應(yīng)用于納米刀的心臟有效不應(yīng)期實(shí)時(shí)檢測(cè)算法研究?

董騰飛，潘 松，吳 松，郝珠珠，趙偉杰，楊 勇

(杭州電子科技大學(xué)自動(dòng)化學(xué)院，杭州310018)

基于不可逆電穿孔技術(shù)(Irreversible Electroporation，IRE)的納米刀在治療肝癌、胰腺癌以及其他惡性腫瘤的場(chǎng)景下發(fā)揮著越來越強(qiáng)大的作用[1-2]。但是IRE治療中釋放的高壓脈沖對(duì)心電信號(hào)的產(chǎn)生和傳導(dǎo)會(huì)產(chǎn)生極大干擾，增大了引發(fā)心律失常等術(shù)中并發(fā)癥的機(jī)率，故需要對(duì)患者的心電進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)[3]，并使IRE治療脈沖在心臟的有效不應(yīng)期內(nèi)釋放，減小對(duì)心臟的正常工作過程的影響。故能否準(zhǔn)確識(shí)別患者心臟的有效不應(yīng)期，及時(shí)觸發(fā)納米刀釋放高壓脈沖，對(duì)降低術(shù)中并發(fā)癥有著重要的意義。

由于在術(shù)中無法直接對(duì)心臟的有效不應(yīng)期進(jìn)行檢測(cè)，本文根據(jù)體表心電圖和有效不應(yīng)期的對(duì)應(yīng)關(guān)系，將心臟有效不應(yīng)期的實(shí)時(shí)檢測(cè)問題轉(zhuǎn)化為R波實(shí)時(shí)檢測(cè)問題。但由個(gè)體差異導(dǎo)致的心電波形變化，以及由高壓脈沖刺激引起的骨骼肌強(qiáng)直收縮或心率失常等情況，會(huì)使采集到的心電波形與正常的心電波形產(chǎn)生較大的差異，從而給R波的準(zhǔn)確識(shí)別帶來困難；此外，通過檢測(cè)心臟有效不應(yīng)期來指導(dǎo)IRE治療脈沖的釋放時(shí)機(jī)，要求輸出R波檢測(cè)結(jié)果的實(shí)時(shí)性較高，算法的計(jì)算量較小。

目前，國(guó)內(nèi)外常用的臨床心電信號(hào)R波檢測(cè)方法有硬件方法和軟件方法兩種。硬件方法響應(yīng)速度快、實(shí)時(shí)性好，但是缺乏靈活性，魯棒性較低。軟件方法有時(shí)域分析法[4]、模板匹配法[5]、小波變換法[6]和神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法[7-9]等。時(shí)域分析法是應(yīng)用最廣、實(shí)現(xiàn)最簡(jiǎn)單、計(jì)算量最小的心電信號(hào)分析方法之一，但是變異的大P波、大T波，無法被濾波器濾除干凈的噪聲都有可能會(huì)降低檢測(cè)結(jié)果的準(zhǔn)確率，故該方法還有進(jìn)一步提升的空間；小波變換是另一種應(yīng)用較廣、研究較深的方法，但是計(jì)算量大，在實(shí)際應(yīng)用過程中軟硬件設(shè)計(jì)復(fù)雜，實(shí)現(xiàn)困難；神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法多用于波形識(shí)別、病例診斷方向且計(jì)算量大。

以上幾種方法并不能滿足心臟有效不應(yīng)期檢測(cè)高準(zhǔn)確率、高實(shí)時(shí)性、低計(jì)算量的要求。本文在時(shí)域分析法的基礎(chǔ)上，從預(yù)處理步驟和R波識(shí)別步驟兩個(gè)角度出發(fā)，以提高實(shí)時(shí)性和準(zhǔn)確率、簡(jiǎn)化計(jì)算量為目標(biāo)對(duì)算法加以改進(jìn)創(chuàng)新，設(shè)計(jì)出了一套可以應(yīng)用于IRE治療的R波實(shí)時(shí)檢測(cè)算法，從而達(dá)到識(shí)別延時(shí)低于15ms，且當(dāng)識(shí)別到含有大量噪聲的心電數(shù)據(jù)段時(shí)自動(dòng)停止R波檢測(cè)，提高算法魯棒性的要求，進(jìn)而通過固定延時(shí)實(shí)現(xiàn)了心臟有效不應(yīng)期的實(shí)時(shí)檢測(cè)定位，指導(dǎo)IRE治療脈沖釋放時(shí)機(jī)。

1 心電信號(hào)預(yù)處理

心電信號(hào)是微弱的低頻信號(hào)，對(duì)外界干擾比較敏感[10]，故需要采用一定的預(yù)處理步驟濾除噪聲，突出目標(biāo)信號(hào)特征，簡(jiǎn)化計(jì)算量。這是準(zhǔn)確分析心電信號(hào)的重要前提，本文采用的預(yù)處理流程如圖1所示。

圖1 預(yù)處理流程圖

1.1 頻率歸一化處理

MIT-BIH心率失常數(shù)據(jù)庫[11]的采樣頻率為360 Hz，QT數(shù)據(jù)庫[12]的采樣頻率為250 Hz，采用頻率不同會(huì)影響算法的預(yù)處理效果，故采用重采樣的方法歸一化為500 Hz。

1.2 濾波處理

由于本算法實(shí)時(shí)性要求較高，且只需要檢測(cè)R波，故在保證檢測(cè)效果的前提下，可以選用低階IIR濾波器級(jí)聯(lián)的方法進(jìn)行濾波，降低有效信號(hào)頻段通過濾波器的群延時(shí)。

常見心電信號(hào)噪聲主要由肌電干擾、基線漂移、50 Hz工頻干擾組成，本算法的濾波部分主要針對(duì)這幾類噪聲進(jìn)行設(shè)計(jì)，濾波器參數(shù)如表1所示。

表1 濾波器參數(shù)

已知心電信號(hào)的主要能量集中在0～40(±7)Hz，QRS復(fù)波的主要能量在 6 Hz～18 Hz，使用MATLAB的fdatool工具分析得知，心電信號(hào)經(jīng)過低通濾波器后，0～40 Hz的頻率分量群延時(shí)約6 ms；經(jīng)過高通濾波器后，5 Hz以上的頻率分量群延時(shí)低于5 ms；經(jīng)過帶阻濾波器后，40 Hz以下的頻率分量群延時(shí)低于3 ms。所以經(jīng)過濾波處理后，QRS波段的群延時(shí)理論上不超過15 ms，且波形不會(huì)發(fā)生較大的非線性失真，滿足了R波識(shí)別的實(shí)時(shí)性要求，為進(jìn)一步的預(yù)處理做好了準(zhǔn)備。

1.3 微分處理

本文使用微分函數(shù)來突出QRS波群在正常心電信號(hào)中斜率最大這一特征，將QRS波群從其他心電信號(hào)中區(qū)分出來。微分函數(shù)為:

式中:sig_f為經(jīng)過濾波器預(yù)處理后的心電數(shù)據(jù)；sig_d為對(duì)sig_f進(jìn)行微分處理后的數(shù)據(jù)。

1.4 低閾值歸零處理

由于本文只需要檢測(cè)R波，故可采用低閾值歸零法對(duì)其進(jìn)行處理，突出R波微分值較大的特征，同時(shí)濾除部分噪聲干擾，簡(jiǎn)化算法需要處理的數(shù)據(jù)量，提高處理速度。低閾值歸零處理的公式為:

式中:sig_z為低閾值歸零處理后的數(shù)據(jù)；Thr_z為歸零閾值。

1.5 平方處理

本文采取平方處理對(duì)信號(hào)進(jìn)行非線性濾波，進(jìn)一步突出R波微分值較大的特征，減弱其他波形或噪聲的干擾。

式中:sig_s為sig_z平方后的結(jié)果。

1.6 移動(dòng)窗口平均處理

對(duì)于正常心電信號(hào)而言，經(jīng)過以上步驟的處理，R波分量已經(jīng)非常突出，但當(dāng)原始信號(hào)的信噪比較低或噪聲的頻段與心電信號(hào)的頻段相重疊時(shí)，會(huì)導(dǎo)致濾波效果不佳，影響R波檢測(cè)的準(zhǔn)確率。

本文利用移動(dòng)窗口平均法的特性將每個(gè)心跳周期分為有效信號(hào)區(qū)段和疑似噪聲區(qū)段，并分別對(duì)其進(jìn)行處理，達(dá)到提高檢測(cè)結(jié)果陽性預(yù)測(cè)度的目的。移動(dòng)窗口平均的運(yùn)算公式為:

式中:sig_w為移動(dòng)窗口平均后的數(shù)據(jù)；N為移動(dòng)窗口的窗寬。當(dāng)窗寬設(shè)計(jì)過大時(shí)，會(huì)導(dǎo)致噪聲檢測(cè)過于靈敏，將含有正常R波的有效信號(hào)區(qū)段誤判為疑似噪聲區(qū)段而造成漏檢；當(dāng)窗寬設(shè)計(jì)過小時(shí)，會(huì)使得噪聲檢測(cè)不夠靈敏，將疑似噪聲區(qū)段誤判為有效信號(hào)區(qū)段而造成誤判。正常人心電信號(hào)QRS波段最長(zhǎng)不超過0.12 s，故窗寬時(shí)長(zhǎng)選為0.15 s，采樣頻率為500 Hz時(shí)N的值為75。

2 R波檢測(cè)算法

本文通過對(duì)MIT-BIH心率失常數(shù)據(jù)庫和QT數(shù)據(jù)庫的數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，設(shè)計(jì)了一套完整的R波實(shí)時(shí)檢測(cè)方案，同時(shí)對(duì)部分變異心電信號(hào)和含有大量噪聲的心電信號(hào)進(jìn)行特殊處理，提高檢測(cè)的陽性預(yù)測(cè)度。R波檢測(cè)算法的整體框架圖如圖2所示。

圖2 R波實(shí)時(shí)檢測(cè)算法流程圖

2.1 閾值初始化

當(dāng)sig_f的長(zhǎng)度超過5 s時(shí)，以1 s為間隔將其分為5段，保證每段中至少包含一個(gè)QRS波群，然后分別求最大值，再取中間大小的三個(gè)值求平均，記為SPK_f，根據(jù)SPK_f計(jì)算幅度閾值Thr_f，計(jì)算公式為:

微分閾值Thr_d1、Thr_d2和移動(dòng)窗口平均閾值Thr_w的計(jì)算方法與上述過程相同，計(jì)算公式如下:

式中:SPK_d為對(duì)前5 s微分?jǐn)?shù)據(jù)sig_d處理后的平均值；SPK_w為對(duì)前5 s移動(dòng)窗口平均值sig_w處理后的平均值；a為比例系數(shù)，一般選取a＝0.035。

低閾值歸零處理的歸零閾值Thr_z計(jì)算公式如下:

式中:b為比例系數(shù)，一般選取b＝0.3。

2.2 噪聲及室顫?rùn)z測(cè)

本算法提出根據(jù)移動(dòng)窗口平均后的數(shù)據(jù)sig_w與閾值Thr_w的關(guān)系，將每個(gè)心跳周期分為有效信號(hào)區(qū)段和疑似噪聲區(qū)段。

第一階段為有效信號(hào)區(qū)段，噪聲標(biāo)志位為0，當(dāng)sig_w持續(xù)大于Thr_w的時(shí)間不超過150 ms時(shí)，進(jìn)行R波檢測(cè)，否則進(jìn)入疑似噪聲區(qū)段。程序運(yùn)行框圖如圖3所示。

圖3 有效信號(hào)區(qū)段程序流程圖

第二階段為疑似噪聲區(qū)段，噪聲標(biāo)志位為1，當(dāng)sig_w持續(xù)大于Thr_w的時(shí)間超過500 ms時(shí)，表明心電信號(hào)中含有較大噪聲或患者出現(xiàn)心率過快、室顫等病癥，此時(shí)為了防止誤判暫停漏檢機(jī)制，直到檢測(cè)到下一個(gè)R波；如果持續(xù)時(shí)間超過5 s，則啟動(dòng)糾正機(jī)制；當(dāng)sig_w持續(xù)小于Thr_w的時(shí)間超過150 ms時(shí)，返回第一階段，開始R波檢測(cè)。程序運(yùn)行框圖如圖4所示。

如圖5(a)、5(b)所示，本算法能夠有效識(shí)別MIT-BIH心率失常數(shù)據(jù)庫104號(hào)數(shù)據(jù)中含有噪聲干擾的數(shù)據(jù)段和205號(hào)數(shù)據(jù)中含有異常心電波形的數(shù)據(jù)段，并自動(dòng)停止檢測(cè)，待心電信號(hào)恢復(fù)正常后，再重新開始檢測(cè)。

圖4 疑似噪聲區(qū)程序流程圖

圖5 噪聲數(shù)據(jù)

2.3 針對(duì) QS、Qr、rS、rSr波形的處理

在一組數(shù)據(jù)中，若所有的心電波形都是如圖6所示的 QS、Qr、rS、rSr′波，可以采用更換導(dǎo)聯(lián)的方法顯示向上的qRs波波形；若僅有部分心電波形是此類波形，則表明患者出現(xiàn)早搏或其他癥狀，需要重新判斷是否適合進(jìn)行IRE治療，且根據(jù)這類心電波形來判斷心臟有效不應(yīng)期位置的準(zhǔn)確率較低，故當(dāng)檢測(cè)到此類波形時(shí)，暫停R波檢測(cè)。

算法實(shí)現(xiàn)如下:若存在某一時(shí)刻的心電數(shù)據(jù)同時(shí)滿足式(10)和式(11)，且該時(shí)刻距離上一個(gè)R波大于200 ms，則判斷出現(xiàn)此類心電波形。根據(jù)心臟有效不應(yīng)期原則，同時(shí)為了避免將此類異常波形之后出現(xiàn)的大T波誤判為R波，采取延時(shí)360 ms后再繼續(xù)檢測(cè)R波，且暫停漏檢機(jī)制的策略，效果如圖7所示。

圖 6 QS、Qr、rS、rSr心電波形

圖7 233號(hào)數(shù)據(jù)

2.4 平均RR間期

取最近8個(gè)RR間期的平均值為RR_mean，計(jì)算公式為:

式中:RR(i)為兩個(gè)R波峰之間的采樣點(diǎn)數(shù)。

2.5 R波檢測(cè)

本算法在幅值、微分值兩個(gè)維度設(shè)立動(dòng)態(tài)閾值檢測(cè)R波，方法如下:①如果連續(xù)四個(gè)點(diǎn)的微分值sig_d大于閾值Thr_d1，且該點(diǎn)距離相鄰的R波超過200 ms，則表示檢測(cè)到一個(gè)R波上升沿；②存在一點(diǎn)的微分值sig_d小于0，幅值sig_f大于閾值 Thr_f；③從滿足條件1的點(diǎn)開始到找到一個(gè)滿足條件2的點(diǎn)為止的這段時(shí)間內(nèi)，任何一點(diǎn)的幅值和微分值都在上一個(gè)R波幅值和微分值的0.4倍到2倍之間。

當(dāng)某一時(shí)刻的檢測(cè)結(jié)果滿足條件1，且50 ms內(nèi)存在一點(diǎn)能夠同時(shí)滿足條件2和條件3，則判斷找到一個(gè)新的R波波峰。其中，條件3是針對(duì)心電信號(hào)采集過程中突然出現(xiàn)的接觸噪聲或其他能夠引起心電采集系統(tǒng)檢測(cè)到信號(hào)突變的情況而設(shè)立的。

由于QRS波的特征參數(shù)會(huì)隨著生理情況變化而變化，故采用動(dòng)態(tài)閾值法提高算法魯棒性。在檢測(cè)到R波后同步更新閾值 Thr_f、Thr_d1、Thr_d2、Thr_w，動(dòng)態(tài)閾值更新公式如下。

式中:sig_f_max、sig_d_max、sig_w_max 分別為檢測(cè)到R波上升沿到檢測(cè)到R波波峰這段時(shí)間內(nèi)sig_f、sig_d和sig_w的最大值。

2.6 漏檢機(jī)制及糾正機(jī)制

漏檢機(jī)制:由于實(shí)時(shí)性要求較高，本文并未采用具有較大延時(shí)的修正和回檢算法提高檢出率，而是通過動(dòng)態(tài)閾值法減少漏檢。具體算法如下:

如果持續(xù)1.66倍RR間期沒有檢測(cè)到R波，則將微分閾值Thr_d1降低一半至Thr_d2，重復(fù)1.3.5節(jié)的算法繼續(xù)進(jìn)行檢測(cè)，檢測(cè)到R波后更新閾值Thr_f、Thr_d1、Thr_d2、Thr_w。 其中 Thr_f、Thr_d1、Thr_d2計(jì)算公式如下，Thr_w按照式(19)和式(20)進(jìn)行更新。

糾正機(jī)制:如果持續(xù)5 s沒有檢測(cè)到R波且噪聲標(biāo)志位為1，則停止檢測(cè)并提示原始信號(hào)信噪比過低；如果持續(xù)5 s沒有檢測(cè)到R波且噪聲標(biāo)志位為0，則暫停檢測(cè)并自動(dòng)重新初始化閾值，再利用新的閾值進(jìn)行檢測(cè)。

3 有效不應(yīng)期檢測(cè)

心臟的有效不應(yīng)期是指使用3～5倍的閾刺激值對(duì)心肌細(xì)胞或組織進(jìn)行刺激時(shí)，不會(huì)引起興奮反應(yīng)的一段時(shí)間，約200 ms～300 ms，對(duì)應(yīng)于單細(xì)胞動(dòng)作電位的0～2相和3相的前部，以心室肌為例相當(dāng)于從體表心電圖的QRS波開始一直持續(xù)到T波的前支。本文所述心臟有效不應(yīng)期檢測(cè)特指根據(jù)體表心電圖檢測(cè)心室肌有效不應(yīng)期。同時(shí)，在心房肌、心室肌相對(duì)不應(yīng)期剛開始的一段的時(shí)間內(nèi)，應(yīng)用較強(qiáng)的閾上刺激會(huì)有較大概率引發(fā)心房或心室顫動(dòng)，這段期間被稱為易顫期[13-14]。在對(duì)人體施加高于閾刺激值的電刺激時(shí)，應(yīng)當(dāng)避開心房肌和心室肌的易顫期。

我們可以根據(jù)體表心電圖和有效不應(yīng)期的對(duì)應(yīng)關(guān)系，在檢測(cè)到R波后延遲一段時(shí)間避開心房肌和心室肌的易顫期，準(zhǔn)確地將IRE治療脈沖的釋放時(shí)間點(diǎn)控制在心臟有效不應(yīng)期內(nèi)。通過對(duì)算法延時(shí)、個(gè)體差異等因素的綜合考慮，延時(shí)時(shí)間可以設(shè)置為50 ms～100 ms。

單細(xì)胞動(dòng)作電位和心電圖與不應(yīng)期的對(duì)應(yīng)關(guān)系如圖8所示[15]，圖中兩塊灰色區(qū)域分別表示心房肌易顫期和心室肌易顫期；a點(diǎn)表示R波波峰的位置；b點(diǎn)表示經(jīng)過計(jì)算和固定延時(shí)后釋放IRE治療脈沖的位置。

圖8 單細(xì)胞動(dòng)作電位和心電圖與不應(yīng)期的對(duì)應(yīng)關(guān)系

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析與討論

4.1 數(shù)據(jù)庫信號(hào)仿真實(shí)驗(yàn)

QT數(shù)據(jù)庫標(biāo)注了各個(gè)波形的起止點(diǎn)和峰值點(diǎn)，最適合用來進(jìn)行波形定位準(zhǔn)確性的評(píng)估，但部分標(biāo)注的位置有較大誤差，本文根據(jù)標(biāo)記點(diǎn)位置的準(zhǔn)確性，人工挑選出其中67組數(shù)據(jù)作為數(shù)據(jù)源進(jìn)行仿真。

4.1.1 評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)

4.1.1.1 準(zhǔn)確性的評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)

為了分析R波實(shí)時(shí)檢測(cè)算法的定位準(zhǔn)確性，本文采用如下幾個(gè)參數(shù):0257真陽性(TP):準(zhǔn)確檢測(cè)出的R波峰；0258假陽性(FP):非R波峰誤判為R波峰；0259假陰性(FN):漏檢的R波峰。

因?yàn)楸舅惴ㄒ髾z測(cè)延時(shí)低于15 ms，故取消了具有較大延時(shí)才能實(shí)現(xiàn)的R波修正和回檢機(jī)制，且設(shè)計(jì)思路之一是通過過濾部分非標(biāo)準(zhǔn)R波心拍以及噪聲較大的數(shù)據(jù)段以提高算法的魯棒性，所以會(huì)出現(xiàn)部分R波漏檢的情況，漏檢數(shù)量由信號(hào)采樣質(zhì)量以及非標(biāo)準(zhǔn)R波心拍的數(shù)量決定，故不采用假陰性FN及其相關(guān)指標(biāo)作為定量判斷標(biāo)準(zhǔn)。

理論上本算法在R波峰后的15 ms內(nèi)輸出檢測(cè)結(jié)果，但由于數(shù)據(jù)庫官方標(biāo)記位置有略微的誤差，本文設(shè)定在檢測(cè)結(jié)果之前20 ms，之后10 ms這一區(qū)間內(nèi)存在官方R波標(biāo)記點(diǎn)即為真陽性TP，反之為假陽性FP。

最終，本文通過計(jì)算陽性預(yù)測(cè)度(＋P)來定量評(píng)估算法，陽性預(yù)測(cè)度計(jì)算公式如下:

4.1.1.2 實(shí)時(shí)性的評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)

在分析實(shí)時(shí)性時(shí)，本文采用平均延時(shí)(Td)來表示輸出檢測(cè)結(jié)果的延遲時(shí)間，并采用如下兩個(gè)指標(biāo)對(duì)該參數(shù)進(jìn)行分析:

①均值:

4.1.2 仿真結(jié)果及分析

采用MATLAB進(jìn)行仿真的結(jié)果如表2所示。

表2 QT數(shù)據(jù)庫R波檢測(cè)結(jié)果

續(xù)表2

根據(jù)表2計(jì)算平均陽性預(yù)測(cè)度、平均延時(shí)和方差的結(jié)果如表3所示。

表3 仿真結(jié)果分析表

對(duì)以上兩表分析可知，仿真結(jié)果的平均陽性預(yù)測(cè)度為99.88%，最高為100%，最低為98.37%；平均延時(shí)為13.02 ms，最小為9.49 ms，最大為14.67 ms，達(dá)到了實(shí)時(shí)性和準(zhǔn)確性的要求。

4.2 實(shí)測(cè)信號(hào)檢測(cè)實(shí)驗(yàn)

將該算法移植到自主開發(fā)的心電信號(hào)采集分析系統(tǒng)，并采用SKX-2000G＋型心電信號(hào)模擬儀和人體實(shí)測(cè)心電作為數(shù)據(jù)源進(jìn)行檢測(cè)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如下:

4.2.1 使用心電信號(hào)模擬器作為數(shù)據(jù)源的測(cè)試結(jié)果

如下圖所示，黑色實(shí)線代表心電波形；虛線代表不應(yīng)期檢測(cè)結(jié)果，虛線的上升沿代表檢測(cè)到R波的時(shí)刻，下降沿代表理論上IRE治療脈沖輸出的時(shí)刻，該時(shí)刻位于心臟的有效不應(yīng)期內(nèi)。

①正常心電和竇性心電?？梢?00%的準(zhǔn)確檢出R波，實(shí)現(xiàn)不應(yīng)期定位。

圖9 正常心電

圖10 竇性心電

②含有接觸噪聲。在含有大量噪聲的時(shí)間段內(nèi)，自動(dòng)停止檢測(cè)R波，噪聲結(jié)束后再重新開始檢測(cè)R波。

③疊加50 Hz工頻干擾的心電信號(hào)。由圖可見，50 Hz工頻干擾被完美濾除，不影響R波的正常檢測(cè)效果。

④高大T波。當(dāng)出現(xiàn)高大T波時(shí)，能夠準(zhǔn)確檢測(cè)出R波的波峰。

⑤倒尖角波形，模擬 QS、Qr、rS、rSr這類波形，可以完美濾除，不進(jìn)行R波識(shí)別。

圖11 含有大量噪聲的心電

圖12 疊加50 Hz工頻干擾的心電

圖13 大T波

圖14 倒尖角波形

4.2.2 使用心電信號(hào)模擬器作為數(shù)據(jù)源的測(cè)試結(jié)果

利用心電信號(hào)采集分析系統(tǒng)對(duì)人體的心電信號(hào)進(jìn)行采集識(shí)別，結(jié)果表明本算法不但可以有效的對(duì)正常人體心電進(jìn)行識(shí)別，而且當(dāng)心電信號(hào)含有較大的運(yùn)動(dòng)偽跡或其他噪聲干擾時(shí)，同樣可以起到較好的識(shí)別效果，具有較強(qiáng)的魯棒性。

圖15 正常心電

圖16 含有運(yùn)動(dòng)偽跡

圖17 含有大量噪聲的心電

如上圖所示，虛線的上升沿對(duì)應(yīng)于R波下降沿頂端的位置，表明本算法可以在極小的延時(shí)內(nèi)識(shí)別到R波，達(dá)到了實(shí)時(shí)性要求；折線的下降沿一般在S波上升沿過后的位置，表明本算法可以避開易顫期，準(zhǔn)確的將IRE治療脈沖釋放的時(shí)間控制在心臟有效不應(yīng)期內(nèi)，達(dá)到了較好的效果。

5 總結(jié)

針對(duì)IRE治療需要實(shí)時(shí)檢測(cè)患者的心臟有效不應(yīng)期這一需求，本文在時(shí)域分析法的基礎(chǔ)上進(jìn)行改進(jìn)和創(chuàng)新，實(shí)現(xiàn)了復(fù)雜噪聲條件下的R波實(shí)時(shí)檢測(cè)功能和心臟有效不應(yīng)期定位功能，平均陽性預(yù)測(cè)度達(dá)到99.84%，平均延遲在15 ms以內(nèi)，且能夠準(zhǔn)確識(shí)別并排除部分變異心電信號(hào)和噪聲干擾。對(duì)比于傳統(tǒng)心電信號(hào)檢測(cè)算法，在保證準(zhǔn)確率的同時(shí)，實(shí)時(shí)性有了明顯的提高，與楊衍菲等人針對(duì)除顫器設(shè)計(jì)的 QRS波斜率檢測(cè)方法相比[16]，平均延時(shí)從17.3 ms降低到了13.02 ms。

本文算法測(cè)試環(huán)境與實(shí)際IRE治療時(shí)的心電信號(hào)略有差異。首先，納米刀消融的高頻脈沖會(huì)為心電信號(hào)引入一些噪聲。關(guān)于這一問題，本團(tuán)隊(duì)已經(jīng)開展基于動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的相關(guān)研究，后續(xù)進(jìn)展將在下一篇論文中呈現(xiàn)。其次，即使在精確識(shí)別心臟有效不應(yīng)期的情況，外加全身麻醉及深度神經(jīng)肌肉阻滯的情況下，納米刀手術(shù)過程中仍有可能由于高壓脈沖的作用而偶然引發(fā)自限性心律失常[17]。針對(duì)這一問題，算法設(shè)計(jì)檢測(cè)到非正常心電信號(hào)后，會(huì)發(fā)送指令停止一段時(shí)間的檢測(cè)，以暫停納米刀的輸出。當(dāng)專業(yè)醫(yī)療人員觀測(cè)到心電信號(hào)回歸正常可以繼續(xù)手術(shù)后，再次啟用算法進(jìn)行檢測(cè)。

本文算法可用于指導(dǎo)臨床納米刀消融手術(shù)過程，降低對(duì)心臟正常生理活動(dòng)的影響，提高手術(shù)安全性。下一步可以使用心電信號(hào)采集分析系統(tǒng)結(jié)合高頻脈沖發(fā)生器展開相關(guān)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)，對(duì)本算法和心電信號(hào)采集分析系統(tǒng)做進(jìn)一步的改進(jìn)和優(yōu)化。