体表胃电检测分析仪

摘要

一种体表胃电检测分析仪，包括放置在体表用于采集胃电信号的电极，对采集的多通道信号进行滤波、放大的前置单元，以及对经前置处理后的信号进行处理的计算机系统，所述计算机系统包括：预处理及信号提取装置、功率谱计算装置、正常慢波时间百分比计算装置、正常慢波相对能量百分比计算装置、时间－能量联合分析装置、主频计算装置、主频不稳定系数计算装置、用于输出检测结果的显示器和/或打印机。该仪器能够分析胃电正常慢波时间和能量上的分布情况，绘制胃电正常慢波时间－能量联合分析图，为诊断提供一种新的参考信息，并可提供常规的慢波主频、正常慢波百分比、主频不稳定因子等参数，能更好地对胃功能进行评价。

说明书

技术领域

本发明属于电子学、信号处理技术领域，特别涉及一种在体表检测胃电并分析，用于评价胃功能情况的检测仪。

背景技术

胃肠收缩的源动力是由胃肠道平滑肌的电活动提供的；同心电和脑电一样，胃的电活动也可以用适当的电极记录到。1921年，美国科学家Alvarez首次在人体腹部检测到体表胃电。通常情况下，胃电图(electrogastrogram，EGG)是指将电极放置在腹部体表记录到的胃的电活动。EGG可以作为胃动力的一种评价手段，与光导纤维内窥镜、X射线钡餐、胃液分析等胃肠疾病诊断手段相比，EGG具有无创，成本低廉，操作简单等优势。

目前认为EGG中最可靠信息是频率信息，因而对EGG多采用频谱进行研究，临床意义较明确的参数有：

1)主频(dominant frequency，DF)：胃电信号频谱中，谱峰的频率称为主频，反应了胃慢波电活动的频率；主频低于正常范围的慢波称为胃动过缓，主频高于正常范围的慢波称为胃动过速，若慢波频谱中没有明显峰值，则称为节律不齐。

2)主功率(dominant power)：胃电频谱中主频对应的功率，其绝对值没有任何生理及临床意义，而其在干预后出现的相对值变化则有比较重要的临床意义，主功率相对值增加与胃动力活动加强有关，反之亦然。

3)正常慢波百分比(percentage of normal slow wave)：反映正常胃电慢波存在的时间百分比。它能够代表胃的慢波电活动的规律性。一般认为该参数低于70％时，胃电可以诊断为节律异常。同理，胃电节律紊乱百分比(percentage of gastric dysrhythmia)反映在记录时间内节律紊乱(包括胃动过速、胃动过缓和节律不齐)存在的时间百分比。

4)不稳定系数(instability coefficient，IC)，通常使用的是主频不稳定系数，用于评定主频的稳定性。将数据分为长度相等的若干帧，对每帧数据做谱估计得到其主频，整段数据的主频不稳定系数就是所有数据帧主频的标准差和均值之比(IC＝SD/Mean)。

上述参数中，前两项是对胃电整体性的分析，后两项是对数据进行分帧分析后得到的整体稳定性结果。

发明内容

本发明的目的是提供一种体表胃电检测分析仪，该仪器能对采集到的胃电信号进行正常慢波时间—能量联合分析，并绘制正常慢波时间—能量联合分布图，为医生提供更多诊断参考信息。

为达上述目的，本发明体表胃电检测分析仪包括：用于采集胃电信号的体表电极，对采集的多通道信号进行滤波、放大的前置处理单元，以及对经前置处理后的EGG信号进行处理的计算机系统，其中，所述计算机系统包括：

用于从采集到计算机系统的信号中提取胃电慢波信号的预处理及信号提取装置；

功率谱计算装置，该装置将提取到的胃电慢波信号分帧，采用基于线性调频Z变换方法分别估计每帧数据的功率谱，并存储；

正常慢波时间百分比计算装置，该装置从每帧数据的功率谱中找出主要频率成分，计算每个主要频率成分的主瓣能量作为该频率成分的能量，并以每个频率成分在帧内的能量百分比作为其在该帧内的时间百分比，以此方法分别计算出每帧数据内正常慢波(0.04～0.06Hz)的时间百分比，进而将所有帧的正常慢波时间百分比求和后除以总帧数计算出整段胃电慢波信号中正常慢波时间百分比，并存储；

正常慢波相对能量百分比计算装置，该装置先剔除节律不齐的数据帧后，计算得到其余数据帧中正常慢波能量占总能量的百分比，再换算回在所有数据帧所占的能量百分比，作为整段胃电慢波信号中正常慢波的相对能量百分比；

时间-能量联合分析装置，该装置以正常慢波时间百分比和正常慢波相对能量百分比为坐标轴建立二维坐标系，根据所述胃电慢波信号中正常慢波的时间百分比和相对能量百分比在该坐标系中画点，根据该点在所述坐标系中的位置确定胃电节律是否正常；

用于输出检测结果的显示器和/或打印机。

上述预处理及信号提取装置可以采用以下设计，包括信号抽取装置、WTMM(小波变换模极大值)重建去除运动伪迹装置、由呼吸伪迹去除单元和采用传统ICA(独立分量分析)方法的信号提取单元构成的第一提取装置、采用传统ICA方法的第二提取装置、采用ICA-r(带参考信号的独立分量分析)方法的第三提取装置，采集到计算机系统的信号经信号抽取装置抽取至采样频率为4Hz，再经WTMM重建去除运动伪迹装置去除运动伪迹后，根据信号中呼吸伪迹和心电干扰的大小选择第一提取装置、第二提取装置或第三提取装置提取胃电慢波信号。

进一步，上述功率谱计算装置在采用基于线性调频Z变换方法分别估计每帧数据的功率谱时，引入了Welch方法对功率谱进行平滑，该功率谱计算装置具体通过以下方法计算每帧数据的功率谱：

将每帧数据分为相同长度的K段，按式(3)估计每段数据的功率谱，

${\hat{P}}_{\mathrm{CZT}}^i\left(k\right)=\frac{1}{\mathrm{LU}}{\left|{\mathrm{CZT}}_L\left[x\left(n\right)d\left(n\right)\right]\right|}^2---\left(3\right)$

式(3)中，为平滑后的功率谱，L为每段的长度，d(n)是窗函数，x(n)是信号，U是归一化因子，U通过式(4)计算得到，

$U=\frac{1}{L}\underset{n=0}{\overset{L-1}{\Sigma }}{d}^2\left(n\right)---\left(4\right)$

最后，按式(5)

${\tilde{P}}_{\mathrm{CZT}}\left(k\right)=\frac{1}{K}\underset{i=1}{\overset{K}{\Sigma }}{\hat{P}}_{\mathrm{CZT}}^i\left(k\right)---\left(5\right)$

将所有取平均，就得到该帧数据的平滑后的功率谱。

进一步，本发明体表胃电检测分析仪的计算机系统还可以包括主频计算装置和/或主频不稳定系数计算装置，以便于给诊断提供更多参考信息。其中，主频计算装置通过对提取到的胃电慢波信号做谱估计，得到该胃电慢波信号的主频，并存储。主频不稳定系数计算装置通过将提取到的胃电慢波信号分为长度相等的若干帧，分别对每帧数据做谱估计得到每帧数据的主频，计算所有数据帧主频的标准差和均值，将所述标准差和均值的比值作为该段胃电慢波信号的主频不稳定系数，并存储。

本体表胃电检测分析仪应用了胃电正常慢波能量百分比的概念，并与传统的正常慢波百分比(也即正常慢波时间百分比)相结合，提出胃电正常慢波时间—能量联合分析方法，本发明仪器利用该联合分析法在二维坐标系中分析胃电正常慢波时间和能量上的分布情况，绘制胃电正常慢波时间—能量联合分析图，为诊断提供直观的参考信息。

本体表胃电检测分析仪还可以分析出胃电慢波信号的主频、正常慢波百分比、主频不稳定系数等，为诊断提供更多参考信息。

其功率谱计算装置采用基于线性调频Z变换的方法估计信号功率谱，并引入Welch方法对功率谱进行平滑，能同时满足高频率分辨率和较准确估计能量的要求。

其信号提取装置采用分类提取法，当信号中呼吸伪迹较严重且脐部附近记录到的压电信号的质量也不理想时，采用迭代过程较复杂、收敛速度较慢的ICA-r方法提取胃电成分；当信号中呼吸伪迹较严重但脐部附近记录到的压电信号没有严重的干扰时，可先采用自适应噪声抵消方法去除呼吸伪迹，再用传统ICA方法提取胃电成分；当信号中呼吸伪迹和心电干扰不严重时，即从波形上能够看出胃电慢波的节律，则直接采用传统ICA方法提取胃电成分，使得既能够较准确地提取胃电成分，又可减小对处理器和内存的要求，提高速度。

附图说明

图1是本体表胃电检测分析仪的结构示意图；

图2是其预处理及信号提取装置提取胃电成分的流程图；

图3a是一帧长120s的胃电数据；

图3b是用本分析仪中功率谱计算装置对图3a胃电数据计算得到的功率谱图；

图3c是根据图3b功率谱计算正常慢波能量百分比，其中，区域I和II的面积分别为正常慢波和过速慢波的主瓣能量；

图4是33例胃电数据(长度20min左右)的时间—能量联合分析图；

图5a、b、c是利用时间—能量联合分析图辅助诊断方法示意图。

具体实施方式

参照图1，本体表胃电检测分析仪包括用于采集胃电信号的体表电极，对采集的多通道信号进行滤波、放大的前置处理单元，以及对经前置处理后的EGG信号进行处理的计算机系统，其中，所述计算机系统包括预处理及信号提取装置、功率谱计算装置、正常慢波时间百分比计算装置、正常慢波相对能量百分比计算装置、时间-能量联合分析装置、主频计算装置、主频不稳定系数计算装置和用于输出检测结果的显示器和/或打印机。

一、预处理及信号提取装置：数字信号滤波及胃电信号提取。

本体表胃电检测分析仪采集4通道EGG信号，采集信号的采样频率为20Hz。

预处理及信号提取装置包括信号抽取装置、WTMM运动伪迹去除装置、由呼吸伪迹去除单元和采用传统ICA方法的信号提取单元构成的第一提取装置、采用传统ICA方法的第二提取装置、采用ICA-r方法的第三提取装置，输入计算机系统的EGG信号经信号抽取装置抽取至采样频率为4Hz，再经WTMM重建去除运动伪迹装置去除运动伪迹后，根据信号中呼吸伪迹和心电干扰的大小选择第一提取装置、第二提取装置或第三提取装置提取胃电慢波信号。参见图2，预处理及信号提取装置对输入的EGG信号的具体处理流程如下：

1)先进行信号抽取。为避免频率混叠，先将其通过截止频率2Hz的低通滤波器后，再抽取至采样频率4Hz。

2)采集信号中的运动伪迹是突变信号，会影响自适应噪声抵消、独立分量分析(ICA)等算法的结果，因而要事先去除，采用小波变换模极大值(WTMM)重建的方法去除。

3)接下来的问题是从4通道的EGG信号中提取胃电成分。在这一过程中可以通过3个途径完成，其选择方案如下：

a)若原信号中呼吸伪迹和心电干扰不严重，即从波形上能够看出胃电慢波的节律，可以直接采用传统ICA的方法。

b)若原信号中呼吸伪迹较严重(呼吸伪迹的程度和受试者不同的呼吸习惯有关)，此时如果在脐部附近记录到的压电信号中没有严重的干扰，可先采用自适应噪声抵消方法去除呼吸伪迹(有时一部分心电干扰也能在这一步中去除)。但是这一方法往往不能完全去除呼吸伪迹，而只是削弱了信号中的呼吸伪迹成分。所以对这一过程之后的信号做ICA时，要根据实际情况选择ICA输出的通道数。

c)若原信号中呼吸伪迹较严重，此时如果脐部附近记录到的压电信号的质量也不理想，就要采用带参考信号的独立分量分析(ICA-r)方法，直接得到胃电成分。之所以没有对全部的数据都采用ICA-r方法，是因为该算法迭代过程较复杂，收敛速度较慢。

4)由上面过程得到的胃电成分，有时候还会含有轻微的高频干扰，因而需要通过一个简单的低通滤波器，最后得到需要的信号。

二、功率谱计算装置：采用基于线性调频Z变换的方法估计信号功率谱，引入Welch方法对功率谱进行平滑。

简单地说，通常采用的离散傅立叶变换(Discrete Fourier Transform，DFT)在对N₀点的信号做Z变换时，变换点是位于z平面单位圆上的N₀个等间距点，其频率分辨率为f_s/2N₀(f_s为采样频率)。而CZT(线性调频Z变换)在对信号做Z变换时，变换路径可以是z平面上的任意一条螺旋线；且变换点数不受数据长度限制。若把CZT变换路径限制在单位圆的一段圆弧上，选择合适的变换点数M，就可以获得较高的频率分辨率。本发明就是利用CZT的这一特点，达到细致观察胃电慢波主频细微变化的目的。

参考基于FFT的经典谱估计方法中的周期图法，由信号x(n)的M点线性调频Z变换CZT_M[x(n)]估计出x(n)的功率谱为

$P_{\mathrm{CZT}}\left(k\right)=\frac{1}{M}{\left|{\mathrm{CZT}}_M\left[x\left(n\right)\right]\right|}^2---\left(1\right)$

同样参考经典功率谱估计，引入Welch方法平滑功率谱，平滑后的功率谱记为。(1)式估计出的功率谱方差特性较差，因而引入Welch方法平滑功率谱。将数据分段，每段长度L，若相邻两段数据重合一半，可分为K段

$K=\frac{N-L/2}{L/2}---\left(2\right)$

每段数据加窗后，按(1)式估计功率谱，记为

${\hat{P}}_{\mathrm{CZT}}^i\left(k\right)=\frac{1}{\mathrm{LU}}{\left|{\mathrm{CZT}}_L\left[x\left(n\right)d\left(n\right)\right]\right|}^2---\left(3\right)$

其中d(n)是窗函数，本文选用高斯窗；U是归一化因子，保证得到的谱是渐进无偏估计

$U=\frac{1}{L}\underset{n=0}{\overset{L-1}{\Sigma }}{d}^2\left(n\right)---\left(4\right)$

最后，将所有取平均，就得到平滑后的功率谱

${\tilde{P}}_{\mathrm{CZT}}\left(k\right)=\frac{1}{K}\underset{i=1}{\overset{K}{\Sigma }}{\hat{P}}_{\mathrm{CZT}}^i\left(k\right)---\left(5\right)$

本发明中选择L为数据长度的一半，即L＝N/2，则K＝3。CZT的频率范围选择为0～0.4Hz(0～24cpm)，CZT点数M＝1024点，理论上频率分辨率可达。同时，与参数谱估计方法相比，限制在单位圆上的CZT与FFT同样都是直接表达信号在频域内的能量分布，因而CZT也具有较准确估计信号能量的优点。这样，基于CZT的谱估计方法就同时满足高频率分辨率和较准确估计能量的两点要求。图3a所示为一帧长120s的胃电数据，图3b是应用式(5)得到的功率谱。

三、正常慢波时间百分比计算装置：根据功率谱计算胃电正常慢波时间百分比。

对于慢波节律时间百分比的计算，在传统方法中，一帧数据只能根据它的功率谱定义为正常慢波或者某种异常慢波，而不具有中间状态，是一种“全或无”的选择方法，这必将导致一些信息的丢失。

本发明在计算正常慢波时间百分比时，用每帧中各主要频率成分的能量之比代替它们的时间之比。这种方法的前提是慢波的幅度相近，体表胃电检测信号大多能满足这一条件。具体方法如下：

1)数据分帧后，估计每帧数据的功率谱；

2)找出功率谱中的主要频率成分，计算每一成分的主瓣能量作为该成分的能量；

3)以每个频率成分在这一帧内的能量百分比作为其在该数据帧内的时间百分比。即用所有主要频率成分的能量总和作分母，则每个频率成分的能量百分比就是其主瓣能量与分母的比值，用这一能量百分比近似代替时间百分比；

4)将所有帧的正常慢波时间百分比求和后除以总帧数计算出整段胃电慢波信号中正常慢波时间百分比。

以图3a所示数据为例，首先采用式(5)估计功率谱，如图3b所示；功率谱中有两个较高峰值，分别对应正常慢波和过速慢波，它们的主瓣能量分别为图3c中区域I和II的面积，分别记为P₁和P₂。则这一帧数据的正常慢波的时间百分比tp_normal和胃动过速的时间百分比tp_tachy分别用它们的能量百分比代替，就是

${\mathrm{tp}}_{\mathrm{normal}}=\frac{P_1}{P_1+P_2}$和${\mathrm{tp}}_{\mathrm{tachy}}=\frac{P_2}{P_1+P_2}---\left(6\right)$

对于整段数据，假设数据被分为N帧，其中N_a帧的功率谱没有明显峰值，为节律不齐慢波；用P_i，j代表第i帧数据的第j个频率成分的能量。则正常慢波时间百分比应该是各帧的正常慢波百分比求和后除以N

${\mathrm{TP}}_{\mathrm{normal}}=\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\Sigma }}\left(\frac{\underset{j}{\Sigma }{\left(P_{i,j}\right)}_{\mathrm{normal}}}{\underset{j}{\Sigma }{P}_{i,j}}\right)---\left(7\right)$

其中(P_i，j)_normal指P_i，j中对应频率落在正常范围内的部分。(7)式括号内部分表示第i帧数据的正常慢波在能量上的百分比，用来近似代替正常慢波的时间百分比。

同理可以得到整段数据胃动过缓和胃动过速的时间百分比，不再赘述。整段数据节律不齐的时间百分比为，节律不齐的帧数在总数据帧数中的百分比，即

${\mathrm{TP}}_{\mathrm{arrhy}}=\frac{N_a}{N}---\left(8\right)$

四、正常慢波相对能量百分比计算装置：该装置先剔除节律不齐的数据帧后，计算得到其余数据帧中正常慢波能量占总能量的百分比，再换算回在所有数据帧所占的能量百分比，作为整段胃电慢波信号中正常慢波的相对能量百分比。具体方法如下：

本发明提出慢波能量百分比的概念，就是正常(或异常)慢波能量在整段数据所占的百分比。由于存在噪声的干扰，所以不能用整段数据的能量作为慢波的总能量，而以所有P_i，j之和作为慢波总能量，P_i，j的意义与上一小节相同。正常慢波的能量百分比(power percentage，PP)为

${\mathrm{PP}}_{\mathrm{normal}}=\frac{\underset{i,j}{\Sigma }{\left(P_{i,j}\right)}_{\mathrm{normal}}}{\underset{i,j}{\Sigma }{P}_{i,j}}---\left(9\right)$

但是，因为节律不齐慢波的频谱没有明显峰值，上式的分母部分就忽略了节律不齐慢波的能量，也无法计算节律不齐慢波的能量百分比。也就是说，若整段数据被分为N帧，其中N_a帧为节律不齐慢波；那么(9)式得到的PP_normal仅仅是正常慢波在N-N_a帧内的能量百分比，改进的方法就是再将PP_normal换算到在所有N帧的百分比，即令PP_normal乘以(N-N_a)/N，修正为相对能量百分比，得到正常慢波相对能量百分比(reletive power percentage，R-PP)为：

$R-{\mathrm{PP}}_{\mathrm{normal}}={\mathrm{PP}}_{\mathrm{normal}}\times \frac{N-N_a}{N}$

       $=\frac{\underset{i,j}{\Sigma }{\left(P_{i,j}\right)}_{\mathrm{normal}}}{\underset{i,j}{\Sigma }{P}_{i,j}}\times (1-{\mathrm{TP}}_{\mathrm{arrhy}})---\left(10a\right)$

其中，TP_arrhy是由(8)式得到的节律不齐慢波时间百分比。(10a)式也就是先忽略节律不齐部分，在剩下的数据帧中计算正常慢波的能量百分比，再将这一百分比换算到所有数据帧中的比例。

由上述讨论，胃电正常慢波相对能量百分比(R-PP)可以定义为：

在对胃电慢波进行分帧分析时，先剔除节律不齐的数据帧后，计算得到其余数据帧中正常慢波能量占总能量的百分比，再换算回在所有数据帧所占的能量百分比，即为相对能量百分比。其中总能量指正常慢波能量、胃动过缓慢波能量和胃动过速慢波能量之和。

正常慢波相对能量百分比的计算公式为：

$R-{\mathrm{PP}}_{\mathrm{normal}}=\frac{\underset{i,j}{\Sigma }{\left(P_{i,j}\right)}_{\mathrm{normal}}}{\underset{i,j}{\Sigma }{P}_{i,j}}\times (1-{\mathrm{TP}}_{\mathrm{arrhy}})---\left(10b\right)$

同理可以定义胃动过缓相对能量百分比和胃动过速相对能量百分比。

正常慢波的时间百分比(TP)和相对能量百分比(R-PP)代表的分别是整段数据中正常慢波在时间上和能量上的比例。比较两者可以看出，如果各类慢波节律(正常、过缓、过速)的幅度相同，则TP_normal与R-PP_normal应该相等，若TP_normal大于R-PP_normal，就是说正常慢波在时间上的比例高于能量上的比例，说明正常慢波的单位时间能量(幅度)要小于异常慢波的单位时间能量(幅度)，反之亦然。这一结果可以帮助考查胃电慢波幅度分配情况。

五、校准正常慢波时间百分比

当胃电慢波幅度相差较大时，以上提出的TP计算方法会出现偏差，而R-PP仍能得到较准确的结果，因而可以利用一个仿真信号模型对TP进行简单的校准。经过仿真计算，采用下式进行矫正

x＝(5.55x₀-y₀)/4.55        (11)

其中x₀为矫正前的TP，y₀为R-PP，x为矫正后的TP。

六、时间-能量联合分析装置：该装置以正常慢波时间百分比(TP)和正常慢波相对能量百分比(R-PP)为坐标轴建立二维坐标系，根据所述胃电慢波信号中正常慢波的时间百分比和相对能量百分比在该坐标系中画点，根据该点在所述坐标系中的位置确定胃电节律是否正常。具体如下：

把TP和R-PP结合起来，绘制胃电正常慢波时间—能量联合分析图，可以对胃电信号做时间—能量联合分析。图4为33例长度20min左右的胃电数据的时间—能量联合分析图。参见图5，正常慢波时间百分比为横轴，正常慢波相对能量百分比为纵轴。通常慢波的幅值变化不会很大，数据点会分布在对角线附近的带内(如图5a)，假设根据临床经验总结，设置TP和R-PP的正常阈值为Th1和Th2(如图5b)，那么在图5c中，I区的TP和R-PP都低于正常阈值，代表了胃电节律异常；III区的TP和R-PP都高于正常阈值，且分布在对角线附近，代表了胃电节律正常；而对于落在II区的数据，虽然TP和R-PP中有一项高于正常阈值，但偏离对角线过远，需要进一步讨论，有可能是慢波本身异常，也有可能是在采集体表胃电过程中掺杂了过多的干扰，需要重新采集。

七、主频计算装置，该装置通过对提取到的胃电慢波信号做谱估计，得到该胃电慢波信号的主频，并存储。

八、主频不稳定系数计算装置，该装置将提取到的胃电慢波信号分为长度相等的若干帧，分别对每帧数据做谱估计得到每帧数据的主频，计算所有数据帧主频的标准差和均值，将所述标准差和均值的比值作为该段胃电慢波信号的主频不稳定系数，并存储。

本仪器除采用常规的慢波主频和正常慢波百分比、主频不稳定因子等参数对胃功能进行评价之外，还应用了正常慢波能量百分比的新概念，绘制正常慢波时间—能量联合分布图，提供更多诊断参考信息。