专利名称：三维高频心电信号分析系统及方法
技术领域：
本发明涉及三维高频心电信号的分析系统和方法，特别涉及频率范围为130Hz-230Hz之间的高频心电图(HF-ECG)的计算机三维分析系统及其方法。
心电信号中频率高于100Hz的心电成份叫作心电的高频成份。随着计算机技术和现代信号处理技术应用到心电图的记录和研究分析之中，心电信号的高频成份在心脏功能分析中的意义已经变得越来越突出。高频心电图能够记录到普通心电图所记录不到的信息。有研究表明，对于一些患有心脏疾病的病人，其普通心电图可能正常，而其高频心电图却明显异常。对于冠心病、心肌缺血的诊断，以及心脏功能的检测，高频心电图是一种既方便又安全的无创检测手段，它比普通心电图更为灵敏，能发现某些常规心电图发现不了的局灶性心肌损伤，把它与某些其它临床检测手段结合起来，能够提高心脏疾病诊断的准确率。
近些年来，人们越来越重视对高频心电图的研究与分析，W.J.Tompking等人在发表于《医学生物工程与计算机》(Medical&Bi-olgicalEngineering&Computing)1980年5月号第303-312页上的题为“高频心电图的计算机分析方法”(ComputerMethodforAnalysingtheHigh-FrequencyElectrocardiogram)一文中，阐述了利用计算机对高频心电图中的切迹进行计算的方法。计算机通过一阶导数识别切迹和扭结，并且自动输出切迹和扭结数目以及每个切迹相对QRS波起点的位置，根据QRS波群中的切迹，帮助临床上判断其病理意义。这类计数切迹扭结的方法，是在时域范围内进行的研究，其优点是可以看到切迹在QRS波上出现的位置，由于不同的位置对应于心脏除极不同的时相，所以其中包含着病灶位置的信息，但它的缺点是不能看到心电信号在不同频率的功率分布，而这里面包含着心肌损伤轻重程度的信息。
ShimonAbboud等人在其发表于J.Electrocardiology1986年19(4)号第371至380而上的题为《利用先进的信号平均法对普通心电图正常的冠状动脉疾病患者进行无创检测的高频心电图》(HighFrequencyElectrocardiographyUsinganAdvancedMethodofSignalAveragingforNon-InvasiveDetectionofCoranaryArteryDiseaseinPatientswithNormalConventionalElectrocardiogram)的论文中，提出了一种在高频心电图中将极微弱电信号从噪声中提取出来进行分析的方法，其原理是把N个周期的心电信号对齐叠加，再平均，从而提高信噪比。其优点是抑制了不确定的噪声，信噪比较高，能记录到常规方法所记录不到的精细电位变化。缺点是非实时性，对重复性不强的信号无法有效地处理，如对期外收缩、心律不齐等无法给出满意的分析结果。
ShimonAbboud等人对平均处理后的心电信号进行数字滤波通频带是150-250Hz，对滤波后的曲线取其包络线。结果表明，对于多数普通心电图正常的冠心病人，其滤波包络线出现中心凹陷，而健康人则无此现象。该方法用数字滤波技术抽取敏感频段150-250Hz的心电信号，排除了低频心电信号的干扰，相比计数切迹、扭结的方法又有进一步发展，但其不足之处在于把150-250Hz内的各种不同谐波成份混在一起，从其滤波包络线中不能看出究竟是什么谐波成份对滤波包络线的改变起主要影响，因而不能给出各谐波成份改变与病程变化关系的信息。ShimonAbboud的方法与W.J.Tompking的方法都是时域分析的方法。
另一种方法是频域分析方法即通过富立叶变换，做出功率谱，用来反映心电信号在不同频率的功率分布，以便衡量心脏功能或作为一种诊断方法。但它丢失了时间信息。而生理信号，特别是心电信号，作为一种周期性生理过程的反映，其时间特性是非常重要的。频域分板方法恰恰丢失了这一特性。
本发明的目的旨在克服先有技术中的不足，建立一种能够同时反映“时间-频率-波幅”三维信息的高频心电信号的计算机分析系统，很好地把时域、频域综合起来对心电信号进行分析研究，通过三维图形同时显示心电信号在时间、频率、波幅三个分量上的信息，为高频心电图的研究和应用提供一种新的三维分析系统。
本发明的另一个目的还在于提供一种同时在“时间、频率、波幅”三个分量上对高频心电信号进行计算机三维分析的方法。
根据本发明，提供了一种“时间、频率、波幅”三维高频心电信号分析系统，包括宽带心电信号放大器、模/数转换装置、计算机处理装置、输出装置。由宽带心电放大器采集的心电信号，通过A/D转换装置送入计算机存储器内以备进一步处理，计算机利用信号平均法，对输入的采样心电信号进行平均，例如采用相干平均法，对N个QRS波进行叠加。计算机用9点抛物线求导找出导数绝对值的最大值｜Dmax｜，然后找出所有导数绝对值等于0.8｜Dmax｜的点，在这些点附近搜索R波顶点，再把QRS波对齐叠加。通过带通滤波，例如采用窄带数字滤波方式，从平均叠加后的心电信号中，提取出有用的高频分量。在130Hz-230Hz频率范围内，以一定步长递增地设置不同中心频率fc的窄带数字滤波器进行滤波，得到原始心电信号的一系列滤波曲线;对每一条滤波曲线取绝对值，找出曲线的局部最大值，然后进行插值，连成光滑包络线;将不同频率fc时得到的一系列经过这样处理后的光滑包络线依次排列，形成一个包括时间、频率、波幅三个分量的三维图形，可以同时显示QRS波对应t时刻、在某一频率fc处的波幅高度。系统中还在宽带心电信号放大器之后连接了一个磁带记录仪和慢扫描示波器，对心电信号进行记录。此装置目的在于，如果计算机所采集的一段心电信号有伪差(如电极脱落、病人肢体运动等所引起的伪差信号)，就放弃所采集的这一段心电信号，以保证记录信号的准确性;令磁带记录仪重放心电信号，通过慢扫示波器观察选取的一段合适的无伪差心电信号输入给计算机A/D极，经模/数转换输入计算机。
根据本发明，还提供了一种对高频心电信号进行时间、频率、波幅三维分析的方法，包括以下步骤a.利用宽带心电放大器获取心电信号;
b.经A/D转换器将所采集到的心电信号送入计算机;
c.在计算机中，采用信号平均法，例如相干平均法，对N个QRS波进行叠加，用9点抛物线法求导，找出导数绝对值的最大值｜Dmax｜，并找出所有导数值等于0.8｜Dmax｜的点，在这些点附近搜索R波顶点;其中R波判别条件是该点的值比它相邻的前10点和后10点的值大;然后把QRS波对齐叠加;把平均处理后的QRS波截成适当长度人心电信号为128ms，以R波为中心，两边对称等长;实验家兔心电信号则截取64ms，以R波为中心，两边对称等长。需要指明的是，这里所截取的QRS波长度与医学上规定的有所不同，这里之所以分别取人心电128ms、家兔心电64ms是为了工程处理上的方便;
d.使平均叠加后的心电信号分别通过以一定步长递增的一系列带通中心频率fc的窄带滤波器组，从而得到心电信号的一组不同中心频率下的滤波曲线;
e.对步骤d中得出的滤波曲线组中的每条滤波曲线取绝对值，找出曲线的局部极大值;局部极大值判定的条件是该点比它相邻的前3点和后3点的值大;然后进行3点抛物线平滑，连成光滑曲线;
f.将不同频率时得到的各条经这样处理过的光滑曲线依次排列，从而得到高频心电信号的“时间-频率-波幅”的三维心电图。
根据本发明得到的时间-频率-波幅三维高频心电图，具有灵敏性强、直观、无损、安全可靠等优点;它同时反映时间、频率的特征，能看到心电信号在不同频率、不同时间的幅度大小。这种三维高频心电图系统可以检测出普通心电图和普通计算切迹、扭结的高频心电图所检测不出的早期心肌损伤或局灶性病变。特别是通过动物实验和一些临床病例的研究，已经证明，有冠状动脉疾病或心肌缺血、心肌梗死等疾病的患者，其三维高频心电图有明显改变。另外，在恢高期，对三维高频心电图的分析可以作为后期的病变恢复程度的指标。
下面结合附图，以实施例的方式详细叙述本发明，从而本发明的以上目的和其它优点及特征将清楚地显示出来。
图1是根据本发明三维高频心电图(HF-ECG)计算机分析系统的结构图;
图2为本发明三维高频心电图计算机分析系统的总体流程图;
图3为本发明系统的采样控制部分流程图;
图4为本发明系统的数据预处理流程图;
图5为本发明系统的滤波流程图;
图6为本发明系统中插值及光滑过程的流程图;
图7a-7d为本发明系统的滤波曲线图;
图8为本发明系统的显示及输出流程图;
图9为本发明系统所得到的三维高频心电图示意图;
图10a-10d为本发明系统在脑垂体后叶素引起实验家兔心肌缺血模型中给药前后的三维高频心电图比较;
图11为利用本发明系统对心梗病人做出的三维高频心电图;和图12为利用本发明系统对另一心梗病人做出的的三维高频心电图。
参见图1，本发明的三维高频心电图(HF-ECG)计算机分析系统包括宽带心电放大器1，慢扫描示波器2、磁带记录仪3，模/数转换器4、计算机5和打印机和/或输出装置6。通过宽带心电信号放大器1采集到的心电信号一方面经慢扫描示波器2监测，由磁带记录仪3记录在磁带上，供必要时回放使用。另一方面该信号也可通过模/数转换器4，直接送入计算机5。当因受试者动作、电极脱落或因其它原因引起伪迹干扰出现时，通过慢扫描示波器2监视从磁带记录仪3上选一段适当的心电信号重放，以便保证输入计算机的心电信号之真实性。所采集的心电信号经模/数转换器4送入计算机5，以数据文件形式存盘以备进一步处理。
参见图2，示出了本发明的总体流程图。程序开始后，首先在步骤001判断此次处理是采集新数据(No.1)，还是要处理过去已采集且存储于系统之内的数据(No.2)，或是对过去已处理过的数据进行显示(No.3)。如果判定为采集新数据(No.1)，前进到步骤100，进行采样控制及数据存盘;如果判定为对已采集的数据进行处理(No.2)，例如对此前已采集的且存储于计算机中的心电信号进行处理的情况，则流程越过采样步骤直接前进到数据处理程序002;如果判定为显示已处理的数据(No.3)，流程直接转入显示三维图形及ECG的步骤500，直至打印输出(步骤600)，最后结束。
图3示出了采样控制及数据存盘部分100的详细流程图。在步骤101输入开始，设定采样控制参数在本实施例中采样频率为1000Hz，采样点数对人的心电信号为128K点长，对家兔心电信号为64K点长，给出数据在内存中的存储地址。在步骤102判断是否需要修改参数，即确认所设定的参数是否正确，如果是，返回步骤101，进行重新设定;如果为否，则前进到步骤103，判断是通过实验实时地采集数据，即将从病人或动物身上采集的心电信号直接送入计算机，还是从磁带机回放所存储的心电信号。如果是对实验采集的信号进行实时处理，前进到步骤106，进行A/D转换;如果需要从磁带机回放，则从步骤103转向步骤104，进行磁带机准备，且在步骤105判断磁带机是否准备完毕。若为否，重复步骤104，直到准备完毕以后为止，再前进到步骤106。在步骤107，对于在步骤106经过A/D转换后的信号进行判断，检查数据是否有效，判定是否有必要将部分数据送到CRT进行显示。如果有必要(是)，则在步骤108进行显示，而在步骤109检查输入(采集)的数据是否有效。如果有效(是)，则前进到步骤110，通过内存将数据写入硬盘。如果步骤109判断出数据不正确，则程序转向回到步骤101，重新设置采样初始条件，再进行上述采样过程。如果步骤107判定不需要在CRT屏幕上显示数据(否)，则直接前进到步骤110，在步骤111判断是否再采集数据，如果为是，程序回到101继续采样流程;如果为否，则前进到程序的200部分，开始执行处理已采集数据的流程002。
本发明处理已采集数据的流程002大致由数据预处理(图2中200部分)、滤波(图2中300部分)和插值光滑(图2中400部分)三部分组成。
对数据进行预处理的部分200，包括QRS波基线校正、平均、信号截取及数据存储。图4示出了数据预处理的详细流程图。程序对心电信号ECG的处理是逐段进行的。在步骤201进行条件初始化，首先，选择输入ECG的起始位置，然后输入一段ECG。根据实际情况，一般对ECG的截取长度为3秒钟，以便至少包含一个完整的心动周期。在步骤202设定R滤计数器等于0。在步骤203，用9点抛物线法计算每点的导数D;在步骤204判断是否已找出过导数绝对值的最大值｜Dmax｜。如果为否，则在步骤205寻找｜Dmax｜;如果为是，即已找出过｜Dmax｜，则前进到步骤206，找出导数绝对值等于0.8｜Dmax｜的时间点位置，并在附近搜索R波顶点位置。在此，R波判别的条件是该点值比它相邻的前10点和后10点的值大。在步骤207，判断是否找到了R波顶点位置。如果为是，前进到步骤208，截取以R波为中心的QRS波，并校正QRS波基线。然后在步骤209使R波计数器加1，再进到步骤210。如果步骤207判定为否，则从步骤207直接到步骤210，判断R波计数器是否计满50次，即判断是否截取了50个QRS波。如果为否，则到步骤211，再输入下一段ECG信号，回到步骤203，重复搜索R波顶点截取QRS波的过程。如果在步骤210判断为是，R波计数器计满50，即已经截取了50个QRS波，则前进到步骤212，进行平均，即以R波顶点为准，逐点对齐叠加，并显示QRS波形。在步骤213判断平均的结果是否光滑。如果为是，则在步骤214截取并存储平均后的ECG信号。一般来说，在此对于人的心电QRS波信号截取长度为128ms，以R波为中心，两边长度对称;而对于实验家兔的心电QRS波则截取64ms，R波位于时间长度中点处。之所以这样确定截取长度，其目的是为了有利于后续所做的富立叶变换(FFT)。然后步骤前进到300，滤波部分。
参见图5，示出了滤波部分的详细流程图。本实施例采用窄带数字滤波器进行滤波，其传递函数为H＝｛ (Cosθ+1)/2 ｝P(P＝10)θ＝2lg{1+ (9(f-fc/4))/(8f-fc/4) }-1
其中fc为滤波器的中心频率，其取值范围是130Hz-230Hz，较佳地为150Hz-190Hz。
在步骤301，设定滤波器通频带中心频率fc的初如值(如230Hz或较佳地为190Hz)、递增步长，即中心频率fc的取值间隔(如1Hz或较佳地为2Hz)、以及滤波曲线的条数，例如，若fc以2Hz为间隔步长230Hz至130Hz选取的话，滤波曲线条数为50条;若fc以2Hz为间隔步长，从190Hz-150Hz选取的话，则滤波曲线的条数为20条;并且设定滤波曲线计数器等于0。输入经过预处理平均叠加后由步骤214输出的ECG信号。
为了提高计算速度，滤波中采用快速富立叶算法(FFT)。具体滤波是这样进行的在步骤302，首先对长度为N点的QRS波e(n)乘以哈明窗(HarmmingWindow)ω(n)ω(n)＝0.54+0.46×Cos( (2π)/(N) n)(n＝- (N)/2 ，…-1，0，1，…， (N)/2 )即心电信号e(n)·ω(n)→x(n)之所以采用哈明窗是由于哈明窗的旁瓣小，主瓣宽度较窄。设x(n)＝e(n)·ω(n- (N)/2 )，(n＝1，2，…，N)在步骤303对步骤302所得的结果x(n)补零值，使其长度为2N点，增加一倍。接着，在步骤304，调用FFT子程序做快速富立叶变换，从时域变换到频域x(n) (FFT)/() X(k)
在步骤305和306，把经过FFT变换的ECG信号x(k)同滤波器的传递函数H(k)逐点对应相乘，然后把相乘的结果作逆富立叶变换(IFFT)，从频域回到时域，得到经过滤波的x′(n)，即整个滤波过程为
(n＝1，…，2N)由于传递函数H(k)是对称的，即H(1)＝H(2N);H(2)＝H(2N-1);…H(k)＝H(2N-k+1);(k＝1，…，N)，所以从理论上讲，x′(n)的虚部为零。在实际计算中，由于受到计算机精度的影响，其虚部是不为零的很小的数，可以忽略不计;又因为x(n)原来是N点长度的心电信号，只是在采用FFT算法后数据补为2N，故而经过滤波之后也应为N点长度，即滤波后的心电信号应为x′(n)中第1至N点的实部。所以，在步骤307，取实部的前半部分点的值;在步骤308存储滤波结果;然后进行到步骤309，滤波曲线计数器为1，在步骤310判断上述滤波过程是否以设定的不同中心频率fc重复了所设定的次数(如判定滤波曲线计数器的值是否达到了预先设定的50条或20条滤波曲线的数值)，如果已达到(是)，则进入图2中示出的400部分的插值及光滑流程;如果未达到(否)，则滤波器通带中心频率fc，按给定步长递增一数值，回到步骤305，以新fc值为中心频率执行滤波流程。在本较佳实施例中，滤波器通频带中心频率的初始值为190Hz，递增间隔步长为-2Hz，即滤波曲线依次以190Hz，188Hz，186Hz，…152Hz，150Hz为中心频率，而做出20条滤波曲线，即当步骤310中计数器值＝20时为止。这里需要说明的是，之所以以较高频率为初始值，从高向低依次制作曲线，是因为通常较低频率(如150Hz)时幅值与较高频率(如190Hz)时的幅值相比要高。为了避免三维图形显示时较高频率的曲线为较低频率的曲线所遮掩，本发明采用从较高频率向较低频率递减的方向设定滤波顺序并绘制滤波曲线。
图6示出了400部分插值及光滑流程的详细框图。首先在步骤401设定滤波包络线计数器等于0。图7a所示的平均后的普通心电图QRS段，经滤波(300部分)之后，在步骤310输出成为如图7b所示的滤波曲线。每条波波曲线在步骤402输入，在步骤403对各点取绝对值，变换成为图7c所示的形式;在步骤404，寻找曲线所有局部极大值ai的数值及位置。寻找局部极大值的判定条件是该点比它相邻的前3点和后3点的值大，即ai＞(ai-1，ai-2，ai-3)和ai＞(ai+1，ai+2，ai+3)。在步骤405，用三点抛物线进行插值平滑，连成光滑曲线，得到如图7d所示的滤波包络线。在步骤406依次存储和排列滤波包络线，并且使滤波包络线计数器+1(步骤407)。在步骤408判断是否所有的(如前述从190Hz至150Hz的20条)滤波后曲线都已完成插值光滑(即判断是否滤波包络线计数器值等于预定的滤波曲线条数，如是否等于20;如果没有完成(否)，则返回步骤402，依次输入新的滤波后曲线，重复整个插值及光滑过程(步骤402-408)。如果所有滤波后曲线都已完成插值光滑(是)，则前进到步骤409，判断是否还需进行数据处理，这主要是考虑对成批病人的心电波形分析的需要。如果是，则转至数据预处理流程200，如果为否，前进到显示及输出流程500。
参见图8，示出了显示及输出流程500和打印流程600。在步骤501，输入从步骤409得到的步骤406所存储的全部滤波包络线的，即所要显示的三维图形数据及对应的QRS波数据。然后前进到步骤502，设定CRT上坐标系位置及图形缩放图因子;然后在CRT上显示图形(步骤503)，判断显示图形的位置及大小合适否(步骤504)。如果不合适(否)，则返回步骤502重新设定坐标系位置及图形缩放因子;如果合适(是)，则前进到打印输出程序600部分。在步骤601，打印文件名、图形缩放因子及图形;在步骤602判断是否显示其它图形。如果是，返回重新开始显示流程500;如果不需显示其它图形(否)，则整个流程结束。从打印机上可最后得到图形的硬拷贝。
经过本发明整个流程处理过依次排列的一系列滤波曲线(如此实施例中20条滤波曲线)构成图9所示的高频心电信号三维图形，它同时包含时间、频率和幅度三维分量上的心电信息。
利用本发明的三维高频心电图分析系统和方法，对动物与人体的各种不同导联心电信号进行了分析。
首先对脑垂体后叶素引起家兔心肌缺血模型进行系统分析。脑垂体后叶素能使冠状动脉痉挛，造成急性心肌供血不足;加以外周阻力增加，导致心脏负荷加重，在心电图上可见到心肌缺血变化。用针灸电极刺入受试家兔四肢皮下，记录肢体导联的心电图，同时插入左胸心尖博动部位的皮下及右胸对称区皮下以记录左右胸前导联。通过磁带记录仪3和计算机A/D转换器4，采样频率为1000Hz，各导联采集64K点，记录正常家兔Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、ⅤL、ⅤR各导联，此时的三维高频心电图如图10a所示，呈现为一光滑的峰，心电正常。从耳静脉向家兔注射脑垂体后叶素引起心肌缺血，剂量为2.5μ/kg(用生理盐水稀释成3ml)，注射持续时间为30秒。给药后5分钟和30分钟时通过计算机5记录Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、ⅤL、ⅤR导联的心电信号。把记录的心电信号进行叠加平均，叠加平均50次后，将心电信号取QRS波长64ms，R顶点位于中间，进行基线校正。其中对Ⅱ导联的心电信号进行分析，分别以100Hz、130Hz、150Hz、170Hz、190Hz、210Hz、230Hz、250Hz为中心频率对心电信号进行滤波，发现在190Hz附近滤波曲线中都出现包络凹陷，如图10b所示，在三维高频心电图上190Hz附近，对应于R波下降支始部出现凹陷。它反映出给药后冠状动脉痉挛、急性心肌供血不足的心肌缺血症状;图10c是给药后一周时的三维高频心电图，此时普通心电图已恢复正常，从图中可见，三维高频心电图波幅高度有所回升，但仍看出凹陷，这时凹陷最深处从原来的190Hz转移到170Hz。图10d则是当脑垂体后叶素用量减少到原来的1/2时，普通心电图正常的情况下的Ⅱ导联三维高频心电图，在190Hz附近，R波顶部位置可见凹陷。
由此可见，本发明的三维高频心电图分析系统，可以检测出普通心电图所检查不出的早期的(如图10d)和恢复期(如图10c)的轻微心肌缺血病灶。
实验后对受试家兔心脏所做的病理切片、He染色分析表明，从光镜上可观察到，有心肌纤维肿胀、空泡变性，心肌横纹排列紊乱;观察RTH染色切片可看到，部分肌纤维溶解。这与三维高频心电图的图形结论相吻合，证明本发明的三维高频心电图计算机分析系统比普通心电图的灵敏度高。
异丙肾上腺素引起心肌缺血模型相对于脑垂体叶素引起心肌缺血模型的特异性更强。异丙肾上腺素是一种β受体兴奋药，能通过加快心率、增加心肌收缩力等环节，增加心肌耗氧量，造成心肌负荷过重，心肌微循环障碍，连续应用可形成心肌梗塞样变化。
第一天给药前，受试新西兰家兔的三维高频ECG无凹陷，给药5分钟后，在165Hz-180Hz处出现凹陷，对应QRS波R波上升支后部，说明高频成份已有损失;第二天给药前测得的三维高频ECG中前一天有过的凹陷消失;说明第一天给药造成的损伤很轻，经过24小时以后已恢复;第二天给药5分钟后，三维高频心电图在160Hz-180Hz处出现凹陷，对应于R波下降支始部，与第一天给药后的凹陷相比，凹陷更宽，说明有更多高频成份损失。其波幅下降比第一天严重，波幅只有第一天的五分之四至五分之三。一周后，普通心电图已恢复正常，而高频心电图仍然存在中心凹陷，且在155Hz-200Hz范围内广泛存在，对应R顶端波幅很低，约为第一天给药前的三分之一。这说明两次给药的累积作用，使心电高频成份在更宽的频带范围内受到损失。
这一结果也与后来的病理切片结果相符，切片结果表明，在这种模型下，家兔心肌出现急性凝固性坏死，周围有淋巴细胞浸润，部分纤维溶解坏死，有的地方肌细胞坏死，肌浆凝聚，血管平滑肌细胞增生，分布为灶性，散在性的。这说明本发明三维高频ECG分析系统，对弥散性心肌损伤具有灵敏的诊断意义。结合脑垂体后叶素引起心肌缺血模型，进一步表明，在缺血引起心肌损伤的初发期、急性期和恢复期，特别是普通心电图表现为阴性的早期心肌缺血以及恢复期心肌轻微损伤的检测方面，本发明的高频心电信号的三维分析系统和方法，显示出其优于普通电心电图的特性。
在心肌损伤范围由小变大、损伤程度由轻变重的过程中，反映在心电信号上首先是高频成份下降，然后是出现扭结或切迹，并且随着损伤程度加重，高频扭结或切迹(宽10ms左右，频带在80-120Hz左右范围之内)，逐渐变为低频扭结或切迹(宽20ms左右)。心肌损伤最开始是心电高频成份发生改变，以后心电变化，逐渐由高频段向低频段下移。本发明的三维高频ECG，在脑垂体后叶素和异丙肾上腺素引起的两种心肌缺血模型中的结论与这一结论吻合良好。所以本发明所选用的频段比普通心电图和高频切迹、扭结电心电图所研究的频段能更早、更灵敏地反映早期心电异常。
在用本发明的时间-频率-波幅三维高频心电信号分析系统和方法对七例正常人和四例陈旧性心梗病人进行的研究测试中，采用胸导联，以及Ⅱ导联，采样频率1000Hz，每导联采集128K点平均50次后，取QRS波128ms，正常人中三维高频心电图均为一光滑峰脊。而四例陈旧性心梗病人中，从普通心电图上观察，有明显异常，在至少二个导联上出现病理Q波，每人至少有两个以上胸导联的三维高频ECG有凹陷，其中一病人V6导联的三维高频ECG在R波下降支始部、150-190Hz存在广泛的凹陷，在190Hz附近凹陷最深，如图11所示。还需要特别指出的是，其中一例后壁梗死病人，病发25天，有12年高血压病史，其V7、V8导联的三维高频ECG出现三个峰，频率范围在150-180Hz，主峰在R波顶点，两个次峰分别在R波顶点两边30ms附近，如图12所示。这是一种比较极端的严重情况，说明受试者心梗比较严重，面积比较广泛，恢复期较短，因而心室除极过程极不均匀，QRS波上高频成份下降显示，因而出现三个峰脊。
实验表明，在频率为130Hz-230Hz的频段内，对诊断心肌缺血最敏感的频段区域为150Hz-190Hz之间。实验中，时间-频率-波幅三维高频心电图凹陷主要发生在这一频率范围内。
以上结合实施例对本发明进行了叙述，对本领域的普通技术人员来说，在不违背本发明精神的范围内，可以作出各种修改，它们都属于所附的权利要求书所限定的范围之中。
权利要求
1.一种三维高频心电信号分析系统，包括宽带心电信号放大器，用于采集和放大心电信号；模/数转换装置，用于将所接收的心电信号数字化；输出显示装置，用于输出、打印及显示处理后得出的心电图；其特征在于该系统进一步包括一个与所述宽带心电信号放大器之输出相连的磁带记录仪，用以记录和必要时重放心电信号；一个与所述宽带心电信号放大器和所述磁带记录仪相连的慢扫描示波器，用以监视所述磁带记录仪重放的心电信号或宽带心电信号放大器输出的心电信号；以及用于存储和处理心电信号的计算机；它通过所述模/数转换装置接收并存储由所述宽带心电信号放大器所采集的心电信号，将存储于其中的心电信号数据进行包括基线校正、相干平均和截取的预处理，然后通过带通滤波器，在一设定频率范围之内提取所需的高频分量；利用一组其中心频率fc在所述的设定频率范围之内以一设定步长递增地选取的带通滤波器，对经预处理后的心电信号进行滤波，从而得到一组滤波后曲线；对各条滤波后曲线取绝对值，找出局部极大值，进行插值，连成光滑包络曲线，在设定的坐标上，将所述插值光滑后的各条包络曲线依次排列，从而得到一个包括时间、频率、波幅三个分量上的三维高频心电图，从所述输出显示装置上输出。
2.根据权利要求1的系统，其特征在于所述系统的数据预处理进一步包括，对N个QRS波进行相干平均叠加，首先用9点抛物线法求导，找出一段心电信号导数绝对值的最大值｜Dmax｜，并找出全部心电信号中所有导数值等于0.8｜Dmax｜的点，在0.8｜Dmax｜点附近搜索R波顶点;然后以R波顶点为准将QRS波对齐叠加，并截取一定长度的平均处理后的QRS波。
3.根据权利要求2的系统，其中所述搜索R波顶点的条件是该点的值比其相邻的前10点和后10点值大。
4.根据权利要求2的系统，其特征在于所述截取平均处理后的QRS波的长度分别为对于人的心电信号截取128ms，以R波顶点为中心，两边对称长;对于实验家兔心电QRS波截取64ms，以R波为中心，两边对称长。
5.根据权利要求2的系统，其特征在于所述的对N个QRS波的叠加中，N＝50。
6.根据权利要求1的系统，其特征在于所述对心电信号进行叠加预处理的过程中，每段心电信号截取长度为3秒钟，以保证在一般情况下获取一个完整的心动周期。
7.根据权利要求1的系统，其特征在于所述带通滤汉器为窄带数字滤波器，其传递函数为H＝｛ (Cosθ+1)/2 ｝P(P＝0)θ＝2lg｛1+ (9(f-fc/4))/(8f-fc/4) ｝-1其中fc为滤波器的带通中心频率。
8.根据权利要求1或7的系统，其特征在于所述设定的中心频率fc的选取范围为130Hz-230Hz，最敏感的范围是150Hz-190Hz。
9.根据权利要求8的系统，其特征在于所述滤波器带通中心频率fc在所述设定频率范围内的递增步长为2Hz，从而在所述频率范围130Hz-230Hz之间得到50条、最敏感地在150Hz-190Hz之间得到20条滤波后曲线。
10.根据权利要求9的系统，其特征在于所述滤波器带通中心频率fc的递增选取依次以从较高频率向较低频率的顺序进行。
11.根据权利要求1的系统，其特征在于所述找出各条滤波后曲线局部极大值的条件是判断该点比相邻的前3点和后3点的值大。
12.根据权利要求1的系统，其特征在于所述输入计算机的心电信号是由所述磁带记录仪重放、并通过所述慢扫描示波器进行监视而选取的。
13.一种三维高频心电信号的分析方法，包括下列步骤a.利用宽带心电放大器获取心电信号;b.经A/D转换器将所获取的心电信号送入计算机;c.在计算机中，采用相干平均法，对N个QRS波进行叠加，叠加的方法是首先用9点抛物线法求导，找出一段心电信号导数绝对值的最大值｜Dmax｜，并找出全部心电信号中所有导数值等于0.8｜Dmax｜的点;d.根据R波顶点值比其相邻的前10点和后10点值大的R波判别条件，在步骤c所得到的心电信号导数值等于0.8｜Dmax｜点附近搜索R波顶点，然后以R波顶点为准把QRS波对齐叠加，并截取一定长度的平均处理后的QRS波;e.在一设定频率范围内设定以一定步长递增的一系列滤波器带通中心频率fc，从而得到相应的一组滤波器，使在步骤d得到的QRS波分别通过所述一组各自具有不同fc的滤波器，从而实现对QRS波的滤波，并得到一系列滤波曲线;f.对每条滤波曲线取绝对值，找出曲线的局部极大值，然后进行3点抛物线插值平滑，连成光滑包络曲线;g.在设定的坐标系上，将不同频率时得到的一系列经以上步骤处理过的光滑包络曲线依次排列，从而得到高频心电信号的“时间-频率-波幅”的三维心电图。
14.根据权利要求13的方法，其中所述步骤c对N个QRS波的叠加为N等于50。
15.根据权利要求13的方法，其中所述步骤d中所述截取平均处理后的QRS波的长度分别为对于人的心电信号截取128ms，以R波顶点为中心，两边对称长;对家兔电信号截取64ms，以R波顶点为中心，两边对称长。
16.根据权利要求13的方法，其中所述带通滤波器为窄带数字滤波器，其传递函数为H＝｛ (Cosθ+1)/2 ｝P(P＝0)θ＝2lg｛1+ (9(f-fc/4))/(8f-fc/4) ｝-1其中fc为带通滤波器的通频带中心频率。
17.根据权利要求13或16的方法，其中所述设定中心频率的范围为130Hz-230Hz，最敏感的范围为150Hz-190Hz，所述滤波带通中心频率fc的递增选取的步长为2Hz，从而在所述频率范围130Hz-230Hz之间得到50条、最敏感地在150Hz-190Hz之间得到20条滤波曲线。
18.根据权利要求17的方法，其中所述滤波器带通中心频率fc的递增选取依次以从较高频率向较低频率的顺序进行。
19.根据权利要求13的方法，其中步骤f中局部极大值的判别条件是该点比相邻的前3点和后3点的值大。
20.根据权利要求13的方法，进一步包括，在步骤a中，将宽带心电放大器获取的心电信号输入并存储于一个磁带记录仪，同时通过慢扫描示波器进行监视，以判定输入的心电信号中是否存在伪迹;当伪迹存在时，通过慢扫描示波器监视，从磁带记录仪选取一段无伪迹心电信号进行回放，输入给计算机。
全文摘要
一种时间、频率、波幅三维高频心电信号分析系统和方法。该系统通过计算机对经采样获得的心电信号QRS波进行叠加平均、用一系列不同带通中心频率fc的窄带数字滤波器对叠加平均后的心电信号进行滤波，提取高频心电成分，找出每条滤波曲线的局部极大值、插值后连成光滑曲线，将这些光滑滤波曲线依次排列，构成同时反映时间、频率、波幅特征的三维高频心电图。本发明具有优于普通心电图和普通计算切迹扭结的高频心电图的灵敏度。
文档编号A61B5/0452GK1084044SQ9211057
公开日1994年3月23日 申请日期1992年9月11日 优先权日1992年9月11日
发明者张海, 陈惟昌 申请人:中日友好医院