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    一種高清心電圖記錄方法

    2021-06-11 08:17:12朱文婕孔祥勇孫謙
    中國(guó)醫(yī)療器械雜志 2021年3期
    關(guān)鍵詞:波群插值法心電

    【作 者】朱文婕,孔祥勇,孫謙

    1 蚌埠醫(yī)學(xué)院 公共基礎(chǔ)學(xué)院,蚌埠市,233030

    2 上海理工大學(xué) 醫(yī)療器械與食品學(xué)院,上海市,200093

    0 引言

    心電圖是通過(guò)心電設(shè)備在體表測(cè)量心肌電位變化的圖形,是反映人體心臟電活動(dòng)狀況的一項(xiàng)重要的指標(biāo)[1]。目前,臨床上最常用的心電設(shè)備是常規(guī)心電圖機(jī),也叫靜態(tài)心電圖機(jī)。靜態(tài)心電圖機(jī)記錄的心電圖能反映心電P-QRS-T波群,常用于臨床精確分析[2],其設(shè)計(jì)原理大多是先采用多級(jí)模擬放大器和濾波器進(jìn)行放大/濾波,再用12~ 16位的模數(shù)轉(zhuǎn)換器(analog to digital converter,ADC)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換,然后用微控制器(micro control unit,MCU)進(jìn)行數(shù)字信號(hào)處理[3-4]。按照美國(guó)心臟協(xié)會(huì)規(guī)定,心電信號(hào)標(biāo)稱值的幅值范圍為0.05~ 5 mV。由于心電放大器的放大倍數(shù)通常在1 000倍[5],因此,對(duì)于一個(gè)心電設(shè)備來(lái)說(shuō),12位和16位ADC往往可以提供微伏和亞微伏級(jí)的分辨率,能夠滿足心電圖記錄的要求。然而,模擬放大器和濾波器均產(chǎn)生內(nèi)部噪聲,多級(jí)模擬電路產(chǎn)生的內(nèi)部噪聲遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于每級(jí)的累積。此外,在心電信號(hào)采集中還伴隨著各種干擾,噪聲和干擾很容易導(dǎo)致整個(gè)采集系統(tǒng)的噪聲達(dá)到幾十微伏。對(duì)于正常P波來(lái)說(shuō),肢體導(dǎo)聯(lián)小于0.25 mV,胸前V1~V2導(dǎo)聯(lián)小于0.2 mV。因此,系統(tǒng)噪聲過(guò)大會(huì)導(dǎo)致P波顯示不清。

    近年來(lái),隨著電子技術(shù)的發(fā)展,可穿戴心電設(shè)備和手持式心電設(shè)備的出現(xiàn)使得心電監(jiān)護(hù)從醫(yī)院走向了家用。然而,這些設(shè)備在使用的過(guò)程中容易產(chǎn)生干擾,使得心電P-QRS-T波群中往往只有R波能夠顯示,其余心電波形顯示不清。為了解決以上問(wèn)題,提出了一種高清心電圖記錄方法,可以滿足各種應(yīng)用場(chǎng)景中心電圖精準(zhǔn)分析的要求。

    1 方法

    1.1 心電信號(hào)采集和預(yù)處理

    本研究采用直流耦合的低倍數(shù)放大器進(jìn)行放大,然后采用24位高分辨模數(shù)轉(zhuǎn)換器進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換,再用32位微處理器進(jìn)行數(shù)字濾波處理,將采集的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在TranFlash(TF)卡中。模擬前端選用ADS1255(TI,USA),微處理器選用PIC32MX系列(Microchip,USA),電源模塊選用TPS63001(TI,USA),TF卡選用SanDisk公司的存儲(chǔ)卡。整個(gè)硬件系統(tǒng)如圖1所示。

    圖1 高清心電圖硬件系統(tǒng)Fig.1 Diagram for the hardware system of high-definition EEG recorder

    1.2 R波位置識(shí)別

    心電P-R-T波群位置識(shí)別方法有很多種,如閾值法、模板匹配法、小波變換法、神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法、數(shù)學(xué)形態(tài)法等[6]。采用了SO等[7-8]提出的SC算法,該算法較為簡(jiǎn)便,適用于對(duì)心電信號(hào)的實(shí)時(shí)檢測(cè)。其基本原理為:對(duì)所得的心電信號(hào)波形求五點(diǎn)差分,繼而得到對(duì)應(yīng)于過(guò)零點(diǎn)的斜率,將其與閾值進(jìn)行比較,從而獲得R波群的起點(diǎn)及R波位置。對(duì)于時(shí)段長(zhǎng)度為h的ECG數(shù)據(jù),其幅度用X(h)表示,則波形的斜率為:

    則斜率的閾值為:

    若過(guò)某點(diǎn)的斜率首次大于閾值,則該點(diǎn)為R波群的起點(diǎn)。將R波起點(diǎn)的高度定為m,起點(diǎn)后最高的點(diǎn)即為R點(diǎn),R點(diǎn)的實(shí)際高度定義為n,計(jì)算所得最高點(diǎn)高度max的迭代式為:

    則式(2)中的0.7應(yīng)被重新確定為:

    其中,i為單極濾波器的過(guò)濾參數(shù)。

    1.3 信號(hào)疊加平均算法

    疊加平均算法是檢測(cè)心室晚電位中的一項(xiàng)關(guān)鍵技術(shù)[9]。正常情況下,一個(gè)完整的心電周期波形包括P波、R波和T波。由于每個(gè)心電周期波形之間有著極大的相似性,因此,心電信號(hào)是一種典型的準(zhǔn)周期信號(hào)。疊加平均算法充分利用了心電信號(hào)的準(zhǔn)周期特性、心拍之間形態(tài)的相似性以及噪聲的隨機(jī)性來(lái)達(dá)到提高信噪比的目的。常用的是時(shí)間疊加技術(shù),即對(duì)200~ 300次心搏按時(shí)間進(jìn)行疊加,從而把噪聲降低到1 μV以下。在常規(guī)心電圖記錄中,10~30個(gè)周期的疊加即可得到比較清晰的心電圖波形。

    本研究以R波為分界點(diǎn)進(jìn)行分割、插值并進(jìn)行疊加平均。

    對(duì)于給定的連續(xù)記錄的心電波形,若讀取N個(gè)周期,提取每個(gè)周期心電波形的R波,以R波為分界點(diǎn)進(jìn)行分割,對(duì)應(yīng)的數(shù)組分別為Ri,其中i=1,2,3,...,N,N為心電波形的周期數(shù)。

    由于心率變異性的存在,在固定的采樣率下,每個(gè)心電周期數(shù)據(jù)長(zhǎng)度不一樣。因此需要對(duì)Ri數(shù)組進(jìn)行插值處理,使得每個(gè)心電周期的數(shù)據(jù)長(zhǎng)度一樣才能進(jìn)行疊加平均處理。常用的插值方法有拉格朗日插值法、牛頓插值法、樣條插值法、線性插值法等[10]。其中拉格朗日插值法通過(guò)構(gòu)建多項(xiàng)式進(jìn)行插值,數(shù)據(jù)計(jì)算量大,計(jì)算復(fù)雜,且容易出現(xiàn)插入負(fù)值的情況,因此不適用于心電波形的插值。牛頓插值法具有繼承性和易變化節(jié)點(diǎn)的特點(diǎn),但同樣計(jì)算復(fù)雜。樣條插值法光滑性好,但插值的光滑性容易導(dǎo)致心電波形的畸變,并且收斂性差,因此也不適用于心電波形的插值。相比之下,線性插值法計(jì)算簡(jiǎn)單且不會(huì)插入負(fù)值,因此,本研究采用線性插值法對(duì)Ri數(shù)組進(jìn)行插值。設(shè)已知Ri的兩個(gè)相鄰數(shù)據(jù)(x0,y0),(x1,y1),插入數(shù)據(jù)記為(x,y),則根據(jù)線性插值法有:

    由式(5)推導(dǎo)可得:

    當(dāng)取x為x0、x1的中點(diǎn)時(shí),插入的數(shù)據(jù)為:

    通過(guò)式(6)可將Ri數(shù)組插值成長(zhǎng)度為M的數(shù)組R'i。R'i的第j個(gè)元素為R'i(j),設(shè)疊加后的心電波形為A,對(duì)于任意j=1,2,3,...,M,有:

    2 實(shí)驗(yàn)方法及結(jié)果

    基于上述原理,設(shè)計(jì)了心電圖采集裝置,同時(shí)基于C#開(kāi)發(fā)了相應(yīng)的應(yīng)用程序。以下為部分實(shí)驗(yàn)測(cè)試結(jié)果。

    2.1 安靜狀態(tài)下受試者心電測(cè)試

    使用一次性凝膠型心電電極片采集一名受試者在安靜狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形,其中一段如圖2所示。P-QRS-T波群中,P波存在噪聲,顯示不夠清晰。將該段心電波形采用疊加平均處理后,波形如圖3所示??梢钥闯?,P-QRS-T所有波群清晰可見(jiàn),P波清晰,ST段有明顯壓低。因此,該方法能夠降低噪聲干擾,提高靜息狀態(tài)下心電圖的清晰度。

    圖2 受試者在安靜狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形Fig.2 ECG waveform in lead V5 of the subject at rest

    圖3 采用疊加平均處理后的心電波形Fig.3 ECG waveform after superimposed average processing

    2.2 非安靜狀態(tài)下心電測(cè)試

    使用一次性凝膠型心電電極片采集一名受試者游戲狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形,其中一段如圖4所示。在該段心電波形中,有比較多的肌電干擾,P波顯示不清。經(jīng)過(guò)疊加平均處理后的心電波形如圖5所示,P-QRS-T波群非常清晰,可知該方法能較好地克服肌電干擾,進(jìn)而提高心電波形的清晰度。

    圖4 受試者游戲狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形Fig.4 ECG waveform in lead V5 in the game state

    圖5 經(jīng)過(guò)疊加平均處理后的心電波形Fig.5 ECG waveform after superimposed average processing

    3 結(jié)論

    本研究通過(guò)分析心電信號(hào)的采集和預(yù)處理方法,同時(shí)給出了R波位置的識(shí)別方法,進(jìn)而提出一種基于信號(hào)疊加平均算法的心電波形處理方法,通過(guò)對(duì)心電波形進(jìn)行插值和疊加平均計(jì)算,有效提高了心電波形的清晰度。最后,通過(guò)安靜狀態(tài)下受試者心電波形處理前后的對(duì)比,驗(yàn)證了本方法對(duì)外部噪聲具有抑制效果;通過(guò)游戲狀態(tài)下受試者心電波形處理前后對(duì)比,驗(yàn)證了本方法對(duì)肌電干擾亦具有抑制效果。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,本方法可以有效地提高心電波形清晰度,具有良好的應(yīng)用前景。

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