胎儿心电图仪范文（精选4篇）
胎儿心电图仪 第1篇
随着人们生活水平的提高和围产医学的发展,社会对优生优育、母婴健康和安全的要求日益提高,对胎儿发育的生理和病理的研究成为一项重要课题。胎儿心电图(Fetal Electro Cardiogram,FECG)是反映胎儿心脏电生理活动的一项客观指标,反映了胎儿在孕期中的生长和健康状况,其作用是临床听诊和胎儿监护仪所不能取代的一种胎心观察法,在临床上有着广泛的应用和深入研究的背景[1]。目前国内生产的胎儿心电图仪所记录信号为母亲和胎儿的混合心电信号,胎儿心电信号易被母亲心电信号掩盖,不能称为真正意义上的胎儿心电图。这里在开展微弱信号处理、独立分量分析等研究的基础上,采用TI公司的MSP430系列单片机MSP430F149,结合通用串行总线(USB)技术设计此胎儿心电图仪。
2胎儿心电图仪的硬件实现
胎儿心电图仪的系统组成如图1所示。
本系统是基于TI公司的MSP430F149和Philips公司的USB接口芯片PDIUSBD12构建的PC-FECG系统。由心电电极采集的多路模拟信号经MSP430F149的模/数转换模块ADC12采样量化后,通过USB接口芯片PDIUSBD12发送到上位机,并由上位机完成FECG信号的处理、显示、存储等。
2.1 MSP430单片机
设计采用德州仪器公司生产的16位ALASH型单片机MSP430F149芯片。MSP430系列芯片具有超低功耗,灵活的时钟使用方式,处理能力强,灵活快速的编程方式及丰富的外设资源等特点;芯片上包含JTAG接口,可以实现在线写入,因此JTAG在线仿真调试省去了传统的昂贵的仿真器与编程器,节省了开发成本和开发时间。
MSP430F149芯片内包括一个12位的A/D转换器ADC12,它带有采样/保持功能的ADC内核、可控制的转换存储和参考电平发生器、可控制和选择的时钟源、可控制的采样及转换时序电路[2]。ADC12与一般的ADC相比,具有高速、通用的特点,适合于精密的数据采集和转换,能够对8个外部模拟通道和4个内部电压通道进行A/D转换, 且最大采样速率为200 kS/s。ADC12拥有16个保存转换结果的寄存器,可以由软件进行独立访问和配置通道以及参考电压。此外,ADC12提供4种转换模式:单通道单次转换、系列通道单次转换、单通道多次转换、多通道多次转换。
2.2 信号调理电路
整个信号调理电路由输入保护和缓冲电路,前置放大电路,高、低通滤波电路,隔离放大电路,陷波器,主放大电路,电平抬升电路等组成,如图2所示。
输入保护部分主要提供足够大的输入阻抗,并能防止宏电击和滤除30 kHz以上的高频干扰信号,保证心电信号(0.2～100 Hz)完全通过,而缓冲放大可减小心电信号的衰减,起到阻抗变换的作用。
由于心电信号比较微弱、易受干扰,这里使用ADI公司的专用仪表放大器AD620作为前置放大部分的核心器件,AD620具有输入阻抗高,共模抑制比高等特点,可以满足心电放大的要求。前置放大输出的信号经高、低通,工频滤波,有效滤除了工频干扰、直流和低频分量,并采用BURR-BROWN的隔离放大器ISO122进行信号隔离,有效抑制了模拟部分和数字部分的串扰。最后经主放大和电平抬升,送入ADC12进行模数转换。
2.3 USB接口设计
系统采用飞利浦公司的PDIUSBD12芯片作为USB接口芯片。PDIUSBD12符合通用串行总线USB 1.1规范,是一款高性能的并行USB接口芯片,它集成了SIE,FIFO存储器、收发器和电压变换器,并由SIE完成USB协议层,并完成高速硬件连接,无需软件干预[3]。
由MSP430F149与PDIUSBD12构成的USB接口电路如图3所示。PDIUSBD12的8位并行数据接入F149的P5口,传输数据或命令。PDIUSBD12的A0接F149的P4.2引脚,作为PDIUSBD12的数据或命令选择线。当A0为低电平时,F149向PDIUSBD12发送数据,当A0为高电平时,向PDIUSBD12发送命令。PDIUSBD12的INT_N引脚接F149的P1.2引脚,供MCU查询是否接收到上位机的数据或命令,并结合D12_WR和D12_RD引脚实现F149与PDIUSBD12的数据交换。需要注意MSP430F149的P1.2是边沿触发中断,而PDIUSBD12的INT_N是电平触发中断,所以需要计时器Timer B产生一个500 kHz的PWM方波信号,D12中断引脚信号与该信号相“或”以后输出到F149的P1.2。此外,PDIUSBD12的GL_N接LED来对其控制,当USB设备接入PC机时,LED亮,而数据传输进行时,LED不断闪烁。
3胎儿心电图仪的软件设计
系统的软件设计分为3个部分:单片机控制程序、USB设备驱动程序和PC机应用程序。
3.1 单片机控制程序
单片机控制程序固化在单片机内,完成胎儿心电信号的数据采集和传输到计算机的功能。它包括A/D采样程序、USB标准设备命令程序、数据传输程序。
胎儿心电数据采集系统中,采样数据直接经过USB总线传送到计算机,其中数据传输程序工作于前台,A/D采样程序由中断驱动、工作在后台,A/D采样程序的流程如图4所示。系统上电后,首先进行初始化,包括系统的复位方式、时钟源及各I/O端口的配置。设计中采用外部时钟源,频率为8 MHz,A/D转换采用内部参考电压2.5 V。MSP430F149的ADC12模块提供4种转换模式:单通道单次转换、系列通道单次转换、单通道多次转换、多通道多次转换。根据胎儿心电提取算法的需要,选择3路标准导联及一路腹部导联作为提取胎儿心电的导联系统,即同步采集四个通道,并采用序列通道单次转换模式。系统中,从MSP430F149 2 kB RAM区为A/D采样程序分配1 kB作为保存采样数据的缓冲区,并分为2部分:采样缓冲区和传输缓冲区,它们分别被中断驱动的A/D采样程序和前台工作的数据传输程序使用。程序中定义2个指针SamplePointer(SP)和TransferPointer(TP)来管理和访问这2部分数据缓冲区,从而通过2个缓冲区功能的切换保证了无丢点连续数据采集。
数据传输程序负责实时地把采样数据通过USB总线传输到计算机,它工作于前台。标准设备命令处理程序响应USB协议定义的标准设备命令,完成USB设备枚举过程,它由数据传输程序调用执行[4]。
3.2 USB设备驱动程序
USB设备驱动程序是一种典型的WDM (Windows Driver Mode)驱动程序,需要专门的开发工具,目前应用广泛的工具主要有2类:一类是Microsoft公司提供的Windows DDK,另一类是采用第三方软件公司提供的生成工具,如Compuware Numega公司的Driverstudio。由于DDK基于汇编语言的编程方式和内核模式的调用,对没有深厚OS原理和编程水平的人员来说,任务相当艰巨,因此设计中采用Driverstudio 3.2开发工具。它是一个大的开发工具包,包含VtoolsD,SoftICE和Driver Works等开发工具。这里选用DriverWorks开发工具,它以面向对象的思想完全封装DDK的所有库函数,通过DriverWorks提供的类,可以非常轻松的编写出一个WDM驱动程序,大大缩短了开发周期、降低了开发难度。
3.3 PC机应用程序
PC机客户端应用程序是系统与用户的接口,它通过设备驱动程序与胎儿心电数据采集器硬件连接,从硬件读取采样数据,从而完成对外设的控制和数据传输。主机应用程序是在VC++6.0环境下开发,主要完成对采集到的数据进行处理、显示和存储,控制整个数据采集过程的进行、停止,以及后续的数据分析处理工作。
4结语
基于MSP430和USB的胎儿心电图仪的开发设计,构造简单,性能可靠,且便于后续开发的升级扩展,可以实现胎儿心电的实时监护。设计基于PC-USB设备、主从结构的系统开发,可以利用PC强大的运算处理能力,网络通信功能等,同时再构成庞大的信息系统。因此,它是一种极其有效的胎儿心电检测手段,有着广泛的应用前景。
参考文献
[1]王美华.胎儿心电图的检测与分析[J].桂林电子工业学院学报,1998(2):26 29.
[2]Texas Instruments.MSP430x14x Mixed Signai Microcon-troller.2001.
[3]Philips.PDIUSBD12 Data Sheet.Philips Inc.,2001.
[4]2001 Philips.Firmware Programming Guide for PDIUSBD12.2001.
[5]沈建华,杨艳琴,翟骁曙.MSP430系列16位超低功耗单片机实践与系统设计[M].北京:清华大学出版社,2005.
[6]周立功.PDIUSBD12 USB固件编程与驱动开发[M].北京:北京航空航天大学出版社,2003.
[7]韩晓刚,吕彭民.基于MSP430和USB的数据采集系统[J].电子产品世界,2005(8):105 107.
胎儿心电图仪 第2篇
关键词：胎儿,心电信号,远程监护
0 引言
胎儿监护是目前保障围产期孕妇和胎儿安全、实现优生优育的重要手段[1,2]。目前,胎儿在生长发育过程中的临床监护主要有三种:心音监护、心动监护和心电监护,其功能均为通过对孕期中胎儿心脏活动的监测,较早地发现胎儿生长发育过程中异常状况,并及时采取相应的医疗措施进行产前治疗,以降低胎儿的死亡率。胎儿心电信号是心脏活动的最源发性信号,其电位变化的方向、次序和时间等都有一定规律,并可反映整个心脏活动的循环兴奋过程。胎儿心电信号与心音和心动信号相比是最能反映心脏活动全貌的生理信号,而且胎儿出现异常时,胎儿心电图(Fetal Electrocardiogram,FECG)形态的变化比心音、心动等发生的更早、更迅速。因此如何有效地提取胎儿心电信号是胎儿监护研究的一个热门课题。
随着计算机网络技术的飞速发展,传统的胎儿电子监护也开始向远程联网监护及专家诊断分析系统发展。胎儿远程心电监护是指孕妇在家中利用监护终端自己进行胎儿心电监测,然后将监测的结果通过电话线、Internet网和GSM网等通讯网络远距离传输到医院的监护中心,再由专家对所监护的结果进行分析诊断并给出相应的预防措施。远程监护系统从方便孕妇的角度出发,使孕妇可以足不出户,坐在家里就可以完成以前需要在医院才能完成的产前检查,并且可以让孕妇随时了解胎儿的健康状况,为确保孕妇的安全提供了可靠保障[3]。
1 胎儿心电信号的提取
从FECG中不仅能得到胎儿平均心率值和瞬时心率值,而且还能够从描绘的胎儿心电波形中得到更多的胎儿心脏状况信息[4]。通过对FECG的波形变化(如心率、心律、QRS时限等)的分析,结合临床观察,可及时发现胎儿宫内缺氧、脐带缠绕等妊娠期或分娩期的病理情况,及早采取措施,从而降低围产期胎儿的发病率和死亡率。少数异常的胎儿心电图是胎儿先天性心脏病的表现,可通过提前中止妊娠,进行宫内心脏修补手术等医疗措施,达到优生优育的目的。目前,获取胎儿心电信号的方法主要有头皮电极法和腹部胎儿心电法。
1.1 头皮电极法
头皮电极法是指在孕妇分娩时,通过在胎儿的头皮上放置电极来获得清晰的FECG。该法不受母体心电信号的干扰,具有信噪比高、心电波形清晰等特点。但该法须破膜后才能进行操作,不能对胎儿进行连续的监测,故在怀孕期间不可用。此外这种方法是有创伤性的,并且有引起感染的风险,会给胎儿带来一定程度的伤害,所以,此法已不是人们当前研究的热点。
1.2 腹部胎儿心电法
腹部胎儿心电法是完全无创的,该法采用三电极结构,通过置电极于母体腹部和胸部同时获得母体和胎儿的心电信号,再通过硬件电路的滤波、除噪和软件的处理便可提取出清晰的FECG。该法操作简单,可持续对胎儿进行检测,对母体及胎儿均无损害,加之孕妇腹部心电信号节律清楚,因此,是目前较好的无创检测方法[5]。但是孕妇腹部信号是一个典型的复杂生理信号,从第一次检测出FECG到现在五十多年间,国内外众多学者作了大量的研究工作来获取纯净的FECG。
处理腹部胎儿心电信号的主要困难在于:心电信号本身是一种低频、微弱的信号,而胎儿的心电信号则更加的微弱。母体腹部心电信号复杂、信噪比低,特别是母体心电信号比胎儿心电信号大5~20倍,胎儿心电信号常被母体的心电信号和噪声所淹没。在时域中,胎儿心电信号约有10%~30%与母体的心电信号融合;在频域中,胎儿心电频谱与母体心电频谱大部分重叠,整个信号的非平稳性十分强烈,不易区分。分娩期间胎儿的移动导致胎儿心脏位置难以确定,妊娠期间胎儿至腹部的电传导特性经常发生变化。这些特点都给胎儿心电图信号的采集和检测带来很大困难,用常规的方法很难提取出清晰稳定的FECG。又因FECG的提取不仅在临床医学诊断上具有重要意义,而且在信号处理上还是一个典型的信号处理与检测问题,近几十年来,国内外专家学者们探索了许多信号处理方法来解决这个问题。目前最常用的方法有匹配滤波法[6]、自适应滤波法[7,8,9,10]、主分量分析法[11]和独立分量分析法[12,13,14,15,16,17,18]等。
另外,其它用于FECG提取的算法[19,20,21]还包括APA干扰对消法、基于RLS-ANC自适应滤波法、多通道噪声抵消技术、基于聚类分析和模糊模式识别的方法以及基于奇异值分解的技术等。但是这些算法要么提取出的FECG效果不令人满意,要么算法的性能对电极的放置位置有特殊要求,有的算法甚至还存在建模难和不易实现的问题等,所以在FECG的提取中不常用。
2 胎儿远程心电监护系统
家庭医疗保健工程(Home Health Care Engineering,HHCE)正随着人类对健康的重视和远程医疗的发展而逐渐走进人们的生活。它提倡的是一种“在家就医,自我保健,远程诊断”的理念,将高科技与医疗设施结合起来。因此胎儿远程监护系统的出现符合21世纪医疗费用日益高涨以及人们对后代生活质量高要求的趋势,同时可实现医疗资源共享,提高边远地区的医疗水平。基于无线通信网的远程监护系统主要由监护终端、无线远程传输网络和医院或社区监护中心组成[22]。通过该系统,孕妇在家中即可随时进行胎儿心电信号的采集和记录,患者可以在一定范围内自由移动,而不必受监护装置的限制[23,24],并可将采集到的心电数据通过电话线或互联网传输给医院,由专家进行远程诊断,实现远程医疗服务[25]。虽然远程胎儿心电监护有着众多的优势和极大的发展前景,但目前国内该类产品的研究还处于发展阶段,功能简单使用尚不普遍。世界各国在此领域的研究均投入了大量资金,但依然主要是使用价格昂贵的仪器完成医疗数据采集,然后通过PC/internet网络完成数据远程传输和诊断。当前较为常见的无线通信技术有CDMA[26]、GPRS以及蓝牙技术[27,28]等。
2.1 胎儿远程心电监护系统的发展
早在1906年Gremer就首先经腹壁记录到胎儿心电,但并未用于产科临床。1957年Edward Hon进行胎儿心电图的研究并于1958年最早对胎儿心率监护进行报道,今天普及于世界的胎儿心率监护仪,就是在他当年研制的仪器原型上改进的。他开创了以腹壁诱导心电法监测胎儿心率,并将瞬时胎儿心率图记录下来的先河。1964年超声多普勒效应被用于妇产科临床,在检测胎儿心率方面取得成功,为胎儿心电监护仪的普及提供了条件。1971年在新泽西州和1972年在阿姆斯特丹,分别召开了胎儿监护仪规格化及其用语统一化的国际会议,从此大批通用胎儿监护仪投放市场,普及于各发达国家[29]。
随着电子胎心监护技术广泛应用的同时,也出现了一系列的问题。电子胎心监护技术只能限制在医院做,而且大多数医院只在门诊时间做,因此,孕妇特别是高危孕妇需要增加复诊次数,造成经费、交通、精力、体力的消耗增加,也造成医院拥挤、看病难的现象;当孕妇在家中感到胎儿有异常时也不能及时得到必要的监护。我国地域广阔,经济发展不平衡,许多基层医院无电子胎心监护设备。因此,寻求一种既方便孕妇又能及时发现胎儿宫内安危的检测手段,显得非常迫切。随着我国通讯事业的快速发展,城乡民用固定电话的普及以及胎儿电子监护技术的广泛应用,远程胎儿电子监护应运而生。孕妇与胎儿远程监护是将孕妇和胎儿监护与远程监护技术相结合的一门新技术。早在1988年美国就提出远程医疗的概念,通过远程通讯技术和计算机网络,为患者提供更加方便、经济、及时的监护手段。到目前为止,远程胎儿监护的发展已有十多年的历史,章小维[30]等详述了目前通用的胎儿监护方法就是对胎心率进行监测,远程胎儿监护系统多采用普通电话线进行信息传送。使用电话线传送主要有两种方法:一种是模拟数据的传输,它不经过任何处理,直接将信号由耦合器传送到电话线上,再由医院用胎心监护仪将这些声音数据转换为胎心率。其优点是能够使用市场上可以买到的仪器,不需做任何改动。但缺点亦很明显,该系统所采用的在线监护方式将长时间占用电话线,同时,由于采用声耦合方式,对噪声较敏感;另一种方法为数字数据传输,它的特点是将传输信息转化为数字信号后再送入电话线传输,利用误差检测算法可在嘈杂的电话线中实现自动无误差的数据传输。但公用电话网的传输率很低,只适合传输较分散的数据,不适合图像的传送。
2.2 胎儿远程心电监护系统的应用
胎儿远程心电监护是近几年发展起来的一门新兴技术,一经应用到临床,立即受到孕妇和医生的普遍欢迎。它将孕妇和胎儿的健康状况与远程医疗技术结合在一起,采用特殊的信号提取方法得到胎儿心电、心率等生理数据,利用远程医疗技术,将上述信息发送给医生进行诊断或鉴别。胎儿远程监护实现了孕妇-专家、家庭-医院、基层医生-专家、基层医院-医疗中心紧密联系的开放式分布监护。为适应社会需求,应大力发展胎儿远程监护系统,使更多的孕妇可得到这种方便的监护;无力购买昂贵电子胎心监护仪的单位,用价格较低的终端监护仪与上级监护中心连接,使他们管理的孕妇能够享受到远程中心专家的监护。
胎儿心电图仪 第3篇
胎儿监护及围产期监护是产科中一项重要的监护措施。常用的胎儿监护方法有:超声多普勒监护、胎心音监护和胎心电监护。其中, 胎儿心电监护因其从母体腹部提取胎儿心电信号, 对母体和胎儿无创, 特别是能同时观察胎儿心电图, 其优点明显, 是目前产科常用的诊断方法。
虽然腹部心电信号提取方便, 但是, 母体腹部信号复杂, 信噪比低, 特别是一般母体心电信号比胎儿心电信号大10~20 倍, 且胎儿心电约有10%~30% 与母体心电重合, 形成复杂的QRS波群, 并且胎儿心电的频谱与母体心电的频谱重叠。这些因素给胎儿心电的检测带来了比较大的困难。解决这个问题常用方法有:匹配滤波法、自适应滤波法等[1~3]。本系统采用匹配滤波法, 在MATLAB6.5平台上实现[4~5]。
1.检测系统原理研究
心电信号的频带响应一般只有0.05~100Hz, 从母体腹腔提取的胎儿心电信号比较弱, 而且含有很多噪声。
从母体腹腔体表所采集的综合心电信号由纯净的心电信号和随机的噪声信号两部分组成, 可表示为:
其中S (t) 表示纯净的心电信号 (包括母亲心电信号和胎儿心电信号) ;N (t) 表示随机的噪声信号, 该躁声信号可表示如下:
其中N1 (t) 为50Hz工频干扰信号, N2 (t) 为高频干扰信号 (>100Hz) , N3 (t) 为低频信号 (<0.05Hz) , N4 (t) 表示基线漂移。所以X (t) 可表示为:
首先设计一个通带为100HZ的低通数字滤波器, 去除高频干扰信号N2 (t) , 再使用50Hz, 0.05HZ和100HZ的数字陷波器, 最后得到是有基线漂移的母亲胎儿心电信号, 可表示如下:
利用信号叠加平均法得到漂移基线N4 (t) , 与 (4) 式相减得到只含有母亲心电和胎儿心电的信号S (t) , 其可以表示为:
S (t) 的频率范围是0.05~100Hz, SM (t) 为母体的心电信号, SF (t) 为胎儿的心电信号, 其中SM (t) 的频率范围主要集中在0.05~40Hz, 而SF (t) 的频率范围主要集中在0.05~70Hz[6]。可以使用匹配滤波的方法从S (t) 中提取出模板, 将S (t) 与提取的模板相减得到胎儿心电信号SF (t) 。
2.检测系统设计
提取母体腹腔胎儿心电信号的程序设计主要由9 部分组成, 其程序设计流程如图1。
2.1 信号预处理
信号预处理主要功能是滤除工频干扰和抑制基线漂移。信号预处理可以分为滤除高频信号, 陷波器设计 (主要是滤除工频干扰) , 抑制基线漂移4 部分。
(1) 滤除高频信号
心电信号的频带响应只有0.05~100Hz, 因此, 需要设计一个低通滤波器将大于100Hz的信号滤除。这里使用巴特沃思数字低通滤波器, 其幅频响应图如下图2 所示。滤波后的信号为S1 (t) 。
(2) 消除工频干扰
采集的信号中常混入50Hz的工频干扰, 必须加以抑制。这里使用50Hz的数字陷波的方法将其滤除。选择使用有限冲击响应数字滤波器 (FIR) , 调用Matlab中函数fir2 和基于Parks-Mc Clellan算法的函数remez来设计滤波器参数。其幅频响应图如图3 所示。滤除频率大于100Hz信号, 消除工频干扰后的波形如图3, 由于高频分量的消减, 波形畸变较小, 但有明显的基线漂移。设消除工频干扰的信号为S2 (t) 。
(3) 抑制基线漂移
基线漂移的原因有多种, 其中由于运动造成体表电极与皮肤之间细微的滑动和硬件电子元件热效应造成参数变化是主要原因。造成的基线漂移大部分是低频的信号, 因此我们可以利用高通滤波器加以滤除。这里我们先进行高通滤波, 滤除频率低于0.05HZ的低频信号, 再使用信号叠加平均法, 最终抑制基线漂移。使用有限冲击响应数字滤波器 (FIR) , 调用Matlab中函数fir2 来设计高通滤波器参数, 其幅频响应如图5 所示。
再利用公式
得到基线Baseline (n) , 用S2 (t) 信号减去基线Baseline (n) 得到只剩下母亲和胎儿心电的信号S3 (t) , 如图6 所示。从图中可以看出基线已经被消除了, 波形比较平稳。
2.2 匹配滤波
(1) R峰检测
R峰值是指母亲PQRST中的最大幅值点, 在正常情况下整个周期中该点的幅值最大, 因此, 我们先设定一个参考值peak=180, R峰值应该在大于peak的范围。
将S2 (t) 信号值逐一跟peak进行比较, 当S2 (t) >peak, 同时又满足:
则将S2 (t) 设为R峰, 再将其与S2 (t) 后面连续15 个值进行比较, 若S2 (t) 值为最大则确认S2 (t) 为R峰。因为所处理的临床信号的采样频率为429, 为了避免由于出现较大的干扰而影响峰值的判断, 在找出一个R峰后, 在接下来的250个点内不再进行峰值检测判断。这样既可以避免峰值的重复检测, 同时也可以提高检测效率, 更易于进行实时处理。
(2) 模板的提取
在确定了R峰后, 就可以采取动态加权平均的方法来得到每一时刻的母亲心电图的模板, 考虑到采样频率为429, 由经验又可以判断出比较明显的QRST波群范围为40 点左右, 本系统对信号的处理每个周期使用了100 个点的数据 (R峰前40 个数据点, R峰后35 个数据点) , 在这个范围内求取母亲心电的模板信号。在找到每一个R峰值后可以根据公式:
取得。这个模板信号随着检测过程的时间推移而动态改变。该方法提取的母亲心电信号模板如图7所示。
在S3 (t) 信号中减去MODEstandard便得到了胎儿心电信号。波形如图8 所示。
2.3 心率的计算
心率的计算公式为:
其中, N为在某一段时间内得到的R峰个数, M是这段时间内的所有数据点的个数。
采用与寻找母亲心电R峰同样的方法确认胎儿心电的R峰值。而前面母亲心电的R峰值已经找出, 利用公式 (10) 可以求得母亲和胎儿心率, 并显示出来, 如图9 所示。
2.4 波形显示
经处理后的心电信号波形可以动态显示出来, 这里采用扫屏和滚屏两种显示方式, 同时显示出母亲和胎儿混合信号, 母亲心电模板信号, 胎儿心电信号以及母亲和胎儿心率。另外还设计了用于信号分析的控件, 如放大、缩小、暂停等。完整的操作和显示界面如图10所示。
3.结论
本系统采用MATLAB处理平台利用匹配滤波方式对胎儿心电信号进行检测提取, 运算效率高, 处理速度快, 编程简单, 尤其是使用系统所带的信号处理工具中的滤波器设计, 大大简化了信号调理的处理过程, 节省了开发时间和系统搭建成本, 具有较好的经济效益。同时, 在胎儿心电信号波群的检测上还有待完善。
参考文献
[1]尹泽明丁春利.精通MATLAB 6清华大学出版社, 2002
[2]周辉懂正宏。数字信号处理基础及MATLAB实现。北京希望电子出版社, 2006
[3]王美华.胎儿心电图的检测与分析.桂林电子工业学报, 1998;18 (2)
[4]周礼梁厚叶大田.关于胎儿心电信号检测和处理的新方法研究.上海生物医学工程
[5]莫玮等.微机化胎儿心电图仪的研制.中国医疗器械杂志, 1997;21 (1)
胎儿心电图仪 第4篇
胎儿心电信号是最能反映胎儿心脏活动全貌的生理信号,从胎儿心电信号(fetal electrocardiogram,FECG)中不仅能得到胎儿平均心率和瞬时心率值,而且还能够从描绘的胎儿心电波形中得到更多的胎儿心脏状况信息[1]。通过对FECG波形中的生理信号如心率、心律、QRS时限等变化的分析,再结合临床观察,可及时发现胎儿宫内缺氧、脐带缠绕等妊娠期或分娩期的病理情况,及早采取措施,从而降低围产期胎儿的发病率和死亡率。因此,围产期对胎儿心电进行监护具有重要意义。
目前,临床胎儿心电的获取主要采用超声方式,监测时孕妇需保持不动,行动受到限制,给监测带来了诸多不便。此外,研究表明超声会对胎儿产生不良影响[2]。因此,本研究采用电极方式获取数据,通过对数据进行处理提取胎儿心电信号。通过放置电极于母体腹部采集获得胎儿心电,不可避免地会含有许多噪声(工频干扰、母体心电、其他生物电信号),经前期处理大部分噪声可得到很好的抑制,剩下的干扰主要是母体心电。因此,信号处理的主要任务就是抑制母体心电[3]。母体心电比胎儿心电大5~20倍,在时域中胎儿心电约有10%~30%与母体心电重叠,在频域中胎儿心电的频谱与母体心电的频谱大部分重叠。因此,抑制母体心电信号是胎儿心电信号提取最主要的困难。目前,解决这个问题比较常用的方法有匹配滤波法、自适应滤波法[4,5,6,7,8,9,10]、独立分量分析法(ICA)[10,11,12,13,14,15,16]、盲源分离法(BSS)[17]、奇异值分解法(SVD)等。匹配滤波法虽然简单,但是识别率较低。自适应滤波法提高了提取精度,但结果中常混有母体心电。ICA、BSS和SVD这些方法虽然能取得较好的效果,但仍停留在理论研究阶段。
本文介绍了一种使用小波变换模极大值算法提取胎儿心电信号的新方法。小波分析是当前应用数学和工程学科中一个迅速发展的新领域,是一种多尺度的时-频信号分析方法,是分析非平稳信号的强有力工具,被称为“数学显微镜”。小波分析能够提供局部细化与分析的功能,适于微弱信号的检测。本文探讨使用小波域中模的极大值方法来检测腹部信号中的奇异值,从而获取胎儿心电信号。
2 原理与方法
2.1 小波变换及其模极大值
小波(wavelet)即小区域的波,是一种特殊的长度有限、平均值为零的波形。它有2个特点:一是“小”,即在时域都具有紧支集或近似紧支集;二是正负交替的“波动性”,即直流分量为零。小波分析是将信号分解成一系列小波函数的叠加,而这些小波函数都是由一个母小波函数经过平移与尺度伸缩得来的。
如果ψ(t)∈L2(R)满足允许性条件
那么ψ(t)叫做可允许小波(积分小波、基小波)。其中是ψ(t)的傅里叶变换。由基小波生成的小波函数系可表示为:
将信号在这个函数系上做分解,就得到了连续小波函数的定义:设f(t)∈L2(R),则对其可允许小波函数ψa,b(t)的连续小波变换为:
表达式(3)中,求的是信号在固定小波函数ψa,b(t)上的分量,对参数a和b进行展开以后,就得到了任何时刻、任意精度的频谱了。把参数a或b或a、b同时做离散化,就得到了离散小波变换。离散小波函数可表示为:
离散小波变换的系数可表示为:
如果选取的离散点满足a0=2,b0=1,则成为二进小波变换。离散小波变换成立的条件为:设函数ψj,k(t)∈L2(R),如果存在2个常数A、B,且0
几乎处处成立(如果A=B则称为最稳定条件),那么函数序列叫做f的二进小波变换。其中:
由小波变换重构原始信号的逆变换为:
从每个尺度2j上的离散小波变换中,可以检测出模极大值点:当该点的小波系数的绝对值大于与之相邻两点的小波系数的绝对值,并且至少严格大于其中一个相邻点的小波系数,记下坐标k+w和对应的模。在信号奇异性检测中,模极大值点对应于信号的突变点。
2.2 模极大值重构滤波算法及交替投影法
信号的模极大值重构是指利用信号在各个尺度上小波系数的模极大值来重构信号。信号的峰变性与奇异性可以体现在信号小波系数的模极大值上。如果可以使用这些极大值重构信号,那么就可以通过处理小波系数的模极大值来实现对信号奇异性的修改,信号奇异性的强度也可以通过改变模极大值来进行修改,进一步可以通过抑制某些极大值点而去除相应的奇异性。这就是模极大值重构滤波算法的原理,可以将这一理论运用在检测和处理信号峰变性和奇异性上。
信号经过模极大值滤波之后,小波系数剩下有限个模极大值点,然后由这些模极大值点重构信号。目前较为著名的重构方法主要是Mallat交替投影法,该方法可以由小波模极大值近似恢复信号小波系数,进而重构信号。该方法现已较为成熟,在模极大值重构信号方面被广泛应用。
3 胎儿心电信号提取
3.1 实验数据获取
实验数据从Da ISy数据库(database for the identification o systems)获得,由Lieven De Lathauwer[18]提供。数据是通过电极从孕妇体表记录的8通道信号,5个通道记录母体腹部信号,3个通道记录母体胸部信号,采样频率为250 Hz,采集时间为10 s,每个通道采集2 500个数据点,共有2 500×8个数据点。取每个导联的前1 000个点绘制心电波形,如图1所示。
3.2 胎儿心电信号提取
由于母体腹部信号中的胎儿心电信号相对比较微弱,所以考虑首先把其中的胎儿心电信号当作噪声的一部分滤除,即使用小波变换模极大值重构滤波算法识别重构出其中的母体心电,再从腹部信号中除去识别出的母体心电,所获得的就是胎儿心电信号。
胎儿心电信号提取可分如下几个步骤:
(1)对预处理后的母体腹部信号进行二进小波分解,尺度为3,小波函数选择db4,并求出每一尺度上小波系数的模极大值点;
(2)在最大尺度上选择需要保留的极大值点,极值点的选择可以通过设置合适的阈值,去掉幅值小于阈值的极值点,也可以通过手动选择母体心电集中部分的模极大值点;
(3)以尺度3上保留的极大值点位置为中心构造邻域,在尺度2上极大值点中保留落在每一个邻域上的极大值点,去除落在邻域外面的极值点,得到尺度2上保留的极值点;
(4)在尺度2保留极值点的位置上,保留尺度1时的相应极值点,其余的置零;
(5)将每一尺度上保留下来的极值点利用Mallat交替投影法重构小波系数,进一步重构出腹部信号中的母体心电信号;
(6)从腹部信号中除去重构出的母体心电,就得到了胎儿心电信号。
图2是上述过程的简单表示。
3.3 结果分析
为了验证上述方法的可行性,我们进行了实验检测。数据使用3.1节中的临床采集数据,算法程序采用Matlab语言编写。使用小波变换模极大值算法提取胎儿心电信号实验结果如图3~5所示。
如图3、4、5中的(a)图所示,母体腹部信号是母体心电和胎儿心电的混合信号,而且胎儿心电较母体心电相对微弱。我们首先采用小波变换模极大值的方法识别出其中的母体心电信号,再进一步处理识别出胎儿心电,具体步骤如上所述。可以看到,用小波变换模极大值方法可以很好地抑制母体腹部信号中的噪声和微弱的胎儿心电,重构出母体心电估计信号,如图3、4、5中的(b)图所示,再从腹部信号中除去母体心电估计信号,便得到了胎儿心电。实验结果如图3、4、5中(c)图所示。
进一步实验发现,腹部信号中胎儿心电与母体心电在R波波峰处重合的情况,使用该方法不能提取出胎儿心电信号,如图6所示。注意观察数据点600~700范围,胎儿心电与母体心电重合,所以该位置上的胎儿心电的提取效果不是很好,
或者说不能提取出该位置上的胎儿心电信号。造成这一现象是由于小波变换模极大值方法提取胎儿心电信号是基于单通道数据的方法,主要依赖信号波形,而胎儿心电信号微弱,若与母体心电信号重合则很难被分辨出来,所以会影响到提取效果。
4 讨论与结论
本文介绍了一种基于小波变换模极大值算法的胎儿心电信号提取方法。该方法通过对母体腹部信号进行小波分解及模极大值检测,抑制某些与胎儿心电相关的极大值点而去除相应的信号奇异性,再通过处理后模极大值采用Mallat交替投影法重构小波系数和信号,从而识别出母体腹部信号中的母体心电信号,获取母体心电估计信号,再从母体腹部信号中除去重构出的母体心电估计信号,得到胎儿心电信号。实验结果表明,小波变换模极大值算法可以用于从母体腹部信号中提取出胎儿心电信号。同时该算法是一种基于单通道数据的提取算法,与传统的基于多通道数据的提取方法相比,不存在多通道信号相关性对提取结果的影响。小波变换模极大值算法用于胎儿心电信号的提取,有其自身的优点,也存在着方法上的不足,即对于胎儿心电与母体心电重合的情况提取效果并不理想,有待于进一步研究。