie. 147



Ponadto czĊsto stosowanym zabiegiem jest modulacja tolerancji niepodobieĔstwa odlegáoĞcią od centrum wzorca (im dalej od centrum tym wiĊksza tolerancja), oraz prĊdkoĞcią (im wiĊksza prĊdkoĞü tym wiĊksza tolerancja). Modulacja odlegáoĞcią od centrum umoĪliwia uwypuklenie znaczenia cech skupionych wewnątrz klasyfikowanego odcinka, kosztem zawartoĞci jego marginesów. Modulacja prĊdkoĞcią pozwala uniknąü tworzenia nowych klas wyáącznie na podstawie braku synchronizacji pomiĊdzy pracą serca a taktowaniem przetwornika a/c. W przypadku klasyfikacji wektora cech, przedmiotem klasyfikacji jest opisujący kaĪdy zespóá QRS wektor wspóáczynników ksztaátu. PoniewaĪ kaĪdy ze wspóáczynników reprezentuje inną wielkoĞü, wartoĞü tolerancji jest dobierana indywidualnie dla kaĪdego pola, nie ma teĪ moĪliwoĞci resynchronizacji. Wspóáczynniki ksztaátu są rezultatami wstĊpnego przetwarzania sygnaáu w okreĞlonym zakresie. PoniewaĪ poprawna dyskryminacja kilku typów morfologicznych wymaga wspólnego uwzglĊdniania kilku wspóáczynników (aspektów wáasnoĞci sygnaáu), wektor cech zazwyczaj zawiera wiĊcej niĪ jeden element.





Wspóáczynnikami ksztaátu mogą byü: – stosunek pola powierzchni figury zespoáu QRS do obwodu (tzw. wspóáczynnik Malinowskiej), – stosunek dodatniej czĊĞci amplitudy do ujemnej, – procentowy udziaá próbek, w których prĊdkoĞü przekracza 1/3 prĊdkoĞci maksymalnej itd.




Wspóáczynniki ksztaátu dobierane są heurystycznie (doĞwiadczalnie) poprzez maksymalizacjĊ istotnoĞci róĪnic wartoĞci dla zespoáów komorowych (Ventricular, V) i wartoĞci dla zespoáów nadkomorowych (Supraventricular, SV). WstĊpny ich dobór uáatwia uwzglĊdnienie nastĊpujących postulatów: – wspóáczynniki powinny byü nieczuáe na niedokáadnoĞci poáoĪenia punktu detekcji i nieprecyzyjne okreĞlenie granic przetwarzania, – wspóáczynniki powinny maksymalnie róĪnicowaü swe wartoĞci dla zespoáów komorowych i nadkomorowych, – wspóáczynniki tworzące wektor cech powinny byü wzajemnie niezaleĪne, – obliczanie wspóáczynników powinno odbywaü siĊ minimalnym nakáadem mocy obliczeniowej. Gáówną korzyĞcią klasyfikacji wektorów cech jest zmniejszenie nakáadów obliczeniowych w stosunku do przypadku klasyfikacji sygnaáów. NaleĪy wprawdzie na wstĊpie obliczyü wektor cech kaĪdego klasyfikowanego zespoáu QRS, ale czas przeznaczony na jednorazowe wykonanie tej operacji jest szybko nadrobiony przez mniejszą liczbĊ porównaĔ. KorzyĞü ta jest osiągana kosztem mniejszej kontroli procesu klasyfikacji. Gáówny parametr – tolerancja wyraĪona w procentach – ma bowiem jasną interpretacjĊ w odniesieniu do amplitudy sygnaáu i poprawnoĞü klasyfikacji moĪe byü kontrolowana wzrokowo. Nie moĪna tego powiedzieü o tolerancji wspóáczynników ksztaátu. 148

Programista powinien zwróciü uwagĊ na cztery niĪej wymienione problemy klasyfikacji.





1) Dwa identyczne zespoáy mogą byü reprezentowane przez dwa zdecydowanie róĪniące siĊ miĊdzy sobą ciągi próbek. Wynika to z braku synchronizacji próbkowania z akcją serca. Najbardziej zaawansowane systemy realizują podwyĪszenie precyzji okreĞlenia szczytu zaáamka R przez aproksymacjĊ parabolą (rys. 6.10). PoáoĪenie maksimum paraboli zastĊpuje poáoĪenie próbki sygnaáu o maksymalnej wartoĞci. W ten sposób, przy czĊstotliwoĞci próbkowania sygnaáu rzĊdu 128 Hz moĪna uzyskaü dokáadnoĞü lokalizacji szczytu R poniĪej 2 ms. NastĊpnie caáy odcinek sygnaáu, bĊdący reprezentacją zespoáu QRS, jest przepróbkowany z wykorzystaniem (najczĊĞciej liniowej) aproksymacji sygnaáu, skutkiem czego synchronizacja próbkowania z akcją serca zostaje przywrócona. Technicznie jest to reprezentowane przez fakt, Īe maksimum zaáamka R wystĊpuje zawsze w staáym miejscu reprezentacji zespoáu – w momencie pobrania wirtualnej próbki o numerze N. Ewentualne róĪnice wynikáe ze stosowania interpolacji liniowej są rekompensowane przez zwiĊkszenie tolerancji proporcjonalnie do wzrostu prĊdkoĞci sygnaáu.






2) PoniewaĪ zapewnienie stabilnoĞci poáoĪenia punktu detekcji w obrĊbie zespoáu QRS nie jest moĪliwe, dwa identyczne zespoáy mogą byü reprezentowane przez róĪne ciągi próbek. W tym przypadku poáoĪenia maksimów są oddalone o wiĊcej niĪ jeden interwaá próbkowania. Tworzenia odrĊbnych klas dla identycznych zespoáów moĪna uniknąü poprzez wielokrotne porównywanie sygnaáu z wzorcem przy uwzglĊdnianiu róĪnych wartoĞci przesuniĊü (w zaáoĪonych granicach). PostĊpowanie takie jest nazywane resynchronizacją zespoáów QRS. W przypadku resynchronizacji kilku kanaáów jest ona prowadzona dla wszystkich kanaáów wspólnie. 3) Klasyfikacja musi byü poprzedzona lokalizacją punktu synchronizacji (punktu centrującego, ang. fiducial point). Niekoniecznie jest to maksimum zaáamka R. Mogą nimi byü takĪe: – przybliĪony początek zespoáu QRS, – punkt o najwiĊkszej prĊdkoĞci na ramieniu odcinka QR itp. 4) Oprócz punktu synchronizacji istotne jest takĪe wyznaczenie zakresu porównaĔ lub okreĞlenie zakresu obliczeĔ wspóáczynnika ksztaátu. Proste systemy analizujące zakáadają staáy zakres porównaĔ (np. +/–100 ms od punktu synchronizacji), natomiast bardziej zaawansowane dokonują lokalizacji tzw. przybliĪonego początku i przybliĪonego koĔca zespoáu QRS. Porównaniu podlega wyáącznie czĊĞü sygnaáu pomiĊdzy tymi punktami. Obliczone lokalizacje nie są jeszcze parametrami diagnostycznymi, ale stanowią punkt wyjĞcia do prowadzonych w dalszej kolejnoĞci pomiarów dáugoĞci zespoáu QRS. 149

a)

Wysoka czĊstotliwoĞü próbkowania f = 500 Hz 200

wartoĞü sygnaáu

000 800 600 400 – maksimum paraboli – próbki sygnaáu – próbki paraboli

200

0

b)

5 0 5 okno aproksymacji (nr próbki)

Niska czĊstotliwoĞü próbkowania f = 25 Hz



200



800 600 400




wartoĞü sygnaáu

000

200

0

20



0



– maksimum paraboli – próbki sygnaáu – próbki paraboli

2 3 4 5 okno aproksymacji (nr próbki)

6

Rys. 6.10. PodwyĪszenie precyzji lokalizacji zaáamka R przez aproksymacjĊ parabolą: a) dla sygnaáu o czĊstotliwoĞci próbkowania 500 Hz; b) dla sygnaáu o czĊstotliwoĞci próbkowania 125 Hz

6.2.5. OkreĞlenie morfologii reprezentantów klas Celem analizy morfologii zespoáu QRS jest okreĞlenie jego pochodzenia. Zespoáy fizjologicznie prawidáowe (nadkomorowe SV) pochodzą z podstawowego generatora rytmu (wĊzáa zatokowo-przedsionkowego SA), natomiast wystĊpowanie zespoáów komorowych (V) pochodzących z zastĊpczych generatorów rytmu jest objawem patologii wĊzáa SA (w przypadku komorowych rytmów zastĊpczych), patologii zastĊpczych generatorów rytmu (w przypadku komorowych rytmów nadmiarowych) lub patologii przewodnictwa (rys. 6.11). 150

OkreĞlenie morfologii ma za zadanie przyporządkowanie reprezentantowi kaĪdej klasy jednej z czterech cech jakoĞciowych: 1) zespóá nadkomorowy SV (wygenerowany przez wĊzeá zatokowo-przedsionkowy SA); 2) zespóá komorowy V (wygenerowany przez oĞrodek bodĨcotwórczy leĪący w obrĊbie komór); 3) zespóá inny, którego pochodzenia nie moĪna okreĞliü automatycznie przy zaáoĪonym poziomie ufnoĞci; 4) artefakt omyákowo uznany przez detektor za zespóá QRS. b)





a)

Rys. 6.11. Zespoáy QRS o morfologii: a) nadkomorowej (SV); b) komorowej (V) w elektrokardiogramie



Morfologia przyporządkowana reprezentantowi klasy dotyczy wszystkich zespoáów wchodzących w jej skáad.




Naturalne jest istnienie kilku klas o tej samej mor-fologii, ale: – najwiĊksza iloĞü zespoáów QRS przewaĪnie ma morfologiĊ SV; – zespoáy SV naleĪą do niewielu klas o duĪej liczbie elementów – pochodzące z wĊzáa SA pobudzenia są niemal identyczne; najliczniejszą klasĊ zespoáów SV nazywa siĊ klasą dominującą; – zespoáy V mogą tworzyü wiele klas o bardzo róĪnych ksztaátach, co jest uzasadnione przez istnienie kilku aktywnych oĞrodków pobudzeĔ zlokalizowanych w obrĊbie komór. OkreĞlanie morfologii jest jednym z najtrudniejszych zadaĔ w przetwarzaniu elektrokardiogramów, gáównie dlatego, Īe reprezentacja Ĩródáa pobudzenia nie moĪe byü wyodrĊbniona z sygnaáu przy takim poziomie ufnoĞci, jaki jest oczekiwany z diagnostycznego punktu widzenia. Tymczasem prawidáowe okreĞlenie morfologii, a przynajmniej rozdzielenie pobudzeĔ pochodzenia nadkomorowego (SV) i komorowego (V), jest czynnikiem decydującym o poprawnym rozpoznaniu iloĞci, aktywnoĞci i poáoĪenia jednostek rozrusznikowych, detekcji arytmii, diagnostyki odcinka ST, zmiennoĞü rytmu zatokowego i innych. Jedynie stwierdzenie zaáamka P w odlegáoĞci opisanej fizjologią wĊzáa przedsionkowo-komorowego (AV) gwarantuje, Īe nastĊpujący po nim zespóá QRS jest nadkomorowy. 151

JeĪeli jednak odlegáoĞü jest inna, to brak juĪ takiej gwarancji, gdyĪ moĪe wystąpiü: – pobudzenie wĊzáowe AV – wówczas P zachodzi na QRS i rzadko udaje siĊ wyodrĊbniü automatycznie; – caákowity lub czĊĞciowy blok przedsionkowo-komorowym – pobudzenie wygenerowane w wĊĨle SA obejmuje tylko przedsionki, natomiast komory są pobudzane aktywnoĞcią innego oĞrodka rozrusznikowego poáoĪonego w obrĊbie komór; cechą charakterystyczną jest wówczas brak synchronizacji pomiĊdzy zaáamkiem P a zespoáem QRS z pobudzenia na pobudzenie; – migotanie przedsionków (np. na skutek nawrotnego pobudzania wĊzáa SA, ang. re-entry), co objawia siĊ wystąpieniem kilku fal P przed zespoáem QRS; w tym przypadku zespóá jest równieĪ pochodzenia nadkomorowego.



PoniewaĪ na etapie wyznaczania morfologii istnienie zaáamka P nie zostaáo jeszcze stwierdzone (niektóre systemy, np. analizatory holterowskie nie pozwalają w ogóle analizowaü zaáamka P) przyjĊtym powszechnie kryterium podziaáu jest dáugoĞü zespoáu QRS:



– zespoáy o dáugoĞci mniejszej niĪ 100 ms są uznawane za nadkomorowe SV, – zespoáy o dáugoĞci wiĊkszej niĪ 130 ms są uznawane za komorowe V.



Dodatkowym kryterium wspomagającym ustalenie morfologii moĪe byü maksymalna prĊdkoĞü sygnaáu, przy czym dla zespoáów SV przyjmuje ona znacznie wiĊksze wartoĞci niĪ dla zespoáów V.




Ma to istotne znaczenie, gdy: – na skutek wystąpienia póĨnych potencjaáów zespóá QRS wydaje siĊ dáuĪszy niĪ w rzeczywistoĞci, – na skutek maáej czĊstotliwoĞci próbkowania pomiar dáugoĞci zespoáu QRS jest niedokáadny.

6.2.6. Dokáadne obliczanie rozmiarów zaáamków Dokáadne obliczanie rozmiarów zaáamków prowadzi do wyznaczenia podstawowych iloĞciowych parametrów diagnostycznych, czyli dáugoĞci odstĊpów i odcinków. Analiza jest prowadzona z wykorzystaniem wielu heurystycznie dobieranych wspóáczynników. PoniewaĪ parametry czasowe mają podstawowe znaczenie dla prawidáowoĞci diagnozowania, jakoĞü i dokáadnoĞü wyznaczania początków i koĔców zaáamków ma decydujące znaczenie dla oceny jakoĞci programu, a algorytmy detekcyjne czoáowych Ğwiatowych producwntów naleĪą do najpilniej strzeĪonych tajemnic know-how. W pojĊciu jakoĞci rezultatów mieszczą siĊ nastĊpujące czynniki: – brak wpáywu morfologii i ksztaátu zespoáu QRS na dokáadnoĞü wyznaczania jego rozmiarów; – minimalny wzrost niedokáadnoĞci towarzyszący zmniejszaniu siĊ odstĊpu sygnaáu od zakáóceĔ; – niezaleĪnoĞü rezultatów od amplitudy sygnaáu; 152

– detekcja przypadków szczególnych: migotanie przedsionków, migotanie komór, zaáamek P zachodzący na zespóá QRS, wystąpienie mikropotencjaáów, dwufazowy zaáamek T, zjawisko R na T itd.; – ostrzeganie o przekroczeniu zaáoĪonego poziomu ufnoĞci i jakoĞü rezultatu proponowanego jako alternatywny (np. przybliĪony początek zespoáu QRS w przypadku, kiedy niemoĪliwe jest znalezienie dokáadnego początku zespoáu).



Dla oceny wszystkich zaleĪnoĞci czasowych w obrĊbie ewolucji serca (nieistotne czy jest to reprezentant klasy, czy pojedyncza ewolucja) wystarczy lokalizacja piĊciu punktów charakterystycznych (w kolejnoĞci wyznaczania) (rys. 6.12): 1) początek zespoáu QRS (oznaczany jako QRS-onset), 2) koniec zespoáu QRS (oznaczany jako QRS-end), 3) koniec zaáamka T (oznaczany jako T-end), 4) początek zaáamka P (oznaczany jako P-onset), 5) koniec zaáamka P (oznaczany jako P-end).



T-end

QRS-end

QRS-onset


 T

T-end

QRS

QRS-onset

P

QRS-end

b)

P-end

P-onset

a)

brak zaáamka P

Rys. 6.12. Wyznaczanie piĊciu punktów charakterystycznych granic zaáamków: a) na ewolucji serca pochodzenia zatokowego; b) na ewolucji serca pochodzenia komorowego

Zasada wyznaczania kaĪdego z tych punktów jest podobna, dlatego poniĪej przytoczony bĊdzie opis przykáadowego algorytmu wyznaczania początku zespoáu QRS, a nastĊpnie podane zostaną uwagi dotyczące odmiennoĞci postĊpowania i problemów przy wyznaczaniu pozostaáych punktów. 153

Algorytm wyznaczania początku zespoáu QRS (dla czĊstotliwoĞci próbkowania sygnaáu 500 Hz) przebiega w 10 krokach. 1) Na odcinku 200 ms przed punktem detekcji poszukuje siĊ zadanej iloĞci próbek (np. odpowiadających interwaáowi 15 ms), z których kaĪda charakteryzowana jest przez wartoĞü bezwzglĊdną prĊdkoĞci Vs ( j) poniĪej przyjĊtego progu (początkowo zaáoĪona wartoĞü prĊdkoĞci jest równa 2). JeĪeli wymagana iloĞü próbek nie jest znaleziona, to po inkrementacji wartoĞci progu prĊdkoĞci procedura jest wznawiana. 2) Po znalezieniu wymaganego odcinka, za punkt wyjĞciowy QD przyjmuje siĊ najwczeĞniejszą z naleĪących do niego próbek, doĞwiadczalnie wykazano, Īe leĪy ona poza zespoáem QRS (na linii izoelektrycznej). 3) Punktom j leĪącym póĨniej od punktu wyjĞciowego QD przyporządkowuje siĊ wartoĞü przyspieszenia zdefiniowaną jako

[

]










1 A( j ) = ⋅ ∑ kj +=5j +1V ( k ) − ∑ kj −=1j −5 V ( k ) . 5 4) PostĊpując zgodnie z kierunkiem osi czasu poszukiwany jest pierwszy punkt, którego wartoĞü przyspieszenia przekracza 2. Jest to przybliĪony początek zespoáu QRS (Q-SAPR) i jednoczeĞnie punkt wyjĞcia do poszukiwaĔ dokáadnego początku. 5) Obliczany jest dokáadny poziom izolinii jako Ğrednia z próbek na odcinku 20 ms poprzedzającym punkt Q-SAPR w kaĪdym z odprowadzeĔ, a nastĊpnie jest on odejmowany od sygnaáu. 6) W otoczeniu +/– 50 ms od punktu Q-SAPR obliczana jest funkcja powierzchni jako pierwiastek sumy kwadratów odpowiadających sobie próbek we wszystkich analizowanych odprowadzeniach 2 2 + a aVR + ... . s (i ) = a I2 + a II2 + a III

7) Dla nieco zawĊĪonego interwaáu czasowego obliczana jest funkcja przyspieszenia powierzchni zdefiniowana jako

[

]

1 AS ( j ) = ⋅ ∑ kj +=3j +1V ( k ) − ∑ kj −=1j −3V (k ) . 3 8) Dla punktów wczeĞniejszych niĪ QD (na izolinii) poszukiwane są wartoĞci najwiĊksza AS.max i najmniejsza AS.min funkcji AS( j). WartoĞü Ne = AS.max – – AS.min + 2 jest przybliĪeniem poziomu szumu funkcji AS na izolinii. 9) W zakresie od QD do 32 ms po punkcie Q-SAPR poszukiwany jest punkt Q-S1, dla którego wartoĞü funkcji AS przekracza wyliczony poziom szumów Ne. Nie znalezienie takiego punktu powoduje przerwanie obliczeĔ i wysáanie komunikatu: „początek zespoáu QRS wyznaczony w sposób przybliĪony” – za QRS-onset zostaje uznany wyznaczony w kroku 4 punkt Q-SAPR. 10) Za punkt początkowy zespoáu QRS (QRS-onset) uznawana jest próbka bezpoĞrednio poprzedzająca punkt Q-S1, co koĔczy obliczenia. 154










Wyznaczanie pozostaáych punktów charakterystycznych przebiega w podobny sposób jak wyznaczanie punktu QRS-onset. NaleĪy jednak mieü na uwadze dodatkowe, poniĪej wymienione okolicznoĞci komplikujące obliczenia. – Odcinek bezpoĞrednio za zespoáem QRS nie jest linią izoelektryczną, moĪe zawieraü mikropotencjaáy, lub obniĪony odcinek ST – wymagane jest dodatkowe okreĞlenie poziomu odniesienia uwzglĊdniającego poziom izolinii oraz zmiany prĊdkoĞci w okolicach koĔca zespoáu QRS. – Nie ma wątpliwoĞci, Īe istnieje zaáamek T (nieuniknionym nastĊpstwem depolaryzacji jest repolaryzacja), w przypadku niewystarczającej amplitudy pierwszym krokiem powinno byü przeskalowanie wartoĞci sygnaáu. – Po odszukaniu maksimum zaáamka T, a nastĊpnie minimum lokalnego poáoĪonego za nim naleĪy upewniü siĊ, czy wartoĞü minimum nie odbiega od poziomu izolinii, jeĞli tak, to zespóá moĪe okazaü siĊ dwufazowy, warto wtedy sprawdziü czy w ciągu nastĊpnych 100 ms istnieje maksimum lokalne o wartoĞci bliĪszej pierwszemu z maksimów niĪ izolinii. JeĪeli tak jest to znaleziono drugie maksimum zaáamka T i za nim dopiero naleĪy poszukiwaü punktu T-end, w przeciwnym przypadku jest to zaáamek P nastĊpnej ewolucji i punktu T-end naleĪy poszukiwaü w okolicach pierwszego znalezionego minimum lokalnego. – Zgrubne okreĞlenie punktu T-end opiera siĊ na odcinku izolinii leĪącym przed zespoáem QRS, czyli ok. 400 ms wczeĞniej, dlatego do dokáadnego wyznaczenia punktu T-end naleĪy uĪyü izolinii wyznaczonej w oparciu o próbki póĨniejsze niĪ przybliĪona wartoĞü T-end. – Zaáamek P moĪe nie istnieü, ale moĪe teĪ byü niewidoczny ze wzglĊdu na niską jakoĞü sygnaáu. PoĪyteczne jest wykorzystanie wiĊcej niĪ jednego odprowadzenia do detekcji zaáamka P. JeĪeli w odcinku sygnaáu poprzedzającym zespóá QRS amplituda przekracza 100 µV, a znalezienie początku zaáamka P nie jest moĪliwe, zakáada siĊ brak zaáamka P. Podobne zaáoĪenie moĪna przyjąü, jeĪeli po czterokrotnym przeskalowaniu wartoĞci sygnaáu amplituda na tym odcinku nie przekracza 50 µV. – Detekcja zaáamka P moĪe wymagaü filtracji dolnoprzepustowej sygnaáu, po czym, w przypadku stwierdzenia wystąpienia zaáamka i po wyznaczeniu przybliĪonych lokalizacji P-onset i P-end, powraca siĊ do sygnaáu oryginalnego w celu wyznaczenia wartoĞci dokáadnych. OkreĞlenie poáoĪenia piĊciu punktów charakterystycznych umoĪliwia wyliczenie wszystkich odstĊpów i odcinków charakteryzujących ewolucjĊ serca. Stwierdzenie istnienia zaáamka P i wartoĞü dáugoĞci odcinka PQ mogą byü dodatkowymi czynnikami weryfikującymi morfologiĊ przypisaną uprzednio danej ewolucji.

6.2.7. Diagnostyka odcinka ST Interpretacja kardiologiczna poáoĪenia odcinka ST wzglĊdem linii izoelektrycznej oraz jego nachylenia jest związana z niedotlenieniem miĊĞnia serca. Ma ona równieĪ znakomite znaczenie diagnostyczne w przypadku miaĪdĪycy oraz choroby wieĔcowej, 155

która jest jedną z najczĊstszych przyczyn zgonów w spoáeczeĔstwach wysoko rozwiniĊtych. RównieĪ wielkie jest znaczenie prognostyczne tej analizy w kierunku oceny niebezpieczeĔstwa zawaáu serca. Analiza odcinka ST przebiega w nastĊpujących etapach: – okreĞlenie początku i koĔca odcinka pomiarowego (rys. 6.13), – pomiar poziomu odcinka wzglĊdem linii izoelektrycznej i jego nachylenia, – detekcja tzw. epizodów ST.










U podstaw zmian odcinka ST w przypadku niedotlenienia miĊĞnia serca leĪą zmiany przebiegu fazy wstĊpnej repolaryzacji komórek miĊĞniowych miĊĞnia roboczego komór. Niedotlenienie jest związane ze zmianami w równowadze jonowej Ğrodowisk rozgraniczanych báoną komórkową, co w konsekwencji powoduje opóĨnianie i spowalnianie procesu repolaryzacji manifestujące siĊ uniesieniem lub obniĪeniem oraz nachyleniem odcinka ST. PoniewaĪ repolaryzacja po zespoáach skurczowych pochodzenia innego niĪ zatokowe ze swej natury przebiega odmiennie, do oceny niedotlenienia uĪywane są wyáącznie odcinki ST nastĊpujące po zespoáach SV. Pewnym mankamentem oceny odcinka ST wprowadzającym niejednoznacznoĞci interpretacyjne jest amplitudowy charakter parametrów iloĞciowych uniesienia i nachylenia. Tymczasem wiadomo, Īe amplituda zapisu jest uwarunkowana szeregiem zjawisk pozakardiologicznych, np. jakoĞcią kontaktu elektrod ze skórą czy gruboĞcią tkanki táuszczowej w miejscu przyáoĪenia elektrody.

obniĪenie ST

nachylenie ST pkt BL

pkt J pkt ST

Rys. 6.13. Pomiary poziomu i nachylenia odcinka ST

Odcinek ST jest oceniany tylko po zespoáach QRS o morfologii SV. Początek odcinka pomiarowego powinien przypadaü w tzw. punkcie J, czyli po zakoĔczeniu zespoáu QRS. Punkt ten nie jest jednak áatwy do lokalizacji, toteĪ po udowodnieniu staáoĞci 156

interwaáu RJ przyjĊto wyznaczaü punkt początkowy odcinka pomiarowego ST w odlegáoĞci 45 ms po szczycie zaáamka R (punkt J). W prostych systemach pomiarowych koniec odcinka pomiarowego jest przyjmowany arbitralnie 60 ms póĨniej (punkt ST). Bardziej zaawansowane systemy diagnostyczne pozwalają na modyfikacje poáoĪenia punktów wyznaczających początek i koniec odcinka pomiarowego ST w zaleĪnoĞci od bieĪącej wartoĞci rytmu serca HR (ang. heart rate). Dla szybkich rytmów odcinek ST jest krótszy i poáoĪony bliĪej zespoáu QRS niĪ dla rytmów wolnych, zgodnie ze wzorem:

t R − J = 40 + 0,948 ⋅ t R − R

[ms ] ,

t R − ST = 40 + 2,21 ⋅ t R − R

[ms ] .










Systemy o niskiej czĊstotliwoĞci próbkowania (np. rejestrujące zapis caáodobowy) wykorzystują niekiedy aproksymacjĊ sygnaáu, bez niej automatyczna modyfikacja poáoĪenia punktów pomiarowych byáaby obarczona zbyt duĪym báĊdem kwantyzacji w dziedzinie czasu. Pomiar poziomu i nachylenia odcinka ST jest zwykle realizowany przez okreĞlenie róĪnic wartoĞci w punktach pomiarowych: BL, J i ST. WartoĞci diagnostyczne odcinka ST są wynikiem uĞredniania wartoĞci chwilowych w zadanym interwale czasu (typowo 30 s). IloĞü zespoáów w tym interwale moĪe byü róĪna. W przypadku gdy caáy odcinek czasu uĞredniania jest wypeániony zespoáami pozazatokowymi, sygnalizowany jest brak rezultatów diagnostycznych odcinka ST. NiejednoznacznoĞci interpretacyjne wartoĞci nachylenia powodują, Īe informacja wyjĞciowa jest ograniczana do podania okreĞlenia jednego z trzech moĪliwych stanów: „opadający”, „poziomy” i „narastający” – oczywiĞcie odcinkiem poziomym jest odcinek, którego nachylenie mieĞci siĊ w pewnych zaáoĪonych wideákach tolerancji. Dostosowanie programu do praktyki i przyzwyczajeĔ lekarskich wymaga podania wartoĞci uniesienia i obniĪenia ST w milimetrach, a nie w miliwoltach – jest to wartoĞü odniesiona do napiĊcia cechy kalibracyjnej 1 mV o wysokoĞci 10 mm. Epizodami ST są zdarzenia polegające na utrzymywaniu siĊ parametrów iloĞciowych charakteryzujących odcinek ST powyĪej wartoĞci progowych przez czas dáuĪszy od czasu progowego. Wykrywanie epizodów jest związane ze staáym Ğledzeniem wartoĞci diagnostycznych ST i nie jest zadaniem záoĪonym obliczeniowo ani trudnym z punktu widzenia informatyka konstruującego system automatyczny. Polskie Towarzystwo Kardiologiczne przyjĊáo poniĪszą definicjĊ epizodu ST. Za epizod ST jest uwaĪany odcinek czasu o dáugoĞci 60 s odlegáy od poprzedniego epizodu ST o co najmniej 30 s, na którym wartoĞü uniesienia przekracza 1 mm i odcinek jest narastający, lub wartoĞü uniesienia przekracza 2 mm. Parametrami epizodów ST są: – moment wystąpienia, – czas trwania, – wartoĞci maksymalne parametrów odcinka ST, – wartoĞci rytmu serca przed, w trakcie i po zakoĔczeniu epizodu. 157

Detekcja epizodów ST ma na celu zwrócenie uwagi lekarza na szczególnie niebezpieczne fragmenty zapisu. Jego zadaniem jest ustalenie korelacji czasowej pomiĊdzy wystąpieniem epizodu a wysiákiem fizycznym, stresem emocjonalnym, przyjĊtymi lekami itp.

6.2.8. Obliczenie dyspersji koĔca zaáamka T w poszczególnych odprowadzeniach (ang. QT-dispersion)







PoniewaĪ odcinek QT odgrywa decydującą rolĊ w reprezentacji procesów repolaryzacji, do zestawu podstawowych parametrów diagnostycznych naleĪy okreĞlenie jego czasu trwania. W przypadku rejestracji wielokanaáowej okazuje siĊ jednak, Īe czas trwania odcinka QT w poszczególnych odprowadzeniach moĪe znacznie siĊ róĪniü (do ok. 50 ms), co – wedáug interpretacji kardiologicznej – wskazuje na niejednorodnoĞci procesów repolaryzacyjnych w miĊĞniu serca. Wykazano takĪe, Īe niejednorodne wáasnoĞci repolaryzacyjne poszczególnych wáókien miĊĞnia roboczego komór stanowią znaczny czynnik zagroĪenia wystąpieniem arytmii komorowych ze Ğmiertelnym w skutkach migotaniem komór wáącznie. Analiza dyspersji koĔca zaáamka T w poszczególnych odprowadzeniach moĪe wiĊc byü uĪyta: – jako narzĊdzie oceny ryzyka wystąpienia arytmii komorowych oraz nagáej Ğmierci, – jako praktyczna metoda kontroli efektywnoĞci i bezpieczeĔstwa leczenia Ğrodkami antyarytmicznymi, – do oceny niebezpieczeĔstwa pojawienia siĊ arytmii w wyniku stosowania leków, zwáaszcza z grupy oddziaáującej na przebieg procesu repolaryzacji.




Z punktu widzenia konstruktora systemu analizującego, obliczenie dyspersji QT jest zadaniem wymagającym uwzglĊdnienia nastĊpujących uwarunkowaĔ: – jedynie wspóábieĪnie rejestrowane kanaáy elektrokardiogramu mogą byü przedmiotem analizy dyspersji, – punktem odniesienia jest początek zespoáu QRS wyznaczony wspólnie dla wszystkich analizowanych kanaáów, – koniec zaáamka T obliczony wspólnie dla wszystkich kanaáów moĪe byü punktem wyjĞcia dla obliczania indywidualnego poáoĪenia punktu koĔcowego zaáamka T w poszczególnych odprowadzeniach, – w obecnoĞci zakáóceĔ punkt koĔcowy zaáamka T moĪe byü wyznaczony bardzo niepewnie, w przypadku záej jakoĞci sygnaáu naleĪy odstąpiü od wyznaczania dyspersji QT. Do wyznaczania koĔca zaáamka T w indywidualnym odprowadzeniu powszechnie wykorzystywane są techniki aproksymacyjne: – wyznaczenie stycznej do zstĊpującego ramienia zaáamka T w punkcie o maksymalnej prĊdkoĞci, wyznaczenie punktów przeciĊcia przez styczną linii izoelektrycznej i poziomu maksimum T, na koniec odáoĪenie za punktem przeciĊcia izolinii przez styczną odcinka od wystąpienia maksimum T do przeciĊcia stycznej; koniec odcinka na izolinii jest koĔcem zaáamka T (rys. 6.14a); 158

– wyznaczenie punktu o maksymalnej prĊdkoĞci na zstĊpującym ramieniu zaáamka T, wyznaczenie najlepiej dopasowanej paraboli do punktów chronologicznie póĨniejszych, ale poprzedzających globalnie wyznaczony koniec zaáamka T, na koniec okreĞlenie poáoĪenia wierzchoáka takiej paraboli, poáoĪenie to jest koĔcem zaáamka T (rys. 6.14b).





T-end

a)

T-end






b)

Rys. 6.14. Metody wyznaczania koĔca zaáamka T w indywidualnych odprowadzeniach

6.2.9. Stwierdzenie wystąpienia póĨnych potencjaáów PóĨne potencjaáy, mikropotencjaáy komorowe, LP (ang. late potentials) są rezultatem niejednorodnego przewodzenia pobudzeĔ w ukáadzie pĊczka Hisa i wáókien Purkinjego lub zaburzeĔ zjawiska przedáuĪonej refrakcji w nielicznych komórkach miĊĞnia roboczego komór do tego stopnia, Īe w ramach jednej ewolucji serca podlegają one wielokrotnej depolaryzacji. Zjawiska te są trudne do zauwaĪenia w związku z ich lokalnym wystĊpowaniem oraz z bezpoĞrednim sąsiedztwem zespoáu QRS o znacznie (do 100 razy) wiĊkszej amplitudzie. Wielkie znaczenie diagnostyczne mikropotencjaáów polega na moĪliwoĞci wczesnego wykrycia zaburzeĔ przewodnictwa przedsionko159

wo-komorowego oraz wskazania pacjentów o podwyĪszonym ryzyku tachykardii komorowej. Szczególną rolĊ odgrywa diagnostyka mikropotencjaáów u pacjentów po ĞwieĪo przebytym zawale serca. Pomimo braku standardowych kryteriów wystąpienia póĨnych potencjaáów, powszechnie przyjĊtą metodą ich wykrywania jest speánienie nastĊpujących warunków (rys. 6.15): – czas trwania zespoáu QRS (QRSd) filtrowanego górnoprzepustowym filtrem dwukierunkowym 40 Hz musi przekroczyü 114 ms; – wartoĞü napiĊcia Ğredniokwadratowego koĔcowych 40 ms zespoáu QRS (RMS40) nie przekracza 20 µV; – czas, w którym wartoĞü napiĊcia Ğredniokwadratowego pozostaje poniĪej 40 µV przekracza 38 ms. a)



QRSd 05 ms RMS40 45 µV








40 µV

RMS40 [µV]

b)

QRSd 22 ms RMS40 9 µV

40 µV

RMS40 [µV]

Rys. 6.15. Zapis EKG: a) prawidáowy; b) patologiczny

160

Podstawowym problemem technicznym wystĊpującym przy analizie mikropotencjaáów jest zapewnienie wysokiego stosunku sygnaáu do szumu, oraz znacznej rozdzielczoĞci i wyĪszej niĪ standardowa czĊstotliwoĞci próbkowania. Dwa ostatnie postulaty są speániane szczególnie przez elektrokardiografiĊ wysokiej rozdzielczoĞci HR-ECG (ang. high resolution electrocardiography), ale równieĪ standardowe rejestratory o czĊstotliwoĞci próbkowania rzĊdu 400–600 Hz i rozdzielczoĞci 12 bitów dostarczają sygnaá o parametrach umoĪliwiających prowadzenie analizy póĨnych potencjaáów. Wysoką wartoĞü stosunku sygnaáu do szumu moĪna zapewniü przez uĞrednianie sygnaáu kolejnych uderzeĔ (o tej samej morfologii). PoniewaĪ sygnaá uĪyteczny x(n) i szum w(n) nie są skorelowane, zarejestrowany przebieg y(n) moĪna przedstawiü jako sumĊ

y ( n ) = x ( n ) + w( n ) .







JeĪeli kolejne uĞredniane okna są odpowiednio zsynchronizowane, poáoĪenie punktu synchronizacji jest wspólne dla wszystkich sygnaáów, wiĊc kolejne sygnaáy są skorelowane ze sobą. Nie są w Īaden sposób skorelowane skáadowe szumów w kolejnych oknach. PoniewaĪ uĞrednianie dotyczy skáadowych sygnaáu i skáadowych szumu jednoczeĞnie, wartoĞü amplitudy sygnaáu (dziĊki korelacji zapewnianej przez wspólny punkt synchronizacji) zostaje zachowana, natomiast wariancja uĞrednionej skáadowej szumowej zmniejszy siĊ N-krotnie

δa =

δ , N




obliczając poprawĊ stosunku sygnaáu do szumu w jednostkach odchylenia Ğredniokwadratowego otrzymaü moĪna

SNR = SNR i ⋅ N .

PoniewaĪ uĞrednianie dyskryminuje reprezentacjĊ szybkozmiennych zjawisk w zakresie póĨnych potencjaáów, iloĞü kolejnych uĞrednionych zespoáów rzadko przekracza 100, co jednak jest juĪ wystarczające, aby 10-krotnie poprawiü stosunek sygnaáu do szumu. Innym problemem jest zapewnienie odpowiedniej stabilnoĞci punktu centrującego. Wobec braku synchronizacji akcji serca z taktowaniem przetwornika analogowocyfrowego, moĪe zdarzyü siĊ, Īe nawet identyczne zespoáy QRS bĊdą reprezentowane przez zdecydowanie róĪne ciągi próbek. WáaĞciwe zsynchronizowanie uĞrednianych zespoáów moĪna wówczas zapewniü: – przez aproksymacjĊ szczytu fali R parabolą i przyjĊcie maksimum paraboli jako punktu synchronizującego, – przez minimalizacjĊ funkcji korelacji wzajemnej zespoáu i sumy czĊĞciowej poprzedzającą sumowanie. 161

6.2.10. OkreĞlanie osi elektrycznej serca OkreĞlanie osi elektrycznej serca jest metodą okreĞlenia poáoĪenia serca wewnątrz jamy ciaáa oraz okreĞlenia wzajemnego stosunku mas miĊĞniowych komory lewej i prawej. Odchylenia osi elektrycznej mogą byü równieĪ reprezentacją rozlegáych obszarów ogarniĊtych martwicą (nie biorących udziaáu w skurczu), np. blizn pozawaáowych. Przez oĞ elektryczną serca rozumie siĊ prostą w przestrzeni, na której leĪy wektor pola elektrycznego wytwarzanego przez depolaryzacjĊ komór w chwili osiągniĊcia wartoĞci maksymalnej. Mimo Īe zmiany poáoĪenia mają nieznaczny wpáyw na pracĊ serca, okreĞlenie jego poáoĪenia moĪe byü istotne dla oceny poprawnoĞci elektrokardiogramu:



– rozróĪnienie elektrokardiogramu prawidáowego od patologicznego; – wskazanie, czy przyczyną zmian uksztaátowania zaáamków jest odmienne uáoĪenie serca; – lokalizacja oĞrodków bodĨcotwórczych poáoĪonych w obrĊbie komór na podstawie ksztaátu komorowych zespoáów QRS.



W przypadkach fizjologicznych poáoĪenie osi serca równieĪ moĪe siĊ zmieniaü:






– u dzieci, w związku ze stosunkowo duĪą masą komory prawej, wektor serca leĪy bardziej poziomo; – u kobiet ciĊĪarnych serce leĪy bardziej poziomo, by w ciągu pierwszych dni po porodzie przyjąü pozycjĊ bardziej pionową (o ok. 30o) i wreszcie powróciü do normalnego uáoĪenia; – u osób w podeszáym wieku wektor serca leĪy bardziej pionowo w związku z osáabieniem przepony i zmianami w obrĊbie worka osierdziowego. Pomimo Īe z matematycznego punktu widzenia oĞ serca powinny charakteryzowaü dwa parametry: azymut i nachylenie, zwykle tylko jeden z nich jest podawany (rys. 6.16). W zaleĪnoĞci od odprowadzeĔ, na podstawie których wyznaczono oĞ serca, przez kierunek osi elektrycznej rozumiany jest jej rzut: – na páaszczyznĊ pionową (dla odprowadzeĔ koĔczynowych), – na páaszczyznĊ poziomą (dla odprowadzeĔ przedsercowych). Dokáadne okreĞlenie osi serca jest áatwiejsze do wykonania w technice wektokardiograficznej, która dysponuje trójwymiarowym zapisem zjawisk elektrycznych związanych z akcją serca. Z punktu widzenia algorytmu analizującego elektrokardiogram wyznaczenie osi serca polega na rozwiązaniu równania trygonometrycznego. Jedynym zagadnieniem, mogącym sprawiü programiĞcie káopot jest prawidáowy wybór momentu maksymalnej wartoĞci wektora pola elektrycznego. Powodem jest obecnoĞü zakáóceĔ, które mogą prowadziü do detekcji kilku maksimów lokalnych. 162

  


Rys. 6.16. Nomogram do wyznaczania osi serca z uĪyciem odprowadzeĔ Einthovena

Standardowe postĊpowanie algorytmu analizującego jest nastĊpujące: – wybór dwóch odprowadzeĔ koĔczynowych o najwiĊkszej amplitudzie (spoĞród odprowadzeĔ zarejestrowanych wspóábieĪnie) lub o najkorzystniejszym odstĊpie od szumów; – wyliczenie funkcji pierwiastka sumy kwadratów – pseudomoduáu – kolejnych próbek tych odprowadzeĔ (brak prostopadáoĞci odprowadzeĔ nie jest przeszkodą metodologiczną) w zakresie zespoáu QRS; – dopasowanie najlepszej paraboli (dáuĪszej niĪ 60 ms) w otoczeniu wartoĞci maksymalnej wartoĞci funkcji pseudomoduáu; – wyznaczenie poáoĪenia maksimum paraboli i odczytanie wartoĞci wybranych odprowadzeĔ dla tego poáoĪenia; – rozwiązanie równania trygonometrycznego wyznaczającego kąt nachylenia osi elektrycznej serca. 163

NaleĪy zwróciü szczególną uwagĊ, Īe program wyznaczający oĞ serca zakáada staáe przyporządkowanie odprowadzeĔ elektrokardiograficznych (I, II, III, ...) i kanaáów rejestracji (1, 2, 3, ...).

6.3. Elektrokardiografia próby wysiákowej










Celem diagnostycznym próby wysiákowej jest rejestracja zjawisk elektrycznych związanych z pracą serca w czasie obciąĪenia organizmu pracą fizyczną. ObciąĪenie zwykle stanowi bieĪnia ruchoma, po której chodzi osoba badana z zadaną prĊdkoĞcią, lub ergometr rowerowy, na którym pedaáuje osoba badana pokonując zadany opór. BieĪnia zapewnia bardziej fizjologiczną i lepiej tolerowaną formĊ wysiáku niĪ ergometr rowerowy, kosztem gorszych technicznie elektrokardiogramów i trudniejszego pomiaru ciĞnienia krwi. PracĊ wykonaną moĪna zmierzyü bardzo dokáadnie za pomocą spirometru przez porównanie stĊĪeĔ i objĊtoĞci wdychanego tlenu oraz wydychanego dwutlenku wĊgla, zwykle jednak pomiar wykonywany jest metodą subiektywną przez analizĊ czĊstoĞci akcji serca. Zasadą tego pomiaru jest równoczesny wzrost czĊstoĞci akcji serca z zapotrzebowaniem miĊĞni szkieletowych na tlen. Dzieje siĊ tak do pewnej granicy, okreĞlanej mianem wysiáku maksymalnego, powyĪej której czĊstotliwoĞü akcji serca nie wzrasta, a wysiáek ponadmaksymalny wykonywany jest kosztem procesów beztlenowych. W czasie próby osoba badana wykonuje wysiáek submaksymalny, do 85% tĊtna maksymalnego dla páci, wieku i masy ciaáa, lub wysiáek maksymalny ze staáym obciąĪeniem (np. 50 W – u pacjentów z przebytym zawaáem, jednak nie wczeĞniej niĪ po tygodniu). WielkoĞü wysiáku wykonywanego mierzy siĊ w jednostkach MET (ang. metabolic equivalent), 1 MET odpowiada spoczynkowemu zuĪyciu tlenu, które wynosi ok. 3,5 ml/(kg masy ciaáa)/min. WystĊpowanie groĨnych zaburzeĔ rytmu lub ich nasilanie siĊ podczas wysiáku jest wskaĨnikiem organicznej choroby serca. Podobnie, wystąpienie niedokrwiennych zmian odcinka ST sugeruje wczesne stadia choroby wieĔcowej, trudne do wykrycia w czasie rutynowej kontroli elektrokardiograficznej w spoczynku. Próba wysiákowa jest szczególnie zalecana do wykonania u pacjentów, u których stwierdzono zaburzenia rytmu – jest ona Ĩródáem informacji o przyczynie tych zaburzeĔ. Rejestracja elektrokardiogramu w czasie próby wysiákowej odbywa siĊ za pomocą typowego rejestratora 3-, 6- lub 12-kanaáowego z uĪyciem elektrod jednorazowych. Komentarza wymaga jednak modyfikacja poáoĪenia elektrod koĔczynowych (wg Masona i Likara). Elektroda F, normalnie montowana na lewym podudziu, teraz znajduje siĊ na przedniej linii pachowej w poáowie odlegáoĞci miĊdzy áukiem Īebrowym, a grzebieniem koĞci biodrowej. Elektroda N, normalnie montowana na prawym podudziu, teraz znajduje siĊ pod prawym áukiem Īebrowym (por. rys. 6.4 s. 136). Dawkowanie obciąĪenia moĪe przebiegaü wedáug róĪnych programów i jest najczĊĞciej dobierane do historii choroby osoby badanej i przyjmowanych przez nią le164

ków. Typowe, w przypadku ergometru rowerowego, obciąĪenie początkowe wynosi 50 W i jest zwiĊkszane o 25 W co trzy minuty. W przypadku bieĪni najczĊĞciej stosowany jest tzw. protokóá Bruce’a: początkowa prĊdkoĞü bieĪni wynosi 2,7 km/h, a nachylenie 10%, co odpowiada obciąĪeniu 5 MET. WartoĞü prĊdkoĞci jest zwiĊkszana co 3 minuty o 1,5 km/h, a nachylenia – o 2%. ZakoĔczenie próby wysiákowej nastĊpuje po osiągniĊciu wartoĞci wysiáku submaksymalnego (rys. 6.17), o ile wczeĞniej nie wystąpiáy wskazania do natychmiastowego przerwania próby: – znamienne uniesienie odcinka ST (powyĪej 1 mm), – wzrost ciĞnienia tĊtniczego powyĪej 220 mmHg.



85



75

55 45



65




Maksymalna czĊstoĞü skurczów serca

95

35

25 30

35

40

45 50 Wiek w latach

55

60

65

Rys. 6.17. Wykres wartoĞci rytmu serca dla wysiáku maksymalnego oraz submaksymalnego 85% i 70%

Ocena przebiegu próby wysiákowej prowadzona jest na bieĪąco. JeĪeli bieĪnia lub cykloergometr sterowane są przez komputer analizujący, moĪliwa jest automatyczna modyfikacja programu próby wysiákowej, stosownie do zarejestrowanej wartoĞci rytmu serca. Program próby wysiákowej moĪe byü dobrany do indywidualnych uwarunkowaĔ pacjenta, a zarządzanie bazą danych pacjentów moĪe zawieraü procedury automatycznego doboru programu w zaleĪnoĞci od leków, wieku, páci, ciĊĪaru ciaáa, historii choroby oraz rezultatów wczeĞniej przeprowadzonych prób wysiákowych tego pacjenta. 165

Wzrokowa ocena elektrokardiogramu próby wysiákowej wymaga wyĞwietlenia: – uĞrednionych zespoáów QRS-T z kaĪdej fazy próby; są one porównywane z uĞrednionymi zespoáami fazy spoczynkowej poprzedzającej wáaĞciwą próbĊ wysiákową; – rejestrowanego sygnaáu EKG w czasie rzeczywistym w dowolnej kombinacji odprowadzeĔ; – wykresów trendu czĊstoĞci akcji serca, obniĪenia lub uniesienia odcinka ST, wielkoĞci wykonanej pracy, ciĞnienia tĊtniczego krwi oraz iloczynu maksymalnego ciĞnienia skurczowego i maksymalnej czĊstotliwoĞci rytmu serca. Po zakoĔczeniu próby wysiákowej dokonuje siĊ jej podsumowania, w celu okreĞlenia ostatecznego wyniku próby. Podsumowanie dotyczy gáównie zmiennoĞci odcinka ST, przy czym za dodatni wynik próby uwaĪa siĊ wystąpienie:





– poziomych lub opadających obniĪeĔ odcinka ST przekraczających 1 mm (100 µV), – narastających obniĪeĔ odcinka ST przekraczających 2 mm, – uniesieĔ odcinka ST przekraczających 1 mm w odprowadzeniach bez nieprawidáowych zespoáów QS.






Dodatni wynik próby wysiákowej wskazuje na znaczne prawdopodobieĔstwo choroby wieĔcowej i jest wskazaniem do wykonania koronarografii. Z technicznego punktu widzenia komputerowe wspomaganie próby wysiákowej jest znacznym rozszerzeniem standardowej rejestracji i obróbki elektrokardiogramów. W zakresie rejestracji istotną odmiennoĞcią jest przeniesienie odprowadzeĔ koĔczynowych koĔczyn dolnych nad liniĊ bioder, co jest podyktowane koniecznoĞcią topologicznego oddalenia elektrod pomiarowych od Ĩródeá silnie zakáócających sygnaáów miĊĞniowych. Zwraca uwagĊ fakt, Īe zarówno bieĪnia, jak i cykloergometr wymuszają wykonanie pracy za pomocą koĔczyn dolnych, podczas gdy caáy proces pomiarowy ma miejsce na nieruchomej górnej poáowie ciaáa. W zakresie realizacji oprogramowania do obróbki sygnaáów informatyk napotyka na trzy zasadnicze zagadnienia wáaĞciwe dla analizy próby wysiákowej: 1) wysoki poziom zakáóceĔ wymusza stosowanie bardziej agresywnej filtracji sygnaáu; 2) koniecznoĞü wykonania wiĊkszoĞci etapów analizy w czasie rzeczywistym, co w poáączeniu z transmisją, archiwizacją i wyĞwietlaniem nie jest zadaniem áatwym nawet przy stosunkowo niskiej czĊstotliwoĞci próbkowania; 3) bieĪąca kontrola przekroczenia wartoĞci granicznych (tĊtno, ciĞnienie krwi), generowanie alarmów oraz inteligentne sterowanie dalszym przebiegiem próby wysiákowej. Szerszego omówienia wymaga zwáaszcza drugi z wymienionych aspektów próby wysiákowej związany z przetwarzaniem rejestrowanych sygnaáów EKG na bieĪąco. 166

Algorytm przetwarzania sygnaáu zawiera elementy typowe dla analizy zapisu spoczynkowego, niektóre z nich jednak muszą byü zrealizowane odmiennie z uwagi na krytyczną rolĊ szybkoĞci wykonania i jednorazowoĞü dostĊpu do sygnaáu. Podstawowymi skáadnikami algorytmu przetwarzania sygnaáu są nastĊpujące procedury (rys. 6.18):

filtracja filtracja cyfrowa cyfrowa

detekcja zespoáów QRS archiwizacja archiwizacja sygnaáu sygnaáu

dyskryminacja morfologii nadkomorowej



filtry przeciwzakáóceniowe, detektor uderzeĔ serca, detektor punktu centrującego i przybliĪonych granic zespoáu, dyskryminator morfologii, procesor odcinka ST.

uĞrednianie w ruchomym oknie czasu



– – – – –

obliczanie parametrów ST

wizualizacja wizualizacja



Rys. 6.18. Schemat blokowy przetwarzania sygnaáów w analizie elektrokardiogramu próby wysiákowej




OdmiennoĞü realizacji filtrów cyfrowych w przetwarzaniu elektrokardiogramu próby wysiákowej polega na zastosowaniu dodatkowego filtru 25 Hz (silniej táumiącego zakáócenia miĊĞniowe spowodowane ruchem pacjenta) i filtru izolinii. W przypadku analizy elektrokardiogramu spoczynkowego wystarczyáo wyrywkowe okreĞlanie poziomu linii izoelektrycznej tuĪ przed zidentyfikowanym zespoáem QRS, tymczasem koniecznoĞü ciągáego wyĞwietlania sygnaáu powoduje, Īe poziom linii izoelektrycznej powinien byü kompensowany na bieĪąco. Zwykle realizuje siĊ to przy pomocy filtru górnoprzepustowego o staáej charakterystyce fazowej. Niewystarczająca liniowoĞü charakterystyki filtru moĪe doprowadziü do znieksztaáceĔ niskoczĊstotliwoĞciowych w zakresie odcinka ST, co byáoby przyczyną generowania niewáaĞciwych wyników próby wysiákowej. OdmiennoĞü realizacji filtrów cyfrowych polega takĪe na Ğcisáym zachowaniu kolejnoĞci próbek sygnaáu. Ta cecha filtrów cyfrowych jest wymagana w związku z jednorazowym dostĊpem do zarejestrowanego sygnaáu. Filtr cyfrowy zwykle zawiera bufor przechowujący wartoĞci poprzednie sygnaáu surowego (filtry FIR) lub dwa bufory dla sygnaáu surowego i filtrowanego (filtry IIR). Szczególnie dáugie bufory zawiera filtr górnoprzepustowy o niskiej czĊstotliwoĞci odciĊcia. Zachowanie filtru w momencie wáączenia (uĪytkownik moĪe to zrobiü po stwierdzeniu takiej potrzeby w dowolnym momencie zapisu) silnie zaleĪy od zawartoĞci tych buforów. JeĪeli zawierają one 167

zera lub nieaktualne wartoĞci (pozostaáe z poprzedniego okresu, kiedy filtr byá wáączony) powstanie sytuacja identyczna jak podanie na wejĞcie sygnaáu skokowego – wywoáa oscylacyjną odpowiedĨ filtru. Filtry o znacznej dáugoĞci mogą po wáączeniu zakáóciü znaczny odcinek elektrokardiogramu. JeĪeli natomiast filtry zostaną zaprojektowane w sposób potokowy czyli taki, aby zawartoĞü buforów byáa odĞwieĪana niezaleĪnie od tego czy filtr jest wáączony, czy wyáączony, w momencie przeáączenia skok sygnaáu bĊdzie minimalny i spowoduje drobne, czĊsto niezauwaĪalne zakáócenia sygnaáu wyjĞciowego. NaleĪy ponadto zorganizowaü funkcje filtru w sposób zapewniający zachowanie nastĊpstwa próbek w czasie przeáączania filtru, to znaczy zadbaü o to, aby próbki nie byáy gubione (rys. 6.19). a0

wejĞcie –

–

z



z

bn

a

–

Σ

–

z

b

an




z

a2



z



b2

–

z

–

filtr wáączony wyjĞcie

filtr wyáączony

Rys. 6.19. Schemat filtru cyfrowego zorganizowanego w sposób potokowy – wáączenia oraz wyáączenie filtru w dowolnym momencie nie zakáóca ciągáoĞci numerów próbek

Detektor systemu wysiákowego dziaáa zwykle w oparciu o dwa kanaáy: gáówny i pomocniczy, które mogą byü dowolnie wybierane spoĞród rejestrowanych kanaáów. Udziaá kanaáów w tworzeniu funkcji detekcyjnej jest staáy (typowo: gáówny 60%, pomocniczy 40%). KoniecznoĞü skomplikowanego przetwarzania, które dotyczy wszystkich próbek sygnaáu wymusza przewaĪnie realizacjĊ detektora w formacie staáoprzecinkowym. Jednorazowy dostĊp do sygnaáu ogranicza równieĪ uĪycie przeszukiwania wstecznego (ang. search back), bĊdącego typowym elementem detektora w przetwarzaniu spoczynkowego zapisu EKG. BezpoĞrednio po detekcji nastĊpuje wyznaczenie punktu centrującego przez dopasowanie najlepszej paraboli w okolicach najwiĊkszej wartoĞci zaáamka R. Dopasowa168







nie polega na rozwiązaniu ukáadu równaĔ (równania macierzowego), ale wbrew pozorom, nie jest to zadanie numerycznie skomplikowane. Wspóáczynniki macierzy pseudoodwrotnej moĪna wprowadziü jako staáe, a wtedy poszukiwanie punktu synchronizacji moĪe zostaü wykonane kosztem szeĞciu sumowaĔ, piĊciu mnoĪeĔ i jednego dzielenia (rys. 6.20).




Rys. 6.20. Wydruk procedury poszukiwania punktu synchronizacji

PoniewaĪ systemy wysiákowe z reguáy charakteryzują siĊ wysoką czĊstotliwoĞcią próbkowania (powyĪej 300 Hz) wyznaczony punkt centrujący jest dla potrzeb uĞredniania zaokrąglany do najbliĪszej rzeczywistej próbki. Tworzenie przepróbkowanego wzorca sygnaáu w celu przywrócenia synchronizacji przetwarzania a/c z rytmem serca nie jest tak istotne jak w analizie EKG spoczynkowego i zwykle rezygnuje siĊ z tego – oszczĊdzając przy tym cenny czas. Punkt centrujący jest natomiast wykorzystywany w celu dokáadnego okreĞlenia poáoĪenia punktów pomiarowych odcinka ST. OkreĞlenie przybliĪonych lokalizacji początku i koĔca zespoáu QRS jest istotne z punktu widzenia nastĊpujących dwóch procedur: 1) dyskryminacji morfologii zespoáów QRS (do celów statystycznych i obliczeĔ ST), 2) wyznaczenia zakresu uĞredniania zespoáów QRS. Na czas potrzebny do okreĞlenia przybliĪonego początku i przybliĪonego koĔca zespoáu QRS sygnaá (otoczenie punktu synchronizacji) przechowywany jest w buforze. 169

Procedura przebiega podobnie jak w analizie EKG spoczynkowego. Jedyne róĪnice to: – gáówny nacisk poáoĪony jest na szybkoĞü wykonania, co wyklucza operacje zmiennoprzecinkowe; – bardziej istotna jest gwarancja powodzenia wyznaczania niĪ dokáadnoĞü wyznaczonych punktów.










Dyskryminacja morfologii polega na wyodrĊbnieniu zespoáów nadkomorowych, które bĊdą uĞredniane, a nastĊpnie staną siĊ przedmiotem analizy odcinka ST. Wszystkie inne zespoáy tworzą drugą grupĊ, na której Īadne przetwarzanie nie jest juĪ prowadzone. Dyskryminacja morfologii dotyczy wszystkich znalezionych zespoáów QRS (uwaĪny czytelnik spostrzegá z pewnoĞcią, Īe analiza elektrokardiogramu próby wysiákowej nie zawiera moduáu klasyfikacji). Dokonywana jest ona poprzez pomiar dáugoĞci zespoáu oraz okreĞlenie dodatkowych cech umoĪliwiających rozróĪnienie zespoáów (prĊdkoĞü, stosunek powierzchni do obwodu itp.). Procesor odcinka ST jest najwaĪniejszym elementem algorytmu oceny próby wysiákowej. Ta ostatnia czĊĞü áaĔcucha funkcji przetwarzających decyduje o ogólnej jakoĞci programu. Analiza odcinka ST moĪe byü zorganizowana identycznie, jak w systemach oceny EKG spoczynkowego. PoniewaĪ spodziewane są duĪe wahania rytmu serca, wykorzystywany jest powszechnie mechanizm adaptacyjny modyfikujący poáoĪenie punktów pomiarowych ST wraz ze zmianą czĊstotliwoĞci akcji serca. Precyzja ustalania poáoĪenia osiąga zwykle wartoĞü 1 ms, co jest moĪliwe z wykorzystaniem punktu centrującego i algorytmów liniowej interpolacji sygnaáu. BieĪące wartoĞci poziomu i nachylenia odcinka ST są uĞredniane w zadanym przedziale czasowym. Wystąpienie zespoáu innego niĪ nadkomorowy, powoduje pominiĊcie go i przepisanie poprzednich wartoĞci parametrów ST. Wynika z tego, Īe konsekwencją ewentualnego pomyákowego przyporządkowania morfologii komorowej zespoáowi nadkomorowemu jest pominiĊcie go przy uĞrednianiu i obliczaniu parametrów ST. Odmienny wariant realizacji procesora odcinków ST dla systemu wysiákowego zakáada pomiar wartoĞci uniesienia lub obniĪenia oraz nachylenia na uĞrednionym zespole QRS w kaĪdym kanale. Jest to związane z uproszczeniem obliczeĔ i interpretacji, gdyĪ uzyskane rezultaty liczbowe mogą byü zweryfikowane wzrokowo, bezpoĞrednio na wykresie zespoáu uĞrednionego. Jedynym mankamentem jest w tym przypadku jednakowa dáugoĞü okresu uĞredniania zespoáów QRS i okresu uĞredniania parametrów odcinka ST. UĞrednione wartoĞci ST są wyĞwietlane liczbowo oraz w postaci wykresów trendów. JednoczeĞnie sprawdzane jest przekroczenie zadanych wartoĞci progowych, które, jeĪeli utrzymują siĊ przez czas przekraczający czas graniczny, sygnalizowane są i zapamiĊtywane jako epizody ST. PoniewaĪ sygnaá surowy jest archiwizowany na bieĪąco, po zakoĔczeniu próby wysiákowej moĪliwe jest wskazanie odcinków sygnaáu (oraz ich parametrów), w których nastąpiáo przekroczenie granicznych wartoĞci parametrów ST. Jedyna oszczĊdnoĞü, jaką moĪna poczyniü w procesorze ST, polega na 170

przetwarzaniu 8 kanaáów zamiast 12, a dopiero na etapie rezultatów wyliczenie pozostaáych czterech wartoĞci. Na skutek przeniesienia elektrod trójkąt nie jest juĪ równoboczny, ale nadal jest to oczko w którym obowiązują prawa Kirchhoffa. Zwraca uwagĊ fakt, Īe tylko filtracja, uĞrednianie i procesor ST są procedurami w peáni korzystającymi z wielokanaáowego zapisu. Pozostaáe: detektor zespoáów QRS, detektor punktu centrującego i przybliĪonych granic zespoáów QRS, oraz dyskryminator morfologii mogą pracowaü w oparciu o kanaá gáówny i pomocniczy. Trafny wybór tych kanaáów przez lekarza, jakkolwiek o decydującym znaczeniu dla procesu analizy, jest zadaniem áatwym w sytuacji, gdy rezultaty przetwarzania prezentowane są na bieĪąco na tym samym ekranie, na którym wyĞwietlany jest sygnaá surowy.



6.4. Caáodobowa rejestracja elektrokardiogramu metodą Holtera





Rejestracja dobowego cyklu zmian pracy serca otwiera nowe, niedostĊpne innym technikom zastosowania diagnostyczne i badawcze. Poznanie 24-godzinnego obrazu EKG zmieniáo wiele utartych poglądów w dziedzinie kardiologii, a i obecnie wiĊkszoĞü opracowaĔ naukowych w dziedzinie kardiologii i neurokardiologii opiera siĊ na zapisach dáugoczasowych.




NajwaĪniejsze aspekty rejestracji 24 godzinnej to: – monitorowanie elektrokardiogramu w naturalnych warunkach Īycia osoby badanej; – poznanie zmiennoĞci rytmu serca HRV (ang. heart rate variability) i wspóázaleĪnoĞci neurokardiologicznych pobudzających i hamujących akcjĊ serca w czasie czuwania i w czasie snu; – detekcja sekwencji pobudzeĔ róĪnego pochodzenia (arytmii), wyjaĞniających przyczyny odmiennego zachowania komórek rozrusznikowych w zakresie automatyzmu wáasnego; – ocena podatnoĞci na wystąpienie spontanicznej tachykardii komorowej i ocena zagroĪenia migotaniem komór poprzez analizĊ zmiennoĞci formy zaáamka T z uderzenia na uderzenie (ang. T-alternans); – analiza prawidáowoĞci pracy kardiostymulatora. Rejestracja caáodobowego elektrokardiogramu metodą Holtera (nazwana od nazwiska pomysáodawcy, Normana Holtera) jest dokonywana za pomocą przenoĞnych rejestratorów (rys. 6.21) zasilanych bateryjnie z uĪyciem zmodyfikowanych odprowadzeĔ dwubiegunowych. Standardem jest obecnie zapis dwukanaáowy, zapis trzykanaáowy dopiero toruje sobie drogĊ do praktyki klinicznej (choü spotykane są takĪe rejestratory 12-odprowadzeniowe i wektokardiograficzne). NoĞnikiem informacji w rejestratorze jest pamiĊü staáa. Rejestratory wykorzystujące kasety magnetofonowe wychodzą juĪ z uĪycia. Rejestrator zawiera wiĊc analogowe tory sygnaáowe, przetworniki, pa171










miĊü i kontroler sterujący pracą systemu. ħródáem zasilania są zwykle dwie (niekiedy cztery) baterie formatu R6, zapewniające nieprzerwaną pracĊ przez co najmniej 24 h (spotykane są juĪ takĪe rejestratory 72-godzinne). PoniewaĪ pacjent wyposaĪony w rejestrator moĪe pójĞü dokądkolwiek, istotną cechą rejestratora jest znaczna odpornoĞü na zakáócenia. Dodatkowo dáugi czas rejestracji sygnaáu wymusza wyjątkowo staranne przygotowanie skóry i stosowanie wyáącznie najlepszych elektrod pomiarowych.

Rys. 6.21. Rejestrator holterowski z pamiĊcią staáą

W czasie rejestracji pacjent wypeánia dziennik zdarzeĔ, w którym zobowiązany jest odnotowywaü waĪniejsze czynnoĞci (np. wchodzenie po schodach) lub stany psychiczne (np. przyjĊcie niepomyĞlnej wiadomoĞci). Rejestrator jest wyposaĪony w tzw. przycisk zdarzeĔ pacjenta (ang. event button), za pomocą którego przez naciĞniĊcie pacjent moĪe zasygnalizowaü wystąpienie pewnych zdarzeĔ charakterystycznych. Są one zapisywane w pamiĊci razem z elektrokardiogramem. Ponadto, niektóre rejestratory są wyposaĪone w sprzĊtowy ukáad detekcji impulsu kardiostymulatora, wykryte impulsy są równieĪ zapisywane wraz z sygnaáem EKG. WiĊkszoĞü stosowanych klinicznie rejestratorów cyfrowych pracuje z czĊstotliwoĞcią próbkowania rzĊdu 120 Hz, co jest absolutnie najmniejszą akceptowalną wartoĞcią, przy rozdzielczoĞci 8 bitów, co równieĪ jest minimalnym zakresem dynamiki (w rezultacie niskiej rozdzielczoĞci systemy holterowskie nie analizują obecnoĞci zaáamka P). Na niewielką skalĊ w roli przyrządów 172







naukowych stosowane są rejestratory bardzo zaawansowane o czĊstotliwoĞci próbkowania 500 Hz i rozdzielczoĞci 16 bitów. Zapotrzebowanie na pamiĊü przy caáodobowej rejestracji wynosi w tym przypadku aĪ 86 Mb na kanaá, ale istnieje moĪliwoĞü analizy zaáamka P, mikropotencjaáów i innych záoĪonych zjawisk. Po zakoĔczeniu rejestracji pacjent powraca do laboratorium holterowskiego, gdzie technik odáącza rejestrator, zdejmuje elektrody i przeprowadza wywiad na podstawie dziennika zdarzeĔ. PamiĊü staáa z rejestratora jest odczytywana w czytniku komputerowym i rozpoczyna siĊ automatyczna analiza sygnaáu. Zapis elektrokardiogramu metodą Holtera zawiera iloĞü sygnaáu niemoĪliwą do oceny w sposób manualny (odpowiada 2160 m papieru zapisanego ze standardową prĊdkoĞcią). Coraz powszechniejszy dostĊp do maszyn cyfrowych umoĪliwiá upowszechnienie siĊ równieĪ technik holterowskich. Analiza sygnaáu nie musi byü wykonana w czasie rzeczywistym, program analizujący ma dostĊp do dowolnej porcji sygnaáu w dowolnym momencie. Jednak ogromna iloĞü danych (do niedawna przekraczająca pojemnoĞci pamiĊci komputerów), a takĪe duĪa záoĪonoĞü struktur informacyjnych powodują, Īe program analizy holterowskiej musi byü optymalizowany pod wzglĊdem szybkoĞci wykonania. Czas wykonania nie jest jednak aĪ tak krytycznym czynnikiem, by rezygnowaü z prób zmniejszenia nastĊpstw niskiej czĊstotliwoĞci próbkowania, jak choüby techniki aproksymacyjne. Program analizujący przebiega zwykle wedáug schematu podobnego do analizy zapisu 12-odprowadzeniowego, z kilkoma wyjątkami:




– niska rozdzielczoĞü i czĊstotliwoĞü próbkowania nie daje podstaw do okreĞlenia dáugoĞci zaáamków, rozpoznania zaáamka P i analizy mikropotencjaáów; – jakoĞü sygnaáu jest zmienna w czasie rejestracji, kluczowej wagi nabiera wiĊc ciągáe monitorowanie jakoĞci sygnaáu i wybór optymalnej konfiguracji kanaáów – w przypadku skrajnie záej jakoĞci sygnaáu jego fragment moĪe byü automatycznie wykluczony z analizy; – zmienne warunki rejestracji mogą byü przyczyną tworzenia wielkiej iloĞci wzorców podczas klasyfikacji, moĪe nastąpiü sytuacja, kiedy róĪnica pomiĊdzy zespoáem zakáóconym a niezakáóconym bĊdzie wiĊksza niĪ róĪnica pomiĊdzy zespoáem nadkomorowym i komorowym; – zapis nie moĪe byü analizowany w peáni automatycznie, standardowo wymagane są dwie interakcje operatora: sprawdzenie poprawnoĞci oceny wstĊpnego fragmentu (na którym ustalane są parametry rozbiegowe) oraz sprawdzenie poprawnoĞci klasyfikacji; – po sprawdzeniu poprawnoĞci klasyfikacji i przyporządkowania morfologii dalsza analiza (arytmii, odcinka ST, HRV, alternansu zaáamka T, dyspersji zaáamka T, funkcji kardiostymulatora) odbywa siĊ automatycznie. Poza wymienionymi róĪnicami, analiza sygnaáu EKG zapisanego metodą Holtera przebiega w znacznej czĊĞci podobnie do opisanej w podrozdziale 6.2 analizy zapisu 12-odprowadzeniowego. 173

W dalszej czĊĞci tego podrozdziaáu zostaną wiĊc przedstawione wyáącznie te aspekty przetwarzania sygnaáu, które są charakterystyczne dla analizy holterowskiej: – ocena zmiennoĞci rytmu serca, – detekcja arytmii, – ocena pracy kardiostymulatora, – detekcja alternansu zaáamka T.

6.4.1. Ocena zmiennoĞci rytmu serca (HRV)





Ocena zmiennoĞci rytmu serca jest podstawową techniką umoĪliwiającą ocenĊ wpáywu ukáadu wspóáczulnego (pobudzanie) i przywspóáczulnego (hamowanie) na akcjĊ serca. PoniewaĪ rola tych ukáadów silnie zaleĪy od stanu czáowieka (sen, czuwanie), dopiero analiza caáodobowych zmian rytmu serca pozwala diagnozowaü poprawnoĞü tego wspóádziaáania. Analiza zmiennoĞci rytmu serca opiera siĊ na bieĪących wartoĞciach interwaáów miĊdzyuderzeniowych (odstĊpów RR) i moĪe byü prowadzona: – w dziedzinie czasu (metodami statystycznymi), – metodami geometrycznymi (aproksymacja histogramu trójkątem), – metodami czĊstotliwoĞciowymi (z wykorzystaniem funkcji autokorelacji lub przeksztaácenia Fouriera).






Analiza zmiennoĞci rytmu serca opiera siĊ na sygnale áatwym do pozyskania. Po detekcji zespoáów QRS i aproksymacyjnym wskazaniu punktów centrujących wystarczy utworzyü ciąg kolejnych róĪnic poáoĪeĔ tych punktów – tachogram (rys. 6.22).

Rys. 6.22. Tachogram

PoniewaĪ analiza zmiennoĞci rytmu obejmuje wyáącznie pobudzenia pochodzenia zatokowego (wygenerowane przez wĊzeá SA), konieczne jest wykluczenie wszelkich pobudzeĔ innego typu. W powstaáej przerwie naleĪy wygenerowaü sztucznie pobudzenia speániające dwa warunki: 1) suma bezwzglĊdnych wartoĞci róĪnic sąsiednich interwaáów RR powinna byü minimalna, 2) suma wszystkich interwaáów RR musi byü równa dáugoĞci przerwy, 174

nie jest natomiast wymagane, aby iloĞü nowo wygenerowanych pobudzeĔ byáa identyczna z iloĞcią usuniĊtych pobudzeĔ pozazatokowych. Algorytm wypeániający przerwĊ przypomina zadanie równoczesnej budowy mostu z obu stron rzeki. Skorygowany tachogram (po uzupeánieniu luk po zespoáach QRS innych niĪ nadkomorowe) moĪe byü podstawą wyznaczania statystycznych i geometrycznych wspóáczynników zmiennoĞci akcji serca (tab. 6.2). Tabela 6.2 Opis stosowanych oznaczeĔ w analizie czasowej i geometrycznej HRV oznaczenie

znaczenie wskaĨnika WartoĞü Ğrednia ze wszystkich odstĊpów RR rytmu zatokowego

Wariancja RR

Wariancja (zmiennoĞü) kolejnych odstĊpów RR rytmu zatokowego

SDNN

Odchylenie standardowe wszystkich odstĊpów RR rytmu zatokowego, w ms

rMSSD

Pierwiastek kwadratowy ze Ğredniej sumy kwadratów róĪnic miĊdzy kolejnymi odstĊpami RR rytmu zatokowego, w ms

Indeks SDNN

ĝrednia wartoĞü SDNN odcinków 5-minutowych w podanym odstĊpie czasu

SDANN

Odchylenie standardowe wartoĞci Ğrednich odstĊpów RR rytmu zatokowego w odcinkach 5-minutowych

p50NN

Odsetek róĪnic miĊdzy kolejnymi odstĊpami RR rytmu zatokowego wykraczających poza 50 ms, w %

Indeks Trójkątny

IloĞü sáupków (7,8125 ms) w podstawie trójkąta histogramu odstĊpów RR rytmu zatokowego

TINN

DáugoĞü podstawy, w ms, trójkąta aproksymującego histogram kolejnych odstĊpów RR rytmu zatokowego










ĝredni RR

Dynamika procesów chorobowych, oraz ocena skutków dziaáania stosowanych leków wskazują na jednokierunkową zmiennoĞü wspóáczynników statystycznych, przy doĞü znacznym iloĞciowym zróĪnicowaniu. Przykáadowo, podanie β-adrenolityku powoduje istotny wzrost wartoĞci rMSSD i pNN50, przy prawie staáej wartoĞci SDNN. Wspóáczynniki rMSSD i pNN50 odzwierciedlają raczej krótkotrwaáe zmiany czĊstoĞci rytmu zaleĪne od ukáadu przywspóáczulnego, natomiast wartoĞü SDNN reprezentuje zróĪnicowanie rytmu miĊdzy dniem i nocą, miĊdzy minimalną i maksymalną czĊstoĞcią rytmu w ciągu doby, zaleĪne od ukáadu wspóáczulnego. Praktyczna przydatnoĞü wskaĨników analizy czasowej dla lekarza jest zaleĪna od ich empirycznie stwierdzonego znaczenia prognostycznego. Nie ma bowiem dotąd jednoznacznie okreĞlonych powiązaĔ poszczególnych wspóáczynników ze zjawiskami zmiennoĞci rytmu serca. Istniejąca w róĪnym stopniu wzajemna korelacja zmiennoĞci tych wspóáczynników su175

geruje istnienie nadmiarowoĞci informacji. Wspóáczynniki statystyczne, chociaĪ áatwe do wyliczenia wykazują najwiĊkszą wraĪliwoĞü na jakoĞü tachogramu. Detekcje faászywie pozytywne, faászywie negatywne, báĊdy aproksymacji odcinków po usuniĊtych zespoáach pozazatokowych i artefakty (istniejące pomimo weryfikacji poprawnoĞci klasyfikacji) mają znaczny wpáyw na wartoĞci poszczególnych wspóáczynników. Wspóáczynniki geometryczne są równie áatwe do uzyskania jak wspóáczynniki statystyczne, bazują bowiem na aproksymacji histogramu. RóĪne metody obliczeniowe są aktualnie uĪywane, lecz wszystkie opierają siĊ na aproksymacji trójkątem histogramu interwaáów RR, lub oceny nachylenia zboczy histogramu kolejnych róĪnic interwaáów RR. Do metod geometrycznych naleĪy takĪe jakoĞciowa analiza wykresu kolejnych interwaáów (ang. Lorenz plot). Wykres ten tworzą punkty o wspóárzĊdnych

x[RiRi+1, Ri+1Ri+2].










Ocena tego wykresu polega na zidentyfikowaniu typu ksztaátu wykresu (cygaro, torpeda, kometa, motyl), jest wiĊc oceną typowo jakoĞciową – brak wspóáczynnika obliczanego na podstawie tego wykresu. Metody geometryczne charakteryzują siĊ znaczną odpornoĞcią na zakáócenia, co jest efektem stosowania technik aproksymacyjnych. Podstawową wadą (podobnie jak w przypadku wspóáczynników statystycznych) jest koniecznoĞü zgromadzenia przez lekarza interpretującego odpowiedniego zasobu doĞwiadczeĔ, poszczególne wspóáczynniki nie reprezentują bowiem w sposób jednoznaczny zjawisk zmiennoĞci rytmu serca. Analiza zmiennoĞci rytmu serca w dziedzinie czĊstotliwoĞci wymaga rozwiązania jeszcze jednego problemu dotyczącego natury sygnaáu: tachogram jest dyskretną funkcją czasu próbkowaną niejednorodnie (interwaá próbkowania nie jest staáy). Konieczne jest wiĊc odtworzenie ciągáej funkcji czasu na podstawie posiadanego tachogramu, a nastĊpnie ponowna jej dyskretyzacja w sposób jednorodny. Najprostsze rozwiązanie, aproksymacja liniowa, nie jest niestety moĪliwe do zaakceptowania, wnosi bowiem znaczny udziaá skáadowych wysokoczĊstotliwoĞciowych, niemoĪliwych do odseparowania w widmie wynikowym. Są one rezultatem nieciągáoĞci funkcji odcinkowo-aproksymującej w istniejących próbkach tachogramu. Znacznie lepsze rezultaty moĪna uzyskaü przy zastosowaniu aproksymacji z uĪyciem funkcji sklejanej trzeciego stopnia (ang. cubic spline). Algorytm takiej aproksymacji moĪna znaleĨü w publikacjach dotyczących zaawansowanych metod numerycznych oraz przetwarzania sygnaáów (rys. 6.23). W podstawowym zarysie polega on na: – scaákowaniu funkcji próbkowanej niejednorodnie (rezultatem bĊdzie funkcja schodkowo narastająca o nierównej dáugoĞci schodków); – aproksymacji funkcji schodkowo narastającej wielomianem trzeciego stopnia (z wykorzystaniem metody najmniejszych kwadratów); – róĪniczkowaniu wielomianu aproksymującego w dowolnych (w tym przypadku: równoodlegáych) punktach. 176

a)

rr (t )

t0

t

t2

t3

t4

t0







b) RR(t)

t

t2

t3

t4




Rys. 6.23. Aproksymacja niejednorodnie próbkowanego tachogramu z uĪyciem funkcji sklejanej trzeciego stopnia: a) tachogram surowy próbkowanie niejednorodne; b) tachogram aproksymowany próbkowanie jednorodne

W konkretnym zastosowaniu do analizy HRV odstĊp punktów róĪniczkowania wielomianu aproksymującego powinien byü dobrany w taki sposób, aby: – poáowa odwrotnoĞci odstĊpu byáa najwiĊkszą czĊstotliwoĞcią jaka zostanie zaprezentowana na wykresie widma (typowo – 0,5 Hz, w analizatorach o przeznaczeniu pediatrycznym – 1 Hz); – iloĞü punktów pokrywających 24-godzinny zapis byáa moĪliwa do przedstawienia w postaci caákowitej potĊgi dwójki. Po dokonaniu jednorodnego przepróbkowania tachogramu uprawnione jest stosowanie przeksztaácenia Fouriera lub technik autokorelacyjnych do obliczania widma sygnaáu. Transformacja Fouriera jest narzĊdziem bardzo „eleganckim”, niestety otrzymany moduá widma wymaga wygáadzenia filtrem dolnoprzepustowym. Zastosowanie funkcji autokorelacji wymaga wprawdzie weryfikacji zaáoĪonego modelu, umoĪliwia jednak uzyskanie gáadkiego wykresu widma, na którym áatwo moĪna zidentyfikowaü poszczególne komponenty zmiennoĞci rytmu serca. 177





Wykres widma dzielony jest zwykle na pasma, w których okreĞlana jest caákowita moc wyraĪana nastĊpnie przy uĪyciu wspóáczynników (tab. 6.3): HF (ang. high frequency) – zakres czĊstotliwoĞci wysokich (typowo od 0,15 do 0,40 Hz), LF (ang. low frequency) – zakres czĊstotliwoĞci niskich (typowo od 0,04 do 0,15 Hz), VLF (ang. very low frequency) – zakres czĊstotliwoĞci bardzo niskich (typowo od 0,0033 do 0,04 Hz), ULF (ang. ultra low frequency) – zakres czĊstotliwoĞci ekstremalnie niskich (typowo poniĪej 0,0033 Hz). Uzyskanie prąĪków widma dla zakresu czĊstotliwoĞci ekstremalnie niskich wymaga analizy odcinka o dáugoĞci przekraczającej 5 minut. Z technicznego punktu widzenia komentarza wymaga pewne uproszczenie, które zadomowiáo siĊ juĪ w Ğrodowisku kardiologów. Polega ono na tym, Īe jednostką gĊstoĞci widmowej mocy jest ms2/Hz, podczas gdy wspóáczynniki analizy czĊstotliwoĞciowej wyraĪane są w ms2 (po podzieleniu przez szerokoĞü danego pasma), a niekiedy nawet w ms (po spierwiastkowaniu). Zwrócenie uwagi na jednostki jest istotne zwáaszcza przy porównywaniu rezultatów dwóch róĪnych programów. Tabela 6.3

oznaczenie



Opis stosowanych oznaczeĔ w analizie czĊstotliwoĞciowej HRV znaczenie wskaĨnika

Moc caákowita widma, w ms2

HF

Moc widma w zakresie czĊstotliwoĞci wysokich, w ms2

LF

Moc widma w zakresie czĊstotliwoĞci niskich, w ms2

VLF

Moc widma w zakresie czĊstotliwoĞci bardzo niskich, w ms2

ULF

Moc widma w zakresie czĊstotliwoĞci ultra niskich, w ms2

NHF

Znormalizowana moc widma w zakresie czĊstotliwoĞci wysokich, w %

NLF

Znormalizowana moc widma w zakresie czĊstotliwoĞci niskich, w %

LF/HF

WartoĞü stosunku mocy LF/HF




TP

Analiza czĊstotliwoĞciowa dostarcza informacji o dynamicznej równowadze ukáadu autonomicznego umoĪliwiając ocenĊ wspóápracy ukáadu wspóáczulnego i przywspóáczulnego. Wspóáczynniki analizy czĊstotliwoĞciowej HRV dobrze reprezentują zjawiska zmiennoĞci. Za podstawową wadĊ naleĪy jednak uznaü znaczną záoĪonoĞü obliczeniową związaną z aproksymacją tachogramu (mogącego zawieraü nawet do 200 000 próbek) i transformacją Fouriera. Zestawienie przykáadowych rezultatów oceny zmiennoĞci rytmu serca przedstawia rysunek 6.24. 178

a)

c)










b)

Rys. 6.24. Zestawienie przykáadowych rezultatów oceny zmiennoĞci rytmu serca: a) wykresy; b) parametry czasowe; c) parametry czĊstotliwoĞciowe

179

6.4.2. Detekcja arytmii



Arytmie (w potocznym rozumieniu czĊsto mylone z niemiarowoĞcią rytmu) stanowią sekwencje pobudzeĔ o ustalonych wzorcach, zdefiniowanych poprzez nastĊpstwo zespoáów o okreĞlonej morfologii, interwaá miĊdzyuderzeniowy RR i niekiedy liczbĊ zespoáów w sekwencji. Detekcja arytmii jest bardzo istotną zaletą diagnostyczną metod holterowskich, interpretacja kardiologiczna tych zjawisk prowadzi bowiem bezpoĞrednio do wykrycia wspóázaleĪnoĞci automatyzmu komórek rozrusznikowych róĪnych oĞrodków bodĨcotwórczych serca. Niektóre arytmie, np. tachykardia komorowa mogą bezpoĞrednio prowadziü do zgonu: – akcja serca wymyka siĊ spod kontroli systemu nerwowego; 1 i wiĊcej); – czĊstoĞü akcji serca wzrasta (do 400 min – serce ma maáą wydajnoĞü mechaniczną (co związane jest z bezwáadnoĞcią krwi) jednoczeĞnie wymagając ogromnego odĪywiania; – dochodzi do niedotlenienia czego nastĊpstwem jest martwica miĊĞnia sercowego.








Drugim bardzo istotnym aspektem detekcji arytmii jest wiĊc ocena ryzyka pojawienia siĊ tachykardii, a jeĞli tachykardia wystąpi – zbadanie przyczyn ją wywoáujących poprzez analizĊ odcinka bezpoĞrednio poprzedzającego. Podstawowy podziaá arytmii obejmuje arytmie nadkomorowe i komorowe. Do arytmii nadkomorowych naleĪą: – pauza, – tachykardia nadkomorowa, – bradykardia nadkomorowa, – napadowy czĊstoskurcz nadkomorowy PSVT (ang. persistent supraventricular tachycardia), – nadkomorowy rytm nieregularny. Do arytmii komorowych naleĪą: – para, – czynny rytm komór, – salwa, – tachykardia komorowa, – bigeminia, trigeminia i in. Przykáady arytmii przedstawia rysunek 6.25. Detekcja arytmii polega na przeglądzie rezultatów przetwarzania zapisanego elektrokardiogramu pod kątem odszukania oczekiwanej sekwencji pobudzeĔ. Istotne jest odnalezienie początku, kiedy po raz pierwszy speánione są zaáoĪenia arytmii oraz koĔca, kiedy zaáoĪenia arytmii przestają byü speánione. Pozwala to wyznaczyü czas trwania arytmii – podstawowy parametr diagnostyczny. Wystąpienie sekwencji pobudzeĔ, charakterystycznej dla innej arytmii oznacza koniec arytmii trwającej dotychczas, podobnie, wystąpienie zespoáu odmiennego typu morfologicznego (np. wystąpienie pojedynczego zespoáu komorowego podczas nadkomorowego rytmu nieregularnego) oznacza równieĪ zakoĔczenie poprzedniej arytmii. 180

a)

b)

c)



d)

h)



g)




f)



e)

i)

Rys. 6.25. Przykáady arytmii: a) pojedynczy zastĊpczy zespóá komorowy; b) tachykardia nadkomorowa; c) para; d) przedwczesny zespóá nadkomorowy; e) bigeminia; f) pauza; g) salwa; h) czynny rytm komór; i) tachykardia komorowa

181

Detekcja arytmii dotyczy wszystkich zarejestrowanych kanaáów jednoczeĞnie, poniewaĪ zarówno okreĞlenie interwaáu miĊdzyuderzeniowego, jak i okreĞlenie morfologii dokonywane jest wspólnie. PoniewaĪ detekcja ma raczej charakter procedury przeszukiwania bazy danych niĪ przetwarzania sygnaáów, nie sprawia informatykom wiĊkszych káopotów. Jedynym problemem wymagającym komentarza jest rozwiązywanie konfliktów w przypadku pojawienia siĊ sekwencji charakterystycznych dla róĪnych arytmii na tym samym przedziale czasowym. Przykáadami konfliktów mogą byü: – wystąpienie pauzy w sekwencji bradykardii, – wystąpienie pary na zakoĔczenie bigeminii itp.



Rozwiązywanie konfliktów opiera siĊ na podziale, który z diagnostycznego punktu widzenia wyróĪnia arytmie o róĪnym stopniu istotnoĞci: – pierwszego rodzaju: pauza, czĊstoskurcz nadkomorowy, tachykardia komorowa; – drugiego rodzaju: salwa, czynny rytm komór, bigeminia; – trzeciego rodzaju: tachykardia (nadkomorowa), bradykardia, rytm nieregularny i pary.








Niektóre detektory arytmii dokonują jednokrotnie sekwencyjnej analizy pól tablicy zespoáów QRS zawierających dane morfologii i interwaáu RR. W przypadku gdy podczas trwania arytmii niĪszego rodzaju wykryta jest sekwencja wáaĞciwa dla arytmii wyĪszego rodzaju, trwająca arytmia koĔczy siĊ, ustĊpując miejsca nowo zidentyfikowanej arytmii. W przypadku gdy trwa arytmia okreĞlonego rodzaju, wykrywanie arytmii niĪszych rodzajów jest zablokowane. Alternatywne podejĞcie polega na trzykrotnym przeglądaniu pól tablicy zespoáów QRS zawierających dane morfologii i interwaáu RR. Za pierwszym razem wykrywane są tylko arytmie pierwszego rodzaju. Drugi przegląd wyodrĊbnia tylko arytmie drugiego rodzaju, przy czym odcinki przyporządkowane zidentyfikowanym uprzednio arytmiom pierwszego rodzaju są omijane. Trzeci przegląd identyfikuje arytmie trzeciego rodzaju na pozostaáych fragmentach sygnaáu.

6.4.3. Ocena pracy kardiostymulatora Kardiostymulatory jednojamowe typowe dla lat 70., które za pomocą jednej elektrody (na przemian detekcyjnej i stymulującej) i prostego ukáadu automatyki pobudzaáy sztucznie skurcz komór w przypadku wykrycia braku czynnoĞci w zadanym czasie, znalazáy juĪ swe godne miejsce w muzeach. Wraz z nimi bezpowrotnie wyszáa z uĪycia manualna metoda oceny funkcji kardiostymulatora. Zresztą juĪ piĞmiennictwo początku lat 70. sugeruje zastosowanie systemów holterowskich do oceny stymulatorów, mimo Īe masa przenoĞnego rejestratora z trudem mieĞciáa siĊ wówczas w granicy 2 kg. Wspóáczesne kardiostymulatory dwujamowe posiadają dwie elektrody na przemian detekcyjne i stymulujące, z których jedna umieszczona jest w przedsionku a druga w komorze. Kardiostymulatory są wyposaĪone w skomplikowaną automatykĊ cyfrową z moĪliwoĞcią wielokrotnego programowania parametrów, dziĊki czemu charakteryzują siĊ moĪliwoĞcią znacznej adaptacji do konkretnych potrzeb poszczególnych nosicieli. àatwo moĪna teĪ modyfikowaü ich charakterystyki w przypadku postĊpowania procesu upoĞledzenia funkcji ukáadu bodĨcotwórczo-bodĨcoprzewodzącego. 182



Detekcja impulsu kardiostymulatora (rys. 6.26) o bardzo duĪej szybkoĞci narastania i czasie trwania rzĊdu od 0,25 do 0,5 ms wymaga zastosowania w rejestratorze odrĊbnego kanaáu rejestracji. W prostych urządzeniach o czĊstotliwoĞci próbkowania 120 Hz impuls kardiostymulatora jest przechwytywany sprzĊtowo przez przerzutnik. Odczyt i zerowanie stanu przerzutnika nastĊpuje równoczeĞnie z próbkowaniem. Takie rozwiązanie zapewnia wprawdzie, Īe impulsy nie są gubione miĊdzy próbkami, ale dokáadnoĞü detekcji nie przekracza interwaáu próbkowania, czyli 8 ms. Bardziej zaawansowane urządzenia dysponują odrĊbnym kanaáem rejestracji impulsów kardiostymulatora, gdzie zapisywany jest upáyw czasu jaki nastąpiá od impulsu do odczytu. UmoĪliwia to uzyskanie dowolnej dokáadnoĞci detekcji impulsu – zamiast przerzutnika wykorzystywany jest licznik, który zaczyna zliczaü w momencie detekcji impulsu i jest inkrementowany np. co 0,1 ms. Zerowy stan licznika w momencie odczytu jest równoznaczny z nie wystąpieniem impulsu kardiostymulatora, kaĪdy inny stan jest przepisany do kanaáu rejestracji zdarzeĔ kardiostymulatora, a licznik jest zerowany.





V5

V

AV

V3




V

Tue Aug 6 994

0:43:

V

AV

VF stymulacja DDD

Rys. 6.26. Przykáad zapisu EKG zawierającego impulsy kardiostymulatora

OdrĊbnym problemem jest rozpoznanie Ĩródáa impulsu kardiostymulatora dwujamowego. Obecnie problem ten jest rozwiązany tylko poprzez analizĊ ksztaátu impulsu w niektórych rejestratorach o bardzo duĪej czĊstotliwoĞci próbkowania (rzĊdu 1000 Hz). Rozwiązanie to jest jednak skuteczne tylko wówczas, gdy zaprogramowano inny ksztaát dla przedsionkowych i komorowych impulsów w stymulatorze. Analiza funkcji kardiostymulatora polega na przeglądaniu zapisu zdarzeĔ kardiostymulatora (pliku zawierającego momenty stymulacji oznaczone I) i tablicy punktów detekcji (R). NastĊpnie tworzone są struktury danych zawierające kolejne interwaáy: R-R, R-I, I-R oraz I-I. Przeszukiwanie tych struktur prowadzi do znalezienia interwaáów przekraczających zadane wartoĞci progowe, to jest takie, które nie powinny zostaü 183

przekroczone przy prawidáowo dziaáającym kardiostymulatorze. WartoĞci progowe są ustalane typowo dla stymulatora VVI (ventricular-paced ventricular-sensed inhibited ) blokowanego rytmem komór, ale mogą byü zmieniane indywidualnie w zaleĪnoĞci od typu i programu kardiostymulatora. Standardowo prowadzona jest automatyczna identyfikacja nastĊpujących zaburzeĔ stymulacji.

a)










FTP (ang. failure to pace) – wydáuĪenie odstĊpów R-R powyĪej zaprogramowanej wartoĞci maksymalnej, automatyka stymulatora powinna spowodowaü wygenerowanie impulsu stymulującego. FTS (ang. failure to sense) – skrócenie odstĊpów R-I poniĪej ustalonej granicy (rys. 6.27a) wskazuje, Īe kardiostymulator dokonuje detekcji nie wszystkich impulsów pochodzących z ukáadu bodĨcotwórczego serca. Brak detekcji skutkuje wygenerowaniem impulsu stymulującego I bezpoĞrednio po impulsie wáasnym serca R. WydáuĪenie impulsów R-I powyĪej zadanego czasu Ğwiadczy z kolei o zbyt duĪej czuáoĞci detektora impulsów w kardiostymulatorze. Dokonuje on nadmiarowych detekcji na skutek wystąpienia zakáócających potencjaáów miĊĞniowych lub zewnĊtrznych artefaktów, co skutkuje zablokowaniem impulsu stymulującego w sytuacji, gdy jest on poĪądany. FTC (ang. failure to capture) – przedáuĪenie interwaáu I-R powyĪej ustalonej granicy (rys. 6.27b) Ğwiadczy o nieskutecznej stymulacji. Pomimo wygenerowania impulsu stymulującego, nie nastąpiá skurcz komór w bezpoĞrednio nastĊpującym odcinku czasu. Przyczyną jest zwykle záe umiejscowienie elektrody w sercu, lub – co moĪliwe do áatwego skorygowania – niewáaĞciwa energia lub ksztaát impulsów stymulujących.

00 000

b)

00 000

78 ms

0 000

0 000

000

000

00

00

0

0



 0 R – iglica

000

2000 ms

0 iglica – R

000

2000 ms

Rys. 6.27. Histogramy odstĊpów analizowanych w ocenie kardiostymulatora typowe dla báĊdów FTS i FTC: a) skrócenie odstĊpów R-I poniĪej ustalonej granicy: niektóre impulsy endogenne pozostają nie wykryte, natomiast wydáuĪenie impulsów R-I powyĪej zadanego czasu Ğwiadczy o detekcjach nadmiarowych; b) przedáuĪenie interwaáu I-R powyĪej ustalonej granicy Ğwiadczy o nieskutecznej stymulacji

184

6.4.4. Alternans zaáamka T Zainteresowanie klinicystów alternansem zaáamka T wyraĨnie wzrosáo w ostatnich latach, po wykazaniu, Īe w przewaĪającej wiĊkszoĞci przypadków jest on zwiastunem spontanicznych arytmii komorowych. PoniewaĪ obecnie brak jeszcze Ğwiatowych standardów oceny tego zjawiska, powszechna jest jakoĞciowa inspekcja zapisanego elektrokardiogramu i raportowanie opisowe alternansu jako „obecnego” lub „nieobecnego” (rys. 6.28).



V5



aVF



V2




Rys. 6.28. Przykáadowy zapis EKG z obecnoĞcią alternansu zaáamka T

IloĞciowa ocena alternansu prowadzi jednak do znacznie dokáadniejszych wniosków diagnostycznych. Wykazano bowiem znaczną korelacjĊ pomiĊdzy amplitudą alternansu i obniĪeniem progu trzepotania komór i przedsionków, jest wiĊc ona estymatorem czynnika ryzyka wystąpienia tych arytmii, z nagáą Ğmiercią o podáoĪu arytmicznym wáącznie. Znane są równieĪ próby wykorzystania iloĞciowej oceny alternansu zaáamka T do diagnostyki autonomicznego systemu nerwowego oraz oceny wpáywu podawanych leków na przebieg repolaryzacji miĊĞnia serca. Metody te zyskaáy juĪ znaczne uznanie w Ğrodowisku kardiologicznym, obecnie brakuje tylko standaryzacji sposobu pomiaru i przetwarzania oraz upowszechnienia oprogramowania analizującego. Pierwszą spoĞród stosowanych technik analizy alternansu zaáamka T jest zastosowanie transformacji Fouriera do sygnaáu róĪnic zaáamków T nastĊpujących po sąsiednich zespoáach QRS. Sygnaá alternansu jest dekomponowany na skáadowe sinusoidalne, ich energia jest iloĞciową miarą alternansu, przeciĊtną dla grupy sąsiednich zaáamków T. Widmowa estymacja szumów na odcinku ST pozwala dodatkowo poprawiü odstĊp sygnaáu od szumu w dziedzinie czĊstotliwoĞci, co faworyzuje skáadowe widma 185







związane z alternansem. Wadą metody fourierowskiej jest jej znaczna wraĪliwoĞü na zmiany rytmu serca, zmiany wzorca alternansu (np. z ABAB... na BABA...) oraz arytmie – ich wystąpienie moĪe caákowicie znieksztaáciü rezultaty obliczeĔ. Metody fourierowskie nie nadają siĊ teĪ do Ğledzenia gwaátownych zmian alternansu, gdyĪ mają wáasnoĞci uĞredniające. Nie są one wiĊc zalecane w przypadku diagnostyki pozawaáowej i oceny wpáywu leków na aktywnoĞü ukáadu autonomicznego. Alternatywna grupa metod – zwana metodami dynamicznymi – nie posiada wad metody widmowej i doskonale nadaje siĊ do analiz zapisów ambulatoryjnych Īycia codziennego zawierających przejĞciowe epizody alternansu arytmogenicznego. Grupa ta zawiera techniki demodulacji zespolonej (najczĊĞciej uĪywane), a takĪe estymacjĊ róĪnicową, estymacjĊ metodą najmniejszych kwadratów, estymacjĊ metodą autoregresji (AR) oraz estymacjĊ metodą autoregresji w ruchomym oknie (ARMA). Technika demodulacji zespolonej przybliĪa alternans falą sinusoidalną, której amplituda i faza jest zmienna, co umoĪliwia ciągáy pomiar parametrów alternansu z uderzenia na uderzenie. Transformacja matematyczna dostarcza kompletnego opisu iloĞciowego pola zmian pod kolejnymi zaáamkami T. Demodulacja zespolona jest wzglĊdnie odporna na niestacjonarnoĞü sygnaáu, nieregularnoĞü rytmu i wymaga znacznie krótszego odcinka czasu niĪ metody widmowe. Te wáasnoĞci sprawiają, Īe jest ona szczególnie przydatna do Ğledzenia chwilowych zmian zaáamka T, wywoáanych lekami, wywoáanych w toku operacji angioplastycznych (niedotlenienie) lub stresem zewnĊtrznym, których czas trwania moĪe nie przekraczaü 1 minuty.




6.5. Wektokardiografia i elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci 6.5.1. Trójwymiarowa rejestracja pola elektrycznego pracującego serca Narodzinom techniki wektokardiograficznej (WKG) w poáowie lat 50. towarzyszyá wielki entuzjazm. DziĊki specjalnemu ukáadowi odprowadzeĔ (zwanych od nazwiska wynalazcy pseudoortogonalnymi odprowadzeniami Franka) moĪliwa byáa wizualizacja przebiegu pola elektrycznego pracującego serca w przestrzeni. Wizualizacji dokonywano tak naprawdĊ po zrzutowaniu pĊtli zakreĞlonej przez wektor wypadkowy pola elektrycznego związanego z zespoáem QRS na páaszczyznĊ: czoáową (X–Y), poprzeczną (X–Z) i strzaákową (Y–Z). Do wizualizacji wykorzystywane byáy lampy oscylograficzne sterowane odpowiednią parą spoĞród trzech sygnaáów wektokardiogramu. Wektokardiografia w tej postaci pozwalaáa wprawdzie obserwowaü zjawiska dotąd trudne do diagnozowania (np. repolaryzacja przedsionków), ale poniewaĪ wymagany byá specjalistyczny sprzĊt, a na dodatek nie powstaáy Īadne typowe dla wektokar186

H Z







diografii iloĞciowe parametry diagnostyczne, jej rozwój zostaá zahamowany i dziĞ wielu kardiologów praktyków uwaĪa ją za technikĊ przestarzaáą. Tymczasem dziĊki cyfrowej akwizycji i automatycznej obróbce sygnaáów, wektokardiografia przeĪywa obecnie swą drugą máodoĞü, a jej coraz powszechniejsze wdraĪanie idzie w parze z napáywającymi doniesieniami o nowych zastosowaniach diagnostycznych. Wektokardiogram jest rejestrowany w trzech kanaáach powstaáych z ortogonalizacji odprowadzeĔ Franka (rys. 6.29). Sygnaá z siedmiu odprowadzeĔ: I, E, C, A, M, F i H jest przeksztaácany w trzy sygnaáy odpowiadające ortogonalnej rejestracji dwubiegunowej pola elektrycznego. We wczesnych latach wektokardiografii dokonywano tego za pomocą sieci rezystorowej, dziĞ moĪna to zadanie powierzyü prostej procedurze numerycznej. Przeksztaácenie niweluje typową asymetriĊ uáoĪenia serca wewnątrz jamy ciaáa czáowieka, a takĪe niejednorodnoĞci wáasnoĞci elektrycznych otaczających tkanek. Po przeksztaáceniu sygnaá liniowy odpowiadający kanaáom X, Y i Z moĪe byü przetwarzany identycznie do standardowego elektrokardiogramu (z wyjątkiem diagnostyki poáoĪenia osi serca, która w wektokardiografii jest wykonywana inaczej). Wektokardiografy spotykane są takĪe w analizie sygnaáu próby wysiákowej, analiza zmian przestrzennego obrazu pĊtli zaáamka T dostarcza nowych istotnych diagnostycznie informacji.

M

I

I

X

X




A

3,27R

7,5R

R

E

C

45o

E

VX

2,32R 3,74R

C

4,59R

7,28R

,8R

M F F

H

VZ

6,56R

2,90R

Z 3,3R

A

,53R R

Y

VY

Rys. 6.29. Odprowadzenia pseudoortogonalne Franka i sposób ich korekty za pomocą sieci rezystorowej

187

Wielce obiecujące są rezultaty prób wykorzystania rejestratorów holterowskich trzykanaáowych do rejestracji sygnaáu wektokardiograficznego, jedynym problemem jest w tym przypadku znaczna wraĪliwoĞü na zakáócenia w czasie ruchu (dotyczy zwáaszcza elektrody F). Dodatkową atrakcjĊ z diagnostycznego punktu widzenia stanowi fakt, Īe wprowadzenie techniki wektokardiograficznej nie wiąĪe siĊ – jak moĪna byáoby przypuszczaü – ze zmianą przyzwyczajeĔ lekarzy diagnozujących i interpretujących elektrokardiogramy 12-odprowadzeniowe. Na początku lat 80. sformuáowano bowiem matematyczne podstawy transformacji elektrokardiogramu 12-odprowadzeniowego do wektokardiogramu (jest ona realizowana z dokáadnoĞcią 99%), oraz transformacji wektokardiogramu do elektrokardiogramu 12-odprowadzeniowego (która jest realizowana bezstratnie).







Wynikają z tego liczne korzyĞci: – procedury analizy typowe dla wektokardiogramów mogą wiĊc byü uĪyte do obróbki zapisu pozyskanego aparaturą 12-kanaáową (konieczne jest jednoczesne próbkowanie wszystkich odprowadzeĔ); dotyczy to takĪe zapisów archiwalnych; – wszelkie niejednoznacznoĞci diagnostyczne wektokardiogramów mogą zostaü zinterpretowane w ich reprezentacji 12-kanaáowej, z wykorzystaniem znacznie bogatszych doĞwiadczeĔ w interpretacji elektrokardiogramów; – moĪliwe jest archiwizowanie sygnaáów elektrokardiograficznych w postaci wektokardiogramów (trzy kanaáy zamiast 12), a w razie potrzeby odtworzenie ich jako zapisu 12-odprowadzeniowego – jest to zasada dziaáania 12-odprowadzeniowego rejestratora holterowskiego.




Istotną nowoĞcią, jaką w dziedzinie wektokardiografii przyniosáa cyfrowa obróbka sygnaáów, jest moĪliwoĞü zastosowania elementów geometrii trójwymiarowej w odniesieniu do poszczególnych pĊtli (zaáamka P, zespoáu QRS i zaáamka T). Przeksztaácenia te domyĞlnie kojarzą siĊ z wizualizacją pĊtli i faktycznie, pĊtle moĪna teraz oglądaü nie tylko w trzech wzajemnie prostopadáych páaszczyznach, ale na páaszczyĨnie dowolnie zdefiniowanej. Gáówna korzyĞü wynikająca z zastosowania przeksztaáceĔ geometrycznych do przestrzennych figur pĊtli zapisanych w pamiĊci komputera polega jednak nie na wizualizacji, ale na nowych moĪliwoĞciach porównywania pĊtli poprzedzonego ich automatyczną optymalną superpozycją (rys. 6.30). Optymalna superpozycja pĊtli wektokardiograficznych pozwala na eliminacjĊ wiĊkszoĞci pozakardiologicznych zmian mających wpáyw na elektrokardiogram: – odmiennego uáoĪenia elektrod przy dwóch porównywanych badaniach (co jest bardzo prawdopodobne, jeĪeli wykonują je dwaj róĪni technicy lub dwa róĪne oĞrodki); – zmian warunków rejestracji spowodowanych zmianami w obrĊbie przepony i miĊĞni miĊdzyĪebrowych (np. w wyniku intensywnego treningu fizycznego u sportowców); – zmian wywoáanych odmiennym uáoĪeniem serca (poród, pneumoktomia itp.). 188

páaszczyzna preferencyjna – QRS





a)

páaszczyzna preferencyjna – QRS




b)



 cm = 0,23 mV

 cm = 0,23 mV Rys. 6.30. Zasada optymalnej superpozycji pĊtli wektokardiograficznych w przestrzeni: a) sygnaá surowy; b) optymalna superpozycja

189










W elektrokardiogramie liniowym zmiany pozakardiologiczne są czĊsto bardziej widoczne niĪ poszukiwane patologie, czĊsto Ĩle przeprowadzone badanie prowadzi do faászywych wniosków diagnostycznych. Wszystkie wyĪej wymienione sytuacje są związane ze zmianami w elektrokardiogramie raportowanymi np. jako zmiany dáugoĞci zaáamków, podczas gdy w rzeczywistoĞci przyczyna zmian pozostaje poza sercem i bez wpáywu na jego pracĊ. Owszem, odmienny jest obraz tej pracy widziany elektrodami powierzchniowymi. Optymalna superpozycja pĊtli wektokardiograficznych przebiega w nastĊpujących etapach (patrz rys. 6.30): – pĊtle zespoáów QRS są wyodrĊbniane z sygnaáu przy uĪyciu standardowych procedur okreĞlania początku i koĔca zaáamków; – poniewaĪ pĊtle nie są planarne, okreĞlana jest tzw. „páaszczyzna preferencyjna”, czyli taka, na którą rzut pĊtli ma najwiĊksze pole powierzchni – dla kaĪdej pĊtli istnieje dokáadnie jedna taka páaszczyzna; – na páaszczyĨnie preferencyjnej wyznaczany jest Ğrodek ciĊĪkoĞci pĊtli i osie inercji (uwaga, interwaá czasowy próbkowania jest staáy, ale odlegáoĞü pomiĊdzy kolejnymi próbkami w przestrzeni nie jest staáa, co jest wynikiem zmian prĊdkoĞci sygnaáu) próbki otrzymują wspóáczynniki wagowe proporcjonalne do moduáu prĊdkoĞci sygnaáu; – z uĪyciem przeksztaáceĔ geometrycznych: rotacji, translacji i jednokáadnoĞci poszukiwane jest minimum odlegáoĞci Ğredniokwadratowej pomiĊdzy odpowiadającymi sobie próbkami obu porównywanych pĊtli – jest to zasadniczy element optymalnej superpozycji pĊtli; – korygowany jest brak synchronizacji akcji serca z taktowaniem przetwornika a/c – w tym celu jedna z pĊtli jest przepróbkowywana o odpowiedni fragment interwaáu próbkowania; – obliczany jest globalny wspóáczynnik odchylenia Ğredniokwadratowego PRD (ang. percent root-mean-square difference) obu pĊtli i funkcja odchyáki po obwodzie pĊtli (jej argumentami są kolejne numery próbek na pĊtli, a wartoĞciami – lokalne wartoĞci odchyáki obu pĊtli). Zasada optymalnej superpozycji, oprócz korekty odmiennego pozycjonowania elektrod, odmiennego uáoĪenia serca i odmiennych warunków rejestracji umoĪliwia takĪe poprawienie báĊdów procedury okreĞlającej poáoĪenie punktów granicznych zaáamków (P-onset, P-end, QRS-onset, QRS-end i T-end). MoĪliwoĞci diagnostyczne jakie oferuje funkcja odchyáki pĊtli optymalnie naáoĪonych są ogromne i jeszcze nie do koĔca wyeksploatowane. Wiele w tej dziedzinie zaleĪy przecieĪ od doĞwiadczeĔ lekarzy dokonujących interpretacji. DziĞ juĪ jednak wiadomo, Īe niektóre cechy tej funkcji stanowią niezrównane Ĩródáo informacji diagnostycznych: – w zakresie profilaktyki prowadzonej przeciwko odrzuceniu przeszczepionego serca, – w zakresie testowania wpáywu Ğrodków farmakologicznych (rys. 6.31). 190

U U92 U02

U U92 U6 V

Y

30 30

40

W

50

40 50

20

6

9

80

70

30 90

U

70

6 50

70

U

60

W

W

50 40

0

20

0 90

60 60

W

V

30

7

V



MQD (mmV) = 29,26

MQD (mmV) = 7,72



 cm = 0,0 mV

U

U

U



Rys. 6.31. Wpáyw chinidyny na przebieg repolaryzacji jako przykáad analizy serii w wektokardiografii




Zasada optymalnej superpozycji pĊtli wektokardiograficznych stanowi obecnie jedną z podstaw tzw. analizy serii w elektrokardiografii. Idea analizy serii wywodzi siĊ z faktu wystĊpującej czĊsto w diagnostyce znacznie wiĊkszej miĊdzyosobniczej zmiennoĞci parametrów niĪ róĪnica stanów prawidáowego i patologicznego u konkretnego pacjenta. Pod znakiem zapytania staje wiĊc (typowe dla pomiarów technicznych) uĪywanie obiektywnych wzorców stanu prawidáowego i patologicznego. W zgodnej opinii diagnostyków, kierunek i szybkoĞü zachodzących zmian jest bardziej istotną diagnostycznie wskazówką niĪ bieĪąca wartoĞü bezwzglĊdna. PodejĞcie takie zakáada jednak wykonywanie kilku pomiarów (serii – stąd nazwa) w celu okreĞlenia trendu zachodzących zmian. O ile jest to áatwe do wykonania w krótkim okresie w warunkach laboratoryjnych, o tyle kliniczne wykonywanie analizy serii napotyka na dodatkowe trudnoĞci natury technicznej: – poszczególne pomiary wykonywane są przez róĪne laboratoria, na róĪnym sprzĊcie i z róĪną starannoĞcią; – warunki pomiaru związane z pacjentem (trening fizyczny, otyáoĞü) zmieniają siĊ z czasem; – czynniki zewnĊtrzne (szumy, zakáócenia) mają charakter losowy. PoniewaĪ optymalna superpozycja dyskryminuje wpáyw wiĊkszoĞci tego rodzaju pozakardiologicznych zmian sygnaáu, wáaĞciwe jest stwierdzenie, Īe obserwowane trendy charakteryzują siĊ wysoką istotnoĞcią diagnostyczną. Metoda ta jest takĪe 191

nazywana komputerową analizą wektokardiogramów z odniesieniem zwrotnym do pacjenta CAVIAR (ang. computer analysis of vectocardiograms with autoreference to the patient).

6.5.2. Elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci (HR-ECG)



Elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci to technika uĪywana stosunkowo rzadko w 12-odprowadzeniowej elektrokardiografii lub wektokardiografii. Gáównie stosowana jest ona przez laboratoria o profilu naukowym, lub przez wysoko specjalizowane oĞrodki kardiologiczne. Tym niemniej, wáaĞnie elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci stanowi awangardĊ technik stosowanych klinicznie, opracowując interpretacje zapisów, które – dziĊki staáemu postĊpowi technologii elektronicznej – wejdą dopiero do kanonu diagnostyki klinicznej. Dla elektrokardiografii wysokiej rozdzielczoĞci typowe są nastĊpujące parametry akwizycji sygnaáu:



– czĊstotliwoĞü próbkowania: od 1000 do 2000 Hz, – rozdzielczoĞü: od 14 do 16 bitów.

W elektrokardiografii wysokiej rozdzielczoĞci rozstrzygane są zwykle problemy nie znajdujące rozwiązaĔ w technikach bardziej upowszechnionych:



– uĞrednianie zaáamka P związane z diagnostyką przewodzenia miĊdzyprzedsionkowego i miĊdzywĊzáowego, – uĞrednianie zespoáów QRS w celu detekcji mikropotencjaáów, – nadzór nad operacją angioplastyczną, i inne.




Sygnaáy HR-ECG są czĊsto uĪywane jako referencje patologii (po potwierdzeniu ich w wysokiej czĊstotliwoĞci) i po podpróbkowaniu uĪywane jako sygnaáy testowe do okreĞlania wáasnoĞci procedur automatycznego przetwarzania sygnaáów elektrokardiograficznych. Producenci takich programów, niezaleĪnie od istnienia miĊdzynarodowych baz danych odniesienia (por. podrozdziaá 8.4), zwykle dysponują wáasnymi zapisami testowymi.

192

7. Techniki polielektrograficzne










Cechą charakterystyczną zapisów polielektrograficznych, przeciwnie do dotychczas przedstawionych technik rejestracji sygnaáów elektrodiagnostycznych, jest koincydencja zjawisk reprezentowanych przez biopotencjaáy o róĪnym pochodzeniu rejestrowane symultanicznie. Diagnoza prowadzona w kierunku weryfikacji konkretnej tezy powinna wykorzystywaü swoiste dla tej tezy elementy rejestracji i rozpoznawania zjawisk patologicznych. Przetwarzanie zapisów polielektrograficznych zawiera elementy typowe dla analizy poszczególnych skáadowych (np. detekcja zespoáów skurczowych w elektrokardiogramie), ale takĪe sporą grupĊ algorytmów specjalizowanych nie stosowanych w innych przypadkach. Techniki polielektrograficzne charakteryzują siĊ brakiem utartych, dobrze sprawdzonych metod przetwarzania sygnaáów i prezentacji wyników. Co wiĊcej lista parametrów diagnostycznych takich badaĔ ulega ciągáym rozszerzeniom. Wyjątkowo w rejestracjach polielektrograficznych moĪe zostaü zastosowana róĪna czĊstotliwoĞü próbkowania, dostosowana do natury sygnaáu, w symultanicznie rejestrowanych kanaáach. Sytuacja taka, typowa np. dla wspóábieĪnej rejestracji elektrokardiogramu (250 Hz) i oddechu (10 Hz), wymaga zwrócenia szczególnej uwagi na skalĊ czasową wáaĞciwą dla kaĪdego kanaáu rejestracji. Niniejszy rozdziaá jest poĞwiĊcony opisowi trzech najpopularniejszych technik polielektrograficznych: 1) polikardiografii, 2) kardiotokografii (KTG), 3) polisomnografii (PSG).

7.1. Polikardiografia Polikardiografia jest techniką diagnostyczną ukáadu sercowo-naczyniowego opartą na równoczesnej rejestracji zapisu zjawisk elektrycznych, akustycznych oraz pulsu ciĞnienia krwi. Polikardiografia wypeánia wiĊc lukĊ pozostawioną przez elektrokardiografiĊ w zakresie diagnozowania: – niedomykalnoĞci zastawek, – utraty sprĊĪystoĞci áuku aorty lub innych tĊtnic jako przyczyny chronicznego nadciĞnienia tĊtniczego, – przewĊĪeĔ tĊtniczych na tle miaĪdĪycowym itp. 193

Polikardiografia jest ostatnio wypierana przez dopplerowskie metody ultrasonograficzne, umoĪliwiające dokáadniejsze okreĞlenie tzw. objĊtoĞci wyrzutowej – podstawowego parametru mechanicznego reprezentującego pracĊ ukáadu sercowo-naczyniowego. Nadal jednak powinna byü brana pod uwagĊ jako niedrogie narzĊdzie diagnostyczne rozszerzające moĪliwoĞci standardowej elektrokardiografii. Do technik polikardiograficznych zalicza siĊ: – fonokardiografiĊ (FKG), która jest zapisem zjawisk akustycznych powstających w czasie pracy serca; – sfigmografiĊ – rejestracjĊ tĊtna tĊtniczego; – apekskardiografiĊ – rejestracjĊ uderzenia koniuszkowego serca.

7.1.1. Fonokardiografia





KaĪdy z tych sygnaáów moĪe byü rejestrowany wspóábieĪnie z elektrokardiogramem za pomocą rejestratora wielokanaáowego. Jedynym wymaganym Ğrodkiem technicznym jest odpowiedni przetwornik (kardiomikrofon lub piezosfigmometr) i przystawka dopasowująca parametry elektryczne sygnaáu do wejĞü typowych torów sygnaáowych rejestratora EKG.



W warunkach fizjologicznych rozróĪniü moĪna dwa tony serca. Pierwszy z nich (wystĊpujący w pobliĪu koĔca zespoáu QRS) jest spowodowany zamykaniem siĊ zastawek przedsionkowo-komorowych. Drugi (synchroniczny z koĔcem zaáamka T) – zatrzaskiwaniem zastawki aorty i pnia páucnego (rys. 7.1).




Q S

50 Hz

200 Hz

Rys. 7.1. Fonokardiogram prawidáowy zapisany w dwóch pasmach czĊstotliwoĞci

WystĊpowanie tonu trzeciego (co najmniej 120 ms po tonie drugim) – u ludzi máodych uznawane za prawidáowe – jest związane z szybkim napeánianiem krwią komór w czasie rozkurczu. 194

Ton czwarty – wystĊpujący szczątkowo u osób zdrowych – jest związany z drganiami przedskurczowymi komór w czasie skurczu przedsionków. W stanach patologicznych, najczĊĞciej charakterystycznych dla zmian w funkcjonowaniu zastawek, w zapisie fonokardiograficznym pojawiają siĊ szmery. Interpretacja diagnostyczna tych dĨwiĊków jest ĞciĞle związana z zarejestrowanym synchronicznie elektrokardiogramem. W oparciu o zapis elektrycznej aktywnoĞci serca wyróĪnia siĊ szmery: – skurczowe (związane z turbulentnym przepáywem krwi w wyniku np. zwĊĪenia zastawki aorty), – rozkurczowe (związane z powrotnym przepáywem krwi spowodowanym niedomykalnoĞcią zastawek).



Szmery charakteryzują siĊ szerokim zakresem czĊstotliwoĞci, brakiem precyzyjnie okreĞlonego momentu początku i koĔca oraz niewielką amplitudą. W zaleĪnoĞci od celu diagnostycznego pozycja mikrofonu moĪe byü wybierana spoĞród kilku punktów na ciele pacjenta:








– odbiór tonów z koniuszka serca – mikrofon znajduje siĊ tuĪ poniĪej sutka w linii Ğrodkowo-obojczykowej lewej; – odbiór z punktu Erba – mikrofon znajduje siĊ tuĪ powyĪej przyczepu chrząstki trzeciego Īebra do mostka; – odbiór z pnia páucnego – mikrofon znajduje siĊ w drugiej przestrzeni miĊdzy Īebrowej po stronie lewej przy mostku; – odbiór z tĊtnicy gáównej – mikrofon znajduje siĊ w drugiej przestrzeni miĊdzyĪebrowej po stronie prawej przy mostku. W zaleĪnoĞci od potrzeb niekiedy stosuje siĊ równoczesny zapis fonokardiogramu z tego samego Ĩródáa w dwóch pasmach czĊstotliwoĞciowych (np. 50 Hz i 200 Hz). Dysponując rejestratorem cyfrowym moĪna pozwoliü sobie na rejestracjĊ peánego pasma fonokardiogramu (400 Hz) i póĨniejsze zastosowanie filtrów cyfrowych.

7.1.2. Sfigmografia

Zapis krzywej tĊtna przeprowadza siĊ zwykle synchronicznie z zapisem elektrycznej (EKG) i akustycznej (FKG) aktywnoĞci serca. Niekiedy stosuje siĊ dwa przetworniki umieszczone np. na tĊtnicy szyjnej i udowej lub wzdáuĪ tĊtnicy, która jest diagnozowana w kierunku zwĊĪenia. Przetwornik sfigmograficzny wykorzystuje najczĊĞciej zjawisko piezoelektryczne do przeksztaácenia zmian ciĞnienia na napiĊcie (sygnaá elektryczny). Rzadziej wykorzystywane są przetworniki pojemnoĞciowe, wymagają one bowiem odrĊbnych Ĩródeá zasilania (zmiana pojemnoĞci powoduje, Īe noĞnikiem informacji jest czĊstotliwoĞü) i podáączenie przetwornika do standardowego wejĞcia toru sygnaáowego elektrokardiografu wymaga wiĊcej nakáadów. Dokáadna kalibracja wartoĞci ciĞnienia nie jest prze195

waĪnie stosowana – jest to zresztą doĞü skomplikowane i realizowane tylko w najwyĪszej klasy urządzeniach. WiĊkszoĞü potrzeb diagnostycznych nie zakáada jednak rejestracji dokáadnych wartoĞci ciĞnienia krwi (zaleĪy ono takĪe od wielu czynników pozakardiologicznych), a jedynie wzglĊdne zmiany czasowej krzywej ciĞnienia. Zmiany te – opisywane gáównie jakoĞciowo – w kontekĞcie synchronicznego elektrokardiogramu są podstawą podejmowania decyzji diagnostycznych.

7.1.3. Automatyczna obróbka sygnaáu polikardiograficznego Automatyczna obróbka sygnaáu polikardiograficznego jest zwykle prowadzona we wszystkich kanaáach (rys. 7.2):




FKG







– w kanale elektrokardiograficznym dokonywana jest detekcja zespoáów QRS i dokáadne wyznaczenie poáoĪenia wierzchoáka fali R oraz wyznaczenie czĊstoĞci akcji serca (HR); – w kanale fonokardiograficznym wyznaczane są początki i koĔce poszczególnych tonów serca (zwykle tylko ton I i II mogą byü rozpoznane i zmierzone automatycznie); – w kanale sfigmograficznym wyznaczane jest poáoĪenie maksimów i minimów ciĞnienia tĊtniczego, i – o ile wykonano kalibracjĊ – obliczana jest wartoĞü miĊdzyszczytowa (róĪnica pomiĊdzy ciĞnieniem skurczowym i rozkurczowym) a takĪe wartoĞü Ğrednia ciĞnienia.

SFG arteriae carotis

EKG

a b

c

d

e

Rys. 7.2. Ocena pracy lewej komory serca na podstawie interwaáów wyznaczonych automatycznie na polikardiogramie

196

Punkty czasowe odpowiadające poáoĪeniu maksimum fali R elektrokardiogramu, poáoĪenie początków i koĔców tonów serca oraz lokalizacje ekstremów krzywej ciĞnienia są podstawą wyznaczenia interwaáów czasowych (opóĨnieĔ). OpóĨnienia te są nastĊpnie weryfikowane na okolicznoĞü przekroczenia wartoĞci progowych przyjĊtych jako granice normy. Przykáadowo, maksymalne czasy trwania tonów serca wynoszą: dla tonu I – 160 ms, dla tonu II – 90 ms.





Niekiedy wykonywana jest dodatkowo analiza widmowa sfigmogramu, co pozwala wykryü skáadniki okresowe reprezentujące zjawiska rezonansowe w tĊtnicach. Analiza widmowa jest uĪywana przewaĪnie przy podejrzeniach lokalnych przewĊĪeĔ tĊtnic na tle miaĪdĪycowym. Podejmowane są obecnie próby zastosowaĔ analizy fonokardiogramu w dziedzinie czasowo-czĊstotliwoĞciowej. Mimo Īe mają one na razie charakter bardziej naukowy niĪ kliniczny, charakter sygnaáu oraz oczekiwania diagnostyczne pozwalają spodziewaü siĊ znacznych korzyĞci takiej wáaĞnie analizy.



7.2. Kardiotokografia i elektrohisterografia




Podrozdziaá ten poĞwiĊcony jest diagnostyce polielektrograficznej wykorzystującej sygnaáy odmiennej natury, ale takĪe pochodzące od dwóch róĪnych organizmów: matki i jej páodu. Elektrodiagnostyka okoáoporodowa to, poza metodami ultrasonograficznymi, jedyna metoda weryfikacji tzw. dobrostanu páodu, a wiĊc jego podstawowych czynnoĞci fizjologicznych. Znaczne trudnoĞci metodologiczne mają swe Ĩródáo we wzajemnej bliskoĞci dwóch organizmów matki i dziecka, co w konsekwencji manifestuje siĊ znacznym wzajemnym zakáócaniem siĊ reprezentacji elektrycznych funkcjonowania poszczególnych organów. Obiektywna, prowadzona od wczesnych tygodni ciąĪy rejestracja aktywnoĞci skurczowej miĊĞnia macicy jest podstawą do oceny zagroĪenia porodem przedwczesnym. Prowadzi to do zmniejszenia odsetka wczeĞniactwa, a co za tym idzie zmniejszenia wskaĨników umieralnoĞci okoáoporodowej, która w 75% przypadków spowodowana jest wáaĞnie wczeĞniactwem noworodków.

7.2.1. Techniki diagnostyki páodu Diagnostyka biofizyczna páodu opiera siĊ gáównie na badaniu czynnoĞci serca páodu, bowiem krąĪenie krwi stanowi zasadniczy mechanizm homeostazy zapewniający páodowi wáaĞciwe Ğrodowisko wewnĊtrzne. Powszechnie stosowane jest badanie kardiotokograficzne, polegające na równolegáej rejestracji sygnaáu czĊstoĞci uderzeĔ serca páodu rejestrowanej metodami elektrokardiograficznymi i aktywnoĞci skurczowej 197










macicy rejestrowanej za poĞrednictwem zjawisk elektrycznych (elektrohisterografia) lub za pomocą przetwornika mechanicznego (tokografia). CzĊstoĞü uderzeĔ serca páodu obliczana na podstawie elektrokardiogramu moĪe byü podana ze znaczną dokáadno1 ), lecz badanie to charakteryzuje siĊ znaczną inwazyjnoĞcią – elekĞcią (do 0,25 min troda aktywna jest wkrĊcana w gáówkĊ páodu (drogą przezpochwową), co moĪe powodowaü zakaĪenia i inne komplikacje okoáoporodowe. Alternatywną, intensywnie ostatnio rozwijaną metodą monitorowania akcji serca páodu jest rejestracja z powierzchni ciaáa matki z uĪyciem elektrod w ukáadzie dostosowanym do uáoĪenia páodu. Gáówną trudnoĞü stanowi dokonywane na drodze programowej izolowanie elektrokardiogramu páodu spoĞród licznych potencjaáów czynnoĞciowych matki, traktowanych w tym pomiarze jako zakáócenia. Najbardziej obiecujące, choü stosowane wciąĪ na skalĊ laboratoryjną, jest wykorzystanie elektrokardiogramu matki i „odjĊcie” go od sygnaáu pobranego z powáok brzusznych metodą dekonwolucji czyli splotu odwrotnego. Inną metodą zapewniającą monitorowanie akcji serca páodu jest uĪycie ultradĨwiĊkowej gáowicy dopplerowskiej (rys. 7.3), co moĪna uznaü za badanie nieinwazyjne (natĊĪenie wiązki jest ok. 100 razy mniejsze niĪ w przypadku standardowego USG). Niestety wymagana precyzja pozycjonowania gáowicy, trudna do zapewnienia w przy1 ) pozwalają na orientacyjne padku ruchów páodu, oraz niewielka dokáadnoĞü (do 3 min tylko traktowanie rezultatów metody ultradĨwiĊkowej. Niekorzystne warunki rejestracji, ruchy páodu, aktywnoĞü miĊĞni i niepewny kontakt elektrody są przyczynami powszechnie záej jakoĞci zapisów kardiograficznych, a co za tym idzie, niskiej czuáoĞci badania kardiotokograficznego. Zbyt czĊsto decyzje podejmowane jedynie na podstawie tego badania okazywaáy siĊ nietrafne; stan noworodka po porodzie okazywaá siĊ prawidáowy mimo wystĊpowania nieprawidáowych elementów w zapisie kardiotokograficznym. W związku z tym uwaĪa siĊ, Īe po stwierdzeniu zaburzeĔ w zapisie czynnoĞci serca, konieczna jest weryfikacja biochemiczna tego stanu, za pomocą estymacji zawartoĞci tlenu we krwi tĊtniczej. W celu monitorowania niedotlenienia lub kwasicy poĪądana jest ocena pH oraz ciĞnienia parcjalnego krwi wáoĞniczkowej skóry gáówki páodu, która, z uwagi na swoją inwazyjnoĞü, moĪe byü stosowana jedynie wybiórczo. Prawidáowa iloĞü tlenu dostarczana do tkanek zaleĪy od pojemnoĞci tlenowej krwi oraz wydolnoĞci ukáadu krąĪenia. Brak moĪliwoĞci oceny zawartoĞci tlenu w tkankach moĪe wiĊc byü z powodzeniem zastąpiony przez pomiar jego zawartoĞci we krwi. BadaĔ tych moĪna dokonaü zarówno w odniesieniu do tlenu związanego z hemoglobiną (pulsoksymetria), jak i rozpuszczonego w osoczu – przezskórny pomiar prĊĪnoĞci tlenu.

7.2.2. Diagnostyka aktywnoĞci skurczowej macicy Stosowane obecnie metody rejestracji aktywnoĞci miĊĞnia macicy polegają na pomiarze wielkoĞci: – mechanicznych (tokografia), – elektrycznych (elektrohisterografia). 198

elektroda elektrohisterografii

ultradĨwiĊkowa sonda tĊtna páodu (FHR)






sonda tokografii zewnĊtrznej





W tokografii wewnĊtrznej czujnik mierzy ciĞnienie páynu owodniowego. Podstawową zaletą tokografii wewnĊtrznej jest moĪliwoĞü pomiaru zarówno napiĊcia podstawowego wytwarzanego przez miĊsieĔ macicy, jak i ciągáego monitorowania siáy skurczu w bezwzglĊdnych jednostkach ciĞnienia. Wadą metody jest koniecznoĞü wprowadzenia cewnika do jamy macicy, co najczĊĞciej odbywa siĊ drogą pochwową i stwarza ryzyko dla rodzącej i páodu oraz ryzyko zakáócenia fizjologicznej aktywnoĞci w porodzie. Metoda ta jest wiĊc stosowana rzadko i nie nadaje siĊ do dáugotrwaáego monitorowania. Powszechnie stosowana jest tokografia zewnĊtrzna (rys. 7.3), która polega na pomiarze mechanicznych naprĊĪeĔ macicy za pomocą czujnika tensometrycznego umieszczonego na powierzchni brzucha ciĊĪarnej. Uzyskane informacje o aktywnoĞci skurczowej macicy mają jedynie charakter orientacyjny i nie mogą byü podstawą jej obiektywnej i naukowej oceny. W obu przedstawionych metodach stosowana jest ta sama technika pomiaru polegająca na zamianie wielkoĞci mechanicznej: ciĞnienia lub naprĊĪenia na wolnozmienny sygnaá elektryczny. W efekcie uzyskuje siĊ jedynie obraz skurczów w postaci wolnozmiennej krzywej. Alternatywą moĪe byü metoda rejestracji elektrycznej aktywnoĞci miĊĞnia macicy.

Rys. 7.3. Zestaw pomiarowy do oceny aktywnoĞci miĊĞnia macicy i monitorowania dobrostanu páodu

Metoda pomiaru biopotencjaáów macicy (elektrohisterografia – EHG) jest znana juĪ od kilkudziesiĊciu lat, jednak niewystarczający poziom technologiczny oraz brak zaawansowanych metod komputerowego przetwarzania sygnaáów uniemoĪliwiáy wáa199



Ğciwy rozwój tej techniki. Za pomocą elektrod umieszczonych na powierzchni brzucha ciĊĪarnej (rys. 7.3) rejestruje siĊ sygnaá bĊdący sumą aktywnoĞci elektrycznej poszczególnych komórek miĊĞnia macicy, który nazywany jest elektrohisterogramem (EHG). Sygnaá ten oprócz wolnozmiennej skáadowej obrazującej skurcze zawiera skáadowe o wyĪszych czĊstotliwoĞciach, które potencjalnie mogą zawieraü informacje o charakterze samych skurczów. Analiza elektrohisterogramu prowadzona w trakcie monitorowania zmierza do wyznaczenia zestawu parametrów, które sáuĪą do oceny zagroĪenia porodem przedwczesnym. Analiza ta obejmuje analizĊ w dziedzinie czasu oraz w dziedzinie czĊstotliwoĞci wybranego kanaáu EHG. Analiza w dziedzinie czasu prowadzi do wyznaczenia krzywej skurczu, a nastĊpnie identyfikacji skurczów i wyznaczenia ich podstawowych parametrów: początku, czasu trwania, amplitudy, powierzchni, intensywnoĞci, oraz dodatkowo odlegáoĞci miĊdzy skurczami. Analiza spektralna natomiast dostarcza dodatkowych informacji w postaci widma mocy oraz wskaĨnika mocy sygnaáu w zadanym paĞmie.



7.2.3. Wyznaczanie podstawowych parametrów skurczów






Wyznaczenie podstawowych parametrów skurczów musi zostaü poprzedzone identyfikacją skurczów w oparciu o bieĪącą analizĊ krzywej skurczowej (rys. 7.4). Amplituda skurczów wynikająca bezpoĞrednio z amplitudy potencjaáów czynnoĞciowych w sygnale EHG zmienia siĊ w zakresie 0–100 mV. Typowe wartoĞci to 50–80 mV. Krzywa skurczów, otrzymana poprzez wygáadzanie moduáu zapisu EHG, jest nastĊpnie analizowana w oknie 20 minutowym. Kryteria identyfikacji pojedynczego skurczu są nastĊpujące: – wzrost wartoĞci krzywej powyĪej wartoĞci poziomu odniesienia (typowo 10 mV), – czas trwania powyĪej 40 s. WartoĞü poziomu odniesienia ustala siĊ doĞwiadczalnie porównując liczby wykrytych skurczów w oparciu o sygnaá aktywnoĞci elektrycznej i mechanicznej. W oparciu o punkty przeciĊcia krzywej skurczów z poziomem odniesienia wyznacza siĊ: – początek skurczu, – czas trwania, – odstĊp od poprzedniego skurczu. Amplituda jest wyznaczana jako maksymalna wartoĞü w ramach znalezionego skurczu. W punktach przeciĊcia krzywej skurczów z poziomem odniesienia wyznaczana jest dyskretna pochodna, której wartoĞü odpowiada nachyleniu stycznej do krzywej skurczów w rozpatrywanym punkcie. Dodatnie nachylenie stycznej odpowiada początkowi, zaĞ ujemne – zakoĔczeniu skurczu. DziĊki takiemu algorytmowi moĪliwe jest 200

znalezienie skurczu, który rozpoczyna siĊ w danym oknie, a koĔczy w nastĊpnym. Caáka (powierzchnia) pod krzywą skurczową, reprezentująca energiĊ (iloczyn chwilowej siáy i czasu trwania) skurczu jest obliczana metodą prostokątów. PoniewaĪ próbki są od siebie równo oddalone, wiĊc wartoĞü powierzchni moĪe zostaü wyznaczona jako suma wartoĞci próbek w czasie skurczu. Dla wykrytego skurczu wyznaczana jest jego intensywnoĞü, jako liczba wyáadowaĔ w czasie skurczów. Liczba ta jest wyznaczana w oparciu o sygnaá EHG jako liczba przejĞü sygnaáu przez wyznaczony wczeĞniej poziom Ğredni, podzielona przez dwa. Parametr ten odpowiada intensywnoĞci skurczu jaka jest okreĞlona w przypadku tokografii wewnĊtrznej – jest to nachylenie zbocza skurczu na krzywej zmiany ciĞnienia wewnątrzmacicznego. W przypadku tokografii zewnĊtrznej, intensywnoĞü nie jest wyznaczana, ze wzglĊdu na bardzo przybliĪony charakter sygnaáu aktywnoĞci skurczowej otrzymany tą metodą.




b)







a)

c)

Rys. 7.4. Automatyczna analiza elektrohisterogramu: a) surowy sygnaá elektrohisterograficzny; b) krzywa skurczów obliczona na podstawie sygnaáu EHG; c) parametry diagnostyczne oraz typowe widmo mocy elektrohisterogramu

201

7.2.4. Analiza czĊstotliwoĞciowa sygnaáu EHG



7.3. Polisomnografia





Przed analizą, sygnaá poddawany jest pasmowej filtracji 0,1–1 Hz przy pomocy cyfrowego filtru o wzmocnieniu 1 i páaskiej charakterystyce przenoszenia w paĞmie przepustowym. Pasmo to nie pokrywa wprawdzie caáego zakresu widma, w którym lokalizują siĊ skáadowe potencjaáów czynnoĞciowych macicy, jednak obejmując skáadową skurczów, jest najmniej naraĪone na wpáyw zakáóceĔ pochodzenia biologicznego, a wiĊc wspóáczynnik mocy pozostaje najmniej znieksztaácony. PoniĪej tego pasma znajduje siĊ szum o wysokiej amplitudzie, czĊsto pojawiający siĊ zgodnie z rytmem skurczów macicy, a spowodowany rozciąganiem powáok brzucha podczas ruchów oddechowych. PowyĪej czĊstotliwoĞci 1 Hz amplituda skáadowych elektrohisterogramu szybko zmniejsza siĊ, a ujawnia siĊ wpáyw pola elektrycznego serca. Analiza czĊstotliwoĞciowa sygnaáu EHG jest prowadzona w ruchomym oknie o zadanej szerokoĞci przesuwanym w osi czasu z zadanym krokiem. W kaĪdym oknie wyznaczane jest widmo mocy oraz moc caákowita sygnaáu. Funkcja widmowej gĊstoĞci mocy jest uzyskiwana z widma poprzez filtracjĊ dolnoprzepustową, najczĊĞciej wykorzystującą okno Hanna. W obrĊbie znalezionego skurczu podawana jest moc maksymalna. Moc caákowita wyznaczana jest w paĞmie 0,1–1 Hz jako pole pod wykresem gĊstoĞci mocy w tym zakresie czĊstotliwoĞci.




Przedmiotem zainteresowaĔ diagnostyki polisomnograficznej (PSG) jest analiza procesów Īyciowych przebiegających z wyáączeniem Ğwiadomej kontroli podczas snu. Sen, jak áatwo obliczyü, wypeánia ok. 1/3 dáugoĞci Īycia czáowieka. Podczas snu, waĪne procesy Īyciowe (oddychanie, utrzymanie temperatury ciaáa) zachodzą bez udziaáu ĞwiadomoĞci czáowieka, co stwarza okazjĊ do diagnozowania funkcji narządów pod kontrolą systemu nerwowego.

7.3.1. Cel diagnostyczny monitorowania snu Badanie polisomnograficzne dotyczyü moĪe szerokiego zakresu wieku pacjentów, od pierwszych dni po urodzeniu aĪ do póĨnej staroĞci. Interesujące moĪe byü np. obserwowanie procesu konsolidacji snu u niemowląt podczas pierwszych czterech miesiĊcy Īycia. Stwierdzono páynne przechodzenie przypadających początkowo chaotycznie faz snu i czuwania w dwie fazy, związane z przemiennoĞcią dnia i nocy. Standardowy zestaw odprowadzeĔ polisomnograficznych skáada siĊ z: – elektrod elektroencefalograficznych (EEG) – system 10–20; najczĊĞciej wykorzystywane pary to: C3–C4, O1–O2 lub A2–A1; – elektrod elektronystagmograficznych (ENG) – dwa kanaáy rejestrujące niezaleĪnie ruchy obu oczu w páaszczyĨnie poziomej; – elektrod elektromiograficznych (EMG) – jeden kanaá rejestrujący aktywnoĞü miĊĞnia podbródka. 202

CzĊsto stosowany jest jednak okrojony (w zaleĪnoĞci od bieĪącej potrzeby diagnostycznej) zestaw odprowadzeĔ. Za minimalny zestaw polisomnograficzny uwaĪa siĊ rejestracjĊ nastĊpujących trzech kanaáów: 1) odprowadzenie EEG C3–A2, 2) odprowadzenie ENG obu oczu wspólnie w páaszczyĨnie poziomej, 3) odprowadzenie EMG z miĊĞnia podbródka. W zaleĪnoĞci od potrzeby diagnostycznej standardowy zestaw odprowadzeĔ polisomnograficznych bywa uzupeániany zestawem rejestrującym inne typy sygnaáów elektrodiagnostycznych: – zapisem elektrokardiograficznym z odprowadzeĔ przedsercowych, – rejestracją temperatury ciaáa,



– rejestracją ciĞnienia tĊtniczego krwi,



– zapisem poruszeĔ pacjenta (w postaci jakoĞciowej lub iloĞciowej),



– ciągáym pomiarem objĊtoĞci oddechu (realizowanym przez pomiar przyrostu obwodu klatki piersiowej lub przez pomiar strumienia powietrza wdychanego i wydychanego), – pomiarem stĊĪenia dwutlenku wĊgla w wydychanym powietrzu.




Równoczesna rejestracja tak wielu sygnaáów róĪnej natury i pochodzenia (rys. 7.5) uzasadnia (sygnalizowaną juĪ na wstĊpie) rejestracjĊ kaĪdego z nich z inną czĊstotliwoĞcią próbkowania oraz z inną skalą amplitudową. Polisomnografia jest najbardziej rozbudowaną technologicznie dziedziną polielektrodiagnostyki. Informatyk opracowujący oprogramowanie do automatycznej analizy zapisów PSG zetknie siĊ z problemami typowymi dla kaĪdej ze skáadowych technik rejestracji. Gratyfikacją jest ciekawa praca na dáugie lata.

Rys. 7.5. Przykáad zapisu polisomnograficznego: osoba zdrowa, faza REM

203

7.3.2. Przebieg snu Czasowa organizacja snu fizjologicznego jest funkcją wieku czáowieka. Sen nocny przebiega wedáug okreĞlonego wzorca powtarzanego 3–4 razy w ciągu nocy. Udziaá poszczególnych faz we wzorcu jest róĪny: fazy 3 i 4 przewaĪają w czasie pierwszych dwóch powtórzeĔ, natomiast udziaá fazy REM (tzw. snu aktywnego) wzrasta i jest najwiĊkszy w godzinach porannych. Tabela 7.1 przedstawia procentowy udziaá poszczególnych faz snu i ich cechy charakterystyczne w zapisie EEG. Tabela 7.1 Fazy snu fizjologicznego, ich udziaá procentowy i cechy charakterystyczne udziaá procentowy

1

5

niska amplituda, czĊstotliwoĞci z zakresu 2–7 Hz, powolne ruchy gaáek ocznych

2

55

wrzeciona snu 12–14 Hz na tle sygnaáu o niskiej amplitudzie, wrzeciona K

4

20

> 50% zapisu ma udziaá sygnaá o wysokiej amplitudzie (> 75 µV) o niskiej czĊstotliwoĞci (poniĪej 2 Hz – fala delta) wystĊpowanie róĪnych czĊstotliwoĞci o niskiej amplitudzie w poáączeniu ze sporadyczną aktywnoĞcią miĊĞniową (EMG) i okoruchową (ENG) – stąd nazwa REM (ang. rapid eye movements)




REM



20

20–50% zapisu ma udziaá sygnaá o wysokiej amplitudzie (> 75 µV) o niskiej czĊstotliwoĞci (poniĪej 2 Hz – fala delta)



3

cechy charakterystyczne



nazwa

7.3.3. Kliniczne zastosowania polisomnografii Polisomnografia jest techniką diagnostyczną stosowaną w szerokim zakresie na styku neurologii i psychiatrii. TakĪe niektóre problemy neurokardiologiczne mogą byü wyjaĞnione w oparciu o zapis PSG. Przykáady niektórych tylko zaburzeĔ, których diagnozowanie oparte jest na zapisie polisomnograficznym to: – insomnia – trudnoĞci w inicjacji i utrzymaniu snu o podáoĪu psychiatrycznym, psychofizycznym oraz wystĊpujące w związku z przyjmowanymi lekami; – zaburzenia nadmiernej sennoĞci (bezdech – apnea, wywoáane lekami lub zaburzeniami centralnego ukáadu nerwowego); – zaburzenia rytmiki snu (związane np. z pracą w systemie zmianowym lub ze zmianami stref czasowych); – zjawiska parasomniczne: skáonnoĞci lunatyczne, incubus, napady lĊku Ğródnocnego, napady epileptyczne itp. 204

MnogoĞü zastosowaĔ klinicznych i róĪnorodnoĞü rejestrowanych parametrów jest przyczyną braku jednolitoĞci metod komputerowego wspomagania diagnostyki polisomnograficznej. Przykáadami zjawisk, których automatyczne rozpoznanie stosują niektóre oĞrodki, są:



– analiza trendu rytmu serca na podstawie zapisu EKG, – analiza rytmu oddechowego (czĊstotliwoĞü i gáĊbokoĞü oddechu), – detekcja iglic epileptycznych w zapisie EEG prowadzona metodami autoregresyjnymi lub w dziedzinie czasowo-czĊstotliwoĞciowej, – iloĞciowa ocena ruchu pacjenta prowadzona za pomocą analizy sąsiednich obrazów dostarczonych przez kamerĊ dziaáającą w zakresie promieniowania podczerwonego, – analiza chwilowej mocy sygnaáu EMG prowadzona w zdefiniowanym czasowym oknie uĞredniania, – detekcja fazy REM poprzez poszukiwanie fragmentów zapisu ENG zawierających reprezentacjĊ szybkich ruchów gaáki ocznej.





W odniesieniu do poszczególnych zapisów tworzących polisomnogram stosowane są metody analizy sygnaáu wáaĞciwe dla: elektroencefalografii, elektronystagmografii, elektrokardiografii i innych. Wystąpienie okreĞlonego epizodu (zjawiska) jest najczĊĞciej związane z przekroczeniem przez kontrolowaną wielkoĞü zdefiniowanej wczeĞniej wartoĞci progowej. WartoĞci progowe są okreĞlane na podstawie przyjĊtych norm diagnostycznych, a takĪe wartoĞci parametrów zmierzonych w czasie czuwania. W ten sposób automatycznie mogą byü wykrywane odcinki czasu: o wzmoĪonej aktywnoĞci ruchowej, zawierające fazy REM, o nasileniu zjawisk bezdechu, charakteryzujące siĊ zmiennoĞcią czĊstoĞci akcji serca (pauzą, bradykardią itp.), na których stwierdzono wystąpienie iglic epileptycznych.




– – – – –

Odcinki czasu zawierające zapis interesujących zjawisk są zaznaczane do prezentacji na wydruku. Ich charakterystyki (surowy sygnaá oraz parametry diagnostyczne) są podstawą decyzji diagnostycznych podejmowanych przez lekarza.

205

206










8. Przechowywanie i zarządzanie zapisami elektrodiagnostycznymi oraz wymiana danych i sygnaáów biomedycznych

8.. Lokalne i globalne architektury magazynu danych



8... Specyfika archiwów danych biomedycznych








Przechowywanie i udostĊpnianie informacji elektrodiagnostycznych jest záoĪonym problemem zarządzania danymi. Wymagania poszczególnych uĪytkowników (pracowni diagnostycznych) są czĊsto sprzeczne, co jest przyczyną braku jednego obowiązującego standardu w tej dziedzinie. Dodatkową komplikacją jest mnogoĞü formatów archiwizacji sygnaáów wprowadzana ze wzglĊdów komercyjnych przez konkurujących ze sobą producentów sprzĊtu i oprogramowania. Z punktu widzenia pacjenta – Īyjącego w globalnym spoáeczeĔstwie komunikacyjnym – istotna jest tymczasem przenoĞnoĞü informacji diagnostycznych, zwáaszcza gdy trend zmian opisujących ewolucjĊ choroby wymaga porównania dwóch zapisów. Dodatkowo, koniecznoĞü ochrony prywatnoĞci danych diagnostycznych jest bardzo waĪnym czynnikiem – bardzo czĊsto bardziej istotnym niĪ ich dostĊpnoĞü. Przechowywanie informacji elektrodiagnostycznych wymaga zorganizowania struktur danych i Ğrodowiska zarządzającego nimi speániającego szereg specjalistycznych wymagaĔ: – konieczne jest ustalenie standardów identyfikacji danych medycznych (nazwisko pacjenta, data badania itd.) w skali globalnej z uwzglĊdnieniem np. narodowych zestawów znaków; – wymagana jest moĪliwoĞü opcjonalnego ominiĊcia niektórych pól informacyjnych; – poĪądane jest przechowywanie informacji o róĪnych – co najmniej dwóch – poziomach dostĊpnoĞci (dane publicznie dostĊpne, dane dostĊpne po autoryzacji dostĊpu); – poĪądane jest przechowywanie informacji róĪnego typu: tekstów, obrazów, danych liczbowych, sekwencji obrazów, sygnaáów i innych; – poĪądana jest moĪliwoĞü dodania nowych pól informacyjnych wraz z opisem ich wáasnoĞci, co umoĪliwi dostosowanie bazy do róĪnych potrzeb diagnostycznych; – poĪądane jest przechowywanie danych niezmiennych w czasie (np. data urodzenia), a takĪe danych zmiennych z upáywem czasu – wraz ze znacznikami czasowymi identyfikującymi kolejną modyfikacjĊ. 207

Przechowywanie i zarządzanie informacją elektrodiagnostyczną jest zazwyczaj elementem skáadowym wiĊkszej infrastruktury informacyjnej szpitala HIS (ang. Hospital Information System) realizującej kontrolĊ przepáywów finansowych, materiaáowych i logistycznych jednostki, kontrolĊ pozyskiwania i dystrybucji farmaceutyków, ewaluacjĊ trendów stanu zdrowia pacjentów oraz narzĊdzia wspomagania decyzji diagnostycznych CDSS (ang. Clinical Decision Support System). Infrastruktura taka, ze wzglĊdu na specyfikĊ zastosowania i záoĪonoĞü organizacyjną jest przedmiotem standaryzacji w wielu paĔstwach Ğwiata, w zakresie obejmującym co najmniej: – identyfikatory (identyfikatory pacjenta, identyfikatory lekarza, identyfikatory placówki, identyfikatory produktu); – format komunikacji i wymiany danych pomiĊdzy elementami systemu; – zawartoĞü i struktura rekordów informacyjnych.





WĞród obowiązujących norm Ğwiatowych wymieniü naleĪy opracowany przez ISO (International Standard Organization) model komunikacji IEEE/MEDIX (Medical Data Interchange Standard) opracowany na podstawie amerykaĔskiego standardu ANSI ASC X2N oraz normy europejskie:



– CEN TC 25 – regulująca zagadnienia informatyki medycznej, – CEN TC 224 WG2 – dotycząca identyfikacji pacjentów.




W zakresie przechowywania sygnaáów elektrodiagnostycznych wystĊpuje dodatkowo szereg postulatów, których speánienie zapewni elastycznoĞü dostĊpu do archiwum sygnaáu programom o róĪnym przeznaczeniu diagnostycznym i o róĪnym stopniu zaawansowania technologicznego: – poĪądana jest moĪliwoĞü przechowywania róĪnych typów sygnaáów – reprezentujących róĪne wielkoĞci fizyczne i próbkowanych z róĪną czĊstotliwoĞcią; – poĪądana jest moĪliwoĞü przechowywania sygnaáów nieciągáych (przerwa w zapisie) z moĪliwoĞcią odrĊbnego opisu kaĪdej sekwencji; – poĪądana jest moĪliwoĞü zapisu sygnaáu o zmiennej czĊstotliwoĞci próbkowania; – poĪądana jest moĪliwoĞü zapisu sygnaáu o zmiennej rozdzielczoĞci (dáugoĞci sáowa). PowyĪsza lista, choü nie wyczerpuje wszystkich oczekiwaĔ, jakie stawiane są systemom przechowywania i zarządzania danymi medycznymi, zawiera wiele zaáoĪeĔ niemoĪliwych do speánienia przez proste systemy komputerowe. Nie zawsze jest to zresztą potrzebne, przechowywanie zapisów archiwalnych wykonanych w danej pracowni diagnostycznej moĪe zostaü zrealizowane prostszymi Ğrodkami, a wiĊc mniejszymi nakáadami. Rysuje siĊ wiĊc wyraĨny podziaá na magazyny danych o wáaĞciwoĞciach okrojonych stosownie do lokalnych potrzeb oraz globalne magazyny danych, od których oczekiwane jest speánienie kompletnej listy wymienionych wáasnoĞci. WáasnoĞci lokalnych magazynów danych są podzbiorem wáasnoĞci magazynów globalnych. 208

8..2. Architektura globalnego magazynu danych Globalny magazyn danych jest zaprojektowany z przeznaczeniem do zainstalowania na serwerze o powszechnym dostĊpie, na którym uzyskanie danych wymaga autoryzacji dostĊpu. Magazyn moĪe byü zorganizowany w struktury: – nagáówkowe opisujące zawartoĞü oraz wymagany poziom autoryzacji przy pobieraniu i uzupeánianiu informacji, a takĪe zawierające elementy identyfikacyjne; – obowiązkowe zawierające przeciĊcie zbiorów wszystkich typów informacji do przechowywania których magazyn jest przeznaczony; – opcjonalne zawierające pozostaáe informacje zgodnie ze specyfikacją w czĊĞci nagáówkowej.







CzĊĞcią skáadową magazynu powinny byü procedury wyszukiwania odpowiednich danych. Jest to zgodne z powszechnie obecnie w informatyce przestrzeganą filozofią agregowania struktur danych i obsáugujących ich algorytmów (klasy, programowanie obiektowe). W niektórych przypadkach algorytmy obsáugujące dostĊp do danych są bardzo skomplikowane. UmoĪliwiają one przykáadowo: – wyĞwietlenie wszystkich sygnaáów elektrofizjologicznych zapisu polisomnograficznego z zadanego przedziaáu czasowego, poszczególne sygnaáy są próbkowane z róĪną czĊstotliwoĞcią; – wspólne wyĞwietlenie sygnaáów dwóch róĪnych badaĔ pochodzących z róĪnych oĞrodków, wykonanych przy innych wartoĞciach skali amplitudowej i czĊstotliwoĞci próbkowania.




Dziaáanie tak skomplikowanych systemów informatycznych moĪe byü oparte wyáącznie na wydajnej platformie sprzĊtowej umoĪliwiającej jednoczesny dostĊp wielu uĪytkowników i realizacjĊ wielu zadaĔ równolegle. Zorganizowanie magazynu globalnego wiąĪe siĊ ze znacznymi nakáadami, ale w zamian ogromną korzyĞcią jest moĪliwoĞü ograniczonego jedynie autoryzacją dostĊpu z dowolnej stacji zdalnej.

8..3. Architektura lokalnego magazynu danych Lokalny magazyn danych jest zaprojektowany z przeznaczeniem do zainstalowania najczĊĞciej na komputerze osobistym wspóápracującym z pojedynczym systemem elektrodiagnostycznym. PoniewaĪ system taki jest specjalizowany (wykonuje jeden rodzaj badaĔ elektrofizjologicznych) moĪliwe jest dostosowanie listy wáasnoĞci do charakteru rejestrowanych zapisów i informacji diagnostycznych bez szkody dla jego funkcjonalnoĞci. Zbiór parametrów przechowywanych w lokalnym magazynie danych jest zwykle podzbiorem informacji magazynu globalnego. Magazyn lokalny zwykle nie przewiduje moĪliwoĞci rozszerzania – dopisywania nowego rodzaju danych. JeĪeli taka potrzeba istnieje oprogramowanie magazynu lokalnego jest uaktualniane. Oprócz nowych pól informacyjnych modyfikowany jest nagáówek okreĞlający zawartoĞü. Konieczne jest takĪe dodanie procedury obsáugującej sytuacjĊ braku nowo dodanych pól – w przeciwnym przypadku rekordy zapisane przy uĪyciu poprzednich narzĊdzi nie bĊdą mogáy zostaü prawidáowo odczytane. JeĪeli magazyn lokalny zostanie zmodyfikowany przez dodanie pól nie wystĊpujących w magazynie globalnym, to modyfikacja zawartoĞci magazynu globalnego bĊdzie 209

wymagaáa umieszczenia informacji o dodatkowych polach w nagáówku, a zawartoĞci – w polach opcjonalnych magazynu globalnego. NaleĪy tak postąpiü niezaleĪnie od tego, czy w magazynie lokalnym pola te są opcjonalne czy obowiązkowe.

8..4. Przykáady formatów archiwizacji danych biomedycznych



Przykáadem formatu przechowywania danych biomedycznych ogólnego przeznaczenia jest format SIGIF (ang. Signal Interchange Format) opracowany w INESCA-Aveiro w Portugalii (tab. 8.). Specyfikacja tego formatu zawiera szczegóáowy opis formatu nagáówka (jest on niezmienny), który zawiera opis pól obowiązkowych oraz ewentualnie pól opcjonalnych. W przypadku braku pól opcjonalnych nagáówek jest krótszy, a o jego koĔcu informuje odwrócony ciąg znaków inicjujących (ang. inverse header) peániący rolĊ znacznika koĔca. KaĪde z pól obowiązkowych moĪe zawieraü: – dane, – odnoĞnik do innego pola lub rekordu poprzedzony identyfikatorem zdefiniowanym w nagáówku, – znacznik koĔca pola zdefiniowany w nagáówku.








JeĪeli pole obowiązkowe nie jest uĪywane, moĪe zawieraü tylko znacznik koĔca pola. PoniewaĪ iloĞü pól obowiązkowych jest znana i podana w nagáówku, nie ma potrzeby dodatkowej identyfikacji koĔca sekcji pól obowiązkowych (sekcji obowiązkowej). W sekcji pól opcjonalnych stosowane są równieĪ predefiniowane znaczniki koĔca pól, a koniec rekordu sygnalizowany jest przez odwrócony ciąg znaków inicjujących. Innym przykáadem formatu przechowywania danych biomedycznych jest format SCP-ECG dedykowany do archiwizacji i transmisji zapisów elektrokardiograficznych. Jest on normą Europejskiej Komisji Normalizacji CEN-Elec (Comité Européen de Normalisation), a jego specyfikacja jest udostĊpniana zainteresowanym przez komitet normalizacyjny Unii Europejskiej. Specyfikacja zawiera opis struktury archiwum, a ponadto opis protokoáu komunikacji magazynów danych (tab. 8.2). Opis formatu transmisji informacji dotyczy: warstwy programowej – organizacji przesyáania danych, warstwy sprzĊtowej – parametrów elektrycznych áącza. Przeznaczeniem formatu SCP-ECG (ang. serial communication protocol ECG) jest wymiana informacji pomiĊdzy stacjami zdalnymi staáymi (gabinety) i ruchomymi (karetki) a serwerami znajdującymi siĊ w oĞrodkach kardiologicznych. Obejmujący wszystkie kraje czáonkowskie UE program OEDIPE (ang. Open European Data Interchange & Processing for Electrocardiography) doprowadziá do zaprojektowania rozproszonego systemu informatycznego zarządzającego danymi pacjentów. Obecnie system ten jest w fazie realizacji. Zwraca uwagĊ, Īe magazyn lokalny związany ze stacją zdalną moĪe byü zrealizowany przy uĪyciu stosunkowo prostych Ğrodków, niewielkie są równieĪ wymagania dotyczące stosowanych Ğrodków áącznoĞci. Przykáadem realizacji moĪe byü elektrokardiograf Cardiette 06 wyposaĪony w modem telefoniczny. Mimo Īe w pamiĊci urządzenia moĪna przechowaü dane tylko kilku pacjentów, istnieje moĪliwoĞü zarządzania znaczną ich liczbą poprzez wymianĊ informacji z najbliĪszym serwerem SCP-ECG. 20

Tabela 8. Struktura pliku w formacie SIGIF nr

maksymalna dáugoĞü

nazwa pola

wartoĞü

STRUKTURA NAGàÓWKA 7 52 32 0 0

"IAvSFo"+"3" ASCII ASCII ASCII ASCII

6 7 8 9 0

Typ danych ħródáo danych IloĞü kanaáów IloĞü segmentów IloĞü ramek na segment

0 2 3 6 6

Tablica TD Tablica SD INT INT INT

 2 3 4 5

IloĞü próbek w ramce IloĞü bajtów na próbkĊ KolejnoĞü próbkowania Znacznik formatu INTEL Kod formatu

3 2 Zmienna  2

INT INT àaĔcuch INT "0" lub "" Tablica FC

6 7 8

Technika kompresji Typ sygnaáu Parametry kanaáu

2 2 Zmienna

Tablica CT Tablica TS Zmienna

Nazwa kanaáu Wzmocnienie w kanale CzĊstotliwoĞü próbkowania Dodatkowa informacja o kanale Separator segmentu Znacznik czasu

32 6 6 Zmienna 2 

ASCII ASCII ASCII Zmienna Staáa heksadecymalna #2#2 "0" lub ""

Znacznik dáugoĞci nagáówka Znacznik początku sektora aplikacji Informacja zaleĪna od aplikacji Znacznik koĔca nagáówka

 7 Zmienna 6

"0" lub "" "appInfo" ASCII "oFSvAI"







Znacznik nagáówka Komentarz Nazwa sygnaáu Data rejestracji Data ostatniej modyfikacji

 2 3 4 5




...powtórzone dla kaĪdego kanaáu 8 A 8 B 8 C 8 D 9 20 2 22 23 24

STRUKTURA SEGMENTU Znacznik czasu DáugoĞü segmentu Dane zawarte w segmencie Separator segmentu

9 4 Zmienna 

ASCII Zmienna heksadecymalna Staáa heksadecymalna #9

... powtórzone dla kaĪdego segmentu ZNACZNIK KOēCA PLIKU

2

Tabela 8.2 Struktura pliku w formacie SCP-ECG nazwa

status pola

zawartoĞü

Obowiązkowe

Suma kontrolna (CRC) caáego rekordu (z wyjątkiem tego pola) 2 bajty Rozmiar caáego rekordu 4 bajty (bez znaku)

Obowiązkowe

WskaĨniki do struktur danych w rekordzie

Sekcja 

Obowiązkowe

Informacje nagáówkowe: Dane pacjenta Dane o akwizycji sygnaáu EKG

Sekcja 2

Opcjonalne

Tablica przekodowaĔ kompresji (ang. Huffman Table) (jeĞli uĪywana)

Sekcja 3

Opcjonalne

Definicje uĪytych odprowadzeĔ EKG

Sekcja 4

Opcjonalne

Lokalizacje zespoáów QRS (jeĞli zapisano zespoáy reprezentatywne)

Sekcja 5

Opcjonalne

Sygnaá zespoáów reprezentatywnych (jeĞli zapisano zespoáy reprezentatywne)

Sekcja 6

Opcjonalne

Pozostaáy sygnaá po odjĊciu zespoáów reprezentatywnych (jeĞli zapisano zespoáy reprezentatywne)







Obowiązkowe Sekcja 0

Zapis rytmu (w przeciwnym przypadku)

Opcjonalne

Rezultaty pomiarów globalnych

Sekcja 8

Opcjonalne

Diagnoza tekstowa generowana automatycznie przez urządzenie interpretujące




Sekcja 7

Sekcja 9

Opcjonalne

Dane zaleĪne od producenta aplikacji (dodatkowe informacje nie objĊte standardem) Weryfikacja diagnozy postawionej automatycznie

Sekcja 0

Opcjonalne

Rezultaty pomiaru kontaktu elektrod

Sekcja 

Opcjonalne

Numer systematyczny jednostki chorobowej generowany na podstawie interpretacji automatycznej

Po identyfikacji pacjenta, do sieci zostanie wysáane zapytanie o adres jego macierzystego serwera, a po otrzymaniu odpowiedzi serwer, z którym skomunikowaá siĊ elektrokardiograf dokona transferu danych. UmoĪliwia to eksport danych dotyczących aktualnie wykonywanego badania w celu uaktualnienia archiwum pacjenta. MoĪliwe jest takĪe pobranie zapisów archiwalnych niezaleĪnie od miejsca i czasu, kiedy zostaáy wykonane, a takĪe od fizycznej ich lokalizacji w systemie. Ma to niebagatelne znaczenie dla moĪliwoĞci porównania aktualnego stanu pacjenta z wczeĞniej obserwowanymi dolegliwoĞciami. Odtworzenie historii pacjenta jest nie do przecenienia w sytuacjach nagáych, gdy postawienie poprawnej diagnozy w jak najkrótszym czasie – np. wobec utraty przytomnoĞci pacjenta – moĪe decydowaü o jego Īyciu. Szczególnie dobrym 22










przykáadem przydatnoĞci historii pacjenta jest analiza serii elektrokardiogramów (lub wektokardiogramów) w przypadku pozaszpitalnego nadzorowania pacjentów po transplantacji serca. Trzecią moĪliwoĞcią jest natomiast dokonanie tzw. telekonsultacji, czyli przesáanie zarejestrowanego zapisu do wyspecjalizowanego oĞrodka w celu uzyskania szybkiej interpretacji (lub potwierdzenia interpretacji) na najwyĪszym poziomie fachowoĞci. W krajach wysokorozwiniĊtych przewidywane jest uruchomienie caáodobowych serwisów telekonsultacyjnych z zakresu dysfunkcji sercowo-naczyniowych w najbliĪszej przyszáoĞci. Te szerokie moĪliwoĞci telearchiwizacji i telekonsultacji są uzyskiwane zadziwiająco prostymi Ğrodkami technicznymi. Elektrokardiograf jest wyposaĪony w modem telefoniczny (umoĪliwiający takĪe poáączenie z wykorzystaniem telefonu komórkowego) oraz klawiaturĊ alfanumeryczną umoĪliwiającą dodatkowo wybór numeru telefonu. Urządzenie przechowuje i przesyáa dane w formacie okreĞlonym przez standard SCP-ECG (rys. 8.).

Rys. 8.. Architektura komunikacyjna w systemie OEDIPE

23

Kolejnym przykáadem formatu wymiany danych elektrodiagnostycznych jest specyfikacja American Society for Testing and Materials z roku 994 opisująca struktury danych oraz aspekty sprzĊtowe komunikacji urządzeĔ rejestrująco-analizujących w zakresie elektromiografii (EMG) i elektroencefalografii (EEG). Standard ten, pod symbolem ASTM E467, zostaá przyjĊty jako obowiązujący przez wszystkich producentów aparatury EEG na Ğwiecie. Definiuje on sposób identyfikacji pacjenta i lekarza, format archiwizacji sygnaáu surowego oraz kodowanie rezultatów diagnostycznych obliczonych automatycznie lub wprowadzonych przez eksperta. SáuĪy on do transmisji danych neurofizjologicznych pomiĊdzy niezaleĪnymi systemami diagnostycznymi, a takĪe do archiwizacji danych w ramach infrastruktury informatycznej szpitala.

8.2. PoufnoĞü informacji diagnostycznych



8.2.. Problem ochrony informacji diagnostycznych








Istnienie szeroko rozwiniĊtych Ğrodków techniczno-organizacyjnych zapewniających wymiennoĞü informacji diagnostycznych na szeroką skalĊ wymaga zabezpieczenia danych w archiwum oraz podczas transferu przed dostĊpem osób niepowoáanych. Ochrona powinna zabezpieczaü dane przed nieuprawnionym odczytem oraz zamierzoną lub przypadkową modyfikacją przez osoby nie posiadające autoryzacji. Skala tego problemu, choü z pozoru wydaje siĊ przypominaü autoryzacjĊ dostĊpu do korespondencji w poczcie elektronicznej lub autoryzacjĊ zleceĔ bankowych lub maklerskich wydawanych drogą elektroniczną jest w istocie znacznie rozleglejsza. Gáówną przyczyną jest znaczna iloĞü osób docelowo zarejestrowanych w bazie – do 300 milionów. àatwo jednak wyobraziü sobie inne konsekwencje nieuprawnionego dostĊpu (lub modyfikacji) bazy danych elektrodiagnostycznych zarówno w aspekcie ekonomicznym, medycznym czy socjologicznym: – naduĪycia ubezpieczeniowe, – wywieranie nacisku z wykorzystaniem (lub pod groĨbą upublicznienia) informacji diagnostycznych, – niejawny czynnik selekcji kandydatów przez pracodawców, – dyskryminacja grup osób na podstawie parametrów biomedycznych.

8.2.2. Podstawowe normy bezpieczeĔstwa danych PoufnoĞü informacji diagnostycznych, podobnie jak danych osobowych, jest przedmiotem regulacji prawnych w obrĊbie krajów UE, a takĪe w wiĊkszoĞci krajów Ğwiata. Oznacza to, Īe dostĊp do archiwalnych danych i zapisów pacjenta powinny mieü tylko uprawnione osoby, po uzyskaniu dodatkowej aprobaty wáaĞciciela (o ile stan jego zdrowia nie uniemoĪliwia mu udzielenia takiej zgody). BezpieczeĔstwo danych dotyczy zarówno etapu archiwizacji, jak i transmisji danych. Wedáug sformuáowanych przez Departament Obrony USA (983) kryteriów zabezpieczeĔ danych elektronicznych TCSEC (ang. Trusted Computer System Eva24

luated Criteria), znanych takĪe jako Orange Book, wyróĪnia siĊ cztery poziomy zabezpieczeĔ baz danych (D, C, B oraz A) i numer klasy bezpieczeĔstwa na podstawie: – polityki bezpieczeĔstwa, – odpowiedzialnoĞci, – zabezpieczenia, – dokumentacji.










Przykáadowo poziom zabezpieczenia C2 oznacza zabezpieczenie o kontrolowanym dostĊpie, najczĊĞciej spotykane w diagnostycznych bazach danych, choü powszechnie uznane za niewystarczające. Uzupeánieniem kryteriów TCSEC byáo wydanie suplementu dotyczącego sieci (ang. Trusted Network Interpretation, 987) znanej takĪe jako Red Book oraz suplementu dotyczącego baz danych (ang. Trusted Database Interpretation, 99). W Europie pierwszym dokumentem regulującym techniczne i prawne aspekty bezpieczeĔstwa danych elektronicznych byáy przyjĊte w Wielkiej Brytanii wytyczne ITSEC (Information Technology Security Evaluation Criteria). W Polsce stosowne uregulowania prawne pojawiáy siĊ stosunkowo niedawno, 5 lipca 998 roku (dekret Ministerstwa Spraw WewnĊtrznych i Administracji RP). BezpieczeĔstwo baz danych jest najczĊĞciej rozumiane jako zespóá nastĊpujących aspektów: – poufnoĞü, – integralnoĞü, – kontrola dostĊpu. PoufnoĞü polega na wykrywaniu i uniemoĪliwianiu nieautoryzowanego dostĊpu do danych. Identyfikacja osoby Īądającej dostĊpu moĪe siĊ odbywaü na podstawie poniĪszych cech klienta. – Dysponowania poufną wiedzą SYK (ang. something you know) – na tej zasadzie dziaáają wszelkie sáowa kluczowe i hasáa (ang. password) oraz identyfikatory liczbowe PIN (ang. personal identification number). Metody te naleĪą do najprostszych w implementacji, nie wykluczają jednak ujawniania wiedzy poufnej osobom trzecim, bez moĪliwoĞci wskazania Ĩródáa (tzn. kto ujawniá). – Dysponowania identyfikatorem materialnym SYH (ang. something you have) – w tej grupie najpopularniejsze są karty magnetyczne, karty mikrochipowe, klucze mechaniczne lub elektroniczne oraz dwuodprowadzeniowe (pastylkowe) reprogramowalne ukáady pamiĊciowe. Gáówną wadą identyfikatorów materialnych jest fakt, Īe mogą one byü przedmiotem kradzieĪy, co jest równoznaczne z autoryzacją osoby nieuprawnionej. Istnieją równieĪ metody odczytania informacji z identyfikatora, umoĪliwiające sporządzenie jego kopii nawet wtedy, gdy oryginaá pozostaje w posiadaniu prawowitego wáaĞciciela. – Dysponowania cechami osobniczymi SYA (ang. something you are) – grupa bardzo obiecujących ale maáo rozwiniĊtych metod wykorzystujących aspekty biometryczne niepowtarzalne u ludzi: odcisk palca, obraz twarzy, obraz siatkówki oka, charakterystykĊ gáosu itp. Wadą metod biometrycznych, oprócz ich ceny (a zatem trudnoĞci implementacyjnych), jest zmiennoĞü cech w czasie oraz wraĪliwoĞü procesu ich pobierania na warunki zewnĊtrzne. 25

IntegralnoĞü naleĪy rozumieü w sensie kryptograficznym, a wiĊc jest to sposób zaszyfrowania danych uniemoĪliwiający osobie nie znającej klucza odczytanie treĞci informacyjnej pliku. DáugoĞü pola klucza jest wyznacznikiem prawdopodobnego czasu potrzebnego na záamanie szyfru. Przy mocy obliczeniowej, jaką dysponują wspóáczesne powszechnie dostĊpne komputery, szacuje siĊ czas potrzebny na automatyczne záamanie szyfru uĪywającego 28-bitowego pola klucza na kilka lat. Tym niemniej, Īadna z metod szyfrujących nie wyklucza w 00 procentach moĪliwoĞci odczytania danych przez osoby niepowoáane. Kontrola dostĊpu polega na Ğledzeniu i archiwizowaniu wszystkich (takĪe nieuprawnionych) zapytaĔ do bazy i sporządzaniu analiz statystycznych operacji poszczególnych klientów w bazie. Na podstawie takich analiz moĪna wprowadziü restrykcje wobec klientów próbujących czĊsto przekraczaü swoje uprawnienia.



8.2.3. Realizacja poufnoĞci danych w rozproszonych systemach elektrodiagnostycznych








UwzglĊdniając szczególny charakter danych biomedycznych oraz szerokie konsekwencje mogące wyniknąü z nieuprawnionego ich udostĊpnienia przyjĊto poniĪsze zaáoĪenia natury etycznej. – Pacjent jest zaáoĪycielem i jedynym wáaĞcicielem pliku danych diagnostycznych i tylko on moĪe wydaü (a takĪe w dowolnej chwili wycofaü) dyspozycje umieszczenia tego pliku w lokalnym lub globalnym magazynie danych. Pacjent jest takĪe jedyną osobą uprawnioną do udzielania (a takĪe w dowolnej chwili wycofywania) autoryzacji dostĊpu róĪnym osobom i instytucjom na róĪnych poziomach: • brak autoryzacji; • autoryzacja do statystycznego przetwarzania informacji diagnostycznych bez identyfikacji (wykorzystywana w celu udostĊpnienia danych pacjenta do badaĔ naukowych bez podania jego danych osobowych); • autoryzacja do odczytu globalnych parametrów diagnostycznych (ew. koĔcowej diagnozy); • autoryzacja do odczytu szczegóáowych parametrów diagnostycznych na takim poziomie szczegóáowoĞci jak to tylko moĪliwe (np. jeĞli zarejestrowano sygnaá EKG – odczyt tego sygnaáu wraz z parametrami technicznymi niezbĊdnymi do jego odtworzenia); • autoryzacja do modyfikacji zawartoĞci pliku danych (parametry zaleĪne od czasu, np. wyniki poprzednich badaĔ nie podlegają modyfikacji, wartoĞci bieĪące są zapisywane wraz z nowym indeksem czasowym); • autoryzacja do transferu pliku danych do innego magazynu danych. – Autoryzacja dostĊpu jest udzielana jako koniunkcja warunków: • poziomu dostĊpu (patrz pkt. poprzedni); • zakresu czasu (od daty początkowej do daty koĔcowej); • zakresu organizacyjnego (np. pracownicy danego szpitala mogą mieü dostĊp tylko do danych jakie zapisano w rezultacie czynnoĞci diagnostycznych przeprowadzonych w tym szpitalu). 26

– Lokalne magazyny danych, bĊdące podzbiorami globalnego magazynu danych muszą byü od nich fizycznie odseparowane. Za niedopuszczalne uwaĪa siĊ automatyczne uaktualnianie globalnego magazynu danych bez kaĪdorazowej zgody pacjenta (nawet jeĞli poprzednie dane tego pacjenta figurują juĪ w globalnym magazynie) oraz wyszukiwanie w globalnym magazynie pacjentów speániających okreĞlone kryteria w celu poddawania ich dodatkowym testom w badaniach naukowych lub w celach marketingowych.



Wedáug normy SCP-ECG istnieją nastĊpujące mechanizmy zabezpieczeĔ: – pierwszy poziom autoryzacji dostĊpu umoĪliwia tylko odczyt dotychczasowych wyników i rezultatów diagnostycznych pacjenta – moĪe to zrobiü kaĪdy lekarz prowadzący zarejestrowany gabinet; – drugi poziom autoryzacji dostĊpu umoĪliwia odczyt wszystkich danych i sygnaáów a takĪe zapisanie kolejnych rekordów w bazie danych pacjenta, moĪe to zrobiü lekarz prowadzący pacjenta lub lekarz przez niego autoryzowany; – kaĪdy dostĊp do bazy jest rejestrowany.








Istniejące obecnie techniczne metody zabezpieczania danych podczas transmisji zostaáy uznane za niewystarczające i w systemie OEDIPE zrezygnowano z uĪycia sieci ogólnodostĊpnej (np. Internetu). Komunikacja pomiĊdzy serwerami SCP-ECG jest zrealizowana za pomocą dzierĪawionych áącz ISDN o kontrolowanym dostĊpie i wysokiej przepustowoĞci. BezpieczeĔstwo danych medycznych i autoryzacja dostĊpu takĪe są przedmiotami normalizacji w wielu krajach. W Stanach Zjednoczonych obowiązują zalecenia CPRI (Computer-based Patient Record Institiute) w zakresie sposobów ochrony prywatnoĞci pacjenta, której czĊĞcią jest dotycząca go informacja diagnostyczna (US Congress OTA-TCT-576). Zalecenia te definiują m.in. wáaĞciciela danych oraz instytucje odpowiedzialne za ochronĊ informacji, a takĪe sankcje prawne związane z naraĪeniem poufnoĞci danych diagnostycznych. OkreĞlono w nich ponadto sposób konserwacji danych dla potrzeb marketingowych, statystycznych i naukowych gwarantujący zachowanie anonimowoĞci pacjenta. Standaryzacja ochrony tych informacji na skalĊ Ğwiatową jest równieĪ wysoce poĪądana wobec Ğwiatowego zasiĊgu sieci teleinformatycznych. Realistyczny wydaje siĊ bowiem scenariusz dziaáalnoĞci szpiegowskiej w zakresie informacji medycznych, prowadzonej z terenu paĔstwa, którego prawo nie przewiduje adekwatnych sankcji.

8.3. Metody kompresji sygnaáów elektrodiagnostycznych Celem kompresji sygnaáów elektrodiagnostycznych jest redukcja zajĊtoĞci noĞnika przeznaczonego do archiwizacji lub zmniejszenie zajĊtoĞci kanaáu informacyjnego podczas przesyáania. W rozdziale tym zostaną poruszone wyáącznie aspekty kompresji sygnaáu, chociaĪ oczywiĞcie dane diagnostyczne nie bĊdące ciągiem próbek sygnaáu równieĪ mogą podlegaü kodowaniu zmierzającemu do zmniejszenia ich objĊtoĞci. 27

Tradycyjny podziaá metod kompresji obejmuje: – metody stratne – sygnaá zarchiwizowany zawiera zuboĪoną lub uproszczoną informacjĊ; – metody bezstratne – sygnaá zarchiwizowany zawiera peáną informacjĊ i w dowolnej chwili jest moĪliwe odzyskanie sygnaáu identycznego (w rozumieniu identycznoĞci cyfrowej reprezentacji sygnaáu) z oryginalnym. Metody stratne oferują zwykle znacznie wyĪsze wartoĞci wspóáczynnika kompresji niĪ metody bezstratne. WartoĞü tego wspóáczynnika jest zwykle tym wyĪsza, im wyĪszy jest dopuszczalny poziom niezgodnoĞci pomiĊdzy sygnaáem oryginalnym, a sygnaáem otrzymanym po rozarchiwizowaniu (dekompresji). Miarą tej niezgodnoĞci jest za zwyczaj wspóáczynnik báĊdu Ğredniokwadratowego PRD dana wzorem

[

∑in= xorg (i)

]

2

]

2

⋅00% .



PRD =

[

∑in= xorg (i ) − xrek (i )





Wspóáczynnik PRD jest prostą miarą odlegáoĞci dwóch sygnaáów, nie wykorzystującą informacji o sygnale. Jest to równowaĪne z zaáoĪeniem, Īe gĊstoĞü strumienia informacji w sygnale jest staáa, co nie jest prawdą. Jednak wobec braku innego kryterium báĊdu, lepiej uzasadnionego na gruncie zawartoĞci informacyjnej sygnaáu wspóáczynnik PRD jest powszechnie uĪywany. JakoĞü kompresji jest oceniana przez stosunek wspóáczynnika kompresji do wspóáczynnika znieksztaáceĔ dla sygnaáów, dla których algorytm jest przeznaczony.




Do stratnych metod kompresji naleĪą: – algorytm punktu zwrotnego (ang. turning point), – algorytm AZTEC (ang. Amplitude Zone Time Epoch Coding), – algorytm CORTES (ang. Coordinate Reduction Time Encoding System), – algorytm fan. Metody bezstratne charakteryzują siĊ identycznoĞcią sygnaáu oryginalnego i zrekonstruowanego po kompresji. NaleĪy zwróciü uwagĊ, Īe metody bezstratne wykorzystują fakt reprezentacji sygnaáu w postaci cyfrowej (dyskretnej). Dla sygnaáów analogowych bezstratne metody kompresji nie istnieją, nie ma bowiem moĪliwoĞci uproszczenia formatu informacji przy zachowaniu peánej jej treĞci w przypadku funkcji ciągáych w dziedzinie czasu i w przeciwdziedzinie wartoĞci. MoĪna takĪe przyjąü inny punkt widzenia: bezstratne metody kompresji sygnaáu nie istnieją, bowiem strata informacji nastąpiáa juĪ podczas próbkowania; póĨniejsze zabiegi zmierzają tylko do eliminacji informacji nadmiarowych lub powtórzonych, co powstaáo przez niedopasowanie czĊstotliwoĞci próbkowania do lokalnych wáasnoĞci sygnaáu. Do bezstratnych metod kompresji naleĪą: – algorytm kodowania Huffmana (ang. Huffman coding), – algorytm kodowania przyrostowego. 28

8.3.. Algorytm punktu zwrotnego





Algorytm punktu zwrotnego (ang. turning point) byá w swym pierwotnym zaáoĪeniu przeznaczony do redukcji czĊstotliwoĞci próbkowania elektrokardiogramu. Podstawowym zaáoĪeniem przyjĊtym przy jego opracowaniu byáo uznanie czĊstotliwoĞci próbkowania 00 Hz za wystarczającą do reprezentacji sygnaáu EKG poza zespoáami QRS o duĪej amplitudzie i znacznej szybkoĞci narastania. PoniewaĪ zapis zwykle dokonywany jest przy wiĊkszej czĊstotliwoĞci próbkowania (w celu lepszej reprezentacji szczegóáów w obrĊbie zespoáu QRS), na znacznej dáugoĞci zapisu wystĊpuje nadmiar informacji. Wspóáczynnik kompresji jest w granicy równy 2, o ile nie zostaną znalezione punkty zwrotne. W przeciwnym przypadku (zwáaszcza sygnaá szumowy jest dobrym przykáadem) wspóáczynnik kompresji jest mniejszy. JeĪeli kaĪdy kolejny punkt bĊdzie punktem zwrotnym, kompresja sygnaáu nie nastąpi. Algorytm bierze pod uwagĊ jednoczeĞnie trzy sąsiadujące ze sobą punkty: X0, X i X2 (rys. 8.2). Po zapisaniu punktu X0 jako punktu początkowego, nastĊpnym punktem bĊdzie punkt X lub X2 w zaleĪnoĞci od tego, który z nich odpowiada zmianie znaku pochodnej (jest poszukiwanym punktem zwrotnym). W celu detekcji punktu zwrotnego wystarczy porównaü znak róĪnicy X – X0 ze znakiem róĪnicy X2 – X. Wybór punktu zwrotnego

n+2

2

n+

3

n+2

4

n+

5

n+2

6

n+2

7

n+2

8

n+2




MoĪliwoĞci wzajemnego poáoĪenia próbek sygnaáu





9

n+2

Rys. 8.2. Zasada wyboru punktu zwrotnego

29



8.3.2. Algorytm AZTEC





JeĪeli znaki te są przeciwne, to punkt zwrotny odpowiada punktowi X i on zostanie zapisany do pliku wynikowego oraz zostanie punktem początkowym X0 dla nastĊpnego kroku kompresji. W przeciwnych przypadkach (zawierających takĪe wszystkie kombinacje róĪnic zerowych) punktem zwrotnym zostanie punkt X2 i niezaleĪnie od znaku pochodnej zostanie przepisany do pliku wynikowego oraz zostanie punktem początkowym X0 dla nastĊpnego kroku kompresji. Algorytm punktu zwrotnego jest najprostszym z algorytmów kompresji. Rekonstrukcja jest jeszcze prostsza, polega jedynie na wstawieniu pomiĊdzy dwie istniejące próbki sygnaáu skompresowanego próbki o wartoĞci Ğredniej. WáaĞnie niskie nakáady obliczeniowe są jego podstawową zaletą. W miarĊ potrzeb, moĪliwe jest uzyskanie wiĊkszych wartoĞci wspóáczynnika kompresji przez rekursywne wywoáanie procedury dla sygnaáu uprzednio skompresowanego. W rezultacie, efektywna czĊstotliwoĞü próbkowania jest zmniejszana o poáowĊ przy kaĪdym przebiegu kompresji. Gáówną wadą algorytmu punktu zwrotnego jest niejednakowy odstĊp czasu pomiĊdzy kolejnymi próbkami, co prowadzi do znieksztaáceĔ podczas rekonstrukcji oraz do zmiany zaleĪnoĞci czasowych zjawisk reprezentowanych w sygnale.




Algorytm AZTEC wykorzystuje aproksymacjĊ odcinkowo-liniową sygnaáu. Rezultatem jest ciąg linii poziomych i zboczy, których parametry zastĊpują wartoĞci sygnaáu. Parametrem wejĞciowym jest dopuszczalna odchyáka sygnaáu zrekonstruowanego i oryginalnego podana wzglĊdem peánego zakresu dynamiki (np. 5%). Zwraca uwagĊ, Īe jeĪeli amplituda sygnaáu nie wykorzystuje peánego zakresu dynamiki, to efektywna wartoĞü odchyáki bĊdzie proporcjonalnie wiĊksza. Wprowadzona wartoĞü progowa jest nastĊpnie uĪywana przez algorytm interpolacji liniowej do okreĞlenia maksymalnie dáugiego odcinka przybliĪającego wartoĞci kolejnych próbek z báĊdem mniejszym od zadanego. Wystąpienie wiĊkszej odchyáki przy uwzglĊdnieniu kolejnego punktu, powoduje zakoĔczenie odcinka aproksymującego przy poprzednim punkcie i wznowienie aproksymacji począwszy od koĔca poprzedniego odcinka. Do pliku wyjĞciowego zapisywane są: – wartoĞü bezwzglĊdna pierwszego punktu sygnaáu i zero, – wartoĞü nachylenia (wspóáczynnik kierunkowy) odcinka i liczba punktów, które aproksymuje. Niektóre odmiany algorytmu AZTEC stosują naprzemienną generacjĊ zboczy i linii poziomych. W celu wáaĞciwego rozróĪnienia ich kolejnoĞci iloĞü punktów tworzących zbocze jest wyraĪona liczbą ujemną. 220



Algorytm rekonstrukcji polega na powieleniu próbek tworzących liniĊ poziomą oraz liniowej inkrementacji kolejnych próbek tworzących zbocze o wartoĞü wspóáczynnika kierunkowego. RównieĪ ten algorytm nie jest skomplikowany numerycznie. Pozwala otrzymaü znaczne wartoĞci wspóáczynnika kompresji (ok. 0 razy dla elektrokardiogramów), jednak wartoĞci tego wspóáczynnika zaleĪą bardzo od parametru dopuszczalnych znieksztaáceĔ oraz od wáasnoĞci sygnaáu. W idealnym przypadku, caáy sygnaá moĪe byü przybliĪony jednym odcinkiem. Przeciwnie, sygnaá o charakterze szumu (o duĪej iloĞci punktów zwrotnych) uniemoĪliwi aproksymacjĊ odcinkiem wiĊcej niĪ dwóch kolejnych punktów, a w takim przypadku iloĞü danych w pliku wejĞciowym byáaby wiĊksza niĪ iloĞü danych w pliku oryginalnym. Za gáówną wadĊ algorytmu AZTEC uwaĪa siĊ wprowadzanie znacznych znieksztaáceĔ (rys. 8.3) zlokalizowanych w elektrokardiogramie w sąsiedztwie skáadowych wolnozmiennych (zaáamek P i zaáamek T).








a)

b)

Rys. 8.3. Przykáad znieksztaáceĔ elektrokardiogramu wprowadzonych przez algorytm AZTEC: a) sygnaá oryginalny; b) sygnaá zrekonstruowany

Znieksztaácenia te mogą byü czĊĞciowo ograniczone przez zastosowanie wygáadzania sygnaáu zrekonstruowanego filtrem parabolicznym, co jednak nie pozostaje bez wpáywu na szybkozmienne komponenty zespoáu QRS. 22

8.3.3. Algorytm CORTES



8.3.4. Algorytm fan



Algorytm CORTES jest poáączeniem algorytmu punktu zwrotnego – stosowanego w obrĊbie zespoáu QRS – z algorytmem AZTEC uĪytym do aproksymacji liniami poziomymi pozostaáej czĊĞci sygnaáu. Poáączone zostaáy w ten sposób zalety, a wyeliminowane wady obu omówionych wczeĞniej algorytmów. CORTES uĪywa algorytmu AZTEC do eliminacji nieistotnych klinicznie zjawisk na linii izoelektrycznej osiągając znaczny stopieĔ redukcji informacji. W obrĊbie zespoáów QRS jest natomiast uĪyty algorytm punktu zwrotnego, zachowujący wysokoczĊstotliwoĞciowe skáadniki o znaczeniu diagnostycznym. Oba algorytmy przetwarzają równoczeĞnie plik wejĞciowy. Na podstawie dáugoĞci odcinka wygenerowanego przez AZTEC podejmowana jest decyzja, czy do pliku wyjĞciowego przepisane zostaną parametry odcinka (tylko dla dáuĪszych odcinków) czy teĪ punkty zwrotne. Rekonstrukcja polega na powieleniu próbek w strefach skompresowanych przez AZTEC oraz interpolacji próbek pomiĊdzy punktami zwrotnymi.






Algorytm fan, zawdziĊczający swą nazwĊ podobnej do wachlarza rozbieĪnoĞci linii tolerancji (rys. 8.4), kreĞli odcinki o jak najwiĊkszej dáugoĞci aproksymujące sygnaá pomiĊdzy parami punktów: startowym i koĔcowym. Początkowo punktem koĔcowym jest punkt X bezpoĞrednio nastĊpujący po punkcie startowym X0. Przyjmuje siĊ maksymalną wartoĞü tolerancji w punkcie koĔcowym równą ε, a nastĊpnie wyznaczane są rozbieĪne linie tolerancji L i U przechodzące przez punkt początkowy i granice tolerancji ±ε w proponowanym punkcie koĔcowym. Linie tolerancji wyznaczane są wiĊc przez punkty: (X0, X – ε) oraz (X0, X + ε). JeĪeli punkt X2, nastĊpujący bezpoĞrednio za X mieĞci siĊ pomiĊdzy tak wyznaczonymi liniami tolerancji, staje siĊ nowym punktem koĔcowym i sáuĪy za podstawĊ wyznaczania nowych linii tolerancji L2 i U2. JeĪeli kolejny punkt koĔcowy nie mieĞci siĊ w granicach wachlarza tolerancji, to wydáuĪanie odcinka zostaje zatrzymane, a jego dáugoĞü i wspóáczynnik kierunkowy zostają zapamiĊtane w pliku wyjĞciowym. JednoczeĞnie, nowym punktem startowym staje siĊ ostatni punkt koĔcowy naleĪący do poprzedniego odcinka i procedura rysowania odcinka jest wznawiana. Zwraca uwagĊ fakt, Īe stosowanie tej samej wartoĞci ε powoduje, Īe linie tolerancji są coraz mniej rozbieĪne w miarĊ wydáuĪania odcinka. DziĊki temu algorytm fan powoduje mniejsze znieksztaácenia sygnaáu kompresowanego niĪ np. algorytm AZTEC przy porównywalnej efektywnoĞci kompresji. Rekonstrukcja, podobnie jak w przypadku algorytmu AZTEC, polega na interpolacji liniowej zachowanych próbek sygnaáu. Modyfikacje i udoskonalenia algorytmu fan doprowadziáy do opracowania rodziny algorytmów SAPA (ang. scan-along polygonal approximation). 222

a)

amplituda U2 L2

U

U3

ε ε L3

L

próbki zachowane

t

t2

t3

t4

czas



t0



próbki usuniĊte

b)



X U




X0 X0

t0

t

X XL

tT

X2

XL2

tT+

Rys. 8.4. Ilustracja zasady dziaáania algorytmu fan: a) kompresja sygnaáu; b) rekonstrukcja sygnaáu

Przykáadowo, SAPA-2, najefektywniejszy z tej rodziny, wykorzystuje dodatkową liniĊ centralną áączącą punkt startowy i proponowany punkt koĔcowy. PoáoĪenie linii centralnej wzglĊdem linii tolerancji jest nastĊpnie testowane w celu zdecydowania o przedáuĪaniu bieĪącego lub rozpoczĊciu nowego odcinka.

8.3.5. Algorytm kodowania Huffmana Algorytm kodowania Huffmana naleĪy do bezstratnych metod kompresji i gwarantuje otrzymanie po dearchiwizacji sygnaáu identycznego z dyskretnym sygnaáem oryginalnym. Algorytm ten nie zakáada Īadnych wáasnoĞci kompresowanego ciągu 223

próbek (np. „páynnoĞci” sygnaáu) w szczególnoĞci ciągiem danych wejĞciowych moĪe byü ciąg instrukcji maszynowych lub ciąg znaków pisarskich. Kodowanie Huffmana opiera swe dziaáanie na niejednakowym prawdopodobieĔstwie wystąpienia poszczególnych symboli w sygnale wejĞciowym. Pierwszym etapem jest sporządzenie histogramu wystĊpowania symboli w ciągu wejĞciowym (rys. 8.5). W drugim etapie nastĊpuje przekodowanie ciągu danych w taki sposób, Īe elementom wystĊpującym najczĊĞciej przyporządkowane są najkrótsze sáowa w ciągu wynikowym, a elementom wystĊpującym rzadko – dáuĪsze.

384

52

..................................

..................................

256

..................................

..................................

28

..................................

..................................

................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ...................................................................................................................................................................................................................

640

768

896

024



0



250 200 50 00 050 000 950 900 850

..................................

Kanaá I (Einthoven)

a)

numer próbki (fp = 28 Hz)



b)

546 .........................

........................................................................................................................................................................

507 .........................

........................................................................................................................................................................ 50%

468 .........................

........................................................................................................................................................................




Liczba wystąpieĔ

56,0% 585 ..........................................................................................................................................................................................................

429 .........................

........................................................................................................................................................................

390 .........................

........................................................................................................................................................................

35 .........................

........................................................................................................................................................................

32 .........................

........................................................................................................................................................................

273 .........................

........................................................................................................................................................................

234 .........................

...

95 .........................

...

........................................................................................................................................................... 20%

56 .........................

...

...........................................................................................................................................................

...

...........................................................................................................................................................

...

...........................................................................................................................................................

...

...........................................................................................................................................................

2,4% ... 7 ............ 78 ............

...

... 39 ............ ,4% 0 904 923 942

40%

30%

24,8%

960

...........................................................................................................................................................

2,%

0,2% 0,3% 0,4% 0,3%

0%

0,2% 0,4% 0,2% 0,% 0,7% 0,6%

979 998 07 036 055 073 092  30 49 67 86

0%

205

Kanaá I (Einthoven) – wartoĞci

Rys. 8.5. Sygnaá elektrokardiograficzny i histogram liczby wystąpieĔ poszczególnych wartoĞci w ciągu wejĞciowym: a) wartoĞci sygnaáu; b) histogram wartoĞci sygnaáu

224







EfektywnoĞü kompresji zaleĪy od rozkáadu wartoĞci wejĞciowego ciągu danych, natomiast wartoĞü báĊdu wynosi zawsze zero, gdyĪ iloĞü symboli w obu ciągach jest identyczna, a rekonstrukcja polega na odwrotnym przekodowaniu. Zwraca uwagĊ podobieĔstwo tego algorytmu do ekonomii jĊzyka naturalnego: w wiĊkszoĞci jĊzyków Ğwiata czĊsto uĪywane pojĊcia reprezentowane są przez krótkie sáowa, podczas gdy pojĊcia uĪywane rzadko są okreĞlane przez dáuĪsze sáowa lub nawet z uĪyciem kilku wyrazów. Z technicznego punktu widzenia algorytm kodowania Huffmana – mimo bezspornej zalety nie znieksztaácania sygnaáu – charakteryzuje siĊ nastĊpującymi niedogodnoĞciami: – brak moĪliwoĞci kompresji sygnaáu w czasie rzeczywistym, co jest konsekwencją koniecznoĞci poznania rozkáadu symboli przed przystąpieniem do przekodowania; – koniecznoĞü archiwizacji (ewentualnie transmisji) tablicy przekodowaĔ, co moĪe uczyniü nieopáacalną kompresjĊ krótszych sygnaáów (przykáadowo przekodowanie sygnaáu o 26 symbolach – czyli próbkowanego 6-bitowo – wymaga tablicy przekodowaĔ o 65 536 wierszach); – niska efektywnoĞü kompresji dla sygnaáów biologicznych, które rzadko charakteryzują siĊ idealną regularnoĞcią; – báąd transmisji jednego bitu moĪe spowodowaü nieprawidáowe odtworzenie wielu nastĊpnych próbek; jest to wspólna wáaĞciwoĞü algorytmów wykorzystujących zmienną dáugoĞü sáowa w ciągu wyjĞciowym.




Jak wynika z powyĪszych uwag, kodowanie Huffmana poprzez swą uniwersalnoĞü nie gwarantuje uzyskania wysokiej efektywnoĞci kompresji. PodjĊto liczne próby poprawy tej efektywnoĞci (ang. modified Huffman coding) polegające przewaĪnie na podziale sáów wejĞciowych w zaleĪnoĞci od czĊstotliwoĞci wystĊpowania na zbiór czĊsty i rzadki. Elementy zbioru czĊstego (o nieduĪej licznoĞci) są identyfikowane dziĊki zastosowaniu kodu prefiksowego, same natomiast uĪywają krótkich sáów. Elementy ze zbioru rzadkiego są zakodowane z uĪyciem znacznie dáuĪszych sáów o nie powtarzającym siĊ przedrostku. Kodowanie Huffmana lub jego odmiany są powszechnie stosowane w programach dokonujących archiwizacji danych (zip, arj i inne), gdzie wymagana jest Ğcisáa bezstratnoĞü rekonstrukcji. Ciekawym eksperymentem moĪe byü porównanie rezultatów kompresji z sygnaáu trójkątnego i prostokątnego z uĪyciem algorytmów AZTEC, fan i kodowania Huffmana.

8.3.6. Algorytm kodowania przyrostowego Kodowanie przyrostowe (zwane teĪ kompresją delta) jest algorytmem jednoprzebiegowym bezstratnym wykorzystującym sáowo o zmiennej dáugoĞci. PoniewaĪ zakáada „páynnoĞü” sygnaáu, próba jego zastosowania do ciągu danych (np. ciągu instrukcji maszynowych lub ciągu znaków pisarskich), choü dopuszczalna, przyniesie maáą efektywnoĞü kompresji. 225

Podstawą funkcjonowania algorytmu jest zaáoĪenie, Īe róĪnice dwóch sąsiednich próbek są mniejsze co do wartoĞci niĪ wartoĞci bezwzglĊdne tych próbek. Jest to speánione dla wiĊkszoĞci ciągów danych reprezentujących sygnaáy. PoniewaĪ sygnaá róĪnicowy ma mniejszą dynamikĊ moĪna zapisaü go z uĪyciem sáów o mniejszej dáugoĞci (rys. 8.6), w szczególnoĞci dáugoĞü sáów moĪe byü lokalnie dostosowywana do dynamiki zmian sygnaáu.

..................................

..................................

..................................

..................................

..................................

..................................

250 200 50 00 050 000 950 900 850

..................................

Kanaá I (Einthoven)

a)

28

256

384

52

640

768

896

................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ................................................................................................................................................................................................................... ...................................................................................................................................................................................................................

0

024

numer próbki (f p = 28 Hz)

.....................................

.....................................

 .....................................

.....................................

.....................................

.....................................

WartoĞci sygnaáu róĪnicowego 200

.....................................

640

768

896

00 ...................................................................................................................................................................................................................



0 ................................................................................................................................................................................................................... –00 ................................................................................................................................................................................................................... –200 ................................................................................................................................................................................................................... –300 0

28



Kanaá I (Einthoven)

b)

256

384

52

024

numer próbki (f p = 28 Hz)

c)

Histogram sygnaáu róĪnicowego




Liczba wystąpieĔ

9,% 945 .........................................................................................................................................................................................................

90%

882 .................................................................................................................

...............................................................................

89 .................................................................................................................

...............................................................................

756 .................................................................................................................

...............................................................................

693 .................................................................................................................

............................................................................... 70%

630 .................................................................................................................

...............................................................................

567 .................................................................................................................

...............................................................................

504 .................................................................................................................

............................................................................... 50% ...............................................................................

44 .................................................................................................................

80%

60%

378 .................................................................................................................

............................................................................... 40%

35 .................................................................................................................

...............................................................................

252 .................................................................................................................

...............................................................................

89 .................................................................................................................

............................................................................... 20%

26 .................................................................................................................

...............................................................................

63 ................................................................................................................. 2,6% 0,4% 0,3% 0,2% 0,2% 0,3% 0,% 0,% 0,5% 0 –224 –200 –77 –53 –29 –06 –82 –59 –35 –2

...............................................................................

0%

,5% 0,3% 0,6% 0,8% 0,3% 0,8%

2

36

59

83

06

30 53

Kanaá I (Einthoven) – wartoĞci sygnaáu róĪnicowego

Rys. 8.6. Sygnaá elektrokardiograficzny i pochodny sygnaá róĪnicowy: a) wartoĞci sygnaáu; b) wartoĞci sygnaáu róĪnicowego; c) histogram sygnaáu róĪnicowego

226

30%

0%





Algorytm ten moĪe dokonywaü kompresji w czasie rzeczywistym, niektóre jego odmiany wprowadzają opóĨnienie pomiĊdzy skompresowanym sygnaáem wynikowym a odpowiadającą mu porcją sygnaáu wejĞciowego, wynikające ze stosowania bufora do okreĞlania lokalnych wáasnoĞci (w tym dynamiki) sygnaáu róĪnicowego. JeĪeli próbka sygnaáu róĪnicowego przekracza zaáoĪoną wartoĞü dynamiki lub ustaloną iloĞü próbek, oryginalna wartoĞü sygnaáu wejĞciowego jest przekazywana do pliku wynikowego, co nieznacznie zmniejsza efektywnoĞü kompresji, ale umoĪliwia kontrolĊ poprawnoĞci rekonstrukcji. Algorytm kodowania delta (niezaleĪnie od wersji) charakteryzuje siĊ idealną rekonstrukcją sygnaáu oryginalnego, co predestynuje go do kompresji sygnaáów, w których istotne diagnostycznie informacje są reprezentowane przez skáadowe o niskich amplitudach (np. mikropotencjaáy komorowe w EKG). W przeciwieĔstwie do kodowania Huffmana wykorzystującego wszystkie moĪliwe dáugoĞci kodów, kodowanie przyrostowe uĪywa zwykle kilku (3–4) róĪnych dáugoĞci sáów. Przedstawiony przykáad (tab. 8.3) zaprojektowany jest dla sygnaáu EKG o rozdzielczoĞci 2 bitów i zakresie pomiarowym 0 mV, co wyznacza wartoĞü najmniej znaczącego bitu (LSB) równą 2,44 µV. Tabela 8.3



Kodowanie przyrostowe elektrokardiogramu w sáowie o zmiennej dáugoĞci wartoĞü kodu (hex)

zakres dynamiki

Ğredni czas trwania [% RR]

0–4

0–E

0–34 µV

42,2

5

F




wartoĞü kodu (dec)

0–254

00–FE

255

FF

0–4095

0–FFF

4096

000

0–620 µV

0–9997 µV

45,5

komentarz szumy i zjawiska na izolinii znacznik bloku próbek 8-bitowych zaáamki P oraz T znacznik bloku próbek 2-bitowych

2,3

zespoáy QRS znacznik koĔca bloku

W porównaniu do standardowego zapisu 6 bitowego uzyskaü moĪna Ğredni wspóáczynnik kompresji równy

k=

00 ⋅6 = 2,35 . 42,2 ⋅ 4 + 45,5 ⋅ 8 + 2,3 ⋅2

Dalsze nadzieje na efektywną kompresjĊ sygnaáów biologicznych są obecnie wiązane ze stosowaniem transformacji czasowo-czĊstotliwoĞciowych. UsuniĊcie (przyrównanie do zera) niektórych wspóáczynników powierzchni czasowo-czĊstotliwoĞcio227

wej jest w tym przypadku zaleĪne od lokalnych wáasnoĞci sygnaáu. Te z kolei mogą byü aktualizowane na bieĪąco przez automatyczną detekcjĊ struktur sygnaáu o znanych wáasnoĞciach. Przykáadami takich struktur mogą byü: – iglice w zapisie EEG, – wyáadowania związane ze skurczem jednostki ruchowej miĊĞnia, – zaáamki elektrokardiogramu.







Trudne jest wskazanie jednoznacznie lepszego algorytmu kompresji – jakoĞü kompresji zaleĪy bowiem od wáasnoĞci sygnaáu. Sygnaáy losowe, szumy, prowadzą zwykle do uzyskania niĪszych wskaĨników kompresji. W pewnych sytuacjach skrajnych najkorzystniejszym rozwiązaniem moĪe okazaü siĊ pozostawienie sygnaáu w postaci oryginalnej. KaĪdy, nawet najdoskonalszy algorytm kompresji moĪe przynieĞü niezadowalające wyniki w przypadku odpowiednio dobranego sygnaáu testowego. W konsekwencji, najbardziej uzasadnione jest uĪycie algorytmów dedykowanych, wykorzystujących szczególne cechy przetwarzanych sygnaáów elektrodiagnostycznych. Nie dziwi wiĊc fakt, Īe wáaĞnie takie procedury są obecnie rozwijane w oĞrodkach naukowo-badawczych na caáym Ğwiecie i mimo sceptycyzmu Ğrodowisk medycznych cieszą siĊ zainteresowaniem badaczy. Znacząca wiĊkszoĞü takich algorytmów jest dedykowana elektrokardiografii, co jest związane z rozpowszechnieniem zapisów dáugoczasowych w tej dziedzinie. Tematowi temu jest poĞwiĊcona odrĊbna monografia.




8.4. Standaryzacja i metody weryfikacji algorytmów przetwarzania sygnaáów biologicznych na przykáadzie EKG Produkcja i testowanie jakoĞci wyrobów komercyjnych wymaga istnienia ogólnodostĊpnych globalnych wzorców i metod porównawczych. W odniesieniu do programów automatycznej analizy sygnaáów elektrodiagnostycznych wzorcem odniesienia (ang. gold standard) jest baza danych zawierająca odpowiednio wyselekcjonowane sygnaáy oraz ich opis medyczny. Szczególną zaletą referencyjnych baz danych jest wáaĞnie opis zrealizowany w sposób zapewniający maksymalną wiernoĞü w stosunku do nieznanych wartoĞci prawdziwych. PrzewaĪnie jest on formuáowany na drodze wielokrotnego testu Ğlepego, w czasie którego specjaliĞci róĪnych oĞrodków dokonują wielokrotnej oceny kaĪdego sygnaáu. KaĪda z technik elektrodiagnostycznych dysponuje zestawami zapisów wzorcowych sáuĪących celom referencyjnym i diagnostycznym przy wzrokowej interpretacji sygnaáu przez czáowieka. Pomimo to, tylko elektrokardiografia i elektroencefalografia doczekaáy siĊ elektronicznej edycji takich wzorców, przy czym Īaden ze wzorców zapisów EEG nie ma jak dotychczas Ğwiatowego zasiĊgu. Jest to prawdopodobnie po228

chodną upowszechnienia zastosowaĔ metod komputerowego wspomagania analizy sygnaáu. W sytuacji, kiedy znaczna wiĊkszoĞü zapisów jest w praktyce interpretowana wzrokowo, brak motywacji ekonomicznej do tworzenia elektronicznej bazy sygnaáów wzorcowych. SpoĞród baz danych zawierających testowe sygnaáy elektrokardiograficzne Ğwiatowy zasiĊg uzyskaáy bazy: – MIT-BIH Arrhythmia Database utworzona w wyniku wspóápracy Massachusetts Institute of Technology z Beth Israel Hospital w Bostonie (pierwsza wersja ok. roku 980); – CSE zrealizowana przez europejską grupĊ roboczą Common Standard for Quantitative Electrocardiography (ukoĔczona w roku 988).



Bazy te zawierają odmienne rodzaje zapisów i danych diagnostycznych, byáy tworzone z przeznaczeniem do testowania innych elementów áaĔcucha zautomatyzowanej diagnostyki elektrokardiograficznej.



8.4.. Standardowa arytmiczna baza danych EKG (MIT-BIH)



Baza MIT-BIH (zwana teĪ arytmiczną bazą EKG) jest przeznaczona do testowania typowych algorytmów analizy zapisów holterowskich. Zawiera osiem katalogów specjalizowanych grupujących sygnaáy typowe dla zaburzeĔ wykrywanych metodą Holtera:




AFIB – katalog zawierający opis 25 zapisów 0-godzinnych zawierających w sumie ok. 300 przypadków migotania i trzepotania przedsionków, katalog zawiera tylko jeden rzeczywisty sygnaá i jest przeznaczony do testowania detektorów migotania opartych na zaleĪnoĞciach czasowych; CDB – katalog zawierający 68 zapisów o czasie trwania 20,5 s zawierających szeroki zakres arytmii, zaburzeĔ przewodnictwa i szumów próbkowanych z czĊstotliwoĞcią 250 Hz; sygnaáy zostaáy wybrane spoĞród zapisów stwarzających szczególne problemy podczas kompresji, dlatego katalog ten jest przeznaczony do testowania algorytmów kompresji; LTDB – katalog zapisów dáugoczasowych záoĪony z siedmiu plików o czasach trwania od 4 do 24 godzin; pliki te zawierają znaczną iloĞü typowych zaburzeĔ przewodnictwa, a takĪe charakteryzują siĊ zmienną w czasie jakoĞcią sygnaáu, co zwykle przysparza káopotu automatycznym programom analizującym; MITDB – podstawowy katalog zawierający 48 opisanych zapisów póágodzinnych podzielonych na dwie grupy: 23 typowe, wylosowane spoĞród ponad 4000 zapisów 24-godzinnych (seria 00), oraz 25 zapisów reprezentujących rzadkie, lecz z klinicznego punktu widzenia bardzo istotne zaburzenia (seria 200); 229



NSTDB – katalog zawierający 5 póágodzinnych zapisów, spoĞród których trzy są wzorcami szumów i zakáóceĔ spowodowanych aktywnoĞcią miĊĞni, zmiennym kontaktem elektrod i wahaniem izolinii, a pozostaáe 2 – sztucznie zaszumionymi sygnaáami z katalogu podstawowego o okreĞlonym stosunku sygnaáu do szumu; STDB – katalog, w którego skáad wchodzi 28 zapisów o dáugoĞci 3–67 minut otrzymanych podczas testów wysiákowych, wykazują one znaczące zmiany w obrĊbie odcinka ST; SVDB – katalog zawierający 3 póágodzinnych zapisów reprezentatywnych dla arytmii nadkomorowych, zespoáów przedwczesnych przeznaczony do testowania procesorów arytmii; VFDB – katalog záoĪony z 22 zapisów o czasie trwania 35 minut kaĪdy, sygnaá jest opisany tylko z uwzglĊdnieniem arytmii komorowych: tachykardii, migotania i trzepotania komór.





Komplet danych w katalogu podstawowym MITDB skáada siĊ z trzech plików zawierających odmienne rodzaje danych: ) pliku nagáówkowego, 2) pliku z sygnaáem, 3) pliku z informacjami diagnostycznymi (rys. 8.7).




Plik nagáówkowy *.hea zawiera informacje o: – pacjencie, – dáugoĞci pliku sygnaáu, – iloĞci kanaáów, – odprowadzeniach, – czĊstotliwoĞci próbkowania,

zapisane w formacie tekstowym ASCII (American Standard Code for Information Interchange). Plik z sygnaáem *.dat zawiera wyáącznie sygnaá w postaci binarnej. Zwykle zapisane są dwa kanaáy, w niektórych katalogach specjalizowanych pliki zawierają jeden lub trzy kanaáy – jest to zaznaczone w pliku nagáówkowym. CzĊstotliwoĞü próbkowania wynosi 360 Hz z wyjątkiem siedmiu plików 24-godzinnych w katalogu LTDB, których czĊstotliwoĞü próbkowania wynosi 20 Hz. Kanaáy są zapisane naprzemiennie w formacie 6-bitowym, mimo Īe faktyczna rozdzielczoĞü wynosi 2 bitów. Plik z informacjami diagnostycznymi *.atr w formacie binarnym zawiera informacje na temat poáoĪenia i morfologii kolejnych zespoáów QRS. KaĪde z 6-bitowych sáów opisuje jeden zespóá QRS w ten sposób, Īe 0 bitów wyraĪa odlegáoĞü od poprzedniego zespoáu (w iloĞci próbek) áatwą do przeliczenia wzglĊdem początku pliku, a kolejnych 6 bitów okreĞla typ morfologiczny zespoáu przez podanie numeru na liĞcie typów (0–4). 230

a)




c)







b)

Rys. 8.7. Zestaw informacji zawartych w bazie MIT-BIH: a) plik nagáówkowy; b) plik z sygnaáem; c) plik z informacjami diagnostycznymi

23

8.4.2. Standardowa wieloodprowadzeniowa baza danych EKG (CSE) Odmienną strukturĊ posiada baza CSE. Zawiera ona sygnaáy o czasie trwania 0 s w dwóch wersjach: ) 2-odprowadzeniowej – wszystkie kanaáy zarejestrowane są symultanicznie, 2) wieloodprowadzeniowej (ang. multilead) – 2 odprowadzeĔ jest uzupeánionych dokonanym wspóábieĪnie zapisem z odprowadzeĔ pseudoortogonalnych Franka X, Y, Z.



NiezaleĪnie od wersji, baza CSE zawiera dwa zestawy po 25 sygnaáów uzupeánionych opisem diagnostycznym (początki i koĔce zaáamków) oraz 200 sygnaáów nieopisanych. Zestawy sygnaáów opisanych są podstawową czĊĞcią bazy i zawierają odpowiadające sobie dwa sygnaáy: ) oryginalny,



2) sztuczny.






Zestaw sygnaáów oryginalnych zawiera surowe zapisy, w których wyodrĊbniono typową ewolucjĊ serca P-QRS-T. Zestaw sygnaáów sztucznych zawiera zapisy powstaáe przez powielenie tej typowej ewolucji aĪ do wypeánienia odcinka 0 s. DziĊki temu, Īe wszystkie ewolucje sygnaáu sztucznego są identyczne, pomiar punktów początkowych i koĔcowych zaáamków nie zaleĪy od wyboru którejkolwiek ewolucji jako reprezentatywnej. WáaĞnie pomiar punktów początkowych i koĔcowych zaáamków elektrokardiogramu jest tym zadaniem w áaĔcuchu automatycznego przetwarzania elektrokardiogramów, do testowania którego przeznaczona jest baza danych CSE. Baza jest zorganizowana w trzech katalogach zawierających: ) sygnaáy nieopisane (200 zapisów), 2) sygnaáy oryginalne opisane (25 zapisów), 3) sygnaáy sztuczne (25 zapisów). Niektóre wersje bazy oferują dodatkowo katalog zawierający 60 sygnaáów szumowych. Katalogi zawierają sygnaáy zapisane w plikach binarnych i jeden wspólny plik z danymi diagnostycznymi (rys. 8.8). Plik sygnaáowy zapisany jest w formacie 6-bitowym w sekwencji: , 2, 3, , 2, 3, ..., , 2, 3, 4, 5, 6, 4, 5, 6, ..., 4, 5, 6, 7, 8, 9, 7, 8, 9 itd. CzĊstotliwoĞü próbkowania wszystkich sygnaáów wynosi 500 Hz. Plik zawierający dane diagnostyczne „result.dat” skáada siĊ ze 70-bajtowych porcji opisujących kaĪdy sygnaá. 232




b)







a)

Rys. 8.8. Zestaw informacji zawartych w bazie CSE: a) sygnaá EKG z pliku „Mo_0025”; b) parametry diagnostyczne z pliku mresults dla zapisu „Ma_0000”

233

Opis pojedynczego sygnaáu skáada siĊ z: – danych jego pozycji w sygnale oryginalnym; – wartoĞci Ğrednich punktów charakterystycznych P-onset, P-end, QRS-onset, QRS-end i T-end; – wartoĞci rzeczywistych punktów charakterystycznych wyznaczonych z uĪyciem programów automatycznej analizy biorących udziaá w projekcie CSE, wartoĞci te są kolumnami posortowane rosnąco, tak wiĊc wartoĞci P-onset, P-end, QRS-onset, QRS-end i T-end znajdujące siĊ w tym samym wierszu nie zostaáy wyznaczone przez ten sam program; – wartoĞci rzeczywistych punktów charakterystycznych wyznaczonych przez niezaleĪnych kardiologów, wartoĞci te są równieĪ kolumnami posortowane rosnąco.










Ciekawą inicjatywą CSE jest umoĪliwienie porównania wyników otrzymanych z uĪyciem testowanego programu nie tylko z wynikami oceny kardiologów, ale takĪe z wynikami 20 programów czoáowych Ğwiatowych producentów (lista programów jest doáączona do drukowanej wersji katalogu otrzymywanego wraz z bazą). 2 z tych programów jest przeznaczonych do analizy elektrokardiogramów 2-odprowadzeniowych, a pozostaáych osiem – do analizy wektokardiogramów. DziĊki przedstawieniu tych rezultatów w formie posortowanej nie jest moĪliwe wartoĞciowanie programów biorących udziaá w testach, lecz zachowana jest moĪliwoĞü okreĞlenia wszystkich parametrów statystycznych (wartoĞü Ğrednia, mediana, odchylenie standardowe) zbioru rezultatów. Co najistotniejsze, na podstawie zbioru odlegáoĞci od wartoĞci Ğredniej moĪliwe jest okreĞlenie lokaty zajmowanej przez testowany program wĞród 20 wzorcowych programów. Dokonaü tego moĪna przez sortowanie wartoĞci bezwzglĊdnych róĪnic rezultatów poszczególnych programów (w tym testowanego programu) od wartoĞci Ğredniej. Testowany program (np. nowa wersja napisanego przez Czytelnika programu) zajmie w tym rankingu okreĞloną lokatĊ w zaleĪnoĞci od tego ile jest programów, których rezultat okazaá siĊ bliĪszy Ğredniej. ĝrednia wartoĞü lokaty dla kaĪdego ze 25 sygnaáów jest miarą jakoĞci otrzymywanych parametrów diagnostycznych. Pewna modyfikacja konieczna jest tylko przy okreĞlaniu punktów granicznych zaáamka P i polega na odrzuceniu wszystkich ewolucji pochodzenia pozazatokowego. Za pomocą bazy CSE moĪliwe jest takĪe stwierdzenie, czy odlegáoĞü rezultatu otrzymanego z uĪyciem testowanego programu od Ğredniej mieĞci siĊ w ustalonych przez komitet CSE granicach. W przypadku speánienia wymagaĔ producent programu moĪe wystąpiü do komitetu CSE o nadanie certyfikatu bĊdącego rodzajem gwarancji poprawnoĞci parametrów diagnostycznych (w zakresie wyznaczania granic zaáamków), co istotnie podnosi wartoĞü komercyjną produktu. Komitet CSE przewiduje certyfikacjĊ zgáoszonych programów wyznaczających początki i koĔce zaáamków. TrudnoĞü metodologiczna polega w tym przypadku na tym, Īe zbiór testowy nie powinien byü wczeĞniej znany producentowi oprogramowania 234

analizującego, natomiast program analizujący (bĊdący intelektualną i rynkową wáasnoĞcią producenta) nie powinien byü udostĊpniany komitetowi weryfikującemu. Rozwiązanie polega na istnieniu zbioru plików (25) o wáasnoĞciach statystycznych zbliĪonych do wáasnoĞci zbioru sygnaáów sztucznych. Pliki te są udostĊpniane zainteresowanemu producentowi na Īądanie, natomiast rezultaty pozostają niejawne. Producent dokonuje testów oprogramowania, a nastĊpnie rezultaty otrzymane dla kaĪdego z plików przesyáa do siedziby Komitetu, gdzie są one porównywane z niejawną czĊĞcią bazy. Komitet udziela odpowiedzi w postaci binarnej, przy czym odpowiedĨ pozytywna jest równoznaczna z nadaniem certyfikatu CSE.

8.4.3. Metody testowania poprawnoĞci algorytmów automatycznego przetwarzania elektrokardiogramów





Testowanie poprawnoĞci algorytmów automatycznego przetwarzania elektrokardiogramów ma na celu zapewnienie maksymalnej wiarygodnoĞci rezultatów dostarczanych przez oprogramowanie. Aby doceniü wyjątkową istotnoĞü tego problemu wystarczy wziąü pod uwagĊ nastĊpujące okolicznoĞci:






– inĪynier informatyk nie jest w stanie przewidzieü wszystkich okolicznoĞci zachowania programu ani przetestowaü go z uĪyciem wszystkich sygnaáów, jakie kiedykolwiek bĊdą poddane analizie z jego uĪyciem; – dziaáanie programu jest weryfikowane przez lekarza, od którego nie jest wymagana znajomoĞü szczegóáów technicznych analizy prowadzonej automatycznie, wprost przeciwnie, oprogramowanie moĪe stanowiü rzeczywiste wsparcie diagnostyki tylko wtedy, jeĪeli uĪytkownik bĊdzie mógá poĞwiĊciü wiĊcej uwagi medycznym aspektom obserwowanych zjawisk; – odpowiedzialnoĞü za prawidáowo postawioną diagnozĊ leĪy caákowicie po stronie lekarza, a konsekwencją báĊdnej diagnozy moĪe byü Ğmierü pacjenta. Przedmiotem testowania algorytmów diagnostyki elektrokardiograficznej jest zwykle: – poprawnoĞü detekcji zespoáów QRS, – poprawnoĞü klasyfikacji i dyskryminacji zespoáów pochodzenia komorowego, – dokáadnoĞü wyznaczenia punktów początkowych i koĔcowych zaáamków. PoprawnoĞü detekcji zespoáów QRS o róĪnej morfologii i o róĪnym odstĊpie od szumów moĪe byü przetestowana z uĪyciem plików katalogu podstawowego bazy MIT-BIH. Mogą wystąpiü nastĊpujące przypadki: – wykrycie istniejącego zespoáu QRS, – niewykrycie istniejącego zespoáu QRS (detekcja faászywie negatywna – fn), – wykrycie nie istniejącego zespoáu QRS (detekcja faászywie pozytywna – fp). 235

W oparciu o testy wielu plików i porównanie rezultatów z opisami bazy danych definiowane są nastĊpujące parametry detektora: – czuáoĞü (ang. sensitivity) jako stosunek iloĞci wykrytych zespoáów QRS do iloĞci zespoáów obecnych w zapisie; – specyficznoĞü (ang. specificity) jako stosunek iloĞci zespoáów QRS obecnych w zapisie pomniejszonej o iloĞü zespoáów wykrytych nadmiarowo do iloĞci zespoáów obecnych w zapisie; – odsetek poprawnoĞci detekcji (ang. reliability) jako stosunek iloĞci zespoáów QRS obecnych w zapisie pomniejszonej o sumĊ iloĞü zespoáów wykrytych nadmiarowo (fp) i zespoáów nie wykrytych (fn) do iloĞci zespoáów obecnych w zapisie.










PoĪądany odsetek poprawnoĞci detekcji dla sygnaáów dobrej jakoĞci wynosi 99,7%, natomiast dla sygnaáów zaszumionych nie powinien byü mniejszy niĪ 92%. Dobór parametrów detektora wymaga uwagi w celu zapewnienia maksymalnych wartoĞci czuáoĞci i specyficznoĞci. PoniewaĪ wymagania maksymalnej czuáoĞci i specyficznoĞci są w pewnym sensie przeciwstawne, interesujące jest rozwaĪenie konsekwencji detekcji faászywie pozytywnych i faászywie negatywnych. Konsekwencją detekcji faászywie pozytywnej jest zwykle utworzenie dodatkowej klasy (wzorca) reprezentującej odcinek sygnaáu nie zawierający zespoáu QRS. Pociąga to za sobą dodatkowe nakáady obliczeniowe związane z zarządzaniem takimi klasami oraz ewentualnie – automatycznym ich usuniĊciem. Konsekwencją detekcji faászywie negatywnej jest natomiast pominiĊcie zespoáu QRS istotnie odmiennego w formie, co moĪe byü przyczyną utraty cennej diagnostycznie informacji. Zazwyczaj dopuszcza siĊ wiĊc znacznie wiĊkszą iloĞü detekcji faászywie pozytywnych niĪ faászywie negatywnych (tab. 8.4). Tabela 8.4

Tabela rezultatów testowania detektora zespoáów QRS (przykáad)

istnieje

nie istnieje

istnienie zespoáu QRS

pozytywna

07 493

34

negatywna

27

detekcja zespoáu QRS

OkreĞlenie dokáadnoĞci wyznaczania punktów początkowych i koĔcowych zaáamków jest podstawowym kryterium oceny oprogramowania przeznaczonego do automatycznej diagnostyki EKG (rys. 8.9). IstotnoĞü dokáadnego wyznaczenia zaáamków jest uzasadniona tym, Īe podstawowe parametry diagnostyczne elektrokardiogramu (dáugoĞci odcinków i odstĊpów) są parametrami czasowymi opartymi na wyznaczeniu początków i koĔców zaáamków. 236

40

SD (ms) 2

40

a

b

d c 0 –30

0

0

30

0 –30

0

30

8 b 6



a



4

2 95%

55

90%



00% 0

50

45

40

35

85% 30

N




Rys. 8.9. Ocena dokáadnoĞci wyznaczania zaáamków na przykáadzie początku zespoáu QRS z uĪyciem wykresów typu scatter plots. Obok: histogramy odchyáek uzyskanych z uĪyciem programu a i b. Program a jest lepszy od programu b w sensie dokáadnoĞci wyznaczania początku zespoáu QRS

237

238










Wykaz wybranych skrótów

AR – ang. autoregressive (wykorzystująca metody autoregresyjne)



ARMA – ang. autoregressive moving average (metody autoregresyjne i uĞrednianie w ruchomym oknie) ASCII – ang. American Standard Code for Information Interchange



ATP – kwas adenozynotrójfosforowy

AV – áac. Atrioventricular (przedsionkowo-komorowy)



AZTEC – ang. Amplitude Zone Time Epoch Coding

BAEP – ang. braistem auditory evoked potentials (sáuchowe potencjaáy wywoáane)




CAVIAR – ang. computer analysis of vectocardiograms with autoreference to the patient (komputerowa analiza wektokardiogramów z odniesieniem zwrotnym do pacjenta) CCD – ang. charge coupled device (Ğwiatáoczuáa matryca áadunkowa) CDSS – ang. Clinical Decision Support System CEN-Elec – Comité Européen de Normalisation (komitet normalizacyjny Unii Europejskiej) CMRR – ang. Common Mode Rejection Ratio (wspóáczynnik táumienia sygnaáu wspóábieĪnego) CORTES – ang. Coordinate Reduction Time Encoding System CP – ang. canal parensis (parametr okreĞlający symetriĊ pobudzenia báĊdników) CSE – ang. Common Standard for Quantitative Electrocardiography CT – ang. computerized tomography (tomografia komputerowa) DC – ang. direct current (prąd staáy) 239

DP – ang. directional preponderance (parametr okreĞlający przewagĊ kierunkową oczopląsu) EEG – elektroencefalogram EGG – elektrogastrogram EHG – elektrohisterografia EHG – elektrohisterogram EKG – elektrokardiogram EMG – elektromiogram ENG – elektronystagmogram EOG – elektrookulografia



ERG – elektroretinogram fdp – filtr dolnoprzepustowy

fgp – filtr górnoprzepustowy



FET – ang. Field Effect Transistor (tranzystor sterowany polem elektrycznym; tranzystor polowy)



FIR – ang. finite impulse response (filtr o skoĔczonej odpowiedzi impulsowej) FKG – fonokardiografia

FM – ang. frequency modulation (modulacjĊ czĊstotliwoĞciową)




fn – ang. false negative (detekcja faászywie negatywna) fp – ang. false positive (detekcja faászywie pozytywna)

FTC – ang. failure to capture (báąd przechwytywania kardiostymulatora) FTP – ang. failure to pace (báąd stymulacji) FTS – ang. failure to sense (báąd detekcji kardiostymulatora) HF – ang. high frequency (zakres czĊstotliwoĞci wysokich) HIS – ang. Hospital Information System HR – ang. heart rate (czĊstoĞü akcji serca) HR-ECG – ang. high resolution electrocardiography (elektrokardiografia wysokiej rozdzielczoĞci) HRV – ang. heart rate variability (zmiennoĞü rytmu serca) IEC – ang. International Electical Commitee IIR – ang. infinite impulse response (filtr o nieskoĔczonej odpowiedzi impulsowej) 240

INESCA – port. Insituto Nationale De Engenharia De Sistemas E Computadores Aveiro IR – ang. infra red (zakres podczerwieni) ITSEC – ang. Information Technology Security Evaluation Criteria (kryteria zabezpieczeĔ systemów informacyjnych) KTG – kardiotokografia LED – ang. Light Emitting Diode (dioda elektroluminescencyjna) LF – ang. low frequency (zakres czĊstotliwoĞci niskich) LMS – ang. least mean squared (metody najmniejszych kwadratów) LP – ang. late potentials (póĨne potencjaáy komorowe, mikropotencjaáy)



LSB – ang. least significant bit (najmniej znaczący bit) MET – ang. metabolic equivalent (jednostka pracy wykonanej przez czáowieka)



MIT-BIH – ang. Massachusetts Institute of Technology & Beth Israel Hospital w Bostonie MSB – ang. most significant bit (najbardziej znaczący bit)



NMR – ang. nuclear magnetic resonance (tomografia z wykorzystaniem magnetycznego rezonansu jądrowego) OEDIPE – ang. Open European Data Interchange & Processing for Electrocardiography




PAL – ang. phase alternate loop standard (telewizyjny z pĊtlą przemiennoĞci fazy) PIN – ang. personal identification number (osobisty numer identyfikacyjny) PRD – ang. percent root-mean-square difference (wspóáczynnik odchylenia Ğredniokwadratowego) PS – pattern stimulation (stymulacja zmiennym wzorcem) PSG – polisomnografia PSVT – ang. persistent supraventricular tachycardia (napadowy czĊstoskurcz nadkomorowy) PTK – Polskie Towarzystwo Kardiologiczne QRSd – ang. QRS duration (czas trwania zespoáu QRS) REM – ang. rapid eye movements (fazy snu aktywnego) RMS40 – ang. root-mean-square (pierwiastek sumy kwadratów sygnaáu na odcinku 40 ms) 24

SA – áac. Sinoatrialis (zatokowo-przedsionkowy) SAPA – ang. scan-along polygonal approximation SC – ang. switching capacity (filtr zrealizowany metodą przeáączanej pojemnoĞci) SCP-ECG – ang. serial communication protocol ECG (protokóá komunikacji szeregowej dla EKG) SCSI – ang. Small Computer Serial Interface SIGIF – ang. Signal Interchange Format SNR – ang. signal-to-noise ratio (stosunek sygnaáu do szumu) SV – áac. supraventricular (nadkomorowy)



SYA – ang. something you are (zabezpieczenie oparte na cechach biologicznych) SYH – ang. something you have (zabezpieczenie oparte na kluczu)



SYK – ang. something you know (zabezpieczenie oparte na poufnej wiedzy)



TCSEC – ang. Trusted Computer System Evaluation Criteria (kryteria zabezpieczeĔ danych elektronicznych) ULF – ang. ultra low frequency (zakres czĊstotliwoĞci ekstremalnie niskich) V – áac. Ventricular

SV – ang. Supravetricularis




VEP – ang. visual evoked potentials (wzrokowe potencjaáy wywoáane) VLF – ang. very low frequency (zakres czĊstotliwoĞci bardzo niskich) VOG – wideookulografia

VTM – wideotorsjometria

VVI – ang. ventricular-paced ventricular-sensed inhibited (oznaczenie kardiostymulatora komorowego blokowanego rytmem komór) WKG – wektokardiografia

242

Literatura

[] Aminoff M. (ed.): Electrodiagnosis in Clinical Neurology. New York, Churchill Livingstone 986



[2] Ayad B.: Optimisation du pretraitement des electrocardiogrammes – algorithmes et methodes (these). INSA-Lyon 987 [3] Bogdanowicz S.: Najáatwiejsza elektrokardiografia – wprowadzenie do elektrokardiografii klinicznej. Kraków, Oficyna Wydawnicza Impuls 993



[4] Bronzino I.D. (ed.): The Biomedical Engineering Handbook. Davis University of California CRC Press 2000



[5] Dąbrowska B., Dąbrowski A.: PodrĊcznik elektrokardiografii. Warszawa, PaĔstwowy Zakáad Wydawnictw Lekarskich 993 [6] Dąbrowski A., Dąbrowska B., Piotrowicz R.: Elektrokardiografia holterowska. Warszawa, Oxford-Polska, Wydawnictwo Medyczne 994 [7] Fayn J.: L’analyse sequentielle des electrocardiogrammes – une approche par comparaison optimale d’images filaires spatio-temporelles (these). INSA-Lyon 990




[8] Frankiewicz Z., àĊski J., Pawáowski A.: Wybrane zagadnienia cyfrowego przetwarzania sygnaáów biomedycznych – laboratorium. Skrypty uczelniane Politechniki ĝląskiej, nr 705, Gliwice, 993 [9] Horoba K., Graczyk S. JeĪewski J., Wróbel J.: Komputerowy system do monitorowania elektrycznej aktywnoĞci miĊĞnia macicy. Mat. Konf. „Techniki Informatyczne w Medycynie”, UstroĔ 8–20..999 [0] Konarska L. (red.): Molekularne mechanizmy przekazywania sygnaáów w komórce. Warszawa, PWN 995 [] Meyer-Waarden K.: Einfuerung in die biologische und medizinische Messtechnik. Stuttgart, F.K. Schattauer Verlag GmbH 975 [2] Morlet D.: Contribution a l’analyse automatique des electrocardiogrammes – algorithmes de localisation, classification et delimitation precise des ondes dans le systeme de Lyon (these). INSA-Lyon 986 [3] Moss A. J., Stern S.: Noninvasive Electrocardiology – Clinical Aspects of Holter Monitoring. Cambridge University Press, W. B. Saunders Co. Ltd. 996 [4] Nadachowski M., Kulka Z.: Analogowe ukáady scalone. Warszawa, WKà 985 [5] Normann R. A.: Principles of Bioinstrumentation. New York, University of Utah, John Wiley & Sons Inc. 988

243

[6] Randall R. B., Tech B. A.: Frequency analysis. Bruel & Kjaer 987 [7] Rubel P.: OEDIPE – Experimental European Network of Distributed Cooperative ECG Databases. Commission of the European Communities AIM Project 2026, 994 [8] Stopczyk M. (red.): Elektrodiagnostyka medyczna – podrĊcznik dla wydziaáów elektroradiologii medycznych studiów zawodowych. Warszawa, PZWL 984 [9] Tadeusiewicz R.: Podstawy elektroniki medycznej. Kraków, Wyd. AGH 978 [20] Teiwes W.: Video-okulografie – Registrierung von Augenbewegungen in drei Freiheittsgraden zur Erforscherung und Medizinischen Diagnostik des Gleichgewichtssystems. Dissertation TU Berlin, 99 [2] Tkacz E.: Nowe moĪliwoĞci diagnostyczne analizy zmiennoĞci rytmu serca (HRV). Prace IBIB-PAN nr 45, Warszawa, 996 [22] Tomasik T., Windak A., Skalska A.: Elektrokardiografia dla lekarza praktyka. Kraków, Uniwersyteckie Wydawnictwo Medyczne Vesalius 994



[23] Tompkins W. J. (ed.): Biomedical Digital Signal Processing – C-languages Examples nad Laboratory Experiments for the IBM PC. New Jersey, University of Wisconsin-Madison, Prentice Hall 993



[24] Willems J. L.: Common Standard for Quantitative Electrocardiography – 0th and final report. Commission of the European Communities – Medical and Public Health Research, Leuven, 990






[25] Willems J. L.: Common Standard for Quantitative Electrocardiography Multilead Atlas – Measurements results Data Set 3. Commission of the European Communities – Medical and Public Health Research, Leuven, 988

244