KR20040013374A - Method and apparatus for measuring electrocardiogram and respiration unconsciously - Google Patents
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Abstract
Description
본 발명은 심전도(ECG) 및 호흡 무자각적 동시 계측 방법 및 그 장치에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 침대에서 심전도와 동시에 호흡을 무자각적이고 연속적으로 계측하기 위한 방법 및 이를 이용한 장치에 대한 것이다.The present invention relates to an electrocardiogram (ECG) and respiratory involuntary simultaneous measurement method and apparatus, and more particularly, to a method and an apparatus using the same for the measurement of aspiration continuously and simultaneously with the electrocardiogram in bed.
의학분야에 있어서는 적절한 치료를 하기 위해 심전도나 근전도, 뇌전도 등의 생체전위를 측정함에 있어서, 체내의 전기신호를 외부장치로 보내 적절한 치료를 위한 진단을 하는 경우가 많아지고 있다. 대표적인 생체전기신호인 심전도, 근전도, 뇌파, 생체 임피던스 신호 등은 피검자의 건강상태를 비관혈적(non-invasive)인 방법으로 진단하는데 가장 기본이 되는 신호로서 특히 심전도 및 호흡 신호의 경우 가장 기본이 되는 바이탈 신호로 임상에서 광범위하게 사용되고 있다.In the medical field, in order to measure the biopotential such as electrocardiogram, electromyography, electroencephalogram, and the like in order to perform appropriate treatment, an electric signal in the body is transmitted to an external device, and diagnosis for proper treatment is increasing. Representative bioelectric signals, such as electrocardiogram, electrocardiogram, electroencephalogram, and bioimpedance signals, are the most basic signals for diagnosing the health state of a subject in a non-invasive manner. Vital signals are widely used in the clinic.
종래에는 심전도를 피검자의 체표면에서 직접적으로 측정하였으며, 호흡은 코에서 공기의 흐름을 측정하거나 호흡시 나타나는 흉곽의 둘레 변화를 이용하여 측정하였다. 따라서, 종래의 방법을 이용하여 무구속적으로 심전도와 호흡을 동시에 측정하는 것은 불가능하다. 또한, 심전도를 무자각적 무구속적으로 측정하는 장치에 대하여는 이씨지마의 논문에 게재된 바 있으나(Masa Ishijima, "Monitoringof Electrocardiograms in Bed Without Utilizing Body Surface Electrodes",IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol.40, No.6, June 1993, p593-594), 호흡까지 동시에 측정할 수는 없다는 문제점이 있다.Conventionally, electrocardiograms were measured directly on the body surface of the subject, and breathing was measured by measuring air flow in the nose or using a change in the circumference of the rib cage. Therefore, it is impossible to simultaneously measure ECG and respiration indefinitely using conventional methods. In addition, a device for measuring ECG involuntarily and unresponsively has been published in the paper of Mr. Ishijima (Masa Ishijima, "Monitoring of Electrocardiograms in Bed Without Utilizing Body Surface Electrodes", IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 40 , No. 6 , June 1993, p593-594), there is a problem that can not measure even breathing at the same time.
또한, 병원 등 의료기관에서 사용하는 심전도 및 호흡 측정 방법을 이용하여 가정에서 연속적으로 심전도와 호흡을 측정하기에는 불편하고 한계가 있다. 그 이유는, 이러한 기존의 측정 방법이 측정 대상자의 심전도 및 호흡 측정에 대한 지속적이고 의식적인 관심과 참여를 필요로 한다는 근본적인 한계가 있기 때문이다.In addition, it is inconvenient and limited to continuously measure ECG and respiration at home by using the ECG and respiration measurement method used in medical institutions such as hospitals. This is because there is a fundamental limitation that these conventional measurement methods require constant and conscious attention and participation in the measurement of the electrocardiogram and respiration of the subject.
본 발명은 상기 문제점을 해결하기 위한 것으로, 침대에 누운 상태에서 피검자가 의식하지 않아도 무자각적으로 심전도와 호흡을 동시에 연속적으로 계측할 수 있도록, 침대에서 무구속적으로 측정된 심전도에서 호흡을 자동 추출하는 방법으로서 웨이블릿 변환 방법을 이용한 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 방법과 이를 이용한 계측 장치를 제공하는 것을 목적으로 한다.The present invention is to solve the above problems, to automatically measure breathing in the ECG continuously measured in the bed so that the subject can measure the ECG and respiration at the same time involuntarily without having to be aware of the subject in bed. It is an object of the present invention to provide an electrocardiogram and respiratory involuntary simultaneous measurement method using a wavelet transform method and a measurement device using the same.
도 1은 본 발명에 따른 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 장치의 일 실시예의 구성을 도시한 도면,1 is a view showing the configuration of an embodiment of an electrocardiogram and respiratory involuntary simultaneous measurement apparatus according to the present invention,
도 2은 상기 장치에 부착된 전도성 섬유 전극에서 측정된 심전도 신호를 도시한 도면,2 shows an electrocardiogram signal measured at a conductive fiber electrode attached to the device,
도 3는 도 2의 심전도 신호에서 잡음이 제거된 상태의 심전도 신호를 도시한 도면,3 is a diagram illustrating an ECG signal in which noise is removed from the ECG signal of FIG. 2;
도 4은 도 3의 심전도 신호에서 웨이블릿 변환을 통하여 추출된 호흡 신호를 도시한 도면,4 is a diagram illustrating a respiratory signal extracted through wavelet transformation from the electrocardiogram signal of FIG. 3;
도 5는 공기 흐름으로부터(코에서) 측정한 호흡 신호를 도시한 도면,5 shows a respiratory signal measured from the air stream (in the nose),
도 6은 심전도의 파워스펙트럼을 도시한 도면,6 shows a power spectrum of an electrocardiogram;
도 7은 본 발명에 따른 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 장치에 의해 측정된 호흡 신호와 공기 흐름으로부터 측정된 호흡 신호의 파워스펙트럼을 비교 도시한 도면,7 is a view comparing the power spectrum of the respiratory signal measured from the air flow and the respiratory signal measured by the ECG and respiratory involuntary simultaneous measurement device according to the present invention,
도 8a 및 도 8b는 본 발명에 따른 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 장치에 의해 측정된 호흡 신호와 공기 흐름으로부터 측정된 호흡 신호에서 유도된 호흡횟수의 시간에 따른 변화를 비교 도시한 도면.Figures 8a and 8b is a view showing a comparison of the change in the number of breaths induced in the respiratory signal measured from the air flow and the respiratory signal measured by the electrocardiogram and respiratory involuntary simultaneous measuring device according to the present invention.
본 발명은 상기 목적을 달성하기 위하여, 호흡으로 인한 전위차가 반영되어 있는 심전도 신호에 웨이블릿 변환을 적용하여 근사신호를 추출하고, 미리 정해진 호흡 주파수 대역에 해당하는 신호가 추출될 때까지 상기 근사신호에 웨이블릿 변환을 계속적으로 적용한 후, 상기 호흡 주파수 대역의 신호를 호흡 신호로 간주하는 것을 특징으로 하는 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 방법을 제공하는 것을 특징으로 한다.In order to achieve the above object, the present invention extracts an approximate signal by applying a wavelet transform to an electrocardiogram signal in which a potential difference due to respiration is reflected, and applies the approximated signal until a signal corresponding to a predetermined respiratory frequency band is extracted. After continuously applying the wavelet transform, and characterized in that the ECG and respiratory involuntary simultaneous measurement method characterized in that the signal of the respiratory frequency band is regarded as a respiratory signal.
본 발명의 다른 특징은 상기 호흡 주파수 대역이 피검자의 심전도 파워스펙트럼에서 호흡 신호가 나타나는 부분으로 결정되는 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 방법을 제공하는 것이다.Another feature of the present invention is to provide an electrocardiogram and respiratory involuntary simultaneous measurement method wherein the respiratory frequency band is determined as a part of the respiratory signal in the electrocardiogram power spectrum of the subject.
본 발명의 또 다른 특징은, 전도성 섬유 패치가 부착되어 있어 피검자의 신체 일부가 닿으면 무자각적으로 심전도를 측정할 수 있는 심전도 측정 수단과; 상기 심전도 신호에 웨이블릿 변환을 적용하여 호흡 신호를 추출하는 호흡 신호 추출 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 장치를 제공하는 것이다.Still another aspect of the present invention provides an electrocardiogram measuring means which is attached to a conductive fiber patch and is capable of measuring an electrocardiogram involuntarily when a body part of a subject touches; It provides an electrocardiogram and respiratory self-initiated simultaneous measurement device comprising a breathing signal extraction means for extracting a breathing signal by applying a wavelet transform to the electrocardiogram signal.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 설명한다.Hereinafter, with reference to the accompanying drawings will be described an embodiment of the present invention.
도 1은 본 발명에 따른 계측 장치의 일 실시예를 도시한 것이다. 심전도 측정 수단은 전도성 섬유 전극(1)과 앰프(2)를 포함한다. 전도성 섬유 전극(1)은 도시된 바와 같이 침대 시트에 부착된 3개의 전도성 섬유 패치로 이루어진다. 상기 전도성 섬유는 폴리에스테르 필라멘트에 구리와 니켈이 코팅된 것으로 전기가 통하도록 되어 있다. 피검자가 어깨가 드러나는 속옷 상의 및 반바지를 입은 상태에서 침대에 등을 대고 누우면 피검자의 등의 일부, 양쪽 어깨 및 양 발이 저절로 전도성 섬유 전극(1)에 닿게 된다. 심전도는 Lead I, II, III의 3가지 타입으로 심전도 앰프(2)를 통해 측정된다. 이때 심전도가 측정되는 원리는 종래의 심전도 측정원리와 동일하므로 그 상세한 설명을 생략하기로 하고, 이하에서는 호흡 추출 수단(미도시)에서 호흡이 측정되는 원리를 설명한다.1 shows an embodiment of a measuring device according to the invention. The electrocardiogram measuring means comprises a conductive fiber electrode 1 and an amplifier 2. The conductive fiber electrode 1 consists of three conductive fiber patches attached to the bed sheet as shown. The conductive fiber is coated with copper and nickel on a polyester filament and is intended to conduct electricity. When the subject lies on his / her back in bed while wearing underwear and shorts with exposed shoulders, a part of the subject's back, both shoulders, and both feet naturally touch the conductive fiber electrode 1. Electrocardiograms are measured by the ECG amplifier 2 in three types: Lead I, II and III. In this case, the principle of measuring the electrocardiogram is the same as the conventional electrocardiogram measuring principle, and thus the detailed description thereof will be omitted. Hereinafter, the principle of respiration in the breath extraction means (not shown) will be described.
체표면과 전도성 섬유 사이의 간극은 금속 전극과 체표면 사이의 간극과 유사하다. 금속 전극은 체표면에 직접 접촉시 전극 표면에 전기적 더블 레이어(double layer of charges)를 형성하게 되고, 전극이 체표면에 대하여 움직이게 되면 더블 레이어가 교란되어 전위차가 발생한다. 즉, 피검자가 침대에서 호흡하는 동안, 흉곽이 전도성 섬유에 대하여 움직이게 되고 심전도에서 전위차로 나타나게 된다. 이는 심전도 측정시 베이스라인이 위아래로 움직이는 현상으로 나타난다. 이와 같이 측정된 심전도 신호에는 호흡으로 인한 전위차가 동시에 반영되어 있으므로, 측정된 심전도 신호에서 호흡에 해당하는 성분을 추출하면 되는 것이다.The gap between the body surface and the conductive fiber is similar to the gap between the metal electrode and the body surface. The metal electrode forms electrical double layers of charges on the surface of the electrode when it is in direct contact with the body surface, and when the electrode moves with respect to the body surface, the double layer is disturbed to generate a potential difference. In other words, while the subject breathes in bed, the rib cage moves with respect to the conductive fiber and appears as a potential difference in the electrocardiogram. This is caused by the baseline moving up and down during ECG measurement. Since the electrocardiogram signal measured in this way reflects the potential difference due to respiration, the components corresponding to the respiration may be extracted from the measured electrocardiogram signal.
본 발명에서는 측정된 심전도에서 호흡을 추출하기 위해 웨이블릿 변환(wavelet transform)을 이용한다. 웨이블릿은 1983년 Morlet에 의해 소개된 이후 신호를 분석하고 해석하는데 효과적인 수학적 도구로 알려져, 순수수학분야인 조화해석학, 선형대수 등으로부터 응용분야인 전자공학, 컴퓨터공학, 지구과학 등에 이르기까지 폭 넓게 연구되어 왔다. 웨이블릿 변환은 푸리에(Fourier) 변환에 기반을 둔 기존의 신호처리 알고리즘에 비해 속도가 빠르고 시간과 주파수영역에서 신호의 국소화를 효율적으로 구현하기 때문에, 최근 신호 및 영상처리 분야에 많이 응용되고 있다. 즉, 푸리에 변환을 통해서도 신호에 어떠한 주파수 성분이 포함되어 있는지 알 수 있지만, 이러한 주파수 성분이 신호의 어떤 시간에 나타나고 있는지는 알 수 없다. 웨이블릿 변환은 이러한 단점을 극복한 것으로, 시간 및 주파수 정보를 동시에 제공한다. 심전도 신호에 웨이블릿 변환을 적용하면, 신호가 세부신호(detail)와 근사신호(apploximation)로 분해(decomposition)된다. 원래 신호의 대역폭(bandwidth)이 fs라면, 세부신호는 고주파 부분 즉 fs/2 ~ fs에 해당되고, 근사신호는 나머지 저주파 부분 즉 0 ~ fs/2에 해당된다. 근사신호(저주파)에 대하여 계속적으로 변환을 적용하면 더 낮은 주파수에 대한 신호를 얻을 수 있다.In the present invention, a wavelet transform is used to extract respiration from the measured ECG. Since its introduction by Morlet in 1983, Wavelet is known as an effective mathematical tool for analyzing and interpreting signals.It has been widely studied in the fields of pure mathematics such as harmonic analysis, linear algebra, and applied fields such as electronics, computer science, and earth science. come. Wavelet transform has been widely applied to signal and image processing fields recently because it is faster than conventional signal processing algorithm based on Fourier transform and implements localization of signal efficiently in time and frequency domain. In other words, it is possible to know what frequency components are included in the signal through the Fourier transform, but it is not known at what time of the signal. Wavelet transform overcomes these drawbacks and provides time and frequency information simultaneously. When wavelet transform is applied to an ECG signal, the signal is decomposed into detail and approximation. If the bandwidth of the original signal is fs, the detail signal corresponds to the high frequency part, that is, fs / 2 to fs, and the approximate signal corresponds to the remaining low frequency part, that is, 0 to fs / 2. By continuously applying the transform to the approximate signal (low frequency), a signal for a lower frequency can be obtained.
도 2 내지 도 4는 본 발명에 따른 심전도 및 호흡 무자각적 동시 계측 장치의 실험결과를 도시한 것으로, 여기서는 예컨대 0.2 ~ 0.4 Hz에 해당하는 신호를 추출하여 호흡신호로 간주하였다. 도 2는 상기 전도성 섬유 전극에서 측정된 심전도 신호이며, 이 심전도 신호에서 잡음을 제거한 결과, 즉 필터링된 심전도 신호가 도 3에 도시되어 있다. 도 4에는 도 3의 심전도 신호에서 웨이블릿 변환을 통하여 추출한 호흡 신호를 도시한 것이다. 한편, 도 5는 도 4의 호흡 신호와 비교하기 위하여 코에서 측정한 호흡 신호, 즉 공기 흐름을 측정하여 측정한 호흡 신호이다. 도시된 바와 같이, 종래의 방법인 공기 흐름을 통해 측정된 호흡 신호와 본 발명에 따라 심전도 신호에서 추출된 호흡 신호를 비교해 보면, 호흡의 흡기와 호기가 변화되는 시점이 일치하며 전반적으로 신호의 형태가 유사함을 알 수 있다.2 to 4 illustrate the experimental results of the electrocardiogram and respiratory involuntary simultaneous measurement apparatus according to the present invention, and for example, a signal corresponding to 0.2 to 0.4 Hz was extracted and regarded as a respiration signal. FIG. 2 is an electrocardiogram signal measured at the conductive fiber electrode, and the result of removing noise from the electrocardiogram signal, that is, the filtered electrocardiogram signal is shown in FIG. 3. FIG. 4 illustrates a respiration signal extracted through wavelet transformation from the ECG signal of FIG. 3. On the other hand, Figure 5 is a breathing signal measured by measuring the air flow, that is, the air flow measured in the nose to compare with the breathing signal of FIG. As shown, when comparing the respiration signal measured through the air flow of the conventional method and the respiration signal extracted from the ECG signal according to the present invention, the point of inspiration and exhalation of the breath coincides with the overall shape of the signal It can be seen that is similar.
호흡의 주파수 대역은 0.2 ~ 0.4 Hz의 범위를 벗어날 수도 있으므로, 정확한 호흡 신호 추출을 위해서는 피검자의 호흡 주파수 대역을 미리 결정해야 한다. 본발명에서는 심전도 파워스펙트럼으로부터 호흡 신호의 주파수 대역을 미리 결정한다. 도 6은 심전도 파워스펙트럼의 일 예를 도시한 것으로, 이 스펙트럼에서는 0.2 ~ 0.3 Hz 부분에서 호흡 신호가 나타나고 있음을 알 수 있다. 일단 관심있는 주파수 대역이 결정되면, 웨이블릿 변환 후 신호 복원(reconstruction) 시점에서 이에 해당하는 주파수 영역이 선택된다. 예컨대, 피검자의 호흡 신호의 주파수 영역이 주로 0.1 ~ 0.3 Hz 부분에 해당한다고 하자. 만일, 신호 획득 주파수(sampling rate)가 200 Hz이면 아홉번째 웨이블릿 분해(decomposition)에서 세부신호에 해당하는 주파수 대역은 0.195 ~ 0.391 Hz (약 0.2 ~ 0.4 Hz)가 된다. 여기서 얻어진 근사신호(약 0 ~ 0.2 Hz)에 다시 한번 웨이블릿 분해를 적용하면 0.1 ~ 0.2 Hz의 세부신호를 얻을 수 있다. 또한, 세부신호(약 0.2 ~ 0.4 Hz)에 웨이블릿 분해를 적용하면, 0.2 ~ 0.3 Hz에 해당하는 근사신호를 얻을 수 있다. 이렇게 얻어진 2 개의 대역(0.1 ~ 0.2 Hz와 0.2 ~ 0.3 Hz)으로부터 신호를 복원하여 더하게 되면, 피검자의 호흡 신호를 정확히 추출할 수 있다. 도 7은 코에서 측정된 호흡에 의해 나타나는 공기 흐름(air flow) 신호와 본 발명에 따른 계측 장치에서 검출된 호흡 신호의 파워스펙트럼을 함께 보여주고 있다. 도 7에서 실선으로 표시된 것은 공기 흐름으로부터 측정된 호흡 신호이고, 점선으로 표시된 것이 본 발명에 의해 심전도 신호에서 추출한 호흡 신호이다. 도면에 도시된 바와 같이, 호흡 주파수에 해당하는 대역에서는 두 스펙트럼이 높은 상관관계를 가지고 있음을 알 수 있다.The respiratory frequency band may be outside the range of 0.2 to 0.4 Hz, so the exact respiratory frequency band of the subject must be determined in advance for accurate respiration signal extraction. In the present invention, the frequency band of the respiratory signal is determined in advance from the electrocardiogram power spectrum. FIG. 6 shows an example of an electrocardiogram power spectrum, and it can be seen that a respiration signal appears at 0.2 to 0.3 Hz in this spectrum. Once the frequency band of interest is determined, the corresponding frequency region is selected at the time of signal reconstruction after wavelet transform. For example, suppose that the frequency range of the subject's breathing signal mainly corresponds to 0.1 to 0.3 Hz. If the signal acquisition frequency is 200 Hz, the frequency band corresponding to the detail signal in the ninth wavelet decomposition becomes 0.195 to 0.391 Hz (about 0.2 to 0.4 Hz). By applying wavelet decomposition once again to the approximation signal (about 0 to 0.2 Hz) obtained here, a detail signal of 0.1 to 0.2 Hz can be obtained. In addition, when wavelet decomposition is applied to the detail signal (about 0.2 to 0.4 Hz), an approximate signal corresponding to 0.2 to 0.3 Hz can be obtained. By reconstructing and adding the signals from the two bands (0.1-0.2 Hz and 0.2-0.3 Hz) thus obtained, it is possible to accurately extract the breathing signal of the subject. Figure 7 shows the power spectrum of the air flow signal (represented by the breath measured in the nose) and the breath signal detected by the measuring device according to the present invention together. The solid line in FIG. 7 represents the respiration signal measured from the air flow, and the dotted line represents the respiration signal extracted from the ECG signal according to the present invention. As shown in the figure, it can be seen that the two spectrums have a high correlation in the band corresponding to the breathing frequency.
한편, 도 8a 및 도 8b는 본 발명에 따른 계측 장치에서 추출된 호흡 신호와코에서의 공기 흐름으로부터 측정된 호흡에서 유도된 호흡 횟수의 시간에 따른 변화를 도시한 것으로, 두 신호의 시간에 따른 변화 추이가 거의 일치함을 알 수 있다. 여기서 실선으로 표시된 것은 공기 흐름으로부터 측정된 호흡 신호에 대한 것이고, 점선으로 표시된 것이 본 발명에 의해 심전도 신호에서 추출한 호흡 신호에 대한 것이다. 이들 도면에 도시된 것은 각각 서로 다른 피검자에 대한 신호이다.On the other hand, Figures 8a and 8b shows the change over time of the number of breaths induced in the breath measured from the air flow in the nose and the breath signal extracted from the measuring device according to the present invention, the change over time of the two signals It can be seen that the trend is almost identical. Here, the solid line represents the respiratory signal measured from the air flow, and the dotted line represents the respiratory signal extracted from the ECG signal by the present invention. Shown in these figures are signals for different subjects, respectively.
상기와 같이 본 발명에 따른 계측 방법 및 장치는, 무구속적 심전도 계측시스템을 사용하여 추가적인 전극이나 하드웨어 없이 심전도 및 호흡을 동시에 무구속적으로 계측할 수 있도록 하므로, 측정 대상자의 지속적이고 의식적인 관심 내지 참여 없이도 심전도뿐만 아니라 호흡까지 측정할 수 있어 일반 가정에서도 손쉽게 사용할 수 있다는 장점이 있다.Measurement method and apparatus according to the present invention as described above, by using a non-responsive electrocardiogram measurement system to be able to measure the electrocardiogram and respiration at the same time without additional electrodes or hardware, the continuous and conscious attention of the subject It also has the advantage that it can be used easily at home because it can measure not only ECG but also respiration without participation.
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