【正文】 聯(lián)線 。 Holter發(fā)明了動態(tài)心電圖（ Aiululatory ECG），故動態(tài)心電圖簡稱 Holter。近半世紀以來，隨著動態(tài)監(jiān)護領域的進一步拓展，如動態(tài)血壓、動態(tài)腦電、動態(tài)睡眠呼吸監(jiān)測等技術在醫(yī)學臨床及科研中的廣泛應用，現今，廣義的 Holter 已不再局限專指動態(tài)心電圖， Holter的全新詮釋應包括：動態(tài)心電 /動態(tài)血壓 /動態(tài)睡眠呼吸 /動態(tài)腦電 /動態(tài)肺功能 /動態(tài)上消化道 PH 值等多種參數。放大器 。 1 定義： AECG 監(jiān)護系統(tǒng)是用一種隨身攜帶的記錄儀， 連續(xù)監(jiān)測人體 24～ 72 小時的心電變化，經信息 理分析及打印記錄的心電圖。 4）分析系統(tǒng)不僅可分析顯示監(jiān)測期內心搏總數、最高心率、最低心率、平均心率和每小時平均心率，并能自動分析和測量每小時室上性、室性期前收縮，室上性和室性心動過速的次數、程度和形態(tài)以及持續(xù)時間，房室傳導阻滯、心臟停搏的情況及 PR間期、 QRS 波群、 STT 變化的軌跡圖、 趨勢圖及全覽圖等，其結果可用不同方式輸出，為臨床提供有價值的資料。 b) 閃光卡式記錄儀（內、外置） 5 插拔卡式（外置式）記錄儀是開放式的，做完 24 小時記錄后需插到專用回放器中與電腦相連接收信息，由于反復插拔易造成接觸不良，病人佩帶時易產生干擾或系統(tǒng)接收不正常，已逐步退出使用。另外，心臟 BP 機由病人攜帶記錄儀，結果可隨時通過電話線與醫(yī)院主機聯(lián)系，及時掌握患者即時心率及 ST 段的改變，但由于結果過于簡單，未能形成足夠的市場。另一方面，動態(tài)心電圖導聯(lián)數目也從起初的單導、雙導到目前使用最多的三導，最 近數家公司推出了十二導聯(lián)動態(tài)心電圖記錄儀，雖然對心肌缺血的定位可進一步準確，但在臨床上其實際價值有多大尚有待考證。正常的 P 波形態(tài)應程兩腰對稱形，波頂圓潤，有的波頂可呈雙峰狀 ,但峰距應小于 。 QRS 波群它是心電圖上最尖最大的波群。與Ｒ波相銜接的又是一個向下的波稱為 S 波。 T 波 T 波是繼 S－ T 段之后一個波幅較小 ,而延續(xù)的時間較長的波 ,它代表心室激動后復原時所產生的電位影響 ,即稱心室肌的復極波。這段時間隨心率而改變 ,心率快則 Q— T 時間短 ,心率慢則Ｑ — T 時間長。正常人體的Ｕ波很小 ,一般不超過 。其中Ｔ波頻率最低約 ,ＱＲＳ波群的頻率通常 在 15Hz左右 ,S－ T 段與基線距離＜ 。 表１正常心電波的頻譜 針對與不同的波段，把心電信號采集到之后，由于 心電信號是比較微弱的，所以要對其進行放大。目前已普遍認為無痛心肌缺血對心臟的損傷與心絞痛有相同的意義，它可以增加心肌梗塞的幾率，產生心率失?；蜮赖奈ｋU。自主神經系統(tǒng)按日常生理活動條件心率晝夜不停的變化，其中交感神經系統(tǒng)使心率緩慢變化，心率有明顯的改變需要 20 分鐘或更長的時間。動態(tài)心電圖長達 24 小時得到的病人日常生活 10 中的心率變化記錄，無疑 是 HRV分析的最佳的分析信息來源。隨著社會的發(fā)展，逐步出現心電圖機自動分析。特別是在心電圖特征提取的方法的研究上，多采用帶儀的時域分析或者是單一的頻域分析方法來研究心電信號。前半部分多在硬件上處理，所以，軟件上的就是處理那些經濾波整流好的信號。但是，對 U波的分析，和 S— T 段上的分析也還是很茫然。 軟件系統(tǒng)不同于一般的程序，它的一個顯著的特點是規(guī)模龐大，個人開發(fā)階段性的成果只是系統(tǒng)最終不斷完善的一個組成部分，軟件完成以后還需要不段的對其維護、補充、再開發(fā)。 VB 的圖形特性幾乎含有了 windows 下的絕大部分 GUI 元素，能組成真正的 windows 圖形。 1 . 5 論文的結構安排 本文第一章對國內外有關方面的研究做了回顧、分析和總結。第五章對單片機和微機的接口部分作出分析。從理論上看，如果計算機只是用來分析心電圖的波形，并且按照醫(yī)生的臨床目測來分析的指標進行診斷。雖然 WFT 彌補了傳統(tǒng)傅里葉變換的某些不足 ,但它也存在有本質缺陷 ,不能滿足人們對非平穩(wěn)信號進行有效分析的要求。 2 . 1 . 1 小波變換的簡介 小波，從字面上理解就是一種小的、短的函數波形，也就是說：小波 =小 +波形，凡是一切積分等于零的函數均可以作為小波函數。 小波分析作為一門學科始于 1990 年前后，它是傅立葉分析發(fā)展史上里程碑式的進展，是傅立葉分析理論發(fā)表 170多年來最輝煌的繼承、總結 和發(fā)展，對分析工具起著承前啟后、繼往開來的重要作用，并取得了許多傳統(tǒng)分析方法難以實現的顯著應用效果，這種分析技術是一種高新技術，是高科技的重要內容，它已經把信息工業(yè)和信息技術推向了一個新時代，是當今國際學術研究和產業(yè)發(fā)展的熱點內容之一?，F在，它已經在科技信息產業(yè)領域取得了令人矚目的成就?，F在，對于其性質隨著實踐是穩(wěn)定不變的信號，處理的理想工具仍然是傅立葉分析。用數字濾波的方法可以補償基線漂移 ,但如截止頻率太低 ,則無法很好地消除基線漂移 ,而截止頻率選的太高 ,會使 ST 段定義波形發(fā)生畸變 。由于基線漂移的特點為非周期直流分量 ,利用小波變換的帶通濾波特性和尺度函數的低通濾波特性 ,可以將顯現于小波分解大尺度上的基線漂移直接去除 ,并由重構算法恢復去除基線漂移后的心電信號。用離散二進小波變換處理信號時帶寬以二的指數冪減小 ,由于工程實際中采集到的信號多為離散形式的數字 信號 ,因此在數字信號處理技術中常采用離散二進小波變換的方法 ,離散二進小波分解及合成的基本原理如下 : (3) 式中Ψ (x)為二進小波 ,φ (x)和Ψ (x)分別為二進小波尺度函數及其對偶。因此在本文心電信號的分解及合成中選擇了樣條小波作為小波基函數。 圖 3 心電圖小波譜 (a)心電信號小波變換細節(jié) (b)心電信號小波變換逼近 由于信號的小波變換相當于小波分解在不同尺度的帶通濾波 19 信號 ,而小波分解逼近譜為各尺度下的低通濾波信號 ,由圖 3(b)在尺度 8 上的分解波形可以看出 ,信號中的直流分量及趨勢項明顯地顯現在該尺度上 ,由于漂移信號主要 為超低頻信號分量 ,只要在小波變換重構的過程中 ,將該尺度下的分量置零 ,就可以得到去除了直流及緩變趨勢分量的合成信號。此外它可將不同頻帶的信號顯現在小波分解各個尺度上 ,而且具有高頻信號分辨率高 ,低頻信號分辨率逐漸下降的特點 ,所以它不僅利于信號處理 ,而且還是信號分析的有效手段。 經歷了 Gabor 變換到 STFT （短時傅立葉變換）再到小波變換的發(fā)展過程，小波概念于 1984 年才真正建立起來。一般正常的心電信號在 － 100hz 頻率范圍之內，而90％的 ECG 信號頻率能量又集中在 － 40hz 之間。小波變換方法實際上是一種時－頻局部化的分析方法，也可以看 作帶通濾波，由于它具有多分辨率的特點，在信 21 號頻率高的區(qū)域上，小波變換的時間特別有用，運用 Mallet 算法，選擇合適的小波變換尺度，可以將心電信號 QRS 波、 P 波和 T 波頻率段分離開來，在每個頻率段各個波的信號是最強的、干擾最弱，因此檢測的準確性就大大的提高了。 22 而信號的奇異點就是和小波變換中的李氏指數有密切關系的。 +h)∣≤ A∣ h∣170。 一般來說， a 越大，信號在該點就越光滑； a越小，則信號在該點奇異性就越大。估計的方法是：若在遲到 j 上有一個具有較大幅值的模極大值，并且它的位置接近于 j+1 尺度上的具有相同符號的模極大值的位置，我們就可以判斷這兩個極值點是對應于同一個突變點的。特點是上升、原始心電信號 Mallat 算法分解得 W2（ j） f{j=1,2,3,4,5} 檢測 W2（ 2）的一系列正極大值 負極小值對 正的極大值 負的極小值點左右開窗 求出窗口內極大值 得到 R 峰值 正極大值 閾值 s1，負極小閾值 s2 Yes No 丟棄 24 下降沿都比較陡、連續(xù)、不間斷。 V V2 導聯(lián)的室壁激動時間小于 秒， V V6 的室壁激動時間小于 秒。 aVR 導聯(lián) R 波不應超過 0 .5 毫伏，超過此值，可能為右室肥大。其中 QRS 波的檢測是 ECG 檢測中的首要問題。 ｆ (ｎ )為數字信號ｆ (ｎ )的小波變換。Ψ (ｘ )的 Fourier 變換為 （ 9 ） 符號 ^表示離散 Fourier 變換 2 R 波檢測 26 通過 (6)和 (7)計算心電信號的小波變換 ,然后用檢測標準進行檢測。實驗中我們還發(fā)現 ,高頻分量較多的 QRS 波尺度 上的能量大于尺度 上的能量 ,而低頻分量較多的ＱＲＳ波在尺度 上的能量大于尺度 上的能量。 (2)確定Ｒ波的模極大值列 :R 波在每個特征尺度上均能產生一對模極大值點 ,從而形成兩條模極大值列。因 此 ,通過檢測特征尺度上的模極大值列可以減小這些因素對 R 波檢測造成的影響。 R 波峰點總是對應于 0,且多數情況下 0。因此 ,僅從α 1+ + 的值不能分辨 R 波、高頻噪聲和干擾。 (4)去除孤立的和多余的模極大值列 :通常運動偽跡和肌電噪聲的頻帶與ＱＲＳ波的頻帶存在重疊。設 為尺度 上 ｆ (ｎ )的一個正極大值點 (或負極小值點 ), (ｋ =1∧ n1,ｋ≠ｉ )為同一尺度上 ｆ (ｎ )的負極小值點 (或正極大值點 ),若 與 (ｋ≠ｉ )的間距大于給定的間距閾值 ,則 被稱作孤立極大值 (或極小值 )點 ,相應的模極大值列稱作孤立模極大值列 ,并將從模極大值列集合中刪除。但對一些雙 R波或帶噪聲的 R波 ,在一條模極大值列的鄰域 (120ｍｓ )內 ,常有兩條或更多的模極大值列 ,而其中僅有一條是有用的 ,其他都是多余的。判斷多余模極大值列的準則下 : 準則 1:若 A1∕ L1∕ L2,Min2 為多余點 。其它情況與上述類似。 3 QRS 波的起點和終點的檢測 QRS 波的起點是指 Q 波 (當 Q 波不存在時為 R 波 )的起點 。QRS 波的起點對應于Ｒ波生成的模極大值對之前的第一個模極大值 ,QRS 波的終點對應于由 R波產生的模極大值對之后面的第一個模極大值。上面所用到的時間窗口是根據以前所檢測到的 QRS 波的起點或終點與其Ｒ峰點的間距(分別為τ 1 和τ 2)確定的。 P 波的振幅和寬度超過上述范圍即為異常，常表示心房肥大。雙向 P 波是指波的描跡線在參考水平線兩側各有一個轉折點，起始轉折在水平線以上稱正負（ + ）雙 向，起始轉折在參考水平線以下稱負正（ +）雙向。 2 . 3 . 2 P 波的檢測 P 波的檢測，是在 QRS 波檢測的基礎上分析的。為刪除非 P 波，先求出所有 P 波的起點和終點，之后，可求得 P 波的弧度值及 P 波與折線 P 波段相關系數值，根據這兩個值對 P 波進行篩選，篩選剩下的 P 波就就是真正的 P 波了。所有，現在，試探著用一種新的方法去求取 P 波起點和終點。根據 P 波寬度的經驗值，在點 2 左邊 50ms 范圍內一點 C，則一般能保證點 C 在 P 波左邊，且靠近起點。 用同樣的方法，可求出 P 波終點，圖 7 中 B 點為所求得的 P波終點。 （ 2）求出 P 波頂點 P 到直線 AB 的距離 L 和線段 AB 的長度∣ AB∣ 。本文根據 P 波頂點、起點和終點構造出一個折線 P 波，通過計算 P波與折線 P 波的相關系數進行篩選，更具有靈活性和適應性。 （ 4）連接 AE、 EP、 PF、 FB，就是折 線 P 波。該方法在檢測噪聲產生的非 P 波時由很好的效果。 T 波方向常和 QRS 波群的主波方向一致。在以 R波為主導聯(lián)中， T 波的振幅不應低于同導聯(lián) R 波的 1/10，心前導聯(lián)的 T 波可高達 ～ 毫伏。一般心率 70 次 /分左右時，QT 間期約為 秒。 QT 間期縮短見于高血鈣、洋地黃作用、應用腎上腺素等。正常 ST段向上偏移，在肢體導聯(lián)及心前導聯(lián) V4— 6 不應超 過 毫伏，心前導聯(lián) V1— 3 不超過 毫伏， ST 上移超過正常范圍多見于急性心肌梗塞、急性心包炎等。代表激動的心室到靜止期的過程，是心肌激動后的電位影響，正常人的 U波很小，不超過 。所以到目前為止，在 U 波的檢測上，還沒有好的方法。 1．新患者基本情況的記錄 在一份病人的記錄中，首先要記錄下病人的基本情況，以備存檔記錄。 2．患者心電信號的記錄 39 在讀入患者心電信號的同時，以“ Dat”的文件類型來記錄下患者的心電信號的數據。在此，以備病人復診或者其它突發(fā)情況的查詢。 二：數據處理 在數據處理中，依靠第二章中所說的方法，把原始心電信號 在Morlet 小波的基礎上，采用 Mallter 算法，經五個尺度分析，分別在第二尺度、第三尺度和第五尺度上，提取信號分析。）按照設計的要求，要把心電信號中的每一次的心跳查找到，找到 QRS 波， R波峰值，每一次心跳之間的間隔，來片斷出患者是否是存在著早搏現象，再此基礎上，檢測出 P 波，來進一步的判斷出出現的早搏是房