畢業(yè)設(shè)計(jì)心電信號分析管理系統(tǒng)

1、目錄第一章 緒論31 . 1 心電的傳導(dǎo)和心電圖的產(chǎn)生31 . 2 ?國內(nèi)研究現(xiàn)狀10 1 . 3 設(shè)計(jì)說明11 1 . 4 軟件開發(fā)使用的工具簡介11 1 . 5 論文的整體結(jié)構(gòu)安排12第二章 心電信號的波形分析13 2 . 1 最新心電分析方法簡介13 2 . 2 qrs波群的檢測及意義23 2 . 3 p波的檢測及意義30 2 . 4 t波的檢測及意義35 2 . 5 u波的檢測及意義36 2 . 6 本章小結(jié)37第三章 方案確定38 3 . 1 軟件的功能確定設(shè)計(jì)38 3 . 2 主要功能模塊流程圖41 3 . 3 數(shù)據(jù)的存儲方式確定41 3 . 4 本章小結(jié)42第四章 軟件的詳細(xì)設(shè)計(jì)

2、43 4 . 1 新患者模塊43 4 . 2 病歷庫模塊46 4 . 3 系統(tǒng)參數(shù)模塊48 4 . 4 數(shù)據(jù)分析模塊49 4 . 5 授權(quán)用戶模塊52 4 . 6 報(bào)表打印模塊57 4 . 7 文件管理模塊57 4 . 8 關(guān)于和幫助59 4 . 9 本章小結(jié)61第五章 計(jì)算機(jī)與單片機(jī)通訊過程的實(shí)現(xiàn)62 5 . 1 8051單片機(jī)串行通訊方式的簡介625 . 2 串口工作方式的選擇62 5 . 3 rs-232 串口的簡介64 5 . 4 通訊軟件接口的設(shè)計(jì)66 5 . 5 本章小結(jié)68結(jié)論69致謝71附錄1 翻譯73附錄2數(shù)據(jù)處理程序94附錄3動態(tài)心電圖形顯示程序101參考文獻(xiàn)103 第一章

3、 緒論1 . 1 心電的傳導(dǎo)和心電圖的產(chǎn)生1 . 1 .1 概述 1957年美國物理學(xué)博士，實(shí)驗(yàn)物理學(xué)家nor-man jholter發(fā)明了動態(tài)心電圖（aiululatory ecg），故動態(tài)心電圖簡稱holter。近半世紀(jì)以來，隨著動態(tài)監(jiān)護(hù)領(lǐng)域的進(jìn)一步拓展，如動態(tài)血壓、動態(tài)腦電、動態(tài)睡眠呼吸監(jiān)測等技術(shù)在醫(yī)學(xué)臨床及科研中的廣泛應(yīng)用，現(xiàn)今，廣義的holter已不再局限專指動態(tài)心電圖，holter的全新詮釋應(yīng)包括：動態(tài)心電/動態(tài)血壓/動態(tài)睡眠呼吸/動態(tài)腦電/動態(tài)肺功能/動態(tài)上消化道ph值等多種參數(shù)。 心電圖機(jī)是把人體心臟搏動程中產(chǎn)生的微弱電信號提取出來,且放大后描記下來的一種裝置。它描記的圖形叫心

4、電圖。心電圖機(jī)若正確記錄心電信號必須具有如下構(gòu):輸入裝置導(dǎo)聯(lián)線;放大器;記器;同時(shí)還需具備相應(yīng)的電源系統(tǒng)。一：動態(tài)心電監(jiān)測（aecg） 動態(tài)心電圖（aecg）是心電信息學(xué)的重要組成部分，它不同于常規(guī)的心電圖及ccu或icu監(jiān)護(hù)心電圖等心電檢查方法，是以心血管疾病診斷領(lǐng)域中實(shí)用、高效、無創(chuàng)、安全、準(zhǔn)確、可重復(fù)性強(qiáng)的重要監(jiān)測手段，廣泛應(yīng)用于臨床診斷及科研。1 定義：aecg監(jiān)護(hù)系統(tǒng)是用一種隨身攜帶的記錄儀，連續(xù)監(jiān)測人體2472小時(shí)的心電變化，經(jīng)信息理分析及打印記錄的心電圖。2特點(diǎn)：1）心電記錄儀隨身佩帶，不受檢測距離影響，不受體位變化及活動的限制。2）心電信息量遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于常規(guī)ecg，尤其對短暫性心律

5、失常的捕捉及一過性心肌缺血的檢出有獨(dú)到之處。3）選擇導(dǎo)聯(lián)必須不影響日常生活的活動和防止由這種活動所產(chǎn)生的偽差和干擾，一般都選擇模擬胸導(dǎo)v1、v3、v5作三通道同步記錄。4）分析系統(tǒng)不僅可分析顯示監(jiān)測期內(nèi)心搏總數(shù)、最高心率、最低心率、平均心率和每小時(shí)平均心率，并能自動分析和測量每小時(shí)室上性、室性期前收縮，室上性和室性心動過速的次數(shù)、程度和形態(tài)以及持續(xù)時(shí)間，房室傳導(dǎo)阻滯、心臟停搏的情況及p-r間期、qrs波群、st-t變化的軌跡圖、趨勢圖及全覽圖等，其結(jié)果可用不同方式輸出，為臨床提供有價(jià)值的資料。3 記錄儀現(xiàn)狀目前市場上動態(tài)心電圖主要分為簡易動態(tài)心電圖儀、磁帶存儲式動態(tài)心電圖儀、閃光存儲式動態(tài)心電

6、圖儀。（1）簡易動態(tài)心電圖儀(rtda)采用實(shí)時(shí)分析技術(shù)，只能間斷記錄或定時(shí)記錄心電信息，存儲量小，達(dá)不到24小時(shí)全信息記錄的要求，且誤判率較高，不便于修改，國外已不開發(fā)，在我國基層醫(yī)療單位仍有一定使用量。a) 磁帶式記錄儀記錄儀經(jīng)磁帶記錄心電圖資料，由于磁帶的運(yùn)轉(zhuǎn)速度緩慢，可記錄至少24小時(shí)的心電信息，但由于易受干擾，信號失真大，儀器機(jī)械故障率高，已處于淘汰階段。b) 閃光卡式記錄儀（內(nèi)、外置）插拔卡式（外置式）記錄儀是開放式的，做完24小時(shí)記錄后需插到專用回放器中與電腦相連接收信息，由于反復(fù)插拔易造成接觸不良，病人佩帶時(shí)易產(chǎn)生干擾或系統(tǒng)接收不正常，已逐步退出使用。內(nèi)置式是把閃光卡固定在記錄

7、儀內(nèi)，用一根通訊電纜與計(jì)算機(jī)聯(lián)接，用于回放數(shù)據(jù)，回放一個病人的全天數(shù)據(jù)僅需要數(shù)分鐘，這樣對閃光卡幾乎無損傷，從而延長記錄儀的使用壽命，且功耗低，體積小，目前市場占有率最大，產(chǎn)品比較成熟，也是最受醫(yī)院歡迎的類型。c）其它。90年代中期，曾有公司嘗試開發(fā)小硬盤式holter，其優(yōu)點(diǎn)是存儲量大，數(shù)字化采集、存儲，弱點(diǎn)是功耗大，抗震性能差，故障率高，隨著flash卡技術(shù)的發(fā)展，存儲容量已足夠容納2472小時(shí)全信息的心電圖記錄，故小硬盤式holter僅僅作為一種嘗試就已退出市場。另外，心臟bp機(jī)由病人攜帶記錄儀，結(jié)果可隨時(shí)通過電話線與醫(yī)院主機(jī)聯(lián)系，及時(shí)掌握患者即時(shí)心率及st段的改變，但由于結(jié)果過于簡單，

8、未能形成足夠的市場。(2) 評價(jià)與展望aecg作為心電圖的一個重要發(fā)展和檢測手段，為診斷和治療提供了重要的有價(jià)值的信息，由于其對心律失常的檢測率高，且能進(jìn)行定量分析，對一過性的心肌缺血特別是生活中無癥狀性心肌缺血的定量分析，對起搏器的功能評價(jià)等諸多特點(diǎn)，目前已成為重要的無創(chuàng)傷性心血管檢測技術(shù)之一。隨著電子技術(shù)和計(jì)算機(jī)科學(xué)的迅速發(fā)展及醫(yī)學(xué)臨床科研對動態(tài)監(jiān)測技術(shù)的日益增長的需要，holter的性能及應(yīng)用領(lǐng)域也在不斷提高和拓展。a） holter 在單純動態(tài)心電領(lǐng)域，記錄儀體積越來越小，功耗進(jìn)一步降低，尤其flash技術(shù)以其容量大，數(shù)字化采集心電信號，重量輕，功耗低，壽命長等特點(diǎn)成為近年的主導(dǎo)產(chǎn)品。

9、另一方面，動態(tài)心電圖導(dǎo)聯(lián)數(shù)目也從起初的單導(dǎo)、雙導(dǎo)到目前使用最多的三導(dǎo)，最近數(shù)家公司推出了十二導(dǎo)聯(lián)動態(tài)心電圖記錄儀，雖然對心肌缺血的定位可進(jìn)一步準(zhǔn)確，但在臨床上其實(shí)際價(jià)值有多大尚有待考證。b）隨著醫(yī)學(xué)臨床及科研的需求，動態(tài)監(jiān)測的領(lǐng)域亦從單純的動態(tài)心電監(jiān)測的范圍拓展到動態(tài)血壓、動態(tài)腦電、動態(tài)睡眠呼吸、動態(tài)上消化道ph值等多項(xiàng)參數(shù)，并在臨床科研及治療中得以廣泛應(yīng)用。二：標(biāo)準(zhǔn)的正常心電圖波形標(biāo)準(zhǔn)的正常心電圖如圖所示,典型的心電圖波形是由p、q、r、s、t、u波及pr間期、st段、qt間期等組成。 p波p波為心電圖曲線上第一個波 ,它代表心房激動過程中的電位變化 ,稱為心房激動波。正常的p波形態(tài)應(yīng)程兩腰

10、對稱形，波頂圓潤，有的波頂可呈雙峰狀 ,但峰距應(yīng)小于0.04。波寬不超過0.11,波幅在肢體導(dǎo)聯(lián)中不超過0.25 ,胸導(dǎo)聯(lián)中小于0.15。 pr間期它是指從p波開始處到qrs波群的起點(diǎn)相隔的時(shí)間。pr間期隨著年齡的增大而有加長的趨勢 ,成人約為0.120.20之間。 qrs波群它是心電圖上最尖最大的波群。特點(diǎn)是上升、下降沿都比較陡、連續(xù)、不間斷。qrs波群中第一個向下的波稱為q波 ;q波之后是一個狹窄高聳的尖脈沖波形稱為r波 ;與波相銜接的又是一個向下的波稱為s波。正常q波的時(shí)間應(yīng)小于0.04,整個波群的寬度稱為qrs時(shí)限 ,代表全部心室激動過程所需要的時(shí)間 ,正常人最長不超過0.10,最大振

11、幅不超過5。 st段它指的是qrs波群的終點(diǎn)到波開始的一段。正常的 st段一般光滑而自然地與波前枝融合,而且是接近基線的,間距一般不超過0.05。 t波 t波是繼st段之后一個波幅較小 ,而延續(xù)的時(shí)間較長的波 ,它代表心室激動后復(fù)原時(shí)所產(chǎn)生的電位影響 ,即稱心室肌的復(fù)極波。它的形狀較鈍而寬且兩腰不對稱 ,其方向應(yīng)與qrs波群的主波方向一致。在以r波為主的導(dǎo)聯(lián)上 ,t波不應(yīng)低于r波的1/10。 qt間期 它是從qrs波群開始到波終端的時(shí)間 ,代表心室肌除極和復(fù)極的全部過程。這段時(shí)間隨心率而改變 ,心率快則qt時(shí)間短 ,心率慢則t時(shí)間長。正常范圍為0.360.40。 u波 緊接t波后還有一個很小的

12、波動 ,它代表激動的心室到靜止期的過程。一般認(rèn)為它是心肌激動的后電位影響。正常人體的波很小 ,一般不超過0.05。1 . 1 .2 心電圖的產(chǎn)生 心電信號的采集，是通過導(dǎo)聯(lián)把心臟的電壓信號采集到單片機(jī)內(nèi)，但是，在心臟的不同的部位心臟起搏的電壓是不同的，為了更加全面的了解心臟的活動狀況，一般都是采用不導(dǎo)聯(lián)的形式來采集心臟不同部位的電壓信號，在不同的部位，它的電壓信號是對相對應(yīng)的波段體現(xiàn)的比較精確，人體心電波形并不是單一頻率的 ,而是可以分解成不同頻率 ,不同比例的正弦波成分。也就是說 ,心電信號含有豐富的高次諧波。表給出的是正常心電波形的頻譜 ,從表中可以看出 ,頻譜范圍一般在0.5 hz20h

13、z內(nèi)。其中波頻率最低約1.3hz,波群的頻率通常在15hz左右 ,st段與基線距離0.5。當(dāng)rs波中出現(xiàn)小切跡線或挫折時(shí) ,頻率范圍可達(dá)（4070）hz,偶爾可達(dá)200hz,而st段幾乎平直 ,從頻譜分析可知 ,大約在0.14 hz0.8hz之間。若心電圖機(jī)對不同頻率的信號具有相同的增益,則描記出來的波形就不會失真。但是放大器對不同頻率的信號的放大能力并不是完全一樣的,放大器的信號電壓放大倍數(shù)的模和頻率的關(guān)系,稱為“幅頻特性”。 表正常心電波的頻譜 針對與不同的波段，把心電信號采集到之后，由于心電信號是比較微弱的，所以要對其進(jìn)行放大。同時(shí)，它還包含著噪聲、工頻等多方面的干擾信號，所以要隊(duì)其進(jìn)行

14、濾波和整流。這樣就可以得到我們所要的心電信號了。1 .1 .3 心電信號的重要性 當(dāng)今，動態(tài)心電圖以被認(rèn)為是診斷心肌缺血的標(biāo)準(zhǔn)之一，當(dāng)心肌供血不足而病人無癥狀時(shí)，即稱為無痛性心肌缺血。目前已普遍認(rèn)為無痛心肌缺血對心臟的損傷與心絞痛有相同的意義，它可以增加心肌梗塞的幾率，產(chǎn)生心率失?；蜮赖奈ｋU(xiǎn)。雖然心肌缺血可由常規(guī)心電圖、運(yùn)動試驗(yàn)的心電圖等方法作出診斷，但這方法或陽性率不高，或者需要特殊的儀器，而動態(tài)心電圖則是陽性率最高的心電圖變化為：st段水平或下斜持續(xù)1分鐘，兩次間隔1分鐘以上，無心絞痛癥狀。由于體位的變化、電極接觸不良等因素也可能導(dǎo)致st段偏移，長時(shí)間得到大量數(shù)據(jù)才能最具有說服力。 同時(shí)

15、，對心率變異（hrv）分析有重要的意義，心血管的功能受到大腦中樞自主神經(jīng)以體內(nèi)激素的控制。自主神經(jīng)系統(tǒng)按日常生理活動條件心率晝夜不停的變化，其中交感神經(jīng)系統(tǒng)使心率緩慢變化，心率有明顯的改變需要20分鐘或更長的時(shí)間。副交感神經(jīng)系統(tǒng)使心率快速變化，心率加快或減慢再一至數(shù)個心搏種完成，而腎臟血管緊張及其它體液按新陳代謝的需要調(diào)節(jié)心血管功能，使心率的變化呈更長時(shí)間的規(guī)律性，總之心率變異的生理機(jī)理是神經(jīng)體液對心血管系統(tǒng)精細(xì)調(diào)節(jié)的結(jié)果，反映了神經(jīng)因素與竇房結(jié)的平衡關(guān)系。當(dāng)這種內(nèi)在調(diào)節(jié)機(jī)制失去平衡就會引起hrv異常，在生理學(xué)上hrv是用來心血管內(nèi)在調(diào)節(jié)機(jī)制的工具，而臨床上hrv分析主要用于評估ans的功能，

16、輔助預(yù)測心源性猝死，對心肌梗塞病人作危險(xiǎn)分級。目前hrv分析有時(shí)域分析、頻域分析、非線性分析等方法，這些都需要對大量數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析才能得出可信的結(jié)果。動態(tài)心電圖長達(dá)24小時(shí)得到的病人日常生活中的心率變化記錄，無疑是hrv分析的最佳的分析信息來源。1 . 2 國內(nèi)研究現(xiàn)狀利用電子計(jì)算機(jī)技術(shù)自動分析診斷心電圖以有20余年的歷史，最早的診斷程序是美國心臟聯(lián)合會主席pepberger領(lǐng)導(dǎo)的一個小組在1955年提出的，以后各國學(xué)者的實(shí)驗(yàn)研究，逐步進(jìn)入臨床實(shí)用階段。前不久我國絕大多數(shù)的醫(yī)院都使用不帶自動功能的心電圖機(jī)，此類儀器存在以下不足：1.不能進(jìn)行自動采樣、自動分析、自動診斷、自動打印報(bào)告，人工測量

17、的精度較低，人工出報(bào)告的時(shí)間較長，效率較低。2.由于沒有實(shí)現(xiàn)自動化，在基層衛(wèi)生部門、邊遠(yuǎn)地區(qū)的小醫(yī)院、各醫(yī)院非心血管?？撇块T、急診等缺乏心電圖專業(yè)醫(yī)師的地方，常常難以及時(shí)對患者進(jìn)行治療。隨著社會的發(fā)展，逐步出現(xiàn)心電圖機(jī)自動分析。心電圖機(jī)分析研究始于20世紀(jì)50年代末，目前國際上應(yīng)用最廣泛的是12導(dǎo)聯(lián)同步心電圖自動檢測，我國現(xiàn)在正在推廣12導(dǎo)聯(lián)同步心電圖自動檢測技術(shù)。心電圖的研究技術(shù)早已經(jīng)引起國內(nèi)外科研和醫(yī)療單位的重視，雖然起步很晚，但是發(fā)展的速度很快，但是在心電圖形的分析方面，還不是十分的完整。研究的手段和方法還比較單一。特別是在心電圖特征提取的方法的研究上，多采用帶儀的時(shí)域分析或者是單一的頻

18、域分析方法來研究心電信號。顯然這兩種方法都不能同時(shí)具備時(shí)域和頻域分辨能力，依次在分心信號的時(shí)候，受到了很大的限制。隨著小波理論的建立和發(fā)展，人民開始將基于時(shí)頻分析的小波變換運(yùn)用到了心電信號的分析中，并取得了很好的效果。 當(dāng)前絕大部分的心電信號檢測方法主要分為兩步：首先對心電信號進(jìn)行濾波，濾除信號中的主要噪聲（基漂、工頻電、肌電、器械移位等），對qrs波群進(jìn)行加強(qiáng)；然后采取一定的準(zhǔn)則確定閾值，檢出所需的信息。前半部分多在硬件上處理，所以，軟件上的就是處理那些經(jīng)濾波整流好的信號。就是在這些處理的方法中，目前的手段多是應(yīng)用小波變換，在時(shí)域上結(jié)合頻域上對心電信號進(jìn)行分析處理。目前所用的小波中，多采用兩

19、種小波：molter小波，和duattler小波，目前還是在molter小波分析上還是比較成熟一點(diǎn)的。 現(xiàn)在對心電信號分析上，在qrs波的檢測方面，還算是比較成熟，對qrs波的定位，r峰值的確定上，都已經(jīng)有了很好的發(fā)展，同時(shí)在p波、t波的分析也有了很大的進(jìn)展。但是，對u波的分析，和st段上的分析也還是很茫然。所以，在以后的發(fā)展方向上，很可能就是國內(nèi)外的研究趨勢。1 . 3 設(shè)計(jì)說明 本軟件系統(tǒng)的名稱是“心電信號分析管理系統(tǒng)”。該項(xiàng)目是由中國礦業(yè)大學(xué)機(jī)電工程與材料學(xué)院黃民老師提出的課題，在以前的各屆同學(xué)中，還沒有做過有關(guān)于醫(yī)療器械方面的設(shè)計(jì)，所以，我們也是試探性的來搞這個課題，在設(shè)計(jì)的中，未免有

20、很多不足的地方，還希望以后的同學(xué)繼續(xù)完善、再開發(fā)這套系統(tǒng)，以使其可以應(yīng)用與實(shí)際中。 軟件系統(tǒng)不同于一般的程序，它的一個顯著的特點(diǎn)是規(guī)模龐大，個人開發(fā)階段性的成果只是系統(tǒng)最終不斷完善的一個組成部分，軟件完成以后還需要不段的對其維護(hù)、補(bǔ)充、再開發(fā)。所以為避免以后的 人能夠順利的對以前人的工作了解掌握，避免再軟件使用維護(hù)、對軟件的二次開發(fā)的過程中不必要的重復(fù)工作，編寫系統(tǒng)說明是一項(xiàng)很有效的工作。1 . 4 軟件使用的開發(fā)工具 開發(fā)本軟件系統(tǒng)有必要選擇一種簡易用的開發(fā)工具，來節(jié)省開發(fā)過程中的人力資源和將來的用于維護(hù)、二次開發(fā)的人力，經(jīng)濟(jì)資源。visual basic 軟件開發(fā)抬舉基于對象特征需求，采用

21、面向?qū)ο蠹夹g(shù)oop進(jìn)行編程，提供了集成的環(huán)境ide工具，使開發(fā)windows 下的永遠(yuǎn)程序不再煩瑣。vb的圖形特性幾乎含有了windows下的絕大部分gui元素，能組成真正的windows 圖形?？偠灾?，vb 是一種簡單易操作的與呀，它設(shè)計(jì)的界面友好，語言通俗易懂，程序易于維護(hù)。過開發(fā)成本低廉。本系統(tǒng)將采用vb 來進(jìn)行開發(fā)。1 . 5 論文的結(jié)構(gòu)安排本文第一章對國內(nèi)外有關(guān)方面的研究做了回顧、分析和總結(jié)。第二章是信號在識別上、分析上的原理。第三章是把系統(tǒng)總的框架定下來，作概括性的介紹。第四章把系統(tǒng)的軟件詳細(xì)的介紹。第五章對單片機(jī)和微機(jī)的接口部分作出分析。最后全文總結(jié)，得出研究的結(jié)論。第二章 信

22、號分析原理2 . 1 最新分析方法簡介 心電信號的計(jì)算機(jī)分析，已經(jīng)有近30年的歷史，但是，其基本的方法沒有改變，即根據(jù)心電圖的各個病理指標(biāo)，來綜合診斷心臟病。這種法國法主要在于利用計(jì)算機(jī)來幫助醫(yī)生完成綜合判斷和決策任務(wù)，而不是用計(jì)算機(jī)來解析心電圖的各個指標(biāo)本身。從理論上看，如果計(jì)算機(jī)只是用來分析心電圖的波形，并且按照醫(yī)生的臨床目測來分析的指標(biāo)進(jìn)行診斷。那么，如果想讓計(jì)算機(jī)在這方面的能力比醫(yī)生目測的要強(qiáng)的話，那就必須建立一種很好的分析方法。 對于這種非平穩(wěn)信號存在于許多科學(xué)研究領(lǐng)域中,為了有效地對這些信號進(jìn)行分析與處理,促使人們尋求有效的數(shù)學(xué)分析工具。gabor于1946年提出了窗口傅里葉變換1

23、(wft:window fourier transform)或稱為短時(shí)傅里葉變換。雖然wft彌補(bǔ)了傳統(tǒng)傅里葉變換的某些不足,但它也存在有本質(zhì)缺陷,不能滿足人們對非平穩(wěn)信號進(jìn)行有效分析的要求。近幾年來,借助于已有的相關(guān)數(shù)學(xué)研究成果,迅速發(fā)展起了一種新的信號時(shí)頻分析理論小波變換理論。小波變換是一種線性運(yùn)算,它對信號進(jìn)行不同尺度的分解,可有效地應(yīng)用于如信噪分離,提高時(shí)頻兩域的分辨率等.討論小波變換用于心電qrs波形高頻成份特征提取的方法.實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明高頻截止頻率fh和值,對于心肌缺血(冠心病)者其值普遍高于無心肌缺血(冠心病)者.并且揭示了急性心肌缺血時(shí)心電信息的高頻成份動態(tài)變化的本質(zhì)。對于采樣的心

24、電信號，經(jīng)選擇合適的小波，在以這種小波為母波的基礎(chǔ)上，對采樣的信號進(jìn)行小波變化，經(jīng)小波變化后的信號，在不同的小波變換尺度上，就是針對于心電信號的不同波段的信號的加強(qiáng)分析，然后，在不同的尺度上，根據(jù)一定的域值來對心電信號作出一定的判斷。2 . 1 . 1 小波變換的簡介 小波，從字面上理解就是一種小的、短的函數(shù)波形，也就是說：小波=小+波形，凡是一切積分等于零的函數(shù)均可以作為小波函數(shù)。過去我們分析信號是用傅里葉方法，將信號用正弦和余弦函數(shù)展開，這種方法適合變化平穩(wěn)的信號，而對于非平穩(wěn)變化信號（如天氣預(yù)報(bào)、地震預(yù)測、洪水預(yù)防、股市分析、圖像識別等等）效果十分不理想，也就是說傅里葉方法沒有局部化能力

25、。而小波分析方法卻能精確檢測奇異信號。小波變換的概念是由法國從事石油信號處理的工程師j.morlet在1974年首先提出的，通過物理的直觀和信號處理的實(shí)際需要經(jīng)驗(yàn)的建立了反演公式，當(dāng)時(shí)未能得到數(shù)學(xué)家的認(rèn)可。小波分析作為一門學(xué)科始于1990年前后，它是傅立葉分析發(fā)展史上里程碑式的進(jìn)展，是傅立葉分析理論發(fā)表170多年來最輝煌的繼承、總結(jié)和發(fā)展，對分析工具起著承前啟后、繼往開來的重要作用，并取得了許多傳統(tǒng)分析方法難以實(shí)現(xiàn)的顯著應(yīng)用效果，這種分析技術(shù)是一種高新技術(shù)，是高科技的重要內(nèi)容，它已經(jīng)把信息工業(yè)和信息技術(shù)推向了一個新時(shí)代，是當(dāng)今國際學(xué)術(shù)研究和產(chǎn)業(yè)發(fā)展的熱點(diǎn)內(nèi)容之一。是當(dāng)前數(shù)學(xué)中一個迅速發(fā)展的新領(lǐng)

26、域，它同時(shí)具有理論深刻和應(yīng)用十分廣泛的雙重意義。它與fourier變換、窗口fourier變換（gabor變換）相比，這是一個時(shí)間和頻率的局域變換，因而能有效的從信號中提取信息，通過伸縮和平移等運(yùn)算功能對函數(shù)或信號進(jìn)行多尺度細(xì)化分析（multiscale analysis），解決了fourier變換不能解決的許多困難問題，從而小波變化被譽(yù)為“數(shù)學(xué)顯微鏡”，它是調(diào)和分析發(fā)展史上里程碑式的進(jìn)展。小波分析的應(yīng)用是與小波分析的理論研究緊密地結(jié)合在一起地?，F(xiàn)在，它已經(jīng)在科技信息產(chǎn)業(yè)領(lǐng)域取得了令人矚目的成就。 電子信息技術(shù)是六大高新技術(shù)中重要的一個領(lǐng)域，它的重要方面是圖像和信號處理?，F(xiàn)今，信號處理已經(jīng)成為

27、當(dāng)代科學(xué)技術(shù)工作的重要部分，信號處理的目的就是：準(zhǔn)確的分析、診斷、編碼壓縮和量化、快速傳遞或存儲、精確地重構(gòu)（或恢復(fù)）。從數(shù)學(xué)地角度來看，信號與圖象處理可以統(tǒng)一看作是信號處理（圖像可以看作是二維信號），在小波分析地許多分析的許多應(yīng)用中，都可以歸結(jié)為信號處理問題?，F(xiàn)在，對于其性質(zhì)隨著實(shí)踐是穩(wěn)定不變的信號，處理的理想工具仍然是傅立葉分析。但是在實(shí)際應(yīng)用中的絕大多數(shù)信號是非穩(wěn)定的，而特別適用于非穩(wěn)定信號的工具就是小波分析。2 . 1 . 2 小波變換在心電信號上的應(yīng)用1心電信號的基線漂移及傳統(tǒng)解決方法 心電信號的基線漂移的表現(xiàn)形式為在ecg信號上形成一個緩慢的變化量,如圖2所示,這一典型分量有時(shí)可使

28、ecg信號的波形發(fā)生較大的變化,因而是心電圖噪聲干擾的主要來源之一,往往對于心電信號的識別和分析造成一定的影響。常規(guī)的心圖機(jī)采用rc濾波的方法來消除基線漂移,即讓病人保持不動,等基線穩(wěn)定以后再進(jìn)行描述,顯然這種方法用于計(jì)算機(jī)對病人進(jìn)行長期監(jiān)護(hù)是不適宜的。用數(shù)字濾波的方法可以補(bǔ)償基線漂移,但如截止頻率太低,則無法很好地消除基線漂移,而截止頻率選的太高,會使s-t段定義波形發(fā)生畸變;目前常采用的矯正基線的方法為基線擬合方法,即通過多點(diǎn)采樣,去掉某些突變點(diǎn),擬合出基線的波形,并與輸入信號相減,以得到穩(wěn)定的ecg波形,這種方法的缺點(diǎn)是處理的時(shí)間較長;此外,在此原理基礎(chǔ)上,人們還研究出了相應(yīng)的簡化補(bǔ)償方

29、法,即以心拍穩(wěn)定條件周期,將漂移折線化處理,然后在輸入的信號中消除基漂。圖2 心電信號的基線漂移現(xiàn)象基線漂移的消除在心電信號的預(yù)處理中十分重要,但又是比較麻煩的。由于基線漂移的特點(diǎn)為非周期直流分量,利用小波變換的帶通濾波特性和尺度函數(shù)的低通濾波特性,可以將顯現(xiàn)于小波分解大尺度上的基線漂移直接去除,并由重構(gòu)算法恢復(fù)去除基線漂移后的心電信號。2小波變換去除基線漂移的方法小波或小波基函數(shù)就是滿足可容許性條件的具有特殊性質(zhì)的函數(shù),所謂小波變換就是選擇適當(dāng)?shù)幕拘〔ɑ蚰感〔?通過對基本小波平移、伸縮而形成一系列的小波,然后將欲分析的信號投影到由平移、伸縮小波構(gòu)成的信號空間中。式(1)為小波變換表達(dá)式,其

30、中平移參數(shù)b的變化決定時(shí)窗的位置,而尺度參數(shù)a的變化不但改變連續(xù)小波變換的頻譜結(jié)構(gòu),同時(shí)也改變了窗口的大小和形狀。(1)小波變換是可逆的,信號f可由下式恢復(fù): (2)當(dāng)小波變換的平移因子和尺度因子為離散情況時(shí)稱為離散小波變換,特別當(dāng)尺度為二時(shí),稱為離散二進(jìn)小波變換。用離散二進(jìn)小波變換處理信號時(shí)帶寬以二的指數(shù)冪減小,由于工程實(shí)際中采集到的信號多為離散形式的數(shù)字信號,因此在數(shù)字信號處理技術(shù)中常采用離散二進(jìn)小波變換的方法,離散二進(jìn)小波分解及合成的基本原理如下:(3)式中(x)為二進(jìn)小波,(x)和(x)分別為二進(jìn)小波尺度函數(shù)及其對偶。離散二進(jìn)小波變換的逆變換形式如下: (4)通常由于實(shí)際信號的分解是有

31、限的,由有限離散二進(jìn)小波變換重構(gòu)數(shù)字信號的算法為: (5)在利用小波變換方法對信號進(jìn)行處理的過程中,小波基函數(shù)的選擇十分重要,利用不同小波基函數(shù)對信號進(jìn)行分解,可以突出不同特點(diǎn)的信號特征。在小波基函數(shù)的選擇中daubechies小波是緊支正交基,滿足精確重建條件,但由于緊支小波不具有對稱性,因而其邊界效應(yīng)會隨尺度的增加而擴(kuò)大,引起分解及重建誤差。樣條小波是一種非緊支正交的對稱小波,具有較高的光滑性,頻率特性好,分頻能力強(qiáng),頻帶相干小,且具有線性相位特性,由于對稱性原因,只要采取合理的延拓方法,其邊界效應(yīng)引起的誤差可忽略不計(jì)。因此在本文心電信號的分解及合成中選擇了樣條小波作為小波基函數(shù)。雖然非緊

32、支小波會形成無限長濾波器,截?cái)嗾`差的產(chǎn)生是不可避免的,只要根據(jù)信號的特點(diǎn)及計(jì)算的復(fù)雜程度選擇合適的濾波器長度,即可滿足不同信號處理的要求。通常樣條小波階數(shù)越低,時(shí)域內(nèi)衰減越快,但頻域內(nèi)截止性較差,階數(shù)高,結(jié)果則相反。在本文中選擇三次b樣條小波作為小波基函數(shù),心電信號小波分解細(xì)節(jié)及逼近譜如圖3所示。 圖3心電圖小波譜(a)心電信號小波變換細(xì)節(jié) (b)心電信號小波變換逼近由于信號的小波變換相當(dāng)于小波分解在不同尺度的帶通濾波信號,而小波分解逼近譜為各尺度下的低通濾波信號,由圖3(b)在尺度8上的分解波形可以看出,信號中的直流分量及趨勢項(xiàng)明顯地顯現(xiàn)在該尺度上,由于漂移信號主要為超低頻信號分量,只要在小

33、波變換重構(gòu)的過程中,將該尺度下的分量置零,就可以得到去除了直流及緩變趨勢分量的合成信號。在信號的采樣頻率不變的情況下,由于對應(yīng)于某一確定的小波變換,其不同尺度下的頻窗中心和窗寬是確定的,由此可確定相應(yīng)去處基線漂移的最大分解尺度。在本研究中心電信號的采樣頻率為360hz,三次樣條小波分解在尺度8下逼近信號的頻率和功率極低,因此,原始心電信號的低頻信號的主要成分在經(jīng)過基線矯正后不受影響?；谛〔ㄗ儞Q心電信號基線矯正方法的研究結(jié)果說明,基線漂移在小波變換中直接去除的方法簡單易行,由于小波變換信號處理方法對于信號形式及變化不敏感,是處理非平穩(wěn)及非線性信號的有力工具。此外它可將不同頻帶的信號顯現(xiàn)在小波分

34、解各個尺度上,而且具有高頻信號分辨率高,低頻信號分辨率逐漸下降的特點(diǎn),所以它不僅利于信號處理,而且還是信號分析的有效手段。2 . 1 . 3 小波變換在心電信號波形識別上的應(yīng)用 在心電信號上識別患者是否有病，或者是有什么病的話，那就要看出心電信號的異常點(diǎn)。以前都是有醫(yī)生通過目測來判斷心電信號是否存在異常，這種做法效率低，而且不能針對大數(shù)據(jù)量的心電信號。所以，只要讓計(jì)算機(jī)自己來識別心電信號上的異常點(diǎn)，這樣就要求對心電信號的數(shù)學(xué)上的處理上的功能了。 經(jīng)歷了gabor 變換到 stft （短時(shí)傅立葉變換）再到小波變換的發(fā)展過程，小波概念于1984年才真正建立起來。再此之前無論時(shí)傅立葉變換還是函數(shù)分析

35、法都是無法像小波分析那樣能兼具時(shí)域和頻域分辨能力。 由于心電信號比較微弱，僅為毫伏（mv）級，信噪比較低，所以極易受到環(huán)境的影響。由體表電極檢測到的ecg信號含有七種不同類型的干擾，即工頻干擾、基線漂移、電極接觸噪音、電極極化噪音、肌電干擾、放大電路內(nèi)部噪聲和運(yùn)動干擾，其中50hz及其倍頻附近的工頻干擾和0.7hz以下的基線漂移是兩個重要的干擾源。一般正常的心電信號在0.01100hz頻率范圍之內(nèi)，而90的ecg信號頻率能量又集中在0.25hz40hz之間。為了總強(qiáng)心電信號重的有效成分，抑制噪聲和偽跡，提高波形檢測準(zhǔn)確率，除了對心電記錄儀器的硬件抗干擾能力有較高的要求外，心電信號的a/d轉(zhuǎn)換后

36、的數(shù)字濾波也至為重要。 針對心電信號的數(shù)字濾波算法有很多，諸如平滑處理、帶通數(shù)字濾波算法、fft變換、相關(guān)性分析和自適應(yīng)濾波、b樣條函數(shù)擬和等。針對種種狀況的存在，我們把處理的步驟定為以下： 心電信號特征參數(shù)處理qrs波處理 p波處理 t波處理 十二導(dǎo)聯(lián)平均波形處理 表1：軟件處理模塊層次結(jié)構(gòu) 本軟件將小波變換應(yīng)用于心電信號的波形特征點(diǎn)的檢測上，由于心電信號是由p波、qts波、t波和靜息期組成，p波、qrs波和t波具有不同的頻率分布特性，對于不同的人來說，qrs波頻率譜稍有不同，但是對每個人來說，qrs波中心頻率總是較p波和t波的高。小波變換方法實(shí)際上是一種時(shí)頻局部化的分析方法，也可以看作帶通

37、濾波，由于它具有多分辨率的特點(diǎn)，在信號頻率高的區(qū)域上，小波變換的時(shí)間特別有用，運(yùn)用mallet算法，選擇合適的小波變換尺度，可以將心電信號qrs波、p波和t波頻率段分離開來，在每個頻率段各個波的信號是最強(qiáng)的、干擾最弱，因此檢測的準(zhǔn)確性就大大的提高了。如圖4所示，在小波變換的不同尺度是上的特征顯現(xiàn)，第二尺度上的就是qrs波最顯著，在小波變換的第五尺度p波和t波最顯著。 圖4運(yùn)動心電信號在=1、2、3、4、5尺度上的小波變換,分別對應(yīng)于圖2()()()()(),()為運(yùn)動試驗(yàn)陽性病例的原始運(yùn)動心電信號。 在分離出來的信號上根據(jù)信號奇異點(diǎn)與小波變換系數(shù)正的極大值極小值的對應(yīng)關(guān)系，可以較為準(zhǔn)確的識別波

38、形的峰值點(diǎn)。而信號的奇異點(diǎn)就是和小波變換中的李氏指數(shù)有密切關(guān)系的。李氏指數(shù)是數(shù)學(xué)上表征局部特征的一種度量，其定義是，設(shè)函數(shù)x（t）在t。附近具有下述特征： x（t。+h）-pn(t。+h)ah n a0時(shí)，小波變換的極大值隨尺度的增大而增大，當(dāng)a閾值s1，負(fù)極小閾值s2丟棄yes正的極大值-負(fù)的極小值點(diǎn)左右開窗求出窗口內(nèi)極大值得到r峰值 圖5：檢測r峰值的程序流程圖分析確定r峰值點(diǎn)，是我們以后研究其它波段的基礎(chǔ)。在此基礎(chǔ)上，我們可針對p波、qrs波群、t波、u 波等作具體的分析了。2 . 2 qrs波群的檢測及意義2 . 2 . 1 qrs波群的醫(yī)學(xué)認(rèn)識及意義qrs波群 它是心電圖上最尖最大的

39、波群。特點(diǎn)是上升、下降沿都比較陡、連續(xù)、不間斷。qrs波群中第一個向下的波稱為q波；q波之后是個狹窄高聳的尖脈沖波形，稱為r波；與r枝祁銜接的又是一個向下的波，稱為s波。qrs波群：代表兩心室除極和最早期復(fù)極過程的電位和時(shí)間變化。 qrs波群時(shí)間：正常成人為0.060.10秒，兒童為0.040.08秒。v1、v2導(dǎo)聯(lián)的室壁激動時(shí)間小于0.03秒，v5、v6的室壁激動時(shí)間小于0.05秒。qrs波群時(shí)間或室壁激動時(shí)間延長常見于心室肥大或心室內(nèi)傳導(dǎo)阻滯等。 qrs波群振幅：加壓單極肢體導(dǎo)聯(lián)avl導(dǎo)聯(lián)r波不超過1.2毫伏，avf導(dǎo)聯(lián)r波不超過2.0毫伏。如超過此值，可能為左室肥大。avr導(dǎo)聯(lián)r波不應(yīng)超

40、過0 .5毫伏，超過此值，可能為右室肥大。如果六個肢體導(dǎo)聯(lián)每個qrs波群電壓(r+s或q+r的算術(shù)和)均小于0.5毫伏或每個心前導(dǎo)聯(lián)qrs電壓的算術(shù)和均不超過0.8毫伏稱為低電壓，見于肺氣腫、心包積液、全身浮腫、粘液水腫、心肌損害，但亦見于極少數(shù)的正常人等。個別導(dǎo)聯(lián)qrs波群振幅很小，并無意義。心電信號的參數(shù)提取和波形識別是ecg分析診斷的關(guān)鍵，其準(zhǔn)確性于可靠性決定診斷于治療心臟病患者的效果，乃至挽救病人生命的成敗。其中qrs波的檢測是ecg檢測中的首要問題。qrs波檢測不僅是診斷心率失常的最重要的根據(jù)，而且只有在qrs波確定后才能分析ecg的其他細(xì)節(jié)信息。2 . 2 . 2 qrs波群的檢測

41、 1小波變換原理和小波的選擇 數(shù)字信號()的小波變換(wavelet trans forms)可利用mallat算法來計(jì)算,公式如下 (6) (7)其中為平滑算子且()=為文中用于分析的數(shù)字心電信號。()為數(shù)字信號()的小波變換。和 分別為低通濾波器()和高通濾波器()的系數(shù),即 （8）為了得到ecg信號特征點(diǎn)的準(zhǔn)確位置,算法所用的小波變換必須保證變換后得到的信號與原始信號之間有良好的對應(yīng)關(guān)系。為此,本算法采用了支持緊支集并具有一階消失矩的二次樣條小波。它是一個平滑函數(shù)的一階導(dǎo)數(shù)。()的fourier變換為 （9） 符號表示離散fourier變換2 r波檢測 通過(6)和(7)計(jì)算心電信號的小

42、波變換,然后用檢測標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行檢測。檢測過程如下:(1)選擇特征尺度:小尺度上的()反映信號的高頻分量,在大尺度上它反映的是信號的低頻分量。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。以尺度為中心無論尺度變大或變小, qrs波的能量都將逐漸減小。實(shí)驗(yàn)中我們還發(fā)現(xiàn),高頻分量較多的qrs波尺度上的能量大于尺度上的能量,而低頻分量較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,波的能量衰減變大,而干擾的能量卻變得很大。而且,尺度愈大運(yùn)算量愈大。因此,本算法僅選用了從到四個尺度。(2)確定波的模極大值列:r波在每個特征尺度上均能產(chǎn)生一對模極大值點(diǎn),從而形成兩條模極大值列。對

43、于高頻噪聲,它往往只在小尺度上產(chǎn)生模極大值,而在大尺度上產(chǎn)生的模極大值很小或不存在;對于低頻的高p波或高t波來說,它們則往往只在大尺度上產(chǎn)生模極大值點(diǎn),而在小尺度上產(chǎn)生的模極大值很小或不存在。也就是說,高頻噪聲和低頻的高p波、高波或噪聲常常不能在特征尺度上產(chǎn)生模極大值列。因此,通過檢測特征尺度上的模極大值列可以減小這些因素對r波檢測造成的影響。(3)計(jì)算奇異點(diǎn)的奇異度:令 ()=|()|并且假設(shè)為lipschitz指數(shù)的上限。被稱作正則指數(shù)。令 在特征尺度到上,我們可以求出奇異點(diǎn)的、和。r波峰點(diǎn)總是對應(yīng)于0,且多數(shù)情況下0。盡管,少數(shù)r波因高頻分量較多而使大尺度上的模極大值衰減較快,導(dǎo)致0,但

44、+仍大于零。大多數(shù)波在尺度上的能量較尺度上大,且|()|從尺度到尺度衰減很快,不僅使0,心律失常的變異r波往往會使稍微增大。因此,若突然減小,甚至變?yōu)樨?fù)值,對應(yīng)的奇異點(diǎn)一定是噪聲或干擾,相應(yīng)的模極大值列應(yīng)從集合中刪除。 (4)去除孤立的和多余的模極大值列:通常運(yùn)動偽跡和肌電噪聲的頻帶與波的頻帶存在重疊。在前面所得到的模極大值列集合中,可能會包含有由偽跡或肌電噪聲引入的模極大值列,刪除這些模極大值列就可以大大減小偽跡和肌電噪聲等的影響。 首先,去除孤立的模極大值列。在每個特征尺度上波對應(yīng)于一對模極大值,即一個正極大值 負(fù)極小值對,且在尺度上這兩個模極大值點(diǎn)的間距比r波的寬度要小。設(shè)為尺度上()的

45、一個正極大值點(diǎn)(或負(fù)極小值點(diǎn)), (=1n1,)為同一尺度上()的負(fù)極小值點(diǎn)(或正極大值點(diǎn)),若與 ()的間距大于給定的間距閾值,則被稱作孤立極大值(或極小值)點(diǎn),相應(yīng)的模極大值列稱作孤立模極大值列,并將從模極大值列集合中刪除。本文中所用間距閾值根據(jù)經(jīng)驗(yàn)選用120。 其次,去除多余的模極大值列。通常r波只產(chǎn)生兩條模極大值列。但對一些雙r波或帶噪聲的r波,在一條模極大值列的鄰域(120)內(nèi),常有兩條或更多的模極大值列,而其中僅有一條是有用的,其他都是多余的。多余的模極大值列可以通過下面的準(zhǔn)則予以去除。 因?yàn)閝rs波的能量主要集中在尺度上,故選擇該尺度上的模極大值來判別。設(shè)兩個極小值點(diǎn)分別為min

46、1和min2,其幅值分別為a1和a2,而它們與該正極大值點(diǎn)的距離分別為l1和l2。判斷多余模極大值列的準(zhǔn)則下: 準(zhǔn)則1:若a1l11.2a2l2,min2為多余點(diǎn);準(zhǔn)則2:若a2l21.2a1l1,min1為多余點(diǎn);準(zhǔn)則3:否則,若min1、min2在該正極大值的同側(cè),那么離該正極大值遠(yuǎn)的為多余點(diǎn);若min1、min2在該正極大值點(diǎn)的兩側(cè),那么該正極大值點(diǎn)后的那一點(diǎn)為多余點(diǎn)。其它情況與上述類似。(5) r波峰點(diǎn)檢測:r波峰點(diǎn)對應(yīng)于尺度上的正極大值負(fù)極小值對的過零點(diǎn)。在我們從模極大值列集合中刪除孤立的、多余的模極大值列之后,得到的集合 (=1,2, )中只有尺度上的正極大值 負(fù)極小值對的位置信息

47、。于是,找到這些正極大值 負(fù)極小值對的過零點(diǎn),即找到了r波峰點(diǎn)的位置。3qrs波的起點(diǎn)和終點(diǎn)的檢測 qrs波的起點(diǎn)是指q波(當(dāng)q波不存在時(shí)為r波)的起點(diǎn);qrs波的終點(diǎn)是指s波(當(dāng)s波不存在時(shí)為r波)的終點(diǎn)。 q波和s波通常是高頻低幅波,它們的能量主要集中在小波變換的小尺度上。因此,我們在尺度上檢測qrs波的起點(diǎn)和終點(diǎn)。qrs波的起點(diǎn)對應(yīng)于波生成的模極大值對之前的第一個模極大值,qrs波的終點(diǎn)對應(yīng)于由r波產(chǎn)生的模極大值對之后面的第一個模極大值。在尺度上,我們從r波的模極大值對出發(fā),在其前或其后的一段時(shí)間窗口內(nèi)尋找一個模極大值點(diǎn),進(jìn)而找出該點(diǎn)所在波的起點(diǎn)或終點(diǎn)(過零點(diǎn)或趨零點(diǎn)),它們分別就是qr

48、s波的起點(diǎn)或終點(diǎn)。若在該時(shí)間窗口內(nèi)找不到一個模極大值點(diǎn)(如q波或s波不存在),則r波生成的模極大值對的起點(diǎn)或終點(diǎn)就是qrs波的起點(diǎn)或終點(diǎn)。我們之所以在尺度上而不在原始信號上檢測qrs波的起點(diǎn)或終點(diǎn),主要是為了避免基線漂移的影響。上面所用到的時(shí)間窗口是根據(jù)以前所檢測到的qrs波的起點(diǎn)或終點(diǎn)與其峰點(diǎn)的間距(分別為1和2)確定的。若是因?yàn)楦哳l噪聲的影響在一個時(shí)間窗口內(nèi)有幾個模極大值,則選擇模極大值的起點(diǎn)(或終點(diǎn))與r峰點(diǎn)的間隔和1(或2)最接近者。2 . 3 p波的檢測及意義2 . 3 . 1 p波的醫(yī)學(xué)認(rèn)識及意義p波：呈鈍圓形，可有輕微切跡。p波寬度不超過0.11秒，振幅不超過0.25毫伏。p波的

49、振幅和寬度超過上述范圍即為異常，常表示心房肥大。代表左右心房除極的電位變化。心臟激動的起源為竇房結(jié)，最先傳導(dǎo)至心房，所以在心電圖的中首先出現(xiàn)的是p波。形態(tài)可以為單向（正向和負(fù)向）、雙向。雙向p波是指波的描跡線在參考水平線兩側(cè)各有一個轉(zhuǎn)折點(diǎn)，起始轉(zhuǎn)折在水平線以上稱正負(fù)（+ -）雙向，起始轉(zhuǎn)折在參考水平線以下稱負(fù)正（- +）雙向。如果正向p波終末部在參考水平線以下，但無轉(zhuǎn)折，仍應(yīng)稱正向p波；同樣，如果負(fù)向p波終末部在參考水平線以上，但無轉(zhuǎn)折，仍應(yīng)稱負(fù)向p波。pr段是繼p波之后，心臟沿心房?。ńY(jié)間束）、經(jīng)房室交界區(qū)下傳至心室，產(chǎn)生pr段。由于激動經(jīng)過這段傳導(dǎo)組織時(shí)所產(chǎn)生的電位影響影響極為微弱，在體表

50、心電圖上表現(xiàn)為一段平直的線。2 . 3 . 2 p波的檢測 p波的檢測，是在qrs波檢測的基礎(chǔ)上分析的。原始信號濾波后進(jìn)行小波變換，系統(tǒng)采用morlet小波將信號進(jìn)行5個尺度上的分解，qrs波主要集中在第2、第3層頻率段上，因此在第2層小波系數(shù)上結(jié)合能量發(fā)，檢測r波，并應(yīng)用移動窗口平均發(fā)檢測qrs波的起點(diǎn)和終點(diǎn)。qrs波檢測之后，結(jié)合第五層小波系數(shù)在qrs波器起點(diǎn)前一定時(shí)間窗內(nèi)檢測p波，在qrs波終點(diǎn)后一段時(shí)間窗內(nèi)檢測導(dǎo)t波。根據(jù)模極大值對得到所有的p波，其中，可能混有由噪聲和基線漂移引起的p波，稱之為非p波。為刪除非p波，先求出所有p波的起點(diǎn)和終點(diǎn)，之后，可求得p波的弧度值及p波與折線p波段

51、相關(guān)系數(shù)值，根據(jù)這兩個值對p波進(jìn)行篩選，篩選剩下的p波就就是真正的p波了。整個過程如圖6所示：得到真正的p波ecg信號預(yù)處理ecg信號小波變換求出每個周期的r波位置根據(jù)變換系數(shù)的模極大值對確定所有p波求得每個p波的起點(diǎn)和終點(diǎn)根據(jù)p波弧度篩選p波根據(jù)p波與折線p波的相關(guān)系數(shù)篩選p波 圖 6 p波檢測總流程圖一：p波起點(diǎn)和終點(diǎn)的檢測 如能求出p波的起點(diǎn)和終點(diǎn)，則可以給出p波形態(tài)方面的信息，對p波 見到具有很大的作用。有人用小波變換的方法求p波的起點(diǎn)和終點(diǎn)，單該方法求出的p波寬度往往過大，所有不夠精確。用斜率法求p波起始點(diǎn)，則容易受噪聲的干擾。所有，現(xiàn)在，試探著用一種新的方法去求取p波起點(diǎn)和終點(diǎn)。以

52、求起點(diǎn)為例： （1） 確定一個在p波一點(diǎn)左邊，但是靠近起點(diǎn)的點(diǎn)。由前述所知，每一個p波頂點(diǎn)對用于一模極大值對，而該模極大值對一般對應(yīng)了p波的兩個腰點(diǎn)。如圖7中頂點(diǎn)p對應(yīng)了模極大值1、2，而點(diǎn)1、2的位置處于p波的兩個腰上。根據(jù)p波寬度的經(jīng)驗(yàn)值，在點(diǎn)2左邊50ms范圍內(nèi)一點(diǎn)c，則一般能保證點(diǎn)c在p波左邊，且靠近起點(diǎn)。（2）連接點(diǎn)c和p波頂點(diǎn)p，得到直線cp。（3）求出ecg信號上c1曲線段上的各點(diǎn)到直線cp的距離。其中距離最大的那個點(diǎn)就是p波的起點(diǎn)，圖7中點(diǎn)a為所求得的p波起點(diǎn)。 用同樣的方法，可求出p波終點(diǎn)，圖7中b點(diǎn)為所求得的p波終點(diǎn)。該方法克服了噪聲或基線漂移的干擾，且算法簡單，便于實(shí)現(xiàn)。 圖 7 求p波起點(diǎn)和終點(diǎn)示意圖二：根據(jù)p波弧度進(jìn)行篩選 低頻噪聲和基線漂移產(chǎn)生的p波，較之真正的p波，其弧度一般較小，故可以根據(jù)弧度對p波進(jìn)行篩選。p波弧度的計(jì)算步驟如下： （1）如圖8所示，連接p波起點(diǎn)a和終點(diǎn)b，得到直線ab。 （2）求出p波頂點(diǎn)p到直線ab的距離l和線段ab的長度ab。 (3) 距離除以線段ab的長度ab的結(jié)果就是p波的弧度。 設(shè)一弧度臨界值d,若求得的弧度值小于d，則認(rèn)為是非p波；反之，就是p波。 圖 8 折線p波生成示意圖三：根據(jù)相關(guān)系數(shù)篩選p波