6. PŘEDNÁŠKA 29. března 2018

6. PŘEDNÁŠKA 29. března 218 EKG svodové systémy v klinické praxi v lékařském výzkumu ve veterinární medicíně analýza EKG ve frekvenční oblasti v časové oblasti oblasti použití analýzy EKG signálu základní obrazy EKG rušení signálu EKG (artefakty) požadavky na zpracování signálu EKG úvod ke cvičení filtrace síťového brumu filtrace driftu izoelektrické linie filtrace myopotenciálů

. EKG svodové systémy v klinické praxi standardní 12ti svodové EKG bipolární končetinové svody podle Einthovena unipolární končetinové svody podle Golbergera hrudní unipolární svody podle Wilsona jícnové svody unipolární bipolární monitorovací modifikované svody bipolární

Jícnová elektrokardiografie

Nahradní umístění elektrod co nejmenší vliv pohybu vyšetřovaného na kvalitu signálu pohybové artefakty, myopotenciály; co nejmenší vliv vodičů na mobilitu vyšetřovaného

Nahradní umístění elektrod končetinové definoval Einthoven (historický aspekt) končetinové dávají obecně větší biosignály končetinové svody jsou obecně více rušeny snadnost připojení Present state-of-the-art is often based on historical quirks rather than on a profound scientific basis. Encyclopedia. of Medical Devices and Instrumentation, Second Edition, edited by John G. Webster 26 John Wiley & Sons, Inc

Hrudní svody jsou považovány za nejspolehlivější dávají nejčistší signál Končetinové svody pro redukci rušení doporučeno dávat elektrody výše na rukou více citlivé na pohybové artefakty

Monitorovací modifikované bipolární svody

EKG svodové systémy v klinické praxi standardní 12ti svodové EKG bipolární končetinové svody podle Einthovena unipolární končetinové svody podle Golbergera hrudní unipolární svody podle Wilsona jícnové svody unipolární bipolární monitorovací svody bipolární. nitrosrdeční svody unipolární bipolární

Nitrosrdeční svody

EKG svodové systémy v lékařském výzkumu vektorkardiografie izopotenciálové mapy.

Vektorkardiografie - vyjadřují prostorové vlastnosti elektrického pole kolem srdce (hrudníku) pomocí tří ortogonálních signálů; - zobrazení pomocí tří rovinných smyček;

Vektorkardiografie Frankův systém McFee systém

Izopotenciálové mapy

Izopotenciálové mapování

EKG ve veterinární medicíně 6 končetinových svodů : snímají srdce ze stran a zezadu v horizontální rovině I,II,aVL se dívají na levý laterální povrch III, avf zezadu avr na pravou síň 6 hrudních svodů : snímají srdce v transverzální rovině C1 se dívá na pravou síň a komoru C4 na septum a levou komoru C5 na levou komoru C6 levou síň Poloha zvířete v sedě v náruči majitele na pravém boku (nikdy ne ve stoje - ARTEFAKTY!)

Analýza EKG ve frekvenční oblasti

Analýza EKG ve frekvenční oblasti.15.1.5 -.5 -.1 1 2 3 4 5 6 ---> time [s] 15 1 5 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1 ---> frequency [Hz] několik period signalu a odpovidajici rozmazane spektrum

Analýza EKG ve frekvenční oblasti.15.1.5 -.5 -.1 1 2 3 4 5 6 ---> time [s] 15.15.1.5 -.5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 ---> time [s] 2.5 2 1 5 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1 ---> frequency [Hz] 1.5 1.5 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1 ---> frequency [Hz] několik period signalu a odpovidajici rozmazane spektrum jedna perioda (jeden cyklus)

Analýza EKG ve frekvenční oblasti.15.1.5 -.5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 ---> time [s] Ve spektrech lze sledovat několik vrcholu 1 az 2 Hz 4 az 5 Hz kolem 8 Hz od 12 Hz vyse 2.5 2 1.5 1.5 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1 ---> frequency [Hz] Kterym castem spektra prislusi jednotlive grafoelementy z EKG signalu?

Analýza EKG ve frekvenční oblasti 1 fr=1hz.5 -.5 2 4 6 8 1 12 prubeh po pruchodu filtrem vyladěným na 1 Hz je ve fazi s jednotlivými cykly 1 Hz odpovídá tepove frekvenci, je tedy zakladni periodou signalu

Analýza EKG ve frekvenční oblasti 1 fr=2hz.5 -.5 2 4 6 8 1 12 Průchod rezonátorem s fr=2hz je ve fazi s usekem S-T

Analýza EKG ve frekvenční oblasti 1 fr=4hz.5 -.5-1 2 4 6 8 1 12 Prubeh pro fr=4hz je ve fazi s T vlnou

Analýza EKG ve frekvenční oblasti 1 fr=8hz.5 -.5-1 2 4 6 8 1 12 Prubeh pro fr=8hz se chyta P vlny (a uz i trochu QRS)

Analýza EKG ve frekvenční oblasti 1.5 fr=12hz -.5-1 2 4 6 8 1 12 Od 12 Hz vyse průběhy silne rezonuji s QRS komplexem

Analýza EKG ve frekvenční oblasti Zaver: spicky ve spektru jsou zpusobeny : 1 Hz tepovou frekvenci 2 Hz S-T usekem 4 az 5 Hz T vlnou kolem 8 Hz P vlnou od 12 Hz vyse QRS komplexem (úzkým impulsum odpovídají sirsi spektra a naopak).15.1.5 -.5 2.5 2 1.5 1.5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 ---> time [s] 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1 ---> frequency [Hz]

Analýza EKG ve frekvenční oblasti.3.2 vyjmuty QRS komplex.1 -.1 2 4 6 8 1 12 14 16 18 2 2.5 2 spektrum vyjmuteho QRS komplexu 1.5 1.5 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5 ---> frequence [Hz]

Analýza EKG ve frekvenční oblasti

Analýza EKG v časové oblasti Na EKG se hodnotí: srdeční frekvence pravidelnost srdeční akce směr elektrické osy srdeční velikost a délka vln P,Q, R, S, T velikost a délka úseků P-Q, Q-R-S, S-T, Q-T

Analýza EKG v časové oblasti Na EKG se hodnotí: srdeční frekvence pravidelnost srdeční akce směr elektrické osy srdeční velikost a délka vln P,Q, R, S, T velikost a délka úseků P-Q, Q-R-S, S-T, Q-T Fyziologické EKG ovlivňuje: věk konstituce poloha dýchání fyzická zátěž

Analýza EKG v časové oblasti

Oblasti použití analýzy signálu EKG krátkodobé klidové zátěžové monitorování (dlouhodobé) bed side zpracování v reálném čase, alarmy Holter záznam s redukcí dat, analýza ve zrychleném čase

Základní EKG obrazy Normální sinusový rytmus NORMAL SINUS RHYTHM Impuses originate at S-A node at normal rate All complexes normal, evenly spaced Rate 6-1/min

Sinusová bradykardie SINUS BRADYCARDIA Impuses originate at S-A node at slow rate All complexes normal, evenly spaced Rate < 6-1/min

Sinusová tachykardie SINUS TACHYCARDIA Impuses originate at S-A node at rapid rate All complexes normal, evenly spaced Rate > 1/min

Respirační arytmie SINUS TACHYCARDIA Impuses originate at S-A node at rapid rate All complexes normal, rhythm is irregular Longest R-R interval exceeds shirtest >.16 s

Flutter síní ATRIAL FLUTTER Impulses travel in circular course in atria Rapid flutter waves, ventricular response irregular

Fibrilace síní ATRIAL FIBRILLATION Impuses have chaotic, random pathways in atria Baseline irregular, ventricular response irregular

Komorová extrasystola (premature ventricular contraction, PVC) PREMATURE VENTRICULAR CONTRACTION A single impulse originates at right ventricle Time interval between normal R peaks is a multiple of R-R intervals

Komorová tachykardie VENTRICULAR TACHYCARDIA Impulse originate at ventricular pacemaker Wide ventricular complexes Rate> 12/min

Fibrilace komor VENTRICULAR FIBRILLATION Chaotic ventricular depolarization Rapid, wide, irregular ventricular complexes

A-V blokáda, 1. stupeň A-V BLOCK, FIRST DEGREE Atrio-ventricular conduction lengthened P-wave precedes each QRS-complex but PR-interval is >.2 s Prodloužení srdečního cyklu při 1.-stupňové blokádě AV uzlu

A-V blokáda, 2. stupeň A-V BLOCK, SECOND DEGREE Sudden dropped QRS-complex Intermittently skipped ventricular beat Blokáda AV uzlu 2. řádu, III. svod

A-V blokáda, 3. stupeň A-V BLOCK, THIRD DEGREE Impulses originate at AV node and proceed to ventricles Atrial and ventricular activities are not synchronous Úplná AV blokáda P-P interval normal and constant, QRS complexes normal, rate constant, 2-55 /min

Blokáda pravého Tawarova raménka RIGHT BUNDLE-BRANCH BLOCK QRS duration greater than.12 s Wide S wave in leads I, V 5 and V 6

Blokáda levého Tawarova raménka LEFT BUNDLE-BRANCH BLOCK QRS duration greater than.12 s Wide S wave in leads V 1 and V 2, wide R wave in V 5 and V 6

Síňová hypertrofie RIGHT ATRIAL HYPERTROPHY Tall, peaked P wave in leads I and II LEFT ATRIAL HYPERTROPHY Wide, notched P wave in lead II Diphasic P wave in V 1

Hypertrofie pravé komory RIGHT VENTRICULAR HYPERTROPHY Large R wave in leads V 1 and V 3 Large S wave in leads V 6 and V 6

Hypertrofie levé komory LEFT VENTRICULAR HYPERTROPHY Large S wave in leads V 1 and V 2 Large R wave in leads V 6 and V 6

Infarkt myokardu 1. Akutní stadium (po hodinách) 2. Následné stadium (po dnech až týdnech) 3. Pozdní stadium (po měsících až letech)

Rušení signálu EKG (artefakty) Artefakt jev, který nemá fyziologický původ ve vyšetřovaném orgánu technický (fyzikální) původ biologický původ

Rušení signálu EKG ÚZKOPÁSMOVÉ RUŠENÍ kolísání (drift) základní izoelektrické linie pomalé elektrochemické děje na rozhraní elektroda x pokožka, dýchání pacienta (do,8 Hz); pomalé pohyby pacienta (do 1,5 Hz) síťové rušení (5 Hz)

Rušení signálu EKG ŠIROKOPÁSMOVÉ RUŠENÍ myopotenciály kosterní svaly zátěžová EKG víceméně náhodný charakter, většinou nad 35 Hz (do 5 khz) rychlé (skokové) změny izoline špatný kontakt elektrody (kojenci, zvířata) zdola do 15 Hz; impulsní rušení

Rušení signálu EKG

Požadavky na zpracování signálu EKG ZÁSADA!!! ODSTRANIT VEŠKERÉ RUŠENÍ, ALE UŽITEČNÝ SIGNÁL MUSÍ ZŮSTAT NEOVLIVNĚNÝ

Požadavky na zpracování signálu EKG KRITÉRIA VĚRNOSTI (SIGNAL FIDELITY CRITERIA) Recommendation for Standardization and Specifications in Automated Electrocardiography: Bandwidth and Digital Processing. Circulation, roč.81, 199, č.2, s.73-739.

Požadavky na zpracování signálu EKG pro rutinní vizuální analýzu: Odchylka zaznamenaného výstupu od přesně lineární reprezentace vstupního signálu nesmí překročit 25 μv nebo 5%, je-li signál větší než,5 mv. pro morfologickou počítačovou analýzu jsou kritéria přísnější Obecně se za minimální vzorkovací frekvenci považuje 5 Hz (s rovnoměrným vzorkováním) a maximální kvantizační krok 1 μv. KRITÉRIA VĚRNOSTI

Požadavky na zpracování signálu EKG frekvenční oblast:,67 Hz až 15 Hz KRITÉRIA VĚRNOSTI,67 Hz 1 Hz 3 Hz 15 Hz

Potlačení síťového rušení ZÁSADA!!! FILTRACE AŽ KDYŽ NENÍ MOŽNÉ ŠUM ODSTRANIT NASTAVENÍM PODMÍNEK VYŠETŘENÍ kritéria věrnosti vůbec nepřipouštějí možnost lineární filtrace síťového brumu výrobci v dokumentaci pouze uvádějí, že přístroj filtraci síťového brumu umí, ale nespecifikuje se jak

Potlačení síťového rušení filtry s co nejužším zadržovaným pásmem; spolehlivost a účinnost filtrace nesmí narušit kolísání síťového kmitočtu synchronizace vzorkování se síťovým kmitočtem; neharmonický průběh brumového signálu vyšší harmonické;

Potlačení síťového rušení IIR FILTRY Butterworthovy filtry, Čebyševovy filtry, FIR FILTRY požadavek na velmi úzké zadržované frekvenční pásmo vede k použití filtrů s velkým počtem vzorků impulsových odezev (nad 1 vzorků při f vz = 5 Hz)

Potlačení síťového rušení Úzkopásmové filtry bikvády H ( z) 1 2R cos ˆ z 1 2r cos ˆ z 1 1 R r 2 2 z z 2 2 z z 2 2 2R cos ˆ z 2r cos ˆ z R r 2 2 Magnitude (db) Phase (degrees) 5-5 -1-15 -2 5 1 15 2 25 Frequency (Hz) 1 5-5 -1 5 1 15 2 25 Frequency (Hz) Imaginary Part 1.8.6.4.2 -.2 -.4 -.6 -.8-1 -1 -.5.5 1 Real Part

Potlačení síťového rušení Úzkopásmové filtry bikvády R = 1; r =.98; b = [1-2*R*cos(2*pi*f/fs) R*R]; a = [1-2*r*cos(2*pi*f/fs) r*r];.3.2.1 -.1 1 2 3 4 5 6 7.3.2.1 -.1 1 2 3 4 5 6 7 x 1-3 5-5 -1-15 1 2 3 4 5 6 7 Amplitude 1.8.6.4.2 -.2 -.4 5 1 15 2 25 3 35 4 n (samples) R = 1-B*pi/fs;

Potlačení síťového rušení Úzkopásmové filtry bikvády x 1-4 x 1-4 15 1 5 5 1 15 2 x 1-3 2 1.5 1.5 3 2 1-1 5 1 15 2 x 1-4 5 1 15 2 15 1 5 15 1 5 4 2 5 1 15 2 25 x 1-4 5 1 15 2 25 x 1-4 5 1 15 2 25

Potlačení síťového rušení Hřebenový FIR filtr pro potlačení y[ n] x[ n] g x[ n D] H ( z) 1 g z D z D z D g 5 Hrebenovy FIR filtr 6.radu 1 5 Hrebenovy FIR filtr 7.radu 1 ---> H(exp(j*w)) -5-1 -15 +g -g -2.5 1 ---> w Impulsní ch..8.6.4.2 1 2 3 4 ---> n (vzorky) ---> H(exp(j*w)) -5-1 -15 +g -g -2.5 1 ---> w Impulsní ch..8.6.4.2 1 2 3 4 ---> n (vzorky) 1 1.5.5 ---> Im 6 ---> Im 7 -.5 -.5-1 -1 -.5.5 1 ---> Re -1-1 -.5.5 1 ---> Re

Hřebenový FIR filtr pro potlačení b =.5* [1 1].4 Potlačení síťového rušení ecg % pro fs = 5 Hz.2 Magnitude (db) -2-4 -6.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample) -.2 1 2 3 4 5 6 7 8.6.4.2 hrebenovy filtr -.2 1 2 3 4 5 6 7 8 Phase (degrees) 1 5-5 -1.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample) b =.5*[1 1]; Magnitude (db) -1-2 -3-4 % pro fs = 2 Hz -5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample) 1 5 Phase (degrees) -5-1.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample)

Hřebenový FIR filtr pro potlačení b =.5* [1 1].4 Potlačení síťového rušení ecg % pro fs = 5 Hz.2 Magnitude (db) -2-4 -6.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample) -.2 1 2 3 4 5 6 7 8.6.4.2 hrebenovy filtr -.2 1 2 3 4 5 6 7 8 >> freqz(.5* [1 zeros(1,9) 1],1,1,1) >> freqz(.5* [1 zeros(1,4) 1],1,1,5) >> freqz(.5* [1 zeros(1,1) 1],1,1,2) Phase (degrees) 1 5-5 -1.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample) b =.5*[1 1]; Magnitude (db) Phase (degrees) -1-2 -3-4 -5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 1 5-5 % pro fs = 2 Hz Normalized Frequency ( rad/sample) -1.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample)

Potlačení síťového rušení % Adaptive Noice Canceling - ANC ADAPTIVNÍ FILTRY CO CHCEME? rychlou konvergenci; robustnost vůči šumu; malé výpočetní nároky; LMS FIR : W(n+1)=W(n)+2μ.e(n).x(n)

Potlačení síťového rušení ADAPTIVNÍ FILTRY

Potlačení izoelektrické linie Jednoduchá horní propust 2.řádu [b,a] = butter(2,.5/(fs/2),'high') ecg lfn 2 1-1 -2 1 2 3 4 5 6 7 8 9 Butterworth HP N=2, fm=.5 3 2 1 1 2 3 4 5 6 7 8 9

1 2 3 4 5 6 7 8 9 Potlačení izoelektrické linie ecg lfn Nelineární filtr 2 1-1 xd=decimate(ecg,round(fs/2),'fir'); -2 1 2 3 4 5 6 7 8 9 decimace 25x, 1b.median, interpolace 25x lbx=medfilt1(xd,1); lb=interp(lbx,round(fs/2)); z=ecg-lb(1:length(ecg)); -.5-1 -1.5-2 1 2 3 4 5 6 7 8 9 3 2 1

Potlačení izoelektrické linie filtry s FIR Hřebenové filtry společné odstranění driftu s brumem >> freqz(.5* [1 zeros(1,19) -1],1,1,1) >> freqz(.5* [1 zeros(1,9) -1],1,1,5) >> freqz(.5* [1 zeros(1,4) -1],1,1,25) >> freqz(.5* [1 zeros(1,3) -1],1,1,2) -1-1 Magnitude (db) -2-3 Magnitude (db) -2-3 -4-4.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 1 Normalized Frequency ( rad/sample) -5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 1 Normalized Frequency ( rad/sample) Phase (degrees) 5-5 -1.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample) Phase (degrees) 5-5 -1.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1 Normalized Frequency ( rad/sample)

Potlačení izoelektrické linie a) ---> x[n] b) ---> t[n] c) ---> y[n] 1.5 EKGorig [fs=5 Hz] -.5 5 1 15 2 25 3 35 4 1.5 EKGdec [M=5; fs=1 Hz] EKGint [L=5; fs=5 Hz] -.5 5 1 15 2 25 3 35 4 1 EKGorig - EKGint.5 -.5 5 1 15 2 25 3 35 4 ---> n

Potlačení izoelektrické linie fs=5 Hz, M = 5 2-2 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5 2-2 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5 2-2 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5

Potlačení izoelektrické linie fs=5 Hz, M = 5 1-1 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5 1-1 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5 1-1 5 1 15 2 25 3 35 4 45 5

Odstranění vyšších frekv. složek Dolnopropustný filtr ecg hfn 2 1-1 -2 1 2 3 4 5 6 7 8 Butterworth DP N=8, fm=4 2 1-1 -2 1 2 3 4 5 6 7 8

Odstranění vyšších frekv. složek Klouzavé průměry ecg hfn 2 1-1 -2 1 2 3 4 5 6 7 8 MA1 2 1-1 -2 1 2 3 4 5 6 7 8

Odstranění vyšších frekv. složek Filtrace myopotenciálů překrývání spekter rušení a užitečného signálu průměrování y(t kt) x(t kt) n(t kt) signál x(t) je časově invariantní; n(t) je aditivní a nekorelovaný s x(t); n(t) je stacionární; n(t) má normální rozložení s nulovým průměrem;

Odstranění vyšších frekv. složek Filtrace myopotenciálů průměrování

2-2 2 1-1 2.2.4.6.8 1 1.2 1.4 1.6 1.8 2 2.2 x 1 4 1 2 3 4 5 6 7 8 9-2 2 1-1 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1 2 3 4 5 6 7 8 9

Odstranění vyšších frekv. složek Filtrace myopotenciálů průměrování ~ y(t) ~ y(t) E 1 N N 1 k r(t) y(t kt) 1 N N 1 k n(t kt) 1 ~ y(t) E r(t) E n(t kt), t T N 1 N N 1 k N 1 k r(t kt) 1 N N 1 k n(t kt) protože E[n(t)]= je E[ ~ y(t)] r(t)

Filtrace IIR filtry off-line filtry s IIR nelineární fázová charakteristika kompenzace pomocí doplňkové filtrace v inverzním čase G(e jωt ) = H(e jωt ).H(e -jωt ) G(e jωt ) = H(e jωt ) 2 arg(g(e jωt ))

fs = 1; t = :1/fs:1; x = sin(2*pi*t*3)+.25*sin(2*pi*t*4); b = ones(1,1)/1; y = filtfilt(b,1,x); % Nekauzalni filtrace yy = filter(b,1,x); plot(t,x,t,y,'--',t,yy,':') Filtrace IIR filtry off-line 1.5 1 % Normalni filtrace.5 -.5-1 -1.5.1.2.3.4.5.6.7.8.9 1