Többfunkciós élettani jelszimulátor

Átírás

1 Semmelweis Egyetem Budapesti Mszaki és Gazdaságtudományi Egyetem Állatorvostudományi Egyetem Tóth Norbert Többfunkciós élettani jelszimulátor Tanszéki konzulens: dr. Jobbágy Ákos 2002.

2 Tartalomjegyzék 1. Bevezetés Általános áttekintés A készülék kifejlesztésének szükségessége Célkitzések Irodalmi áttekintés A legfontosabb élettani jelek, paraméterek EKG jelek Vérnyomás Légzés Oxigén-szaturáció H(mérséklet Egyéb szokásos paraméterek Élettani jeleket tartalmazó adatbázisok Paciens modellek Kereskedelmi jelgenerátorok A berendezés tervezése Hardver tervezés Digitális rész Analóg rész Egyéb hardver megfontolások A berendezés mködtet, szoftvere A felhasználható adatbázisok Személyi számítógépes szoftver Továbbfejlesztési lehet ségek Összefoglalás Mellékletek...86

3 Bevezetés 1. Bevezetés EKG készülékek, (rz(monitorok fejlesztésénél, tesztelésénél gyakran használt eszköz a paciens különböz( élettani jeleit, paramétereit szimuláló berendezés. A diplomaterv célja olyan önállóan és számítógéppel együtt m7köd( jelszimulátor kidolgozása, melynek segítségével a leggyakrabban mért élettani jelek a rendelkezésre álló adatbázisok alapján el(állíthatók. Diplomamunkám feladatául egy, a fenti célokat ellátó berendezés tervezését választottam. Munkámat az Innomed Medical Orvostechnikai Fejleszt( és Gyártó Részvénytársaságnál végeztem, a Budapesti M7szaki Egyetem Méréstechnika és Információs Rendszerek Tanszékének segítségével. Ezúton is szeretnék köszönetet mondani dr. Jobbágy Ákosnak, aki vállalta a tanszéki konzulens szerepét, valamint kollégáimnak, akik ötleteikkel, épít( jelleg7 hozzászólásaikkal segítették dolgozatom elkészítését Általános áttekintés A megtervezend( berendezés els(sorban az EKG készülékeknél és (rz(monitoroknál leginkább vizsgált élettani jelek, paraméterek szimulálását szolgálja. A berendezés f(leg a fenti készülékek fejlesztési stádiumában alkalmazható a hardver, de leginkább a készülékeket m7ködtet( szoftver fejlesztése és tesztelése során, önállóan off-line, illetve személyi számítógéphez csatlakoztatva on-line szimulációra alkalmas. Kifejlesztését az indokolja, hogy egy olyan univerzális paciens szimulátorra van szükség az említett területen, mely a kereskedelemben kapható készülékekkel ellentétben széles skáláját nyújtja a különféle jeleknek, és a valós életben el(forduló m7termékeknek, valamint segítségével élettani jeleket tartalmazó adatbázisokból származó jelek egy vizsgált készülékbe táplálhatók. A berendezés önmagában egy el(z(leg személyi számítógép segítségével megfelel( adatokkal feltöltött memóriakártyáról képes a legkülönfélébb EKG, vérnyomás, légzés és egyéb jelek el(állítására. Számítógéppel összekapcsolva bonyolult események szimulálása és ezek dokumentálása is lehetséges.

4 Bevezetés 1.2. A készülék kifejlesztésének szükségessége EKG készülékek illetve beteg(rz( monitorok fejlesztése során igen gyakran szükség van a humán biológiai jelek, paraméterek el(állítására. Mivel ezen készülékek feladata f(ként a kóros, egészségest(l eltér( esetek vizsgálata, értékelése, ezért nagy az igény olyan berendezésre, amely a fejlesztési, és az azt követ( tesztelési stádiumban a különféle egészséges és patológiás humán, valamint az állatgyógyászati célú készülékek esetében állati biológiai jeleket képes el(állítani, amit az EKG készülékek illetve (rz(monitorok képesek fogadni. Munkahelyemen, az Innomed Medical Rt.-nél kifejlesztett (rz(monitor részére már készítettem egy, a fenti célokat f(ként szoftver úton megvalósító szimulátort, mely az (rz(készülék analóg egységeit és az analóg-digitális átalakítót, valamint a jelek el(feldolgozását magába foglaló mér(fej szimulációját végzi el. Ezzel a szoftverrel lehet(vég van az (rz(készülék összes mért jelének illetve paraméterének a készülékbe juttatására úgy, mintha a jelek valódi forrásból származnának. A fiziológiai jeleket tartalmazó adatbázisból származó jeleket a program a mér(fej specifikációja által el(írt formátumba konvertálja, és a jelek soros vonalon, az (rz(készülék mér(fejének megfelel( formátumban a tesztelend( készülékbe kerülnek. A szoftver valódi jelekkel történ( ellátása egy adatbázis fájlból történik. Az adatbázis forrása a címen [2] fellelhet( internetes adatbázis, ahol komplex élettani jelek állnak ingyen letölthet(en rendelkezésre. A jelek mellett különféle segédprogramok, az adatbázissal kapcsolatos dokumentációk is letölthet(k. Az adatbázisokra, azok használatára egy kés(bbi pontban visszatérek. A kereskedelemben számos jelszimulátor kapható. Ezek legtöbbje fixen el(re eltárolt rövid mintákat ismétel, így állítva el( például normál 70 ütés / perc frekvenciájú szinuszritmusnak megfelel( EKG jelet, melyet az EKG készülékek fogadni képesek. Az egyszer7bb felépítés7 generátorok ilyen módon csak meglehet(sen korlátozott számú jelek el(állítására alkalmasak. Néhány gyártmányról kés(bb említést teszek. Olyan alkalmazásokban, ahol fontosak a jelek tényleges információtartalmán kívül egyéb, a valós életben a mérést negatívan befolyásoló tényez(k (artefaktok), fontos, hogy ezeket is el( lehessen állítani. Egy beteg(rz( 2

5 Bevezetés monitor esetében továbbá nagyon sok összefonódás fedezhet( fel a különböz( jelek, paraméterek között. Könnyen belátható, hogy a véres vérnyomás csatornákon mért nyomásgörbe az EKG csatornákon mérhet( potenciál változásokkal igen szoros összefüggésben van. A két jel között ok-okozati összefüggés van, szinkronban vannak, de közöttük id(beli eltolódás érzékelhet(. Hasonló jelenség tapasztalható az EKG jel és a perifériás szövetek oxigén-szaturációját mér( pulzoximéter csipesz jele között, hiszen a pulzushullám véges sebességgel terjed az érrendszerben. Ezen eltolódás pedig a keringési rendszer bizonyos paramétereit(l, többek között a vérnyomástól is függ. Elképzelhet( például egy beteg(rz( monitorban olyan megoldás, hogy a paciens vérnyomását mér( neminvazív mandzsettás vérnyomásmér( indítását éppen azzal váltjuk ki, hogy a jelek közti eltolódás idejének megváltozását figyeljük. Ez esetben szükség lehet a generátorban e késleltetés változtatására. A kereskedelmi típusok a gyárilag beprogramozott jelek változtathatatlanságán túl azzal a hátránnyal is rendelkeznek, hogy az eredeti Fiziológiai jeleket tartalmazó adatbázis Az (rz( riasztásai, mért/számított paraméterek (HR, Resp, ST, BP, stb.) Parancsok a szimulátornak Szimulátor CFC Szimulált analóg jelek PC Irz(monitor Compact FLASH kártyán tárolt görbeadatok Szimulációt vezérl(, értékelést és dokumentálást végz( program 1.ábra. A szimulátor felhasználási környezete kiépítésen változtatni nem lehetséges. Irz(készülékek szoftver tesztelése során például gyakori probléma, hogy olyan összetett jelenségeket kell egyszerre vizsgálni, 3

6 Bevezetés mint amilyen az EKG elektródákon mérhet( paciens impedancia megváltozása, az EKG elektródák leesése, a legkülönfélébb zajok rendszerbe kerülése, az egyes EKG elvezetések amplitúdójának megváltozása, nagy DC-ofszetek hatása, stb. Egy olyan bonyolultságú hardver-szoftver rendszer, mint egy beteg(rz( monitor ezeket a különböz( információkat, küls( körülményeket érzékelve dönt a szükséges intézkedésekr(l, például riasztás indításáról, különféle tesztek végrehajtásáról, tehát látható, hogy ezen jelenségek ellen(rzött körülmények között történ( létrehozása mindenképpen szükséges a szoftver tesztelési, illetve különféle validálási folyamatokban. Bizonyos jelfelismerési feladatok, mint például egy fibrilláció nagy biztonsággal történ( felismerésének ellen(rzése megköveteli hosszabb idej7 jelfolyamok el(állításának a lehet(ségét. Természetesen az ilyen típusú szoftver modulok tesztelése tisztán számítógépes úton megtörténhet a fejlesztés kezdeti szakaszában, hiszen egy szoftveres tesztel( környezetet kialakítva a valós id(nél nagyobb sebességgel történhet a nagyméret7 adatbázisokkal végrehajtott tesztelés. Azonban a végleges szoftverek hierarchikus felépítéséb(l adódóan nem mindig célszer7 ez a fajta, tisztán szoftveres tesztelés. Az összetett, multitaszkos szoftver által m7ködtetett készülékek esetén el(fordulhatnak olyan rejtett szoftver hibák, amelyek csak a tényleges szoftverkörnyezetben deríthet(k ki. Ilyenek lehetnek például a futási id(kb(l adódó anomáliák, az adott taszk számára engedélyezett memóriaterületb(l történ( kiírások, stb. Mivel ezeket a rejtett szoftver hibákat esetenként csak egy meghatározott tulajdonságokkal bíró bemen( jel hozza el(, szükséges a sokféle jellel történ( minél szélesebb kör7 tesztelés. Egy EKG vagy (rz(készülék új szoftver-verziójának kiadása, a gyártásba való bevezetése el(tt teljes kör7, hosszadalmas funkcionális tesztelésre van szükség. Ezt a kritikus, medikai célú termékek esetében többek között a min(ségbiztosítási el(írások is kötelez(vé teszik. A teljes rendszert újra kell tesztelni még akkor is, ha például csak egy új nyelvi verziójú készülékszoftver kiadása történik meg, és a paciens biztonságáért felel(s szoftver modulokban (veszélyes arrhythmia detektálás, EKG feldolgozás, riasztások kezelése) nem történt változtatás. Ez esetben nincs értelme pusztán az egyes szoftver modulok ellen(rzésér(l beszélni. A teljes rendszer ellen(rzéséhez mindenképpen szükséges a jelek szimulálása és a mesterségesen el(állított jeleket a vizsgálandó készülékre kapcsolva történ( tesztelés. A szimulátor ilyen célú felhasználását szemlélteti az 1.ábra. Az el(bbiekben már említett összetett m7ködésb(l kifolyólag a 4

7 Bevezetés teljes rendszer eredményes tesztelése érdekében szükséges a tényleges, a valós m7ködés során el(álló helyzeteket minél tökéletesebben modellez( jelszimulátor. Léteznek olyan további speciális EKG alkalmazások, melyek szükségessé teszik az igen nagy mennyiség7, hosszú ideig tartó EKG jel el(állítást, például egy terheléses EKG vizsgálatra alkalmas rendszer, vagy egy Holter rendszer tesztelésénél. Egy átlagos terheléses vizsgálat id(ben tíz perces nagyságrend7, s közben jellemz(en szimultán 12 elvezetéses felvétel készül. Holter monitorozásnál általános a folyamatos 24 órás felvétel készítése (full disclosure Holterek) kevés (jellemz(en egy-két) elvezetéssel, de manapság létezik 12 elvezetéses típus is. A kifejlesztend( jelszimulátor tervezése során ezen szempontokat is figyelembe vettem. A fejlesztés szükségességének további indoklása céljából röviden érdemes megvizsgálni, hogy a megtervezend( szimulátor és egy EKG teszter között milyen különbségek vannak mind szolgáltatás, mind felhasználási terület szempontjából. Erre jó példa lehet az EKG készülékek esetén alkalmazott, szabvány szerinti DCt7rés mérésére szolgáló eljárás ismertetése. Az IEC TC62D ajánlásban mely egy lehetséges kiindulási alap lehet a teszterek kialakítására részletes el(írások vannak a különféle mérések kivitelezésére, így a mérést lehet(vé mér(eszköz felépítésére is. A DC-t7rés vizsgálata például egy ellenállásokból és kondenzátorokból álló mér(hálózat segítségével történik. A mérés során egy kis jelszintre leosztott néhány Hz frekvenciájú szinuszjelet ültetnek a változtatható DC-szintre. A DC-ofszet növelése közben figyelik a szinuszjel torzítatlan, levágásoktól mentes átvitelét, így meghatározható a DC-t7rés. Érdemes felfigyelni arra a tényre, hogy a mérés során EKG jel, vagy ahhoz hasonló jel nem szerepel, helyette a hasonló amplitúdójú és frekvenciájú szinuszjelet alkalmazzák. Ezzel ugyanis jól látható a vágás bekövetkezése. A szimulátor célja egészen más. Itt olyan jelek el(állítása a cél, amelyek éles helyzetekben kerülnek az EKG illetve (rz(készülékekre. Nem szempont a nagy pontosságú, kalibrált jelek el(állítása, annak vizsgálata például viszont igen, hogy egy kezdetben normál, majd kamrai tachykardiába, végül kamrafibrillációba átmen( jel esetén a készülék mikor riaszt, milyen teszteket indít el, egyáltalán hogy reagál erre a jelfolyamra. Nem cél tehát a bemérést, hardver ellen(rzést szolgáló teszter megvalósítása. 5

8 Bevezetés 1.3. Célkitzések Diplomamunkám célja a mér(berendezés megtervezése, a fejlesztési lépesek ismertetése. A szimulálandó élettani jelek, paraméterek tulajdonságainak áttekintése, a jelek el(állításának lehetséges módszerei, az elektronikus implementációk megvizsgálása, korszer7, mikroprocesszor-vezérelt, PC-hez illeszthet( többfunkciós élettani jelszimulátor kifejlesztése, a berendezés személyi számítógéphez történ( csatlakoztatásához szükséges szoftver megtervezése. 6

9 Irodalmi áttekintés 2. Irodalmi áttekintés 2.1. A legfontosabb élettani jelek, paraméterek A munkám témáját képez( szimulátor leend( f( felhasználási területe az EKG készülékek és a beteg(rz( monitorok fejlesztése, tesztelése közbeni jelgenerálás. A szimulálandó jelek, paraméterek skáláját ennek ismeretében kell megállapítani. A legtöbb diagnosztikai célú EKG berendezés esetében a maximum 12 elvezetéses EKG, esetleg pulzoximéter opció az általános. Az egyszer7bb készülékek esetén csak a görbék megjelenítése, valamint azok papírra történ( regisztrálása a készülék feladata, míg bonyolultabb EKG berendezések képesek számos EKG paraméter kiértékelésére, az egyes jellegzetes hullámok amplitúdójának és idejének táblázatos formában történ( megjelenítésére (analízis funkció) illetve az esetleges kóros elváltozásokra vonatkozó diagnózisok felállítására is. Irz(készülékek esetén már lényegesen több paraméter mérése szükséges. Az EKG, oxigén-szaturáció, légzés, invazív és nem invazív vérnyomás, h(mérséklet mérése valamint kiértékelése az alapfunkciók közé sorolható. Ezen jelekb(l egy adott készülék tudásának megfelel(en számos a paciens állapotát tükröz(, a biztonsága és állapotának nyomon követhet(sége érdekében fontos paramétert képes kiszámítani és megjeleníteni. A még több szolgáltatással rendelkez( paciens monitorok képesek olyan paraméterek mérésére is, mint amilyen például a kilélegzett leveg(ben található széndioxid parciális nyomása, oxigén és altatógáz koncentrációk, a kering( vér perctérfogata, s(t léteznek EEG-t monitorozó és spirometriai mérések elvégzésére is alkalmas készülékek. Ezen paraméterek azonban már túlmutatnak e diplomamunka határain EKG jelek Mivel a kifejlesztend( berendezés legfontosabb szolgáltatása az EKG jelek el(állítása, így az EKG jelek kialakulásával, tulajdonságaival foglalkozom a legrészletesebben. Einthoven munkássága óta tudjuk, hogy a m7köd( szív ingerületi folyamatainak következményeképpen az ingerelhet( sejtekben keletkez( potenciálváltozások a testfelszínr(l elvezethet(, és regisztrálható formában is jelen 7

10 Irodalmi áttekintés vannak. A testfelszínr(l, illetve bizonyos speciális esetekben a szív felszínér(l vagy annak lumenéb(l elvezethet( potenciálingadozásokat nevezzük elektrokardiogramnak, röviden EKG-nak. A meghatározott anatómiai pontokból elvezethet( EKG jelek kialakulásának többféle elmélete ismeretes. A szív feladata, a vérkeringés fenntartása pumpafunkciót követel meg, mely a kering( vértérfogatot meghatározott mozgásra kényszeríti. Ez a pumpafunkció a szív fontos tulajdonságának, a kontrakció-képességnek köszönhet(. A kontrakció mint a szervezetben minden más esetben, így itt is elektromos aktivitás következtében jön létre. Ez az elektromos aktivitás azonban magából a szívb(l származik, így tehát a szív képes önállóan, mindenféle küls( ingerlés nélkül is a m7ködésre. Ezt a tulajdonságot az a tény teszi lehet(vé, hogy a szívben olyan struktúrák találhatók, amelyek automatikus ingerképzésre képesek. Az egyik ilyen képlet a jobb pitvar oldalán elhelyezked( szinuszcsomó, melynek ingerületeit az ingerületvezet( rendszer a további szövetekre, így a pumpafunkcióért felel(s szívizomzatra továbbítja. A szinuszcsomón kívül az ingerületvezet( rendszer is rendelkezik az önálló ingerképzés tulajdonságával, úgy, hogy az ingerület terjedésének láncában minél inkább a végén áll az adott képlet, annál alacsonyabb az automatikus ingerképzés, a pacemaker funkció frekvenciája. A szinuszcsomó, az ingerületvezet( rendszer tagjai (A-V csomó, His-köteg, Tawara-szárak) és a szívizomzat m7ködésük közben mind elektromos teret létesítenek maguk körül, melyet az Einthoven-féle teória szerint egy dipólusként képzelhetünk el, a kés(bbi kutatások alapján azonban multipólusként kell kezelni. Az ún. ekvivalens generátor teória szerint az emberi test homogén vezet( közeg, a szív dipólus, mely a közeg középpontjában helyezkedik el, és a szív m7ködése során a dipól helyzete nem változik. A valóságban ezen feltételek egyike sem teljesül maradéktalanul, azonban a klinikai gyakorlatban jelenleg legelterjedtebben alkalmazott konvencionális 12-elvezetéses EKG felvételek esetében ezekt(l az eltérésekt(l eltekintünk. A szívben található sejtek egyenként létrehozott elektromos terét egy adott pillanatban vektoriálisan összegezve egy ered( vektort kapunk. A dipólteória értelmében feltételezzük, hogy ez az ered(-, ún. integrálvektor, mely egy adott pillanatban adott nagyságú és irányú, hozza létre a felszínr(l elvezethet( potenciálváltozást. Attól függ(en, hogy a testfelszín mely pontjain helyezzük el a feszültségváltozások elvezetését szolgáló EKG-elektródákat, az integrálvektor különböz( síkú vetületeihez juthatunk. A pontosabb vizsgálatokat 8

11 Irodalmi áttekintés lehet(vé tev( felületi térképezés módszere képes a szív multipólus modelljének tükrében is információt szolgáltatni a potenciálváltozásokról. A vizsgálat viszonylagos bonyolultságát figyelembe véve az átlagos EKG berendezések illetve (rz(monitorok nem képesek ilyen felvételek készítésére, továbbá tény, hogy az elektrokardiológia ismeretanyagának igen jelent(s hányadát teszi ki a 12-elvezetéses felvételek alapján megszerzett tudás, így a továbbiakban csak a hagyományosnak mondható 12-elvezetéses EKG-ra korlátozom a vizsgálatokat. A konvencionális 12 elvezetés tartalmazza az Einthoven-féle ún. standard elvezetéseket, melyek a jobb kar, bal kar valamint a bal láb között mérhet( potenciálváltozásokat tükrözik, elnevezésük I., II. és III. Ezen elvezetések a szív elektromos aktivitásának a frontális síkú vetületét adják. Ugyancsak a frontális síkú vetületr(l adnak információt a Goldberger-féle elvezetések (avl, avr, avf) melyek ugyanezekr(l a végtagokról elvezetett potenciálingadozásokból kiszámíthatók, egyszer7 matematikai összefüggésben állnak az Einthoven-féle elvezetésekkel. A maradék hat elvezetés pedig a V 1 -V 6, Wilson-féle unipoláris elvezetés, melyek hozzávet(legesen a horizontális síkú vetület potenciálingadozásait teszik mérhet(vé. A V 1 -V 6 elvezetések regisztrálását lehet(vé tev( elektródákat a mellkas anatómiailag 2.ábra. A konvencionális 12 elvezetés pontosan definiált pontjaira helyezik és az egyes elvezetések tényleges feszültsége a három végtag pillanatnyi potenciáljának átlaga és az adott mellkasi pont potenciáljának különbsége (2.ábra.) Összesen tehát kilenc elvezetési pont van: jobb 9

12 Irodalmi áttekintés kar (RA), bal kar (LA), bal láb (LL), valamint a hat mellkasi elvezetés pontjai, melyeket C 1 -C 6 elnevezéssel illetünk. Szokásos továbbá a jobb lábra (RL) is felhelyezni egy elektródát, ennek célja azonban csak a közös módusú zavaró jelek ellenni védekezés, ez a pont tehát az EKG készülék által meghajtott, innen nem vezetünk el jelet. A továbbiakban kétféle terminológiát használok: az elvezetéseket és az elvezetési pontokat. Az elvezetési pontok a paciensre helyezett elektródákat jelentik, míg az elvezetések az elvezetési pontok között mérhet( feszültségeket. Elvezetési pont tehát például az RA, LA, elvezetés pedig például a közöttük mérhet( I. elvezetés. A konvencionális 12 elvezetésen túl bizonyos esetekben a Wilson-féle mellkasi elvezetésekhez hasonlóan a mellkas jobb oldalán illetve a háton is alkalmaznak elvezetéseket, s(t léteznek nyel(cs( elvezetések is. Ezek célja a szív akciós potenciáljainak más síkra történ( leképezése és regisztrálása, melyre speciális esetekben mint például bizonyos szívizom területek infarktusa van szükség. A konvencionális elvezetéseket a háti elvezetésekkel kombinálva meghatározható az integrálvektor X, Y és Z tengelyre es( vetülete. Ez utóbbi speciális elvezetésekkel a már említett okokból kifolyólag nem foglalkozom. A konvencionális 12 elvezetés tehát az említett végtagok és a mellkas bizonyos pontjai (összesen 9 pont) között mért feszültségkülönbség, illetve a pontok potenciáljaiból lineáris matematikai m7veletekkel származtatható feszültségérték. Az elvezetések származtatásának matematikai leírására kés(bb térek ki. Látható, hogy egy 12-elvezetéses EKG készülékhez csatlakoztatható jelszimulátor esetén kilenc pont feszültségének el(állítását kell megoldani. A továbbiakban szükséges az EKG jelek tipikus tulajdonságainak megismerése, hogy ennek tükrében lehessen a megvalósítandó feladatokat definiálni. Fontos továbbá a különféle zavaró tényez(k artefaktok tulajdonságainak megismerése is, hiszen az életszer7 szimuláció érdekében ezeket a zavarokat is el( kell tudni állítani. Mivel a cél a testfelszínr(l elvezethet( EKG jelek el(állítása, így azok tulajdonságait vizsgálom. A testfelszínen regisztrálható EKG jelek természetesen az egyes sejtekben végbemen( akciós potenciálváltozások vektoriális összegeként alakulnak ki. A sejtekben néhány tíz mv nagyságrend7 feszültségváltozások mérhet(k, mely feszültségek a sejtek sokaságában vektoriálisan összeadódnak, így keltik a szív elektromos terét. A testfelszínre ebb(l mv 10

13 Irodalmi áttekintés nagyságrend7 feszültség jut, a környez( szövetek sönthatása és a véges vezet(képesség miatt. A kamrai munkaizomzat m7ködése közben ami az EKG görbén (3.ábra) az ún. QRS komplexusnak felel meg tipikusan 1-1.5mV feszültségváltozás mérhet( a II. elvezetésben. Ha bármely elvezetésben a legnagyobb hullám amplitúdója eléri a 2mV-ot, high voltage-r(l beszélünk. Ennek tipikus oka a kamrai hipertrófia, azaz a kamra izomzatának, falának megvastagodása. Kivételes esetben el(fordulhat akár 5mV-os változás is. A legkisebb, a diagnosztika 3.ábra. Egészséges EKG jel a II elvezetésben szempontjából még fontos jelamplitúdó µv-os nagyságú. Az szívinfarktus utáni hirtelen szívhalál egyik el(jelz(je lehet az ún. kés(i potenciálok megjelenése, melyekre a µv-os amplitúdó a jellemz(. Speciális EKG berendezések képesek ezen kés(i potenciálok regisztrálására is. A standard EKG analízis során 5µV/bit felbontás a minimálisan el(írt érték. Az EKG készülékek általában 2-2.5µV/bit felbontást tesznek lehet(vé, bár például egy kifejezetten a kés(i potenciálok megfigyelésére szolgáló EKG berendezés 1µV/bit felbontású. Ezt a felbontást célszer7 a szimulátor tervezése során is szem el(tt tartani. Az el(állítandó jelek amplitúdója mellett a másik fontos paraméter a jelek frekvenciatartománya. A 3. ábrán bemutatott 300Hz mintavételezési frekvenciával rögzített EKG jel frekvenciatartományát mutatja a 4.ábra. A jel spektrumán jól látható a bekapcsolt 50Hz-es lyuksz7r( hatása. Az el(állítás szempontjából a fels( határfrekvencia a lényeges, amit tulajdonképpen az EKG jelek jelemelkedési sebessége határoz meg. A legnagyobb amplitúdójú és egyben a legmeredekebb felfutású EKG hullám a kamraizomzat depolarizációját tükröz( QRS komplexus alatt a Q-R átmenet. A V 5 elvezetésben például a Q-R távolság tipikusan 50ms körüli id(. Fontos, hogy az amplitúdó torzulások elkerülése végett ezt a meredek jelet a készülékek képesek legyenek feldolgozni. Az általánosan 11

14 Irodalmi áttekintés használt EKG készülékek esetében a fels( határfrekvenciát szabvány szerint 150Hzre választják, de az esetleges izomzajok kiküszöbölésére 35Hz-es alulátereszt( sz7r(t 4.ábra. Az el$z$ EKG jel spektruma 300Hz-es mintavétellel, 50Hz-es lyuksz+r$vel is használnak, mely szükség esetén bekapcsolható. A jelszimulátor tervezése során az EKG jelekre nézve az itt ismertetett tulajdonságokat tartom kiinduló paraméternek. Az EKG jelekre a gyakorlatban különféle nem kívánt zavaró jelek szuperponálódnak. Három fontos artefaktról kell említést tenni. Ezek közül az egyik a váltakozó áramú hálózatból származó zaj nem a vizsgált paciensb(l származik, az izomzaj a paciens izomaktivitásának következtében áll el(, az alapvonal vándorlást pedig mind a paciens (légzés, mozgás) mind a jelek elvezetését lehet(vé tev( elektródák tulajdonságai okozzák. A hálózati zaj egy szinuszos jelleg7, de felharmonikusokat is b(ven tartalmazó zavarjel, mely a paciensen a hálózathoz és a földhöz történ( kapacitív csatolások következtében jelenik meg. Els(sorban ún. közös jelként jelentkezik, ami azt jelenti, hogy a jel az egész paciensen van a földhöz képest, de különféle okokból az EKG készülékekben ez a közös jel szimmetrikussá alakulhat, így az egyes elvezetésekben a hálózati zaj megjelenik. Frekvenciája az adott országnak megfelel(en 50 vagy 60 Hz lehet. Amplitúdója igen változó. A gyakorlatban rossz esetben az egyes elvezetésekben magával az EKG jellel összemérhet( a zavaró jel szimmetrikus komponense, így tehát ha csak a zavarnak a hasznos jelre mért hatását akarjuk szimulálni, akkor elég néhány mv-os szimmetrikus jelet el(állítani. Az EKG er(sít(k ellen(rzésekor, bemérésekor azonban több tíz voltos közös módusú jelet kapcsolnak a mért berendezésre a 12

15 Irodalmi áttekintés közös módusú elnyomás megfelel( értékelésének érdekében. Ezzel azonban a továbbiakban nem foglalkozom, hiszen a jelszimulátornak nem célja az ilyen jelleg7 jelek el(állítása. Az alapvonal vándorlás, mely egy lassú, de az EKG jelnél akár jóval nagyobb amplitúdójú zavaró jel, többféle okból kifolyólag jöhet létre. A paciens b(rére felhelyezett speciális anyagú elektróda, melynek célja az ionos áramvezetés elektronossá alakítása, rendelkezik azzal a tulajdonsággal, hogy polarizálódni képes, azaz a különböz( elvezetési pontok elektródái között egyenfeszültség keletkezik. Ez a feszültség azonban id(ben nem állandó, az elektródák elmozdulása a feszültség megváltozását vonja maga után. Így a paciens mozgása, légzése, az elektródák elmozdulása képes az alapvonal vándorlás létrehozására. Ez a fajta zavar a hullámalakok kiértékelhet(ségét rontja, ellene különböz( töréspontú felülátereszt( sz7r(kkel védekezhetünk. Sajnos ezek a sz7r(k viszont magára a hasznos EKG jelre is hatással vannak, olyan fontos tulajdonságokat változtatva meg, mint amilyen az S és T hullámok közti szakasz meredeksége, és az alapvonalhoz képest elfoglalt helyzete. Az alapvonal vándorlásra az 1Hz alatti frekvencia jellemz(, a zavaró jel amplitúdója itt is a néhány mv-os tartományba esik. Extrém esetben, például az elektródák felhelyezésének pillanatában sokkal nagyobb feszültségek is el(fordulhatnak. A szabvány által meghatározott nagyságú egyenfeszültség7 ofszet esetén a készüléknek az EKG jeleket torzítatlanul fel kell dolgozniuk. Mivel akár több száz mv nagyságú DC-eltolódások gyakran el(fordulnak a valós életben, célszer7 a jelszimulátort ezen artefaktok el(állítására is alkalmassá tenni. A szintén zavaró hatású izomzaj a paciens izmai elektromos aktivitásának a következménye. A szív és az elvezetési pontok között található izmok m7ködésük során éppúgy feszültségingadozásokat keltenek, mint maga a szív és ezek a jelek a hasznos jelre szuperponálódva az EKG elvezetésekben is megjelennek. A hasznos jelt(l leginkább frekvenciatartományban különíthet(k el, bár az izomzaj meglehet(sen széles sávú. A miográfiás jelek frekvenciaspektrumának fels( határa a khz-es tartományba nyúlik, viszont a jel spektrumában vannak az EKG jelek frekvenciatartományába es( komponensek is. A jel szimulálása szempontjából a legtöbb esetben eltekinthetünk a magas frekvenciás összetev(kt(l, figyelembe véve az EKG készülékeknél szokásos 150Hz-es fels( határfrekvenciát. Van azonban egy kivétel: a legtöbb mai EKG készülék a jeleket digitalizálja, így jeleníti meg, dolgozza fel, illetve regisztrálja azokat. Ha a készülék nem tartalmaz megfelel( elnyomású átlapolás-gátló sz7r(t, 13

16 Irodalmi áttekintés akkor a mintavételi törvény értelmében a mintavételi frekvencia felénél nagyobb frekvenciájú komponensek az alapsávba lekeveredve kés(bb már nem távolíthatók el a jelb(l. A készülékek ilyen téren történ( vizsgálata érdekében tehát szükség lehet a valódi szélessávú izomzaj el(állítására is. A jel amplitúdója a szokásos elvezetésekben pár mv-os nagyságrend7, a jelalak pedig sztohasztikus, zaj szer7. További zavaró jel a szívritmus-szabályzós betegekr(l elvezethet( EKG jelek esetében a pacemaker impulzus. Az EKG szabvány el(írja, hogy a testfelszínen jelen lev( max. 700mV amplitúdójú, 2ms széles pacemaker impulzust az EKG jel torzulása nélkül le kell tudni kezelni. A legtöbb készülék tartalmaz olyan áramkört, amely ezt a nagy meredekség7, nagy amplitúdójú jelet érzékeli és nem engedi továbbjutni az EKG er(sít( láncban, elkerülend( a jelent(s túlvezérlést, ezáltal a jel torzulását, valamint a további feldolgozás számára egy jelet biztosít, aminek hatására a jel kirajzolásánál egy marker kerül az EKG görbére, jelezve a pacemaker impulzus helyét. A pacemaker tüske el(állítása tehát a jelszimulátorban a fenti funkció tesztelése érdekében célszer7. Az impulzus amplitúdójának és szélességének változtathatónak kell lenni. Az EKG elektródák között mérhet( feszültségváltozáson kívül az elektródák közti impedancia sem közömbös. Mint arra a légzés cím7 pontban kitérek, az impedancia kismértékben változik a légzési ciklus során. Az elektródák közti egyenáramú ellenállás kiloohm nagyságrendbe esik, mely az elektróda állapotának (nedvesítés, gélezés) függvénye, valamelyest függ a b(r ellenállásától, a bels( szövetek ellenállása gyakorlatilag állandónak tekinthet(. Az elektródák közti ellenállás értéke két szempontból érdekes: Egyrészt a légzésmérés egy bizonyos alap-impedancia tartományban m7ködik megfelel(en, másrészt f(leg az (rz(készülékek esetében az EKG bemenetek el vannak látva olyan áramkörökkel, amelyek lehet(vé teszik a nem megfelel( elektróda felhelyezés vagy kábel-leesés következtében kialakuló túl nagy paciens impedancia érzékelését. Ezért a jelszimulátorban célszer7 a paciens impedancia változtatását lehet(vé tenni a pár száz ohm és tíz kiloohm közötti tartományban. Ennél nagyobb paciens impedancia esetében a gyakorlatban biztosan nem kapunk megfelel( min(ség7 EKG jelet, hiszen ez tipikusan a rossz min(ség7, kiszáradt, rosszul felhelyezett elektródák esetében fordul el(. 14

17 Irodalmi áttekintés Vérnyomás A szervezet illetve az azt alkotó sejtek m7ködéséhez szükséges anyagok célba juttatását, valamint a sejtek által termelt végtermékek elszállítását, a sejtek anyagcseréjét a magasabb szint7 állatokban és az emberben is a vérkeringés teszi lehet(vé. A vér keringését, az erekben történ( meghatározott irányú mozgását a szív pumpafunkciója teszi lehet(vé. Ahhoz, hogy a kering( vérmennyiség az adott keringési ellenállás mellett egy meghatározott tömegárammal haladjon az erekben, a rendszerben nyomáskülönbségnek kell fennállnia, a hidrosztatikai Ohm-törvénynek (P=Q R) megfelel(en. A P nyomáskülönbség jelen esetben az aortában és a vena cavaban mérhet( nyomás különbsége. A szív szakaszos m7ködésének következtében a nyomás a szívciklusnak megfelel(en az id( függvényében változik. A szívcikluson belül a nyomás, a legmagasabb ún. szisztolés és a legalacsonyabb, diasztolés nyomás között ingadozik, bár az érrendszer nem minden pontján mérhet( számottev(en pulzáló nyomás, bizonyos pontokon szinte statikus nyomásokkal találkozhatunk. A szövetekbe történ( perfúzió és az Ohm-törvény szempontjából azonban a szívciklusok idejére integrált átlagos nyomás, a középnyomás a mérvadó. Az érrendszer egyes pontjain amint az a fenti nyomáskülönbségb(l is sejthet( másmás nyomásértékek mérhet(k. A szisztolés és diasztolés nyomás közti különbség, az ún. pulzusnyomás is változó a mérés helyének függvényében. Az egyes betegségek valamint a paciens állapotának megítélése szempontjából a beteg(rz( monitorok esetében nagy jelent(ség7 a vérnyomás és egyéb keringési paraméterek monitorozása, hiszen a vérnyomás a keringés általános állapotáról rendkívül sok információt elárul. A vérnyomás mérésére több megoldás kínálkozik, a legalapvet(bb csoportosítás az alapján végezhet(, hogy a mérést invazív úton, tehát a vérkeringésbe fizikailag bekapcsolódva, vagy neminvazív módon, azaz kívülr(l, az érrendszerbe való bekapcsolódás nélkül végezzük. Ez utóbbi esetben rendszerint a Riva-Rocci módszer alapján mandzsettás vérnyomásmérést alkalmazva csak a vérnyomás egyes paraméterei, úgymint szisztolés-, diasztolés- és középnyomás, valamint a pulzusszám határozható meg. Ez a módszer mindamellett, hogy a pacienst nem kell invazív vizsgálatnak kitenni, azaz nem kell megszúrni, nem biztosít kell( pontosságot és nem teszi lehet(vé a valós idej7 mérést. A másik lehetséges megoldás a vér nyomásának tényleges megmérése oly módon, hogy egy megfelel( nyomás- 15

18 Irodalmi áttekintés átalakító szenzor nyomásbementét a vérkeringés megfelel( pontjára illesztjük. Ez történhet úgy, hogy egy megfelel( katétert fiziológiás sóoldattal feltöltve a kívánt pontba vezetünk, miközben a katéter testen kívül elhelyezked( végéhez csatlakoztatjuk a nyomásmér( szenzort. Újabban azonban alkalmaznak olyan szenzorokat is, melyek a katéternek azon a végén helyezkednek el, amelyiket az érbe betolnak, és a már helyben elektromos jellé alakított, a nyomásértéket reprezentáló elektromos jel hagyja el a katétert. A két módszer közül a neminvazív vérnyomásméréssel a továbbiakban nem foglalkozom, mert a mandzsettás vérnyomásmérés szimulálása egy meglehet(sen bonyolult, precíz elektropneumatikus rendszerrel lehetséges és e célra rendelkezésre állnak megfelel( vérnyomás szimulátorok. Az általam tárgyalt jelszimulátor feladata tehát kizárólag az invazív nyomásmérés (IBP Invasive Blood Pressure) esetén használt átalakító kimeneti jelének szimulálása. Ezen szenzorok hídba kapcsolt, nyomás függvényében változó ellenállásokat alkalmaznak a nyomás-feszültség átalakításra. Az invazív nyomásmérés során valójában nem csak vérnyomás mérésér(l illetve szimulálásáról kell beszélni, hiszen a nyomás-átalakító szenzorok olyan egyéb nyomásértékek mérésére is alkalmasak, mint például a koponya7ri nyomás. A vérnyomás monitorozása, regisztrálása során leginkább kétféle artefaktra kell számítani. A vérnyomás átalakítóknak van egy csekély nullhibájuk, azaz nulla nyomás mellett (a nyomásokat mindig a légköri nyomáshoz kell viszonyítani) nullától különböz( kimen(feszültség keletkezik a hídon. Ezt a gyakorlatban úgy küszöbölik ki, hogy az átalakító nyomásbemenetén található kis csapot olyan állásba hozzák, hogy a szenzor nyomásmentes legyen, és az ekkor mért értékkel korrigálják a tényleges mérést. Egy ilyen ofszet szimulálása egyszer7en megvalósítható. A másik fontos zavaró tényez( a légzésnek a vérnyomás pillanatnyi értékére tett befolyásoló hatása. A belégzés során például a vena cava superiorban a vérnyomás csökken akár negatív értéket is felvehet kilégzéskor pedig n(. A vérnyomásmérés során legyen az invazív vagy neminvazív artefaktként értékelhet( a hidrosztatikai nyomás hatása, mely a szívmagasság és a mérési pont közötti folyadékoszlop nyomásából származik, de ennek hatását figyelembe veszik a mérés során, illetve olyan körülményeket teremtenek, hogy a jelenség ne lépjen fel. 16

19 Irodalmi áttekintés Mivel a vérnyomás id(függvénye alapvet(en pulzáló jelleg7, és ezt a pulzálást a szív szakaszos összehúzódása hozza létre, alapkövetelmény az EKG jelek és a vérnyomás egymáshoz képest szinkron el(állítása. Az elektromos szisztolét jelent( QRS komplexus és az érrendszer egy adott pontján mérhet(, a szisztolénak megfelel( nyomásmaximum között helyt(l és a keringési rendszer állapotától függ( késleltetés tapasztalható, hiszen a szív összehúzódása is késleltetett az elektromos szisztoléhoz képest, és a nyomáshullám terjedési sebessége is véges. A késleltetési id( esetleges változtathatósága szükséges lehet bizonyos mérések, tesztelések során, de a szinkronitást mindenképpen biztosítani kell a szimulátorban. Míg az EKG jelek szimulálása során egy aktív eszközt, egy bioelektromos generátort kell szimulálni, addig a vérnyomás szimulálása során hacsak nem tényleges nyomást szimulálnánk magát a vérnyomás-átalakító szenzort kell szimulálni, úgy, mintha egy valódi szenzorra a meghatározott nyomás hatna. A manapság használatos vérnyomás-átalakítók azon az elven m7ködnek, hogy a nyomás egy membránt deformál, amellyel mechanikai kapcsolatban lev( megfelel( deformációra érzékeny ellenállások találhatók. Az ellenállásokat hídkapcsolásban üzemeltetve a híd kimenetén a hidat tápláló gerjeszt(feszültség, a pillanatnyi nyomás és az átalakító érzékenységének függvényében (az átalakító nyomástartományában) a nyomással egyenes arányosságban álló feszültség keletkezik. A különböz( vérnyomás-átalakítók érzékenysége nem egyforma, a gyakorlatban f(leg kétféle érzékenység7 átalakítót alkalmaznak. Az érzékenységet úgy definiálják, hogy megadják az egy higanymilliméter nyomás hatására, egy volt hídfeszültség mellett mérhet( kimen( feszültséget. Ez tipikusan 5µV/V/mmHg, illetve 40µV/V/mmHg érték7. Ha a hidat gerjeszt( feszültség ismert, akkor a feladat megoldható úgy, hogy a nyomással arányos feszültséget hozunk létre a szimulátorral. Mivel a tesztelend( (rz(készülék által szolgáltatott híd-gerjeszt( feszültség értéke nem ismert, illetve készülékr(l-készülékre változó lehet, a szimulációt olymódon kell megoldani, hogy ezen paraméter el(zetes ismerete ne legyen szükséges a jel el(állítása során. A gerjeszt(feszültség szokásos értéke 2-15V közé tehet(. A hidat esetenként nem egyenárammal gerjesztik, a szimulátor tervezésekor ezt a körülményt is mérlegelni kell. Ezek a problémák különösebb nehézség nélkül megoldhatók, a további körülményekre, problémákra a tényleges megvalósítást részletez( pontban térek ki. 17

20 Irodalmi áttekintés A szimuláció során továbbá tekintettel kell lenni arra, hogy az érrendszer egyes pontjain a légkörinél alacsonyabb pillanatnyi nyomás is kialakulhat, tehát negatív nyomás szimulálása is szükséges. Az említett érzékenységek ismeretében elmondható, hogy a vérnyomás átalakítók meglehet(sen kis jelfeszültséget szolgáltatnak, tehát a jeleiket érzékeny bemenet7 eszközök fogadják. Mivel a vérnyomás csatornák sávszélessége 100Hz körüli, a hálózatból származó zavarok az EKG-hoz hasonlóan itt is problémákat okozhatnak. A legtöbb készülékben a nyomáscsatornán nincs hálózati lyuksz7r(, a zavaró jelek kiküszöbölését a kell(en nagy közös módusú elnyomással érik el, így a szimulátorban nem kívánok hálózati zavaroknak a vérnyomás jelekre történ( szuperponálásával foglalkozni Légzés Kritikus állapotú, esetleg öntudatlan betegek monitorozása során fontos szerepet kap a paciens légzésének monitorozása. Legf(képpen azt kell figyelni, hogy a beteg percenkénti légzésszáma mennyi, illetve, hogy nincs e apnoe, azaz a légzés hosszabb kimaradása. A légzés, légzésszám figyelésére szintén több megoldás lehetséges. Ismeretesek olyan megoldások, amikor a be- és kilélegzett leveg( h(mérsékletét figyelve ellen(rzik a légzést, az ilyen megoldások hátránya azonban az, hogy valamilyen újabb érzékel(t kell a paciensen elhelyezni. A légzés légz(mozgásokkal jár együtt, ami leginkább a mellkas periodikus mozgásában nyilvánul meg. Ennek a mozgásnak az érzékelésére is több megoldás képzelhet( el. A mozgás során a mellkas helyzete változik, ez például a fémb(l készült ágyhoz, mint földhöz képest mérhet( kapacitás megváltozását okozza. Természetesen a légz(mozgásokon kívül más mozgások is jelent(sen befolyásolják a kapacitást, így ez a módszer nem ad megfelel( eredményt. A gyakorlatban leginkább használt módszer azt a jelenséget használja ki, hogy belégzéskor a tüd( megtelve leveg(vel kitágul, így a tüd(szövet impedanciája megn(. A mellkason impedanciát mérve ennek az impedancia-változásnak az érzékelése lehet(vé teszi a légzés tényének megállapítását, s(t a légzés amplitúdójára vonatkozó kvalitatív következtetések is levonhatók (felületes vagy mélyebb légzés). A legtöbb beteg(rz( monitorban ezt a megoldást alkalmazzák a légzés figyelésére, mivel a paciensen már amúgy is fent lev( EKG elektródák felhasználásával egyben a légzés is monitorozható. Az EKG 18

21 Irodalmi áttekintés jelekr(l szóló pontban már szó esett az elektródák közti impedanciáról. Megfelel(en felhelyezett jó min(ség7 elektródák esetén a mellkas két széls( pontja között pár száz ohm pár kiloohm körüli ellenállás mérhet(. A légzés hatására ez az ellenállás néhány ohmot változik, tehát látható, hogy a relatív ellenállás-változás meglehet(sen csekély. Mivel a szabványok a paciensen átfolyó ún. segédáramokra egyenáramon szigorú megkötéseket tesznek, a szokásos megoldásokban a paciens impedanciát nagyfrekvencián, pár tíz száz kilohertzen mérik. Ekkor a helyzetet bonyolítja az impedancia nem tisztán valós volta, hiszen kapacitásváltozás a hozzávezet( EKG kábelek elmozdulása során is bekövetkezik. Így az impedanciának csak a valós részét kell figyelembe venni, a jelszimulátorban pedig csak valós impedancia-változást kell 5.ábra. EKG elektródák felhelyezése légzés monitorozásához tudni el(állítani. A szokásos készülékek csak egy vagy két elvezetésben képesek a légzés következtében változó impedancia mérésére. A mérést a végtagi elvezetéseken végzik, hiszen az impedancia változás itt a legnagyobb. Irz(monitorok esetében a végtagi elektródákat nem a végtagokra, hanem a hónaljvonal magasságába szokás helyezni (5.ábra) a minél kisebb mozgási artefakt és minél nagyobb légzésjel elérése érdekében. Abban az esetben, amikor két elvezetésben monitorozható a légzés, általában átkapcsolhatóan választható ki a jobb légzésjelet adó elvezetés. A szimuláció során így csak a végtagi elvezetésekhez tartozó végtagi pontok közötti impedanciát érdemes finoman változtathatóra kiképezni. 19

22 Irodalmi áttekintés Oxigén-szaturáció A magasabb rend7 él(lények, köztük az ember esetében is a szervezetet alkotó sejtek m7ködéséhez szükséges gázcsere a légzés során a vérben található hemoglobin tüd(ben történ( oxigenációja, majd a szövetekben az oxigén leadása közben történik. A hemoglobin oxigénköt( képessége többek között az oxigén parciális nyomásától és néhány élettani paramétert(l függ. Ennek megfelel(en az összes hemoglobinnak csak egy meghatározott része a ténylegesen oxigént szállító oxihemoglobin. Az oxigenált hemoglobinnak az összes hemoglobinhoz viszonyított aránya az ún. oxigén-szaturáció, amit szokás egyszer7en csak szaturációnak is nevezni. Ezt a perifériás szövetekben mérve SpO 2 -vel jelölik. A szaturáció monitorozása a beteg(rz( készülékek esetében alapkövetelmény. Ezen túl egyes EKG készülékek is képesek szaturáció mérésére. A legáltalánosabban használt ún. pulzoximéterek m7ködési elve azon a felismerésen alapul, hogy az oxihemoglobin és a hemoglobin a különböz( hullámhosszú fényt más-más mértékben engedi át. A szokásos szenzorok, melyek a perifériás vér oxigénszaturációját tudják mérni, a perifériás szövetet (például ujjat, fülcimpát) kétféle hullámhosszúságú fénnyel világítják át, miközben a vizsgált szöveten áthaladó fények intenzitását mérik, vagy a szövetet megvilágítva a szövetb(l reflektált fény er(sségét érzékelik. Általában ujj- vagy fülcsipeszt használnak, de állatgyógyászatban nyelvre is szokás a csipeszt helyezni, s(t létezik rectalis típus is. A reflexiós elven m7köd( szenzorokat a b(rfelületre ragasztják. A szenzorok kialakítása egyszer7, egy infravörös és egy vörös LED-b(l, valamint egy fotodiódából állnak. A két LED másodpercenként kb. százszor felváltva világítja meg a fotodiódát, így azzal a szöveteknek és benne a vérnek a kétféle hullámhosszon tapasztalható fényátereszt( képessége mérhet(vé válik. A két megvilágításhoz tartozó fotodióda-áramból, ami az adott hullámhosszhoz tartozó fényátereszt( képesség függvénye, a szaturáció kiszámítható, míg az infravörös tartományban történ( méréssel a pulzusgörbe (PLETH - Plethismograph) jeleníthet( meg. A két hullámhosszhoz tartozó abszorpciók aránya és a szaturáció közti összefüggést az ún. R-görbe adja meg. Ez a görbe elméletben (a Beer-Lambert törvény szerint) közel lineáris, a gyakorlatban azonban egy empirikusan korrigált görbét használnak, 20

23 Irodalmi áttekintés (6.ábra) ami gyártótól, az adott szenzortól és a pulzoximéter modultól is függhet. 6.ábra. Csillapítási arány oxigén-szaturáció görbék A pulzoximéterek teszteléséhez használható szimulátor megvalósítására több megoldás ismert. Az egyik megoldás szerint egy speciális folyadékot tartalmazó m7ujjra helyezik az érzékel(t. A folyadék pulzálásáról a vizsgálatot végz( személy gondoskodik úgy, hogy a m7ujjat az ujjával finoman nyomkodja, vagy ezt a pumpálást egy berendezés végzi, változtatható pulzusszámmal. A m7ujjban található folyadék összetételét(l függ a két vizsgált hullámhosszon az abszorpció, így néhány (a BC Group Finger Phantom terméke esetén például 80%, 90% és 97%) szaturáció értéknek megfelel( m7ujj készíthet(. A felhasznált folyadékokban lev( pigment bomlása miatt a m7ujjak kb. 1 évig, 20-30ºC között tekinthet(k hitelesnek. Az elektronikus megoldás szerint a szimulátor m7ujjában elhelyezett detektorok figyelik, hogy a vizsgálandó készülékhez csatlakoztatott szenzorban az adott pillanatban melyik LED világít. Ennek megfelel(en az ugyancsak a m7ujjba beépített LED a mérend( szenzor fotodiódáját megvilágítja. A megvilágítás amplitúdója az adott pillanatban függ attól, hogy éppen az infravörös vagy a vörös tartomány abszorpcióját kell szimulálni, az abszorpció pillanatnyi értéke pedig a szimulálni kívánt szaturációtól illetve a pulzusgörbét(l függ. Természetesen lehetséges a szimuláció úgy is, hogy szenzort nem alkalmazunk, pusztán a vizsgálandó berendezés LED-meghajtó jeleit figyelve állítjuk el( a fotodiódának megfelel( jelet. Az elektronikus szimuláció során esetleg különféle R-görbéket kell tudni szimulálni 21

24 Irodalmi áttekintés az egyes szenzoroknak illetve pulzoximétereknek megfelel(en, ha a szaturáció pontossága követelmény, azaz ha kalibrált m7szerre van szükség. Az artefaktok közül a mozgási artefakt az abszorpció változását vonja maga után, ezzel zavarva a pulzusgörbét. A szaturáció értékére elvben a mozgás nincs hatással, hiszen mindkét hullámhosszon ugyanúgy változik a mozgás hatására a fényáteresztés. További artefakt a túlságosan er(s küls( megvilágítás, aminek hatására az érzékel( fotodióda telítésbe megy, így nem tudja a feladatát, a LED-ek által kibocsátott és a szövetek által csillapított fényt megfelel(en érzékelni. További zavaró tényez( lehet a mesterséges megvilágítás hálózati frekvenciával történ( modulálásának hatása. Az 50 illetve 60 Hz-es moduláció ugyanis megjelenik az érzékel( fotodiódáján is, ezzel zavarva a mérést. Tulajdonképpen nem artefakt, de a mérést szintén befolyásoló és a szimuláció során figyelembe veend( tényez( a szövetek pulzustól független abszorpciója, ami a b(r színét(l, vastagságától stb. függ H<mérséklet A testh(mérséklet mérése nem csak a lázas állapot indikálására szolgál, hanem fontos szerepe van a hypothermiában végzett m7tétek során is. Nyitott szívm7tét során például 29 C körüli h(mérséklet7re h7tik a paciens testét, nehogy a csökkent vagy id(legesen leállított vérkeringés következtében szöveti károsodás alakuljon ki. Magát a szívet pedig még ennél is alacsonyabb h(mérséklet7re h7tik. Ez esetben nyilván fontos a pontos h(mérséklet ismerete. Bizonyos terápiás eljárások során pedig éppen a testh(mérséklet megemelése a cél, ekkor rendkívül fontos a szervezetben található fehérjékre káros magas h(mérséklet elkerülése, tehát ezekben az esetekben is pontosan, megbízhatóan kell tudni a h(mérsékletet mérni. Rossz általános állapotú betegek esetében is nagy jelent(sége van a testh(mérséklet normál tartományon belüli értékének. A h(mérséklet mérését továbbá dokumentálási célból is végzik. Az (rz(készülékek, m7téti monitorok esetén a leggyakrabban használt h(mér( átalakítók m7ködése a h(mérsékletfügg( ellenállásokon alapul. A Yellow Springs cég által bevezetett és ma világszerte alkalmazott YSI400 és az ezzel kompatibilis átalakítók egy NTC ellenállást tartalmaznak. Az ellenállás méréséb(l 22

25 Irodalmi áttekintés különböz( számítások, táblázatok felhasználásával a h(mérséklet jobb, mint 0.1 C pontossággal mérhet(. A másik gyakran használt szenzor az YSI700 kompatibilis átalakító, mely két NTC ellenállást tartalmaz. Ilyen átalakítókból számos kivitel létezik, b(rfelületen elhelyezhet(, nyel(cs(be, szájnyílásba vagy rectalisan bevezethet(. Speciális típusok képesek az áramló vér h(mérsékletét mérni úgy, hogy az érzékel( egy fém cs(höz illeszkedik, a csövön pedig küls( keringetés esetén a vért átvezetik. A h(mérséklet mérésekor a következ( megfontolásokat tartják szem el(tt, tehát a szimuláció során a következ(kre kell ügyelni: A h(mér( érzékel( jelét fogadó bemenet ismeretlen potenciálon van, nem biztos, hogy valamelyik pont földelt. Az érzékel(nek az átfolyó mér(áramból következ( saját melegedésének kiküszöbölése érdekében kis mér(áramot használnak, valamint szokás a mér(áramot csak a mintavételezés idejére egy rövid ideig bekapcsolni. A zajok hatásának eliminálása érdekében a mintavett jelen átlagoló sz7rést végeznek. A h(mér(szenzor szimulálása viszonylag egyszer7 feladatnak t7nik, hiszen csak egy vagy két ellenállásértéket kell el(állítani. A nehézség akkor jelentkezik, ha az el(állítandó h(mérséklet értékeknek kalibráltnak kell lenniük, ekkor ugyanis az ellenállást nagy pontossággal kell szimulálni. A kereskedelemben kapható szimulátorok legtöbbje esetében ezért a szimulálható h(mérséklet nem állítható be tetsz(leges értékre, hanem csak néhány fix érték közül választhatunk, hiszen a h(mér(csatornák esetében általában nem a szimuláció, hanem inkább a tesztelés, a pontosság ellen(rzése a cél. Ennek ellen(rzésére akár fix, kalibrált ellenállások is megfelelnek. Mivel a kifejlesztend( szimulátor célja nem a hardver tesztelése, hanem alapvet(en a szoftver-rendszer fejlesztése során történ( tesztelés, ezért célszer7 a sok lépcs(ben beállítható, de esetleg pontatlanabb h(mérséklet-szimuláció mellett dönteni Egyéb szokásos paraméterek Beteg(rz( illetve m7téti monitorok a következ( paramétereket képesek az eddigiekben felsoroltakon kívül mérni: M7téti monitorokban, f(leg anaesthesiológiai felhasználásnál a készülékek fontos feladata a gázkoncentrációk (ki- és belélegzett oxigén, szén-dioxid, altatógázok stb.) mérése. A már említett EEG és spirometria 23

26 Irodalmi áttekintés sokkal ritkábban fordul el( szolgáltatásként. Gyakorta igény viszont a perctérfogat (Cardiac Output) mérése, amit leginkább a termodilúciós módszerrel végeznek. Ez a feladat a monitor részér(l h(mérsékletek szélesebb tartományban történ( pontos mérését és ennek alapján különböz( számítások elvégzését igényli. Speciális többlumen7 katéter segítségével a katéter elején lév( nyomást folyamatosan figyelve, s így következtetve a katéter helyére eljutnak a megfelel( érszakaszba, majd ekkor egy folyadék bolust, melynek h(mérsékletét folyamatosan mérik, a katéter egy pontján bejuttatják a vérkeringésbe, és a katéternek egy a vérkeringés szempontjából távolabbi pontján a h(mérséklet változást mérik. Ehhez a méréshez tehát két h(mérséklet és egy nyomás mérése szükséges. A perctérfogat mérés szimulációját a kés(bb ismertetend( Lionheart 3C készülék képes elvégezni. Ezen paraméterek megemlítésére csak a jelek áttekintésének kedvéért került sor, szimulálásukkal a továbbiakban nem foglalkozom, a szimulátorban történ( megvalósítást jelenleg nem tervezem. Természetesen vannak további monitorozott jelek, paraméterek, de célom a leggyakrabban felhasznált, megfigyelt jelek tulajdonságainak megismerése volt Élettani jeleket tartalmazó adatbázisok A biológiai jeleket tartalmazó adatbázisokat rendszerint referencia célból alkotják. [1] Az adatbázisok létrehozásával kapcsolatban számos kérdés merül fel. Azon túl, hogy az egyes jeleket milyen készülékekkel rögzítik, szükséges a mintavételi frekvencia és a felbontás meghatározása is. Szintén lényeges, hogy a jeleket hány alanyról veszik fel, és rajtuk hány mérést kell végezni. Fontosak lehetnek a földrajzi körülmények is, lehet(ség szerint földrajzilag minél szélesebb területr(l kell az alanyokat kiválogatni ahhoz, hogy a minta kell(en reprezentatív legyen. Megfelel( körültekintéssel a felállítható a szükséges kritérium-rendszer. Mivel a biológiai jeleket tartalmazó adatbázisokat tudományos és referencia célokra használják, az egyik cél a lehet( legjobb jelmin(ség elérése. Ennek biztosítására fontos lenne megfelel( el(írásokat megfogalmazni, egyel(re azonban ilyen általános irányelvek nincsenek felállítva. Általában az adatbázisokba kerül( felvételeket több helyen készítik, így ügyelni kell a hasonló feltételek kialakítására. Legtöbbször a biológiai jelek rögzítésének célja els(dlegesen nem az adatbázisok el(állítása, hanem 24

27 Irodalmi áttekintés például intenzív (rz(ben a betegek megfigyelése, diagnózis felállítása és csak másodlagos szempont a jelek archiválása, az adatbázis el(állítása, így az el(álló jelek nagyban függenek az els(dleges céltól. A nyers fiziológiai jelek rögzítésekor kapott eredmény nagyban függ az er(sít(k és sz7r(k beállításaitól, ami a jel/zaj viszonyt és a jelek kés(bbi felhasználhatóságát befolyásolja. A hasonló beállítások ellenére a különféle készülékekkel felvett minták gyakran különböznek, ami a különböz( gyártók szenzorainak, er(sít(inek és sz7r(inek különböz( megvalósításában rejlik. Különösen igaz ez a nagyon kis szint7, például EEG jelek esetén, így az adatbázisokban rögzíteni kell ezen információkat is. Fontos a különböz( tulajdonságú, esetleg külön készülékekkel rögzített élettani jelek egymáshoz történ( szinkronizációja is. Intenzív (rzés esetén a külön készülékekb(l származó jelek esete gyakran el(fordul. Az adatbázisok kapcsán fontos kérdés az adatok tárolásának struktúrája. Ahhoz, hogy a rögzített jelekhez és a hozzájuk rendelt annotációkhoz szisztematikusan hozzá lehessen férni, szükséges a formátumok egységesítése. A poliszomnográfiás vizsgálatoknál például elterjedt az ún. EDF (European Data Format) formátum. Ennél egy állomány tartalmazza az egész felvételt, amelyben a jelek különböz( felbontásúak, mintavételi frekvenciájúak lehetnek, valamint a paciens adatainak, eseményeknek, annotációknak a tárolása is lehetséges. Az EDF formátumon kívül még számos formátum létezik, ezekre itt csak felsorolás szintjén térek ki: A f(leg EKG adatok rögzítésére kifejlesztett CEN/ENV 1064, más néven SPC-ECG formátum, a HL-7 kórházi nyelvvel együttm7köd( ASTM formátum, ami f(ként neurofiziológiai jelek tárolására szolgál, valamint a CEN-TC251/FEF formátum, amely (rz(k, altató egységek, egyéb jelforrások jeleinek tárolására használható. Ezeken kívül léteznek egyéb, kevésbé elterjedt formátumok is, például az EBS (Extensible BioSignal format), melyet f(ként epilepszia vizsgálatokra, EEG és EMG jelek tárolására fejlesztettek ki. A SIGIF formátum egyforma frekvenciával mintavett jelek tárolására alkalmas többféle ábrázolás szerint. Az MIT-BIH által használt formátum is egy újabb ábrázolási mód. 25

28 Irodalmi áttekintés A tényleges rögzítés során az amplitúdó felbontás és a mintavételi frekvencia a szükséges kiinduló paraméterek. Természetesen ezen paraméterek igen er(sen függenek a rögzíteni kívánt élettani jelt(l. Például EKG felvételek esetében a bites felvételek az általánosak, légzés, pulzusgörbe ábrázolásához ennél kisebb felbontás is elegend(. A mintavételi frekvenciával kapcsolatos követelmények még egy adott típusú jel esetében is változnak annak függvényében, hogy az adatbázist milyen alkalmazásra szánják. Például egy alvásvizsgálat során nyilván nem szükséges olyan felbontású EKG rögzítés, mint egy terheléses EKG készítése közben. A következ(kben röviden áttekintem az általam is használt PhysioNet által szolgáltatott adatbázisokat. Mint említettem, a PhysioNet egy ingyenesen elérhet(, web-alapú adatbázis forrás. Mind a különböz( jelek, mind a feldolgozásukhoz szükséges szoftverek GNU GPL nyílt forráskóddal rendelkezésre állnak (PhysioToolkit). Ezen felül egyéb információk, segédletek is elérhet(k. Jelenleg különféle kardiopulmonáris, neurális és egyéb többparaméteres adatbázisok tölthet(k le, egészséges és beteg emberekr(l készített felvételekkel. Számos elváltozást, eseményt rögzítettek, például hirtelen szívhalált, epilepsziás rohamot, rendezetlen járásmintákat, alvási apnoét. A PhysioBank nev7 adatbázis mintegy 40GB rögzített jelet tartalmaz, melyeket 21 csoportba soroltak. Ezek felsorolásától most eltekintek, helyette csak a téma szempontjából érdekes adatbázisokat emelem ki: Az MIMIC adatbázis 72 darab, (rz(készülékr(l rögzített, egyenként 40 órás felvételt tartalmaz. 500Hz mintavételezés7 EKG jeleket, véres vérnyomás görbéket, légzésjelet, valamint az (rz(készülékek által számított paramétereket, eseményeket tartalmazzák az egyes rekordok. Ez a szimulátor szempontjából az egyik legérdekesebb adatbázis. A csak EKG adatbázisok közül említésre érdemes az MIT-BIH arrhythmia adatbázis, amely 48, egyenként fél órás felvételt tartalmaz. Ez volt az els(, nagyobb publicitású EKG adatbázis, melyet 1975 és 1979 között rögzítettek, és az 1980-as években prezentáltak digitális formában. Az adatbázis kifejleszt(i ma azonban már úgy gondolják, hogy ez az adatbázis már megtette azt s(t többet is amire létrehozásának idején szánták, szükséges új adatbázisok készítése. További hasznos adatbázis az MIT-BIH Noise Stress Test adatbázis, mely els(sorban az automatikus EKG feldolgozó eszközök zajt7résének vizsgálatát szolgálja. Az Európai ST-T 26

29 Irodalmi áttekintés adatbázis mely 90 félórás felvételt tartalmaz célja különféle ST-szintet kiértékel( algoritmusok tesztelése. Irz(monitorok tesztelésére rendkívül hasznos a veszélyes kamrai arrhythmiákat tartalmazó MIT-BIH Malignant Ventricular Arrhythmia Database. Ez 22 darab 35 perces felvételt tartalmaz, 42 fibrillációval, 60 flutterrel, 89 kamrai tachykardiával. Az adatbázis ritmus és jelmin(ség annotációkat tartalmaz. Hasonló a Creighton University Ventricular Tachyarrhythmia Database (CUDB) is. Az MIT-BIH adatbázisok között létezik még szupraventrikuláris arrhythmiákat és pitvarfibrillációkat, ST elváltozásokat, hosszúidej7 (Holter) EKG felvételeket, normál szinusz ritmust tartalmazó adatbázis is. Az említett PhysioToolkit szoftvercsomagban az adatbázisokat konvertáló, megjelenít(, feldolgozó programok találhatók. A nyílt forráskód lehet(vé teszi a saját szoftverekbe történ( integrálást is. A Windows alá írt WVIEW programmal a 7.ábra. A PhysioToolkit WVIEW programja különböz( adatbázisok jeleit lehet megtekinteni. A konverter programokkal lehetséges az összes adatbázis jeleit a kívánt mintavételi frekvenciával egy, a jeleket szövegfájl formájában tartalmazó állománnyá alakítani. A szimulátor a továbbiakban ezekb(l az állományokból dolgozhat. A 7. ábrán az MIMIC adatbázisból származó, (rz(készülékr(l rögzített jelek láthatók. A 473-es rekord 3 csatorna EKG-t, egy véres vérnyomás-görbét, pulzusgörbét és légzésgörbét tartalmaz. 27