Диссертация (Биотехническая система контроля венепункции на основе измерений электрического импеданса), страница 9

Однако данная модификация повлияла на показанияэлектрического импеданса. Амплитуда сигнала снизилась, что в свою очередьвлияетнаотносительноерегистрируемомумоментуизменениепрокола,электрическогопосколькуоднимимпедансаизккритериевидентификации первого прокола стенки венозного сосуда является амплитуда.В ходе экспериментальных исследований и анализа полученных данныхимпедансный сигнал был пересчитан с учетом установленного параллельноэлектродной системе резистора (3.1).68Z пр (t) = 125 ⋅Z исхZ исх − 125 ,(3.1)где Zисх – исходный электрический импеданс; Zпр – пересчитанныйэлектрический импедансИсходя из особенностей измерительной системы «РеоКардиоМонитор», вэлектродную систему был добавлен электрод для заземления.

Заземлениенеобходимо для минимизации действия синфазной помехи при регистрацииэлектрического импеданса.После разработки и адаптации электродной системы были проведенытестовые записи на лабораторном стенде, а далее на здоровых добровольцах.3.2. Тестирование электродной системы на лабораторном стендеДляпониманиямеханизмовформированияэлектроимпедансныхсигналов, с использованием разработанной электродной системы, былразработан лабораторный стенд. Его габаритные параметры составляют200х150х50 мм. Лабораторный стенд состоит из двух сред. Первая средапредставлена,какгомогеннаяструктура,судельнымэлектрическимсопротивлением близким к удельному сопротивлению мягкой ткани и равному5±0,2 Ом·м. Вторая среда представлена в виде цилиндрического включения(имитационноговенозногососуда)впервуюсреду,судельнымсопротивлением близким к удельному сопротивлению крови и равному 1±0,2Ом·м.Глубина, залегая венозного сосуда, была задана 5 мм и диаметром 5 мм.Среды стенда были подвержены желированию для достижения оптимальногорасположения электродной системы.Поверхностный электрод (ПЭ) был установлен над имитационнымсосудом, как показано на Рисунке 3.3.

Расстояние между аппликационнымэлектродом и игольчатым электродом составило 20 мм. Введение иглы в69лабораторный стенд осуществлялось перпендикулярно поверхности стенда.Длина игольчатого электрода 40 мм, диаметр 0,8 мм.Рисунок 3.3. Установка электродной системы на лабораторном стендеИгольчатый электрод вводился в лабораторный стенд с равномернойскоростью до первого прокола стенки венозного сосуда. После проколавведение иглы прекращалось. При этом проводилась запись электрическогоимпеданса.В ходе проведения экспериментальных исследований на лабораторномстенде было обнаружено возникновение импульсного шума (Рисунок 3.4).Экспериментальноустановлено,чтоимпульсныйшумвозникаетвследствие вращательного движения игольчатого электрода в фиксаторе привведении иглы-электрода в лабораторный стенд.Рисунок 3.4. Присутствие импульсного шума в экспериментальном сигнале70Для минимизации влияния импульсногошумабылиспользованмедианный фильтр, потому что цифровая фильтрация медианой являетсянаиболее актуальной для фильтрации импульсных помех.3.2.1.

Применение медианной фильтрации для минимизации влиянияимпульсного шума.Медианный фильтр – цифровой фильтр, используемый в обработкесигналов и для уменьшения уровня шума. Медианный фильтр являетсянелинейным КИХ-фильтром.Алгоритм обработкинапоминает фильтрыскользящегосреднего.Выбирают окно (апертуру) длиной n отсчетов, которое перемещается вдольвектора входных данных.В окне происходитупорядочивание чисел(сортировка) в любом направлении – по возрастанию либо по убыванию.

Вкачестве текущего выходного значения фильтра передается медианный(средний) элемент из упорядоченного текущего окна, т. е. тот, у которогопорядковый номер в упорядоченном текущем окне соответствует половинедлины окна. Для получения всех отсчетов выходного сигнала окно сдвигаетсявдоль данных, постоянно вновь повторяя операцию сортировки.В медианной фильтрации не используют арифметические операции типасложения, умножения, деления, а выполняют обработку, применяя толькоинструкции пересылки данных и операции сравнения при сортировке.

Этосущественноупрощаетиускоряетобработку,чтоопределяетпривлекательность медианной фильтрации для задач обработки сигналов.Медианная фильтрация является нелинейной и для описания такихфильтров неприемлемы линейные методы. Нелинейность медианных фильтрови их сглаживающие свойства по отношению к импульсным шумам лучше всеговидны при попытках совместно рассмотреть импульсную и передовую71характеристики [78-85]. На Рисунке 3.5 представлен сигнал после обработкимедианным фильтром.Рисунок 3.5.

Фильтрация экспериментального сигнала медианным фильтром1 – экспериментальный сигнал; 2 – сигнал после обработки медианнымфильтромАпертура скользящего окна медианного фильтра выбрана исходя издлины импульсной помехи. Длительность импульсной помехи составляет 100отсчетов или 0,2 с. Длительность получена из расчета частоты дискретизацииприбора. Для обеспечения оптимальной работы фильтра длина фильтрующегоокна задана 201 отсчет. Исходя из того, что апертура скользящего окна должнабыть в два раза больше длины импульсной помехи.В итоге адекватность аппаратной части к проведению экспериментальныхисследованийбыладостигнутаэлектроднойсистемыиспомощьюразработкеспециальнойпредварительнойцифровойфильтрацииэкспериментальных сигналов.В ходе проведения экспериментальных исследований на лабораторномстенде получены импедансные сигналы, на которых зафиксирован переход изсреды с меньшей проводимостью в среду с большей проводимостью(Рисунок 3.6).72Рисунок 3.6.

Изменение электрического импеданса при проведенииэкспериментальных исследований на лабораторном стендеа – движение иглы в среде-имитаторе мягких тканей; б – касание иглыэлектрода стенки имитационного сосуда; в – первый прокол стенки сосудаПредварительный анализ экспериментальных сигналов показал, чтопрофиль зависимости электрического импеданса в момент первого проколастенки сосуда изменяется быстрее, в отличие от остальных процессов, а именноизменение скорости введения иглы-электрода.

Однако экспериментальныезависимости, полученные на лабораторном стенде, могут отличаться отзависимостей, полученных при проведении исследований на здоровыхдобровольцах,поэтомубылапроведенасерияэкспериментальныхисследований на здоровых добровольцах.3.3. Серия экспериментальных исследований на добровольцахЭкспериментальныеисследованияназдоровыхдобровольцахпроводились в медицинском центре под контролем медицинского персонала ссоблюдением правил асептики.

Для проведения исследований на пациентах вобластипредплечьяустанавливаласьэлектроднаясистема.ПЭбылвмонтирован в манжету для нагнетания давления и располагался над веной, из73которой проводился забор крови. ПЭ был расположен таким образом, чтоинъекционная игла в момент прокола кожного покрова и кровеносного сосуда,находилась в непосредственной близости от ПЭ (Рисунок 3.7). Данное условиебыло получено из теоретических исследований.Введение инъекционной иглы осуществлялось под наклоном 10-20° кповерхности предплечья.

Движение иглы осуществлялось в сторону ПЭ. Приэтом наклон игольчатого электрода при введении в мягкие ткани, нахарактеристику электрического импеданса во время прокола стенки сосудавлиял не существенно.Рисунок 3.7. Экспериментальные исследования на здоровых добровольцахВ исследовании участвовало пять добровольцев. Для пяти добровольцевбыло проведено пятнадцать венепункций. Полученные экспериментальныезависимости были проанализированы и предварительно пересчитаны с учетомпоставленногопараллельноэлектроднойсистемерезистора.Типичнаязависимость при первом проколе стенки венозного сосуда показана наРисунке 3.8.74Рисунок 3.8.

Типичная зависимость изменения электрического импеданса припроколе стенки венозного сосудаа – движение инъекционной иглы в мягких тканях; б – первый прокол стенкивеныПараметры,которыебылипроанализированыдляформированияалгоритмического обеспечения идентификации прокола стенки вены, а именноZобщ – диапазон измеряемого импеданса; Zпрокол – диапазон измененияимпеданса при проколе стенки вены; Tпрокола – время прокола стенки вены,показаны в Таблице 16.Таблица 16.Характеристики изменений электрического импеданса при венепункцииДобровольцы12345Числоэкспериментов54222∆Zобщ, Ом∆Zпрокол, Ом5274647081206958770763139592824∆Тпрокол, с0,0300,0400,0450,0400,040Полученные параметры позволили определить необходимые техническиехарактеристики измерительного преобразователя для проведения контроля75качества венепункции электроимпедансным методом. Такие как динамическийдиапазон и частота дискретизации.Анализзависимостейэлектрическогоимпедансаприпроведенииэкспериментальных исследований показал, что идентифицировать проколцелесообразнее по дифференциальному сигналу, поскольку в момент проколавенозного сосуда возникает скачок обозначающий переход из менеепроводящей среды в более проводящую среду.