【正文】 (a) QRS 區(qū)域估算程序框圖 1 圖 54(b) QRS 區(qū)域估算程序框圖 2 在程序框圖 2 中，采用了 Matlab 腳本節(jié)點(diǎn)，以便利用 Matlab 在算法編程中的優(yōu)勢(shì)，提高編程效率。 各子程序模塊設(shè)計(jì) 在 節(jié)所述的主程序框圖中，各功能模塊用子 VI 實(shí)現(xiàn)，下面分別作簡(jiǎn)單介紹。若 PR 段是斜的，則按圖 44(c)計(jì)算高度 h。 . 簡(jiǎn)單的自動(dòng)診斷 根據(jù)相關(guān)心 電學(xué)文獻(xiàn)，結(jié)合本系統(tǒng)的實(shí)際情況，制定以下標(biāo)準(zhǔn)，作為自動(dòng)診斷時(shí)判斷心電異常的參數(shù)。假定 )(nx 為采集的心電信號(hào)，經(jīng)過給定區(qū)間兩個(gè)端點(diǎn)的直線方程為： )()()()()(112 121 nnnn nxnxnxny ????? (41) 圖 42 局域變換原理示意 . 圖 43 局域變換法確定 QRS 波起始點(diǎn)示意圖 記 )()()( nynxnD ?? ，在 ),( 21 nn 點(diǎn)上定義 )(nD 最大點(diǎn)的位置為該區(qū)間上的轉(zhuǎn)折點(diǎn)。 R 波的識(shí)別過程如下： 1) 對(duì)于前 秒采樣的心電數(shù)據(jù)找出斜率最大值和幅度最大值，斜率的計(jì)算采用中心差分法也即若有 11 ?? iii yyy ， 三點(diǎn)，則 iy 的斜率值 11 ?? ?? ii yySlope ； 2) 以斜率的最大值乘以一個(gè) 閾值（在 HFECG 分析中該閾值可以相應(yīng)減?。?，作為去除噪聲數(shù)據(jù)點(diǎn)的門限，記為 NGate ， 11 21 ?? ???? iiii yyd a tayyd a ta ，若滿足下面兩個(gè)條件之一： a． N Ga ted a taN Ga ted a ta ?? 21 ，； b． N Ga ted a taN Ga ted a ta ?? 21 ，； 則認(rèn)為 iy 為噪聲應(yīng)該剔除，并且用 2 11 ?? ? ii yy 來代替 iy ，在非實(shí)時(shí)處理中可以對(duì)去噪后的數(shù)據(jù)重新找出斜率的最大值和幅度的最大值； 3) 將找到的斜率最大值和幅度最大值分別乘 以一個(gè) 閾值作為初始門限值，記為 MaxSlopeGae 和 MaxDataGate； 4) 利用兩個(gè)門限值采用雙門限法判定 R 波的位置：首先以超過MaxSlopeGate 的位置為起點(diǎn)，向后尋找一定的范圍，以該范圍內(nèi)的最大值同MaxDataGate 比較，若超過它，則該最大值對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)位置為 R 波的初步位置； 5) 在該 R 波位置附近前后移動(dòng)微小的距離，取最大值作為 R 波位置； 6) 在對(duì)于初步找到的 R 波位置，進(jìn)一步判定比較該 R 波位置和前次 R 波位置，求其 RR 間期值，若該間期小于 RR 間期門限最小值 MinRRInternal 或大 于RR 間 期 門 限 最 大 值 MaxRRInternal （ 對(duì) 于 正 常 人 可 取 門 限 值 ：MinRRInternal=300ms， MaxRRInternal=2020ms）則認(rèn)為尋找的 R 波位置有偏差（漏檢或多檢），剔除該 R 波位置，在該局部范圍內(nèi)調(diào)整幅度閾值和斜率閾值，再次反向搜索 R 波位置（對(duì)于漏檢可以減小閾值，對(duì)于多檢可增大閾值，反向搜索到前次 R 波位置），直到找到的 R 波位置的間期符合要求，或未發(fā)現(xiàn)新位置轉(zhuǎn)入 7）；以尋找到的當(dāng)前 R 波位置的幅度和斜率為基準(zhǔn)重新計(jì)算幅度和斜率門 . 限，返回步驟 2）重新尋找下一個(gè) R 波位置。斜率法容易受到高頻肌電，偽跡的影響。 圖 310(a) 去基線漂移前心電波形 圖 310(b) 去基線漂移后心電波形 . 心電信號(hào)特征點(diǎn)檢測(cè)與自動(dòng)診斷 波形檢測(cè)與識(shí)別是在心電信號(hào)預(yù)處理的基礎(chǔ)上（或稱為波形提?。?，根據(jù)實(shí)際分析的需要對(duì)“波形”和“形態(tài)特征”進(jìn)行 檢測(cè)與識(shí)別，其獲得的參數(shù)是心電自動(dòng)分析系統(tǒng)的關(guān)鍵，這些參數(shù)的準(zhǔn)確性和可靠性決定著臨床診斷的效果，圖41 為一個(gè)典型的心電信號(hào)波形圖。 . 中值濾波器的優(yōu)點(diǎn)是算法簡(jiǎn)單，處理速度很適合實(shí)時(shí)處理，同時(shí)它的效果很明顯，對(duì)較大的漂移也有很好的效果，對(duì) ST 段也有一定的保護(hù)。最后將原始信號(hào)減去該漂移成分，便得到濾波后的結(jié)果。使用高通濾波的方法可以較好的消除基線漂移，但不能保證有用成分無損失，即使采用線性相位的濾波器，也常常會(huì)引起 ST 段嚴(yán)重失真，并消減 T 波幅度，在一定程度上破壞了心電圖信號(hào)。其原理是：需要首先提取基線上的若干能表現(xiàn)基線漂移情況的點(diǎn)，進(jìn)行擬合，然后在原始信號(hào)中減去擬合基線，即能去除基線漂移。 1) 滑動(dòng)平均濾波 . 滑動(dòng)平均濾波的實(shí)現(xiàn)比較簡(jiǎn)單，當(dāng)采樣率為 1000Hz 時(shí) 用平均點(diǎn)數(shù) 1000 點(diǎn)來進(jìn)行濾波： Y(n)=(X(n)+X(n1)+ ?+X(n998)+X(n999))/1000。而在去除基線漂移時(shí)，也要盡量避免 ST 段等低頻部分產(chǎn)生明顯變形導(dǎo)致檢測(cè)和分析失真。利用該濾波器對(duì)于帶有工頻干擾和基線漂移的心電信號(hào)的濾波過程和結(jié)果如圖 39 所示。 圖 35 平滑濾波器與 50HzFIR 陷波器濾波效果比較 . 圖 36 平滑濾波器與 50HzFIR 陷波器幅頻特性比較 2) 利用簡(jiǎn)單整系數(shù)濾波器消除工頻干擾與基線漂移 利用極點(diǎn)和零點(diǎn)抵消技術(shù)，可以設(shè)計(jì)出簡(jiǎn)單整系數(shù)濾波器，實(shí)際上它是利用了 IIR 濾波器的遞歸特性結(jié)構(gòu)實(shí)現(xiàn) FIR 濾波器，但是由于其系數(shù)為整數(shù)，計(jì)算量小，又具有嚴(yán)格的線性相位特性，因而具有較好的實(shí)用價(jià)值。通過軟件來濾除干擾的方式得到了人們極大的關(guān)注，并已逐漸顯示出 替代硬件化模擬濾波器的趨勢(shì)。由此可見噪聲信號(hào)基本覆蓋了有用的心電信號(hào)的全頻率范圍。 圖 34 電極接觸噪聲示意圖 電子設(shè)備產(chǎn)生的高頻儀器噪聲 外科手術(shù)中用的器具的高頻電流會(huì)完全改變 ECG 信號(hào)。 圖 33 肌電干擾示意圖 . 電極接觸噪聲 電極接觸噪聲是由于電極和皮膚接觸不良或是被測(cè)對(duì)象和測(cè)量系統(tǒng)脫離引起的瞬態(tài)干擾 (見圖 34)。工頻干擾在心電信號(hào)的頻帶范圍內(nèi)，因此它是心電信號(hào)檢測(cè)與處理過程中必須考慮的一種干擾。呼吸引起的基線漂移可以看成是一個(gè)以呼吸的頻率加入 ECG 信號(hào)的竇性成分。鑒于數(shù)字濾波器的這些優(yōu)點(diǎn)，我們?cè)诒菊撐脑O(shè)計(jì)的系統(tǒng)中利用數(shù)字濾波器的來對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理。它不僅能實(shí)現(xiàn)模擬濾波器的功能，而且在某些方面其性能要優(yōu)于模擬濾波器。 . 心電信號(hào)預(yù)處理研究 引言 微弱的心電信 號(hào)容易受到來自人體內(nèi)外的多種干擾，其特征被淹沒在復(fù)雜的信號(hào)之中，為了有效地提取心電信號(hào)，抑制噪聲，就有必要對(duì)其進(jìn)行預(yù)處理。 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì) 基于虛擬儀器的心電采集處理系統(tǒng)的總體設(shè)計(jì)框圖如圖 21 所示。端口分為輸入端口和輸出端口，輸入端口只能連接控制量，輸出端口只能連接顯示量，節(jié)點(diǎn)用來實(shí)現(xiàn)函數(shù)和功能調(diào)用，圖框用來使程序控制命令結(jié)構(gòu)化，連線用來表示程序執(zhí)行過程中的數(shù)據(jù)流。前面板主要實(shí)現(xiàn)程序的輸入和輸出功能，由控制件元素 和顯示件元素構(gòu)成。 由于 LabVIEW 程序的運(yùn)行及其表現(xiàn)形式都和實(shí)際儀器相似，所 以 LabVIEW已被用作一種典型的虛擬儀器開發(fā)平臺(tái)。 LabVIEW 是由美國(guó) NI 公司開發(fā)的革命性的圖形化編程平臺(tái)，它在數(shù)據(jù)采集(data acquisition ， DAQ) 、 虛 擬 儀 器 軟 件框 架 (virtual instrument software architecture， VISA)、通用接口總線 (general purpose interface bus， GPIB)及串口儀器控制、圖像處理、運(yùn)動(dòng)控制 (motion control)、數(shù)據(jù)分析和圖表顯示方面都具有強(qiáng)大的優(yōu)勢(shì)。虛擬儀器技術(shù)是利用計(jì)算機(jī)來實(shí)現(xiàn)和擴(kuò)展傳統(tǒng)儀器的功能，因此計(jì)算機(jī)編程就變得很重要?；?PC 機(jī)的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)一般包括以下幾個(gè)部分 ；現(xiàn)場(chǎng)傳感器及執(zhí)行結(jié)構(gòu)、信號(hào)調(diào)理 (信號(hào)放大、濾波、隔離、激勵(lì) )和數(shù)據(jù)采集板卡以及進(jìn)行系統(tǒng)控制和信號(hào)處理的計(jì)算機(jī)。 第六章為總結(jié)和展望，總結(jié)了全文的工作，并提出了進(jìn)一步的研究方向。 第三章為心電信號(hào)預(yù)處理研究，對(duì)心電信號(hào)中的噪聲來源和相關(guān)的去噪算法作了較為詳細(xì)的闡述。該軟件系統(tǒng)設(shè)計(jì)的最終目標(biāo)是用于實(shí)現(xiàn)一種基于虛擬儀器的心電采集處理系統(tǒng)，用于動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)和自動(dòng)分析診斷。該系統(tǒng)由于對(duì)早期心血管疾病和一過性心律失常的檢測(cè)有其獨(dú)特功能，因此得到越來越廣泛的應(yīng)用。據(jù)一九七七年統(tǒng)計(jì)， . 美國(guó)每五千萬至八千萬份心電圖中，有五百萬份由電子計(jì)算機(jī)自動(dòng)分析診斷，日本每?jī)汕f份心電圖中，有二十萬份由電子計(jì)算機(jī)自動(dòng)分析診斷。 心電信號(hào)自動(dòng)診斷技術(shù)是使用計(jì)算機(jī)對(duì)心電圖進(jìn)行處理的技術(shù)，主要用于去除心電圖中的雜波、特征值提取、波形判斷等。遠(yuǎn)程心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)是在這樣的背景下應(yīng)運(yùn)而生的。據(jù)統(tǒng)計(jì) 20％患有心臟病的病人在發(fā)病時(shí)需要緊急處理，在這種情況下，時(shí)問變得尤為重要，對(duì)病人心臟活動(dòng)的實(shí)時(shí)監(jiān)控常常成為挽救病人生命的關(guān)鍵點(diǎn)。 正是由于動(dòng)態(tài)心電圖具有的諸多優(yōu)點(diǎn)，目前已經(jīng)成為臨床心臟病診斷所不可或缺的主要檢查手段之一。 動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)以及心電信號(hào)自動(dòng)診斷技術(shù)的發(fā)展 動(dòng)態(tài)心電圖是 (Oynamic Electrocardiography，簡(jiǎn)稱 DCG)于 1949 年由美國(guó)人Holter 首創(chuàng)，故又稱 Holter 心電圖。此外，心電圖是反映一定時(shí)間和空間的生物電活動(dòng) ，不能直接反映心臟物理活動(dòng)和血流動(dòng)力學(xué)改變，有時(shí)患者在臨床上已確診有心臟病，甚至已發(fā)生心力衰竭，而心電圖檢查仍可能是正常的，所以心電圖正常并不能完全肯定心臟無疾病。它不僅廣泛應(yīng)用于心血管疾病的常規(guī)檢查，而且還應(yīng)用于對(duì)運(yùn)動(dòng)員、航空航天飛行人員等特殊職業(yè)人員的身體素質(zhì)檢查和臨床醫(yī)學(xué)研究上，在 現(xiàn)代醫(yī)學(xué)中得到了十分廣泛的應(yīng)用。 extraction of some characteristic parameters (RR interval, QRS width, etc.) and automatic diagnosis according to some simple guidelines. The preliminary testing results of the system with actual data show that the processing so