[发明专利]在实时ECG监测中全自动测量心电图的ST-段水平的方法和系统

说明书

技术领域

本申请大致涉及心电图描记法。其具体应用于与实时的心电图ST-段水平测量结合，并且具体参考其加以描述。然而，应当理解，其也应用于其他使用场景，并且并不限于前述应用。

背景技术

ECG是对一段时间内的心脏的电活动的记录。心电图仪或其他适当的电换能器非侵入性地测量这样的电活动，并且从其生成记录和/或通过另一设备（诸如计算机）生成记录。常规心电图仪采用十个电极来测量心脏的电活动。每个电极以一定的容忍度被放置在患者上的特定位置处。从这十个电极测量和/或得到十二导联（即，电位差）。其他常规心电图仪包括三、五、十五、十六、EASI等导联。

参考图1，图示了用于常规十二导联心电图仪的电极在患者上的范例性放置。右腿电极RL用作其他电极的接地。导联I是从右臂电极RA至左臂电极LA测量的；导联II是从右臂电极RA至左腿电极LL测量的；并且导联III是从左臂电极LA至左腿电极LL测量的。确定右臂电极RA、左臂电极LA和左腿电极LL的平均电压V（即，Wilson中心电端）。其他九个导联包括从V和电极V_1-6之间的电位差得到的六个胸导联和从导联I、II和III的组合中得到的三个加压肢体导联aVR、aVL和aVF。对于实时ECG监测，四个肢体电极（RA、LA、RL、LL）通常被放置在对应肢体附近的主干（也被称为Mason-Liker电极放置），以减少运动伪迹。

心电图的ST-段水平通常被用来筛选和诊断心血管疾病，诸如心肌梗塞、心肌缺血等。其是广泛用于诊断性ECG检查、动态ECG检查以及实时ECG监测的心电图的重要特征。针对ECG导联的选定的正常搏动的ST-段水平是J+x点和等电点之间的电压差。J点是QRS复合波的结束或结束点，并且x是从0到80ms变化的选定时间间隔；典型地，x被选为60或80ms。等电点是在ORS开始Q或QRS复合波的开始点之前并且P波结束之后的时间点。在实际临床应用中，针对成年对象，等电点通常等于Q－20ms。

可靠地测量ST-段水平的一个挑战在于可靠地定位等电点和J点。在实时和动态ECG监测中有至少两个方法来确定这些点，即，手动方法和自动方法。

在手动方法中，通过从QRS峰值时间R减去固定时间间隔u（例如，u=40ms）来确定等电点（即，Iso=R-u）。通过将QRS峰值时间R加上固定时间间隔z（例如，z=80ms）来确定J点（即，J=R+z）。通常在监测开始时针对每个患者手动地确定固定时间间隔u和z。然而，这一方法不太令人满意。其给临床医师引入了额外的工作负担。此外，一旦设置u和z结束，它们保持固定，并且不适应于QRS形态的变化。QRS形态的变化会妨碍在J处的ST测量和/或使得J处的ST测量发生实质性误差。这继而会导致假ST警报和/或错失真实ST事件。

在自动方法中，从在预定时间窗口中的选定无噪声正常搏动的平均搏动周期ECG波形中自动地检测等电点和J点。这包括选择无噪声正常搏动、连续构建正常的平均搏动、自动搜索等电点和J点以及计算针对每个ECG导联的ST-段水平。

无噪声正常搏动的选择涉及针对ECG信号的噪声检测。一个方法采用这样的算法：针对每个导联，获得针对ST段s(i)的5维Karhunen-Loeve变换（KLT）特征向量，以及针对QRS复合波q(i)的另一5维特征向量。对于给定的搏动，将s(i)和q(i)与邻近搏动的s(i)和q(i)相比较，并且计算针对ST段r_s(i)和QRS复合波r_q(i)的标准化剩余误差。如果剩余误差（r_s(i)或r_q(i)）超出某个百分比（例如，25%），该算法考虑搏动i噪声。该方法需要使用邻近搏动的信息，并且假设大部分的邻近搏动都是无噪声搏动。用于得到s(i)和q(i)的计算量是相对较大。

用于ECG噪声检测的另一方法通过搏动周期中的每个ECG导联的主波锐度、高频噪声水平和低频噪声水平来评估信号质量。主波锐度是通过将最大绝对幅度除以预定义窗口块（例如，400ms）中的绝对波形面积来测量的。高频噪声（HFN）水平是通过将在以R波为中心的一秒时间窗中的ECG信号绝对值的经高通（二阶微分）滤波相加并且将总和除以绝对R波幅度来计算的。低频噪声（LFN）水平是通过将在一秒时间窗中的经低通滤波的ECG信号绝对值相加并且将总和除以绝对R波幅度来测量的。