The five-point derivative prevents

The five-point derivative prevents high-frequency noise amplifi- cation [25]; in the present implementation high-frequency noise
is further attenuated by the Kaiser Window filter. The differentiated signal is squared and then time-averaged by taking the mean of the previous 32 points. Peaks are found by comparing the time-averaged signal to a primary threshold, derived from the threshold coefficient and the amplitude of previous peaks. The threshold coefficients are determined in accordance with those used in Hamilton and Tompkins’s study, which are specific to the MIT-BIH arrhythmia database. Application of the algorithm to other databases would require judicious selection of the ideal coefficients. Once a peak of the time-averaged signal is detected, a searchback for the real peak in the filtered ECG is initiated from a succeeding point at half of the peak value in the time-averaged
signal, with a search window of 250 ms-125 ms backward in order to account for the time shift caused by the differentiation, time-averaging, and detection scheme. After an R-peak is identified a T-wave discriminator is applied 200–360 ms later
to avoid the detection of T-waves as QRS complexes. Finally, if the current RR interval is 1.5 times the previous RR interval, a secondary threshold of 0.5 times the previous threshold is set for the intervening time segment to find any missed peaks. Ideally,
the threshold is set for each record on a per-patient basis though customarily (as in [17]) a universal threshold is often used instead to minimize the total error for all records in the database, sacrificing accuracy for convenience. Fig. 1(b) illustrates the algorithm stages.

Kết quả (Việt) 1:

Các phái sinh năm điểm ngăn chặn tiếng ồn tần số cao amplifi-cation [25]; trong tiếng ồn tần số cao hiện tại của việc thực hiệnhơn nữa attenuated bởi Kaiser cửa sổ bộ lọc. Các tín hiệu phân biệt bình phương và sau đó thời gian-trung bình bằng cách lấy bình 32 điểm trước đó. Đỉnh núi được tìm thấy bằng cách so sánh tín hiệu thời gian trung bình để một ngưỡng chính, có nguồn gốc từ hệ số ngưỡng và biên độ của đỉnh núi trước đó. Hệ số ngưỡng được xác định phù hợp với những người sử dụng trong nghiên cứu của Tompkins Hamilton, mà cụ thể đối với cơ sở dữ liệu công cụ MIT-BIH loạn nhịp tim. Áp dụng các thuật toán cho cơ sở dữ liệu khác sẽ yêu cầu các lựa chọn khôn ngoan của hệ số lý tưởng. Một khi một đỉnh cao của tín hiệu thời gian trung bình được phát hiện, một searchback cho thật đỉnh trong ECG lọc là bắt đầu từ một điểm thành công tại một nửa giá trị đỉnh điểm trong thời gian trung bìnhtín hiệu, với một cửa sổ tìm kiếm của 250 ms - 125 ms lạc hậu để tài khoản cho sự thay đổi thời gian gây ra bởi sự khác biệt, thời gian trung bình, và phát hiện đề án. Sau khi một cao điểm R được xác định một làn sóng T discriminator được áp dụng 200-360 ms sauđể tránh phát hiện sóng T là khu phức hợp QRS. Cuối cùng, nếu hiện tại RR khoảng là 1,5 lần trước RR khoảng thời gian, một ngưỡng Trung học 0,5 lần trước ngưỡng được thiết lập cho các phân đoạn thời gian can thiệp để tìm bất kỳ đỉnh núi bị mất. Lý tưởng nhất,ngưỡng được thiết lập cho mỗi bản ghi trên một cơ sở cho mỗi bệnh nhân mặc dù customarily (như trong [17]) một ngưỡng phổ thông thường được dùng để thay thế để giảm thiểu tất cả lỗi cho tất cả các hồ sơ trong cơ sở dữ liệu, mất độ chính xác để thuận tiện. Hình 1(b) Mô tả giai đoạn thuật toán.

Kết quả (Việt) 2:

Những năm điểm phái sinh ngăn tần số tiếng ồn cao cation amplifi- [25]; trong việc thực hiện hiện tiếng ồn tần số cao
là tiếp tục suy yếu bởi các bộ lọc sổ Kaiser. Các tín hiệu phân biệt được bình phương và sau đó thời gian trung bình bằng cách lấy trung bình của 32 điểm trước đó. Peaks được tìm thấy bằng cách so sánh các tín hiệu thời gian trung bình để một ngưỡng chính, xuất phát từ hệ số ngưỡng và biên độ các đỉnh trước đó. Các hệ số ngưỡng được xác định phù hợp với những người sử dụng trong nghiên cứu Hamilton và Tompkins, mà là cụ thể cho các cơ sở dữ liệu loạn nhịp MIT-BIH. Áp dụng các thuật toán để cơ sở dữ liệu khác sẽ yêu cầu lựa chọn đúng đắn của các hệ số lý tưởng. Khi một đỉnh cao của tín hiệu thời gian trung bình được phát hiện, một searchback cho đỉnh cao thực sự trong ECG lọc được bắt đầu từ một điểm thành công tại một nửa giá trị đỉnh cao trong thời gian trung bình
tín hiệu, với một cửa sổ tìm kiếm của 250 ms-125 ms lạc hậu để giải thích cho sự thay đổi thời gian gây ra bởi sự khác biệt, thời gian trung bình, và chương trình phát hiện. Sau một R-đỉnh được xác định một phân biệt sóng T được áp dụng 200-360 ms sau
để tránh sự phát hiện của T-sóng như phức hợp QRS. Cuối cùng, nếu khoảng RR hiện nay là 1,5 lần khoảng RR trước, một ngưỡng thứ cấp là 0,5 lần ngưỡng trước đó được thiết lập cho các phân khúc thời gian can thiệp để tìm thấy bất kỳ đỉnh bỏ qua. Lý tưởng nhất,
ngưỡng được thiết lập cho mỗi bản ghi trên một cơ sở cho mỗi bệnh nhân mặc dù phong tục (như trong [17]) một ngưỡng phổ quát thường được sử dụng thay vì để giảm thiểu các lỗi toàn diện cho tất cả các bản ghi trong cơ sở dữ liệu, hy sinh chính xác cho thuận tiện. Sung. 1 (b) minh họa các giai đoạn thuật toán.