專利名稱：具有脈沖和通道切換adc噪聲濾波器和衍生導聯(lián)糾錯器的ecg設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及具有脈沖和通道切換ADC噪聲濾波器的和衍生導聯(lián)糾錯器的ECG (心電圖)設(shè)備。本發(fā)明更具體地涉及實施用于從ECG信號中去除脈沖和通道切換ADC噪聲的突發(fā)采樣技術(shù)、以及用于對由直接測量的ECG導聯(lián)的順序采樣引起的衍生ECG中的誤差進行校正的內(nèi)插算法。本發(fā)明具體地涉及用于測量、濾波、監(jiān)視以及記錄ECG信號的醫(yī)療設(shè)備。本發(fā)明還涉及利用構(gòu)建到固件/軟件中的分析功能來提取一些重要參數(shù)。下面參照圖1來說明前述包含背景技術(shù)的記載中所使用的表述。Einthoven 導聯(lián)導聯(lián)I、II和III稱為Einthoven導聯(lián)，并表示一對電極之間的電勢差。形成這些信號的電極位于肢體上——在左臂(LA)和右臂(RA)上各有一個，在左腿(LL)上有一個。 Einthoven導聯(lián)形成了稱為Einthoven三角形的矢量三角形。如果已知任何兩個Einthoven 導聯(lián)(Einthoven三角形的兩個邊)，利用Einthoven三角性的封閉特性，可以通過矢量加法導出第三個導聯(lián)。增強肢體導聯(lián)導聯(lián)aVR、aVL和aVF是增強肢體導聯(lián)。它們是從作為導聯(lián)I、II和 III的相同的三個電極得到的，并涉及到軸旋轉(zhuǎn)。胸部導聯(lián)￥1、￥2、￥3、￥4、￥5和￥6是胸部導聯(lián)。這些導聯(lián)表示設(shè)置在胸部上多個點處的電極與Einthoven基準電勢(參見下文)之間的電勢差。衍生導聯(lián)這里，導聯(lián)III、aVR、aVL和aVF是衍生導聯(lián)，因為它們是利用矢量加法和軸旋轉(zhuǎn)從導聯(lián)I和導聯(lián)II衍生而來的。Einthoven三角形心電圖的虛擬等邊三角形，其中心在心臟，并由表示3個標準肢體導聯(lián)(即導聯(lián)I、II和III)的線條形成。Einthoven 中心點(ECP)Einthoven 三角形的中心點。Einthoven基準電勢(ERP)通過對LA、RA和LL處的3個電勢取平均值而得到 ERP。Einthoven基準電勢提供了基準點，相對于該基準點測量胸部導聯(lián)。此后，在本文中使用的ECG測量設(shè)備術(shù)語如下電子信號通道(ESC)電子電路中的路徑，選定的ECG信號(例如，來自復用器的輸出)沿著該路徑流經(jīng)模擬電子處理的多個階段，稱為ESC。同時處理的不同ECG電壓信號的數(shù)量等于ECG設(shè)備中ESC的數(shù)量。ECG通道ECG通道是指ECG信號的顯示，每個ECG信號對應(yīng)于任一個ECG導聯(lián)。 因此，多通道ECG同時顯示對應(yīng)于不同ECG導聯(lián)的多個信號。ECG導聯(lián)是指針對給定配置的電勢差，例如，Einthoven導聯(lián)，增強肢體導聯(lián)或胸部導聯(lián)。導線心電圖儀電纜，其將設(shè)置在體表上的電極之一物理地連接到ECG測量電子系統(tǒng)。由于許多因素的組合，例如壓力、飲食不平衡、不規(guī)則作息、生活方式等因素，患心臟病的人口百分比在日益增加。特別是在發(fā)展中國家，可用醫(yī)生與患者數(shù)量的比率很小。另一方面，可用的基礎(chǔ)設(shè)施和醫(yī)療器械不足以滿足發(fā)展中國家大量人口的需求。結(jié)果，經(jīng)?？吹竭@樣的現(xiàn)象，排長隊的患者，以及試圖幫助過多數(shù)量患者的醫(yī)生在他們可用的有限時間內(nèi)卻無能為力。大眾支付醫(yī)療測試和診斷的能力也非常有限。因此，需要高吞吐量和低成本的監(jiān)視和診斷醫(yī)療器械。一種廣泛使用的醫(yī)療器械是心電圖儀(ECG)。ECG通過外部皮膚電極測量隨時間捕獲的心臟的電活動。此外，每當患者感覺到心臟失調(diào)癥狀時，他們必須快速趕到最近的醫(yī)院或執(zhí)業(yè)醫(yī)師，在那里需要記錄患者的ECG，結(jié)果導致在事件發(fā)生和ECG 記錄的時間之間出現(xiàn)延遲。在緊急情況下，必須避免這種延遲。因此，需要低成本且便于使用的ECG設(shè)備，這種設(shè)備具有將記錄的ECG傳輸給醫(yī)院或醫(yī)生的特征。例如，隨著現(xiàn)在許多家庭擁有PC，自然地可以具有插入PC的ECG模塊，從而可以容易地通過因特網(wǎng)傳輸記錄的 ECG0還希望具有小型、輕量、便攜但是功能完備的ECG設(shè)備，普通醫(yī)師可以在其藥箱包中攜帶這種設(shè)備以便在緊急情況下使用。已經(jīng)進一步認識到，ECG記錄設(shè)備的有效性不僅包括怎樣良好地測量和記錄心臟信號，還包括其使用的方便和快速的周轉(zhuǎn)時間。許多可用的具有單個ECG通道的小型掌上型ECG機器一次只能顯示一個導聯(lián)，因而吞吐量低。幾種這種低成本的機器還進一步限制于僅測量一個ECG導聯(lián)，因而提供有限的醫(yī)療診斷信息?？蛇x地，為了提高這種設(shè)備的吞吐量，可以使用多ECG通道機器，這種機器通常使用“每ESC ADC設(shè)置” 或“共享ADC設(shè)置”?！懊縀SC ADC設(shè)置”針對每個ESC使用硬件的獨立電路(放大器、濾波器、ADC等)以同時測量ECG電壓信號。這使得設(shè)備體積大并且相對而言更加昂貴。并且， 還增加了設(shè)備的功耗。由于在這種設(shè)計中所使用的硬件部件的數(shù)量增加，使得設(shè)備的可維護性降低。此外，在多ESC系統(tǒng)中，在一個ESC與另一個之間總是具有小的增益差異，這進一步要求對多個ESC中每一個的校準必須保持足夠的測量精度。這種方案的另一個缺點是在各個ESC的校準中出現(xiàn)的任何隨時間的漂移會導致衍生導聯(lián)的誤差。為了減少硬件部件的數(shù)量和功耗，以及進一步提高設(shè)備的相對校準方便性、可維護性和便攜性，可以采用第二種名為“共享ADC設(shè)置”的方法。在這種方案中，ECG信號被復用以允許自動地切換測量電子設(shè)備從一個ESC到另一個ESC。共享ADC設(shè)置的使用確保任何ADC誤差(如果有的話) 對于所有的ESC來說都是相同的。在這種類型的多通道數(shù)字采集系統(tǒng)中通常采用兩種原理設(shè)置，即模式1)具有分立S/H (采樣保持電路)的共享ADC ；模式2)具有共享S/H的共享ADC設(shè)置。在ECG的情形中，一些導聯(lián)通常通過對兩個測得的導聯(lián)進行適當?shù)木€性組合而從其它導聯(lián)衍生而來。對于衍生導聯(lián)，所有直接測得的ECG導聯(lián)必須是準確地在同一時刻采樣的，因為對在略微不同的時刻測到的矢量的兩個分量進行線性組合會在衍生導聯(lián)中引入誤差。解決準確地在同一時刻對所有ECG導聯(lián)進行采樣的需求的一個方法是對每個ESC 分別使用單獨采樣保持電路(S/H)，而仍然共享ADC(模式1)。使用模擬復用器掃描S/H輸出，使用單個ADC對ECG電壓信號進行順序地轉(zhuǎn)換以產(chǎn)生串行輸出信號。這種方案的一個缺陷包括S/H電路中的電荷泄漏電流，這引起ESC之間的附加增益差，從而要求對多個ESC 的每一個都保持使用適當?shù)男省＿M一步降低硬件部件數(shù)量的第二種可選方法是連同共享 ADC,在針對整個ESC共享的基礎(chǔ)上，采用單個S/H電路(通常包含在ADC電子芯片中)(模式2)。使用模擬復用器來選擇(模擬)輸入ESC。順序地將來自ESC的每個ECG電壓信號存儲在S/H電路中并由ADC轉(zhuǎn)換為數(shù)字格式。這種方案具有使用更少數(shù)量的硬件部件的益處。使硬件部件的數(shù)量最小化不僅有助于降低設(shè)備的尺寸和成本，還有助于提高可維護性和可靠性。對于便攜式設(shè)備來說，設(shè)備功耗的降低也是有利的特征。但是，對這種方案(模式2)存在兩個主要問題a)來自不同ESC的ECG電壓信號被復用，從而沒有精確地在同一時刻被采樣。由于有些導聯(lián)衍生自其它導聯(lián)，在略微不同時刻測得的矢量的兩個分量的線性組合在衍生導聯(lián)中引入誤差，并且b)當每個ECG電壓信號被切換并由ADC采樣以用于數(shù)字化時，總是可能出現(xiàn)導致錯誤讀取的尖峰信號/假信號/脈沖。尖峰信號包含頻率分量，其中一些頻率分量落在ECG 通帶的頻率范圍內(nèi)，并且不能通過常用的HR濾波器去除。脈沖噪聲是短歷時噪聲，特別具有高強度，例如通過附近高主干電流設(shè)備的開啟/關(guān)閉導致的噪聲，或者電力波動等。此外，通過切換模擬復用器的電荷注入也會把假信號強加到S/H輸出上。與模擬電路中關(guān)聯(lián)的突然電壓變化一起，通道切換也會產(chǎn)生影響，例如過沖、下沖、振鈴等，這回導致采樣信號的進一步惡化。共享ADC設(shè)置的模式1和模式2中采用的兩種方案都采用了信號的復用和切換，這可能引起“通道切換噪聲”。在本發(fā)明中，通過將測得的導聯(lián)數(shù)學內(nèi)插到同一時刻，來解決“共享ADC設(shè)置2”中由ECG導聯(lián)的順序采樣引起的衍生導聯(lián)中的誤差這第一個問題。第二個有關(guān)尖峰信號/假信號/脈沖的問題，尖峰信號/假信號/脈沖具有在ECG頻率通帶內(nèi)的一些頻率分量，并且可能在使用帶通濾波器對這種噪聲進行濾波時在測得的信號中引起振鈴效應(yīng)，在本發(fā)明中通過使用突發(fā)采樣技術(shù)來解決。
背景技術(shù)：
可以參照下述文獻A suppression of an impulsive noise in ECG signal processing Pander, T. P. Engineering in Medicine and Biology Society, 2004.IEMB S ' 04.26th Annual International Conference of the IEEE. Volume 1,l"5Sept.2004Page (s) :596-599. Digital Object Identifier 10. 1109/ IEMBS. 2004. 1403228。概述生物醫(yī)學信號通常是與伴隨噪聲一起記錄的。在生物醫(yī)學環(huán)境中存在許多不同種類的噪聲。噪聲分量中的一種是由肌肉的電活動引起的波形。這種“自然”失真通常利用白高斯噪聲來建模。但是這種假設(shè)不總是真實的，由于真實的肌肉噪聲有時具有脈沖特性。這篇論文的第一目的是使用阿爾法穩(wěn)定分布作為ECG信號中的真實肌肉噪聲的模型。這篇論文的第二目的是使用M濾波器族來抑制生物醫(yī)學信號(ECG信號)中的脈沖噪聲?；鶞蕿V波器是中值濾波器。這篇現(xiàn)有技術(shù)涉及利用M濾波器從ECG信號中濾除肌肉信號。這些濾波器是非線性的并且不便于計算。并且，肌肉噪聲的減少是以感興趣的ECG信號的失真為代價的。在本發(fā)明中，通過線性數(shù)字FIR濾波器來濾除肌肉噪聲?？梢詤⒄障率鑫墨I:Spike detection in biomedical signals using midprediction filters. S. Dandapat 禾口 G. C. Ray Med. & Biological Engg &Computing， Volume 35，Number 4，July 1997，pp.354—360。
概述生物醫(yī)學信號中的突變，例如ECG中的QRS復合波，EEG中的癲癇抽搐等， 視為在相對緩慢變化的背景信號中的尖峰信號。這項工作的目的是以最小失真來檢測這種“尖峰信號”。這種尖峰信號，由于它們固有的高頻內(nèi)容，在線性預測方案中呈現(xiàn)為誤差信號。提出了一種對稱中間預測濾波方案，其中所檢測的尖峰信號的失真以及檢測的可靠性得到了改善。這篇現(xiàn)有技術(shù)涉及將QRS復合波視為ECG信號中的“尖峰信號”，以及可靠地對其進行檢測，具有很小的失真。這種“尖峰信號”是待檢測的感興趣的信號。相反，本發(fā)明涉及消除ECG信號中不期望的突然噪聲尖峰信號(比QRS復合波具有更高的頻率)。本發(fā)明典型地過濾出頻率等于或高于突發(fā)采樣頻率的尖峰信號?？梢詤⒄誙S005999845A "Muscle Artifact Noise Detector for ECG Signal，，。 該發(fā)明提供了檢測和濾波系統(tǒng)，其用于檢測和過濾線性噪聲、基線漂移和寬帶噪聲，例如肌肉偽像信號，以最大化地過濾噪聲信號。檢測器將噪聲電平與閾值進行比較，并將得到的噪聲狀態(tài)報告給消除濾波器。該發(fā)明還進一步向操作者提供了手動或自動激活濾波器并在打印輸出或顯示器上指示濾波器狀態(tài)的能力。這篇現(xiàn)有技術(shù)需要將QRS復合波消隱以估計噪聲。許多濾波器實施是UR類型，其原理上是不穩(wěn)定的。并且，需要各個單獨的微處理器以用于在每個測量通道中過濾噪聲。必須自動或操作者手動地激活濾波器。本發(fā)明不需要通過操作者自動或手動地激活濾波器。而是，本發(fā)明的方法采用一系列濾波器(例如穩(wěn)定線性數(shù)字^R濾波器)以及突發(fā)采樣技術(shù)來去除電力線干擾；ECG信號中的尖峰信號/假信號、寬帶噪聲和基線漂移噪聲。對每個測得的ECG信號來說不需要分立的微控制器/微處理器?？梢詤⒄誙S005908393A "Reducing noise in a biological system，，:這篇現(xiàn)有
技術(shù)包括獲取生物信號，例如ECG信號，將其與代表信號進行比較并生成預測信號。從生物信號中減去該預測信號，以產(chǎn)生第二信號。將該第二信號通過濾波器并產(chǎn)生濾波信號。然后，將所述預測信號和濾波信號組合以產(chǎn)生噪聲降低的信號。本發(fā)明中的濾波獨立于任何代表信號或預測信號。下面參照US005704365A“hing related signals to reduce ECG Noise”。該發(fā)明提供了一種改進的降低生理信號中噪聲的技術(shù)，其中通過把每個信號用作底層ECG發(fā)生器到體表的矢量投影來降低噪聲，該技術(shù)還組合這些信號，使得在保留ECG發(fā)生器的凈矢量方向的同時最佳地降低噪聲。根據(jù)這篇現(xiàn)有技術(shù)的原理，該過程包括獲取多個輸入信號，測量輸入信號的噪聲內(nèi)容之間的關(guān)系，以及考慮所測得的關(guān)系組合這些輸入信號以產(chǎn)生具有低噪聲內(nèi)容的輸出信號。該現(xiàn)有技術(shù)依賴于對表示噪聲的次級輸入信號的測量。本發(fā)明中的噪聲濾波不需要測量任何額外的表示噪聲的次級信號。下面參照 US007221975B2 “Signal filtering using orthogonal polynomials and removal of edge effects” 該現(xiàn)有技術(shù)描述了對包含有需要的信號分量和不需要的噪聲分量的輸入信號進行濾波的方法，該方法包括將輸入信號建模為多項式集合，從該集合中識別對不需要的信號分量建模的多項式，以及，通過從所述多項式集合中去除識別為對不需要的信號分量建模的多項式，以從所述輸入信號中去除不需要的信號分量從而使得所述輸入信號僅保留需要的信號分量。在上述現(xiàn)有技術(shù)中，必須通過多項式集合對輸入信號和不需要的噪聲建模，而本發(fā)明采用噪聲濾波器，其不需要對輸入ECG信號或噪聲進行任何建模。
下面參照US005269313A“Filter and method for filtering baseline wander" 該發(fā)明披露了利用與電子延遲并行的線性相位低通濾波器的線性相位高通濾波器，以從 ECG信號中去除基線漂移。優(yōu)選地采用HR數(shù)字濾波器作為所述線性相位低通濾波器。在上述現(xiàn)有技術(shù)中使用的濾波方法依賴于原理上可能變得不穩(wěn)定的UR濾波器。 該發(fā)明還使用了電子延遲，因而對每個測量的ECG信號還需要附加的硬件。本發(fā)明使用穩(wěn)定的線性FIR濾波器，不需要電子延遲。下面參照W093/05574 "ECG Muscle Artifact Filter System”:該發(fā)明披露了一種從ECG信號中濾除肌肉偽像信號的方法。將ECG信號通過LPF，LPF在ECG信號的除了 QRS復合波之外的部分中具有可變截止頻率。在QRS復合波開始稍前的時刻，截止頻率逐漸地增加到更高的截止頻率以通過QRS復合波，而對QRS信號的振幅的降低最小。在QRS信號的結(jié)束時刻，濾波器的截止頻率逐漸地返回到低截止頻率。具有低截止頻率的自適應(yīng)濾波器用于降低肌肉偽像(以硬件實現(xiàn))。上述現(xiàn)有技術(shù)對每個ECG信號測量通道采用多模塊硬件(用于電子延遲、R波檢測系統(tǒng)、平滑濾波器和自適應(yīng)帶寬控制)以濾除肌肉偽像信號。本發(fā)明不依賴于任何附加的硬件來濾除肌肉噪聲?；跀?shù)字固件/軟件的^R濾波器去除電力線噪聲、肌肉偽像噪聲和基線漂移噪聲。此外，基于突發(fā)采樣的濾波器可以去除脈沖和通道切換ADC噪聲。對現(xiàn)有技術(shù)的研究揭示了現(xiàn)有ECG監(jiān)視設(shè)備沒有解決去除通道切換ADC噪聲和假信號/尖峰信號的問題。多路復用類型的ECG信號測量設(shè)備也未提出針對在不同通道之間切換的時間延遲對數(shù)字化ECG信號點校正的方法。例如，有些傳統(tǒng)的監(jiān)視器僅僅能濾除EMG 噪聲、電力線干擾、基線漂移以及背景噪聲。它們中的一些采用HR濾波器，其不一定是線性的，原理上可能不穩(wěn)定。有些其它的監(jiān)視器采用復雜的多模塊硬件以實現(xiàn)過濾多種類型的噪聲。有些設(shè)備只簡單地監(jiān)視和顯示ECG信號，因而完全不能提供ECG數(shù)據(jù)記錄能力。其它的設(shè)備雖然記錄ECG數(shù)據(jù)，但僅僅提供記錄數(shù)據(jù)的本地回放，因而不具有遠程診斷能力。 還有一些其它設(shè)備采用龐大而昂貴的硬件電路來校準設(shè)備、采用模擬低通和高通濾波器等來對信號濾波并用于箝制檢測(clip detection)。還有些其它設(shè)備簡單地顯示和記錄ECG 數(shù)據(jù)，但至少不在監(jiān)視級設(shè)備上進行計算并顯示重要的心臟參數(shù)。因此，需要一種小型、輕量化、便攜、快速周轉(zhuǎn)以及低成本的監(jiān)視設(shè)備來用于記錄 ECG信號。需要提供可配置的特征集合/設(shè)置選項，同時保持用戶友好性。在設(shè)備版本中的特定特征可以根據(jù)終端使用來精細調(diào)節(jié)。還需要一種能夠與患者信息一起存儲ECG記錄的設(shè)備，從而便于以后用于專家進一步的參考。已經(jīng)認識到，通過利用用于監(jiān)視裝備的低成本的現(xiàn)代電子設(shè)備、自動化和IT技術(shù)，提供一種能夠改善基礎(chǔ)醫(yī)療保健對大眾的可獲得性的設(shè)備是有利的。還認識到，希望提供一種設(shè)備，其能夠利用內(nèi)建的固件/附屬軟件來提取并顯示監(jiān)視級設(shè)備中ECG有關(guān)的一些重要參數(shù)。本發(fā)明目的本發(fā)明的主要目的是提供一種小型的ECG監(jiān)視設(shè)備，其實施利用突發(fā)采樣技術(shù)來濾除脈沖和通道切換ADC噪聲的過程，以及進一步實施利用內(nèi)插技術(shù)來校正衍生導聯(lián)中誤差的糾錯器，所述誤差是由于具有復用ESC的ECG設(shè)備中對不同ECG電壓信號進行順序采樣導致的時間延遲引起的，本發(fā)明消除了如上所述迄今已知的現(xiàn)有技術(shù)中的缺陷。本發(fā)明的另一個目的是提供一種廣義的且獨立于硬件的解決方案，其以固件實施，解決下述兩個問題，即與“共享ADC設(shè)置模式2”有關(guān)的脈沖和通道切換ADC噪聲和衍生導聯(lián)中的誤差。本發(fā)明的另一個目的是提供一種具有靈活升級性能的附加優(yōu)勢，這是因為方法是通用的、算法性的并且以固件實施。設(shè)備升級變成簡單升級固件的事情，而不是對電路/硬件進行再設(shè)計和再構(gòu)建，。本發(fā)明的另一個目的是提供自校準，而不結(jié)合用于可調(diào)精度振幅振蕩器的板上電子電路、或者使用外部振蕩器。通常利用設(shè)備頻率范圍(IOHz)內(nèi)ImV振幅的AC信號來校準ECG設(shè)備。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明提供了一種ECG設(shè)備，其具有脈沖和通道切換ADC噪聲濾波器和針對 ECG信號順序采樣的糾錯器。該設(shè)備具有輕量化、便攜、方便、高吞吐量以及低成本，允許進行標準ECG測量。在本發(fā)明的一個實施例中，一種心電圖(ECG)設(shè)備，具有脈沖和通道切換模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)噪聲濾波器和針對衍生導聯(lián)的糾錯器，包括ECG電極和導線的組合(1)，用于測量ECG信號以從中確定衍生導聯(lián)，ECG模塊0)，耦合到ECG電極和導線(1)，用于接收測量的ECG信號并用于數(shù)字化該ECG信號，耦合到ECG模塊⑵的用戶接口模塊⑶，以及供電單元G)，耦合到ECG模塊(2)，用于向ECG模塊(2)提供電力，其特征在于，所述ECG模塊 (2)具有固件，所述固件利用突發(fā)采樣技術(shù)對數(shù)字化ECG信號中的脈沖和通道切換ADC噪聲進行濾波，然后應(yīng)用內(nèi)插技術(shù)校正衍生導聯(lián)中的誤差，所述誤差是由于對從ECG模塊中的復用電子信號通道(ESC)接收的ECG信號進行順序采樣而導致的時間延遲引起的(所述接收的ECG信號被稱為直接測量ECG信號)，最后利用卷積技術(shù)提供高階HR濾波器，以去除 ECG通帶之外的噪聲。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中ECG模塊⑵包括a)隔離緩沖器0.0)，對通過電極和導線⑴拾取的ECG信號提供隔離；b)復用器(2. 1)，其耦合到隔離緩沖器(2.0)，從隔離緩沖器(2.0)接收緩沖的 ECG信號，該復用器適用于在設(shè)備自校準周期期間從ECG采集切換到校準模式；c)信號調(diào)節(jié)和放大器單元O. 2)，耦合到復用器0.1)，該信號調(diào)節(jié)和放大器單元包括前置放大儀器放大器(2. 2. 1)、帶限濾波器(2. 2.幻、以及后置放大和電平移動 (2. 2.幻，其中所述帶限濾波器是一階高通和低通模擬濾波器的組合；d)平均電路(2. 3)，計算Einthoven基準電勢(ERP)以參照該基準電勢來測量胸部ECG信號；e)校準單元O. 4)，耦合到復用器0.1)，該校準單元(2.4)包括電壓基準 IC(2. 4. 1)和精密電勢劃分器(2. 4. 2)以生成ImV DC信號，所述ImV DC信號被提供給復用器，以隨后通過在復用器處進行斬波將所述ImV DC信號轉(zhuǎn)換為頻率在ECG監(jiān)視設(shè)備的通帶內(nèi)的ImV方波校準信號；f)ADC(2. 5)，耦合到信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)，并適用于轉(zhuǎn)換經(jīng)放大的ECG信號電壓，以產(chǎn)生代表規(guī)定時間間隔上患者的ECG波形的數(shù)字數(shù)據(jù)；g)與固件(2.6) —起耦合到ADC(2. 5)的控制單元，適用于控制ADC(2. 5)并從
12ADC(2. 5)讀取數(shù)據(jù)，監(jiān)視并設(shè)置電源和數(shù)據(jù)指示器(2.7)的狀態(tài)指示符，經(jīng)由可用的單向或雙向通信控制復用器單元(2. 1)，以及適用于對從ADC(2. 5)接收的數(shù)字化的直接測量 ECG信號進行濾波；h)電源和數(shù)據(jù)指示器(2. 7)，可視地指示供電單元(3)的錯誤狀態(tài)和ECG模塊⑵ 的運行狀態(tài)；i)通信通道 .8)，包括SPI、USB、USART、RS-232、藍牙、zigbee、以太網(wǎng)中的任一種或其組合，用于與用戶接口模塊(3)進行通信；j)存儲單元O. 9)，耦合到通信通道，用于存儲和獲取患者的數(shù)字化ECG波形。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中通過ECG電極和導線⑴從人體接收的測量ECG 信號包括左臂、右臂、左腿和胸部ECG信號；其中這些ECG信號輸入到隔離緩沖器(2.0)； 其中左臂、右臂和左腿ECG信號通過隔離緩沖器(2. 0)輸入到平均電路(2.幻，該平均電路的輸出是用于測量胸部導聯(lián)的ERP;其中所緩沖的ECG信號和來自校準單元(2.4)的校準信號用作至復用器(2. 1)的輸入；其中所述復用器的輸出用作至信號調(diào)節(jié)和放大器單元 (2. 2)的輸入，信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)向ADC(2. 5)提供所需頻率范圍中的放大輸出， 所述ADC(2.5)的輸出用作至控制單元(2.6)的輸入，以利用突發(fā)采樣技術(shù)去除脈沖和通道切換ADC噪聲，并利用內(nèi)插方法校正由于對直接測量ECG信號進行順序采樣而引起的時間延遲；其中，利用復用單元(2. 1)在校準模式中計算逐電子信號通道(ESC)校準常數(shù)，并且其中所述控制單元(2. 6)的經(jīng)濾波的數(shù)字輸出用作經(jīng)由通信通道(2. 8)至用戶接口模塊 (3)的輸入；其中在存儲單元(2.9)中對數(shù)字化和經(jīng)濾波的ECG信號進行存儲和獲取。在本發(fā)明的另一個實施例中，在控制單元0.6)中實施突發(fā)采樣技術(shù)以從數(shù)字化的直接測量ECG信號中去除脈沖和通道切換ADC噪聲包括步驟a)通過從控制單元向ADC發(fā)送η個ESC選擇脈沖，掃描所有復用的η個ESC以獲得一組讀數(shù)，其中η等于復用的ESC的數(shù)量；b)對于給定的被掃描ESC i，從ADC中獲得具有m個數(shù)字化樣本的突發(fā)，其中m表示采樣脈沖的編號，所述m個數(shù)字化樣本被編號為yy，Yi,2,…，yi,m，并且彼此相隔時間間隔％(突發(fā)采樣時間)；c)對于給定的ESC i，對所有的m個數(shù)字化樣本排序；d)計算m個數(shù)字化樣本的中值和均值的加權(quán)平均，以針對所掃描的ESC i通道提供一個經(jīng)濾波的數(shù)字化值，其中均值和中值的加權(quán)因子分別是w和(1-w)，這些加權(quán)因子加起來等于單位1，并且按照下述等式相關(guān)e)可選地，在控制單元(2.6)必須在一個掃描周期的可用時間內(nèi)完成對從η個 ESC接收的信號的掃描和處理的情況下，如果為了中值運算而進行排序很耗時，則不計算m 個數(shù)字化樣本的中值和均值的加權(quán)平均，取而代之地，通過丟棄m個數(shù)字化樣本的最大值和最小值，來執(zhí)行部分中值計算，然后執(zhí)行均值運算，計算剩余m-2個值的均值。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中，利用內(nèi)插到相同時刻的直接測量ECG信號的值，校正由于對直接測量ECG導聯(lián)進行時間上的順序采樣而引起的所計算的衍生ECG導聯(lián)中的誤差；其中，利用內(nèi)插算法計算內(nèi)插值包括步驟a)對于給定ESC i，獲得對應(yīng)于時間(it。h)的數(shù)字化和經(jīng)濾波(利用突發(fā)采樣技
§l(iotCh) 二在本發(fā)明的另一個實施例中，其中，用戶接口模塊(3)包括(a)可視圖形顯示器， 例如LCD/移動電話屏/PC監(jiān)視器，用于可視地顯示ECG信號、提取的參數(shù)，以及在存在錯誤的情況下可視地顯示警告和錯誤狀況；(b)輸入設(shè)備，例如鍵盤、小鍵盤、鼠標，用于控制 ECG設(shè)備，輸入多種操作命令以及輸入患者數(shù)據(jù)等；和(c)輸出設(shè)備，例如用于提供ECG信號和提取參數(shù)的硬拷貝的打印機，以及用于警告和錯誤狀況的音頻輸出，其中所述用戶接口模塊(3)經(jīng)由ECG模塊O)的通信通道(2.8)與存儲單元和控制單元(2.6)進行通信。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中，供電單元⑷包括電源(4. 1)以及在電源直接/間接連接到AC主干線的情況下包括的隔離芯片(4. 3)，或者電池(4. 2)，以及電壓反相器(4. 4)，其中所述電源提供在3V到5V范圍內(nèi)的電壓輸出，以向ECG模塊( 提供電力。在本發(fā)明的另一個實施例中，一種利用ECG監(jiān)視設(shè)備測量并監(jiān)視心臟電活動的方法，該方法包括步驟a)將ECG電極和導線(1)連接到患者；b)開啟設(shè)備后點亮電源和數(shù)據(jù)指示器(2. 7)；c)由控制單元(2.6)自動地初始化ECG監(jiān)視設(shè)備的所有硬件部件，包括通信總線和定時器等；d)由控制單元(2. 6)配置針對ECG數(shù)據(jù)采樣的定時器中斷；e)由校準單元(2. 4)生成ImV dc輸出作為校準信號，通過復用器單元(2. 1)進行斬波將該校準信號轉(zhuǎn)換為ECG通帶中選定頻率上的ImV方波，以及沿著放大器和濾波器等的相同路徑將轉(zhuǎn)換的校準信號饋送到電路，作為ECG信號；f)由控制單元(2. 6)存儲對應(yīng)于ImV校準信號幅度的數(shù)字計數(shù)，作為校準常數(shù)；g)在用戶啟動ECG監(jiān)視設(shè)備的操作時，經(jīng)由隔離緩沖器(2.0)和平均電路(2.3) 傳遞電極測量的電信號，以提供用于利用基準點來測量胸部信號的ERP ；h)提供校準信號、ERP和來自電極的ECG信號，作為至復用器(2.1)的輸入，以布置所述信號到三個電子信號通道(ESC)的路由；i)將復用器(2. 1)的輸出提供給信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)，信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)在典型地從0. 22Hz到IOOHz的所需頻率范圍內(nèi)輸出具有典型增益1000的信號；j)將信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的輸出施加到12比特精度ADC (2. 5)；k)由ADC (2. 5)從控制單元(2. 6)接收電子信號通道(ESC)選擇信號以及接收ADC 轉(zhuǎn)換觸發(fā)，以數(shù)字化信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的輸出；1)由控制單元(2. 6)利用“突發(fā)采樣”技術(shù)進行濾波以從ADC (2. 5)的輸出中去除脈沖和通道切換ADC噪聲；
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CN 102421354 A說明 書8/17 頁
術(shù))的值Υ—、該時間(it。h)是相對于當前掃描周期中測量第一個ESC時的時間的；b)針對η個通道，將所有經(jīng)濾波的數(shù)字化值γ—1內(nèi)插到對應(yīng)于ESC編號、=η/2 的參考時間(iAj，以使得內(nèi)插校正最小化；c)利用下面給出的線性內(nèi)插公式，根據(jù)當前濾波值y—VitJ和在前掃描周期中的濾波值f Qtch- τ )，計算內(nèi)插值廣。(i0tch)
m)由控制單元(2. 6)檢查ADC (2. 5)的下溢和上溢，以進行箝制檢測；η)由控制單元(2.6)應(yīng)用線性內(nèi)插，以對由于對直接測量ECG信號進行非同時順序采樣而導致的誤差進行校正；ο)將經(jīng)數(shù)字化和濾波的數(shù)據(jù)暫時存儲到控制單元(2. 6)的數(shù)據(jù)緩沖器中；ρ)在數(shù)據(jù)緩沖器填滿后，通過在所存儲的經(jīng)數(shù)字化和濾波的ECG數(shù)據(jù)中添加首部和腳注，來構(gòu)建數(shù)據(jù)幀；q)由控制單元(2.6)將數(shù)據(jù)幀通過通信通道(2.8)通信到用戶接口模塊(3)，并再初始化控制單元(2. 6)的數(shù)據(jù)緩沖器；r)解析數(shù)據(jù)幀以檢測傳輸誤差，并在存在傳輸誤差時校正傳輸誤差；s)對解析的數(shù)據(jù)幀進行進一步濾波，以確保僅獲取在0. 3到32Hz頻帶內(nèi)的ECG數(shù)據(jù)，其中，所述進一步濾波利用了使用卷積的實時FIR數(shù)字濾波器；t)在例如IXD/移動電話/PC屏幕等輸出設(shè)備上繪制從FIR濾波器輸出的經(jīng)濾波的數(shù)據(jù)；u)將經(jīng)濾波的ECG數(shù)據(jù)與患者信息一起記錄并存儲到例如MMC、硬盤、電話存儲器等存儲單元(2. 9)上，以便將來利用平臺獨立圖形用戶接口來進行參考；ν)利用分析軟件從記錄的ECG數(shù)據(jù)中提取重要的ECG參數(shù)，例如心率、RR間隔、PR 間隔、QT間隔、QRS寬度和QRS角度;W)打印ECG報告。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中，其中直接測量ECG信號中的噪聲是按照三個階段順序去除的，這些階段是a)在第一階段，在信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)中實施基于硬件的模擬帶限濾波器(2. 2. 2)，來濾除DC偏移和在尼奎斯特頻率以上的頻率以防止混疊效應(yīng)，該帶限濾波器對來自ADC(2. 5)的數(shù)字化ECG信號中在尼奎斯特頻率以上的頻率處的噪聲進行衰減，當在稍后第三階段應(yīng)用HR濾波器時回折到ECG通帶頻率中，其中所需通帶頻率在0. 22Hz到 IOOHz范圍內(nèi)；b)在第二階段，在控制單元(2. 6)中實施突發(fā)采樣濾波器，以濾除包括尖峰信號/ 假信號/脈沖的噪聲，從而完全去除這些噪聲或?qū)⑵渌p，使得減少由于向脈沖應(yīng)用HR濾波器(在第三階段)而導致的振鈴或振蕩；c)最后，在第三階段，在控制單元中或外部地在PC/膝上電腦上采用卷積技術(shù)，實施實時數(shù)字線性FIR帶通濾波器，以濾除基線漂移、EMG噪聲、電力線噪聲、以及在0. 3Hz至 32Hz頻率范圍內(nèi)ECG通帶之外的其它噪聲。在本發(fā)明的另一個實施例中，通過適當?shù)匦拚鄠€濾波器的截止頻率，以及利用在電力線頻率下的陷波濾波器，可以使得ECG通帶頻率范圍展寬到從0. 05Hz到150Hz的范圍，從而獲得更好的S-T分段和QRS復合波的高頻分量的測量精度。在本發(fā)明的另一個實施例中，可以依據(jù)實際使用的電子電路和其中存在的噪聲的性質(zhì)來改變和調(diào)節(jié)模擬和^R濾波器的階。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中通過離線地使用分析軟件提取ECG信號的重要參數(shù)包括步驟a)從記錄和存儲的具有最大rms值的ECG導聯(lián)I、II、III中選擇兩個ECG導聯(lián)信號；b)對選擇的兩個ECG導聯(lián)信號應(yīng)用具有20Hz截止頻率的高階HR低通濾波器，以得到平滑的ECG導聯(lián)信號；c)對獲得的平滑ECG導聯(lián)信號應(yīng)用數(shù)值微分，以得到ECG導數(shù)信號；d)將獲得的ECG導數(shù)信號轉(zhuǎn)換為后向差分乘積(MOBD)ECG信號；e)對獲得MOBD ECG信號應(yīng)用自適應(yīng)閾值算法以定位和識別QRS復合波；f)計算平滑ECG導聯(lián)信號的加權(quán)導數(shù)；g)利用步驟f)中計算的加權(quán)導數(shù)來定位和識別與每個識別的QRS復合波對應(yīng)的 P波和T波；h)利用在0. 32至32Hz頻率范圍內(nèi)的ECG導聯(lián)信號的原始值計算RR間隔、心率、 PR間隔、QT間隔和QTc、ST片段、QRS角度，以及每個測得數(shù)量的標準偏差，所述原始值是指在應(yīng)用步驟(b)中的附加濾波之前的值。在本發(fā)明的另一個實施例中，其特征在于使用嵌入在固件中的突發(fā)采樣技術(shù)從 ECG信號中去除脈沖和通道切換ADC噪聲。在本發(fā)明的另一個實施例中，其特征在于使用嵌入在固件中的線性內(nèi)插技術(shù)對衍生ECG導聯(lián)中由于對測得的ECG導聯(lián)進行順序數(shù)字采樣而導致的誤差進行校正。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中在信號的后置放大和數(shù)字化之前還包括反混疊帶限濾波器。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中采用實時FIR數(shù)字濾波器來從ECG信號中去除不同類型的噪聲，例如基線漂移、電力線干擾、EMG噪聲等。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中用于從患者獲取心電圖(ECG)波形的方法包括將至少5個電極導線耦合到一側(cè)的監(jiān)視器模塊和另一側(cè)的患者；以及進一步包括處理從電極導線輸入的信號，對信號進行組幀以檢測誤差，在信號中存在誤差時校正誤差，以及提供劃界；利用一些通信模式(USB/藍牙/Zigbee/RS-232/以太網(wǎng)等)將數(shù)據(jù)幀傳輸?shù)接脩艚涌谀K(PC/膝上電腦等)；以及在存儲器中存儲/記錄所處理的ECG數(shù)據(jù)。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中還包括用于從導聯(lián)I和導聯(lián)II測量中導出增強導聯(lián)(aVR、aVL、aVF)的方法。該方法還包括對設(shè)備進行自校準，以及在使用個人電腦/膝上電腦作為用戶接口的情況下，通過個人電腦/膝上電腦的USB端口對設(shè)備供電。否則，通過電池或外部電源供電。該方法還包括在PC/膝上電腦/LCD顯示屏/移動電話或這種用途的任何用戶接口上實時在線顯示ECG信號。在本發(fā)明的另一個實施例中，其中還包括將ECG數(shù)據(jù)與患者的個人詳細信息一起記錄到存儲器中，可以在以后進行獲取以用于進一步的參考和分析。ECG數(shù)據(jù)記錄的最小和最大持續(xù)時間是可配置的。 在本發(fā)明的另一個實施例中，其中內(nèi)置到PC/膝上電腦中的軟件用于顯示ECG數(shù)據(jù)，并隨著輸入患者的個人信息一起記錄ECG數(shù)據(jù)，該軟件可以安裝在任何具有例如USB連接功能的臺式或膝上計算機上。軟件可以在多種操作系統(tǒng)上運行，例如WindowsMe/2000/ XP/Linux操作系統(tǒng)。


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圖1是示出了標準ECG術(shù)語的圖。圖2是示出了 ECG監(jiān)視設(shè)備的框圖。圖3是示出了監(jiān)視設(shè)備的ECG模塊的框圖。圖4是示出了信號調(diào)節(jié)和放大器單元的框圖。圖5是示出了電力單元的框圖。圖6是示出了校準單元的框圖。圖7是示出了 ECG監(jiān)視設(shè)備中的微控制器執(zhí)行的操作的原理的流程圖。圖8是示出了在分析和參數(shù)提取軟件中執(zhí)行的步驟的流程圖。圖9是突發(fā)采樣的操作原理的時序圖。圖10是示出了 ECG信號的不同分段上的脈沖噪聲影響的示例。圖11是打印的患者ECG記錄，示出了提取并顯示的參數(shù)。圖12是示出了對衍生導聯(lián)的信號的時間延遲進行校正的結(jié)果的ECG記錄。圖13是ECG監(jiān)視設(shè)備的圖片。
具體實施例方式首先參照圖2，其通過框圖方式示出了便攜、高質(zhì)量、可靠、低成本且高效的ECG監(jiān)視設(shè)備，其包括ECG電極和導線(1)，ECG模塊0)，用戶接口(3)和供電單元G)。ECG導線⑴通過電極連接到患者，測量ECG，作為附接到患者身體(例如，附接到他/她的臂、腿和胸部)上的一對電極之間的電勢差。將測得的信號提供給ECG模塊O)以用于信號調(diào)節(jié)和放大，以及用于過濾信號中存在的不同噪聲以得到所需的信號。交互型用戶接口模塊 ⑶用作與用戶的接口。如圖5所示，供電單元(4)包括具有額定的5V/3V電壓輸出的電源 (4. 1)，其可以是PC/膝上電腦的USB端口，或者是任何其它外部電源，或者是外部的電池單元G.2)。在電源包括至ac主干線的直接或間接連接的情況下，隔離芯片(4.3)用作安全手段。電壓反相IC(4. 4)用于產(chǎn)生雙極電力供應(yīng)。該供電單元向整個ECG設(shè)備提供電力。通過本發(fā)明的優(yōu)選方法，ECG監(jiān)視設(shè)備從個人計算機或膝上電腦的USB接口獲得電力。參照圖3，ECG模塊⑵包括隔離緩沖器(2. 0)、復用器(2. 1)、信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)、平均電路(2. 3)、校準單元(2. 4)、模數(shù)轉(zhuǎn)換器(2. 5)、控制單元(2. 6)，電力和數(shù)據(jù)指示器(2. 7)、通信通道(2. 8)以及存儲單元(2. 9)。一 ECG模塊⑵被供電單元⑷供電，控制單元(2. 6)自動地初始化所有的ECG設(shè)備的硬件部件，包括通信總線、定時器等，并配置針對ECG數(shù)據(jù)采樣的中斷。校準單元(2. 4) 生成ImV dc輸出作為校準信號，通過復用器單元(2. 1)對校準信號斬波，將該ImVDC轉(zhuǎn)換成頻率落在ECG通帶(例如，IOHz)內(nèi)的ImV ac信號，沿著與ECG信號的路由相同的放大器和濾波器等形成的路由將信號饋送到電路?？刂茊卧?2.6)等待來自用戶的啟動命令。一旦接收到啟動命令，由電極(1)拾取的電信號被路由通過隔離緩沖器O.0)以及通過平均電路(2. 3)。提供校準信號以及來自電極的ERP和ECG信號作為到復用器(2. 1)的輸入，以對三個(在該優(yōu)選實施例中是三個)分立ESC的信號的路由進行布置，以便輸入到信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)。然后，將來自信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的輸出施加到具有足夠高精度的ADC 2. 5，該輸出在典型地從0. 22Hz到IOOHz的所需頻率范圍內(nèi)以及具有典型的增益1000。將ADC的輸出饋送到控制單元(2. 6)，以利用新穎的“突發(fā)采樣”方法去除脈沖和通道切換ADC噪聲，并針對測得的ECG導聯(lián)的非同時順序采樣進行校正?？刂茊卧?2. 6) 通過通信通道(2. 8)將數(shù)字化的ECG信號發(fā)送到用戶接口模塊(3)。圖2所示的多個單元的詳細描述如下電極、隔離緩沖器和平均電路在附接到人體上的電極(1)處從人體獲取ECG信號。將這些信號通過隔離緩沖器 (2.0)饋送到復用器單元(2.1)中。來自左臂、右臂和左腿的緩沖信號LA、RA和LL也被饋送到平均電路(2. 3)。隔離緩沖器將具有(人體的)高源阻抗的ECG信號轉(zhuǎn)換成具有(隔離緩沖器輸出端的)低源阻抗的ECG信號，以確保在隨后的信號調(diào)節(jié)和前置放大級(具有有限的輸入阻抗)沒有信號損失。平均電路(2. 3)對來自LA、RA和LL的緩沖電壓取平均值以提供ERP，可以相對于該ERP測量胸部導聯(lián)信號。自校準單元自校準單元2. 4包括由供電單元4供電的電壓基準IC 2. 4. 1，其用于產(chǎn)生穩(wěn)定的 DC基準電壓(典型地為2. 5V)。利用精密電阻分壓器2. 4. 2將該電壓降壓至lmV。該ImV DC輸出用作校準信號，其被饋送到MUX 2. 1。在校準周期中，控制單元(2.6)在ECG監(jiān)視設(shè)備的通帶中的頻率(典型地為IOHz)下對該ImV DC輸入進行斬波。將在MUX (2. 1)的輸出端由此產(chǎn)生的ImVUOHz的方波饋送到信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的每個ESC中，由控制器對方波進行與任何正常ECG信號的處理相同的信號調(diào)節(jié)、放大、ADC轉(zhuǎn)換以及數(shù)據(jù)采集。 控制單元(2. 6)針對每個ESC將對應(yīng)于該ImV幅度校準信號的數(shù)字計數(shù)存儲為校準常數(shù)。 因此，不需要外部的校準信號源來校準該ECG模塊，該設(shè)備可以自校準。信號調(diào)節(jié)和放大器單元信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的第一級是儀表放大器 (INA) (2.2.1)。它具有用于消除共模噪聲(例如50或60Hz AC干擾)的高共模抑制比 (CMRR)。增益典型地設(shè)置為10。隨后是簡單的一階高通和低通模擬濾波器的組合，以限制 ECG信號的頻帶。這種帶限濾波器(2. 2. 2)通過頻率范圍為0. 22Hz到IOOHz的信號。這種高通濾波器濾除DC偏移以防止后面的放大級的飽和，以及減弱ECG信號中的低頻漂移。高通濾波器的截止頻率(0. 22Hz)選擇為等于或小于ECG通帶的下限。低通濾波器衰減高頻噪聲，并用作用于數(shù)字化ECG信號的反混疊濾波器。低通濾波器的截止頻率最大值是ECG信號的采樣頻率(在優(yōu)選實施例中是200Hz)減去ECG頻率通帶的上限頻率。在第二放大級中，在后置放大和電平移動單元(2. 2. 3)處實現(xiàn)具有典型的增益值100的后置放大級與DC 電平移動的組合。從電壓基準(2. 4. 1)導出的DC電平移動將所有的放大信號提高到OV以上。這僅對于與單極輸入ADC的兼容性是必需的。人體ECG信號非常小(在ImV范圍內(nèi))。 電路的總增益大約是1000，使得ECG正好處于用模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)進行測量的電壓范圍內(nèi)。 多個ESC的輸出是利用信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)進行信號調(diào)節(jié)和放大之后選擇的ECG 信號，這多個ESC的輸出被輸入到ADC單元(2.5)的不同的內(nèi)置輸入通道中。對于工作電壓小于5伏(典型地為3伏)的電池供電操作的單元，后置放大增益可以限制到例如500， 以便不會超過放大器的動態(tài)范圍。模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)單元來自信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的ECG信號輸入到所述ADC單元(2. 5)的多個輸入通道。該單元包括IC，優(yōu)選地具有12比特或更高的分辨率，并且輸入通道的最小數(shù)量等于ESC的數(shù)量。從控制單元(2.6)接收ADC輸入通道選擇信號和ADC轉(zhuǎn)換觸發(fā)。數(shù)字化的數(shù)據(jù)也被通信至控制單元0.6)?？刂茊卧刂茊卧?2. 6)可以包括下述中的任一個或任何一種組合微控制器、 微處理器、數(shù)字信號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA)或其它的數(shù)字邏輯電路。這些單元負責控制、監(jiān)視，以及通過可用的單向或雙向通信從設(shè)備的其它單元中讀取數(shù)據(jù)。通過本發(fā)明的優(yōu)選方法，該ECG模塊采用微控制器。它執(zhí)行下述主要任務(wù) 向MUX(2. 1)發(fā)送控制信號，以在ECG模塊處于初始化階段時連接，以使所有ESC 接地； 當ECG模塊在自校準時，向MUX(2.1)發(fā)送控制信號，將來自校準單元(2.4)的 ImV dc信號轉(zhuǎn)換成IOHz的方波信號，并在連接到信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的所有ESC 上輸出該信號； 當ECG模塊處于ECG采集狀態(tài)時，向MUX(2. 1)發(fā)送控制信號，以將ECG信號連接到信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的ESC ； 向ADC (2. 5)發(fā)送控制信號，以所需采樣速率配置ADC并觸發(fā)ADC轉(zhuǎn)換； 管理SPI總線以從ADC讀取數(shù)據(jù)； 跟蹤電力供應(yīng)狀態(tài)和在存在錯誤的情況下跟蹤錯誤狀況； 控制單元(2. 7)中電力和設(shè)備運行狀態(tài)的狀態(tài)指示器；如果可應(yīng)用，則實現(xiàn)與存儲單元(2.9)和用戶接口單元(3)的通信。該通信可以是經(jīng)由SPI、USB、USART、RS-232、 藍牙、zigbee、以太網(wǎng)等。 針對箝制檢測(clip detection)，檢查ADC的下溢和上溢出。 實施線性內(nèi)插以對由于ECG導聯(lián)的非同時順序采樣(從中計算衍生導聯(lián))而導致的誤差進行校正。 在臨時數(shù)據(jù)緩沖器中存儲采集的ECG數(shù)據(jù)。 一旦數(shù)據(jù)緩沖器充滿，則在數(shù)據(jù)要被傳輸?shù)酵獠吭O(shè)備(例如PC/膝上電腦)時， 通過在數(shù)據(jù)中添加首部和腳注來創(chuàng)建數(shù)據(jù)幀。這是本發(fā)明的另一方面，從而將所測量的ESC 的數(shù)字化數(shù)據(jù)組幀成數(shù)據(jù)幀，這有助于可能在與任何外部設(shè)備通信的過程中出現(xiàn)的誤差檢測/校正。首部連同起始分界符具有有關(guān)數(shù)據(jù)長度和類型的信息以及糾錯碼。腳注具有結(jié)束分界符字符。存儲單元存儲單元(2. 9)可以包括集成到ECG模塊中的單元，或者是可以取出并在外部PC/膝上電腦上讀取的可拔插單元，或者是PC/膝上電腦本身上的數(shù)據(jù)存儲器。電力和運行狀態(tài)指示器該單元(2.7)具有簡單的LED指示器，其由控制單元 (2. 6)控制，以可視地指示電力供應(yīng)的錯誤狀態(tài)以及ECG模塊的運行狀態(tài)。通信通道通信通道(2.8)可以是SPI、USB、USART、RS-232、藍牙、zigbee、以太網(wǎng)等中的任一個或其組合。通過本發(fā)明的優(yōu)選方法，可以使用USB接口與PC/膝上電腦通信。 SPI接口用于與ECG模塊內(nèi)置存儲器、LCD顯示器和小鍵盤(如果有的話)通信。用戶接口 用戶接口(3)包括可視圖形顯示器和輸入設(shè)備，例如小鍵盤/鍵盤/鼠標。這些部件可以內(nèi)置到ECG模塊中，或者是外部的PC/膝上電腦/移動電話等。固件圖7是示出了由ECG監(jiān)視設(shè)備中的固件執(zhí)行的操作的原理的流程圖。
當開啟設(shè)備時，執(zhí)行通信總線、ADC、定時器等的初始化。對定時器進行預配置，以產(chǎn)生與ECG數(shù)據(jù)采樣頻率相等的時間間隔為τ s(在優(yōu)選實施例中為5ms)的周期性中斷。 每個中斷觸發(fā)掃描周期，從而以順序方式由ADC對來自所有ESC的信號進行測量。然后，設(shè)備利用ImVUOHz的方波信號進行自校準，如校準單元部分中所闡述的。設(shè)備然后等待來自用戶的命令。一旦接收到來自用戶的啟動命令，則啟用運行狀態(tài)，初始化數(shù)據(jù)緩沖器，并啟動用于掃描周期的中斷定時器。當從用戶接收到啟動命令時進一步執(zhí)行下面的操作，如圖 9的時序圖中所示。1.通過控制單元中的定時中斷產(chǎn)生啟動掃描脈沖，以啟動掃描周期。這些定時中斷是利用ECG數(shù)據(jù)的采樣頻率(在這種情況下，ECG采樣時間τ s = 5ms)產(chǎn)生的。2.然后，控制單元以通道切換時間間隔t。h向ADC發(fā)送通道選擇脈沖。這種脈沖的數(shù)量等于要被測量的ESC的數(shù)量η (在該實施例中η = 3)。所述ESC選擇脈沖順序地掃描要被ADC測量的所有ESC。一旦接收到ESC選擇脈沖，ADC將它的測量電路切換到特定的 ESC，并以m個采樣脈沖的突發(fā)(在該實施例中m = 8)對該特定的ESC進行采樣。ADC的采樣時間，即突發(fā)中兩個連續(xù)的采樣脈沖之間的時間，用ts表示。在上述概述的方案中，在多個時間段之間存在下述關(guān)系mts ^ tchntch<< τ3其中η是被測量的ESC的總數(shù)量。第一個不等式為在可用的ESC掃描時間t。h之內(nèi)由ADC測量突發(fā)中的m個樣本提供了足夠時間。第二個不等式為處理由ADC數(shù)字化的數(shù)據(jù)提供了足夠時間，在ESC掃描結(jié)束和下一個掃描周期開始之間。這些多個時間間隔之間的關(guān)系也在圖9的時序圖中示出。3.然后，將使用“突發(fā)采樣”的脈沖和通道切換ADC噪聲濾波器應(yīng)用到η個ESC中每一個的m個數(shù)字化樣本上，以根據(jù)下述算法去除ECG電壓信號中包含高頻尖峰信號/假信號的噪聲。4.突發(fā)采樣算法令y^為ESC i的第jth個數(shù)字化讀數(shù)，該ESC i是以時間間隔 ts進行測量的。對該ESC i的m個測量值排序，并計算該m的中值Yimedian和均值<yi>。計算該中值和均值的加權(quán)平均，得到ESC的一個經(jīng)濾波的數(shù)字化值y_i。均值的加權(quán)因子w和中值的加權(quán)因子(Ii)的和為單位1。5.該過程的基本原理是，由于以時間間隔ts快速、連續(xù)地獲取給定ESC i的m個讀數(shù)，因此可以假定在短時間間隔t。h中在理想情況下測到的基本分布是對稱的。經(jīng)修整的均值是魯棒的估計量，因為它對于仍然考慮到的具有較小權(quán)重的野值不太敏感。在不對稱分布情況下，中值可以給出“完全”與野值隔離的平均值測量。因此，我們對均值和中值求加權(quán)平均值以適應(yīng)這兩種可能性。6.在上述算法的實際實施中，在m個數(shù)字化值的排序很耗時的情況下，可以丟棄最大和最小的數(shù)字化值，并對剩余的m-2個值求平均值。如同進行中值運算一樣，這去除最小和最大野值中每一個，隨后的均值運算對剩余的測量值求平均。7.由于衍生導聯(lián)是通過對測得的信號進行適當?shù)木€性組合而計算得到的，因此這些測得的信號對應(yīng)于相同的時刻是很重要的。但是，在圖9所示的數(shù)字化方案中，可以看到在η個ESC的每個掃描周期中的一組讀數(shù)不是同時測量的，而是在兩個連續(xù)的ESC之間具有時間延遲t。h?？梢岳脙?nèi)插方案實現(xiàn)糾錯器，以計算來自η個ESC的信號的內(nèi)插到相同時刻的值。然后，根據(jù)這些內(nèi)插信號值計算衍生導聯(lián)，從而避免由于對不同ESC進行的非同時的順序采樣而導致的衍生導聯(lián)中的誤差。8.針對ESC的非同時采樣的校正算法ESC i的經(jīng)濾波數(shù)字化值y4對應(yīng)于時間(it。h)，該時間是相對于在給定掃描周期內(nèi)測量第一個ESC的時間的。首先，為了使該校正最小化，在給定掃描周期內(nèi)η個ESC的所有經(jīng)濾波的數(shù)字化值y4被內(nèi)插到基準時間 (ij。h)，對應(yīng)于ESC編號、=η/2的測量。經(jīng)校正和濾波的內(nèi)插值y4JijJ是根據(jù)當前濾波值^(iotj和前一個掃描周期中的濾波值fGc^h-h)，通過線性內(nèi)插公式而給定的tiMch) 二+(β- o) Ifi(^eh) — f (itch 一 Ts)] t^
L s9.但是，這里所描述的線性內(nèi)插公式，在由于值t。h/ τ s較大或從一個掃描周期到下一個掃描周期之間信號變化較大而導致校正較大的情況下，或者在這兩個原因?qū)е滦Ｕ^大的情況下，可以使用更高階的內(nèi)插。但是，這可能需要更早的掃描周期中的測量值y-、10.然后，將“數(shù)字濾波器”部分中闡述的數(shù)字濾波器應(yīng)用到采樣的數(shù)據(jù)點，以去除多種類型的噪聲，例如基線漂移、電力線干擾及其諧波，以及EMG噪聲等等?？蛇x地，可以在將數(shù)據(jù)通信到例如PC/膝上電腦等外部設(shè)備上之后再應(yīng)用這些數(shù)字濾波器。11.然后，將經(jīng)處理和濾波的數(shù)據(jù)添加到數(shù)據(jù)幀，然后通過通信通道將數(shù)據(jù)幀傳輸?shù)酵獠吭O(shè)備。12.將該數(shù)據(jù)顯示在用戶接口設(shè)備上，并可以進行記錄已用于將來的參考和分析。數(shù)字濾波器單元在本發(fā)明的一個方面，以固件實現(xiàn)的實時FIR數(shù)字濾波器用于去除基線漂移、電力線干擾及其諧波、EMG噪聲等，以確保僅僅記錄ECG數(shù)據(jù)，而排除掉噪聲。數(shù)字濾波可以帶來很多益處。例如，以固件/軟件實現(xiàn)的數(shù)字濾波器可以節(jié)省傳統(tǒng)的模擬濾波器所需要的空間和重量。數(shù)字濾波器可以容易地編程和調(diào)整以及再調(diào)整。數(shù)字濾波器通常比相應(yīng)的模擬濾波器更可靠。并且，數(shù)字濾波器不昂貴。數(shù)字濾波可選地可以在外部實施(例如，在PC、膝上電腦等上實施)。在這種情況下，具有未經(jīng)濾波數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)幀可以被通信到外部計算設(shè)備，從而該外部計算設(shè)備可以實施濾波器和其他用戶接口等。整體濾波機制如下。首先，在設(shè)備的信號調(diào)節(jié)級實施的帶限濾波器濾除dc偏移和超出尼奎斯特頻率(在本實施例中為100Hz)的頻率，該尼奎斯特頻率是ECG通帶頻率上限的幾倍。這是一階模擬濾波器。由于模擬濾波器的非線性特性，僅使用一階濾波器，以防止 ECG信號的失真。結(jié)果，阻帶衰減受到限制(限制到一階濾波器的阻帶衰減)。這種濾波器還可以濾除在放大級之前由模擬電子設(shè)備引起的高頻尖峰信號/假信號/脈沖。但是，它不會濾除在放大級之后(例如在ADC級)引入的此類尖峰信號/假信號/脈沖。第二，由所發(fā)明的突發(fā)采樣方案實現(xiàn)的濾波可以完全濾除具有等于或小于突發(fā)采樣時間ts的持續(xù)時間的尖峰信號/假信號/脈沖，這是因為從突發(fā)的m個采樣中丟棄了野值(最大和最小振幅中每一個)。它還可以通過對整個突發(fā)周期(典型地為0.5-1. 0ms，取決于在可用的ECG采樣時間內(nèi)測得的ESC的數(shù)量)中的測得的采樣求平均值，來濾除具有更長持續(xù)時間(是突發(fā)采樣周期的幾倍，但是小于整個突發(fā)周期)的尖峰信號/假信號/脈沖。第三，線性FIR濾波器提供可以有效去除低頻噪聲(例如基線漂移)、高頻噪聲 (例如典型地在32-40HZ頻率范圍內(nèi)的EMG噪聲，以及例如50/60Hz的電力線噪聲)和阻帶中的其它噪聲的ECG帶通濾波器。由于尼奎斯特頻率典型地為IOOHz (針對ECG采樣時間為5ms的情況)，并且通帶頻率上限為32Hz (在本實施例中)，因而超過IOOHz的頻率沒有被第一級一階模擬濾波器有效去除并被混疊到需要的阻帶(0-0. 3Hz和32-lOOHz)中，從而也可以被有效去除。即使沒有完全去除，通過突發(fā)采樣方案實現(xiàn)的尖峰信號/假信號/脈沖實現(xiàn)的衰減也有助于減小^R濾波器的振鈴效應(yīng)。存儲和記錄在本發(fā)明系統(tǒng)的一個方面，可以一旦記錄了便對測得的ECG立即進行處理。除了測量和記錄ECG之外，本發(fā)明的其它方面還包括從存儲位置獲取早期測量和存儲的心電圖以進行處理和顯示。提取ECG參數(shù)該步驟包括提取多個ECG參數(shù)，如圖8中的流程圖所示。用于提取參數(shù)的算法和方法主要基于U.Kunzmann，G. vonffagner, J. Schochlin,A. Bolz的著作 "Parameter Extraction of ECG Signals in Real Time，，，Biomed Tech(Berl). 2002 ；47 Suppl 1 Pt 2，pp. 875-878。參數(shù)提取方案的輸入是在噪聲濾波和對順序采樣引起的時間延遲進行校正之后，來自ECG設(shè)備的導聯(lián)I、II和III數(shù)字化信號。下述步驟應(yīng)用于這些數(shù)字化信號(a)選擇兩個導聯(lián)I、II，II信號具有最大的r. m. s.值。(b)用截止頻率為20Hz的低通HR數(shù)字濾波器來進一步平滑信號。(c)對這兩個信號進行數(shù)值微分。(d)將來自步驟(c)的信號的導數(shù)轉(zhuǎn)換為后向差分乘積(MOBD)信號，以可靠地檢測QRS復合波并除去導數(shù)信號中假的短歷時尖峰。(e)使用自適應(yīng)閾值方案，定位并識別其MOBD信號超過所述閾值的QRS復合波。(f) 一旦QRS復合波被定位，根據(jù)在步驟(b)中應(yīng)用低通濾波器之前的原始信號， 測量QRS復合波的寬度、高度、面積等以對它們進行表征。(g)根據(jù)QRS復合波的位置和特征計算RR間隔，從而計算心率和QRS角度。(h)為了檢測與每個QRS復合波關(guān)聯(lián)的P波和T波，利用適合P波和T波形狀的權(quán)重計算加權(quán)導數(shù)。一旦定位到P波和T波并識別出ST區(qū)域，計算例如間隔PR、QT、QTc和 ST仰角等參數(shù)。(i)計算所有測得參數(shù)的平均值和標準偏差。示例圖10(a)_(f)示出了基于突發(fā)采樣的濾波方法以濾除ECG信號中的脈沖ADC噪聲的效率結(jié)果。采用ECG設(shè)備測量的對象的導聯(lián)I ECG信號，在P波區(qū)域或QRS復合波區(qū)域或T波區(qū)域附近引入ImV或-0. 5mV的脈沖。針對QRS復合波的ImV的典型振幅，選擇兩種情況的脈沖尺寸。附圖10(a)_(c)是針對引入的ImV脈沖噪聲，附圖10(d)-(f)是針對-0.5mV的脈沖噪聲。圖(a)、(b)、(c)的集合和圖(d)、(e)、(f)的集合分別對應(yīng)于在時刻0. 55秒、0. 92秒以及1. 4秒在P波、QRS復合波以及T波區(qū)域中引入脈沖噪聲。藍色跡線顯示了 ECG信號，其中僅利用HR濾波器，而沒有應(yīng)用本發(fā)明的突發(fā)采樣方法，來濾除引入的脈沖噪聲。紅色跡線顯示了利用本發(fā)明的突發(fā)采樣方法濾除脈沖噪聲之后的相同跡線。這些紅色跡線與沒有引入任何脈沖噪聲的原始測量的跡線一致，因而證實了基于突發(fā)采樣技術(shù)進行濾波的有效性。在引入脈沖噪聲的區(qū)域附近，藍色跡線顯示出ECG信號產(chǎn)生使得測得的ECG信號顯著失真的振蕩。脈沖噪聲在跡線中顯示為局部振蕩特征，這是因為帶通FIR濾波器只允許脈沖在FIR濾波器通帶中的頻率分量。結(jié)果顯示，在本發(fā)明中使用的濾波方法用于濾除脈沖噪聲是非常有效的。圖11示出了本發(fā)明設(shè)備的5電極版本所測量的ECG的全部12個導聯(lián)打印記錄的高質(zhì)量。在該設(shè)備中，導聯(lián)I、II和Vl是同時測量，導聯(lián)III、aVL、aVR和aVF是從導聯(lián)I和 II導出的。導聯(lián)V2-V6是通過將胸部導聯(lián)物理地移動到胸部上的合適位置而測量的。還示出了一些提取的ECG參數(shù)的值以及它們的標準偏差。圖12示出了根據(jù)直接測量導聯(lián)LI和LII的衍生導聯(lián)LIII、aVR、aVL、和aVF的結(jié)果。由ECG設(shè)備直接順序測量的導聯(lián)LI和LII顯示在黑色跡線中。示出了衍生導聯(lián)信號 LIII、aVL、aVR和aVF，其中利用了本發(fā)明方案(紅色軌跡)以及未利用本發(fā)明方案(藍色軌跡)來校正由于對不同ECG信號進行順序采樣而引起的時間延遲。所示結(jié)果針對典型的 5kHz的突發(fā)采樣頻率，以及突發(fā)中每ESC(ECG信號)8個(超級)采樣(m = 8)。從這些結(jié)果可以看出，對于QRS復合波，誤差是顯著的。對于導聯(lián)LIII，QRS復合波振幅中的校正對于上述時序參數(shù)集合而言是50%的量級。在ECG信號的斜率大的地方，誤差也大。因此，對于較短持續(xù)時間的QRS復合波，誤差甚至會更大。本發(fā)明的優(yōu)點1. ECG設(shè)備具有豐富特征集合，包括自校準、有效的噪聲濾除以及ECG參數(shù)提取措施。2.由于減少了硬件部件的數(shù)量，因而小型、輕量化以及成本高效。3.相比起重建電路/硬件來說，升級固件更加簡單，改善了可維護性。4.提高了衍生ECG導聯(lián)的精度。5.支持終端用戶軟件的多操作系統(tǒng)。6.存儲和獲取ECG數(shù)據(jù)以及患者信息的設(shè)施。
權(quán)利要求
1.一種心電圖(ECG)設(shè)備，其具有脈沖和通道切換模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)噪聲濾波器和針對衍生導聯(lián)的糾錯器，包括ECG電極和導線的組合(1)，用于測量ECG信號以從中確定衍生導聯(lián)，ECG模塊0)，耦合到ECG電極和導線(1)，用于接收測量的ECG信號并用于數(shù)字化該 ECG信號，耦合到ECG模塊⑵的用戶接口模塊(3)，以及供電單元G)，耦合到ECG模塊O)，用于向ECG模塊⑵提供電力，其特征在于，所述ECG模塊( 具有固件，所述固件利用突發(fā)采樣技術(shù)對數(shù)字化ECG信號中的脈沖和通道切換ADC噪聲進行濾波，然后應(yīng)用內(nèi)插技術(shù)校正衍生導聯(lián)中的誤差，所述誤差是由于對從ECG模塊中的復用電子信號通道(ESC)接收的ECG信號進行順序采樣而導致的時間延遲引起的，所述接收的ECG 信號被稱為直接測量ECG信號，最后利用卷積技術(shù)提供高階FIR濾波器，以去除ECG通帶之外的噪聲。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中ECG模塊( 包括a)隔離緩沖器0.0)，對通過電極和導線⑴拾取的ECG信號提供隔離；b)復用器(2.1)，其耦合到隔離緩沖器(2.0)，從隔離緩沖器(2.0)接收緩沖的ECG信號，該復用器適用于在設(shè)備自校準周期期間從ECG采集切換到校準模式；c)信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2.幻，耦合到復用器(2.1)，該信號調(diào)節(jié)和放大器單元包括前置放大儀器放大器(2. 2. 1)、帶限濾波器(2. 2. 2)、以及后置放大和電平移動(2. 2. 3)，其中所述帶限濾波器是一階高通和低通模擬濾波器的組合；d)平均電路(2.幻，計算Einthoven基準電勢(ERP)以參照該基準電勢來測量胸部ECG 信號；e)校準單元(2.4)，耦合到復用器(2. 1)，該校準單元(2. 4)包括電壓基準IC(2. 4. 1) 和精密電勢劃分器(2. 4. 2)以生成ImV DC信號，所述ImV DC信號被提供給復用器，以隨后通過在復用器處進行斬波將所述ImV DC信號轉(zhuǎn)換為頻率在ECG監(jiān)視設(shè)備的通帶內(nèi)的ImV 方波校準信號；f)ADC(2.5)，耦合到信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)，并適用于轉(zhuǎn)換經(jīng)放大的ECG信號電壓，以產(chǎn)生代表規(guī)定時間間隔上患者的ECG波形的數(shù)字數(shù)據(jù)；g)與固件(2.6)—起耦合到ADC(2.5)的控制單元，適用于控制ADC(2.5)并從 ADC(2. 5)讀取數(shù)據(jù)，監(jiān)視并設(shè)置電源和數(shù)據(jù)指示器(2.7)的狀態(tài)指示符，經(jīng)由可用的單向或雙向通信控制復用器單元(2. 1)，以及適用于對從ADC(2. 5)接收的數(shù)字化的直接測量 ECG信號進行濾波；h)電源和數(shù)據(jù)指示器O.7)，可視地指示供電單元(3)的錯誤狀態(tài)和ECG模塊⑵的運行狀態(tài)；i)通信通道(2.8)，包括SPI、USB、USART、RS-232、藍牙、zigbee、以太網(wǎng)中的任一種或其組合，用于與用戶接口模塊C3)進行通信；j)存儲單元(2. 9)，耦合到通信通道，用于存儲和獲取患者的數(shù)字化ECG波形。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中通過ECG電極和導線⑴從人體接收的測量ECG信號包括左臂、右臂、左腿和胸部 ECG信號；其中這些ECG信號輸入到隔離緩沖器(2.0)；其中左臂、右臂和左腿ECG信號通過隔離緩沖器(2. 0)輸入到平均電路(2.幻，該平均電路的輸出是用于測量胸部導聯(lián)的ERP ；其中所緩沖的ECG信號和來自校準單元(2.4)的校準信號用作至復用器(2. 1)的輸入；其中所述復用器的輸出用作至信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 的輸入，信號調(diào)節(jié)和放大器單元0.2)向ADC(2.5)提供所需頻率范圍中的放大輸出，所述ADC(2. 5)的輸出用作至控制單元(2. 6)的輸入，以利用突發(fā)采樣技術(shù)去除脈沖和通道切換ADC噪聲，并利用內(nèi)插方法校正由于對直接測量ECG信號進行順序采樣而引起的時間延遲；其中，利用復用單元(2. 1)在校準模式中計算逐電子信號通道(ESC)校準常數(shù)，并且其中所述控制單元0.6)的經(jīng)濾波的數(shù)字輸出用作經(jīng)由通信通道(2.8)至用戶接口模塊(3) 的輸入；其中在存儲單元(2.9)中對數(shù)字化和經(jīng)濾波的ECG信號進行存儲和獲取。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中在控制單元0.6)中實施突發(fā)采樣技術(shù)以從數(shù)字化的直接測量ECG信號中去除脈沖和通道切換ADC噪聲包括步驟a)通過從控制單元向ADC發(fā)送η個ESC選擇脈沖，掃描所有復用的η個ESC以獲得一組讀數(shù)，其中η等于復用的ESC的數(shù)量；b)對于給定的被掃描ESCi，從ADC中獲得具有m個數(shù)字化樣本的突發(fā)，其中m表示采樣脈沖的編號，所述m個數(shù)字化樣本被編號為yy，Yi,2,…，yi,m，并且彼此相隔時間間隔 ts(突發(fā)采樣時間)；c)對于給定的ESCi，對所有的m個數(shù)字化樣本排序；d)計算m個數(shù)字化樣本的中值和均值的加權(quán)平均，以針對所掃描的ESCi通道提供一個經(jīng)濾波的數(shù)字化值，其中均值和中值的加權(quán)因子分別是w和(1-w)，這些加權(quán)因子加起來等于單位1，并且按照下述等式相關(guān)e)可選地，在控制單元(2. 6)必須在一個掃描周期的可用時間內(nèi)完成對從η個ESC接收的信號的掃描和處理的情況下，如果為了中值運算而進行排序很耗時，則不計算m個數(shù)字化樣本的中值和均值的加權(quán)平均，取而代之地，通過丟棄m個數(shù)字化樣本的最大值和最小值，來執(zhí)行部分中值計算，然后執(zhí)行均值運算，計算剩余m-2個值的均值。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，利用內(nèi)插到相同時刻的直接測量ECG信號的值， 校正由于對直接測量ECG導聯(lián)進行時間上的順序采樣而引起的所計算的衍生ECG導聯(lián)中的誤差；其中，利用內(nèi)插算法計算內(nèi)插值包括步驟a)對于給定ESCi，獲得對應(yīng)于時間(it。h)的數(shù)字化和經(jīng)濾波(利用突發(fā)采樣技術(shù)) 的值y-、該時間(it。h)是相對于當前掃描周期中測量第一個ESC時的時間的；b)針對η個通道，將所有經(jīng)濾波的數(shù)字化值Γ內(nèi)插到對應(yīng)于ESC編號、=η/2的參考時間(iotj，以使得內(nèi)插校正最小化；
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中用戶接口模塊C3)包括(a)可視圖形顯示器，例如LCD/移動電話屏/PC監(jiān)視器，用于可視地顯示ECG信號、提取的參數(shù)，以及在存在錯誤的情況下可視地顯示警告和錯誤狀況；(b)輸入設(shè)備，例如鍵盤、小鍵盤、鼠標，用于控制ECG設(shè)備，輸入多種操作命令以及輸入患者數(shù)據(jù)等；和(c)輸出設(shè)備，例如用于提供ECG信號和提取參數(shù)的硬拷貝的打印機，以及用于警告和錯誤狀況的音頻輸出，其中所述用戶接口模塊(3)經(jīng)由ECG模塊(2)的通信通道(2.8)與存儲單元和控制單元(2. 6)進行通信。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中供電單元⑷包括電源(4. 1)以及在電源直接/間接連接到AC主干線的情況下包括的隔離芯片(4. 3)， 或者電池(4. 2)，以及電壓反相器(4. 4)，其中所述電源提供在3V到5V范圍內(nèi)的電壓輸出，以向ECG模塊( 提供電力。
8.一種利用根據(jù)前述任一項權(quán)利要求所述的ECG監(jiān)視設(shè)備測量并監(jiān)視心臟電活動的方法，該方法包括步驟a)將ECG電極和導線⑴連接到患者；b)開啟設(shè)備后點亮電源和數(shù)據(jù)指示器0.7)；c)由控制單元0.6)自動地初始化ECG監(jiān)視設(shè)備的所有硬件部件，包括通信總線和定時器；d)由控制單元(2.6)配置針對ECG數(shù)據(jù)采樣的中斷；e)由校準單元(2.4)生成ImV dc輸出作為校準信號，通過復用器單元(2. 1)進行斬波將該校準信號轉(zhuǎn)換為ECG通帶中選定頻率上的ImV方波，以及沿著放大器和濾波器等的相同路徑將轉(zhuǎn)換的校準信號饋送到電路，作為ECG信號；f)由控制單元(2.6)存儲對應(yīng)于ImV校準信號幅度的數(shù)字計數(shù)，作為校準常數(shù)；g)在用戶啟動ECG監(jiān)視設(shè)備的操作時，經(jīng)由隔離緩沖器(2.0)和平均電路(2. 3)傳遞電極測量的電信號，以提供用于利用基準點來測量胸部信號的ERP ；h)提供校準信號、ERP和來自電極的ECG信號，作為至復用器(2.1)的輸入，以布置所述信號到三個電子信號通道(ESC)的路由；i)將復用器(2.1)的輸出提供給信號調(diào)節(jié)和放大器單元O. 2)，信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)在典型地從0. 22Hz到IOOHz的所需頻率范圍內(nèi)輸出具有典型增益1000的信號；j)將信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的輸出施加到12比特精度ADC(2. 5)；k)由ADC (2. 5)從控制單元(2.6)接收電子信號通道(ESC)選擇信號以及接收ADC轉(zhuǎn)換觸發(fā)，以數(shù)字化信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 2)的輸出；1)由控制單元(2.6)利用“突發(fā)采樣”技術(shù)進行濾波以從ADC(2. 5)的輸出中去除脈沖利用下面給出的線性內(nèi)插公式，根據(jù)當前濾波值y—VitJ和在前掃描周期中的濾波值 P(Udl-Ts),計算內(nèi)插值 Y^icitJ 和通道切換ADC噪聲；m)由控制單元(2.6)檢查ADC(23)的下溢和上溢，以進行箝制檢測； η)由控制單元(2.6)應(yīng)用線性內(nèi)插，以對由于對直接測量ECG信號進行非同時順序采樣而導致的誤差進行校正；ο)將經(jīng)數(shù)字化和濾波的數(shù)據(jù)暫時存儲到控制單元(2.6)的數(shù)據(jù)緩沖器中； P)在數(shù)據(jù)緩沖器填滿后，通過在所存儲的經(jīng)數(shù)字化和濾波的ECG數(shù)據(jù)中添加首部和腳注，來構(gòu)建數(shù)據(jù)幀；q)由控制單元(2.6)將數(shù)據(jù)幀通過通信通道(2.8)通信到用戶接口模塊(3)，并再初始化控制單元(2. 6)的數(shù)據(jù)緩沖器；r)解析數(shù)據(jù)幀以檢測傳輸誤差，并在存在傳輸誤差時校正傳輸誤差； s)對解析的數(shù)據(jù)幀進行進一步濾波，以確保僅獲取在0. 3到32Hz頻帶內(nèi)的ECG數(shù)據(jù)， 其中，所述進一步濾波利用了使用卷積的實時HR數(shù)字濾波器；t)在例如LCD/移動電話/PC屏幕等輸出設(shè)備上繪制從FIR濾波器輸出的經(jīng)濾波的數(shù)據(jù)；u)將經(jīng)濾波的ECG數(shù)據(jù)與患者信息一起記錄并存儲到例如MMC、硬盤、電話存儲器等存儲單元(2. 9)上，以便將來利用平臺獨立圖形用戶接口來進行參考；ν)利用分析軟件從記錄的ECG數(shù)據(jù)中提取重要的ECG參數(shù)，例如心率、RR間隔、I3R間隔、QT間隔、QRS寬度和QRS角度; w)打印ECG報告。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中直接測量ECG信號中的噪聲是按照三個階段順序去除的，這些階段是a)在第一階段，在信號調(diào)節(jié)和放大器單元(2. 中實施基于硬件的模擬帶限濾波器 (2. 2.幻，來濾除DC偏移和在尼奎斯特頻率以上的頻率以防止混疊效應(yīng)，該帶限濾波器對來自ADC(23)的數(shù)字化ECG信號中在尼奎斯特頻率以上的頻率處的噪聲進行衰減，當在稍后第三階段應(yīng)用HR濾波器時回折到ECG通帶頻率中，其中所需通帶頻率在0. 22Hz到 IOOHz范圍內(nèi)；b)在第二階段，在控制單元(2.6)中實施突發(fā)采樣濾波器，以濾除包括尖峰信號/假信號/脈沖的噪聲，從而完全去除這些噪聲或?qū)⑵渌p，使得減少由于向脈沖應(yīng)用HR濾波器 (在第三階段)而導致的振鈴或振蕩；c)最后，在第三階段，在控制單元中或外部地在PC/膝上電腦上采用卷積技術(shù)，實施實時數(shù)字線性HR帶通濾波器，以濾除基線漂移、EMG噪聲、電力線噪聲、以及在0. 3Hz至32Hz 頻率范圍內(nèi)ECG通帶之外的其它噪聲。
10.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中通帶頻率能夠依據(jù)模擬和HR濾波器的設(shè)計而變化。
11.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中通過分析軟件提取ECG信號的重要參數(shù)包括a)從記錄和存儲的具有最大rms值的ECG導聯(lián)I、II、III中選擇兩個ECG導聯(lián)信號；b)對選擇的兩個ECG導聯(lián)信號應(yīng)用具有20Hz截止頻率的高階HR低通濾波器，以得到平滑的ECG導聯(lián)信號；c)對獲得的平滑ECG導聯(lián)信號應(yīng)用數(shù)值微分，以得到ECG導數(shù)信號；d)將獲得的ECG導數(shù)信號轉(zhuǎn)換為后向差分乘積(MOBD)ECG信號；e)對獲得MOBDECG信號應(yīng)用自適應(yīng)閾值算法以定位和識別QRS復合波；f)計算平滑ECG導聯(lián)信號的加權(quán)導數(shù)；g)利用步驟f)中計算的加權(quán)導數(shù)來定位和識別與每個識別的QRS復合波對應(yīng)的P波和T波；h)利用在0.32至32Hz頻率范圍內(nèi)的ECG導聯(lián)信號的原始值計算RR間隔、心率、I3R間隔、QT間隔和QTc、ST片段、QRS角度，以及每個測得數(shù)量的標準偏差，所述原始值是指在應(yīng)用步驟(b)中的附加濾波之前的值。
全文摘要
本發(fā)明提供了對具有復用ESC的ECG設(shè)備中ADC處的脈沖噪聲和通道切換噪聲進行濾波的設(shè)備和方法。濾波基于實施突發(fā)采樣技術(shù)。本發(fā)明還提供了對衍生導聯(lián)中不同ECG信號的順序采樣所導致的時間延遲而引起的誤差進行校正的方法。使用實時FIR數(shù)字濾波器來去除ECG信號中的其他類型的噪聲。ECG設(shè)備是小型和輕量的，并且包括自校準、箝制檢測，以及從PC的USB端口、電池或外部電源汲取電力等特征。本發(fā)明的ECG監(jiān)視設(shè)備實時測量ECG信號并自動地進行數(shù)據(jù)記錄、數(shù)據(jù)存儲和獲取、向外部系統(tǒng)的數(shù)據(jù)傳輸/傳送，以及提取參數(shù)以進行有效的ECG分析，從而以極其成本有效的方式快速、可靠地進行ECG測量。
文檔編號A61B5/00GK102421354SQ201080019995
公開日2012年4月18日 申請日期2010年3月9日 優(yōu)先權(quán)日2009年3月9日
發(fā)明者安加里·莎瑪, 安薩里·伊姆蘭·穆罕默德, 拉維·梅洛特拉, 迪普提·乍得哈, 阿什石·蘭賈 申請人:科學與工業(yè)研究委員會