【正文】 是比較成熟，對 QRS 波的定位， R 峰值的確定上，都已經(jīng)有了很好的發(fā)展，同時在 P 波、 T 波的分析也有了很大的進展。研究的手段和方法還比較單一。目前 HRV分析有時域分析、頻域分析、非線性分析等方法，這些都需要對大量數(shù)據(jù)進行統(tǒng)計分析才能得出可信的結(jié)果。 9 1 .1 .3 心電信號的重要性 當今，動態(tài)心電圖以被認為是診斷心肌缺血的標準之一，當心肌供血不足而病人無癥狀時，即稱為無痛性心肌缺血。表１給出的是正常心電波形的頻譜 ,從表中可以看出 ,頻譜范圍一般在 Hz～ 20Hz 內(nèi)。 Q— T間期 它是從 QRS波群開始到Ｔ波終端的時間 ,代表心室肌除極和復極的全部過程。Q 波之后是一個狹窄高聳的尖脈沖波 形稱為 R波 。 P 波 P 波為心電圖曲線上第一個波 ,它代表心房激動過 程中的電位變化 ,稱為心房激動波。 90 年代中期，曾有公司嘗試開發(fā)小 硬盤式 Holter，其優(yōu)點是存儲量大，數(shù)字化采集、存儲，弱點是功耗大，抗震性能差，故障率高，隨著 Flash 卡技術(shù)的發(fā)展，存儲容量已足夠容納24~72 小時全信息的心電圖記錄，故小硬盤式 Holter 僅僅作為一種嘗試就已退出市場。 3）選擇導聯(lián)必須不影響日常生活的活動和防止由這種活動所產(chǎn)生的偽差和干擾，一般都選擇模擬胸導 V V V5 作三通道同步記錄。心電圖機若正確記錄心電信號必須 具有如下構(gòu) :輸入裝置 — 導聯(lián)線 。近半世紀以來，隨著動態(tài)監(jiān)護領(lǐng)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(shù)在醫(yī)學臨床及科研中的廣泛應用，現(xiàn)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(shù)。 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(jīng)信息 理分析及打印記錄的心電圖。 b) 閃光卡式記錄儀（內(nèi)、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(chǎn)生干擾或系統(tǒng)接收不正常，已逐步退出使用。另一方面，動態(tài)心電圖導聯(lián)數(shù)目也從起初的單導、雙導到目前使用最多的三導，最 近數(shù)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。 QRS 波群它是心電圖上最尖最大的波群。 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(chǎn)生的電位影響 ,即稱心室肌的復極波。正常人體的Ｕ波很小 ,一般不超過 。 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。自主神經(jīng)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(jīng)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。隨著社會的發(fā)展，逐步出現(xiàn)心電圖機自動分析。前半部分多在硬件上處理，所以，軟件上的就是處理那些經(jīng)濾波整流好的信號。 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)。 1 . 5 論文的結(jié)構(gòu)安排 本文第一章對國內(nèi)外有關(guān)方面的研究做了回顧、分析和總結(jié)。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。 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(shù)波形，也就是說：小波 =小 +波形，凡是一切積分等于零的函數(shù)均可以作為小波函數(shù)?，F(xiàn)在，它已經(jīng)在科技信息產(chǎn)業(yè)領(lǐng)域取得了令人矚目的成就。用數(shù)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 。用離散二進小波變換處理信號時帶寬以二的指數(shù)冪減小 ,由于工程實際中采集到的信號多為離散形式的數(shù)字 信號 ,因此在數(shù)字信號處理技術(shù)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(shù)及其對偶。 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(xiàn)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(gòu)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。 經(jīng)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。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。 +h)∣≤ A∣ h∣170。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。 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。其中 QRS 波的檢測是 ECG 檢測中的首要問題。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。 (2)確定Ｒ波的模極大值列 :R 波在每個特征尺度上均能產(chǎn)生一對模極大值點 ,從而形成兩條模極大值列。 R 波峰點總是對應于 0,且多數(shù)情況下 0。 (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。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(nèi) ,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。其它情況與上述類似。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(chǎn)生的模極大值對之后面的第一個模極大值。 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。 2 . 3 . 2 P 波的檢測 P 波的檢測，是在 QRS 波檢測的基礎(chǔ)上分析的。所有，現(xiàn)在，試探著用一種新的方法去求取 P 波起點和終點。 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。本文根據(jù) P 波頂點、起點和終點構(gòu)造出一個折線 P 波，通過計算 P波與折線 P 波的相關(guān)系數(shù)進行篩選，更具有靈活性和適應性。該方法在檢測噪聲產(chǎn)生的非 P 波時由很好的效果。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。 QT 間期縮短見于高血鈣、洋地黃作用、應用腎上腺素等。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 。 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。在此，以備病人復診或者其它突發(fā)情況的查詢。）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(xiàn)象，再此基礎(chǔ)上，檢測出 P 波，來進一步的判斷出出現(xiàn)的早搏是房性早搏還是室性早搏，統(tǒng)計出心率的總的情況，畫出總的分析趨勢圖，檢測到最大心率和最小心率，統(tǒng)計出早搏的總體的情況，畫出總的趨勢分析圖。 3 . 4 本章小結(jié) 本章從總體上對設計提出了一個大的框架，基本確定了軟件設計要實現(xiàn)各個功能，基本確定了軟件中的各 個模塊，并且給出了大致的功能流程圖，這樣就可以為以后的設計定下了一個明確的方向。其界面的設計如下： 二：程序流程圖 系統(tǒng)默認參數(shù)設置 重新設置系統(tǒng)參數(shù) 確定 系統(tǒng)接受設置的參數(shù) 49 4 . 4 數(shù)據(jù)分析模塊 這個模塊就是這個分析系統(tǒng) 的核心，其分析的方法就像第二章中的詳細的介紹一樣，是采樣小波變換，把原始的心電信號的數(shù)據(jù)在五個尺度進行分析，然后再再各個對應的尺度上進行具體的分析，在此就不再累述。 51 二：程序的流程圖 三：文件中數(shù)據(jù)類型的確定 為了記錄患者的處理信息，我們定義了一個記錄處理信息的數(shù)據(jù)類型“ chulijilu”。此時，就是用戶認證的一次應用，想運行本系統(tǒng)，不管是管理員級別還是一般用戶的權(quán)限，都可以應用本系統(tǒng)的。在刪除框圖中，只要輸入你想刪除的用戶名，點擊“確定”，為謹慎起見，此時系統(tǒng)彈出一個警告框來，再次詢問是否真的想刪除此用戶，如果此時點擊“否”的話。具體的定義如下： Public Type yonghus 用戶名 As String * 20 密碼 As String * 20 屬性 As String * 1 End Type 在系統(tǒng)加載的時候，就自動的創(chuàng)建了一個高級管理員權(quán)限的用戶，就是以這種數(shù)據(jù)類型存儲下來的。如果你 繼續(xù)點擊確定的話。三：就是在系 統(tǒng)文件管理的時候，如果你想對系統(tǒng)文件進行刪除的操作的話，首先也必須通過系統(tǒng)對你的權(quán)限認證，在本系統(tǒng)中，你只有擁有管理員的權(quán)限，才能執(zhí)行此項操作的，如果你的權(quán)限不夠的話，系統(tǒng)會自動停止你的操作，并發(fā)出“警告”框，來警告用戶，你的權(quán)限不夠，不能對系統(tǒng)文件進行操作。 4 . 5 授權(quán)用戶模塊 在授權(quán)認證的模塊中，首先檢查你是否為管理員用戶級別，如果不是，那么你就沒有權(quán)限給其它用戶授權(quán)的。 一：數(shù)據(jù)分析的界面設計 在數(shù)據(jù)分析的界面中，首先是對統(tǒng)計的心率和早搏的總的趨勢的分析，這里是應用 Vb 中的 Mschart 控件來實現(xiàn)的，應用直方圖的形式來分析早搏和心率的總的趨勢，顯的非常的直觀。 43 第四章： 軟件的詳細設計 4 . 1 新患者模塊 一：界面的設計 在新患者的界面中，要包括患者的一些基本信息，如下圖所示： 界面中，帶有“ *”的是必須填寫的內(nèi)容，文件在記錄開始之前，要對這些信息進行檢查，如果存在沒有填寫的帶“ *”選項，系統(tǒng)就提出警告，然后清除所填寫的信息，提示操作員重新填寫。 三：授權(quán)用戶 這部分是對軟件的使用權(quán)限的授予和限制的，再開始運行本程序的時候，就必須有是經(jīng)授權(quán)后，擁有一定的權(quán)限才能夠登陸的 。 5．患者診斷報表 這就像病例庫記錄一樣，也是一個綜合的體現(xiàn)。有了這些記錄，我們就能夠?qū)Σ∪擞辛艘欢ǖ牧私饬?，在此基礎(chǔ)上 ，診斷醫(yī)師也可以很好的去針對患者的本質(zhì)情況，去適當?shù)娜シ治鲂碾娦盘柕奶囟ㄔ?。U波明顯增高常 見于血鉀過低、服用奎尼丁等。正常任一導聯(lián) ST向下偏移都不應超過 毫伏。 36 和 T 波相關(guān)的心電信號還有 Q－ T 間期部分，它是一個代表心室肌除極的和復極的全部過程， QT 間期同心率有密切關(guān)系。而用神經(jīng)網(wǎng)絡方法則比較容易誤檢。 （ 2）求出 P 波 AP 曲線段上到直線 AP 距離最大的點，該點就是折線的交點，如圖 8 中點 E。 33 圖 7 求 P 波起點和終點示意圖 二：根據(jù) P 波弧度進行篩選 低頻噪聲和基線漂移產(chǎn)生的 P 波，較之真正的 P 波，其弧度一般較小，故可以根據(jù)弧度對 P 波進行篩選。由前述所知，每一個 P 波頂點對用 于一模極大值對，而該模極大值對一般對應了 P 波的兩個腰點。 QRS 波檢測之后，結(jié)合第五層小波系數(shù)在 QRS 波器起點前一定時間窗內(nèi)檢測 P 波，在 QRS 波終點后一段時間窗內(nèi)檢測導 T 波。心臟激動的起源為竇房結(jié)，最先傳導至心房，所以在心電圖的中首先出現(xiàn)的是 P波。若在該時間窗口內(nèi)找不到一個模極大值點 (如 Q 波或 S 波不存在 ),則 R 波生成的模極大值對的起點或終點就是 QRS 波的起點或終