一种基于极值法的快速P波检测方法与流程

本发明涉及计算机辅助心电信号诊断，更具体地说，涉及一种基于极值法的快速p波检测方法。

背景技术：

心电图(ecg)检测因其对人体无害、非侵入性、能较好地表示心脏的电活动等优势，广泛用于临床的心脏功能的分析。p波作为心电图波组中出现的第一个波，它代表着心房的去极化，因此p波的准确检测可以最早发现是否存在心房病变或者是否为异位心搏。然而，由于p波幅度相较于qrs波群和t波更低，能量集中在0.5-10hz，信噪比低且易被噪声破坏，从而影响检测结果，主要体现在：(1)检测算法可能无法区分因噪声而产生的波动和真实p波，而错误判断p波的位置，影响心脏起搏位置的判断；(2)噪声叠加在p波上使得检测到的p波振幅不在正常范围内，被认为是假性p波；(3)因为噪声的干扰，而误认为当前p波存在，从而忽略了心房颤动、室性早搏和高血钾症等心脏疾病的可能性，影响了病人的及时就医。对上述p波的特点和存在的问题，相关学者提出了小波变换法、波形拟合法、面积法、qrs-t消除法、自适应阈值法等，这些方法很多都已经有90％以上的准确率，但是方法往往都过于复杂，不利于临床应用。现有的很多基于极值法的p波检测算法都是在一定阈值空间内直接搜索极值点，或者固定搜索窗口内的原信号上搜索最大值作为p波峰值点。虽然满足了方法快速、简单的要求，但前者容易忽略阈值空间之外的潜在p波，后者可能会将搜索窗口的边界值或者因基线漂移而抬高的假性p波，误作为p波峰点。在p波存在性的判断上，现有的方法大都使用p波振幅、时限或者结合p波形态的神经网络方法，前者可能因为p波的低信噪比(snr)而使得p波的振幅不在标准阈值内，从而错误地把正确的p波认为是假性p波，而后者使用神经网络太耗时。

技术实现要素：

本发明要解决的技术问题在于，针对现有技术的不足，提供一种基于改进极值法的快速p波检测方法，并使用伪tp间隔作为验证p波存在的依据。该方法在噪声干扰下更具有鲁棒性，且快速、简单，能更好地适用于临床。

本发明通过下述技术方案实现：一种基于极值法的快速p波检测方法，包括如下步骤：

a)对采集得到的心电信号s(t)直接进行r峰检测，以分割单个心拍；

b)对所述采集得到的心电信号s(t)进行信号预处理，以提高信号的信噪比和后续检测的准确性；

c)利用所述r峰的位置确定p、t波的搜索范围；

d)在所述的p、t波搜索范围内搜索所有的极大值点，并根据得到的极大值点的个数和极大值点所在处的振幅确定p、t波峰的位置；

e)利用三角形法和拟合最小值法确定p、t波的起始点；

f)计算伪tp间隔，并根据伪tp间隔是否小于某个阈值来验证其是否为真实p波。

更进一步地，所述步骤b)中，进一步包括如下步骤：

b1)使用加窗fir带通滤波器对采样信号进行初步滤波，并将其应用于前向、后向级联滤波器，得到一个没有相移的纯净信号；

b2)对所述纯净信号连续进行两次中值滤波以消除qrs波群，得到剩余信号；

b3)对所述剩余信号减去由移动滤波器得到的近似基线，以消除基线漂移。

附图说明

图1是本发明一种基于极值法的快速p波检测方法流程图

图2是本发明中各预处理子步骤处理后的信号结果图

图3是本发明中基于改进极值法确定p波的原理图

图4是本发明中基于改进极值法确定t波的原理图

图5是本发明中基于三角形法确定p、t波起终点的原理图

图6是本发明在qt公开数据库中的sel100记录的检测结果图

具体实施方式

下面将结合附图对本发明实施例作进一步说明，但本发明的实施方式不限于此。

如图1所示，本发明基于极值法的快速p波检测方法，包括如下步骤：

步骤a)：对采集得到的心电信号是s(t)，对其直接进行r峰检测，以分割单个心拍：基于心电信号的计算机分析往往需要逐拍分析，因此r峰的准确检测是心电信号分析的第一步。本发明采用了已经相对成熟和广泛应用的pon&pomkings法：

所述pon&pomkings法先将ecg信号转换为ecg斜率信号，以增强r峰与其他部分采样增幅的差异；

然后将所述ecg斜率信号通过平方运算将所有数据值转换为正数，从而使ecg信号中的高频成分得到增强；

最后使用移动窗口平均滤波器来逐个积分，并将阈值设置为积分信号输出的平均值和最大值的乘积来检测r波峰。

尽管r峰的检测已经很准确，但p、t峰的检测窗口非常依赖r峰的位置。因此，为了使二者的检测更为准确，本发明在检测到r峰后对其进行了修正。考虑到r峰在ii导联通常是高尖向上的，我们在初步检测到的r峰附近搜索最大值来修正r峰位置，搜索区域的大小为：

[rloc-0.12*fs:rloc+0.06*fs]

rloc为检测到的初始r峰位置，fs为心电信号记录的采样频率。

步骤b)：对采集得到的心电信号s(t)，进行预处理：心电信号作为一种非线性非平稳的弱电信号，主要幅值范围在10uv～4mv之间，频率范围在0.05-100hz之间。在心电信号的采集过程中常伴有工频干扰(50hz)、肌电干扰(30-300hz)及基线漂移(0.15-0.3hz)等噪声，与心电信号的频带有所重叠，故在对ecg信号进行检测和分类之前需要对其进行滤波，更进一步的：

步骤b1)：本发明首先使用截止频率选为[1，100]hz，滤波器阶数为32的加窗fir带通滤波器(选用’hamming’窗)初步滤除所述采样信号s(t)中的上述信号噪声，并将其应用于前向、后向级联滤波器，得到一个没有相移的纯净信号s1(t)；

步骤b2)：对所述的纯净信号s1(t)连续进行两次中值滤波(窗口l＝2*0.03*fs+1)以消除qrs波群，突出p、t波，得到剩余信号s2(t)；

步骤b3)对所述剩余信号减去由移动滤波器(窗口长度l＝2*0.05*fs)得到的近似基线，以消除基线漂移，得到滤波信号s3(t)。

从图2中我们可以看到，整个预处理流程结束后，qrs基本消除且p、t波的形态更加明显，极值点个数也明显减少，有利于后续的极值点检测。

步骤c)：利用所述r峰的位置确定p、t波的搜索范围：在得到滤波信号s3(t)和已知r峰的前提下，根据p、t波相对r峰的位置和当前心跳的rr间隔设计了p、t波的搜索范围如下：

用于p波检测的搜索窗口：已知正常的pr间期在0.12-0.2s之间，pr段持续时间在0.02-0.12s之间，qrs的持续时间<0.12s。故设置p波搜索窗口为：

[rloc(i)-0.35*rr(i):rloc(i)-0.1*rr(i)]

rloc(i)为当前r峰值位置，rr(i)为当前rr间隔大小，i＝1，2，…，n，n为当前心电记录的总心拍个数。

同理，用于t波检测的搜索窗口：qt间期是指qrs复合波的起点至t波终点之间的持续时间，其正常值在0.35-0.44s之间，qt间期的异常可引起室性心律失常，因此t波搜索窗口的确定与qt间期相关。故设置t波搜索窗口为：

[rloc(i)+0.15*rr(i):rloc(i)+0.57*rr(i)]

步骤d)：在所述的p、t波搜索范围内搜索所有的极大值点，并根据得到的极大值点的个数和极值点所在处的振幅确定p、t波峰的位置；由所述p、t搜索窗口得到对应的信号片段tecg_piece，但是所述信号片段tecg_piece仍然可能存在基线漂移。因此在搜索极值前需要对其再做一次去均值得到ecg_bay。

然后，通过平方运算将信号片段tecg_piece的所有数值转换为正值，从而在经分化后的ecg信号中的高频成分得到进一步的增强，得到ecg_piece。继而计算搜索窗口内的所有极大值，针对不同的极大值个数进行不同的处理：

p波检测：若极值点个数＝0，则我们把当前rr间隔的0.2作为p峰位置(图3(a))；

如果，极值点个数>1，且最后一个极值点位置处对应的ecg_piece处的振幅小于设置的阈值，则以倒数第二个极值点为p峰(图3(b))，定义如下：

ecg_bay[loc]-min(ecg_bay)＜thr

thr＝0.1*[max(ecg_bay)-min(ecg_bay)]

loc为极值点位置，ecg_bay[loc]为极值点位置处的振幅，min(ecg_bay)和max(ecg_bay)分别为ecg_bay的最小值和最大值。

否则，以最后一个极值点为p峰(图3(c))。

t波检测：若极值点个数＝0，则我们把当前rr间隔的0.15作为t峰位置(图4(a))；

如果，极值点个数>2，且第二个极值点位置处对应的ecg_bay处的振幅小于设置的阈值，则以第三个极值点为t峰(图4(b))；

否则，若极大值个数>1并且第一个极值点位置处对应的ecg_bay处的振幅过小，则以第二个极值点为t峰(图4(c))；

除此之外的其它情况，以第一个极值点为t峰(图4(d))。

然而，在得到p、t波峰后，考虑到先前滤波的相移问题，可能会导致原p、t波峰的位置发生偏移，造成检测误差，因此本文针对检测到的p、t波峰进行了局部优化处理。当波峰位置大于0.03倍的当前rr间隔时，在原信号中在波峰前后0.03倍的rr间隔寻找最大值，否则，在波峰到波峰后的0.03倍的rr间隔寻找最大值作为最终的p、t峰位置。

步骤e)利用三角形法和拟合最小值法确定p、t波的起始点，得到伪tp间隔：在检测到p、t波峰后，为了后续的p波存在性检测，就需要在波峰前后的信号片段内搜寻p、t波的起终点。不同于最开始的fir滤波器截止频率的选择，在进行波形的起终点检测前，我们选择截止频率选为[10，60]hz的加窗fir带通滤波对采样信号进行滤波。根据p、t波的形态和相对位置，p波起点和t波的起终点，我们都用三角形法来检测，特别的，对p波终点，我们使用拟合最小值法来检测。具体如下：

p波起点和t波的起终点(三角形法)：如图5所示，以t波起点k点的检测为例，我们先固定t波峰点(固定点po)，然后大致在t波峰前定义j点(临时固定点pt)，从当前r峰值之后的当前rt间隔的四个选项中选择j点位置：{0.3,0.35,0.4,0.45}。连接j、t两点，则k点在jt波段上(移动顶点px)，当三角形jk’t的面积达到最大值时，对应的顶点k’即为k点。三角形的面积我们用海伦公式求得：

pipj表示三角形的边长，s为三角形的半周长：

类比于t波起点的检测，p峰起点pstart为p峰到p峰之前的0.2*rr(i)区间内最大三角形处对应的点；t波终点为t峰到t峰后0.2*rr(i)区间内最大三角形处对应的点。

p波终点(拟合最小值法)：从当前p峰值之后的当前pr间隔的四个选项中选择pend’点位置：{0.3,0.35,0.4,0.45}，作为终点搜索区间。在所述终点搜索区间内做线性拟合，使用时间间隔的最小二乘近似曲线，求最小值即为终点。

步骤f)计算伪tp间隔，并根据伪tp间隔是否小于某个阈值来验证其是否为真实p波：针对以上的p、t波检测，都是在假定搜索窗口内一定存在p波或t波，但实际心电信号并不是每个心拍都存在p波，若判断错误，则会将异常心拍误认为是正常心拍，不利于后续的诊断，因此，我们会对p波的存在性进行进一步的判段，本发明提出了使用tp间隔来进行判别。

根据假设，每个心跳的p波与前一个心跳的t波的之间一定存在一个tp间隔，我们将tp间隔定义为t波终点与p波起点之间的持续时间。通过t、p波之间的相对位置和p波消失时tp间隔相对较小，结合心率hr，最终将用于判定p波存在的阈值设置为：

thr1＝0.16，若hr<105

thr1＝hr*0.55/fs，其它

thr2＝0.1*rr(i)

并且规定：如果tp间隔小于min{thr1,thr2}，则我们认为不存在p波，由此完成p波检测。

本发明所提供的技术方案为本发明的一个较佳的实现方式，但本发明的实施方式并不局限于此，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化、均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。