（信号与信息处理专业论文）心电信号的处理与自动诊断.pdf

摘要 本论文对心电信号的预处理、波形分析、参数计算、自动诊断等，作了较详细的研究， 并在此基础上实现了一套较完整的、具有实际运用价值的心电工作站的软件系统。 首先本论文对心电信号的采样中的导联系统作了介绍，并简介了肢体导联中各导之间的 关系。然后对采样所得的心电信号的干扰进行了分析，并针对工频干扰、肌电噪声及基线漂 移等噪声提出了相关的消噪方法；并对小波变抉在e c g 信号噪声消除中的应用作了探讨和仿 真，通过仿真可以看出该方法对于工频滤波及肌电噪声的消除具有较好的结果。然后本文提 除了基于导数的波形识别方法运用于p 、q r s 、t 波的识别，使各个波的起始点、峰点与终点 的定位能够有较高的准确性：并将小波变换与移动窗口积分方法相结合，运用于q r s 波的起 终点的定位：运用局域变换法进行了p 、t 波的识别，该方法较为简单，能够满足大量数据 分析的要求。接着本文根据波形识别的结果，对1 2 导心电图中各种时间、幅度、心电轴等 参数的计算进行了分析与讨论，并用于实际的软件设计中。根据这些参数本文对正常心电图 与非正常心电图的自动诊断标准进行了探讨，并通过两组实际的心电信号的检验，检验结果 表明其对于非正常心电图的提l 致率较高，如用于临床诊断可减轻医生的工作量。 最后，本文对软件系统的结构作了介绍，主要介绍了1 2 导同步心电图、高频心电、心 率变异分析和向量心电图等模块，该软件是集合了多种心电分析方法、能够将自动诊断与手 工测量相结合的并能够提供较完善的诊断报告的软件。 关键词：心电信号导联系统工频干扰基线飘移小波变换 a bs t r a c t i n t h i st h e s i s ，t h ep r e t r e a t m e n t ，a n a l y s i so fw a v eo fe l e c t r o c a r d i o g r a m ( e c g ) s i g n a la r c r e l a t i v e l yr e s e a r c h e d ，a n dt h ec a l c u l a t i o no fp a r a m e t e r sa n dt h ea u t o m a t i cd i a g n o s i sa r ea n a l y z e d b a s e do nt h e s er e s u l t s ，w er e a l i z et h es o l q w a r cs y s t e mo f e c gp r o c e s s i n g ，w h i c hi s i n t e g r a t e da n d h a st h er e a if u n c t i o n f i r s t l y , t h el e a ds y s t e m sf o re c gs a m p l i n ga r ei n t r o d u c e d ，s i m p l yo nt h er e l a t i o no fe v e r y l e a dt h e nw ea n a l y z et h ei n t e r f e r e n c e so fe c g , a n dp r e s e n t e dt h em e t h o do fi n t e r f e r e n c e s r e j e c t i o n ，s u c ha sp o w e rl i n ei n t e r f e r e n c e ，m u s c l ee l e c t r i c i t ya n db a s e l i n ew a n d e ra tt h es a m e t i m e ，s t u d ya n ds i m u l a t i o no fr e m o v i n ge c gn o i s eb a s e do nw a v e l e ta r ep r e s e n t e d b yu s i n gt h e c a n c e l l e r , m u s c l ee l e c t r i c i t ya n dp o w e rl i n ei n t e r f e r e n c ea r ep r e f e r a b l ye l i m i n a t e df r o mt h ee c g s i g n a l s s e c o n d l y ，t h ed e t e c t i n go fp ，q r s ，tw a v eb a s e do nd i f f e r e n t i a lc o e f f i c i e n ti sp r e s e n t e d ，a n d t h i sm e t h o dm a k e st h eo n s e t ，p e a ka n do f f s e tp o i n tp r e f e r a b l ee f f e c to fo r i e n t a t i o n w a v e l e t t r a n s f o r ma n dm o v i n gw i n d o wi n t e g r a t i o na r eu s e dt od e t e c tt h eo n s e ta n do f f s e to fq r sw a v eo f e c g l o c a lt r a n s f e ri su s e dt od e t e c tp ，tw a v e ，w h i c hi ss i m p l e rt od e a lw i t hv a s td a t a t h i r d l y , b a s e do i lt h ed e t e c t i n go fe c gw a v e ，w ed i s c u s st h ec a l c u l a t i o no ft h et i m e ，s w i n g a n dc a r d i o a x e sp a r a m e t e r sf r o m12l e a d s ，w h i c hi su s e di nt h es o f t w a r es y s t e m ，t h ea u t o m a t i c d i a g n o s i so fn o r m a la n da b n o r m a le c gi sr e a l i z e d ，a n db yi n s p e c t i n gt w og r o u p so fd a t a ，i t i n d i c a t e st h a ta b n o r m a le c gc a nb ep i c k e du p ，w h i c hc a nb eu s e di nc l i n i c f i n a l l y , t h es t r u c t u r eo f t h es o f t w a r es y s t e mi si n 订o d u e e d ，w h i c hc o n s i s t so f s i m u l t a n e o u s1 2 l e a de c gh i g hf r e q u e n c ye l e c t r o c a r d i o g r a m ，h e a r tr a t ev a r i a b i l i t ya n dv e c t o re c g , a n ds oo n t h es y s t e mc o n c o u r s e sm u l t i a n a l y s i sm e t h o d s ，a n dc o m b i n e sa u t o m a t i cw i t hm a n u a ld i a g n o s i s ， w h i c hc a na f f o r dc o m p a r a t i v e l yi n t e g r a t e dd i a g n o s i sr e p o r t k e y w o r d s ：e l e c t r o c a r d i o g r a m ( e c g ) s i g n a l ，l e a ds y s t e m ，p o w e r l i n ei n t e r f e r e n c e ，b a s e l i n e w a n d e r , w a v e l e tt r a n s f o r m 东南大学学位论文独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是我个人在导师指导下进行的研究工作及取得 的研究成果。尽我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含 其他人已经发表或撰写过的研究成果，也不包含为获得东南大学或其它教育机构 的学位或证书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均 己在论文中作了明确的说明并表示了谢意。 研究生签名：钮聋蒸捣期：2 逊型旦 东南大学学位论文使用授权声明 东南大学、中国科学技术信息研究所、国家图书馆有权保留本人所送交学位 论文的复印件和电子文档，可以采用影印、缩印或其他复制手段保存论文a 本人 电子文档的内容和纸质沦文的内容相一致。除在保密期内的保密论文外，允许论 文被查阅和借阅，可以公布( 包括刊登) 论文的全部或部分内容。论文的公布( 包 括刊登) 授权东南大学研究生院办理。 第一章概述 第一章概述 心电图( e c g ) 是现代医学用以诊断心脏疾病的重要工具之一，它对某些疾病尤其是心血 管疾病的诊断具有重要意义。由于诊断可靠、方法简便，对病人无损害，故已在临床上广泛 应用。3 1 1 心电图的形成及各特征参数 心电图是记录心脏组织电压变化的图形，如图1 所示。各波段都具有一定的生理意义， 例如，p 波对应于心房收缩的开始；r 波对应于心室收缩的开始，而t 波则反映心室扩张的 开始a 心电图中还包含其它小波( 如u 波) 。心电信号振幅的大小一般为l o u v ( 胎儿) 5 m v ( 成 人) ；频率分最主要分布在l o o h z 以下，一般在l 3 0 h z 之间，这就是我们在采集和处理心 电信号时所必须考虑的通频带。 图1 典型的正常心电波于眵 下面我们对心电信号组成的各波段的形成及意义讨论如下”： 1 p 波：代表心房肌的电激动过程。心脏的激动起源于窦房结，最先传到心房，使之 激动。所以p 波是心电图中最先出现的波。正常情况下心房除极自右上方开始，优先沿前结 束下传并通过其分支房间束传入左房上部而后下传，故总的除极方向是自右上方指向左下 方。由于心房在解剖学结构上的特点，使得正常人的p 波形态变化较大，尤其在形态方面更 第章概述 为显著。根据p 波的宽度，p 波的形状，p 波的幅度以及p 波持续时间与p r 间期的比值等， 可用于判断心房扩大，心肌梗塞等症。 2 p r 段：指p 波终点q 波起点这一阶段，代表心房除极结束到心室除极开始。p r 段是一个时间性的指标，所反映的是窦性冲动在传导系统下段的传导时间，其眭短受p 波宽 度及传导速度的影响。根据p r 段的持续时间及与其它参数比较，可用于诊断早博，心率 失常，心动过速等。 3 p - - r 间期：指p 波起点到q 波起点，亦称p - o 问期，代表心房除极开始到心室除 极开始所需时间( 即p 波间期与p - - r 段之和) ，亦为一时间性指标，其长短受传导速度、旁 路纤维束的影u 向。p - - r 间期的持续时间占整个心动周期持续时间的比例如超出正常范围， 则表明可能有房室传导阻滞等症。 4 o r s 波群：典型的q r s 复合波包括三个紧密相连的波。第一个向下的负波叫q 波； 紧接其后的是一个快速向上的正波为r 波：r 波后又是一个向下的负波，s 波。q r s 波是双 侧心室在除极过程中产生的电位差传导至体表后在体表所形成的电位差值。其时间问期一般 在0 0 4 s o 1s 。出现异常的q 波可用于诊断心房扩大、心室肥大、心肌梗塞等病症：各个 导联出现的r 、s 波形可能各有不同，出现异常的r 、s 波形可判别心肌炎、过度肥胖等病症。 q r s 波的形态、振幅、时间所包含的心脏信息极为丰富，迄今仍有大量的有用信息尚未被认 识，有待进一步探讨。 5 s t 段：由q r s 波群终点到t 波起始部的一段，是一个既有时间性又有形态学内容 的指标。s t 段是无数各心肌细胞组合而成的电位差，是细胞外膜面电场传导至体表后又 形成新的电位差。其异常通常有s t 段压低和s t 段抬高两种：第一种可用于诊断心室肥大、 束支传导阻滞等：第二种可用于诊断急性心肌梗塞等。 6 t 波：q r s 波后第一个正峰，变化较为平缓，代表了双侧心室肌激动后恢复过程( 复 极) 产生的电位差。心脏的复极方式与除极是完全不同的，除极的程序取决于传导系统的情 况或除极的起始点，而复极则为心肌的自发过程，各处的心肌复极时间只取决于除极时间开 始的早晚，复极所需的时间远大于除极，故t 波宽度较q r s 波大的多。t 波异常通常有倒置、 增高、过低、增宽等症状，可用于诊断心肌梗塞、心包炎等症。 7 q t 间期：从q r s 波起始至t 波终末的时间，代表自心脏除极至复极结束的全过 程时间，其长度受除极时间及复极时间的影响。q 一1f 司期的长短反映了心率的快慢。 8 u 波：u 波是争议最大的一个波，是t 波后出现的第一个小波，有些导联不可见，关 于其发生机理至今尚无定论，目前一般认为u 波的形态与心肌受损及缺血程度有一定关系， 其振幅则与血钾浓度关系密切。因此可由u 波显著增高来诊断血钾过低、心室肥大等；u 波 倒置可用于诊断高血钾、心肌梗塞等。 9 心率：每分钟内出现的心动周期次数，计算公式为：每分钟心率( 次m i n ) = 6 0 ( r - r 间期) 。其中r r 间期代表一个心动周期，为两个r 峰的间隔，以秒( s ) 为单位。可用于诊断 心率不齐。 2 第一章概述 由此可见，心电图的这些特征参数对于诊断心血管疾病起着极为重要的作用。因此，准 确识别心电图的各个波的起末点，精确计算各个参数，具有十分重要的意义。 1 2e c g 自动分析技术的发展与现状 从1 9 0 3 年著名的心电图之父w i l l i a me i n t h o v e n 根据前人的许多研究成果，研制成了 第一部用于监护心脏电位的心电图机至今已有近百年的历史。在临床上对于患有心脏方面疾 病的病人，医生首选的诊断方式就是心电图记录。由于世界上心脏疾病的发病率和死亡率逐 年上升，引起人们对心电监护的重视”。 早期的心电监护系统要护理人员长时间地观察，往往会因为视力疲劳或注意力分散造成 漏检。五十年代末以来，随着计算机技术的发展，人们开始了对心电自动分析技术的研究。 1 9 5 9 年，p i p b e r g e r ”1 等人完成了一个可以区分正常和异常心电图的程序，并于1 9 6 1 年首 先研究出导联心电图分析程序。六十年代初，c a s e r e s 验证了用计算机进行常规1 2 导联e c 6 分析的可行性，开发了利用测得的平均e c 6 参数进行波形模式识别的程序。1 9 6 6 年。s t a p l e s 等人提出采用分枝树逻辑作为心电图诊断方法。经过许多人的努力，到了七十年代中期，一 些心电自动分析程序从实验室投入临床应用。七十年代后期，微处理器技术的高度发展更加 促进了心电自动分析技术的研究。装配了微处理机的心电自动分析装置大大提高了心电数据 处理的速率和一致性，并增加了心律监护的种类和提高了监护准确率，这在很大程度上使护 理人员从繁重的数据处理中解脱出来。 在美国，每年约有8 0 0 万例应用计算机进行自动分析，占l o ；日本每年约有l o o 万例， 占5 。心电图自动诊断可以将医务人员从烦琐的图形识别和数据处理中解脱出来，大大提 高工作效率。目前，由于心电波形的自动识别不准而且计算机诊断标准不统一，使得计算机 自动诊断心电图还未广泛应用于临床”1 。因此要探索新的方法以提高波形识别的准确率，寻 找适合计算机实现又具有诊断价值的诊断标准以改进计算机自动诊断效果，以及扩大其应用 范围。 1 3 本课题的主要内容 本课题中首先研究了心电信号的采样中所采用的导联方式( 第二章) ；接着对心电信号 进行了预处理的研究，并运用了小波变换进行e c g 的噪声滤除( 第三章) ；然后对心电信号 进行波形分析，即对心电信号中的p 、0 r s 、t 波进行定位的研究，这也是本课题的重点之一 ( 第四章) ；随后进行心电信号的参数计算，主要是时间参数、振幅参数和心电轴参数( 第 五章) ：最后对心电信号的自动诊断进行了计算机的实现，但其主要还只局限于正常与非正 常心电信号及心脏肥大的自动诊断( 第六章) 。 第一章概述 本课题开发了一整套病例管理及采集，存储，显示，和报告打印的应用软件，重点研究 了e c g 预处理，p 、q r s 、t 波群的识别，参数计算及自动诊断等方面的问题。一些处理方案 在系统中付诸实施，提高了系统功能及其性能。 该系统具有如下优点： 1 多通道采样，实时显示。既可用于监护，也可用于诊断。 2 具有病例管理功能，能够根据不同的要求进行病例检索，医生能对以往的病例进行查 看和整理，并有助于与当前病例进行比较，作出正确有效的诊断结论。 3 具有较好的预处理功能，能较好的消除工频干扰、肌电干扰和基线漂移等，使采样后 的数据能够更有利于医生作出诊断。 4 具有较好的波形自动识别功能和参数计算，尤其是p 、o r s 、t 波的起始和终止点的识 别，计算出的参数较为准确。 5 具有多种诊断功能，能对心电信号从不同的角度、运用不同的导联采集数据进行处理， 如1 2 e c g 是对1 2 导的心电信号通过计算各个问期和电轴等参数给出结论的、h r v 是对某一 长导从心率的角度进行分析的；v c g 是通过f r a n k 导联采样的x 、y 、z 三个导联的数据进行 分析的。 第二章心电信号的采样 第二章心电信号的采样 心脏电兴奋传导系统所产生的电压是幅值及空间方向随时间变化的向量。放在体表的电 极所测出的e c g 信号将随不同位置而异。为了完整描述心脏的活动状况，常用在水平和垂直 方向的多种不同导联作记录，以看清各重要细节。心电信号通过导线和电极加到心电图机放 大器的输入端，一般总把导线和电极合在一起称为导联。常用导联主要有e i n t h o v e n 的标准 导联、w i i s o n 的单极加压肢体导联、单极胸导联，f r a n k 导联校正体系等，下面分别论述。 2 1 标准导联 1 9 3 1 年w i l l i a me i n t h o v e n 发明原始的e c g 标准导联亦 称双极肢体导联，反映两个肢体之间的电位差”1 。他假定在 心周期任一瞬间。心脏额面的电兴奋是一两维的向量。代表 向量箭头的长度与瞬间净的除极和复极的电压或电位差或比 例，其方向与心脏除极和复极的净方向一致。并进而假定向 量的起点位下等边三角形的中心，三角形的顶点是两肩和腹 股沟区。由于人体的间质液中的离子是良好的电传导体，所 以可把两肩的三角形顶点扩展到两臂，腿是腹股沟区的延伸； 这样三角形的顶点可有效地用三个肢体来代表。图2 - i 为爱图2 - 1 爱氏三角图 氏三角形图。电极放在左臂( l a ) 和右臂( r a ) 上来测量该两点间地电位差，这种导联接法称为 i 导联；i i 导联是测量左腿( l l ) 和右臂( r a ) 的电位差：i i i 导联是测量左腿( l l ) 和左臂( l a ) 间的电位差。心电放大器的地端与右腿连在一起。这种测量两点间电位差的导联称为双极导 联，如图2 - 2 。 在图2 - 1 中，各顶点至中心连线的夹角为1 2 0 。，为心脏电偶极子的电偶极矩，口为 l 点至电偶中心与电偶极子方向的夹角。根据电场理论可知，偶极子外容积表面任一点p 的 电位与该点至偶极子中点的距离 介电常数膏及目关系为咖：巧= m 。8 乡台z 。则： ：m c o s o ( 2 1 ) 南图1 2 可得 = m c _ o s ( 厂o + 1 2 0 。) = m c o s ( r o + 2 4 0 。) ( 2 2 ) ( 2 3 ) 第二巷心电信号的采样 导联i = 一 导联i i = 一 导联i i i = 圪一吃 由上式可得i + i i i = = i i ( 24 ) ( 2 5 ) ( 2 ，6 ) ( 2 7 ) i 导i i 导i i i 导 图2 - 2 标准导联 2 2 单极加压肢体导联 加压单极肢体导联标准导联只是反映体表某两点之间的电位差。1 ，而不能探测某一点的 电位变化。如果把心电图机的负极接在零电位点上( 无关 电极) ，把探查电极接在人体任一点上，就可以测得该点 的电位变化，这种导联方式称为单极导联。1 9 3 4 年w i l s o n 提出把肢体电极r a 、l a 和l i 经三个相等的且大于5 k q 的 电阻接在一起，组成一平均电位的中心端，称为威尔逊中心 端。其作用是在心电周期内获得一个比较稳定的电压，作 为体表上的基准值，如图2 - 3 示。理论和实践均证明，中心图2 - 3 w i l s o n 导联电极接法 电端的电位( p 薪) 在整个心脏激动过程中的每一瞬间始终稳定，接近于零，因此中心电端可 以与电偶中心的零电位点等效啷。由图可知： i ：r - f w t i - - g w r + g f - g w r ：0( 2 8 ) rrr = 妻( + 比+ 吩) j 将式2 1 2 3 代入上式得 6 ( 2 9 ) 第二章心电信号的采样 = 驴m c o s 0 + c o s ( 0 + 1 2 0 。) + c o s ( 0 + 2 4 0 。) 驴m c o s 护+ c 。s ( 0 + 1 2 0 ) + c o s ( 1 2 0 。- 0 ) 】 = 驴m c o s 0 + 2 c o s 臼c o s l 2 0 。 o ( 2 1 0 ) 在实际上，就是将心电图机的无关电极与中心电端连接，探查电极在连接在人体的左 上肢，右上肢或左下肢，分别得出右上肢单极导联( ) 、左上肢单极导联( 屹) 和左f 肢单极导联( 比) ： v r = 一 矿= v l 一 v f = v y 一嘞 ( 2 1 1 ) ( 2 1 2 ) ( 2 1 3 ) 矿r + 矿工+ 矿f = 0 ( 21 4 ) 由于单极肢体导联( k 、略，昨) 的心电图形振幅较小，不便于观测。为此，g o l d b e r g e r 提出在上述导联的基础上加以修改，除去肢体电极与中心端之间的电阻，分流作用就不再存 在，这样就可使心电图波形的振幅增加5 0 ，这种导联方式称为加压单极肢体导联。1 ，分 别以a v r 、a v l 和a v f 表示，如图2 - 4 。 ( b ) a v l ( c ) a v f j j n 压单极肢体导联 ；( 圪+ 巧) ( 21 5 ) h 1 4卜 图 = 0 圪 “ 曲 知 0 可图e由 第二章心电信号的采样 圪。= k 一昙( + ) 圪，= 丢( + ) 通过式2 4 - - 2 6 、2 i 0 及式2 1 5 21 7 可以证明i 、 个量之间，如果已知其中两个量，则可推出其余四个量。 2 3 单极胸导联 ( 2 1 6 ) ( 2 1 7 ) 胸导联可分为双极和单极胸导联，临床中常用后者( 而在动物的电生理实验中则以加 压单极肢体导联为多) 。单极胸导联探测电极有6 个位置，分别称v 1 ，v 2 ，v 3 ，v 4 ，v 5 ，v 6 导联，用它们来反映心前区相应心脏部位的电位变化情况。接法是将胸部电极( 探测电极) 引出的电位经电阻接到前置放大器输入端正极，r 、l 、f 各电极( 中性电极) 经电阻汇接到 中性点”0 ”( 参考”0 ”电位) ，再接到放大器输入端负极，如图2 - 5 。 ( a ) 连接方法( b ) 导联放置 图2 - 5 单极胸导联 由图可知：圪= k 。一嘞( 2 1 1 ) 其中n = l 6 ，为胸部特定部位( 如上图示) 的心电电位，具体位置表达如下“： k 。一胸骨右缘第四肋间； k 。胸骨左缘第四肋间： k rk 。与连接的中点； k t 一左侧第五肋间与锁骨中线相交处； k ；一左腋前线与水平相交处： k e 一左腋中线与水平相交处； 以上介绍了心电图中常用的十二导联即w i l s o n 导联系统：三个标准导联，三个单极性 加压导联，六个单极性胸导联，各导联从不同角度反映心脏的功能，各导联配合使用以便正 确诊断心脏疾病。如本心电自动诊断系统中的1 2 e c g 、h f e 等都是通过以上十二导的采样数 据进行分析，从而得出诊断结果的。 第二章心电信号的采样 2 4f r a n k 导联系统 针对1 2 导联中所存在的一些缺陷，如波幅偏低、图形多变等，1 8 4 6 年b u r g e r 及此后 f r a n k 等做了大量的试验研究，提出了些三角理论与导联向量概念，设计了校正的导联系统。 其生成的心电向量图是在心屯图的基础，为了进一步显示心电活动的三位空间变化特而发展 起来的。 心电图是反映心向量的一个特定分量，它是随时间而变的一维标量：而心向量图则是表 示一个心动周期中心脏向量的大小和方向的图形，它是三维信息。通常它用三个二维图形来 表达，它表示心脏综合向量在三个面上的投影。有两种心向量图的参考系统：未校正的和校 正的系统。未校正系统的导联简单易行；而校正系统是使正交表面关系产生心向量的正交记 录，从而得到较符合生理解剖的数据。f r a n k 导联系统是最具代表一| 生的校正系统，但主要用 于心电向量图中，其特点是使各导联具有相同的灵敏度，所得图像在空间正交。其采用校正 的导联体系，设计合理，所用电极甚少，导联轴确实反应了心脏向左向前偏移的状况。运用 该导联体系记录的心向量图与心电图甚相符合，因此已被国内外多数心向量图工作者采用。 为了校正心脏胸腔内的不对称性( 心脏不在胸腔的正中，而系偏前、偏左) ，f r a n k 导联 体系采用一套电阻网络，插入x 、y 、z 导联的输入端，以改变其增义量，使心脏正似于胸腔 的正中间，各导联向量需要基本垂直。 图26 为f r a n k 导联系统体系及电极安放部位。j 向量是从左、右中胳肢窝两点问所取 得的电位：j ，向量是头和左腿之间的电位；z 向量是胸部前后两点问的电位。f r a n k 电阻网 络系统的作用是向量信号加到c r t 之前使输入信号标准化“。 图2 - 6f r a n k 导联体系及电极安放部位 为十) 为一) 第二章心电信号的采样 向量图的电极通过导联电阻网络分别引出工nz 信号，再由瓜几z 心电放大器放大。 这样由z 和_ 结合构成水平面心向量图；由r 和z 构成侧面心向量图；j 和r 组成额面心向 量图“。三个二维平面上的心向量图都有相应于p 波、t 波和q r s 波的独立环，分别称为p 环、t 环和q r s 环。 2 5 本章小结 本章重点介绍了心电信号的采集的常规导联系统，w i l s o n 导联系统及f r a n k 导联系统。 其中w i l s o n 导联系统由三个标准导联、三个单极性加压导联、六个单极性胸导联组成，f r a n k 导联系统由测定左右、前后、头足电压差的工只z 三导联组成。根据不同的心电图分析方 法采用不同的导联系统，如1 2 导联同步心电图分析采用w i l s o n 导联系统，而心向量图分析 则采用f r a n k 导联系统。 1 0 ， 第三章心电信号的预处理 第三章心电信号的预处理 心电图机进行心电测量时，人体不可避免的要和所处的环境发生联系。有些环境不仅给 心电波形带来干扰影响医生的诊断，严重的情况f 会使心电图机损坏，威胁着病人和操作者 的安全。被测参数以外的信号统称为干扰。任何生理参数的测量对排除干扰这一点的要求都 是一致的。本章讨论干扰的来源及减少和消除的办法。 3 1e c g 信号的噪声与干扰分析 心电信号作为心脏电活动在人体体表的表现，信号一般比较微弱，幅度在l o u v s m v ， 频率为0 0 5 1 0 0 t l z ，因此，很容易受到外界的干扰，如： 1 工频干扰 主要由室内的照明及动力设备影响到人体的分布电容所引起，其频率成分包括5 0 h z 基 波及其各次谐波成分“。因为每个导联记录的心动周期数较少，在短时问内其频率成分基本 不变；其频率也处于绝大多数生理变量的频带范围内。提高抗工频干扰能力也是从事生物医 学工程人员所要追求的目标。 2 肌电干扰 当粘贴心电电极下的肌肉收缩时，会产生肌电，肌电信号对心电信号也会产生干扰。这 种干扰一般比较微弱，可认为是零均值带限高斯噪声的瞬时突发。心电信号中肌电干扰主要 由骨骼肌产生，在测量身体原发性颤动、肢体障碍的残疾人、儿童以及受伤的病人等条件下 获得的心电信号中，肌电信号是相当明显的“。它的频率范围很宽，一般在2 5 0 0 t t z 之间， 表现为不规则的快速变化波形。由于肌电的频谱较宽，而且又与心电的频谱混在一起，故很难 用一般常规的方法将其与心电分开。 3 基线漂移 引起e c g 信号中的基线漂移的因素主要有：硬件放大器温漂，皮肤阻抗的变化，呼吸及 其它人体运动。这种噪声的频率范围一般在0 0 5 h z 2 0 0 h z 之间”，与心电信号s t 段和q 波频率分量接近，由于s t 段和q 波检测是判断心肌缺血和心肌梗塞的主要依据，因此在测 量过程中应尽可能减少此类噪声，否则可能会造成诊断错误。 4 电极接触干扰 从人体到e c g 放大器电信号通路上的任何干扰都会造成强烈的噪声，可能会使e c g 波形 变得模糊不清，这种噪声常常是由于电极与皮肤的接触不良所致”1 。这类干扰的防止主要从 使用方法上加以克服，仪器的可靠接地，不仅对抗干扰有好处，还可保护病人和操作者的安 全。 5 电磁设备干扰 第三章心电信号的预处理 包括电子仪器本身的噪声及其它医疗仪器的干扰，频率范围较宽，幅度随环境而变。减 少这种干扰除了要尽量减少可能存在的干扰源、尽量远离干扰源、选择好低噪声、合理发计 前置放大器电路之外还要采用适当的屏蔽措施，如将心电图机分线俞及各分支电缆装入检定 仪的屏蔽盒内。 由以上e c g 噪声和干扰的种类及性质可见，其噪声和干扰存在频带宽，幅度大的特点 若不对e c g 信号进行预处理，将严重影响心电的测量与参数计算。 3 2 工频干扰滤波( 5 0 h z ) 目前抗工频干扰的方法很多，如5 0 h z 陷波、小波变换、自适应滤波等“。下面介绍的 几种滤波都是在采样频率兀l 为5 0 0 h z ，工频干扰频率正2 为5 0 h z ，l = 兀，兀2 = 1 0 的条件f 实现的。 3 2 1 平滑滤波 平滑滤波是数字滤波方法中早就被人们采用的方法，该方法算法简单，处理速度快，滤 波效果较好1 ，但也存在明显不足：通频带较窄，影响有用信号的分析，且其采样频率正l 必需是工频干扰频率兀? 的整数倍。其传递函数为： 酢) = 去( 1 + z _ 1 + 矿+ z 。+ z _ 4 + z 。+ z - 6 + z - 7 + z - s + z - 9 ) ( 3 1 ) 滤波器的幅频特性如图3 - 1 所示。 、 一 i - + 、。 ? 、 -。 | i 弋 。 沙 、7 7 飞 、厂 n e m ，目，州嘲 图3 - 1 平滑滤波器的幅频特性 第三章心电信号的预处理 3 2 2 简单整系数滤波器 工频干扰是由5 0 h z 基频及其高次谐波组成，且基线漂移是由超低频成分组成，因此应 该设计滤波器具有图3 2 所示的幅频特性“。 一f p ms m5 0 - f p m5 0 十s m1 0 0 6 ml o o + f p m1 5 0 一昂m1 5 0 + f p 。 f ( h z ) 图32 幅频特性 根据数字滤波器的频谱重复特性，可以变为设计一个抽样频率为兀j = 六? 2 = 2 5 h z 的高 通滤波器，该高通滤波器肌纠可以用一个全通网络( h o p ) 减去一个具有相同传输延迟和增 益的窄带f i r 低通滤波器( h l p ) 的输出“。令h t p 的阶数为m ，应取如下形式： = 赫肛【却瑚 ( 32 ) 为了使h l p 具有线性相位，m 应取偶数“，k 应取适当的正数。 f ( 3 d b l 为3 d b 截止 频率点，h 1 为通带内的最大波动幅度。可用下列式子来确定k 和m 。： m m 一1 4 8 5 1 9 h l ( 3 3 ) k “正2 ( 1 7 3 8 + f o a b ) 何) ( 3 4 ) 由3 2 式可得 = 等= 等等芝等 ：8 一w ( 女一1 ) 2 s i n ( w k l 2 ) s i n ( w l 2 1 则当w 很小时( 即低频部分) i 1 。，w ) 1 = 鬻爿_ j ，所以h 尸在低频部分幅 度近似为1 ，所以日 的同相位全通滤波器h p 3 应为： 坦一： 墓l 川竺r 二一型 为m数化 函 p 直 矿 向 = 率吖 频 副 麒州 第二三章心电信号的预处理 ( 3 5 ) 为了简便计算令h 2 ( z ) = 七+ h 尸( z ) = 群= v 2 ( 三) 石( 三) ，则 y 2 ( z ) = h 2 ( z ) + x ( z ) k ( z ) = h “p ( z ) 4x ( z ) ( 3 6 ) ( 3 7 ) 这里x ( z ) 为x ( n ) 的z 变换，k ( z ) 的反变换为y 2 0 ) ，r l ( z ) 的反变换为y l ) 则要设 计的高通滤波器在输入为x ( n ) 的输出为： 页m ) = m ( n ) 一万y 2 ( n ) ( 38 ) 试验中设f ( 3 d b ) = o 5 ，h l = o 0 1 ，先代入式( 3 3 ) 得m ；一1 4 8 5 l g ( h 1 ) “2 9 7 ，为保证线 性相位m 取4 ，再代入式( 3 4 ) 得k - 5 0 ( 1 7 3 8 * 0 5 * 2 ) 。2 8 8 ，可以取2 的整数幂3 2 以便于 运算。将k 与m 代入h i ( z ) 及h 2 ( z ) 得： 蚴= z ( 3 2 - 1 ) * 1 0 4 2 = z - 6 2 0 , = 篱删： y 2 ( 力) 一4 y 2 ( 门一1 0 ) + 6 y 2 ( n 一1 04 2 ) 一4 y 2 ( h 一1 0 3 ) + y 2 ( 聆一1 08 4 ) = x ( n ) 一4 x ( n 一3 2 0 ) + 6 x ( n 一3 2 0 + 2 ) 一4 x ( n 一3 2 0 + 3 ) + x ( r t 一3 2 04 4 ) y l ( = x ( n 一6 2 0 ) 由式( 3 8 ) 构成的低通滤波器具有线性相位，滤波的效果如图3 - 3 所示，其效果较好， 但其延时时间长，且干扰频率有漂移时效果较差。 1 0 0 5 0 o 憾赦j 吾端数懿 搬虫赫划蜒堪娃i i ： 图3 - 3 简单整系数滤波器的滤波效果 1 4 第三章心电信号的预处理 还存在其他一些工频滤波方法，如：自适应滤波，其效果较好，并且能跟随干扰频率的 变化，但自适应滤波计算量大，并且需要一段学习时间。 3 3e m g 滤波 肌电干扰不容易消除，原因在于肌电信号具有较为宽广的频带，在频域与心电有较大的 混叠。典型的心电信号由p 波、o r s 综合波组成，大部分能量集中在q r s 综合波上；p 波、t 波的幅度比较小，但也具有很重要的临床诊断意义，且更容易受肌电噪声的影响。“。因此， 研究有效的心电信号中肌电伪迹消除方法有着重要的临床意义；如伺有效地去除心电信号中 的噪声，尤其是肌电干扰成为亟待解决的问题。本文主要采用了分段滤波的方法。 分段滤波先设计出两个滤波器：l p f l 为高截频低通放大，l p f 2 为低截频低通放大。进 行该算法时，首先对，t l , 电数据进行l p f l 滤波，然后识别出q r s 波群段，并对此段外的信号 ( p 波、t 波段) 进行l p f 2 滤波，并覆盖l p f l 后该段数据。l p f l 和l p f 2 的幅频响应如图3 4 所示。 l p f l 为三点窗加权滤波，其z 变换为”“： h l ( z ) = ( 1 + 3 z 。十z 。) ( 3 9 ) ) l p f 2 选为1 0 点时窗平滑滤波，其z 变换为： 吲2 高( 1 忱1 1 b g - 2 + | 忱。0 ) ( 3 - l o ) 圈3 4l p f l 与l p f 2 的幅频响应 确定q r s 波群段时，根据r 峰附近波形较陡的特点采用了分析斜率和幅度的方法：让心 电数据x ( n ) 通过一个微分器d f 3 ，其输出波形y l ( n ) 为近似一阶导数波形，y l ( 1 3 ) 通过d f 3 得 到近似的二阶导数y 2 ( n ) ，再将y l ( n ) 与y 2 ( n ) 加权求和的y 3 ( n ) ，其权系数分别为y l ( n ) 与 y 2 ( n ) 的最大值l f l a x l 、m a x 2 ，再将y 3 ( n ) 中大于m a x 3 * q 的为1 ，否则为0 得序列y 4 ( n ) ，其 中m a x 3 为y 3 ( n ) 中的最大值，n 为0 3 ，其流程图如图3 - 5 所示。其中d f 3 采用了一个5 点 第三章，1 5 , 电信号的预处理 微分器 好。( z ) 2 8 ( 2 + z _ _ z - 3 2 z4 ) ( 3n ) 当毽豫in 足占n 罡占i 鬻一 寸- 【二蔓掣 3 4 基线校正 图3 - 6 分段滤波后的效果 e c 6 的基线漂移属于低频干扰，对这类干扰的一般滤除方法是，首先对信号的基线进行 估计和提取，然后通过减法运算去掉信号中的漂移成分从而达到滤波目的“”。由于e c g 信号 的低频分量很丰富，用高通滤波器进行基线校正一般容易引起波形失真，而且其截止频率不 容易取得准确。常用的方法中除了3 。2 2 节中所述简单整系数滤波器的方法还有中值滤波、 曲线拟台、自适应滤波器“4 1 等方法。 1 6 第三章心电信号的预处理 3 4 1 中值滤波 中值滤波自1 9 7 0 年被提出以来，因其具有良好的边缘保持特性和清除脉冲噪声的能力， 广泛用于数字信号的处理”。其过程为：取长度为l = 2 m + i ( m 为正整数) 的滤波窗口，设在第 n 时刻输入信号序列在窗口中的样点是x ( n m ) ，x ( n ) ，x ( n + m ) 。此时的输出为 y ( n ) = m e d x ( n 一 彳) ，x ( n ) ，x ( n + m ) 】 ( 3 1 2 ) m e d 表示对窗口内所有数按从小到大排序后取中值的运算。由于叠加定理不再成立， 故中值滤波是一种非线性滤波器。当原始数据较长或窗口较大时，用这种中值滤波算法是十 分费时的。可以采用以下快速排序的思路以提高该算法的速度：首先，对x ( i ) ，x ( i + 1 ) ， x ( i + 2 m ) 排序得升序列w ( i ) ，w ( i + 1 ) ，w ( i + 2 m ) ，下一窗口内序列排序时将最后一个元素 x ( i + 2 m + 1 ) 插入到有序序列中合适的位置，同时将序列中第一个等于x ( i ) 的元素去掉既可得 到新的有序升序列w ( i ) ，w ( i + 1 ) ，w ( i + 2 m ) 。 基于中值滤波的基线校正方法的关键在于滤波窗口宽度l 的选择，如果窗口选得过窄， s t 段和t 波可能会被滤除；如果选得过宽，则达不到抑制基线漂移得目的。本文根据滤波 前后r 峰的值与t 波峰的值的比值出妇= 型x ( 娄a 兽x 果 变化最少为佳( d e l t a 趋近于1 时) ，就 j 采样频率e = 5 0 0 h z ，平均r r 间隔( 相邻两个r 峰相隔的点数) 为4 2 2 ，当l 取1 0 1 5 0 1 时对 应的d e lc a 如下图3 7 所示。 l j 一 1 昌。丰 l “i 、h 蔓一一一 窗口长度l 图3 7 窗口长度l 与d e l t a 的关系 由图可见l 选在r r 间隔附近效果为佳，试验中l = 4 0 1 ，其滤波效果如下图3 - 8 所示，可见其 波形失真较小，尤其是低频部分，但该算法也存在不足之处：如其计算时间较氏，中值滤波 提取的基线不是很平滑等。 第三章心电信号的预处理 。ll蠢 瑚避 l 卜嚣卜1 撼戡 o 。0 0 0 ：2 姆9 灏 _ 删铷 中值滤波消除基线后的信号 l + l 1m 7 褡 擞 m 嫩 v t 绥印镰一泸 矽 h ” t j 蕊 吣盘 图3 - 8 中值滤波除基线的效果 3 4 2 基于中值滤波的曲线拟合 为了避免中值滤波的计算时间长的不足，该方法是先对一定间隔位置x i ( i = 1 m ) 的 点作中值滤波得到序列y 。，然后通过这些测量点( x i ，y ，) 则可以通过插值原理来建立一个 不高于m 1 次的差值多项式p ( x ) 作为基线函数f ( x ) 的近似1 。设多项式的阶数为n ( n