第三部分生物医学信号数字处理技术的应用.ppt

第三部分生物医学信号数字处理技术的应用 ApplicationsofBiomedicalDigitalSignalProcessingTechniques 第十二章心血管系统电信号处理 ProcessingElectro signalfromCardiaovascularSystem 心血管系统电信号简称心电信号 ECS electrocardiosignal ECS处理的目的是根据心电信号的特征推断心血管系统的状态 正常或异常 并据之作出医学决策 药物治疗 还是外科治疗 还是介入治疗 如射频消融 起搏 除颤等 从1901年荷兰莱顿大学的Einthoven用弦线式电流计 stringgalvanometer 记录心电信号 并将正常心电波的主要波形命名为P Q R S T算起 对心电信号的记录和处理的历史已跨过了100年 在生物医学信号处理中 对心电信号中所含信息的挖掘是最为深入的 并使用了种类繁多的信号处理技术 最近出版的专著 临床心电信息学 对所涉及的技术范围 从临床的角度 进行了比较全面的收集 现在心血管疾病是发病和死亡率最高 对人类生命威胁最大的疾病 因此在临床工作中 县级以上的医院都普遍利用心电信号中所含的信息 普遍使用记录心电信号的心电图机 对心电信号的显示和记录技术也是多种多样的 目前对于普通系统 以常规诊断为目的的短时记录 临床上最常用的是纸记录 模拟心电记录设备 一般称为心电图机 用的是模拟方式进行纸记录 数字心电图机可以数字打印输出 也可经过数模转换技术用模拟方式进行纸记录 对于动态心电系统 常称为Holter系统 先用特制慢速磁带 早期 或半导体 近期 记录系统 然后 一天 读入计算机进行分析 对于监护设备一般用电子显示 波形和数字 报警技术 对心电信号的获取技术分为无创 体表 技术 微创技术 经由心导管记录心内心电信号 有创技术 心脏手术时体内记录 记录在纸上的心电信号称为 心电图 因此临床上有 时域心电图 频域心电图 高频心电图 平静心电图 运动心电图 如活动平板心电图 普通心电图 向量心电图 立体心电图 等术语 对记录在纸上的各种各样的心电信息而论 这是比较准确的 在大量文献中 常把用计算机技术对心电信号的处理称为心电图 electrocardiogram 处理 本书则称为对心电信号 ECS electrocardiosignal 的处理 如心电信号的傅立叶变换 theFouriertransformationofECS 因为这里处理的是数字化的心电信号 而不是处理描在记录纸上的 图 本章将分别介绍常规心电信号数字处理 心电监测 electrocardiosignalmonitoring 高频心电信号处理 highfrequencyeletrocardiosignalprocessiing 运动心电信号处理 exerciseeletrocardiosignalprocessiing 心房和心室晚电位 atrialandventricularlatepotential 检测 房颤波分析 atrialfibrillationwaveanalysis 和多点电位标测 multipleelectrocardiacpotentialmapping 等技术 第一节常规心电信号数字处理 RoutineDigitalProcessingforECS 一 概述常规心电信号处理系统有分时12导联单道记录式 分时12导联三道记录式 同时12导联3道记录式 6道记录式 12道记录式 同时 临床上多称为同步 12导联系统 12leadsimultaneouselectrocardiograph 又分为真实12导联和计算12导联 实际8导联 2个双极标准导联 6个单极胸导联 现代心电图机 几乎都是计算机化的数字系统 国际标准推荐500Hz采样频率 因此 所谓同时 或同步 也是相对的 因为AD转换器是单道的 道间时差2ms 如果采用真实12导联技术 则第一道与最后1道间相差24ms 为了尽可能保持同时性 都采用采样保持技术 但是采样保持电路有有限的时间常数 时间常数过大 不利于信号清除 因而采样保持信号也会随时间而衰减 因此难于达到真正的12导联的同时性 可考虑的提高同时性的措施是采用更高的采样频率 如20KHz 然后以500Hz的采样率二次抽取 40抽1 配合500Hz的采样率 心电信号放大系统应有最高250Hz的高端截止频率 时间常数3s 相当于0 05Hz的低端截止频率 对于描笔式心电图机 由于描笔的响应频率80 100Hz 因此 更高的频率成分会被描笔这种机械滤波器滤掉 所以对于这种系统 采用的采样频率为100Hz 当放大系统的通带为 0 05 250Hz时 这样的采样率获得的数字信号不宜做频域分析 计算机化心电信号数字处理系统 又称为心电工作站 electrocardiacworkstation 其框图如图12 1 它有模拟和数字部分 要强调的是 在模拟部分须采用隔离浮置技术以保证病人的安全 预处理部分主要有50Hz 国外应是60Hz 滤波等 二 导联系统1 电极 electrodes 电极的作用是将体内的离子电流转换为金属导体中的电子电流 早期所用的获取心电信号的电极是金属电极 一般是在金属铜或不锈钢片上镀以贵金属银或铬 金属电极的缺点是会产生极化电位 在变化的心电信号上附加一个直流偏移 offset 信号 产生 基线 0电势线 的直流漂移 现代获取心电信号的电极是电生理学家研究出的可消除极化电位的银 卤化银电极 称为乏极化电极 nonpolarizableelectrode 如图12 2 它是在银片上沉积 镀 上一薄层氯化银 再在上面涂上一层含氯离子的凝胶 2 体表电极位置 12导联常规 标准临床 心电信号处理系统的电极位置如图12 3 图中 V1为胸骨右缘第4肋间 V2为胸骨左缘第4肋间 V3为V2与V4联线的中点 V4为左锁骨中线第5肋间 V5为左腋前线V4水平 V6为左腋中线V4水平 V7为左后腋线V4水平 V8为左肩胛角线V4水平 V9为脊椎左缘V4水平 V3R为V1与V4R联线的中点 V4R为右锁骨中线第5肋间 V5R为右前腋线V4水平 所有这些导联都是单极胸导联 前6个为常规导联 后6个为扩展导联 根据临床需要选作 由RA LA RA LL LA LL构成三个标准肢体导联 standardlimblead 分别称为I II III导联 RA称为参考电极 与第五章所述的中心电端C相连 所有单极导联皆参考此点电压 所有输入端皆采用高输入阻抗电路 图12 3标准12导联及扩展导联电极位置 图12 4输入电阻网络 常规ECS处理系统都设计了一个特殊的电阻输入网络 电阻输入网络的目的有两个 一是造就等效0电势点的中心电端C 二是形成加压 肢体 导联 augmentedlimblead 同时12导心电系统的电阻网络如图12 4 图中 RA LA LL分别接至图12 3的对应位置 在图12 4中 RA LA RA LL LA LL分别形成标准肢体I II III导联 RA C3 LA C2 LL C1分别形成加压肢体导联aVR aVL aVF 标准肢体I II III导联的电势差分别为 I LA RA 12 1 II LL RA 12 2 III LL LA 12 3 极性如图12 4所示 现在要证明 加压肢体导联aVR aVL aVF是单极肢体导联RA C RA LA C LA LL C LL 的电压的1 5倍 由图12 4可知 C3 LA LL 2 12 4 C2 RA LL 2 12 5 C1 RA LA 2 12 6 由偶极子电势分布理论可以证明 在偶极子场中 与中心等距的相差2 3的三点的电势之和为0 即 RA LA LL 0 12 7 所以 aVR RA C3 RA LA LL 2 1 5 RA 12 8 同理可证得 aVL 1 5 LA 12 9 aVF 1 5 LL 12 10 上面的关系也可由第5章的 5 13 5 15 式得到证明 三 参数测量用描出的心电信号图形进行诊断 评价心脏状态 已有100多年历史 以往都凭人工测量 然后凭积累的经验作出结论 这些经验形成了一门学问称为 心电图学 直到现在 计算机自动诊断系统 专家系统 仍然不如有经验的专科医生 还不能代替有经验的专科医生 心电信号的参数测量可分为时间测量 幅度的测量和波形分析三个方面 如第5章图5 6所示的各种间期和时限等时间参数测量具有重要的临床意义 它是诊断各类心律失常的基础 如P波时限过长表示心房内传导阻滞 QRS时限过长表示室内传导阻滞 RR间期过长表示心动过缓 RR间期过短表示心动过速 在心电信号的电压测量中 参考点是 基线 因此消除基线漂移的精确程度确定了幅度测量的精确程度 R波电压幅度过高可能提示心室肥厚 ST段电压过低提示心肌缺血 所有这些判断都有凭大量统计数据加上既往的经验制定的标准 在心电信号的计算机自动分析中 最难的是波形分析 如顿挫 双相 倒置 rS 小R波大S波 等 如果心电专家对于计算机自动分析有怀疑 可以通过人机对话的方法进行核查 一般使用移动光标来完成核查 每当移动到一个点 计算机自动显示位置和幅度 位置可显示为距起点的点数 或根据采样频率换算成的时间 见第5章 5 21 式 也可根据一定的操作而显示间期或时限或幅度 人工核查的例子如图12 5 图形顶部示出了光标 空心箭头 所在位置的参数 距起点的点数和幅度 图形底部是操作说明 光标可上 下 左 右移动 在左右移动时还可分为快速移动 Ctrl加左右移动键 12导心电的纸记有各种格式 如3 4的格式 6 2的格式 12 1的格式 图12 6为12 1格式的例子 图12 5人机会话参数测量示意图 四 QT间期测量这里以心电信号的Q T间期测量来进一步说明时域参量的测量 应该说 Q T间期测量是诊断LQTS longQ Tsyndrome 长QT间期综合症 的金标准 goldstandard或goldcriteria LQTS是一种严重的心律失常事件 现已证实LQTS是由于Na K 离子通道的基因突变造成的 典型地证实了基因型 genotype 与电生理表现型 phenotype 的关系 各导联间的心电信号Q T间期的不一致 称为Q T离散度 Q Tdispersion QTd 近来研究发现 QTd是由于心室肌的复极时间不一致造成的 QTd的测量可用以预测心肌梗塞 严重心律失常等心血管系统疾病 QTd的计算以QT间期的测量为基础QTd QTmax QTmin 12 11 设Q波起点为N1 T波终点为N2 则QT N2 N1 t 12 12 图12 6常规临床12导心电信号的12 1格式记录 人机会话测量可参见图12 5的方法 计算机自动测量可参见第5章 不管用哪种方法 都会由于确定Q波起点 特别是T波终点的困难而产生重复性差 准确性差等问题 一个可以准确测量的方法 是确定Q T波的极值点 已有研究表明 用同一组样本集合 两种测量间有很好的线性相关性 不管用人工测量还是计算机自动测量 见参考文献 5 如R 自动峰值测量与人工测量 0 998353R 自动峰值测量与自动始末点测量 0 997849R 自动始末点测量与人工测量 0 997532 图12 7是用两种方法 峰值法和起始点法 测量QTI Q Tinterval Q T间期 的一个例子 图的顶部的图注的意义是 第1行为各波的幅值 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行为用测量各对应波的极值点的方法测量的心率 如HRp是用相继的两P波的极值点间的距离 点数 即P P间期计算的心率 HRq是用Q Q间期计算的心率 HRr是用R R间期计算的心率 HRs是用S S间期计算的心率 HRt是用T T间期计算的心率 第3行为P波宽度的数据 pw表示均值 后继的是每一心动周期的P波宽度的测量值 第4行为用Q T波的始末点的距离计算的QT间期 如qte表示用Q波的起点与T波的终点间的距离计算的QTI的均值 后继的是每一心动周期的qte的测量值 第5行为用Q T波的极值点的距离计算的QT间期 如qtp表示用Q波的极值点与T波的极值点间的距离计算的QTI 后继的是每一心动周期的QTI的测量值 五 频域分析 在临床上 将心电信号的频域分析称为频域心电图 frequencydomaincardiogram 主要技术就是求II V5导联心电信号的自谱 互谱和相位谱 并探讨其与心血管系统的状态和临床表现间的关系 由于其他的提法有许多争议之处 这里不展开叙述 如将II导联心电信号当成对系统 人体 的输入信号 V5导联的心电信号当成系统 人体 响应于输入的输出信号 显然 II V5导联的心电信号没有这种关系 它们都是心血管系统发出的同一信号 在不同方向 坐标轴 的投影 当然可以定义幅度商谱 QMxy K X K Y K 12 13 也可表示为QMxy K X K Y K Y K Y K Rxy K Ryy K 12 4 或写为QMxy K Rxx K Ryx K 12 15 和相位商谱QPxy K x K y K 12 16 上式中 X k Y K 分别是II和V5导联的数字心电信号x n y n 的傅立叶变换 X k Y K 是其共轭量 而 x K tg 1 Im X K Re X k 12 17 y K tg 1 Im Y K Re Y k 12 18 式中 Im imaginary 表示虚部 Re real 表示实部 另外 在频域心电图研究中 还定义了 频域相干函数 coherentfunctionintimedomain R2xy K Gxy K 2 Gxx k Gyy K 12 19 式中Gxy K Gxx k Gyy K 分别表示II V5导联心电信号的互谱 cross spectrum 和自谱 auto spectrum 文献 1 2 已经在一般的意义上 即不管信号是什么性质的 证明了 12 19 恒等于1 因而不含任何信息 即R2xy K Gxy K 2 Gxx k Gyy K 1最简单的改造是改成如下形式R2xy K Gxy K 2 Gxx 0 Gyy 0 12 20 这个改造只是避免了恒等于1的问题 但 12 20 式对于任意性质的两信号 都有R2xy 0 1因此这样的改造是不完全的 更详细的讨论 参考文献 1 2 的讨论 第二节心电监测 ECSMonitoring 心电监测是指用心电检测仪器对监测对象的心电信号进行长时间和 或远距离的监测 通过计算机分析和处理后直接显示和 或打印出心电波形和数据 为临床诊断提供依据 心电监测系统可按传输方式分为有线系统和无线系统 可按传输距离分为床旁系统和遥测系统 可按应用环境分为医院系统和院外个人系统 Holter系统和基于WEB的系统 遥测系统又可分为有线遥测系统 临床称为电话传输心电图 和无线遥测系统 遥测系统还可分为普通专用系统和基于WEB的系统 还可分为实时系统和分时系统 如Holter系统 不能获得实时处理是Holter系统的一大缺点 一 概述 1903年Calson在手术室首次应用了监测技术监测手术患者的心电信号 这种雏型心电监测仪所起到的独特监护作用引起了学者们的共鸣 启迪了应用电子技术自动监测患者的ECS的设想 1958年Safar创建ICU intensivecareunit 重症监护室 将床边心电作为危重患者长期监测项目 1962年Day首创CCU centralcareunitorcoronarycareunit 中心监护室或冠心病监护室 应用床边心电监测技术持续监测AMI患者 及时发现与处理心律失常 使他所在医院该年度AMI住院患者死亡率从39 降至19 CCU因此迅速得到承认 床边心电监测的医疗价值蜚声一时 但床边心电监测只适宜于住院患者的院内监测 对院外患者无所帮助 1957年美国物理学博士Holter研制了长时间连续记录患者在日常活动状态下的心电信号 即动态心电图 AECG ambulatoryECG 的技术于1961年应用于临床 实现对院外患者长时间 一般24h 心电图记录 这对发现24h内心电活动的改变和心肌缺血具有重要价值 然而 传统的动态心电图所记录的仅为过去的事件 只能在24h后通过心电分析仪的分析和处理才能做出诊断 不能及时发现和处理正在进行动态心电图监测期间各种严重心脏事件 1978年电话传输心电图监测技术成功地应用于临床 使远离医院的患者在发生心脏事件时能够通过电话及时地将心电信号传送至心电监测中心 及时得到医师的诊断和医疗或急救指导 显著降低了院外恶性心律失常患者的死亡率 随着电子技术的迅猛发展和电脑新软件的不断开发 心电监测仪器不断更新 监测技术不断改进 目前CCU与ICU内床边心电监测系统的功能已相当完善 不仅能够显示 打印记录心电信号波形和数据 还能人工设置心率上 下限及心律失常自动报警 2导联 3导联乃至12导联心电图波形显示与图形冻结功能 可供逐帧心电图波形的仔细分析 数小时与24小时储存资料可提供心电活动的趋势分析以协助评估病情变化与治疗效果 微机系统可对多种心律失常进行自动分析 并可识别T波 测量ST段诊断心肌缺血 心电 呼吸 血压 心泵功能联合监测的电脑技术已应用于临床 Holter监测技术也已由传统的记录已过去的事件 发展为具有实时显示 记录的Holter监测系统 成为当代心脏病学领域中最为盛行 最为实用的诊断技术手段之一 常的重要临床手段 也是评定有症状或无症状心肌缺血的重要辅助工具 电信事业的飞速发展和医院内ICU的普及 为电话传输心电图监测技术的临床应用创造了条件 随着区域性电话传输心电监测网络的形成与扩展乃至世界联网 在广大空间和时间中监测每一个角落的患者的心电活动 预防 急救或处理患者的突发心脏事件已不再是人类的幻想 二 可移动心电监测 可移动心电监测系统或长时ECS监测系统 long termECSmonitoringsystem 俗称HOLTER系统 因为他是由美国物理学家Holter发明的而得名 国内多称为动态心电处理系统 AECG ambulatoryECGorambulatorylong termECG 最长的记录时间可达48小时 甚至72小时 临床主要用于判断偶发心血管系统异常 早期是单导或双导或三导磁带记录系统 现在由于大容量闪存技术的出现 克服了早期的磁记系统的诸多弊端 因而12导系统可能成为常规 早期采样频率为128Hz 现在都在256Hz以上 导联系统为CM1 6 C chest 表示胸导联 M manubrium 柄 CM联合表示胸骨柄 1 6 V1 V6 是双极胸导联系统 负端为胸骨柄 正端为V1 6 Holter系统记录的心电信号要输入到计算机用专用软件进行后处理 以判断各类心律失常 也可进一步计算QTd ST段电压 或HRV heartratevariability 心率变异性 见第16章 现在 已经出现了实时显示 记录的12导Holter监测系统 图12 7Holter系统改良12导联电极位置 Holter系统主要用于院外个人佩带 也可用于住院病人 实时显示 记录的12导Holter监测系统的出现 更增加了Holter系统的临床重要性 12导Holter监测系统常用改良的12导联 其电极位置如图12 7 如果是1 2 3导联的系统 则可根据临床需要选用CM1 CM6双极胸导联 临床系统常用的导联线的标记为 通道1 红 白 通道2 棕 黑 通道3 橘黄 蓝 参考电极 地 绿 三 床旁心电监测 一 床旁心电检测系统的特点床旁心电检测系统具有以下5个方面的特点 1 长时间性床边心电图监测不需要病人主动协助 心电信号采集方法很简单 全部操作过程均为无创伤性 因此 可以根据临床需要持续任意长的时间监测各种重危病人的全部心电信息变化情况 这一点与常规ECG检查不同 后者只能检查很短时间内 通常只有10s至2min 的心电信息变化 2 实时性接受床边心电图监测的病人都相对固定于一定的监测场所 ICU CCU 并有专业人员动态观察 分析 诊断和处理病人随时间变化而出现的各种心电变化 一旦病人发生心律失常或出现恶性心律失常先兆 监测人员可以及时发现和诊断 并迅速采取各种有效治疗措施 这一点与当前采用的Holter监测不同 后者由于只能在事后才能对记录结果进行分析和诊断 因此不能及时发现和处理各种严重心律失常事件3 可干预性常规Holter监测虽然也能长时间记录病人的心电活动 但由于要在记录结束后才能进行分析 因此对监测中发生的心电异常不能及时进行处理 而床边心电图监测能够实时显示整个监测过程中发生的任何心律失常 监测人员可以根据具体情况及时采取各种干预措施 真正做到及时发现 早期诊断和早期治疗 4 自动性为了减轻监测人员的劳动强度 很多现代化的监护系统部带有功能强大的自动监测 诊断和报警功能 能实现对各种恶性心律失常的自动监测 记录和警示 5 适应性由于床边心电图监测的无创性以及导联系统简单可靠 监测过程上也不影响各种常规的急救诊疗措施的实施 因此可应用于各种重危病人 二 床旁检测技术 1 普通床旁心电监测系统设置在患者床边 通过导联直接从人体引入心电信号 可以独立地进行病情监测和显示心电波形 必要时可进行报警并自动记录 有的床边监测系统还配有除颤器 起搏器等心脏复苏设备 结构简单 心电信号不易受干扰 常配备在抢救室 手术室等场所使用 2 无线遥测心电监测系统该设备分为人体佩带的心电获取和无线发射部分以及中央接收和处理计算机 佩带的无线发射器将患者的心电信号发射至中央遥测心电监测计算机系统 进行分析和处理 遥测半径一般在30 l00m 因为是无线连接 故患者可起床在遥测范围内活动 因而适合于监测AMI急性期后可以下床活动的患者及需要去进行CT 血管造影等特殊检查的危重患者 主要缺点是心电信号易受千扰 CCU ICU内一般不用 3 中央心电监测系统现代CCU ICU内通常配备中央心电监测系统 由一台中央监测系统和4 8台床边检测仪组成 床边监测仪的心电信号通过电缆和网络交换器输入到中央监测台 中央台可有4 16个显示通道 同时监测多个患者的生命特征 该系统常与血压 呼吸 体温及其他生命特征信号监测组合在一起 第三节高频心电信号处理 HighFrequencyElectrocardiosignalProcessing 对心电信号中存在的高频成分 100Hz 与心血管系统疾病的关系的研究指出 在心血管系统状态出现异常的初期 心电信号中存在的高频成分增加 血管系统疾病的后期 更加严重的时期 心电信号中存在的高频成分反而减少 就是说 心血管系统从正常到异常到严重异常的三个阶段 心电信号中存在的高频成分有从低到高 然后更低的复杂变化 提示利用心电信号中存在的高频成分可发现心血管系统的早期异常 也可用来预示心血管系统异常的严重性 一 概述 一 高频心电信号国内外文献曾用高保真心电图 highfidelityECG 宽频带心电图 widebandECG 高频心电图 high frequencyECG 等不同的名称描述记录在纸上的含有1000Hz以上的高频成分的心电信号 这三个术语含义相近但又不完全相同 建议今后一律采用高频心电图这一术语 缩写为HFECG 高频心电图主要是研究高频成分的变化 二 高频成分 highfrequencycomponent 高频成分是指频率在100Hz以上 时程 10ms 一般为1 7ms 幅度 82 V的成分 在时域中 可将高频成分分为三种类型 切迹 扭挫和顿结 1 切迹 notching 以N表示 指在某一波的上升支或下降支上既有斜率改变又有方向改变的节段 R顶 S底除外 时程 10ms为高频切迹 超过10ms则为低频切迹 2 扭挫 slurring 以S表示 指仅有斜率改变而无方向改变的节律 时程同切迹 3 顿结 beading 以B表示 指某一波的上升支或下降支上出现的圆顿 此高频成分在点阵式打印机或低分辨率显示器上不易分辨 若用阴极射线示波器或紫外光线记录仪可较清楚地显示出来 上述高频成分必须在接续的心动周期的心电信号上的对应位置连续出现三次以上 形态相同 方可认定为高频成分 P Q R S T五个波上均有可能出现高频成分 但目前的研究范围一般仅指ORS波群中的高频成分 二 导联和电极位置1 X Y Z正交导联 心脏解剖位置的几何三维正交双极导联 电极位置可参考第5章图5 7 2 六组合导联 在6个肢体导联中 选择三个电压最高的导联加上V4 V6胸导联 3 九组合导联 在6个肢体导联中 选择三个电压最高的导联加上V1 V6胸导联 4 十二组合导联 在6个肢体导联加上V1 V6胸导联 三 软硬件要求心电信号放大系统的高端截止频率不得低于1000Hz 如果要进行频域分析 则放大系统的高端截止频率和信号采样频率和信号采集点数 要根据要求统一设计 如要求谱分辨率有0 5Hz 放大系统的高端截止频率为1500Hz 则根据采样定理 采样频率不得低于3000Hz 由采样频率和谱分辨率的要求 至少应采集的数据点数N可由下式计算 N fs fo式中 fs为采样频率 fo为谱分辨率 四 分析方法1 时域分析 波形识别与切迹计数识别和计数切迹 扭挫或顿结数 的方法分为人工识别和计数或计算机自动识别和计数两种方法 不管哪种方法都主要是识别和计数QRS波群上的切迹 扭挫或顿结数 计算机自动计数也有两种分析方法 其一是利用一阶导数法 firstderivativemethod 其二是叠加平均法 图12 8心电信号切迹 A 和一阶微分 B 1 一阶导数法一阶导数法是先求取心电信号的一阶导数 数值微分 再判断一阶导数的过零点 一阶导数的过零点就可能是切迹存在的位置 如图12 7 由于高频干扰和P Q R S T U各波极值处都可能存在一阶导数的过零点的条件 因而可能有假阳性存在 因此必须附加另外的判别条件加以排除 首先利用第5章叙述的R波识别技术 如一阶导数最大值和极值双重搜索技术 定位R波 再用极值搜索技术搜索P Q S T各波的位置 将这些位置对应的过零条件排除掉 排除高频干扰造成的假阳性可用过零前后一阶导数不变号的 正和负 的总点数 如4点以上可判断为有一个真正的切迹存在 如果只计数QRS波群的切迹数 还要判断它是否在QRS的位置上 为此还必须确定QRS波群的宽度 2 信号叠加平均技术信号叠加平均技术可排除无规律的随机噪声 而使固定存在于心电信号中的周期性的高频切迹显现出来 图12 8 从而可排除高频干扰造成的假阳性 但是 信号叠加平均次数的多少对结果的判别有直接影响 有报道说 信号信号叠加平均128次 可使高频切迹从叠加图中 消失 以致造成假阴性 这可能与心脏跳动周期并非绝对一致 每次叠加的QRS波触发点变异有关 叠加次数太少则不能有效排除随机噪声 因此 现在临床上计数高频切迹 几乎都采用人工识别法 分析3 5个QRS波群 同一类型的改变连续出现3次以上 可判断为高频切迹 2 频域方法 计算分带功率将各通道信号 通过FFT获得功率谱 再分别计算分带功率 100 1000Hz高频带功率 100 250Hz功率 150 250Hz功率 80 150Hz功率 第四节运动心电信号处理 ExerciseECSProcessing Einthoven于1908年发现并记录到第一份运动心电图 次年Nicolai及Simons描记出首例心绞痛病人运动后的心电图 因为当时多数心电图检查室设在楼上 病人做心电图检查需爬几层楼梯 因此不断有人记录并描述运动后的心电图变化 1928年Feil和Siegel正式报告心绞痛病人在运动后出现ST段下移 之后随着胸痛的缓解或给予硝酸甘油后ST段逐渐回复 提出ST段的这种变化与心肌缺血有关 Wood Wolfeth Katz和Land证实了运动后ST段改变对诊断心肌缺血的价值 并确认胸导联判断心肌缺血比肢体导联更有帮助 1931年 Wood等率先致力于运动诱发心绞痛的临床研究并与正常人群进行比较 1932年Goldhammer等开始将适量运动后的心电图改变作为冠心病的辅助诊断手段 这是用运动试验心电图诊断冠心病的开始 为提高运动试验心电图的准确性 1938年Master等采用单倍二级梯进行运动试验 但采用该法时间较短 仅1 5min 运动量小 假阴性率太高 1942年Master等完成了二级梯运动试验的操作标准化 即按受试者的年龄 性别 体重三项指标 再以血压 心率在运动后2min内恢复正常为依据 制定相应的登梯次数 1952年Yu和Soffer提出将Master二级梯运动试验ST段下移Imm 0 1mV 作为心肌缺血的标准 心电图运动试验的重大进展在于分级运动试验 gradedexercisetest 的兴起和推广应用 20世纪50年代中期 Bruce提出了一个比Master试验更加完善的运动平板试验 treadmilltest 方案 并在70年代初进行了有关分级试验的研究通过改变平板运动的速度和运动平板的坡度 逐级增加负荷量并规定各级的运动时间 形成了既可定量又便于对受检者进行功能评定和监测的Bruce方法 除了运动平板试验方案外 尚有踏车运动试验 bicycleergometer 方案 踏车运动试验又分直立式和仰卧式 在运动控制方面 活动平板是固定时间分级程序 没有考虑病人对运动的反应 实际上应该以心率的变化 反映耗氧的变化 反馈控制分级为好 踏车运动试验以加电磁阻力于车轮以控制功率 可以瓦数定量 已研制出用心率增加 如增加10cpm 来指示增加电磁阻力的反馈控制模式 早期运动试验以ST段下移0 1mV为诊断心肌缺血的参考标准 近年出现了联合ST段压低与ST HR相结合以提高诊断的敏感性和特意性的方法 下面介绍这种方法 一 计算机化运动心电分析系统 运动试验是最重要的负荷试验之一 在40年代初期即用于临床 用以诊断冠心病 特别是隐性心肌缺血的病人 筛选高危病人等 运动方式有活动平板 踏车 握力试验及较早的二级梯试验等 计算机化运动心电分析的目标比较单一 即分析与ST段压低有关的参量 这里简要叙述我们研制的计算机化运动心电分析系统 计算机除了用作分析器外还作为控制器 我们研制的计算机化的踏车式运动心电自动分析系统 能在运动中记录CM5 C chest 表示胸导联 M manubrium 柄 CM联合表示胸骨柄 5 V5 导联心电信号作为监控信号 每增加心率10bpm 记录一次CM5导联心电信号 直到次极量运动目标心率 目标心率按照公式目标心率 195 年龄 岁 12 21 由计算机自动计算和判断是否停止运动 然后记录停止运动0 1 2 4 6秒的CM5 aVF及V5导联的心电信号 由计算机自动分析ST HR斜率 ST段压低 QTc及打印报告 该系统由硬件和运动心电分析集成软件组成 硬件由以下子系统组成 1 踏车子系统 微机控制电磁加力 可显示心率 转速等参数 2 导联子系统 同时三通道分时12导联系统 每次转换三通道 以及专为计算机化运动心电分析设计的CM5 aVF V5专用导联 3 三通道心电放大子系统 增益2500可调 带宽250Hz 时间常数3 2秒 输入阻抗 5M CMRR 90dB 4 模数转换子系统 12位精度 采样频率30kHz以内可任意设定 双极性 输入最大幅度 5Vp p 使用采样频率200Hz 用于控制 和300Hz 用于分析 5 计算机子系统软件功能有 信号采集 数字滤波 基线校正 P QRS T波及J点自动识别 ST段判读 QTc的判读与计算 ST HR斜率的计算和报告打印 二 运动心电分析的基本特征参量传统的的运动心电分析用ST段压低作为提示心肌缺血的参考指标 这里 除了给出ST段压低值外 还给出了一个敏感性和特意性更高的参数 ST HR斜率 另外还给出了QTc 1 ST段压低使用常用的0 1mv标准 自动测量J点后60mS的ST段幅度 读取静态 恢复期1 2 4 6秒的CM5 aVF及V5导联的数据以及即刻和运动中的CM5导联的数据 2 QTcQ波起点至T终点的时间 mS 为QT间期 并按下式计算QTc QTc QT间期 R R间期 1 2 12 22 仅计算即刻和静态CM5导联的QTc值 秒 3 ST HR斜率由计算机自动计算运动过程中的ST HR斜率 读取即刻及即刻前的两次运动中的CM5导联的记录的ST段值 J点后60mS 以及相应的心率 进行三点直线拟合 计算平均ST HR斜率 微伏 bpm 用R R间期的测量值 检测方法见第五章 计算心率 第五节心房和心室晚电位信号检测 AtrialandVentricularLatePotentialMeasure 晚电位 latepotential 又有译作 迟电位 分为心房和心室晚电位 心室晚电位是指出现在QRS终末部 ST段内的一种高频 低振幅 多形性的心电活动 是由于心室肌病变和 或损伤产生去极化非同步和传导速度减慢 而由小块心肌内延迟发生除极 depolarization 所产生的心电信息 它对了解室性心律失常的发生机制 评估心肌梗死患者的预后以及预测心性猝死等方面具有重要价值 心房晚电位是由于心房肌病变和 或损伤产生去极化非同步和传导速度减慢 而由小块心肌内延迟发生除极所产生的心电信息 它对了解房性心律失常的发生机制 预测心房扑动和颤动等方面具有重要价值 现在首先讨论心室晚电位 心室晚电位这种心电信息发生在心室去极化电信息的晚期 故形象地称为晚电位 由于这种电信号非常微弱 一般在几十微伏 V 以下 其频率下限为25 100Hz 上限为300 500Hz 与肌电频带部分重合 加之环境电磁干扰 故常规心电图显现不出该信息 现在一般用信号迭加平均技术提取心室晚电位 由于临床上一般都将心电信号 包括含晚电位的心电信号 记录在一种特殊的心电图纸上 故临床医生把这种用信号迭加平均技术获得的 记录在纸上的 含心室晚电位的心电信号的图形称为信号平均心电图 SAECG signal averagedECG 从理论上讲 在心肌的任何部位 只要存在有不稳定的电信息 且这种电信息有延迟出现的病理基础 就有可能出现晚电位 LP 1atepotentials 包括心房晚电位和心室晚电位 用心内膜或心外膜标测记录时 在QRS波主体之外 在舒张期的任何时相 phase 可呈孤立的电波 称为延迟电活动 delayelectivity 或者呈连续杂乱的碎裂电位 称为碎裂电活动 fragmentedactivity 亦即心室晚电位 晚电位是碎裂电位在体表上的反映 迄今为止人们对心室晚电位的研究较多 而对心房晚电位的研究相对较少 一 概述近年来 人们对记录心室晚电位的方法学和临床意义的研究在不断深化 自从1961年Durrer等在实验犬缺血心肌兴奋过程中 发现心内膜下梗死区的相应心外膜区有延迟电位存在以来 开展对这种心电活动现象的研究已有30余年历史 由于冠心病发病率的增高 恶性室性心律失常又是致死的主要原因 所以这一电活动现象及其意义日益被人们重视 嗣后有很多学者在这方面的工作取得较大成绩 1978年 Berbari等采用信号平均技术首次报道在犬的体表测出心室晚电位 Fohtoine报道在人的体表测出心室晚电位 同年 Josephson等第一次在病人的心内膜用导管心内膜标测方法直接记录到碎裂的延迟电活动 并发现这种延迟的 低振幅的信号与室性心律失常有关 证实了碎裂电位与室性心动过速的密切关系 1984年Cain等在前人研究的基础上利用快速傅利叶变换 对SAECS 信号平均心电信号 进行频谱域分析 从而使心室晚电位的研究更加深入 1989年Haberl等报导了呈现晚电位的多段频谱标测技术 multi segmentspectralmapping 即动态谱技术 形象地展现了晚电位的存在 如图12 9 图中可以看出 从下到上 晚电位的成分逐渐增加 从心电信号的R波下降支逐渐进入ST段 图12 9展现心室晚电位的动态谱技术 二 检测方法晚电位的记录方法分有创直接记录法和无创体表记录法 一 有创直接记录法1 心内膜标测经静脉或动脉插入导管做左或右心室内膜标测 由于冠心病主要累及左心室 而且恶性心律失常也多起源于左心室 故在左室标测更利于检测心室晚电位 将心内电极置于心内膜进行 以10 16个探查点记录心室电信