生物醫(yī)學信號數字處理技術的應用

1、第三部分 生物醫(yī)學信號數字處理技術的應用（Applications of Biomedical Digital Signal Processing Techniques）,docin/sundae_meng,第十二章 心血管系統(tǒng)電信號處理(Processing Electro-signal from Cardiaovascular System),心血管系統(tǒng)電信號簡稱心電信號（ECS: electrocardiosignal）。

2、ECS處理的目的是根據心電信號的特征推斷心血管系統(tǒng)的狀態(tài)（正常或異常），并據之作出醫(yī)學決策：藥物治療，還是外科治療，還是介入治療（如射頻消融、起搏、除顫等）。,docin/sundae_meng,從1901年荷蘭萊頓大學的Einthoven用弦線式電流計（string galvanometer）記錄心電信號，并將正常心電波的主要波形命名為P、Q、R、S、T算起，對心電信號的記錄和處理的歷史已跨過了100年。在生物醫(yī)學信號處理中，對心電信

3、號中所含信息的挖掘是最為深入的，并使用了種類繁多的信號處理技術。最近出版的專著《臨床心電信息學》對所涉及的技術范圍，從臨床的角度，進行了比較全面的收集?，F在心血管疾病是發(fā)病和死亡率最高，對人類生命威脅最大的疾病，因此在臨床工作中，縣級以上的醫(yī)院都普遍利用心電信號中所含的信息，普遍使用記錄心電信號的心電圖機。,docin/sundae_meng,對心電信號的顯示和記錄技術也是多種多樣的。目前對于普通系統(tǒng)（以常規(guī)診斷為目的的短時記錄），臨床

4、上最常用的是紙記錄。模擬心電記錄設備（一般稱為心電圖機）用的是模擬方式進行紙記錄。數字心電圖機可以數字打印輸出，也可經過數模轉換技術用模擬方式進行紙記錄。對于動態(tài)心電系統(tǒng)（常稱為Holter系統(tǒng)），先用特制慢速磁帶（早期）或半導體（近期）記錄系統(tǒng)，然后（一天）讀入計算機進行分析。對于監(jiān)護設備一般用電子顯示（波形和數字）＋報警技術。 對心電信號的獲取技術分為無創(chuàng)（體表）技術、微創(chuàng)技術（經由心導管記錄心內心電信號）、有創(chuàng)技術（心臟手術

5、時體內記錄）。,docin/sundae_meng,記錄在紙上的心電信號稱為“心電圖”，因此臨床上有“時域心電圖”，“頻域心電圖”，“高頻心電圖”，“平靜心電圖”，“運動心電圖”（如活動平板心電圖），“普通心電圖”，“向量心電圖”，“立體心電圖”等術語。對記錄在紙上的各種各樣的心電信息而論，這是比較準確的。在大量文獻中，常把用計算機技術對心電信號的處理稱為心電圖(electrocardiogram)處理，本書則稱為對心電信號（ECS:e

6、lectrocardiosignal）的處理，如心電信號的傅立葉變換（ the Fourier transformation of ECS），因為這里處理的是數字化的心電信號，而不是處理描在記錄紙上的“圖”。,docin/sundae_meng,本章將分別介紹常規(guī)心電信號數字處理、心電監(jiān)測（electrocardiosignal monitoring）、高頻心電信號處理(high frequency eletrocardiosignal

7、 processiing)、運動心電信號處理(exercise eletrocardiosignal processiing)、心房和心室晚電位（atrial and ventricular late potential）檢測、房顫波分析(atrial fibrillation wave analysis )和多點電位標測(multiple electrocardiac potential mapping)等技術。,docin/sund

8、ae_meng,第一節(jié) 常規(guī)心電信號數字處理（Routine Digital Processing for ECS）,一、概述常規(guī)心電信號處理系統(tǒng)有分時12導聯單道記錄式、分時12導聯三道記錄式、同時12導聯3道記錄式、6道記錄式、12道記錄式。同時（臨床上多稱為同步）12導聯系統(tǒng)（12 lead simultaneous electrocardiograph）又分為真實12導聯和計算12導聯（實際8導聯：2個雙極標準導聯，6個單

9、極胸導聯）?，F代心電圖機，幾乎都是計算機化的數字系統(tǒng)，國際標準推薦500Hz采樣頻率，因此，所謂同時（或同步）也是相對的，因為AD轉換器是單道的，道間時差2ms。如果采用真實12導聯技術，則第一道與最后1道間相差24ms。,docin/sundae_meng,為了盡可能保持同時性，都采用采樣保持技術。但是采樣保持電路有有限的時間常數（時間常數過大，不利于信號清除）因而采樣保持信號也會隨時間而衰減，因此難于達到真正的12導聯的同時性?？煽?/p>

10、慮的提高同時性的措施是采用更高的采樣頻率（如20KHz），然后以500Hz的采樣率二次抽取(40抽1)。,docin/sundae_meng,docin/sundae_meng,配合500Hz的采樣率，心電信號放大系統(tǒng)應有最高250Hz的高端截止頻率。時間常數3s（相當于0.05Hz的低端截止頻率）。對于描筆式心電圖機，由于描筆的響應頻率80~100Hz，因此，更高的頻率成分會被描筆這種機械濾波器濾掉，所以對于這種系統(tǒng)，采用的采樣頻率為

11、100Hz。當放大系統(tǒng)的通帶為.0.05~250Hz時，這樣的采樣率獲得的數字信號不宜做頻域分析。 計算機化心電信號數字處理系統(tǒng)，又稱為心電工作站（electrocardiac work station），其框圖如圖12-1。它有模擬和數字部分。,docin/sundae_meng,要強調的是，在模擬部分須采用隔離浮置技術以保證病人的安全。預處理部分主要有50Hz（國外應是60Hz）濾波等。 二、導聯系統(tǒng) 1.電極（el

12、ectrodes） 電極的作用是將體內的離子電流轉換為金屬導體中的電子電流。早期所用的獲取心電信號的電極是金屬電極，一般是在金屬銅或不銹鋼片上鍍以貴金屬銀或鉻。金屬電極的缺點是會產生極化電位，在變化的心電信號上附加一個直流偏移（offset）信號，產生“基線”（0電勢線）的直流漂移。現代獲取心電信號的電極是電生理學家研究出的可消除極化電位的銀-鹵化銀電極，稱為乏極化電極(nonpolarizable electrode)，如圖12

13、-2。它是在銀片上沉積（鍍）上一薄層氯化銀。再在上面涂上一層含氯離子的凝膠,docin/sundae_meng,docin/sundae_meng,2.體表電極位置,12導聯常規(guī)（標準臨床）心電信號處理系統(tǒng)的電極位置如圖12-3。圖中，V1為胸骨右緣第4肋間，V2為胸骨左緣第4肋間，V3為V2與V4聯線的中點，V4為左鎖骨中線第5肋間，V5為左腋前線V4水平, V6為左腋中線V4水平，V7為左后腋線V4水平, V8為左肩胛角線V4水平,

14、 V9為脊椎左緣V4水平, V3R為V1與V4R聯線的中點，V4R為右鎖骨中線第5肋間，V5R為右前腋線V4水平。所有這些導聯都是單極胸導聯。前6個為常規(guī)導聯，后6個為擴展導聯，根據臨床需要選作。由RA-LA、RA-LL、LA-LL構成三個標準肢體導聯（standard limb lead），分別稱為I、II、III導聯。RA稱為參考電極，,docin/sundae_meng,,與第五章所述的中心電端C相連。所有單極導聯皆參考此點電壓。

15、所有輸入端皆采 用高輸入阻抗電路。,圖12-3 標準12導聯及擴展導聯電極位置,docin/sundae_meng,圖12-4 輸入電阻網絡,,docin/sundae_meng,常規(guī)ECS處理系統(tǒng)都設計了一個特殊的電阻輸入網絡。電阻輸入網絡的目的有兩個：一是造就等效0電勢點的中心電端C，二是形成加壓（肢體）導聯（augmented limb lead）。同時12導心電系統(tǒng)的電阻網絡如圖12-4。圖中，RA、LA、LL分別接至圖12-

16、3的對應位置。 在圖12-4中，RA－LA、RA－LL、LA－LL分別形成標準肢體I 、II、 III導聯，RA－C3、LA－C2、LL－C1分別形成加壓肢體導聯aVR、aVL、aVF。標準肢體I 、II、 III導聯的電勢差分別為 φI = φLA －φRA (12-1) φII = φLL －φRA

17、 (12-2) φIII = φLL－φLA (12-3) 極性如圖12-4所示。,docin/sundae_meng,現在要證明，加壓肢體導聯aVR、aVL、aVF是單極肢體導聯RA－C（φRA）、LA－C（φLA）、LL－C（φLL）的電壓的1.5倍。由圖12-4可知， φC3 = (φLA +φLL )/2

18、 (12-4) φC2 = (φRA +φLL )/2 (12-5) φC1 = (φRA +φLA )/2 (12-6) 由偶極子電勢分布理論可以證明，在偶極子場中，與中心等距的相差2π/3的三點的電勢之和為0，即,do

19、cin/sundae_meng,φRA +φLA +φLL = 0 (12-7) 所以 φaVR = φRA －φC3 = φRA－(φLA +φLL)/2 = 1.5φRA (12-8) 同理可證得 φaVL = 1.5φLA

20、 (12-9) φaVF = 1.5φLL (12-10) 上面的關系也可由第5章的（5-13）~（5-15）式得到證明。,docin/sundae_meng,,三、參數測量 用描出的心電信號圖形進行診斷（評價心臟狀態(tài)）已有100多年歷史。以往

21、都憑人工測量，然后憑積累的經驗作出結論。這些經驗形成了一門學問稱為“心電圖學”。直到現在，計算機自動診斷系統(tǒng)（專家系統(tǒng)）仍然不如有經驗的?？漆t(yī)生，還不能代替有經驗的?？漆t(yī)生。 心電信號的參數測量可分為時間測量、幅度的測量和波形分析三個方面。如第5章圖5-6所示的各種間期和時限等時間參數測量具有重要的臨床意義，它是診斷各類心律失常的基礎。如P波時限過長表示心房內傳導阻滯，QRS時限過長表示室內傳導阻滯。RR間期過長表示心動過緩，RR

22、間期過短表示心動過速。,docin/sundae_meng,在心電信號的電壓測量中，參考點是“基線”，因此消除基線漂移的精確程度確定了幅度測量的精確程度。R波電壓幅度過高可能提示心室肥厚。ST段電壓過低提示心肌缺血。所有這些判斷都有憑大量統(tǒng)計數據加上既往的經驗制定的標準。 在心電信號的計算機自動分析中，最難的是波形分析，如頓挫、雙相、倒置、rS（小R波大S波）等。如果心電專家對于計算機自動分析有懷疑，可以通過人機對話的方法進行核查

23、。一般使用移動光標來完成核查。每當移動到一個點，計算機自動顯示位置和幅度。位置可顯示為距起點的點數，或根據采樣頻率換算成的時間，見第5章（5-21）式。也可根據一定的操作而顯示間期或時限或幅度。人工核查的例子如圖12-5,docin/sundae_meng,圖形頂部示出了光標（空心箭頭）所在位置的參數（距起點的點數和幅度）。圖形底部是操作說明。光標可上、下、左、右移動。在左右移動時還可分為快速移動（Ctrl加左右移動鍵）。12導心電的

24、紙記有各種格式，如3×4的格式，6×2的格式，12×1的格式。圖12-6為12×1格式的例子。,docin/sundae_meng,圖12-5 人機會話參數測量示意圖,docin/sundae_meng,四、QT間期測量 這里以心電信號的Q－T間期測量來進一步說明時域參量的測量。應該說，Q－T間期測量是診斷LQTS（long Q－T syndrome：長QT間期綜合癥）的金標準（gold

25、 standard 或gold criteria）。LQTS是一種嚴重的心律失常事件，現已證實LQTS是由于Na+、K+離子通道的基因突變造成的，典型地證實了基因型（genotype）與電生理表現型（phenotype）的關系。各導聯間的心電信號Q－T間期的不一致，稱為Q－T離散度（Q－T dispersion：QTd）。近來研究發(fā)現，QTd是由于心室肌的復極時間不一致造成的。QTd的測量可用以預測心肌梗塞、嚴重心律失常等心血管系統(tǒng)疾病

26、。,docin/sundae_meng,,QTd的計算以QT間期的測量為基礎 QTd = QTmax－QTmin (12-11) 設Q波起點為N1，T波終點為N2，則 QT =(N2－N1)Δt (12-12),圖12-6 常規(guī)臨床12導心電信號的12×1格式記錄,docin/sundae_men

27、g,人機會話測量可參見圖12-5的方法。計算機自動測量可參見第5章。不管用哪種方法，都會由于確定Q波起點，特別是T波終點的困難而產生重復性差、準確性差等問題。一個可以準確測量的方法，是確定Q、T波的極值點。已有研究表明，用同一組樣本集合，兩種測量間有很好的線性相關性，不管用人工測量還是計算機自動測量(見參考文獻[5])。如 R(自動峰值測量與人工測量)= 0.998353 R（自動峰值測量與自動始末點測量）= 0.997

28、849 R(自動始末點測量與人工測量) = 0.997532,docin/sundae_meng,圖12-7是用兩種方法（峰值法和起始點法）測量QTI（Q－T interval：Q－T間期 ）的一個例子。圖的頂部的圖注的意義是：第1行為各波的幅值，如Rm表示R波的幅值，Pm表示P波的幅值，Qm表示Q波的幅值，Sm表示S波的幅值，Tm表示T波的幅值。第2行為用測量各對應波的極值點的方法測量的心率，如HRp是用相繼的兩P波的極值點間

29、的距離（點數），即P－P間期計算的心率，HRq是用Q－Q間期計算的心率，HRr是用R－R間期計算的心率，HRs是用S－S間期計算的心率，HRt是用T－T間期計算的心率。第3行為P波寬度的數據，pw表示均值。后繼的是每一心動周期的P波寬度的測量值。第4行為用Q、T波的始末點的距離計算的QT間期，如qte表示用Q波的起點與T波的終點間的距離計算的QTI的均值，后繼的是每一心動周期的qte的測量值。第5行為用Q、T波的極值點的距離計算的QT間

30、期,,docin/sundae_meng,如qtp表示用Q波的極值點與T波的極值點間的距離計算的QTI，后繼的是每一心動周期的QTI的測量值。,docin/sundae_meng,,docin/sundae_meng,五、頻域分析,在臨床上，將心電信號的頻域分析稱為頻域心電圖（frequency domain cardiogram）。主要技術就是求II、V5導聯心電信號的自譜、互譜和相位譜，并探討其與心血管系統(tǒng)的狀態(tài)和臨床表現間的關系。

31、由于其他的提法有許多爭議之處，這里不展開敘述。如將II導聯心電信號當成對系統(tǒng)（人體）的輸入信號，V5導聯的心電信號當成系統(tǒng)（人體）響應于輸入的輸出信號。顯然，II、V5導聯的心電信號沒有這種關系，它們都是心血管系統(tǒng)發(fā)出的同一信號，在不同方向（坐標軸）的投影。,docin/sundae_meng,當然可以定義幅度商譜： QMxy(K) = X(K)/Y(K) (

32、12-13) 也可表示為 QMxy(K) = X(K) Y*(K)/Y(K) Y*(K) = Rxy(K)/Ryy(K) (12-4) 或寫為 QMxy(K) = Rxx(K)/Ryx(K) (12-15) 和相位商譜

33、 QPxy(K) = θx (K)/θy (K) (12-16),docin/sundae_meng,上式中，X(k)、Y(K)分別是II和V5導聯的數字心電信號x(n)，y(n)的傅立葉變換，X*(k)、Y*(K)是其共軛量。而 θx (K) = tg –1[Im(X(K)/Re(X(k)) (12-17)

34、 θy (K) = tg –1[Im(Y(K)/Re(Y(k)) (12-18) 式中，Im（imaginary）表示虛部、Re(real)表示實部。另外，在頻域心電圖研究中，還定義了“頻域相干函數”（coherent function in time domain） R2xy(K) = |

35、Gxy(K)|2/Gxx(k)Gyy(K) (12-19) 式中Gxy(K)、Gxx(k)、Gyy(K)分別表示II、V5導聯心電信號的互譜（cross-spectrum）和自譜(auto-spectrum) 。,docin/sundae_meng,文獻[1-2]已經在一般的意義上（即不管信號是什么性質的）證明了（12-19）恒等于1，因而不含任何信息，即 R2xy(K) = |Gxy(K)|2/Gx

36、x(k)Gyy(K) ≡ 1 最簡單的改造是改成如下形式 R2xy(K) = |Gxy(K)|2/Gxx(0)Gyy(0) （12-20） 這個改造只是避免了恒等于1的問題，但（12-20）式對于任意性質的兩信號，都有 R2xy(0) = 1 因此這樣的改造是不完全的。更詳細的討論，參考文獻[1~2]的討論。,docin/sundae_meng,第二節(jié)

37、 心電監(jiān)測（ECS Monitoring）,心電監(jiān)測是指用心電檢測儀器對監(jiān)測對象的心電信號進行長時間和/或遠距離的監(jiān)測，通過計算機分析和處理后直接顯示和/或打印出心電波形和數據，為臨床診斷提供依據。心電監(jiān)測系統(tǒng)可按傳輸方式分為有線系統(tǒng)和無線系統(tǒng)，可按傳輸距離分為床旁系統(tǒng)和遙測系統(tǒng)，可按應用環(huán)境分為醫(yī)院系統(tǒng)和院外個人系統(tǒng)（Holter系統(tǒng)和基于WEB的系統(tǒng)）。遙測系統(tǒng)又可分為有線遙測系統(tǒng)（臨床稱為電話傳輸心電圖）和無線遙測系統(tǒng)。遙測系統(tǒng)

38、還可分為普通專用系統(tǒng)和基于WEB的系統(tǒng)。還可分為實時系統(tǒng)和分時系統(tǒng)，如Holter系統(tǒng)。不能獲得實時處理是Holter系統(tǒng)的一大缺點。,docin/sundae_meng,一、概述,1903年Calson在手術室首次應用了監(jiān)測技術監(jiān)測手術患者的心電信號。這種雛型心電監(jiān)測儀所起到的獨特監(jiān)護作用引起了學者們的共鳴，啟迪了應用電子技術自動監(jiān)測患者的ECS的設想。1958年Safar創(chuàng)建ICU（intensive care unit：重癥監(jiān)護室

39、）, 將床邊心電作為危重患者長期監(jiān)測項目。1962年Day首創(chuàng)CCU（central care unit or coronary care unit：中心監(jiān)護室或冠心病監(jiān)護室）應用床邊心電監(jiān)測技術持續(xù)監(jiān)測AMI患者，及時發(fā)現與處理心律失常，使他所在醫(yī)院該年度AMI住院患者死亡率從39％降至19％。CCU因此迅速得到承認，床邊心電監(jiān)測的醫(yī)療價值蜚聲一時，但床邊心電監(jiān)測只適宜于住院患者的院內監(jiān)測，對院外患者無所幫助。,docin/sunda

40、e_meng,1957年美國物理學博士Holter研制了長時間連續(xù)記錄患者在日?；顒訝顟B(tài)下的心電信號(即動態(tài)心電圖, AECG: ambulatory ECG)的技術于1961年應用于臨床，實現對院外患者長時間(一般24h)心電圖記錄，這對發(fā)現24h內心電活動的改變和心肌缺血具有重要價值。然而，傳統(tǒng)的動態(tài)心電圖所記錄的僅為過去的事件，只能在24h后通過心電分析儀的分析和處理才能做出診斷，不能及時發(fā)現和處理正在進行動態(tài)心電圖監(jiān)測期間各種嚴

41、重心臟事件。1978年電話傳輸心電圖監(jiān)測技術成功地應用于臨床，使遠離醫(yī)院的患者在發(fā)生心臟事件時能夠通過電話及時地將心電信號傳送至心電監(jiān)測中心，及時得到醫(yī)師的診斷和醫(yī)療或急救指導，顯著降低了院外惡性心律失?；颊叩乃劳雎省?docin/sundae_meng,隨著電子技術的迅猛發(fā)展和電腦新軟件的不斷開發(fā)，心電監(jiān)測儀器不斷更新，監(jiān)測技術不斷改進。目前CCU與ICU內床邊心電監(jiān)測系統(tǒng)的功能已相當完善，不僅能夠顯示、打印記錄心電信號波形和數據，還

42、能人工設置心率上、下限及心律失常自動報警；2導聯、3導聯乃至12導聯心電圖波形顯示與圖形凍結功能，可供逐幀心電圖波形的仔細分析；數小時與24小時儲存資料可提供心電活動的趨勢分析以協助評估病情變化與治療效果；微機系統(tǒng)可對多種心律失常進行自動分析，并可識別T波，測量ST段診斷心肌缺血；心電、呼吸、血壓、心泵功能聯合監(jiān)測的電腦技術已應用于臨床。Holter監(jiān)測技術也已由傳統(tǒng)的記錄已過去的事件，發(fā)展為具有實時顯示、記錄的Holter監(jiān)測系統(tǒng)，成

43、為當代心臟病學領域中最為盛行、最為實用的診斷技術手段之一。,docin/sundae_meng,常的重要臨床手段，也是評定有癥狀或無癥狀心肌缺血的重要輔助工具。電信事業(yè)的飛速發(fā)展和醫(yī)院內ICU的普及，為電話傳輸心電圖監(jiān)測技術的臨床應用創(chuàng)造了條件。隨著區(qū)域性電話傳輸心電監(jiān)測網絡的形成與擴展乃至世界聯網，在廣大空間和時間中監(jiān)測每一個角落的患者的心電活動，預防、急救或處理患者的突發(fā)心臟事件已不再是人類的幻想。,docin/sundae_men

44、g,二、可移動心電監(jiān)測,可移動心電監(jiān)測系統(tǒng)或長時ECS監(jiān)測系統(tǒng)（long-term ECS monitoring system）俗稱HOLTER系統(tǒng)，因為他是由美國物理學家Holter發(fā)明的而得名，國內多稱為動態(tài)心電處理系統(tǒng)（AECG：ambulatory ECG or ambulatory long-term ECG）。最長的記錄時間可達48小時，甚至72小時。臨床主要用于判斷偶發(fā)心血管系統(tǒng)異常。早期是單導或雙導或三導磁帶記錄系統(tǒng)，現

45、在由于大容量閃存技術的出現，克服了早期的磁記系統(tǒng)的諸多弊端，因而12導系統(tǒng)可能成為常規(guī)。早期采樣頻率為128Hz，現在都在256Hz以上。導聯系統(tǒng)為CM1-6（C：chest，表示胸導聯，,docin/sundae_meng,,M：manubrium, 柄，CM聯合表示胸骨柄，1~6：V1~V6），是雙極胸導聯系統(tǒng)。負端為胸骨柄，正端為V1-6。Holter系統(tǒng)記錄的心電信號要輸入到計算機用專用軟件進行后處理，以判斷各類心律失常。也可進

46、一步計算QTd、ST段電壓，或HRV（heart rate variability：心率變異性，見第16章）。現在，已經出現了實時顯示、記錄的12導Holter監(jiān)測系統(tǒng)。,圖12-7 Holter系統(tǒng)改良12導聯電極位置,docin/sundae_meng,Holter系統(tǒng)主要用于院外個人佩帶，也可用于住院病人。實時顯示、記錄的12導Holter監(jiān)測系統(tǒng)的出現，更增加了Holter系統(tǒng)的臨床重要性。12導Holter監(jiān)測系統(tǒng)常用改良的1

47、2導聯，其電極位置如圖12-7。如果是1，2，3導聯的系統(tǒng)，則可根據臨床需要選用CM1~CM6雙極胸導聯。臨床系統(tǒng)常用的導聯線的標記為：通道1：紅(+)—白(－)；通道2：棕(+)—黑(－)；通道3：橘黃(+)—藍(－)；參考電極（地）：綠。,docin/sundae_meng,三、床旁心電監(jiān)測,(一)床旁心電檢測系統(tǒng)的特點 床旁心電檢測系統(tǒng)具有以下5個方面的特點： 1．長時間性 床邊心電圖監(jiān)測不需要病人主動協助，心

48、電信號采集方法很簡單，全部操作過程均為無創(chuàng)傷性，因此，可以根據臨床需要持續(xù)任意長的時間監(jiān)測各種重危病人的全部心電信息變化情況。這一點與常規(guī)ECG檢查不同，后者只能檢查很短時間內(通常只有10s至2min)的心電信息變化。,docin/sundae_meng,2．實時性 接受床邊心電圖監(jiān)測的病人都相對固定于一定的監(jiān)測場所(ICU／CCU)，并有專業(yè)人員動態(tài)觀察、分析、診斷和處理病人隨時間變化而出現的各種心電變化。一旦病人發(fā)生心律失常

49、或出現惡性心律失常先兆，監(jiān)測人員可以及時發(fā)現和診斷，并迅速采取各種有效治療措施。這一點與當前采用的Holter監(jiān)測不同，后者由于只能在事后才能對記錄結果進行分析和診斷，因此不能及時發(fā)現和處理各種嚴重心律失常事件 3．可干預性常規(guī)Holter監(jiān)測雖然也能長時間記錄病人的心電活動，但由于要在記錄結束后才能進行分析，因此對監(jiān)測中發(fā)生的心電異常不能及時進行處理。,docin/sundae_meng,而床邊心電圖監(jiān)測能夠實時顯示整個監(jiān)測

50、過程中發(fā)生的任何心律失常，監(jiān)測人員可以根據具體情況及時采取各種干預措施，真正做到及時發(fā)現、早期診斷和早期治療。 4．自動性 為了減輕監(jiān)測人員的勞動強度，很多現代化的監(jiān)護系統(tǒng)部帶有功能強大的自動監(jiān)測、診斷和報警功能，能實現對各種惡性心律失常的自動監(jiān)測、記錄和警示。 5．適應性 由于床邊心電圖監(jiān)測的無創(chuàng)性以及導聯系統(tǒng)簡單可靠，監(jiān)測過程上也不影響各種常規(guī)的急救診療措施的實施，因此可應用于各種重危病人。,docin/

51、sundae_meng,(二)床旁檢測技術,1.普通床旁心電監(jiān)測系統(tǒng) 設置在患者床邊，通過導聯直接從人體引入心電信號，可以獨立地進行病情監(jiān)測和顯示心電波形，必要時可進行報警并自動記錄。有的床邊監(jiān)測系統(tǒng)還配有除顫器、起搏器等心臟復蘇設備。結構簡單，心電信號不易受干擾。常配備在搶救室、手術室等場所使用。 2. 無線遙測心電監(jiān)測系統(tǒng) 該設備分為人體佩帶的心電獲取和無線發(fā)射部分以及中央接收和處理計算機。佩帶的無線發(fā)射器將患者

52、的心電信號發(fā)射至中央遙測心電監(jiān)測計算機系統(tǒng)，進行分析和處理。遙測半徑一般在30～l00m。,docin/sundae_meng,因為是無線連接，故患者可起床在遙測范圍內活動，因而適合于監(jiān)測AMI急性期后可以下床活動的患者及需要去進行CT、血管造影等特殊檢查的危重患者。主要缺點是心電信號易受千擾，CCU／ICU內一般不用。 3. 中央心電監(jiān)測系統(tǒng) 現代CCU／ICU內通常配備中央心電監(jiān)測系統(tǒng)，由一臺中央監(jiān)測系統(tǒng)和4—8臺床邊檢測

53、儀組成，床邊監(jiān)測儀的心電信號通過電纜和網絡交換器輸入到中央監(jiān)測臺，中央臺可有4-16個顯示通道，同時監(jiān)測多個患者的生命特征。該系統(tǒng)常與血壓、呼吸、體溫及其他生命特征信號監(jiān)測組合在一起。,docin/sundae_meng,第三節(jié) 高頻心電信號處理(High Frequency Electrocardiosignal Processing),對心電信號中存在的高頻成分（>100Hz）與心血管系統(tǒng)疾病的關系的研究指出，在心血管系統(tǒng)

54、狀態(tài)出現異常的初期，心電信號中存在的高頻成分增加；血管系統(tǒng)疾病的后期（更加嚴重的時期）心電信號中存在的高頻成分反而減少。就是說，心血管系統(tǒng)從正常到異常到嚴重異常的三個階段，,docin/sundae_meng,心電信號中存在的高頻成分有從低到高，然后更低的復雜變化。提示利用心電信號中存在的高頻成分可發(fā)現心血管系統(tǒng)的早期異常，也可用來預示心血管系統(tǒng)異常的嚴重性。 一、概述 (一)高頻心電信號 國內外文獻曾用高保真心電圖

55、(high fidelity ECG)、寬頻帶心電圖(wide band ECG)、高頻心電圖(high-frequency ECG)等不同的名稱描述記錄在紙上的含有1000Hz以上的高頻成分的心電信號。這三個術語含義相近但又不完全相同。建議今后一律采用高頻心電圖這一術語，縮寫為HFECG。高頻心電圖主要是研究高頻成分的變化。,docin/sundae_meng,(二)高頻成分(high frequency component)

56、 高頻成分是指頻率在100Hz以上，時程<10ms(一般為1～7ms)，幅度≤82μV的成分。在時域中，可將高頻成分分為三種類型：切跡、扭挫和頓結。 1. 切跡(notching，以N表示) 指在某一波的上升支或下降支上既有斜率改變又有方向改變的節(jié)段(R頂、S底除外)，時程≤10ms為高頻切跡，超過10ms則為低頻切跡。2. 扭挫(slurring，以S表示)指僅有斜率改變而無方向改變的節(jié)律，時程同切跡。3. 頓

57、結(beading，以B表示)指某一波的上升支或下降支上出現的圓頓。此高頻成分在點陣式打印機或低分辨率顯示器上不易分辨，,docin/sundae_meng,若用陰極射線示波器或紫外光線記錄儀可較清楚地顯示出來。 上述高頻成分必須在接續(xù)的心動周期的心電信號上的對應位置連續(xù)出現三次以上，形態(tài)相同，方可認定為高頻成分。P、Q、R、S、T五個波上均有可能出現高頻成分，但目前的研究范圍一般僅指ORS波群中的高頻成分。二、導聯和電極位置

58、1．X、Y、Z正交導聯：心臟解剖位置的幾何三維正交雙極導聯，電極位置可參考第5章圖5-7。2．六組合導聯：在6個肢體導聯中，選擇三個電壓最高的導聯加上V4~V6胸導聯。,docin/sundae_meng,3．九組合導聯：在6個肢體導聯中，選擇三個電壓最高的導聯加上V1~V6胸導聯。 4．十二組合導聯：在6個肢體導聯加上V1~V6胸導聯。 三、軟硬件要求 心電信號放大系統(tǒng)的高端截止頻率不得低于1000Hz。如果

59、要進行頻域分析，則放大系統(tǒng)的高端截止頻率和信號采樣頻率和信號采集點數，要根據要求統(tǒng)一設計。如要求譜分辨率有0.5Hz，放大系統(tǒng)的高端截止頻率為1500Hz，則根據采樣定理，采樣頻率不得低于3000Hz。由采樣頻率和譜分辨率的要求，至少應采集的數據點數N可由下式計算： N = fs/fo 式中，fs為采樣頻率，fo為譜分辨率,docin/sundae_meng,四、分析方法1．時域分析－波形識別與切跡計

60、數識別和計數切跡(扭挫或頓結數)的方法分為人工識別和計數或計算機自動識別和計數兩種方法。不管哪種方法都主要是識別和計數QRS波群上的切跡(扭挫或頓結數)。計算機自動計數也有兩種分析方法，其一是利用一階導數法(first derivative method)，其二是疊加平均法。,docin/sundae_meng,,圖12-8心電信號切跡(A)和一階微分(B),docin/sundae_meng,(1)一階導數法一階導數法是先求取心

61、電信號的一階導數（數值微分），再判斷一階導數的過零點。一階導數的過零點就可能是切跡存在的位置，如圖12-7。由于高頻干擾和P、Q、R、S、T、U各波極值處都可能存在一階導數的過零點的條件，因而可能有假陽性存在。因此必須附加另外的判別條件加以排除。首先利用第5章敘述的R波識別技術（如一階導數最大值和極值雙重搜索技術）定位R波，再用極值搜索技術搜索P、Q、S、T各波的位置，將這些位置對應的過零條件排除掉。排除高頻干擾造成的假陽性可用過零前后

62、一階導數不變號的（正和負）的總點數。,docin/sundae_meng,如4點以上可判斷為有一個真正的切跡存在。如果只計數QRS波群的切跡數，還要判斷它是否在QRS的位置上。為此還必須確定QRS波群的寬度。(2)信號疊加平均技術信號疊加平均技術可排除無規(guī)律的隨機噪聲，而使固定存在于心電信號中的周期性的高頻切跡顯現出來(圖12-8)，從而可排除高頻干擾造成的假陽性。但是，信號疊加平均次數的多少對結果的判別有直接影響。有報道說，信號信

63、號疊加平均128次，可使高頻切跡從疊加圖中“消失”，以致造成假陰性。這可能與心臟跳動周期并非絕對一致，每次疊加的QRS波觸發(fā)點變異有關。,docin/sundae_meng,疊加次數太少則不能有效排除隨機噪聲。因此，現在臨床上計數高頻切跡，幾乎都采用人工識別法，分析3-5個QRS波群，同一類型的改變連續(xù)出現3次以上，可判斷為高頻切跡。 2．頻域方法：計算分帶功率 將各通道信號，通過FFT獲得功率譜，再分別計算分帶功率：1

64、00~1000Hz高頻帶功率，100~250Hz功率，150~250 Hz功率，80~150 Hz功率。,docin/sundae_meng,第四節(jié) 運動心電信號處理(Exercise ECS Processing),Einthoven于1908年發(fā)現并記錄到第一份運動心電圖。次年Nicolai及Simons描記出首例心絞痛病人運動后的心電圖。因為當時多數心電圖檢查室設在樓上，病人做心電圖檢查需爬幾層樓梯，因此不斷有人記錄并描述運動后

65、的心電圖變化。1928年Feil和Siegel正式報告心絞痛病人在運動后出現ST段下移，,docin/sundae_meng,之后隨著胸痛的緩解或給予硝酸甘油后ST段逐漸回復，提出ST段的這種變化與心肌缺血有關。Wood、Wolfeth、Katz和Land證實了運動后ST段改變對診斷心肌缺血的價值，并確認胸導聯判斷心肌缺血比肢體導聯更有幫助。1931年，Wood等率先致力于運動誘發(fā)心絞痛的臨床研究并與正常人群進行比較。1932年Gold

66、hammer等開始將適量運動后的心電圖改變作為冠心病的輔助診斷手段。這是用運動試驗心電圖診斷冠心病的開始。為提高運動試驗心電圖的準確性，1938年Master等采用單倍二級梯進行運動試驗，但采用該法時間較短(僅1.5min)，運動量小，假陰性率太高。1942年Master等完成了二級梯運動試驗的操作標準化，,docin/sundae_meng,即按受試者的年齡、性別、體重三項指標，再以血壓、心率在運動后2min內恢復正常為依據，制定相應

67、的登梯次數。1952年Yu和Soffer提出將Master二級梯運動試驗ST段下移Imm(0．1mV)作為心肌缺血的標準。 心電圖運動試驗的重大進展在于分級運動試驗(graded exercise test)的興起和推廣應用。20世紀50年代中期，Bruce提出了一個比Master試驗更加完善的運動平板試驗(treadmill test)方案，并在70年代初進行了有關分級試驗的研究通過改變平板運動的速度和運動平板的坡度，逐級增加負

68、荷量并規(guī)定各級的運動時間，形成了既可定量又便于對受檢者進行功能評定和監(jiān)測的Bruce方法。除了運動平板試驗方案外，尚有踏車運動試驗(bicycle ergometer)方案。踏車運動試驗又分直立式和仰臥式。,docin/sundae_meng,在運動控制方面，活動平板是固定時間分級程序，沒有考慮病人對運動的反應。實際上應該以心率的變化（反映耗氧的變化）反饋控制分級為好。踏車運動試驗以加電磁阻力于車輪以控制功率（可以瓦數定量）。已研制出用