CN107981859A - 具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带 - Google Patents

具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带，采用柔性高弹力织物作为基底层，基底层上固定有两个柔性织物心电干电极、两对辅助干电极和一个参考电极，其中两个柔性织物心电干电极水平分布在基底层中部；每对辅助干电极包含上辅助干电极和下辅助干电极，对称分布在一个柔性织物心电干电极的上下两侧，两个上辅助干电极采用纤维电阻连接；参考电极位于两个柔性织物心电干电极间的水平中心处；每个电极的信号线穿过基底层与固定在基底层另一侧的信号处理模块连接；信号处理模块用于接收各个电极的信号进行处理得到心电信号；采用纺织专用无缝压胶根据各电极形状镂空并与基底层黏合作为绝缘遮挡层。采用本发明可以有效抑制运动伪迹。

Description

具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带
技术领域
本发明属于心电监测技术领域，更为具体地讲，涉及一种具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带。
背景技术
当今社会，慢性病患者人数不断增加。心血管疾病特别是心脏病在人群中普遍存在，多达19.6％。随着人口老龄化，人们越来越多地患有心脏病等慢性心血管疾病，医疗费用也在不断上升。心电图是治疗心血管疾病的主要依据，具有诊断可靠、操作简便、不损害患者健康等优点。常规的医疗检测通常是在医院的特定检查设备与环境中，需要患者静态平躺进行检测分析，存在不能长期实时监护、携带性差和无法捕捉动态下心电变化情况等缺点。在日常生活中，人们普遍是处于非静态的动作中，因此对早期和突发心脏病的长期、动态观测尤为重要。
目前医疗中常用一次性心电电极来进行心电信号检测。常规的一次性心电电极通常在采集动态采集心电信号过程中存在以下问题：(1)一次性心电电极属于湿电极，含有导电凝胶，动态下长时间使用会造成凝胶硬化，使收集的心电信号质量变差；(2)长时间使用导电凝胶会造成某些患者皮肤过敏、发炎，引起不适；(3)易脱落，不宜进行在运动状态下的实时测量，医学临床使用更多。使用干电极作为心电信号的传感器，避免了上述一次性电极存在的问题，有利于进行长期动态的实时测量。
目前动态下监测心电信号所面临的最大问题是运动伪迹的干扰，运动伪迹即运动过程中产生的心电信号噪音，是由于人体在肢体移动或者运动状态下，电极和皮肤表面产生相互作用，造成接触界面不稳定，致使表面电荷重新分布而产生噪音。干扰噪声会使在正常心电信号无法被分析算法识别，致使最终分析结果出现偏差。
发明内容
本发明的目的在于克服现有技术的不足，提供一种具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带，设计出一种电极分布，以便从心电信号中滤除干扰信号，有效抑制运动伪迹。
为实现上述发明目的，本发明具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带，采用柔性弹力织物作为基底层，基底层上固定有两个柔性织物心电干电极、两对辅助干电极和一个参考电极，其中两个柔性织物心电干电极水平分布在基底层中部；
每对辅助干电极包含一个上辅助干电极和一个下辅助干电极，以一个柔性织物心电干电极为基准，对称分布在柔性织物心电干电极的上下两侧，两个上辅助干电极采用纤维电阻连接；
参考电极位于两个柔性织物心电干电极间的水平中心处；
每个电极的信号线穿过基底层与固定在基底层另一侧的信号处理模块连接；
信号处理模块用于接收各个电极的信号进行处理得到心电信号，处理方法为：
记两个柔性织物心电干电极的信号分别为xA0和xB0，对应的上辅助干电极信号分别为xA1和xB1，对应的下辅助干电极信号分别为xA2和xB2，参考电极的信号为x0；计算每个干电极相对于参考电极的信号x′ij＝xij-x0，其中i＝A,B，j＝0,1,2；
计算原始心电信号xECG＝x′A0-x′B0；
计算半电势信号xH＝x′A1-x′B1；
计算电位差信号xVj′＝x′Aj′-x′Bj′，j′＝1,2；从两个电位差信号xVj′中选择一个信号作为电位差信号xV；
从原始心电信号xECG中滤除半电势信号xH和电位差信号xV，得到最终心电信号x′ECG进行输出；
采用纺织专用无缝压胶根据各电极形状镂空并与基底层黏合作为绝缘遮挡层。
本发明具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带，采用柔性高弹力织物作为基底层，基底层上固定有两个柔性织物心电干电极、两对辅助干电极和一个参考电极，其中两个柔性织物心电干电极水平分布在基底层中部；每对辅助干电极包含上辅助干电极和下辅助干电极，对称分布在一个柔性织物心电干电极的上下两侧，两个上辅助干电极采用纤维电阻连接；参考电极位于两个柔性织物心电干电极间的水平中心处；每个电极的信号线穿过基底层与固定在基底层另一侧的信号处理模块连接；信号处理模块用于接收各个电极的信号进行处理得到心电信号；采用纺织专用无缝压胶根据各电极形状镂空并与基底层黏合作为绝缘遮挡层。
本发明具有以下技术效果：
1)本发明所有电极均使用干电极，克服了传统湿电极对皮肤的刺激和损伤，非一次性电极，可长期佩戴使用；
2)本发明设计出一种电极分布，可以有效平衡动态穿戴时由于运动摩擦所产生的电荷分布，释放或中和静电，减小电位差，提高共模抑制比，减少信号噪声，有效抑制运动伪迹。
附图说明
图1是本发明具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带的具体实施方式结构图；
图2是本实施例中柔性织物心电干电极的结构示意图；
图3是本实施例中辅助干电极的结构示意图；
图4是本实施例中参考电极的结构示意图；
图5中本发明的皮肤电极等效电路模型图；
图6是本发明的半电势电极电路模型图；
图7是运动状态下的原始心电信号示例图；
图8是图7所示原始心电信号滤除半电势信号的心电信号图；
图9是运动状态下的电位差信号与原始心电信号相关性示例图；
图10是图9中原始心电信号滤除电位差信号的心电信号图；
图11是采用标准心电电极采集的心电信号示例图；
图12是采用本发明采集的心电信号示例图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明的具体实施方式进行描述，以便本领域的技术人员更好地理解本发明。需要特别提醒注意的是，在以下的描述中，当已知功能和设计的详细描述也许会淡化本发明的主要内容时，这些描述在这里将被忽略。
实施例
图1是本发明具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带的具体实施方式结构图。如图1所示，本发明具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带包括基底层1、两个柔性织物心电干电极2、两对辅助干电极(包括上辅助干电极3和下辅助干电极4)、纤维电阻5、参考电极6、信号线7、信号处理模块8、和纺织专用无缝压胶9。下面分别对每个部件进行详细说明。
胸带的基底层1采用柔性弹力织物。基底层的作用在于固定电极，并根据本身弹力材料的特性，对皮肤-电极界面施加一定范围内的压力，减少相互作用的产生。本实施例中基底层1采用含60％聚酯纤维、33％棉、7％莱卡纤维针织成的弹性面料，整体宽度为40mm，长1000-1400mm，厚1-2mm。为了便于穿戴，本实施例的基底层1两端分别缝合了宽30-40mm，长75-80mm，厚1mm的矩形魔术贴，使用者可根据自身胸下围宽度进行适当调节。
两个柔性织物心电干电极2水平分布在基底层1中部。图2是本实施例中柔性织物心电干电极的结构示意图。如图2所示，本实施例中柔性织物心电干电极2由不锈钢导电布21、导电海绵22和银导电布23叠加组成。不锈钢导电布21、银导电布23的导电性良好，导电海绵22由高分子复合材料发泡技术生产，柔软且富有弹性，贴合皮肤表面，在皮肤与电极相互作用时起到缓冲作用，可以减少噪声和抑制运动伪迹。心电电极的面积决定了心电信号的质量，为贴合胸部且更多的接触胸下围心电信号敏感区，电极在最佳面积的条件下采用长条形状，整体厚度为2-4mm，宽度为20mm，长度为60mm，两端是以其宽为直径的半圆封装，防止运动过程中电极的四角外翻。
此外，两个柔性织物心电干电极2之间的距离会影响心电信号幅值是否完整，本实施例中优选两个柔性织物心电干电极间2的中心距离为110-130mm，以保证信号完整幅值。
对于两对辅助干电极，每对辅助干电极包含一个上辅助干电极3和一个下辅助干电极4，以一个柔性织物心电干电极2为基准，对称分布在柔性织物心电干电极2的上下两侧，两个上辅助干电极3采用纤维电阻5连接。本发明中，每对辅助干电极的两个信号相减可以得到柔性织物心电干电极覆盖部分的皮肤形变产生的电位差信号，两个上辅助干电极3的信号相减得到半电势变化量信号。
图3是本实施例中辅助干电极的结构示意图。如图3所示，本实施例中辅助干电极由不锈钢导电布31、导电海绵32和银导电布33叠加组成，厚度为2-4mm，不锈钢导电布宽度为10mm，长度为10mm，导电海绵宽度为10mm，长度为30-40mm，银导电布宽度为10mm，长度为30-40mm，整体呈矩形。
经实验发现，上辅助干电极3和下辅助干电极4间的中心距离为30mm时性能较好。连接两个上辅助干电极3的纤维电阻5的阻值范围可以设置为5KΩ-50KΩ。纤维电阻一般根据纤维长度决定阻值大小，为柔性织物材料，易于弯折。
参考电极6位于两个柔性织物心电干电极间的水平中心处。图4是本实施例中参考电极的结构示意图。如图4所示，本实施例中参考电极6由不锈钢导电布61、导电海绵62和银导电布63叠加组成，厚度为2-4mm，宽度为35mm，长度为30mm，整体呈矩形。
根据以上所述，本发明心电监测胸带中共有7个电极，每个电极连接信号线7，信号线7穿过基底层与固定在基底层另一侧的信号处理模块8连接。如图1所示，本实施例中信号线7包括不锈钢导电布71和金属暗扣72，各个电极连接不锈钢导电布71，金属暗扣72的一面连接不锈钢导电布71，穿过基底层1至另一侧表面，金属暗扣72的另一面设置在信号处理模块8上，以使信号处理模块8获取各个电极的信号。
信号处理模块用于接收各个电极的信号进行处理得到心电信号，其处理方法为：
记两个柔性织物心电干电极的信号分别为xA0和xB0，对应的上辅助干电极信号分别为xA1和xB1，对应的下辅助干电极信号分别为xA2和xB2，参考电极的信号为x0；计算每个干电极相对于参考电极的信号x′ij＝xij-x0，其中i＝A,B，j＝0,1,2。
计算原始心电信号xECG＝x′A0-x′B0。
计算半电势信号xH＝x′A1-x′B1。
计算电位差信号xVj′＝x′Aj′-x′Bj′，j′＝1,2；从两个电位差信号xVj′中选择一个信号作为电位差信号xV。本实施例中，选择电位差信号xV的方法为：分别计算两个电位差信号xVj′与原始心电信号xECG的相关性，选择相关性较大的信号作为电位差信号xV。
从原始心电信号xECG中滤除半电势信号xH和电位差信号xV，得到最终心电信号x′ECG进行输出。
本发明心电监测胸带采用纺织专用无缝压胶9根据各电极形状镂空并与基底层1黏合作为绝缘遮挡层。本实施例中纺织专用无缝压胶9的材质为TPU聚氨酯，中心镂空图形为柔性织物心电干电极、辅助干电极和参考电极。采用纺织无缝压胶封装各个电极，隔离纤维电阻、导电布、金属暗扣与皮肤接触，避免产生干扰信号。一般来说，纺织专用无缝压胶9与基底层1可以用热压机或熨斗通过加热进行连接、固定。
为了说明本发明的技术效果，对本发明进行理论分析和进行实验验证。
图5中本发明的皮肤电极等效电路模型图。图6是本发明的半电势电极电路模型图。图5和图6中，Zn为皮肤-电极每一层的阻抗，n＝1,2,3,4，5，HCPm是半电势电位，m＝1,2，Zin为模拟前端的输入阻抗。根据图5所示模型可以得到以下公式：
理想情况下，当Z1+Z2和Z3+Z4相等时，半电势HCP1、HCP2可以抵消。
如图6所示的模型图中，第一回路可以得到公式：
第二回路可以得到公式：
在(2)(3)式中，当Z5相对于Z1、Z2、Z3、Z4足够小时，C-D趋近于0，趋近于1，因此HCP近似于HCP1+HCP2。
本发明心电监测胸带可以采集得到半电势信号，在信号处理模块中通过滤波处理，从原始心电信号中滤除半电势信号，可以消除半电势信号噪音。图7是运动状态下的原始心电信号示例图。图8是图7所示原始心电信号滤除半电势信号的心电信号图。比较图7和图8可以发现，经过对原始心电信号进行半电势信号滤除，可以得到更为纯粹的心电信号。
在运动状态下，除了有半电势信号的噪音之外，还会有皮肤产生形变造成的电荷分布不均匀。本发明心电监测胸带中，通过两对辅助干电极采集电位差信号，电位差信号与心电信号具有较强的相关性，在信号处理模块中通过滤波处理，从原始心电信号中滤除电位差信号，可以消除电位差信号噪音。图9是运动状态下的电位差信号与原始心电信号相关性示例图。图10是图9中原始心电信号滤除电位差信号的心电信号图。比较图9和图10可以发现，经过对原始心电信号进行电位差信号滤除，可以得到更为纯粹的心电信号。
此外，电极与皮肤之间接触-分离序列由于摩擦生电而引起电荷积累和重新分配，容易使电路饱和，这里通过直接连接较小电阻(即纤维电阻)，使两个柔性织物心电干电极附近电势趋于一致，进而使柔性织物心电干电极电势趋于平衡，从而降低两个柔性织物心电干电极的电势差。图11是采用标准心电电极采集的心电信号示例图。图12是采用本发明采集的心电信号示例图。比较图11和图12可以发现，采用本发明采集得到的心电信号，其电势差更小，从而可以提高共模抑制比，减少信号噪声，有效抑制运动伪迹。
尽管上面对本发明说明性的具体实施方式进行了描述，以便于本技术领域的技术人员理解本发明，但应该清楚，本发明不限于具体实施方式的范围，对本技术领域的普通技术人员来讲，只要各种变化在所附的权利要求限定和确定的本发明的精神和范围内，这些变化是显而易见的，一切利用本发明构思的发明创造均在保护之列。

Claims (10)

1.一种具有运动伪迹抑制功能的心电监测胸带，其特征在于，所述胸带采用柔性弹力织物作为基底层，基底层上固定有两个柔性织物心电干电极、两对辅助干电极和一个参考电极，其中两个柔性织物心电干电极水平分布在基底层中部；
每对辅助干电极包含一个上辅助干电极和一个下辅助干电极，以一个柔性织物心电干电极为基准，对称分布在柔性织物心电干电极的上下两侧，两个上辅助干电极采用纤维电阻连接；
参考电极位于两个柔性织物心电干电极间的水平中心处；
每个电极的信号线穿过基底层与固定在基底层另一侧的信号处理模块连接；
信号处理模块用于接收各个电极的信号进行处理得到心电信号，处理方法为：
记两个柔性织物心电干电极的信号分别为xA0和xB0，对应的上辅助干电极信号分别为xA1和xB1，对应的下辅助干电极信号分别为xA2和xB2，参考电极的信号为x0；计算每个干电极相对于参考电极的信号x′ij＝xij-x0，其中i＝A,B，j＝0,1,2；
计算原始心电信号xECG＝x′A0-x′B0；
计算半电势信号xH＝x′A2-x′B2；
计算电位差信号xVj′＝x′Aj′-x′Bj′，j′＝1,2；从两个电位差信号xVj′中选择一个信号作为电位差信号xV；
从原始心电信号xECG中滤除半电势信号xH和电位差信号xV，得到最终心电信号x′ECG进行输出；
采用纺织专用无缝压胶根据各电极形状镂空并与基底层黏合作为绝缘遮挡层。
2.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述基底层采用含60％聚酯纤维、33％棉、7％莱卡纤维针织成的弹性面料，整体宽度为40mm，长1000-1400mm，厚1-2mm。
3.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述柔性织物心电干电极由不锈钢导电布、导电海绵和银导电布叠加组成，整体厚度为2-4mm，宽度为20mm，长度为60mm，两端是以其宽为直径的半圆封装。
4.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述两个柔性织物心电干电极间中心距离为110-130mm。
5.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述辅助干电极由不锈钢导电布、导电海绵和银导电布叠加组成，厚度为2-4mm，不锈钢导电布宽度为10mm，长度为10mm，导电海绵宽度为10mm，长度为30-40mm，银导电布宽度为10mm，长度为30-40mm，整体呈矩形。
6.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述上辅助干电极和下辅助干电极间的中心距离为30mm。
7.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述纤维电阻的电阻范围为5KΩ-50KΩ。
8.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述参考电极由不锈钢导电布、导电海绵和银导电布叠加组成，厚度为2-4mm，宽度为35mm，长度为30mm，整体呈矩形。
9.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述电位差信号xV采用以下方法选择得到：分别计算两个电位差信号xVj′与原始心电信号xECG的相差性，选择相关性较大的信号作为电位差信号xV。
10.根据权利要求1所述的心电监测胸带，其特征在于，所述信号线包括不锈钢导电布和金属暗扣，各个电极连接不锈钢导电布，金属暗扣的一面连接不锈钢导电布，穿过基底层至基底层另一侧表面，金属暗扣的另一面设置在信号处理模块上，以使信号处理模块获取各个电极的信号。
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