【正文】 在此數(shù)據(jù)類(lèi)型中，就包括著用戶的這三個(gè)要素，都是以字符串的格式存儲(chǔ)的。那么，系統(tǒng)就會(huì)在系統(tǒng)文件中刪除你想刪除的用戶的信息。點(diǎn)擊添加之后，系統(tǒng)會(huì)自動(dòng)在系統(tǒng)文件中加入用戶的信息。趕緊退出“文件管理”。一：在開(kāi)始運(yùn)行本系統(tǒng)的時(shí)候，首先系統(tǒng)提示輸入用戶名和密碼。認(rèn)證通過(guò)之后，你就可以給你所想授權(quán)的用戶名輸入，并為其設(shè)置密碼。因此，在接下來(lái)的就是病人的診斷輸入。在直方圖中，藍(lán)色的方條代表的是早搏的次數(shù)，紅色的方條代表的是心率的次數(shù)，從開(kāi) 始記錄的時(shí)間算起，每隔一個(gè)小時(shí)統(tǒng)計(jì)一次，在 Mschart 控件的下面就是顯示了記錄開(kāi)始的時(shí)間。其界面設(shè)計(jì)如下圖所示： 47 二：程序的流程圖 輸入要查找患者姓名 重置 確定 顯示患者的基本情況和診斷情況 讀入心電信號(hào)數(shù)據(jù) 進(jìn) 行心電信號(hào)處理 診斷補(bǔ)充輸入 重置 復(fù)診 追 加 記 錄 下診斷補(bǔ)充 48 4 . 3 系統(tǒng)參數(shù)模塊 一：界面的設(shè)計(jì) 在此模塊中，向系統(tǒng)提供一些必要的參數(shù)設(shè)置，如果你不加設(shè)置的話，系統(tǒng)就會(huì)使用系統(tǒng)的默認(rèn)設(shè)置。其 44 中的患者編號(hào)，不是要求輸入的，是系統(tǒng)自動(dòng)提供 的。關(guān)于如何定義這些變體的數(shù)據(jù)類(lèi)型，等到第四章中在作詳細(xì)的介紹。用戶的權(quán)限分為管理員和一般的用戶，管理員的權(quán)限不僅可以登陸到應(yīng)用程序中，同時(shí)，他還擁有對(duì)其他用戶授權(quán)的權(quán)限。（但是，我也可以解決這一現(xiàn)象，就是先把原始的心電信號(hào)先通過(guò) Matlab 分析之后，在把分析之后的第二尺度、第三尺度和第五尺度的信號(hào)再接入本系統(tǒng)即 可處理。把病人的一些必要的信息，綜合在一起，然后以文本的形式體現(xiàn)出來(lái)，以備打印出這些信息。 4．病例庫(kù)記錄 其實(shí)，病例庫(kù)記錄就是在病人的基本情況、心電原始信號(hào)和經(jīng)分析后的處理結(jié)果的記錄同時(shí)的綜合體現(xiàn)。同時(shí)，記錄下診斷醫(yī)師的姓名也是對(duì)患者負(fù)責(zé)的一種體現(xiàn)，這樣可以提高醫(yī)師的責(zé)任心，如若有一定的差錯(cuò)的話，就可以直接調(diào)查此記錄，追究診斷醫(yī)師的責(zé)任。 一：文件的管理 其中包括：新患者信息的基本情況的記錄、患者的心電信號(hào)的數(shù)據(jù)記錄、處理數(shù)據(jù)的記錄、病例庫(kù)的信息記錄、患者診斷總報(bào)表。 U波倒置見(jiàn)于冠心病或運(yùn)動(dòng)測(cè)驗(yàn)時(shí)； U波增大時(shí)常伴有心室肌應(yīng)激性增高，易誘發(fā)室 37 性心律失常。一般認(rèn)為是心肌激動(dòng)的“激后電位”。超過(guò)正常范圍的 ST 段下移常見(jiàn)于心肌缺血或勞損。 QT 間期延長(zhǎng)見(jiàn)于心動(dòng)過(guò)緩、心肌損害、心臟肥大、心力衰竭、低血鈣、低血鉀、冠心病、 QT 間期延長(zhǎng)綜合征、藥物作用等。心率越快， QT 間期越短；反之，則越長(zhǎng)。如果 V1 直立， V3 不能倒置。 圖 9 噪聲產(chǎn)生的非 P 波示意圖 2 .4 T 波的檢測(cè)及意義 T 波： T 波鈍圓，占時(shí)較長(zhǎng)，從基線開(kāi)始緩慢上升，然后較快下降，形成前肢較長(zhǎng)、后肢較短的波形。 ，則認(rèn)為是非 P 波；反之，就是 P波。 （ 3）同樣的方法得到曲線 BP 的折線交點(diǎn) F。 圖 8 折線 P 波生成示意圖 三：根據(jù)相關(guān)系數(shù)篩選 P 波 P 波形態(tài)變化復(fù)雜，有時(shí) P 波波形不規(guī)則或者伴有很強(qiáng)的噪聲。 P 波弧度的計(jì)算步驟如下： （ 1）如圖 8 所示，連接 P 波起點(diǎn) A 和終點(diǎn) B，得到直線 AB。其中距離最大的那個(gè)點(diǎn)就是 P 波的起點(diǎn)，圖 7 中點(diǎn) A 為所求得的P 波起點(diǎn)。如圖 7 中頂點(diǎn) P 對(duì)應(yīng)了模極大值 2，而點(diǎn) 2 的位置處于 P 波的兩個(gè)腰上。用斜率法求 P 波起始點(diǎn)，則容易受噪聲的干擾。根據(jù)模極大值對(duì)得到所有的 P 波，其中，可能混有由噪聲和基線漂移引起的 P 波，稱之為非 P 波。由于激動(dòng)經(jīng)過(guò)這段傳導(dǎo)組織時(shí)所產(chǎn)生的電位影響影響極為微弱，在體表心電圖上表現(xiàn)為一段平直的線。形態(tài)可以為單向（正向和負(fù)向）、雙向。 P 波寬度不超過(guò) 秒，振幅不超過(guò) 毫伏。我們之所以在尺度 上而不在原始信號(hào)上檢測(cè) QRS 波的起點(diǎn)或終點(diǎn) ,主要是為了避免基線漂移的影響。因此 ,我們?cè)诔叨?上檢測(cè) QRS 波的起點(diǎn)和終點(diǎn)。于是 ,找到這些正極大值 負(fù)極小值對(duì)的過(guò)零點(diǎn) ,即找到了 R 波峰點(diǎn)的位置。若 Min Min2 在該正極大值點(diǎn)的兩側(cè) ,那么該 29 正極大值點(diǎn)后的那一點(diǎn)為多余點(diǎn)。設(shè)兩個(gè)極小值點(diǎn)分別為 Min1 和 Min2,其幅值分別為 A1 和 A2,而它們與該正極大值點(diǎn)的距離分別為 L1 和 L2。通常 R 波只產(chǎn)生兩條模極大值列。在每個(gè)特征尺度上Ｒ波對(duì)應(yīng)于一 28 對(duì)模極大值 ,即一個(gè)正極大值 負(fù)極小值對(duì) ,且在尺度 上這兩個(gè)模極大值點(diǎn)的間距比 R 波的寬度要小。因此 ,若α′突然減小 ,甚至變?yōu)樨?fù)值 ,對(duì)應(yīng)的奇異點(diǎn)一定是噪聲或干擾 ,相應(yīng)的模極大值列應(yīng)從集合中刪除。對(duì)于高頻噪聲和干擾的劇變的奇異點(diǎn) , 常用 ≤ 0、 ≤ 0、 ≤ 0,從而+ + ≤ 0。 27 令 在特征尺度 到 上 ,我們可以求出奇異點(diǎn)的 、 和 。也就是說(shuō) ,高頻噪聲和低頻的高 P 波、高Ｔ波或噪聲常常不能在特征尺度上產(chǎn)生模極大值列。因此 ,本算法僅選用了從 到 四個(gè)尺度。以尺度 為中心無(wú)論尺度變大或變小 , QRS 波的能量都將逐漸減小。它是一個(gè)平滑函數(shù)的一階導(dǎo)數(shù)。ｄｎ為文中用于分析的數(shù)字心電信號(hào)。 心電信號(hào)的參數(shù)提取和波形識(shí)別是 ECG 分析診斷的關(guān)鍵，其準(zhǔn)確性于可靠性決定診斷于治療心臟病患者的效果，乃至挽救病人生命的成敗。如超過(guò)此值，可能為左室肥大。 ① QRS 波群時(shí)間：正常成人為 ～ 秒，兒童為 ～ 秒。 2 . 2 QRS 波群的檢測(cè)及意義 2 . 2 . 1 QRS 波群的醫(yī)學(xué)認(rèn)識(shí)及意義 QRS 波群 它是心電圖上最尖最大的波群。因此，通過(guò)觀察某一尺度上的極值點(diǎn)的位置和取值，可估計(jì)出任何極值點(diǎn)在下一 尺度上的對(duì)應(yīng)極值點(diǎn)。 )點(diǎn)的 n 次多項(xiàng)式。 +h） Pn(t。 在分離出來(lái)的信號(hào)上根據(jù)信號(hào)奇異點(diǎn)與小波變換系數(shù)正的極大值－極小值的對(duì)應(yīng)關(guān)系，可以較為準(zhǔn)確的識(shí)別波形的峰值點(diǎn)。針對(duì)種種狀況的存在，我們把處理的步驟定 為以下： 心電信號(hào)特征參數(shù)處理 QRS 波處理 P 波處理 T 波處理 十二導(dǎo)聯(lián)平均波形處理 表 1：軟件處理模塊層次結(jié)構(gòu) 本軟件將小波變換應(yīng)用于心電信號(hào)的波形特征點(diǎn)的檢測(cè)上，由于心電信號(hào)是由 P 波、 QTS 波、 T 波和靜息期組成， P 波、 QRS波和 T 波具有不同的頻率分布特性，對(duì)于不同的人來(lái)說(shuō)， QRS 波頻率譜稍有不同，但是對(duì)每個(gè)人來(lái)說(shuō)， QRS 波中心頻率總是較 P波和 T 波的高。由體表電極檢測(cè)到的 ECG 信號(hào)含有七種不同類(lèi)型的干擾，即工頻干擾、基線漂移、電極接觸噪音、電極極化噪音、肌電干擾、放大電路內(nèi)部噪聲和運(yùn)動(dòng)干擾，其中 50hz及 其倍頻附近的工頻干擾和 以下的基線漂移是兩個(gè)重要的干擾源。所以，只要讓計(jì)算機(jī)自己來(lái)識(shí)別心電信 號(hào)上的異常點(diǎn)，這樣就要求對(duì)心電信號(hào)的數(shù)學(xué)上的處理上的功能了。 基于小波變換心電信號(hào)基線矯正方法的研究結(jié)果說(shuō)明 ,基線漂移在小波變換中直接去除的方法簡(jiǎn)單易行 ,由于小 波變換信號(hào)處理方法對(duì)于信號(hào)形式及變化不敏感 ,是處理非平穩(wěn)及非線性信號(hào)的有力工具。在本文中選擇三次 B 樣條小波作為小波基函數(shù) ,心電信號(hào)小波分解細(xì)節(jié)及逼近譜如圖 3 所示。樣條小波是一種非緊支正交的對(duì)稱小波 ,具有較高的光滑性 ,頻率特性好 ,分頻能力強(qiáng) ,頻帶相干小 ,且具有線性相位特性 ,由于對(duì)稱性原因 ,只要采取合理的延拓方法 ,其邊界效應(yīng)引起的誤差可忽略不計(jì)。 (1) 小波變換是可逆的 ,信號(hào) f 可由下式恢復(fù) : 17 (2) 當(dāng)小波變換的平移因子和尺度因子為離散情況時(shí)稱為離散小波變換 ,特別當(dāng)尺度為二時(shí) ,稱為離散二進(jìn)小波變換。 圖 2 心電信號(hào)的基線漂移現(xiàn)象 基線漂移的消除在心電信號(hào)的預(yù)處理中十分重要 ,但又是比較麻煩的。常規(guī)的心圖機(jī)采用 RC濾波的方法來(lái)消除基線漂移 ,即讓病人保持不動(dòng) ,等基線穩(wěn)定以后再進(jìn)行描述 ,顯然這種方法用于計(jì)算機(jī)對(duì)病人進(jìn)行長(zhǎng)期監(jiān)護(hù)是不適宜的。從數(shù)學(xué)地角度來(lái)看，信號(hào)與圖象處理可以 統(tǒng)一看作是信號(hào)處理（圖像可以看作是二維信號(hào)），在小波分析地許多分析的許多應(yīng)用中，都可以歸結(jié)為信號(hào)處理問(wèn)題。 小波分析的應(yīng)用是與小波分析的理論研究緊密地結(jié)合在一起地。 小波變換的概念是由法國(guó)從事石油信號(hào)處理的工程師 在 1974 年首先提出的，通過(guò)物理的直觀和信號(hào)處理的實(shí)際需要經(jīng)驗(yàn)的建立了反演公式，當(dāng)時(shí)未能得到數(shù)學(xué)家的認(rèn)可。對(duì)于采樣的心電信號(hào)，經(jīng)選擇合適的小波，在以這種小波為母波的基礎(chǔ)上，對(duì)采樣的信號(hào)進(jìn)行小波變化，經(jīng)小波 14 變化后的信號(hào)，在不同的小波變換尺度上，就是針對(duì)于心電信號(hào)的不同波段的信號(hào)的加強(qiáng)分析，然后，在不同的尺度上，根據(jù)一定的域值來(lái)對(duì)心電信號(hào)作出一定的判斷。Gabor 于 1946 年提出了窗口傅里葉變換 [1](WFT:Window Fourier Transform)或稱為短時(shí)傅里葉變換。這種法國(guó)法主要在于利用計(jì)算機(jī)來(lái)幫助醫(yī)生完成綜合判斷和決策任務(wù)，而不是用計(jì)算機(jī)來(lái)解析心電圖的各個(gè)指標(biāo)本身。第四章把系統(tǒng)的軟件詳細(xì)的介紹。本系統(tǒng)將采用 VB 來(lái)進(jìn)行開(kāi)發(fā)。 Visual Basic 軟件開(kāi)發(fā)抬舉基于對(duì)象特征需求，采用面向?qū)ο蠹夹g(shù)oop 進(jìn)行編程，提供了集成的環(huán)境 IDE 工具，使開(kāi)發(fā) windows 下的永遠(yuǎn)程序不再煩瑣。該項(xiàng)目是由中國(guó)礦業(yè)大學(xué)機(jī)電工程與材料學(xué)院黃民老師提出的課題，在以前的各屆同學(xué)中，還沒(méi)有做過(guò)有關(guān)于醫(yī)療器械方面的設(shè)計(jì)，所以，我們也是試探性的來(lái)搞這個(gè)課題，在設(shè)計(jì)的中，未免有很多不足的地方，還希望以后的同學(xué)繼續(xù)完善、再開(kāi)發(fā)這套系統(tǒng)，以使其可以應(yīng)用與實(shí)際中。 現(xiàn)在對(duì)心電信號(hào)分析上，在 QRS 波的檢測(cè)方面，還算是比較成熟，對(duì) 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(shí)在 P 波、 T 波的分析也有了很大的進(jìn)展。 當(dāng)前絕大部分的心電信號(hào)檢測(cè)方法主要分為兩步：首先對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行濾波，濾除信號(hào)中的主要噪聲（基漂、工頻電、肌電、器械移位等），對(duì) QRS 波群進(jìn)行加強(qiáng)；然后采取一定的準(zhǔn)則確定閾 11 值，檢出所需的信息。研究的手段和方法還比較單一。 ，在基層衛(wèi)生部門(mén)、邊遠(yuǎn)地區(qū)的小醫(yī)院、各醫(yī)院非心血管專(zhuān)科 部門(mén)、急診等缺乏心電圖專(zhuān)業(yè)醫(yī)師的地方，常常難以及時(shí)對(duì)患者進(jìn)行治療。目前 HRV分析有時(shí)域分析、頻域分析、非線性分析等方法，這些都需要對(duì)大量數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析才能得出可信的結(jié)果。 同時(shí)，對(duì)心率變異（ HRV）分析有重要的意義，心血管的功能受到大腦中樞自主神經(jīng)以體內(nèi)激素的控制。 9 1 .1 .3 心電信號(hào)的重要性 當(dāng)今，動(dòng)態(tài)心電圖以被認(rèn)為是診斷心肌缺血的標(biāo)準(zhǔn)之一，當(dāng)心肌供血不足而病人無(wú)癥狀時(shí)，即稱為無(wú)痛性心肌缺血。但是放大器對(duì)不同頻率的信號(hào)的放大能力并不是完全一樣的 ,放大器的信號(hào)電壓放大倍數(shù)的模和頻率的關(guān)系 ,稱為“幅頻特性”。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)。一般認(rèn)為它是心肌激動(dòng)的后電位影響。 Q— T間期 它是從 QRS波群開(kāi)始到Ｔ波終端的時(shí)間 ,代表心室肌除極和復(fù)極的全部過(guò)程。正常的 S－ T 段一般光滑而自然地與Ｔ波前枝融合 ,而且是接近基線的 ,間距一般不超過(guò) 。Q 波之后是一個(gè)狹窄高聳的尖脈沖波 形稱為 R波 。 P－ R間期隨著年齡的增大而有加長(zhǎng)的趨勢(shì) ,成人約為 ～。 P 波 P 波為心電圖曲線上第一個(gè)波 ,它代表心房激動(dòng)過(guò) 程中的電位變化 ,稱為心房激動(dòng)波。 a） Holter 在單純動(dòng)態(tài)心電領(lǐng)域，記錄儀體積越來(lái)越小，功 6 耗進(jìn)一步降低，尤其 Flash 技術(shù)以其容量大，數(shù)字化采集心電信號(hào)，重量輕，功耗低，壽命長(zhǎng)等特點(diǎn)成為近年的主導(dǎo)產(chǎn)品。 90 年代中期，曾有公司嘗試開(kāi)發(fā)小 硬盤(pán)式 Holter，其優(yōu)點(diǎn)是存儲(chǔ)量大，數(shù)字化采集、存儲(chǔ)，弱點(diǎn)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(chǔ)容量已足夠容納24~72 小時(shí)全信息的心電圖記錄，故小硬盤(pán)式 Holter 僅僅作為一種嘗試就已退出市場(chǎng)。 a) 磁帶式記錄儀 記錄儀經(jīng)磁帶記錄心電圖資料，由于磁帶的運(yùn)轉(zhuǎn)速度緩慢，可記錄至少 24 小時(shí)的心電信息，但由于易受干擾，信號(hào)失真大，儀器機(jī)械 故障率高，已處于淘汰階 段。 3）選擇導(dǎo)聯(lián)必須不影響日常生活的活動(dòng)和防止由這種活動(dòng)所產(chǎn)生的偽差和干擾，一般都選擇模擬胸導(dǎo) V V V5 作三通道同步記錄。 一： 動(dòng)態(tài)心電監(jiān)測(cè)（ AECG） 動(dòng)態(tài)心電圖（ AECG）是心電信息學(xué)的重要組成部分，它不同于常規(guī)的心電圖及 CCU或 ICU監(jiān)護(hù)心電圖等心電檢查方法，是以心血管疾病診斷領(lǐng)域中實(shí)用、高效、無(wú)創(chuàng)、安全、準(zhǔn)確、可重復(fù)性強(qiáng)的重要監(jiān)測(cè)手段，廣泛應(yīng)用于臨床診斷及科研。心電圖機(jī)若正確記錄心電信號(hào)必須 具有如下構(gòu) :輸入裝置 — 導(dǎo)