CN106175747B - 利用导程的差动电压产生导程心电图信号的方法与*** - Google Patents
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Abstract
一种利用导程的差动电压产生导程心电图信号的方法与***，该产生导程心电图信号的***包含：贴附在一个人体胸部特定位置的三个信号感测装置，其每一者包含两个彼此分开且构成一个差动导程的电极，并经由该两个电极感测该人体胸部的肌电信号，且以无线方式输出一个对应于该两个电极所感测的肌电信号间的电位差的差动电压；及一个信号处理端，以无线方式接收所述差动电压，并根据所接收的差动电压，利用一个预先建立、相关于所述信号感测装置所贴附的特定位置且规范有十二个导程间在空间与时间上的相关性的动态***模型，产生作为该十二个导程心电图信号的十二个导程信号。本发明增进了撷取肌电信号的便利性。
Description
技术领域
本发明涉及十二个导程心电图，特别是涉及利用三个导程的差动电压产生十二个导程心电图信号的方法与***。
背景技术
为了可以得知心脏病的早期征兆和心脏病发作的症状，心电图(electrocardiography，ECG)已成为一种广泛使用于心脏评估的非侵入式工具。参阅图1，一个传统的标准十二个导程心电图的测量装置包含十个电极、及一个电连接所述电极的信号处理器。在测量时，其中四个电极分别贴附在病人的四肢，剩下的六个电极分别贴附在该病人胸部，并以有线的方式将所述电极所测量到的肌电信号传送至该信号处理器，该信号处理器根据所述肌电信号，产生标准十二个导程心电图信号。然而，如此的测量装置恐不适合于需要长时间监控心电信号的患者长时间配戴。
因此，上述心电图测量装置仍有极大的改善空间。
发明内容
本发明的目的在于提供一种利用三个导程的差动电压来产生十二个导程心电图信号的方法。
本发明的另一个目的在于提供一种产生十二个导程心电图信号的***，其利用三个导程的差动电压且以无线方式传送该等差动电压，并适于需要长时间心电信号监控的患者使用。
本发明产生十二个导程心电图信号的方法，通过一个信号处理器来实施，该产生十二个导程心电图信号的方法包含以下步骤：
a)接收多个分别来自多个贴附在一个人体胸部的电极且在一段时间内所感测的肌电信号、及在该段时间内测量自该人体的标准十二个导程心电图信号；
b)根据该等肌电信号，获得多个分别对应多个差动导程的差动电压，其中每一个差动电压为一个来自对应两个相邻电极的肌电信号的电位差且该对应两个相邻电极共同构成该对应差动导程；
c)根据该等差动电压，形成多个独特差动电压子集合，每一个差动电压子集合是由该等差动电压中的对应三者所组成；
d)对于每一个差动电压子集合，根据该对应三个差动电压、及该标准十二个导程心电图信号，建立一个规范有十二个导程间在空间与时间上的相关性的动态***模型，并利用该动态***模型，以该对应三个差动电压合成一组对应的十二个导程信号；
e)对于每一个差动电压子集合，比较该对应的十二个导程信号与该标准十二个导程心电图信号以获得一个比较结果；及
f)根据分别对应于该等差动电压子集合的该等比较结果、及该等差动导程在该人体胸部的位置，自该等组的十二个导程信号选出一个目标组的十二个导程信号作为该十二个导程心电图信号。
本发明的产生十二个导程心电图信号的***，包含三个信号感测装置及一个信号处理端。
该等信号产生装置分别贴附在一个待测者的人体胸部的特定位置。每一个信号感测装置包含两个彼此分开且共同构成一个差动导程的电极，并经由该两个电极分别感测该人体胸部的肌电信号，且以无线的方式输出一个对应于该两个电极所感测的两个肌电信号间的电位差的差动电压。
该信号处理端以无线的方式接收来自该等信号感测装置的该等差动电压，并根据所接收的该等差动电压，利用一个预先建立、相关于该等信号感测装置贴附在该人体胸部的该等特定位置且规范有十二个导程间在空间与时间上的相关性的动态***模型，产生十二个导程信号，该十二个导程信号作为该十二个导程心电图信号。
本发明的有益效果在于仅利用三个导程的差动电压来产生十二个导程心电图信号，并以无线的数据传送方式来传送该等差动电压，增进撷取肌电信号的便利性。
附图说明
图1是一个示意图，说明一个传统标准十二个导程心电图测量装置的安装方式；
图2是一个方块图，说明本发明产生十二个导程心电图信号的***的第一实施例；
图3是一个流程图，说明如何决定本发明第一实施例的***中的三个信号感测装置的特定贴附位置的位置决定程序；
图4是一个示意图，说明一组对应于三个信号感测装置的贴附位置的三个差动导程；
图5是一个示意图，说明另一组对应于该三个信号感测装置的贴附位置的三个差动导程；
图6是一个方块图，说明本发明产生十二个导程心电图信号的***的第二实施例；及
图7是一个方块图，说明本发明产生十二个导程心电图信号的***的第三实施例。
具体实施方式
下面结合附图及实施例对本发明进行详细说明，在本发明被详细描述前，应当注意在以下的说明内容中，类似的元件是以相同的编号来表示。
参阅图2，本发明产生十二个导程心电图信号的***100的第一实施例包含三个信号感测装置1及一个信号处理端2。
该等信号感测装置1是用于分别贴附在一个待测者的人体胸部的特定位置，特别是在该人体心脏附近的位置。在此实施例中，每一个信号感测装置1包含两个彼此分开且共同构成一个差动导程的电极11、一个电连接该两个电极11的差动电压产生模块12、及一个电连接该差动电压产生模块12的短距无线通信模块13。
以下详细说明每一个信号感测装置1的细节与运作。该两个电极11间的距离是在10cm至15cm的一个范围内，并且该两个电极11分别感测该人体胸部的肌电信号，例如，心电信号。该差动电压产生模块12接收该两个电极11所感测的该等肌电信号，以产生一个对应于该等肌电信号间的电位差的差动电压，并将该差动电压输出至该短距无线通信模块13。于是，该差动电压经由该短距无线通信模块13被传送至外部。在此实施例中，该短距无线通信模块13，例如，是一个Zigbee模块，但不限于此。
在本此实施例中，该信号处理端2包含一个短距无线通信模块21、一个电连接该短距无线通信模块21的信号处理器22、及一个电连接该信号处理器22的储存单元23。值得注意的是，该信号处理端2可被实施为一个配带在该待测者的移动装置，例如，一个智能手机、一个平板电脑等。
值得注意的是，在使用该***100前，可通过该信号处理器22执行一个位置决定程序，以便建立该使用者在使用该***100时所需的一个规范有十二个导程间在空间与时间上的相关性的动态***模型，并进一步决定该等信号感测装置1所要贴附的特定位置。以下将配合所附图式来说明该信号处理器22所实施的位置决定程序。
参阅图3、图4及图5，通过该信号处理器22所实施的位置决定程序说明了如何建立该动态***模型及如何决定出该等信号感测装置1所要贴附的特定位置，并包含以下步骤。
在步骤S31中，该信号处理器22接收多个分别来自多个贴附在一个人体胸部的电极(如图4及图5所示的24个电极E)且在例如10秒的一段时间内所感测的肌电信号、以及在该段时间内通过一个传统标准十二个导程心电图测量装置(图未示)测量该人体的标准十二个导程心电图信号。值得注意的是，该人体胸部，例如，可为该待测者的人体胸部，但不再在此限，并且该等电极E是以一个二维方式来配置(如图4及图5所示)，且其中任两个相邻者间的距离是在10cm至15cm的一个范围内。此外，该等电极E所感测的肌电信号与来自该标准十二个导程心电图测量装置的标准十二个导程心电图信号是以有线方式传送至该信号处理器22。
在步骤S32中，该信号处器22根据该等肌电信号，获得多个分别对应多个差动导程的差动电压。值得注意的是，每一个差动电压为一个来自对应两个相邻电极E的肌电信号的电位差，且该对应两个相邻电极E共同构成该对应差动导程。
在步骤33中，该信号处理器22根据该等差动电压，形成多个独特差动电压子集合，每一个差动电压子集合是由该等差动电压中的对应三者所组成。
在步骤S34中，对于每一个差动电压子集合，该信号处理器22根据取自该对应的三个差动电压及该等标准十二个导程心电图信号的训练数据，建立该动态***模型，并利用该动态***模型，以该对应三个差动电压合成一组对应的十二个导程信号。值得注意的是，所有训练数据仅取自该等差动电压及该标准十二个导程心电图信号中对应，例如，10秒内的前3秒的数据部分，而该等差动电压对应10秒内的后7秒的数据部分被用于合成该等十二个导程信号。
在此实施例中，对于每一个差动电压子集合的该动态***模型可以下式来表示
其中x[n]为一个在时间n代表对应三个差动电压的3×1向量，其代表在时间n对应该等十二个导程中
的八个独立导程(例如，导程I、导程II及导程V1～V6)的信号、且是一个具有该等八个独立
导程间的空时相关性且符合一个L阶自回归模型的8L×1向量，L为一个预定的动态***阶
数(例如，L＝3)，为一个相关于一个转换矩阵H3×8的3×8L矩阵，w[n]是一个在时间n代表
噪声的3×1向量，H3×8与w[n]是获得自该训练数据，进一步被定义成如下式
通过该L阶自回归模型，
进一步被表示成以下的动态方程式
其中F为一个代表空时相关性的8L×8L矩阵，B为一个代表噪声功率的8L×8矩阵，v[n]为一个在时间n代表噪声的8×1向量，F是根据该训练数据，利用Wiener-Hopf方程式而获得。
将式(2)及式(3)代入式(1)，并经由例如一个Kalman滤波器的滤波处理以滤除噪声后，对于每一组差动电压子集合，所合成的该组对应十二个导程信号中对应该八个独立导程的八个导程信号
被获得且以下式来表示
其中K[n]代表在时间n的滤波增益矩阵，而所合成的该组对应十二个导程信号中的其他四个导程信号是根据
而获得。
在步骤S35中，对于每一个差动电压子集合，该信号处理器22将所合成的该对应十二个导程信号与该标准十二个导程心电图信号对应例如10秒内的后7秒的数据部分比较，因此获得在该对应十二个导程信号及该标准十二个导程心电图信号间的12个相关系数值CC，在此实施例中，该12个相关系数值CC中的一个最小者CCmin作为一个比较结果。
在步骤S36中，根据分别对应于该等差动电压子集合的该等比较结果、及该等差动导程在该人体胸部的位置，自该等差动电压子集合中选出一个目标差动电压子集合，并将对应该目标差动电压子集合的该三个差动导程位置决定为该等信号感测装置1的特定贴附位置。值得注意的是，对应该目标差动电压子集合的12个相关系数CC是相对较大的，并且对应该目标差动电压子集合的三个差动导程是分别位于该人体心脏附近的位置。在此实施例中，如图4或图5所示的三个差动导程L的位置，也就是，该人体心脏右上缘与该人体锁骨下方间的位置、该人体心脏左下缘的位置、及该人体心脏右侧的位置，可被决定为该等信号感测装置1的特定贴附位置。值得注意的是，图4或图5所示的三个差动导程L的位置有效地避开人体容易堆积脂肪的位置，进而降低因脂肪所导致的噪声干扰，因此适合各种体型的使用者。再者，经由实验结果可得知，对应该图4或图5的三个差动导程L的差动电压子集合(即，该目标差动电压子集合)的12个相关系数值均大于0.85且大致上大于0.95，因此确保所产生的十二个导程心电图信号的精确性。
在使用该***100时，由贴附在该等特定位置的该等信号感测装置1所产生的该等差动电压经由该短距无线通信模块13传送至该信号处理端2。于是，该信号处理端2的该信号处理器22经由该短距无线通信模块21接收来自该等信号感测装置1的该等差动电压，并以相似于上述的处理方式，根据该等差动电，利用已建立且对应于该等特定位置的该动态***模型，产生十二个导程信号，该十二个导程信号作为相关于该待测者的十二个导程心电图信号并且被储存在该储存单元23中。
参阅图6，本发明产生十二个导程心电图信号的***100'的第二实施例是该第一实施例的一个变化实施例，其大致与该第一实施例相似，而不同处在于：本实施例的***100'还包含一个连接至一个如网际网络的通信网络5的云端服务器3。该云端服务器3包含一个储存单元31。
此外，图2中的储存单元23在本实施例中可被省略，并且该信号处理端2还包含一个连接至该通信网络5的通信模块24。因此，在使用时，该信号处理端2所产生的该十二个导程心电图信号可通过该通信模块24经该通信网络5传送至该云端服务器3，之后，该云端服务器3可将来自该信号处理端2的该十二个导程心电图信号储存于该储存单元31中，以便该云端服务器3搜集与记录相关于该待测者的心电图数据并进一步据以评估该待测者的心脏功能。
值得注意的是，本发明的***100'并不限于仅包含该三个信号感测装置1及一个信号处理端2。在其他实施例中，本发明的***100'可包含多组三个信号感测装置1、及多个分别对应该等组信号感测装置1的信号处理端2，换句话说，本发明的***100'可支持多个待测者或心脏病患者的心电图的测量与监控。在此情况下，该云端服务器3可被设置于医疗机构或相关的健康管理机构中，以便同时监控多个待测者或心脏病患者的心脏情况。
参阅图7，本发明产生十二个导程心电图信号的***100”的第三实施例是该第一实施例的另一变化实施例，其大致与该第一实施例相似。
在本实施例中，该信号处理端被实施为一个连接至一个通信网络5的云端服务器3'，该云端服务器3'包含有图2中的该信号处理器22、及一个储存单元32。
此外，该***100”还包含一个移动装置4，例如，一个智能手机、一个平板电脑或具有无线通信功能的穿戴装置。该移动装置4包含一个相似于该短距无线通信模块13的短距无线通信模块41、一个连接至该通信网络5的通信模块43、及一个电连接该短距无线通信模块41与该通信模块43的处理单元42。值得注意的是，该移动装置4最好配带在该待测者上或者距离该待测者在一个预定通信范围内。
在使用时，该移动装置4经由短距无线通信模块41接收来自该等信号感测装置1的该等差动电压，并且该处理单元42经由执行，例如一个应用程序，通过该通信模块43，将所接收的该等差动电压经该通信网络5传送至该云端服务器3'(即，该信号处理端)，以便该云端服务器3'的该信号处理器22根据所接收的该等差动电压来产生十二个导程心电图信号。接着，该信号处理器22所产生的该十二个导程心电图信号被储存在该储存单元32中。
相似于该第二实施例的***100'，本实施例的***100”也可支持多个待测者或心脏病患者的心电图的测量与监控，而相较于第二实施例的***100'，本实施例的***100”仅需利用一个包含在该云端服务器3'的信号处理器22来产生与处理对应多个待测者或心脏病患者的十二个导程心电图信号。
综上所述，本发明产生十二个导程心电图信号的***100，100'，100”，利用该等信号感测装置1，以较少的三个差动导程撷取相关于待测者心电信号的差动电压，并利用本发明所建立的动态***模型，能确实产生具有高精确度的十二个导程心电图信号。此外，由于该等信号感测装置1具有相对精简的尺寸(10cm至15cm)，其可容易地贴附在可避开人体容易堆积脂肪的位置以降低噪声干扰的合适特定位置，并以无线方式将所感测的心电信号传送给信号处理端2，3'。基于上述，该等信号感测装置1适合待测者或心脏病患者长时间配戴，以利本发明的***100，100'，100”对于待测者或心脏病患者的心脏情况的监控。另一方面，由于云端服务器3，3'的使用，本发明的***100'，100”还可同时支持多个待测者或心脏病患者的心电图的测量与监控。
以上所述仅为本发明较佳实施例，然其并非用以限定本发明的范围，任何熟悉本项技术的人员，在不脱离本发明的精神和范围内，可在此基础上做进一步的改进和变化，因此本发明的保护范围当以本申请的权利要求书所界定的范围为准。
Claims (15)
1.一种产生十二个导程心电图信号的方法，通过一个信号处理器来实施，其特征在于，该方法包含：
a)接收多个分别来自多个贴附在一个人体胸部的电极且在一段时间内所感测的肌电信号、及在该段时间内测量自该人体的标准十二个导程心电图信号；
b)根据所述肌电信号，获得多个分别对应多个差动导程的差动电压，每一个差动电压为一个来自对应两个相邻电极的肌电信号的电位差且该对应两个相邻电极共同构成对应差动导程；
c)根据所述差动电压，形成多个独特差动电压子集合，每一个差动电压子集合由所述差动电压中的对应三者所组成；
d)对于每一个差动电压子集合，根据该对应三个差动电压、及该标准十二个导程心电图信号，建立一个规范有十二个导程间在空间与时间上的相关性的动态***模型，并利用该动态***模型，以该对应三个差动电压合成一组对应的十二个导程信号，其中，该动态***模型是以下式来表示
x[n]为一个在时间n代表该对应三个差动电压的3×1向量，
其代表在时间n对应所述十二个导程中的八个独立导程的信号、且是一个具有所述八个独立导程间的空时相关性并符合一个L阶自回归模型的8L×1向量，L为一个预定的动态***阶数，
为一个相关于一个转换矩阵H3×8的3×8L矩阵而且被定义为
w[n]是一个在时间n代表噪声的3×1向量，H3×8与w[n]是获得自该对应三个差动电压与该标准十二个导程心电图信号；
e)对于每一个差动电压子集合，比较该对应的十二个导程信号与该标准十二个导程心电图信号以获得一个比较结果；及
f)根据分别对应所述差动电压子集合的所述比较结果、及所述差动导程在该人体胸部的位置，自所述十二个导程信号选出一个目标组的十二个导程信号作为该十二个导程心电图信号。
2.根据权利要求1所述的产生十二个导程心电图信号的方法，其特征在于：步骤a)中的所述电极的数量为24，所述电极是以一个二维方式来配置且任两个相邻者间的距离是在10厘米至15厘米的一个范围内。
3.根据权利要求1所述的产生十二个导程心电图信号的方法，其特征在于：在步骤d)，通过该L阶自回归模型，
被表示成以下的动态方程式
F为一个代表空时相关性的8L×8L矩阵，B为一个代表噪声功率的8L×8矩阵，v[n]为一个在时间n代表噪声的8×1向量。
4.根据权利要求3所述的产生十二个导程心电图信号的方法，其特征在于：在步骤d)，所合成的该组对应十二个导程信号中对应该八个独立导程的八个导程信号
是根据x[n]、
及且经由滤波处理而获得，并且是以下式来表示
K[n]代表在时间n的滤波增益矩阵，而所合成的该组对应十二个导程信号中的其他四个导程信号是根据
而获得。
5.根据权利要求1所述的产生十二个导程心电图信号的方法，其特征在于：在步骤f)，该目标组的十二个导程信号与该标准十二个导程心电图信号的相关系数是相对较大的，并且对应该目标组的十二个导程信号的三个差动导程分别是位于该人体心脏附近的位置。
6.根据权利要求1所述的产生十二个导程心电图信号的方法，其特征在于：对应该目标组的十二个导程信号的三个差动导程分别是位于该人体心脏右上缘与该人体锁骨下方间的位置、该人体心脏左下缘的位置、及该人体心脏右侧位置。
7.一种产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于，包含：
三个信号感测装置，用于分别贴附在一个待测者的人体胸部的特定位置，每一个信号感测装置包含两个彼此分开且共同构成一个差动导程的电极，并经由该两个电极分别感测该人体胸部的肌电信号，且以无线的方式输出一个对应于该两个电极所感测的两个肌电信号间的电位差的差动电压；及
一个信号处理端，以无线的方式接收来自所述信号感测装置的所述差动电压，并根据所接收的所述差动电压，利用一个预先建立、相关于所述信号感测装置贴附在该人体胸部的所述特定位置且规范有十二个导程间在空间与时间上的相关性的动态***模型，产生十二个导程信号，该十二个导程信号作为该十二个导程心电图信号，其中，
该动态***模型是根据所述信号感测装置先前贴附在该人体胸部的所述特定位置以感测该人体而产生的三个差动电压、以及同时测量自该人体的标准十二个导程心电图信号而建立出，该三个差动电压与该标准十二个导程心电图信号共同构成用于训练该动态***模型的训练数据，
该动态***模型是以下式来表示
x[n]为一个在时间n代表该三个信号感测装置所产生的三个差动电压的3×1向量，
其代表在时间n对应十二个导程中的八个独立导程的信号、且是一个具有所述八个独立导程间的空时相关性并符合一个L阶自回归模型的8L×1向量，L为一个预定的动态***阶数，
为一个相关于一个转换矩阵H3×8的3×8L矩阵而且被定义为
w[n]是一个在时间n代表噪声的3×1向量，H3×8与w[n]获得自该训练数据。
8.根据权利要求7所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：对于每一个信号感测装置，所述电极的距离是在10厘米至15厘米的一个范围内。
9.根据权利要求7所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：通过该L阶自回归模型，
被表示成以下的动态方程式
F为一个代表空时相关性的8L×8L矩阵且是获得自该训练数据，B为一个代表噪声功率的8L×8矩阵，v[n]为一个在时间n代表噪声的8×1向量。
10.根据权利要求9所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：该十二个导程信号中对应该八个独立导程的八个导程信号
是根据x[n]、
及且经由滤波处理而获得，并且是以下式来表示
K[n]代表在时间n的滤波增益矩阵，而该十二个导程信号中的其他四个导程信号是根据
而获得。
11.根据权利要求7所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：所述信号感测装置所贴附的特定位置是位于该人体心脏附近。
12.根据权利要求11所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：所述特定位置包含该人体心脏右上缘与该人体锁骨下方间的位置、该人体心脏左下缘的位置、及该人体心脏右侧位置。
13.根据权利要求7所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：该信号处理端为一个配带在该人体的移动装置，该移动装置经由短距无线通信接收来自所述信号感测装置的所述差动电压。
14.根据权利要求13所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于，还包含：
一个云端服务器，经由一个通信网络与该移动装置通信，
该移动装置将所产生的该十二个导程心电图信号，经由该通信网络，传送至该云端服务器，以便该云端服务器搜集与记录相关于该人体心脏的心电图数据，并进一步据以评估该人体心脏的功能。
15.根据权利要求7所述的产生十二个导程心电图信号的***，其特征在于：该信号处理端为一个连接至一个通信网络的云端服务器，该云端服务器进一步储存所产生的该十二个导程心电图信号，以便据以评估该人体心脏的功能，该***还包含
一个移动装置，用于配戴在该待测者上或距离该待测者在一个预定通信范围内，经由短距无线通信接收来自所述信号感测装置的所述差动电压，并且经由该通信网络将所述差动电压传送至该云端服务器。
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