CN104203091A - 使用自适应阈值的实时qrs检测 - Google Patents

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CN104203091A CN 201380014120 CN201380014120A CN104203091A CN 104203091 A CN104203091 A CN 104203091A CN 201380014120 CN201380014120 CN 201380014120 CN 201380014120 A CN201380014120 A CN 201380014120A CN 104203091 A CN104203091 A CN 104203091A
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Abstract

一种用于分析ECG数据的移动系统,其包括耦合到移动消费装置上的模拟前端模块。所述模拟前端模块经配置以收集来自一个或多个导联的ECG数据并且可操作以将模拟ECG数据转换成数字ECG数据。所述移动消费装置例如智能手机(400)经耦合接收所述数字ECG数据(150),并且经配置以使用滤波器(436)来执行QRS检测(451),所述滤波器的截止频率被实时地调适成噪声水平。ECG信号被非线性放大(431)并且得到三个窗口化阈值信号(D、E、J)。用于QRS检测的截止频率被动态地选择(439)为阈值信号的函数。仅当采样值等于第一阈值信号并且超过经滤波的阈值信号时才将经放大的信号中的采样识别为心跳点。

Description

使用自适应阈值的实时QRS检测

技术领域

[0001] 本发明总体上涉及心电图信号的分析,并且具体涉及出于此目的的低成本消费装 置的使用。

背景技术

[0002] 心电图(ECG或EKG)是如通过附接到皮肤的外表面上的电极所检测并且通过在身 体外部的装置所记录的在一个时段内心脏电活动的经胸(跨越胸腔或胸部)解释。通过此 无创伤性过程产生的记录被称为心电图(也称为ECG或EKG)。心电图(ECG)是记录心脏的 电活动的测试。

[0003] ECG用于测量心跳的速率和规律性以及心室的大小和位置、对心脏的任何损害的 存在,以及用于调节心脏的药物或装置(例如起搏器)的效果。

[0004] ECG装置检测并且放大当在每次心跳期间心肌去极化时所引起的皮肤上的微小电 变化。在休息时,每个心肌细胞具有跨越其外壁(或细胞膜)的负电荷(膜电位)。将此负 电荷朝零增加(通过正离子Na+以及Ca++的注入)被称为去极化,所述去极化激活细胞中 的导致细胞收缩的机制。在每次心跳期间,健康的心脏将具有去极化波的有序前进(所述 去极化波通过窦房结中的细胞触发)、扩散通过心房、穿过"内在传导路径",并且随后在整 个心室扩散。这被检测为放置在心脏两侧的两个电极之间的电压上的微小上升以及下降, 所述上升以及下降在显示屏上或者在纸上显示为波状线。此显示指示心脏的整体节律以及 心肌的不同部分的弱点。

[0005] 通常,使用两个以上电极并且它们可以组合成多对,例如:左臂(LA)、右臂(RA)以 及左腿(LL)电极形成三对:LA+RA、LA+LL,以及RA+LL。来自每对的输出被称为导联。每个 导联据称从不同的角度观察心脏。不同类型的EKG可以通过所记录的导联数来命名,例如3 导联、5导联或12导联EKG(有时简单地称为" 12导联")。12导联EKG是其中12个不同的 电信号在大致相同的时刻被记录并且通常将用作EKG的一次性记录的EKG,所述一次性记 录传统地作为纸质复本打印出。3导联以及5导联EKG往往被连续监控并且仅在适当的监 控装置的显示屏上被观察,例如,在手术期间或当在救护车中运输时。根据所使用的设备, 可能存在或可能不存在3导联或5导联EKG的任何永久性记录。

[0006] 大体上存在两种类型的现有心脏监控器:1)具有有限能力的健身便携式监控器, 例如仅具有心率,而没有ECG波形,没有预警,并且QRS检测器性能较差;2)医疗级监控器, 所述监控器实际上并非便携的,但其具有良好的性能并且提供预警。ECG、EMG(肌电图)、 EEG(脑电图)等医疗级设备的成本对消费者仍是过于昂贵的。一些现有解决方案可能具有 良好的性能,但它们不是实时的。一些其它解决方案是便携且实时的,但显示出不良性能, 例如健身心率监控器。医疗级设备具有合理的性能并且大体上实时地操作,但其对于用作 便携式设备而言不够紧凑并且十分昂贵。

附图说明

[0007] 图1是图示了在移动ECG系统内的本发明的一个实施例的框图;

[0008] 图2-3图示了通过图1的移动ECG系统分析的ECG曲线;

[0009] 图4是通过图1的ECG系统实施的实时ECG滤波器的示意性图示;

[0010] 图5是由图4的滤波器所使用的准线性回归的曲线;

[0011] 图6、7A-7D图示了在通过图4的实时ECG滤波器对ECG信号进行的分析期间产生 的波形;

[0012] 图8-9是图示了由图1的ECG系统对报警条件进行的检测的时序图;

[0013] 图10是图不了通过ECG系统进行的ECG分析操作的流程图;

[0014] 图11图不了利用移动手机的移动ECG系统的另一实施例;以及

[0015] 图12A-12B图示了移动ECG系统的其它实施例。

具体实施方式

[0016] 由于DC偏置以及各种干扰信号的存在,因此ECG信号的测量是具有挑战性的。对 于典型的电极,此电位可以高达300mV。干扰信号包括来自电源的50/60-Hz干扰、由于患者 移动导致的运动伪影、来自电外科手术设备、除颤脉冲、起搏器脉冲,其它监控设备等的射 频干扰。本发明的实施例以高检测性能实现了对心脏异常的实时处理以及分析,从而使得 能够在退化条件下产生实时预警,所述退化条件可能由身体运动、电极的摩擦或变形、正在 测试的个人的安装导致。本发明的实施例可以使用经适当配备的移动消费装置来实施,例 如智能手机、平板计算机、个人数字助理、个人计算机等。其它实施例可以在例如医疗级固 定或移动平台中实施。下文将更加详细地描述QRS检测算法,所述算法使用通过IIR(无限 脉冲响应)滤波器耦合至自适应的已滤波的阈值上的若千级联的滤波器,利用对数比例缩 放到原始信号的噪声水平进行实时地调适所述IIR滤波器的截止频率。

[0017] QRS检测算法通过采用反馈自适应IIR滤波器来使用经相对滤波的阈值,在所述 IIR滤波器中,截止频率随信噪比而变化。使用滑动窗口根据峰值与平均值的比率计算出信 噪比。因此,所述算法能够实时地调适自身,并且即使在存在使用者的激烈运动、噪声或其 它伪影的情况下,也能够提供非常准确的QRS检测以及PQRST形状保留。因此,可以准确检 测到使用者心脏预警。

[0018] 图1是图示了在移动ECG系统100内的本发明的实施例的框图。模拟前端部分11〇 耦合到一组导联(lead) 120上,所述导联耦合到正被监控的主体(subject) 130上。所监控 的主体130通常是人;然而,本发明的实施例可以用于监控其它类型的主体,例如牲畜、鸟、 或爬行动物等。监控导联120包括附接到主体130上的各个点上的多个导联。通常,三个、 五个、七个或十二个导联被用来ECG监控;然而,本发明的实施例不限于任何特定数目的导 联。

[0019] 模拟前端部分110可以包括用于从所述导联120组中选择各种信号的多路 复用器111、在每个输入上的EMI(电磁干扰)以及低通滤波,以及包括高通滤波的 Δ-Σ (delta-sigma)模数转换器112。可以从输入信号中的一个或多个的选定组合中得 到右腿驱动(RLD)信号113。

[0020] 标准监控需要0· 05Hz到30Hz之间的频率。诊断监控需要〇. 〇5Hz到1000Hz中的 频率。可以利用高输入阻抗测量放大器(INA)来消除50Hz/60Hz共模干扰中的一些,所述 高输入阻抗测量放大器去除这两个输入共同的AC线路噪声。为了进一步抑制线路电源噪 声,通过放大器使信号反相并且通过右腿将该信号驱动回到患者体中。仅需要几微安或更 小的电流来实现显著的CMR改进并且保持在UL544限制内。另外,50/60HZ数字陷波滤波器 用于进一步减少此千扰。

[0021] 模拟部分110可以被实施在单个集成电路例如ADS1294/6/8/4R/6R/8R中,所 述ADS1294/6/8/4R/6R/8R是一族多信道、同时取样、24位的Λ-Σ模数转换器(ADC),所 述Δ-Σ模数转换器具有内置式可编程增益放大器(PGA)、内部基准、以及机载振荡器。 ADS1294/6/8/4R/6R/8R并入在医疗心电图(ECG)以及脑电图(EEG)应用中通常需要的所有 特征。在可获自德州仪器公司(Texas Instruments)的2012年1月修正的数据表SBAS459I 中更加详细的描述ADS129X装置,数据表SBAS459I通过引用结合在此。

[0022] 当使用低分辨率(16位)ADC时,信号需要被显著放大(通常ΙΟΟχ到200x)来获 得所需的分辨率。当使用高分辨率(24位)Λ - Σ ADC时,信号需要适中的增益,例如,0到 5x。因此,消除DC偏置所需的第二增益级以及电路可以被去除。这导致面积以及成本的总 体减少。Δ-Σ方法保留信号的整个频率含量(content)并且对于数字后处理给予充足的 灵活性。

[0023] 信号处理部分140经耦合以接收来自模拟部分11〇的数字ECG数据的流150。数 字信号处理器(DSP) 141耦合到可以存储界定各种信号处理算法的指令的非易失性存储器 144上。随机存取存储器(RAM) 143可以由DSP 141用于执行各种信号处理算法的同时进行 数据的存储。显示驱动器142可以是管理显示在显示装置145上的图形用户界面(GUI)的 微控制单元(MCU),显示装置145可以是例如液晶显示屏(LCD)、或现在己知或以后开发的 任何其它显示装置。DSP 141以及MCU 142可以被实施在单个1C中,例如,可获自德州仪器 公司的0ΜΑΡ(开放多媒体应用平台)装置等。其它实施例可以使用现在已知或以后开发的 处理器或信号处理器的其它实施方式。例如,不同类型的片上系统( SoC)IC可以含有例如 两个到十六个、或更多个DSP内核。

[0024]可以提供一个或多个有线接口 146,所述有线接口支持用于将处理后的ECG信号 传递到另一系统中以用于进一步评估的USB (通用串行总线)、RS232,或其它类型的有线接 口。可以提供支持ZigBee、蓝牙、或其它类型的无线接口的一个或多个无线接口 H7,该一 个或多个无线接口用于将处理后的ECG信号传递到另一系统中以用于进一步评估。此外, 还可以提供用于经由例如蜂窝电话或数据网络将处理后的ECG信号发送到远程系统的无 线接口 147。

[0025]电源管理逻辑1〇2、时钟、温度感测逻辑以及风扇逻辑控制也可以被包括在ECG系 统1〇〇中,以针对模拟系统110以及DSP系统14〇提供电源以及温度控制。

[0026]现在在移动手机例如智能手机内可获得包括在信号处理部分14〇内的大部分或 所有组件,所述移动手机可以经编程以提供所需的信号处理。先前,ECG、EMG以及EEG设备 ^成本对于消费类型装置而言过于昂贵。当智能手机经编程以执行 ECG处理时,将模拟前 端部分110耦合到智能手机上如下文将更加详细描述地可以提供有成本有效的医疗监控 装置。

[0027]图2是图示了典型的心跳周期的曲线2〇〇。像其它生物医学信号一样,ECG被认为 是非静止过程。其平均值以及其标准偏差随时间推移而改变。然而,ECG含有有用信息,所 述有用信息可以解释为被称作PQRST图案的伪确定性图案。在每次心跳期间,健康的心脏 将具有通过窦房结中的细胞触发的去极化波的有序前进、通过心房进行、穿过"内在传导路 径",并且随后在整个心室扩散。正常ECG(EKG)由P波、QRS复合波(complex)以及T波组 成。P波表示心房去极化并且QRS表示心室去极化。T波反映心室的快速复极化的相位。 [0028] 当分析PQRST波时存在可能注意到的若干异常。所述异常可以包括以下中的一个 或多个:

[0029]-导联的反向,其中P通常是直立的,或在aVr中存在直立P波。此改变通常发现 在其中脉冲经由异常路径(例如异位心房或A-V结性节律)行进通过心房的条件下;

[0030] -增加的振幅通常指示心房肥大并且尤其在A-ν心脏瓣膜病、高血压、肺心病,以 及先天性心脏病中被发现;

[0031] -增加的宽度通常指示左心房扩大或病变心房肌;

[0032] -双相性在P波的第二半部在导联III以及VI中显著为负时,是左心房扩大的显 著标志;

[0033]-二尖瓣P波(P-mitrale)中的凹口:P通常是较宽且有凹口的,并且在导联J中 比在导联III中更高。当波峰之间的距离超过0· 04秒时,凹口被认为是显著的;

[0034]-峰值指示右心房张力。这些高尖P波通常在导联III中比在导联I中更高。这 被称为肺型P波(P-Pulmonale);

[0035] -P波的缺失发生在A-V结性节律以及S-A块中。

[0036]图3是图示了返回参考图1的在约五十秒的时段内中接收自模拟部分11〇的原 始ECG数据150的序列的曲线3〇〇。在此实施例中,模数(ADC)代码值基于24位转换器。 其它实施例可以基于不同ADC转换器精度使用不同值。噪声、伪影、来自身体中其它肌肉 的EMG(肌电图)干扰、呼吸、来自电源线的6〇Hz干扰等可能使ECG的简单分析变得困难。 为了保留PQRST信息,可能需要提供大致 3Hz到3〇HZ的带宽。在一些实施例中,高达大致 1000Hz的带宽可以增加准确性。

[0037]图4是通过图1的ECG系统实施的实时ECG滤波器400的示意性图示。每个QRS 波的稳健检测对于ECG序列的进一步数字处理是重要的。检测器即使在信噪比(SNR)退化 时也应该工作。在此实施例中,ECG滤波器被分成三个部分;部分1 410带通滤波器,部分 2 420带通滤波器,以及部分三43〇QRS检测器。返回参考图1,原始ECG的流150被接收自 模拟前端部分110。通常,如关于图3所论述,原始ECG的流将包括干扰以及失真。本文中 所描述的实时ECG滤波器的实施例针对包括基于文件的每30分钟48个记录的MIT-BIH数 据库进行测试。这是广泛用于测试QRS检测算法的参考基准。本文中所描述的实施例获得 与使用更加复杂的非实时算法的医疗级设备类似的99. 7%的灵敏度以及99. 9%的正向可 预测性。

[0038] 部分2 42〇意图提供准备用于心脏病专家解释的经带通滤波ECG。在此实施例中, 使用250Hz的采样频率通过模拟前端110来记录原始数据ECG。在另一个实施例中,可以使 用更高或更低的采样频率。使用中值滤波器(P点)似2以非线性方式滤波ECG原始数据,使 得去除所有高频成分并且随后传送通过低通滤波器LP1 423,以便去除剩余的中值滤波器 噪声。使同一 ECG原始数据延迟424P个采样并且从其中减去425LP1滤波器423的输出, 使得抑制ECG的基线漂移(wander)。中值滤波器422、LP1滤波器423、以及从原始经延迟 的信号中的减法425的组合等效于高通滤波。低通滤波器LP2似6是5阶滤波器,所述滤 波器具有33Hz的截止频率并且产生被延迟427的经滤波的ECG信号H,以便与来自部分三 430的结果对齐。输出信号Η准备用于心脏病专家进行解释。经滤波ECG信号Η的示例在 4 5〇处被图示。通过使用Ρ的适当值,整个PQRST波被保留并且未失真。通常,Ρ的值可以 选择为例如P = Fs/2。

[0039] 部分1410意图准备用于跳动检测器43〇的ECG信号。除了中值滤波器412经改 变以具有(N)的点值外,部分1与部分2是等同的。通过选择N的适当值,基线漂移、ρ波 以及T波也能在此部分上得到抑制;使得仅信号的QRS部分被保留作为信号B 444,以用于 进一步处理。通常,Ν的值可以选择为例如N = Fs/10。

[0040] 部分三43〇表示QRS检测器自身。为了放大QRS波的高频含量,对信号B求两次 平方幻1以产生信号C1。如下从信号C1中得到三个阈值信号。信号 C1非线性地按比例缩 放以形成信号C2。信号C2的每个采样k产生为延迟432Q个采样的以1〇为底的对数,如通 过等式(1)所指示。

[0041] C2k= logl〇(Clk) (1)

[0042]第一阈值信号是信号D。如通过等式(2)所指示,利用移动最大化433来产生信号 D的每个采样k,移动最大化幻3使用信号C1上的Μ点滑动窗口,所述采样获得以10为底 的对数并且延迟Q-M个采样。因此,信号D表示信号C1的峰值。

[0043] Dk = loglO (max (C! (k) · · · Q (k+M))) (2)

[0044]第二阈值信号是信号E。如通过等式(3)所指示,使用在信号C1上使用τ点滑动 窗口的移动平均化434来产生信号E的每个采样k,所述采样获得为以10为底的对数并且 延迟Q-T个采样。因此,信号E表示在窗口范围内的信号C1的平均值。

Figure CN104203091AD00091

[0045] (3)

[0046]第二阈值彳目号是fe号G。如通过等式(4)所指示,使用在信号C1上使用Q点滑动 窗口的移动最大化来获得信号G的每个k采样。

[0047] Gk = (max (Q (k)…Q (k+Q)))⑷

Figure CN104203091AD00092

[0048]信号G根据等式(5)穿过具有传递函数的滤波器Lp3 436。

[0049] (5)

[0050]财,系数al、b〇、bl根据等式(6)动态计算为信号 D与信号^间的差細 数。

[0051] Fk = s · (Dk-Ek) (6)

[0_财s是比例常数。系数a0、al、b0、 bl随后从如图5所示的准线性 其中曲线502表示系数b0以及bl,并且曲线504以函数F表示系数 &1 ,

[0053] 使用在Matlab、0ctave等环境中可获得的已知方法来计算(对于Fc = [1-10Hz] 进行迭代)31、汕、131。举例来说,函数[8,4]=811^1^,¥11)通过使用输入~=阶数以及 Wn = 2*pi*Fc/采样频率来使bO以及bl以及aO返回到[B,A]矢量中。这之后的算法是: [0054]-选择截止频率Fc以及滤波器阶数(Fc = [1-10Hz]并且阶数是1);

[0055] -对于每一对Fc和阶数,得到对应的模拟传递函数;

[0056] -使用所应用的双线性变换来获得对应的数字系数。

[0057] 在此实施例中,b0、bl以及al对截止频率Fc的变化是准线性的并且可以写成:b0 =bl = 0. 〇34*Fc+0. 064 ;al = 0· 022*Fc+0. 99。截止频率值 Fc = [1-lOHz]可以通过适 当的按比例缩放在等式中替代具有来自等式(6)的Fk的每一个采样。例如,Fk = 0的值 转化成Fc二1Hz,并且Fk为100dB的值对应于10Hz的Fc。

[0058] 第三阈值信号J由下移了 437阈值438的以dB表示的滤波器Η(z) 436的输出形 成,所述阈值在此实例中选择为:阈值=6dB。如上文所解释,信号Fk与Dk与Ek之间的差 值成比例,因此与信号C1的峰值与平均值之间的比率(在dB中的差值)成比例。当ECG 信号有噪声时,峰值与平均值的比率较低,因此H(z)的截止频率较低并且J信号(所述J 信号是主要阈值)经强烈低通滤波以避免错误检测。当信号C1是干净的时,LP3的截止频 率增加并且J信号经较弱低通滤波,并且因此可以获得C1信号的较低值。这避免遗失跳动 (错误否定)。都使用信号C2、D以及J来执行跳动检测器439的每个判定。如果C2 =二 J且C2>D,那么QRS峰被认为是真实跳动(其中"=二"意思是C2等于J)。值得注意的是, 对于每个跳动,仅在单个点上C2等于J。因此,现在可以在信号Η上对跳动进行注释,所述 信号Η被提供为部分2420的输出。

[0059] 在450处图示了具有在451处指示的经注释的心跳的示例信号Η。,该注释在解释 经滤波的ECG信号450时可以连同信号450 -起被提供给心脏病专家使用。

[0060] 心率可以如下计算,如通过等式(7)所指示。

[0061]

Figure CN104203091AD00101

/η\

[0062]其中:

[0063] Bnb是所检测到的跳动的次数;

[0064] Fs是采样频率;

[0065] N是所获得的采样的数目;以及

[0066] T是观测窗口的秒数

[0067] 图6、7A到7D图示了由实时ECG滤波器400对ECG信号进行的分析期间产生的波 形。曲线6〇2表示参考图4在实时滤波器400的部分1410的点441处通过延迟414输出 的原始的经延迟的ECG数据。曲线604表示在点442处由带通滤波器413输出的经带通滤 波的ECG信号。曲线606表示通过减法415产生的经中值滤波的信号443,并且图示出基线 漂移被抑制并且T波也被抑制。

[0068] 图7A图示了输入到实时滤波器400的部分三430中的代表信号B。在图7B中,曲 线704表示信号C2,曲线705表示信号D,并且曲线7〇6表示信号D。在图7C中,曲线704 表示信号C2、曲线707表示信号E,并且曲线 7〇8表示信号J。在图7D中,曲线710表示信 号H,并且在711处指示的点表示检测到的心跳。如上文所描述,信号Η可以被实时地传递 给心脏病专家以进行分析。

[0069]图8到9是图示了通过图1的ECG系统进行的对由ECG数据中的异常指示的预警 条件的检测的时序图。图8图示了对心率变异性(HRV)的检测,所述心率变异性是随时间 推移的两次连续跳动(R-R间隔)之间的时间差。曲线802是参考图4可以经进一步分析 以检测报警条件的示例ECG信号Η。如在803处所指示地,按照上文所描述对所检测到的心 跳进行注释。简单的HRV检测功能可以通过比较每个经注释的心跳8〇 3的计时来检测HRV。 如果HRV示出显著以及急剧的变化,那么它可以指示被称作二联律的条件。

[0070] 二联律指代略异常心律,所述略异常心律在不存在其它心血管疾病的情况下通常 没有严重的问题。此条件描述其中心脏交替进行一个"正常"跳动和一个"过早"跳动的状 态。术语"正常窦性节律"描述心脏的正常跳动,其中电脉冲在窦房结(SA结)中起始;行 进通过心房以及房室结(AV结);并且在心室中终止。当心房或者心室在接收到来自窦房 结的脉冲之前启动其自身的电脉冲时会出现过早跳动。术语"二联律"通常用于描述当正 常窦性跳动与过早心室跳动交替时的情况。

[0071] 图9图示了如在9〇2处所指示的被称作较大ST段缺失的另一条件,所述较大ST 段缺失可以容易地被检测到并且被用于实时地触发预警。参考图4,ECG信号Η可以经进一 步分析以通过确定S点在所检测的心跳之后是否有规律地降低到指定负阈值之下来检测 较大ST缺失。

[0072]尽管图8到图9图示了两种不同类型的异常,但应理解,存在许多类型的异常,所 述异常可以通过在ECG信号已经被滤波并且如上文所描述检测到心跳之后对ECG信号的分 析来实时地进行检测。

[0073]图10是图示了通过上文所描述的ECG系统进行ECG分析的操作的流程图。如上 文更加详细地描述,从模拟前端子系统中接收1002原始ECG数据采样流,所述模拟前端子 系统对ECG信号进行采样并将其转换成ECG数据采样流。ECG数据采样流表示PQRST图案 的周期序列。

[0074] 通过使用非线性滤波器来滤波1004原始ECG数据以形成经滤波的ECG数据,以便 最小化基线漂移,从而抑制每个PQRST图案的Τ波部分。可以通过使用中值滤波器以及低通 滤波器的级联滤波原始ECG数据、使原始ECG数据延迟,并且从经延迟的原始ECG数据中减 去低通滤波器的输出信号,以便传送经高通滤波的数据来执行原始ECG数据的滤波1004。 [0075] 对经滤波的ECG数据执行1006非线性操作以形成扩大每个PQRST图案的R峰的 经放大的信号。可以通过至少一次对经滤波ECG数据求平方来形成经放大的信号。在此实 施例中,对ECG数据求两次平方。

[0076] 对经放大的信号使用移动最大值滤波器来形成1008第一阈值信号。类似地,对经 放大的信号使用移动最大值滤波器来形成1010第三阈值信号。通过将第一窗口宽度用于 第一阈值信号以及不同的窗口宽度用于第三阈值信号,可以得到第一阈值信号以及第三阈 值。

[0077] 对经放大的信号使用移动均值滤波器来得到1009第二阈值信号。

[0078] 使用滤波器来滤波1014第三阚值信号以形成经滤波的阈值信号,在所述滤波器 中,截止频率被动态选择1012为第一阈值信号以及第二阈值信号的函数。可以通过利用一 阶无限脉冲响应(IIR)滤波器来对第三阈值信号进行滤波,并且将用于IIR的截止频率动 态选择1012为第一阈值信号1〇〇8的对数与第二阈值信号1008的对数之间的差值的线性 函数来执行对第三阈值信号进行滤波。

[0079] 在另一个实施例中,对第三阈值信号进行滤波1014可以通过以下来执行:利用一 阶无限脉冲响应(IIR)滤波器对第三阈值信号进行滤波,并且将用于IIR的截止频率动态 选择1012为第一阈值信号1008与第二阈值信号1009的比率的线性函数。

[0080] 仅当采样值等于1020第一阈值信号1008并且超过1022经滤波的阈值信号1014 时才将经放大的信号中的采样识别1024为心跳点。

[0081] 还可以使用非线性滤波器来滤波1030原始ECG数据,以便最小化每个PQRST图案 的基线漂移,从而形成可视ECG信号。可视ECG信号可以经注释1032以指示每个心跳点。 例如,经注释的可视ECG信号随后可以被显示1034在本地显示装置上或发送到远程位置以 供心脏病专家察看。对原始ECG数据进行滤波1030可以通过以下来执行:使用中值滤波器 以及低通滤波器的级联来对原始ECG数据进行滤波、使原始ECG数据延迟,并且从经延迟的 原始ECG数据中减去低通滤波器的输出信号以便传送经高通滤波的数据。

[0082] 图11图示了利用移动手机1120的移动ECG系统1100的另一实施例。模拟前端模 块1110可以包括用于各种电极导联例如运算放大器( op-amps) 1112、1113的高阻抗输入。 模数转换器1114将经低通滤波的模拟信号转换成数字表示。在此实施例中,ADC 1114具 有24位的精度。在其它实施例中,可以使用具有更大或更小精度的ADC。在此示例中图示 了三个电极导联,所述电极导联可用于运动以及简单的监控用途。如上文更加详细地论述, 其它实施例可以包括更多电极导联。

[0083] 模拟部分1111可以被实施在单个集成电路例如ADS1294/6/8/4R/6R/8R中,所 述ADS1294/6/8/4R/6R/8R是一族多信道、同时取样、24位的Δ-Σ模数转换器(ADC),所 述Δ-Σ模数转换器具有内置式可编程增益放大器(PGA)、内部基准,以及机载振荡器。 ADS1294/6/8/4R/6R/8R并入在医疗心电图(ECG)以及脑电图(EEG)应用中通常需要的所有 特征。

[0084] USB功能1116可以将通过ADC产生的ECG采样的数字序列发送到手机1120上的 USB输入。替代地,可以包括蓝牙发射器电路1115以将通过ADC产生的ECG采样的数字序 列以无线方式发送到手机1120上的蓝牙接收器。

[0085] 手机112〇表示可购自多个供应商的若干智能手机中的任一者。智能手机通常包 括与图1的信号处理部分140相似的信号处理硬件以及能力。应用程序软件,也称为"app", 可以使用用于该智能手机的正常app下载程序下载到手机中。所述 app经配置以通过执 行存储在存储器中的软件指令来执行上文更加详细描述的滤波、阈值处理,以及QRT检测 功能,所述存储器是通过DSP处理器或包括在智能手机1120内的其它类型的处理器可访问 的。如上文更加详细描述,所述应用程序可以与检测各种报警条件(例如,HRV、二联律,以 及较大ST段缺失等)一起来监控处理后的ECG信号并且提供心跳信息。

[0086] 电极可以连接到人或牲畜等主体上以实时地监控主体的心脏的性能。例如,ECG app可以在智能手机的显示屏幕上显示ECG信号。例如,ECG app可以在显示屏幕上显示 ECG预警,或使用包括在智能手机内的扬声器发出可听见报警。例如,ECG app还可以使用 包括在智能手机内的数据传输能力实时地将等效于图4上的信号Η的经滤波ECG信号发送 到远程监控系统。ECG app还可以将它已经检测到的预警条件发送到远程监控系统。

[0087]远程监控系统可以位于(例如)医院中或医生的办公室中。心脏病专家可以立即 再检查远程监控系统上的ECG信号以及相关联的预警信息。心脏病专家可以使用智能手 机的话音信道来与主体互动,同时ECG数据使用智能手机的数据信道来继续发送到远程站 点。

[0088]图12A图示了移动ECG系统的其它实施例。在此实例中,模拟前端模块1210可以 耦合到一组导联1204上,所述导联转而耦合到包括电极的衬衫1202上的终端点上,所述电 极固定到衬衫上并经布置以在衬衫12〇 2被主体穿上时与主体进行皮肤接触。衬衫12〇2的 头例是可购自泰克斯卓尼克斯公司(Textronics)的NuMetrex衫或运动文胸。

[0089] 前端模块121〇类似于前端模块mo,并且可以经实施以支持(例如)十二个ECG 导联或更少数目的ECG导联。前端模块可以使用ADS1294模数转换器1212来实施,如上文 更加详细描述。微控制器可以耦合到ADC 1212上并且控制从ADC 1212到USB输出的数据 传输。微控制器还可以耦合到蓝牙电路1214上并且由此控制来自ADC 1212的数据的无线 传输。微控制器1213可以是(例如)可购自德州仪器公司的MSP430装置。蓝牙电路1214 可以是(例如)可购自德州仪器公司的CC2560装置。

[0090] 例如,USB线可以用于将前端模块m〇耦合到膝上型计算机123〇上。膝上型计 算机123〇表示任何数目的已知便携式计算机,所述便携式计算机包括足够的处理能力以 执行上文更加详细描述的实时滤波以及QRS识别。膝上型计算机1230经配置以从前端模 块1210中接收ECG数据流。膝上型计算机1230还配置有软件应用程序,所述软件应用程 序利用包括在膝上型计算机1 23〇内的处理器来处理从穿着衬衫1202的主体中发送的ECG 数据流。

[0091]所述app经配置以通过执行存储在存储器中的软件指令来执行上文更加详细描 述的滤波、阈值处理,以及QRT检测功能,所述存储器是包括在计算机1230内的DSP处理器 可访问的。如上文更加详细描述,所述应用程序可以与检测各种预警条件(例如,HRV、二联 律,以及较大ST段缺失等)一起来监控处理后的ECG信号并且提供心跳信息。

[0092] 电极可以连接到人或牲畜等主体上以实时地监控主体的心脏的性能。例如,ECG app可以在膝上型计算机1230的显示屏幕上显示ECG信号。例如,ECG app可以在显示屏幕 上显示ECG预警,或使用包括在膝上型计算机内的扬声器发出可听见报警。例如,ECG app 还可以使用包括在膝上型计算机内的数据传输能力实时地将等效于图4上的信号Η的经滤 波ECG信号发送到远程监控系统。ECG app还可以将它已经检测到的报警条件发送到远程 监控系统。到远程监控站点的传输可以通过因特网来进行,例如,使用包括在膝上型计算机 1230内的有线或无线连接。

[0093] 远程监控系统可以位于(例如)医院中或医生的办公室中。心脏病专家可以立即 再检查远程监控系统上的ECG信号以及相关联的报警信息。心脏病专家可以使用膝上型计 算机上的话音信道(例如,经过互联网的话音)来与主体互动,同时ECG数据使用膝上型计 算机的数据信道来继续发送到远程站点。

[0094] 图12B图示了移动ECG系统的另一实施例。在此实例中,模拟前端模块1210可以 附连到衬衫1203上并且耦合到包括电极的衬衫1203上的一组终端点上,所述电极固定到 衬衫上并经布置以在衬衫1203被主体穿上时与主体进行皮肤接触。衬衫1203的示例是经 适当修改以携带模拟前端模块1210的NuMetrex衫或运动文胸。

[0095] 例如,模拟前端模块1210经配置以将从穿着衬衫1203的主体中收集的ECG数据 以无线方式发送到位于智能手机1220中的附近蓝牙接收器。智能手机1220配置有ECG app,如上文更加详细描述,并且由此可以实时地处理并显示ECG数据并且还将ECG数据发 送到远程站点以供心脏病专家或其它健康看护人分析。

[0096]因此,已经描述了低成本移动系统,所述移动系统提供比公布的现有研究更好的 实时QRS检测性能。不需要许多现有算法所需的任何学习阶段。各种实施例可以通过分析 PQRST波形来提供仅心率之外的另外心脏信息;这可以使各种实施例能够提供用于各种条 件的实时预警。这些低成本移动系统可以是对家庭用途、健身用途等有用的。

[0097] 其它实施例

[0098] 模拟前端部分可以以将提供保护以及易用性的现在已知或以后开发的各种方式 来包装。例如,包装可以是防水且坚固的,使得模拟前端可以永久地附接到衬衫或运动文胸 上并且经受正常的使用以及清洁过程。

[0099]模拟前端可以是电池供电的,或它可以被包装具有从试验主体的运动、太阳能等 中得到电力的能量提取单元。

[0100]尽管已经描述了有线USB链路或无线蓝牙链路,但其它实施例可以使用任何类别 的已知或以后开发的有线(金属或光学)或无线互连协议,所述协议支持所需传递速率以 支持经滤波ECG数据的实时传输。当然,所需传递速率将取决于选择用于所述实施例的ADC 精度以及取样率。

[0101] 尽管本文中描述了个人计算机以及智能手机以用于提供必需的信号处理以执行 滤波以及检测功能,但其它类型的移动消费装置也可以用于实施本文中所描述的滤波以及 检测功能,例如平板计算机、个人数字助理等。一般来说,如本文所使用,消费装置是可以由 消费者用于其它任务以另外提供ECG监控的通用装置。

[0102] 尽管本文中描述了阈值的按对数比例缩放,但另一实施例可以使用另一形式的非 线性按比例缩放。另一实施例可以使用线性表示并且使用比率来替代用于比较阈值的差 值。

[0103] 在其它实施例中,用以执行滤波以及检测功能的必需的信号处理可以通过经明确 设计用于ECG用途的数字处理系统、非移动系统、医疗级系统等来提供。

[0104] 尽管本文中所描述的系统可能能够实时地将经滤波ECG数据发送到远程站点,但 其它实施例可以提供存储功能以存储一部分经滤波ECG数据以在稍后传递到远程系统。

[0105] 本文中所描述的滤波器以及方法的实施例可以提供在若千类型的数字系统中的 任一者上:数字信号处理器(DSP)、通用可编程处理器、专用电路,或片上系统(SoC),例如, DSP以及与各种专用加速器一起的精简指令集(RISC)处理器的组合。SoC可以含有一个或 多个巨型单元,所述巨型单元各自包括与由设计函数库提供的预设计功能电路组合的定制 设计功能电路。

[0106] 本发明中描述的技术可以用硬件、软件、固件,或其任何组合来实施。如果用软 件实施,那么所述软件可以在一个或多个处理器中执行,例如微处理器、专用集成电路 (ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA),或数字信号处理器(DSP)。执行所述技术的软件可以初 始地存储在计算机可读媒体(例如压缩光盘(CD)、磁盘、磁带、文件、存储器,或任何其它计 算机可读存储装置)中,并且在处理器中加载以及执行。在一些情况下,软件还可以在计算 机程序产品中出售,所述计算机程序产品包括计算机可读媒体以及用于所述计算机可读媒 体的包装材料。在一些情况下,软件指令可以通过可装卸计算机可读媒体(例如,软盘、光 盘、闪存存储器、USB密钥)、通过来自另一数字系统上的计算机可读媒体中的传输路径等 来分布。 *

[0107] 所属领域的技术人员将了解,在所主张的发明的范围内,许多其它实施例以& $ 化都是可能的。

Claims (18)

1. 一种系统,其包括: 模拟前端模块,其经配置收集来自一个或多个导联的ECG数据并且可操作以将模拟 ECG数据转换成数字ECG数据;以及 移动消费装置,其被耦合以接收所述数字ECG数据,其中所述移动消费装置经配置以 使用滤波器执行QRS检测,所述滤波器的截止频率被实时地调适为噪声水平。
2. 根据权利要求1所述的系统,其中所述移动消费装置进一步经配置对所述数字ECG 数据进行滤波并且实时地将经滤波的数字ECG数据发送到远程接收器。
3. 根据权利要求1所述的系统,其中所述移动消费装置进一步经配置通过所述数字 ECG数据中的异常的分析来检测预警条件。
4. 根据权利要求1所述的系统,其中所述移动消费装置是智能手机。
5. -种用于处理ECG数据的方法,所述方法包括: 接收包括PQRST图案的原始ECG数据采样的流; 通过使用非线性滤波器来对所述原始ECG数据进行滤波以形成经滤波的ECG数据,以 便最小化基线漂移,并且从而抑制每个PQRST图案的T波部分; 对所述经滤波的ECG数据执行非线性操作以形成扩大每个PQRST图案的R峰的经放大 的信号; 对所述经放大的信号使用移动最大值滤波器来得到第一阈值信号以及第三阈值信 号; 对所述经放大的信号使用移动均值滤波器来得到第二阈值信号; 使用滤波器对所述第三阈值信号进行滤波以形成经滤波的阈值信号,在所述滤波器 中,截止频率被动态地选择为所述第一阈值信号以及所述第二阈值信号的函数;以及 将所述经放大的信号中的采样仅当所述采样的值等于所述第一阈值信号并且超过所 述经滤波的阈值信号时识别为心跳点。
6. 根据权利要求5所述的方法,其中对所述原始ECG数据进行滤波包括: 使用中值滤波器以及低通滤波器的级联来对所述原始ECG数据进行滤波; 延迟所述原始ECG数据;以及 从经延迟的原始ECG数据中减去所述低通滤波器的输出信号,以便传送经高通滤波的 数据。
7. 根据权利要求5所述的方法,其进一步包括: 使用非线性滤波器对所述原始ECG数据进行滤波,以便最小化每个PQRST图案的基线 漂移,从而形成可视ECG信号;以及 对所述可视ECG信号进行注释以指示每个心跳点。
8. 根据权利要求7所述的方法,其中对所述原始ECG数据进行滤波包括: 使用中值滤波器以及低通滤波器的级联来对所述原始ECG数据进行滤波; 延迟所述原始ECG数据;以及 从所述经延迟的原始ECG数据中减去所述低通滤波器的输出信号,以便传送经高通滤 波的数据。
9. 根据权利要求5所述的方法,其中通过至少一次对所述经滤波ECG数据求平方来形 成所述经放大的信号。
10. 根据权利要求5所述的方法,其中对所述第三阈值信号进行滤波包括: 利用一阶无限脉冲响应即IIR滤波器对所述第三阈值信号进行滤波;以及 将用于所述IIR的截止频率动态选择为所述第一阈值信号的对数与所述第二阈值信 号的对数之间的差值的线性函数。
11. 根据权利要求5所述的方法,其中对所述第三阈值信号进行滤波包括: 利用一阶无限脉冲响应即IIR滤波器对所述第三阈值信号进行滤波;以及 将用于所述IIR的截止频率动态选择为所述第一阈值信号与所述第二阈值信号的比 率的线性函数。
12·根据权利要求5所述的方法,其中对所述经放大的信号使用移动最大值滤波器来 得到第一阈值信号以及第三阈值信号是将第一窗口宽度用于所述第一阈值信号并且将不 同的窗口宽度用于所述第三阈值信号。
13. -种实时地处理ECG数据的方法,所述方法包括: 用于接收来自耦合到计算机上的模拟前端的包括PQRST图案的原始ECG数据采样的流 的方式; 用于通过使用非线性滤波器来对所述原始ECG数据进行滤波以形成经滤波的ECG数 据,以便最小化基线漂移,并且从而抑制每个PQRST图案的T波部分的方式; 用于对所述经滤波的ECG数据执行非线性操作以形成扩大每个PQRST图案的R峰的经 放大的信号的方式; 用于对所述经放大的信号使用移动最大值滤波器来得到第一阈值信号以及第三阈值 信号的方式; 用于对所述经放大的信号使用移动均值滤波器来得到第二阈值信号的方式; 用于使用滤波器对所述第三阈值信号进行滤波以形成经滤波的阈值信号的方式,在所 述滤波器中,截止频率被动态选择为所述第一阈值信号以及所述第二阈值信号的函数;以 及 用于将所述经放大信号中的采样仅当所述采样的值等于所述第一阈值信号并且超过 所述经滤波阈值信号时识别为心跳点的方式。
14. 根据权利要求13所述的方法,其中用于对所述原始ECG数据进行滤波的方式包 括: 用于使用中值滤波器以及低通滤波器的级联对所述原始ECG数据进行滤波的方式; 用于延迟所述原始ECG数据的方式;以及 用于从经延迟的原始ECG数据中减去所述低通滤波器的输出信号以便传送经高通滤 波的数据的方式。
15. 根据权利要求13所述的方法,其进一步包括: 用于使用非线性滤波器对所述原始ECG数据进行滤波以最小化每个PQRST图案的基线 漂移,从而形成可视ECG信号的方式; 用于对所述可视ECG信号进行注释以指示每个心跳点的方式;以及 用于将经注释可视ECG信号显示在耦合到计算机上的显示器上的方式。
16. 根据权利要求13所述的方法,其中通过至少一次对所述经滤波ECG数据求平方来 形成所述经放大的信号。
17. 娜权利要求13臓的方法,其中所述用于对所述第三阈值信号进行滤波的方式 包括: 丄 -、、 、 用于利用一阶无限脉冲响应即IIR滤波器对所述第三阈值信号进行滤波的方式^以及 用于将用于所述IIR的截止频率动态选择为所述第一阈值信号的对数与所述第二阐 值信号的对数之间的差值的线性函数的方式。 _ ^
18. 根据权利要求13所述的方法,其中所述用于对所述第三阈值信号进行滤波的方式 包括: 用于利用一阶无限脉冲响应即IIR滤波器对所述第三阈值信号进行滤波的方式;以及 用于将用于所述IIR的截止频率动态选择为所述第一阈值信号与所述第二阈值信号 的比率的线性函数的方式。
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