毕业设计--心电信号分析管理系统.doc

目录第一章 绪论31 . 1 心电的传导和心电图的产生31 . 2 ?国内研究现状10 1 . 3 设计说明11 1 . 4 软件开发使用的工具简介11 1 . 5 论文的整体结构安排12第二章 心电信号的波形分析13 2 . 1 最新心电分析方法简介13 2 . 2 qrs波群的检测及意义23 2 . 3 p波的检测及意义30 2 . 4 t波的检测及意义35 2 . 5 u波的检测及意义36 2 . 6 本章小结37第三章 方案确定38 3 . 1 软件的功能确定设计38 3 . 2 主要功能模块流程图41 3 . 3 数据的存储方式确定41 3 . 4 本章小结42第四章 软件的详细设计43 4 . 1 新患者模块43 4 . 2 病历库模块46 4 . 3 系统参数模块48 4 . 4 数据分析模块49 4 . 5 授权用户模块52 4 . 6 报表打印模块57 4 . 7 文件管理模块57 4 . 8 关于和帮助59 4 . 9 本章小结61第五章 计算机与单片机通讯过程的实现62 5 . 1 8051单片机串行通讯方式的简介625 . 2 串口工作方式的选择62 5 . 3 rs-232 串口的简介64 5 . 4 通讯软件接口的设计66 5 . 5 本章小结68结论69致谢71附录1 翻译73附录2数据处理程序94附录3动态心电图形显示程序101参考文献103 第一章 绪论1 . 1 心电的传导和心电图的产生1 . 1 .1 概述 1957年美国物理学博士，实验物理学家nor-man jholter发明了动态心电图（aiululatory ecg），故动态心电图简称holter。近半世纪以来，随着动态监护领域的进一步拓展，如动态血压、动态脑电、动态睡眠呼吸监测等技术在医学临床及科研中的广泛应用，现今，广义的holter已不再局限专指动态心电图，holter的全新诠释应包括：动态心电/动态血压/动态睡眠呼吸/动态脑电/动态肺功能/动态上消化道ph值等多种参数。 心电图机是把人体心脏搏动程中产生的微弱电信号提取出来,且放大后描记下来的一种装置。它描记的图形叫心电图。心电图机若正确记录心电信号必须具有如下构:输入装置导联线;放大器;记器;同时还需具备相应的电源系统。一：动态心电监测（aecg） 动态心电图（aecg）是心电信息学的重要组成部分，它不同于常规的心电图及ccu或icu监护心电图等心电检查方法，是以心血管疾病诊断领域中实用、高效、无创、安全、准确、可重复性强的重要监测手段，广泛应用于临床诊断及科研。1 定义：aecg监护系统是用一种随身携带的记录仪，连续监测人体2472小时的心电变化，经信息理分析及打印记录的心电图。2特点：1）心电记录仪随身佩带，不受检测距离影响，不受体位变化及活动的限制。2）心电信息量远远大于常规ecg，尤其对短暂性心律失常的捕捉及一过性心肌缺血的检出有独到之处。3）选择导联必须不影响日常生活的活动和防止由这种活动所产生的伪差和干扰，一般都选择模拟胸导v1、v3、v5作三通道同步记录。4）分析系统不仅可分析显示监测期内心搏总数、最高心率、最低心率、平均心率和每小时平均心率，并能自动分析和测量每小时室上性、室性期前收缩，室上性和室性心动过速的次数、程度和形态以及持续时间，房室传导阻滞、心脏停搏的情况及p-r间期、qrs波群、st-t变化的轨迹图、趋势图及全览图等，其结果可用不同方式输出，为临床提供有价值的资料。3 记录仪现状目前市场上动态心电图主要分为简易动态心电图仪、磁带存储式动态心电图仪、闪光存储式动态心电图仪。（1）简易动态心电图仪(rtda)采用实时分析技术，只能间断记录或定时记录心电信息，存储量小，达不到24小时全信息记录的要求，且误判率较高，不便于修改，国外已不开发，在我国基层医疗单位仍有一定使用量。a) 磁带式记录仪记录仪经磁带记录心电图资料，由于磁带的运转速度缓慢，可记录至少24小时的心电信息，但由于易受干扰，信号失真大，仪器机械故障率高，已处于淘汰阶段。b) 闪光卡式记录仪（内、外置）插拔卡式（外置式）记录仪是开放式的，做完24小时记录后需插到专用回放器中与电脑相连接收信息，由于反复插拔易造成接触不良，病人佩带时易产生干扰或系统接收不正常，已逐步退出使用。内置式是把闪光卡固定在记录仪内，用一根通讯电缆与计算机联接，用于回放数据，回放一个病人的全天数据仅需要数分钟，这样对闪光卡几乎无损伤，从而延长记录仪的使用寿命，且功耗低，体积小，目前市场占有率最大，产品比较成熟，也是最受医院欢迎的类型。c）其它。90年代中期，曾有公司尝试开发小硬盘式holter，其优点是存储量大，数字化采集、存储，弱点是功耗大，抗震性能差，故障率高，随着flash卡技术的发展，存储容量已足够容纳2472小时全信息的心电图记录，故小硬盘式holter仅仅作为一种尝试就已退出市场。另外，心脏bp机由病人携带记录仪，结果可随时通过电话线与医院主机联系，及时掌握患者即时心率及st段的改变，但由于结果过于简单，未能形成足够的市场。(2) 评价与展望aecg作为心电图的一个重要发展和检测手段，为诊断和治疗提供了重要的有价值的信息，由于其对心律失常的检测率高，且能进行定量分析，对一过性的心肌缺血特别是生活中无症状性心肌缺血的定量分析，对起搏器的功能评价等诸多特点，目前已成为重要的无创伤性心血管检测技术之一。随着电子技术和计算机科学的迅速发展及医学临床科研对动态监测技术的日益增长的需要，holter的性能及应用领域也在不断提高和拓展。a） holter 在单纯动态心电领域，记录仪体积越来越小，功耗进一步降低，尤其flash技术以其容量大，数字化采集心电信号，重量轻，功耗低，寿命长等特点成为近年的主导产品。另一方面，动态心电图导联数目也从起初的单导、双导到目前使用最多的三导，最近数家公司推出了十二导联动态心电图记录仪，虽然对心肌缺血的定位可进一步准确，但在临床上其实际价值有多大尚有待考证。b）随着医学临床及科研的需求，动态监测的领域亦从单纯的动态心电监测的范围拓展到动态血压、动态脑电、动态睡眠呼吸、动态上消化道ph值等多项参数，并在临床科研及治疗中得以广泛应用。二：标准的正常心电图波形标准的正常心电图如图所示,典型的心电图波形是由p、q、r、s、t、u波及pr间期、st段、qt间期等组成。 p波p波为心电图曲线上第一个波 ,它代表心房激动过程中的电位变化 ,称为心房激动波。正常的p波形态应程两腰对称形，波顶圆润，有的波顶可呈双峰状 ,但峰距应小于0.04。波宽不超过0.11,波幅在肢体导联中不超过0.25 ,胸导联中小于0.15。 pr间期它是指从p波开始处到qrs波群的起点相隔的时间。pr间期随着年龄的增大而有加长的趋势 ,成人约为0.120.20之间。 qrs波群它是心电图上最尖最大的波群。特点是上升、下降沿都比较陡、连续、不间断。qrs波群中第一个向下的波称为q波 ;q波之后是一个狭窄高耸的尖脉冲波形称为r波 ;与波相衔接的又是一个向下的波称为s波。正常q波的时间应小于0.04,整个波群的宽度称为qrs时限 ,代表全部心室激动过程所需要的时间 ,正常人最长不超过0.10,最大振幅不超过5。 st段它指的是qrs波群的终点到波开始的一段。正常的 st段一般光滑而自然地与波前枝融合,而且是接近基线的,间距一般不超过0.05。 t波 t波是继st段之后一个波幅较小 ,而延续的时间较长的波 ,它代表心室激动后复原时所产生的电位影响 ,即称心室肌的复极波。它的形状较钝而宽且两腰不对称 ,其方向应与qrs波群的主波方向一致。在以r波为主的导联上 ,t波不应低于r波的1/10。 qt间期 它是从qrs波群开始到波终端的时间 ,代表心室肌除极和复极的全部过程。这段时间随心率而改变 ,心率快则qt时间短 ,心率慢则t时间长。正常范围为0.360.40。 u波 紧接t波后还有一个很小的波动 ,它代表激动的心室到静止期的过程。一般认为它是心肌激动的后电位影响。正常人体的波很小 ,一般不超过0.05。1 . 1 .2 心电图的产生 心电信号的采集，是通过导联把心脏的电压信号采集到单片机内，但是，在心脏的不同的部位心脏起搏的电压是不同的，为了更加全面的了解心脏的活动状况，一般都是采用不导联的形式来采集心脏不同部位的电压信号，在不同的部位，它的电压信号是对相对应的波段体现的比较精确，人体心电波形并不是单一频率的 ,而是可以分解成不同频率 ,不同比例的正弦波成分。也就是说 ,心电信号含有丰富的高次谐波。表给出的是正常心电波形的频谱 ,从表中可以看出 ,频谱范围一般在0.5 hz20hz内。其中波频率最低约1.3hz,波群的频率通常在15hz左右 ,st段与基线距离0.5。当rs波中出现小切迹线或挫折时 ,频率范围可达（4070）hz,偶尔可达200hz,而st段几乎平直 ,从频谱分析可知 ,大约在0.14 hz0.8hz之间。若心电图机对不同频率的信号具有相同的增益,则描记出来的波形就不会失真。但是放大器对不同频率的信号的放大能力并不是完全一样的,放大器的信号电压放大倍数的模和频率的关系,称为“幅频特性”。 表正常心电波的频谱 针对与不同的波段，把心电信号采集到之后，由于心电信号是比较微弱的，所以要对其进行放大。同时，它还包含着噪声、工频等多方面的干扰信号，所以要队其进行滤波和整流。这样就可以得到我们所要的心电信号了。1 .1 .3 心电信号的重要性 当今，动态心电图以被认为是诊断心肌缺血的标准之一，当心肌供血不足而病人无症状时，即称为无痛性心肌缺血。目前已普遍认为无痛心肌缺血对心脏的损伤与心绞痛有相同的意义，它可以增加心肌梗塞的几率，产生心率失常或猝死的危险。虽然心肌缺血可由常规心电图、运动试验的心电图等方法作出诊断，但这方法或阳性率不高，或者需要特殊的仪器，而动态心电图则是阳性率最高的心电图变化为：st段水平或下斜持续1分钟，两次间隔1分钟以上，无心绞痛症状。由于体位的变化、电极接触不良等因素也可能导致st段偏移，长时间得到大量数据才能最具有说服力。 同时，对心率变异（hrv）分析有重要的意义，心血管的功能受到大脑中枢自主神经以体内激素的控制。自主神经系统按日常生理活动条件心率昼夜不停的变化，其中交感神经系统使心率缓慢变化，心率有明显的改变需要20分钟或更长的时间。副交感神经系统使心率快速变化，心率加快或减慢再一至数个心搏种完成，而肾脏血管紧张及其它体液按新陈代谢的需要调节心血管功能，使心率的变化呈更长时间的规律性，总之心率变异的生理机理是神经体液对心血管系统精细调节的结果，反映了神经因素与窦房结的平衡关系。当这种内在调节机制失去平衡就会引起hrv异常，在生理学上hrv是用来心血管内在调节机制的工具，而临床上hrv分析主要用于评估ans的功能，辅助预测心源性猝死，对心肌梗塞病人作危险分级。目前hrv分析有时域分析、频域分析、非线性分析等方法，这些都需要对大量数据进行统计分析才能得出可信的结果。动态心电图长达24小时得到的病人日常生活中的心率变化记录，无疑是hrv分析的最佳的分析信息来源。1 . 2 国内研究现状利用电子计算机技术自动分析诊断心电图以有20余年的历史，最早的诊断程序是美国心脏联合会主席pepberger领导的一个小组在1955年提出的，以后各国学者的实验研究，逐步进入临床实用阶段。前不久我国绝大多数的医院都使用不带自动功能的心电图机，此类仪器存在以下不足：1.不能进行自动采样、自动分析、自动诊断、自动打印报告，人工测量的精度较低，人工出报告的时间较长，效率较低。2.由于没有实现自动化，在基层卫生部门、边远地区的小医院、各医院非心血管专科部门、急诊等缺乏心电图专业医师的地方，常常难以及时对患者进行治疗。随着社会的发展，逐步出现心电图机自动分析。心电图机分析研究始于20世纪50年代末，目前国际上应用最广泛的是12导联同步心电图自动检测，我国现在正在推广12导联同步心电图自动检测技术。心电图的研究技术早已经引起国内外科研和医疗单位的重视，虽然起步很晚，但是发展的速度很快，但是在心电图形的分析方面，还不是十分的完整。研究的手段和方法还比较单一。特别是在心电图特征提取的方法的研究上，多采用带仪的时域分析或者是单一的频域分析方法来研究心电信号。显然这两种方法都不能同时具备时域和频域分辨能力，依次在分心信号的时候，受到了很大的限制。随着小波理论的建立和发展，人民开始将基于时频分析的小波变换运用到了心电信号的分析中，并取得了很好的效果。 当前绝大部分的心电信号检测方法主要分为两步：首先对心电信号进行滤波，滤除信号中的主要噪声（基漂、工频电、肌电、器械移位等），对qrs波群进行加强；然后采取一定的准则确定阈值，检出所需的信息。前半部分多在硬件上处理，所以，软件上的就是处理那些经滤波整流好的信号。就是在这些处理的方法中，目前的手段多是应用小波变换，在时域上结合频域上对心电信号进行分析处理。目前所用的小波中，多采用两种小波：molter小波，和duattler小波，目前还是在molter小波分析上还是比较成熟一点的。 现在对心电信号分析上，在qrs波的检测方面，还算是比较成熟，对qrs波的定位，r峰值的确定上，都已经有了很好的发展，同时在p波、t波的分析也有了很大的进展。但是，对u波的分析，和st段上的分析也还是很茫然。所以，在以后的发展方向上，很可能就是国内外的研究趋势。1 . 3 设计说明 本软件系统的名称是“心电信号分析管理系统”。该项目是由中国矿业大学机电工程与材料学院黄民老师提出的课题，在以前的各届同学中，还没有做过有关于医疗器械方面的设计，所以，我们也是试探性的来搞这个课题，在设计的中，未免有很多不足的地方，还希望以后的同学继续完善、再开发这套系统，以使其可以应用与实际中。 软件系统不同于一般的程序，它的一个显著的特点是规模庞大，个人开发阶段性的成果只是系统最终不断完善的一个组成部分，软件完成以后还需要不段的对其维护、补充、再开发。所以为避免以后的 人能够顺利的对以前人的工作了解掌握，避免再软件使用维护、对软件的二次开发的过程中不必要的重复工作，编写系统说明是一项很有效的工作。1 . 4 软件使用的开发工具 开发本软件系统有必要选择一种简易用的开发工具，来节省开发过程中的人力资源和将来的用于维护、二次开发的人力，经济资源。visual basic 软件开发抬举基于对象特征需求，采用面向对象技术oop进行编程，提供了集成的环境ide工具，使开发windows 下的永远程序不再烦琐。vb的图形特性几乎含有了windows下的绝大部分gui元素，能组成真正的windows 图形。总而言之，vb 是一种简单易操作的与呀，它设计的界面友好，语言通俗易懂，程序易于维护。过开发成本低廉。本系统将采用vb 来进行开发。1 . 5 论文的结构安排本文第一章对国内外有关方面的研究做了回顾、分析和总结。第二章是信号在识别上、分析上的原理。第三章是把系统总的框架定下来，作概括性的介绍。第四章把系统的软件详细的介绍。第五章对单片机和微机的接口部分作出分析。最后全文总结，得出研究的结论。第二章 信号分析原理2 . 1 最新分析方法简介 心电信号的计算机分析，已经有近30年的历史，但是，其基本的方法没有改变，即根据心电图的各个病理指标，来综合诊断心脏病。这种法国法主要在于利用计算机来帮助医生完成综合判断和决策任务，而不是用计算机来解析心电图的各个指标本身。从理论上看，如果计算机只是用来分析心电图的波形，并且按照医生的临床目测来分析的指标进行诊断。那么，如果想让计算机在这方面的能力比医生目测的要强的话，那就必须建立一种很好的分析方法。 对于这种非平稳信号存在于许多科学研究领域中,为了有效地对这些信号进行分析与处理,促使人们寻求有效的数学分析工具。gabor于1946年提出了窗口傅里叶变换1(wft:window fourier transform)或称为短时傅里叶变换。虽然wft弥补了传统傅里叶变换的某些不足,但它也存在有本质缺陷,不能满足人们对非平稳信号进行有效分析的要求。近几年来,借助于已有的相关数学研究成果,迅速发展起了一种新的信号时频分析理论小波变换理论。小波变换是一种线性运算,它对信号进行不同尺度的分解,可有效地应用于如信噪分离,提高时频两域的分辨率等.讨论小波变换用于心电qrs波形高频成份特征提取的方法.实验结果表明高频截止频率fh和值,对于心肌缺血(冠心病)者其值普遍高于无心肌缺血(冠心病)者.并且揭示了急性心肌缺血时心电信息的高频成份动态变化的本质。对于采样的心电信号，经选择合适的小波，在以这种小波为母波的基础上，对采样的信号进行小波变化，经小波变化后的信号，在不同的小波变换尺度上，就是针对于心电信号的不同波段的信号的加强分析，然后，在不同的尺度上，根据一定的域值来对心电信号作出一定的判断。2 . 1 . 1 小波变换的简介 小波，从字面上理解就是一种小的、短的函数波形，也就是说：小波=小+波形，凡是一切积分等于零的函数均可以作为小波函数。过去我们分析信号是用傅里叶方法，将信号用正弦和余弦函数展开，这种方法适合变化平稳的信号，而对于非平稳变化信号（如天气预报、地震预测、洪水预防、股市分析、图像识别等等）效果十分不理想，也就是说傅里叶方法没有局部化能力。而小波分析方法却能精确检测奇异信号。小波变换的概念是由法国从事石油信号处理的工程师j.morlet在1974年首先提出的，通过物理的直观和信号处理的实际需要经验的建立了反演公式，当时未能得到数学家的认可。小波分析作为一门学科始于1990年前后，它是傅立叶分析发展史上里程碑式的进展，是傅立叶分析理论发表170多年来最辉煌的继承、总结和发展，对分析工具起着承前启后、继往开来的重要作用，并取得了许多传统分析方法难以实现的显著应用效果，这种分析技术是一种高新技术，是高科技的重要内容，它已经把信息工业和信息技术推向了一个新时代，是当今国际学术研究和产业发展的热点内容之一。是当前数学中一个迅速发展的新领域，它同时具有理论深刻和应用十分广泛的双重意义。它与fourier变换、窗口fourier变换（gabor变换）相比，这是一个时间和频率的局域变换，因而能有效的从信号中提取信息，通过伸缩和平移等运算功能对函数或信号进行多尺度细化分析（multiscale analysis），解决了fourier变换不能解决的许多困难问题，从而小波变化被誉为“数学显微镜”，它是调和分析发展史上里程碑式的进展。小波分析的应用是与小波分析的理论研究紧密地结合在一起地。现在，它已经在科技信息产业领域取得了令人瞩目的成就。 电子信息技术是六大高新技术中重要的一个领域，它的重要方面是图像和信号处理。现今，信号处理已经成为当代科学技术工作的重要部分，信号处理的目的就是：准确的分析、诊断、编码压缩和量化、快速传递或存储、精确地重构（或恢复）。从数学地角度来看，信号与图象处理可以统一看作是信号处理（图像可以看作是二维信号），在小波分析地许多分析的许多应用中，都可以归结为信号处理问题。现在，对于其性质随着实践是稳定不变的信号，处理的理想工具仍然是傅立叶分析。但是在实际应用中的绝大多数信号是非稳定的，而特别适用于非稳定信号的工具就是小波分析。2 . 1 . 2 小波变换在心电信号上的应用1心电信号的基线漂移及传统解决方法 心电信号的基线漂移的表现形式为在ecg信号上形成一个缓慢的变化量,如图2所示,这一典型分量有时可使ecg信号的波形发生较大的变化,因而是心电图噪声干扰的主要来源之一,往往对于心电信号的识别和分析造成一定的影响。常规的心图机采用rc滤波的方法来消除基线漂移,即让病人保持不动,等基线稳定以后再进行描述,显然这种方法用于计算机对病人进行长期监护是不适宜的。用数字滤波的方法可以补偿基线漂移,但如截止频率太低,则无法很好地消除基线漂移,而截止频率选的太高,会使s-t段定义波形发生畸变;目前常采用的矫正基线的方法为基线拟合方法,即通过多点采样,去掉某些突变点,拟合出基线的波形,并与输入信号相减,以得到稳定的ecg波形,这种方法的缺点是处理的时间较长;此外,在此原理基础上,人们还研究出了相应的简化补偿方法,即以心拍稳定条件周期,将漂移折线化处理,然后在输入的信号中消除基漂。图2 心电信号的基线漂移现象基线漂移的消除在心电信号的预处理中十分重要,但又是比较麻烦的。由于基线漂移的特点为非周期直流分量,利用小波变换的带通滤波特性和尺度函数的低通滤波特性,可以将显现于小波分解大尺度上的基线漂移直接去除,并由重构算法恢复去除基线漂移后的心电信号。2小波变换去除基线漂移的方法小波或小波基函数就是满足可容许性条件的具有特殊性质的函数,所谓小波变换就是选择适当的基本小波或母小波,通过对基本小波平移、伸缩而形成一系列的小波,然后将欲分析的信号投影到由平移、伸缩小波构成的信号空间中。式(1)为小波变换表达式,其中平移参数b的变化决定时窗的位置,而尺度参数a的变化不但改变连续小波变换的频谱结构,同时也改变了窗口的大小和形状。(1)小波变换是可逆的,信号f可由下式恢复: (2)当小波变换的平移因子和尺度因子为离散情况时称为离散小波变换,特别当尺度为二时,称为离散二进小波变换。用离散二进小波变换处理信号时带宽以二的指数幂减小,由于工程实际中采集到的信号多为离散形式的数字信号,因此在数字信号处理技术中常采用离散二进小波变换的方法,离散二进小波分解及合成的基本原理如下:(3)式中(x)为二进小波,(x)和(x)分别为二进小波尺度函数及其对偶。离散二进小波变换的逆变换形式如下: (4)通常由于实际信号的分解是有限的,由有限离散二进小波变换重构数字信号的算法为: (5)在利用小波变换方法对信号进行处理的过程中,小波基函数的选择十分重要,利用不同小波基函数对信号进行分解,可以突出不同特点的信号特征。在小波基函数的选择中daubechies小波是紧支正交基,满足精确重建条件,但由于紧支小波不具有对称性,因而其边界效应会随尺度的增加而扩大,引起分解及重建误差。样条小波是一种非紧支正交的对称小波,具有较高的光滑性,频率特性好,分频能力强,频带相干小,且具有线性相位特性,由于对称性原因,只要采取合理的延拓方法,其边界效应引起的误差可忽略不计。因此在本文心电信号的分解及合成中选择了样条小波作为小波基函数。虽然非紧支小波会形成无限长滤波器,截断误差的产生是不可避免的,只要根据信号的特点及计算的复杂程度选择合适的滤波器长度,即可满足不同信号处理的要求。通常样条小波阶数越低,时域内衰减越快,但频域内截止性较差,阶数高,结果则相反。在本文中选择三次b样条小波作为小波基函数,心电信号小波分解细节及逼近谱如图3所示。 图3心电图小波谱(a)心电信号小波变换细节 (b)心电信号小波变换逼近由于信号的小波变换相当于小波分解在不同尺度的带通滤波信号,而小波分解逼近谱为各尺度下的低通滤波信号,由图3(b)在尺度8上的分解波形可以看出,信号中的直流分量及趋势项明显地显现在该尺度上,由于漂移信号主要为超低频信号分量,只要在小波变换重构的过程中,将该尺度下的分量置零,就可以得到去除了直流及缓变趋势分量的合成信号。在信号的采样频率不变的情况下,由于对应于某一确定的小波变换,其不同尺度下的频窗中心和窗宽是确定的,由此可确定相应去处基线漂移的最大分解尺度。在本研究中心电信号的采样频率为360hz,三次样条小波分解在尺度8下逼近信号的频率和功率极低,因此,原始心电信号的低频信号的主要成分在经过基线矫正后不受影响。基于小波变换心电信号基线矫正方法的研究结果说明,基线漂移在小波变换中直接去除的方法简单易行,由于小波变换信号处理方法对于信号形式及变化不敏感,是处理非平稳及非线性信号的有力工具。此外它可将不同频带的信号显现在小波分解各个尺度上,而且具有高频信号分辨率高,低频信号分辨率逐渐下降的特点,所以它不仅利于信号处理,而且还是信号分析的有效手段。2 . 1 . 3 小波变换在心电信号波形识别上的应用 在心电信号上识别患者是否有病，或者是有什么病的话，那就要看出心电信号的异常点。以前都是有医生通过目测来判断心电信号是否存在异常，这种做法效率低，而且不能针对大数据量的心电信号。所以，只要让计算机自己来识别心电信号上的异常点，这样就要求对心电信号的数学上的处理上的功能了。 经历了gabor 变换到 stft （短时傅立叶变换）再到小波变换的发展过程，小波概念于1984年才真正建立起来。再此之前无论时傅立叶变换还是函数分析法都是无法像小波分析那样能兼具时域和频域分辨能力。 由于心电信号比较微弱，仅为毫伏（mv）级，信噪比较低，所以极易受到环境的影响。由体表电极检测到的ecg信号含有七种不同类型的干扰，即工频干扰、基线漂移、电极接触噪音、电极极化噪音、肌电干扰、放大电路内部噪声和运动干扰，其中50hz及其倍频附近的工频干扰和0.7hz以下的基线漂移是两个重要的干扰源。一般正常的心电信号在0.01100hz频率范围之内，而90的ecg信号频率能量又集中在0.25hz40hz之间。为了总强心电信号重的有效成分，抑制噪声和伪迹，提高波形检测准确率，除了对心电记录仪器的硬件抗干扰能力有较高的要求外，心电信号的a/d转换后的数字滤波也至为重要。 针对心电信号的数字滤波算法有很多，诸如平滑处理、带通数字滤波算法、fft变换、相关性分析和自适应滤波、b样条函数拟和等。针对种种状况的存在，我们把处理的步骤定为以下： 心电信号特征参数处理qrs波处理 p波处理 t波处理 十二导联平均波形处理 表1：软件处理模块层次结构 本软件将小波变换应用于心电信号的波形特征点的检测上，由于心电信号是由p波、qts波、t波和静息期组成，p波、qrs波和t波具有不同的频率分布特性，对于不同的人来说，qrs波频率谱稍有不同，但是对每个人来说，qrs波中心频率总是较p波和t波的高。小波变换方法实际上是一种时频局部化的分析方法，也可以看作带通滤波，由于它具有多分辨率的特点，在信号频率高的区域上，小波变换的时间特别有用，运用mallet算法，选择合适的小波变换尺度，可以将心电信号qrs波、p波和t波频率段分离开来，在每个频率段各个波的信号是最强的、干扰最弱，因此检测的准确性就大大的提高了。如图4所示，在小波变换的不同尺度是上的特征显现，第二尺度上的就是qrs波最显著，在小波变换的第五尺度p波和t波最显著。 图4运动心电信号在=1、2、3、4、5尺度上的小波变换,分别对应于图2()()()()(),()为运动试验阳性病例的原始运动心电信号。 在分离出来的信号上根据信号奇异点与小波变换系数正的极大值极小值的对应关系，可以较为准确的识别波形的峰值点。而信号的奇异点就是和小波变换中的李氏指数有密切关系的。李氏指数是数学上表征局部特征的一种度量，其定义是，设函数x（t）在t。附近具有下述特征： x（t。+h）-pn(t。+h)ah n a0时，小波变换的极大值随尺度的增大而增大，当a阈值s1，负极小阈值s2丢弃yes正的极大值-负的极小值点左右开窗求出窗口内极大值得到r峰值 图5：检测r峰值的程序流程图分析确定r峰值点，是我们以后研究其它波段的基础。在此基础上，我们可针对p波、qrs波群、t波、u 波等作具体的分析了。2 . 2 qrs波群的检测及意义2 . 2 . 1 qrs波群的医学认识及意义qrs波群 它是心电图上最尖最大的波群。特点是上升、下降沿都比较陡、连续、不间断。qrs波群中第一个向下的波称为q波；q波之后是个狭窄高耸的尖脉冲波形，称为r波；与r枝祁衔接的又是一个向下的波，称为s波。qrs波群：代表两心室除极和最早期复极过程的电位和时间变化。 qrs波群时间：正常成人为0.060.10秒，儿童为0.040.08秒。v1、v2导联的室壁激动时间小于0.03秒，v5、v6的室壁激动时间小于0.05秒。qrs波群时间或室壁激动时间延长常见于心室肥大或心室内传导阻滞等。 qrs波群振幅：加压单极肢体导联avl导联r波不超过1.2毫伏，avf导联r波不超过2.0毫伏。如超过此值，可能为左室肥大。avr导联r波不应超过0 .5毫伏，超过此值，可能为右室肥大。如果六个肢体导联每个qrs波群电压(r+s或q+r的算术和)均小于0.5毫伏或每个心前导联qrs电压的算术和均不超过0.8毫伏称为低电压，见于肺气肿、心包积液、全身浮肿、粘液水肿、心肌损害，但亦见于极少数的正常人等。个别导联qrs波群振幅很小，并无意义。心电信号的参数提取和波形识别是ecg分析诊断的关键，其准确性于可靠性决定诊断于治疗心脏病患者的效果，乃至挽救病人生命的成败。其中qrs波的检测是ecg检测中的首要问题。qrs波检测不仅是诊断心率失常的最重要的根据，而且只有在qrs波确定后才能分析ecg的其他细节信息。2 . 2 . 2 qrs波群的检测 1小波变换原理和小波的选择 数字信号()的小波变换(wavelet trans forms)可利用mallat算法来计算,公式如下 (6) (7)其中为平滑算子且()=为文中用于分析的数字心电信号。()为数字信号()的小波变换。和 分别为低通滤波器()和高通滤波器()的系数,即 （8）为了得到ecg信号特征点的准确位置,算法所用的小波变换必须保证变换后得到的信号与原始信号之间有良好的对应关系。为此,本算法采用了支持紧支集并具有一阶消失矩的二次样条小波。它是一个平滑函数的一阶导数。()的fourier变换为 （9） 符号表示离散fourier变换2 r波检测 通过(6)和(7)计算心电信号的小波变换,然后用检测标准进行检测。检测过程如下:(1)选择特征尺度:小尺度上的()反映信号的高频分量,在大尺度上它反映的是信号的低频分量。qrs波的能量主要集中在尺度和尺度上,且在尺度上的能量最大。以尺度为中心无论尺度变大或变小, qrs波的能量都将逐渐减小。实验中我们还发现,高频分量较多的qrs波尺度上的能量大于尺度上的能量,而低频分量较多的波在尺度上的能量大于尺度上的能量。在更大的尺度 (5)上,波的能量衰减变大,而干扰的能量却变得很大。而且,尺度愈大运算量愈大。因此,本算法仅选用了从到四个尺度。(2)确定波的模极大值列:r波在每个特征尺度上均能产生一对模极大值点,从而形成两条模极大值列。对于高频噪声,它往往只在小尺度上产生模极大值,而在大尺度上产生的模极大值很小或不存在;对于低频的高p波或高t波来说,它们则往往只在大尺度上产生模极大值点,而在小尺度上产生的模极大值很小或不存在。也就是说,高频噪声和低频的高p波、高波或噪声常常不能在特征尺度上产生模极大值列。因此,通过检测特征尺度上的模极大值列可以减小这些因素对r波检测造成的影响。(3)计算奇异点的奇异度:令 ()=|()|并且假设为lipschitz指数的上限。被称作正则指数。令 在特征尺度到上,我们可以求出奇异点的、和。r波峰点总是对应于0,且多数情况下0。尽管,少数r波因高频分量较多而使大尺度上的模极大值衰减较快,导致0,但+仍大于零。大多数波在尺度上的能量较尺度上大,且|()|从尺度到尺度衰减很快,不仅使0,心律失常的变异r波往往会使稍微增大。因此,若突然减小,甚至变为负值,对应的奇异点一定是噪声或干扰,相应的模极大值列应从集合中删除。 (4)去除孤立的和多余的模极大值列:通常运动伪迹和肌电噪声的频带与波的频带存在重叠。在前面所得到的模极大值列集合中,可能会包含有由伪迹或肌电噪声引入的模极大值列,删除这些模极大值列就可以大大减小伪迹和肌电噪声等的影响。 首先,去除孤立的模极大值列。在每个特征尺度上波对应于一对模极大值,即一个正极大值 负极小值对,且在尺度上这两个模极大值点的间距比r波的宽度要小。设为尺度上()的一个正极大值点(或负极小值点), (=1n1,)为同一尺度上()的负极小值点(或正极大值点),若与 ()的间距大于给定的间距阈值,则被称作孤立极大值(或极小值)点,相应的模极大值列称作孤立模极大值列,并将从模极大值列集合中删除。本文中所用间距阈值根据经验选用120。 其次,去除多余的模极大值列。通常r波只产生两条模极大值列。但对一些双r波或带噪声的r波,在一条模极大值列的邻域(120)内,常有两条或更多的模极大值列,而其中仅有一条是有用的,其他都是多余的。多余的模极大值列可以通过下面的准则予以去除。 因为qrs波的能量主要集中在尺度上,故选择该尺度上的模极大值来判别。设两个极小值点分别为min1和min2,其幅值分别为a1和a2,而它们与该正极大值点的距离分别为l1和l2。判断多余模极大值列的准则下: 准则1:若a1l11.2a2l2,min2为多余点;准则2:若a2l21.2a1l1,min1为多余点;准则3:否则,若min1、min2在该正极大值的同侧,那么离该正极大值远的为多余点;若min1、min2在该正极大值点的两侧,那么该正极大值点后的那一点为多余点。其它情况与上述类似。(5) r波峰点检测:r波峰点对应于尺度上的正极大值负极小值对的过零点。在我们从模极大值列集合中删除孤立的、多余的模极大值列之后,得到的集合 (=1,2, )中只有尺度上的正极大值 负极小值对的位置信息。于是,找到这些正极大值 负极小值对的过零点,即找到了r波峰点的位置。3qrs波的起点和终点的检测 qrs波的起点是指q波(当q波不存在时为r波)的起点;qrs波的终点是指s波(当s波不存在时为r波)的终点。 q波和s波通常是高频低幅波,它们的能量主要集中在小波变换的小尺度上。因此,我们在尺度上检测qrs波的起点和终点。qrs波的起点对应于波生成的模极大值对之前的第一个模极大值,qrs波的终点对应于由r波产生的模极大值对之后面的第一个模极大值。在尺度上,我们从r波的模极大值对出发,在其前或其后的一段时间窗口内寻找一个模极大值点,进而找出该点所在波的起点或终点(过零点或趋零点),它们分别就是qrs波的起点或终点。若在该时间窗口内找不到一个模极大值点(如q波或s波不存在),则r波生成的模极大值对的起点或终点就是qrs波的起点或终点。我们之所以在尺度上而不在原始信号上检测qrs波的起点或终点,主要是为了避免基线漂移的影响。上面所用到的时间窗口是根据以前所检测到的qrs波的起点或终点与其峰点的间距(分别为1和2)确定的。若是因为高频噪声的影响在一个时间窗口内有几个模极大值,则选择模极大值的起点(或终点)与r峰点的间隔和1(或2)最接近者。2 . 3 p波的检测及意义2 . 3 . 1 p波的医学认识及意义p波：呈钝圆形，可有轻微切迹。p波宽度不超过0.11秒，振幅不超过0.25毫伏。p波的振幅和宽度超过上述范围即为异常，常表示心房肥大。代表左右心房除极的电位变化。心脏激动的起源为窦房结，最先传导至心房，所以在心电图的中首先出现的是p波。形态可以为单向（正向和负向）、双向。双向p波是指波的描迹线在参考水平线两侧各有一个转折点，起始转折在水平线以上称正负（+ -）双向，起始转折在参考水平线以下称负正（- +）双向。如果正向p波终末部在参考水平线以下，但无转折，仍应称正向p波；同样，如果负向p波终末部在参考水平线以上，但无转折，仍应称负向p波。pr段是继p波之后，心脏沿心房肌（结间束）、经房室交界区下传至心室，产生pr段。由于激动经过这段传导组织时所产生的电位影响影响极为微弱，在体表心电图上表现为一段平直的线。2 . 3 . 2 p波的检测 p波的检测，是在qrs波检测的基础上分析的。原始信号滤波后进行小波变换，系统采用morlet小波将信号进行5个尺度上的分解，qrs波主要集中在第2、第3层频率段上，因此在第2层小波系数上结合能量发，检测r波，并应用移动窗口平均发检测qrs波的起点和终点。qrs波检测之后，结合第五层小波系数在qrs波器起点前一定时间窗内检测p波，在qrs波终点后一段时间窗内检测导t波。根据模极大值对得到所有的p波，其中，可能混有由噪声和基线漂移引起的p波，称之为非p波。为删除非p波，先求出所有p波的起点和终点，之后，可求得p波的弧度值及p波与折线p波段相关系数值，根据这两个值对p波进行筛选，筛选剩下的p波就就是真正的p波了。整个过程如图6所示：得到真正的p波ecg信号预处理ecg信号小波变换求出每个周期的r波位置根据变换系数的模极大值对确定所有p波求得每个p波的起点和终点根据p波弧度筛选p波根据p波与折线p波的相关系数筛选p波 图 6 p波检测总流程图一：p波起点和终点的检测 如能求出p波的起点和终点，则可以给出p波形态方面的信息，对p波 见到具有很大的作用。有人用小波变换的方法求p波的起点和终点，单该方法求出的p波宽度往往过大，所有不够精确。用斜率法求p波起始点，则容易受噪声的干扰。所有，现在，试探着用一种新的方法去求取p波起点和终点。以求起点为例： （1） 确定一个在p波一点左边，但是靠近起点的点。由前述所知，每一个p波顶点对用于一模极大值对，而该模极大值对一般对应了p波的两个腰点。如图7中顶点p对应了模极大值1、2，而点1、2的位置处于p波的两个腰上。根据p波宽度的经验值，在点2左边50ms范围内一点c，则一般能保证点c在p波左边，且靠近起点。（2）连接点c和p波顶点p，得到直线cp。（3）求出ecg信号上c1曲线段上的各点到直线cp的距离。其中距离最大的那个点就是p波的起点，图7中点a为所求得的p波起点。 用同样的方法，可求出p波终点，图7中b点为所求得的p波终点。该方法克服了噪声或基线漂移的干扰，且算法简单，便于实现。 图 7 求p波起点和终点示意图二：根据p波弧度进行筛选 低频噪声和基线漂移产生的p波，较之真正的p波，其弧度一般较小，故可以根据弧度对p波进行筛选。p波弧度的计算步骤如下： （1）如图8所示，连接p波起点a和终点b，得到直线ab。 （2）求出p波顶点p到直线ab的距离l和线段ab的长度ab。 (3) 距离除以线段ab的长度ab的结果就是p波的弧度。 设一弧度临界值d,若求得的弧度值小于d，则认为是非p波；反之，就是p波。 图 8 折线p波生成示意图三：根据相关系数筛选p波