在实时ECG监测中全自动测量心电图的ST-段水平的方法和系统

摘要

一种用于确定心电图（ECG）的Q点和J点的系统将基于WLT的Q、J检测算法与用于导联选择的信号质量评估进行结合。Q、J检测器（24）从多个（N个）ECG导联中的每一个接收考虑中的搏动的搏动周期波形，并且使用信号质量评估器（SQA）部件26

说明书

技术领域

本申请大致涉及心电图描记法。其具体应用于与实时的心电图ST-段水 平测量结合，并且具体参考其加以描述。然而，应当理解，其也应用于其 他使用场景，并且并不限于前述应用。

背景技术

ECG是对一段时间内的心脏的电活动的记录。心电图仪或其他适当的 电换能器非侵入性地测量这样的电活动，并且从其生成记录和/或通过另一 设备（诸如计算机）生成记录。常规心电图仪采用十个电极来测量心脏的 电活动。每个电极以一定的容忍度被放置在患者上的特定位置处。从这十 个电极测量和/或得到十二导联（即，电位差）。其他常规心电图仪包括三、 五、十五、十六、EASI等导联。

参考图1，图示了用于常规十二导联心电图仪的电极在患者上的范例性 放置。右腿电极RL用作其他电极的接地。导联I是从右臂电极RA至左臂 电极LA测量的；导联II是从右臂电极RA至左腿电极LL测量的；并且导 联III是从左臂电极LA至左腿电极LL测量的。确定右臂电极RA、左臂电 极LA和左腿电极LL的平均电压V（即，Wilson中心电端）。其他九个导 联包括从V和电极V_1-6之间的电位差得到的六个胸导联和从导联I、II和III 的组合中得到的三个加压肢体导联aVR、aVL和aVF。对于实时ECG监测， 四个肢体电极（RA、LA、RL、LL）通常被放置在对应肢体附近的主干（也 被称为Mason-Liker电极放置），以减少运动伪迹。

心电图的ST-段水平通常被用来筛选和诊断心血管疾病，诸如心肌梗 塞、心肌缺血等。其是广泛用于诊断性ECG检查、动态ECG检查以及实 时ECG监测的心电图的重要特征。针对ECG导联的选定的正常搏动的ST- 段水平是J+x点和等电点之间的电压差。J点是QRS复合波的结束或结束 点，并且x是从0到80ms变化的选定时间间隔；典型地，x被选为60或 80ms。等电点是在ORS开始Q或QRS复合波的开始点之前并且P波结束 之后的时间点。在实际临床应用中，针对成年对象，等电点通常等于Q－ 20ms。

可靠地测量ST-段水平的一个挑战在于可靠地定位等电点和J点。在实 时和动态ECG监测中有至少两个方法来确定这些点，即，手动方法和自动 方法。

在手动方法中，通过从QRS峰值时间R减去固定时间间隔u（例如，u =40ms）来确定等电点（即，Iso=R-u）。通过将QRS峰值时间R加上固定 时间间隔z（例如，z=80ms）来确定J点（即，J=R+z）。通常在监测开始时 针对每个患者手动地确定固定时间间隔u和z。然而，这一方法不太令人满 意。其给临床医师引入了额外的工作负担。此外，一旦设置u和z结束，它 们保持固定，并且不适应于QRS形态的变化。QRS形态的变化会妨碍在J 处的ST测量和/或使得J处的ST测量发生实质性误差。这继而会导致假ST 警报和/或错失真实ST事件。

在自动方法中，从在预定时间窗口中的选定无噪声正常搏动的平均搏 动周期ECG波形中自动地检测等电点和J点。这包括选择无噪声正常搏动、 连续构建正常的平均搏动、自动搜索等电点和J点以及计算针对每个ECG 导联的ST-段水平。

无噪声正常搏动的选择涉及针对ECG信号的噪声检测。一个方法采用 这样的算法：针对每个导联，获得针对ST段s(i)的5维Karhunen-Loeve变 换（KLT）特征向量，以及针对QRS复合波q(i)的另一5维特征向量。对 于给定的搏动，将s(i)和q(i)与邻近搏动的s(i)和q(i)相比较，并且计算针对 ST段r_s(i)和QRS复合波r_q(i)的标准化剩余误差。如果剩余误差（r_s(i)或r_q(i)） 超出某个百分比（例如，25%），该算法考虑搏动i噪声。该方法需要使用 邻近搏动的信息，并且假设大部分的邻近搏动都是无噪声搏动。用于得到 s(i)和q(i)的计算量是相对较大。

用于ECG噪声检测的另一方法通过搏动周期中的每个ECG导联的主 波锐度、高频噪声水平和低频噪声水平来评估信号质量。主波锐度是通过 将最大绝对幅度除以预定义窗口块（例如，400ms）中的绝对波形面积来测 量的。高频噪声（HFN）水平是通过将在以R波为中心的一秒时间窗中的 ECG信号绝对值的经高通（二阶微分）滤波相加并且将总和除以绝对R波 幅度来计算的。低频噪声（LFN）水平是通过将在一秒时间窗中的经低通滤 波的ECG信号绝对值相加并且将总和除以绝对R波幅度来测量的。

这一方法的挑战在于，由于HFN和LFN通过绝对R波幅度按比例缩 放而使其标准化，因此相同量的HFN和LFN在不同的绝对R波幅度下看 起来十分不同。当R波幅度很低时，不严重的HFN和LFN值将看起来很 严重。当R波幅度很大时，严重的HFN和LFN值将看起来不严重。如应 当意识到的，这两种情形都是不期望的，并且将生成错误的噪声估计。

连续平均搏动的构建在预定义窗口中创建平均正常搏动波形。这用于 进一步降低ECG噪声水平，以便于自动搜索等电点和J点。通常，使用15 秒的时间窗口。对于每个窗口，通过将所有选定的正常搏动进行平均来构 建平均正常搏动波形。

能够使用许多方法来执行自动检索等电点和J点。一个方法通过针对 每个ECG导联的“最平坦的”五个样本段从计算机检测的QRS位置R至 R-108ms向后检索来确定等电点。将这一段的中间的样本作为针对导联的候 选等电点。能够采用附加的规则来确定针对所有导联的最终等电点。此外， 通过基于连续信号电压变化量针对波形开始“变平”的样本在每个ECG导 联中从R至R+100ms向前搜索来确定J点。该样本被认为是针对ECG导 联的J点。比较所有导联的J点位置，并且将最后的位置（即，离R最远） 作为针对所有导联的最终J点。

这一方法的一个挑战在于，其通过在每个ECG导联的波形上追踪等电 点和J点的直接特征来确定等电点和J点。然而，因为其需要经历每个导联， 这是很费时间的（即，计算负荷很大）。另一挑战在于，当一个导联具有异 常的QRS形态或者通过引起延迟“变平”点的局部噪声，最终的J点位置 很容易受到影响。又一挑战在于，该方法要求搏动平均，以平滑波形，从 而逐次搏动ST测量结果是不可得的。

由于能够容易地从QRS开始（Q）定义等电点，因此搜索等电点和J 点的方法能够转为对Q点和J点的检测。有效和高效的QRS开始和结束（Q， J）检测采用能够将多导联ECG信号变换为单个通道组合波形长度信号 （CWLS）的波形长度变换（WLT）。该CWLS通过考虑所有ECG导联的 QRS形态以“全局”的方式保留QRS开始和结束特征。然后从CWLS中 检测Q点和J点。一个挑战在于，在具有多个ECG导联的情况下，一个有 噪声或者质量不良的导联可能够大幅地降低Q、J检测的精确性。因而，在 不具有附加的信号质量控制过程的情况下，该方法将不适于等电点和J点 的可靠检测。

假如适当地获得等电点和J点，则最后的组成部分（即，对每个导联 的ST-段水平的计算）是常规程序。如上所述，针对ECG导联的选定正常 搏动的ST-段水平是导联的ECG波形的J+x点和等电点之间的电压差，其 中，x是选定的时间间隔，通常为60或80ms。

本申请提供了一种克服以上提及问题和其他问题的新的且改进的方 法。

发明内容

根据一个方面，一种系统确定心电图（ECG）的Q点和J点。所述系 统包括至少一个处理器。所述处理器被编程为从多个ECG导联中接收针对 选定搏动的搏动周期波形。针对所述多个ECG导联中的每个来确定信号质 量，并且将具有满足或超过预定信号质量标准的信号质量的ECG导联的搏 动周期波形进行组合。在经组合的搏动周期波形上识别所述Q点和J点。

根据另一方面，一种方法确定心电图（ECG）的Q点和J点。所述方 法包括从多个ECG导联中接收针对选定搏动的搏动周期波形。针对所述多 个ECG导联中的每个来确定信号质量，并且将具有满足或超过预定信号质 量标准的信号质量的ECG导联的搏动周期波形进行组合。在经组合的搏动 周期波形上识别所述Q点和J点。

一个优点在于针对ST-段水平测量结果的稳健导联选择。

另一优点在于改进了用于导联选择的噪声检测。

另一优点在于对ST-段水平测量结果的噪声容忍。

另一优点在于对于导联选择的与邻近搏动的独立性。

另一优点在于针对平均搏动和单个的搏动改进了ST-段水平测量结果 的精确性。

另一优点在于对QRS宽度的检测。

另一优点在于逐次搏动的ST-段水平测量结果。

另一优点在于使用具有良好信号质量的所有ECG导联来进行Q、J检 测。

当阅读和理解以下详细描述时，本领域技术人员将意识到本发明的其 他优点。

附图说明

本发明可采取各种部件和部件布置以及各种步骤和步骤安排的形式。 附图仅用于图示说明优选实施例的目的，而不应被解释为限制本发明。

图1是针对常规十二导联心电图仪在患者上放置电极的图形表示。

图2是多导联心电图仪系统的框图。

图3是Q、J检测器的框图。

图4是组合波形的长度信号对比八个ECG信号的曲线图。

图5是利用由Q、J检测器检测到的Q点和J点标记的八个ECG信号 的曲线图。

图6是图示了针对等电点、J点和J+x点的测量点的搏动周期波形的曲 线图。

图7是用于测量心电图的ST-段水平和/或QRS宽度的方法的框图。

图8是示出了在J+80处的ST测量结果对比欧洲心脏病学会ST-T数据 库的心脏病专家注释的散点图。

图9是在J+80处的ST测量结果与欧洲心脏病学会ST-T数据库的心脏 病专家注释之间的差的柱状图。

图10是示出了在J+0处的ST测量结果对比经皮腔内冠状动脉成形术 数据库的心脏病专家注释的散点图。

图11是在J+0处的ST测量结果与经皮腔内冠状动脉成形术数据库的 心脏病专家注释之间的差的柱状图。

图12是示出了在J+60处的ST测量结果对比经皮腔内冠状动脉成形术 数据库的心脏病专家注释的散点图。

图13是在J+60处的ST测量结果与经皮腔内冠状动脉成形术数据库的 心脏病专家注释之间的差的柱状图。

图14是测量到的QRS宽度对比针对MIT-BIH心律不齐数据库的参考 QRS宽度的散点图。

图15是测量到的QRS宽度与针对MIT-BIH心律不齐数据库的参考 QRS宽度之间的差的柱状图。

图16是测量到的QRS宽度对比经皮腔内冠状动脉成形术数据库的参 考QRS宽度的散点图。

图17是测量到的QRS宽度与经皮腔内冠状动脉成形术数据库的参考 QRS宽度之间的差的柱状图。

具体实施方式

参考图2，多导联心电图仪系统10包括心电图的一个或多个源12。适 当的源的范例包括心电图仪、Holter监测器、除颤器、计算机、存储器、 ECG监测器、软件部件等。源12可以实时生成心电图和/或用作心电图的 储存。

心电图分析系统（EAS）14从源12接收心电图，并且测量所述心电图 的ST-段水平和/或QRS宽度。其将基于WLT的Q、J检测算法与用于导联 选择的信号质量评估进行组合。针对Q、J检测，仅考虑具有良好信号质量 的那些导联。如下文中讨论的，这产生了可靠且高效的Q、J检测结果。EAS 14能够用于ST-段水平和/或QRS宽度的实时或离线测量。

EAS14的接收器16从源12接收每个心电图。心电图包括对应于N个 导联的N个ECG波形。N大于1，并且通常范围从3到8。所述波形根据 所述源能够是模拟的和/或数字的。对于前者，接收器16包括以预定速率对 模拟波形进行采样的模拟-数字转换器。对于后者，以预定速率对所述波形 进行采样。

当接收心电图时，预处理器18检测和分类每个搏动。例如，搏动的类 型包括正常搏动、异常搏动（诸如，室性早搏或PVC）等。在一些实施例 中，通过分析针对导联的子集的波形来确定检测和分类。例如，仅使用针 对导联中的一个或两个的波形。此外，在一些实施例中，预处理器18对所 述波形进行滤波，以在检测和分类之前移除和/或减少不想要的噪声。

搏动选择器20从经预处理的波形中选择搏动周期波形用于考虑中的搏 动。该考虑中的搏动能够被手动地指定（例如，使用用户输入设备22）或 根据一个或多个规则被自动地指定。例如，考虑每个预定数量的搏动，其 中，所述预定数量大于零。

为了达到ST测量的目的，所考虑的搏动是单个的正常搏动或平均正常 搏动。为了达到QRS宽度测量的目的，所考虑的搏动是单个的正常搏动、 平均正常搏动、或任意其他类型的单个搏动。平均正常搏动是能够通过将 预定尺寸的窗口中的正常搏动的波形进行平均来确定的。例如，平均正常 搏动的搏动周期波形能够通过将前15秒窗口中的正常搏动进行平均来获 得。该窗口也能够是以心搏来测量的，例如15个心搏的窗口。

在一些实施例中，基于依据QRS峰值R的搏动周期波形的QRS位置 来选择所考虑搏动的搏动周期波形。在[R-f，R+g]的区域中获得搏动周期波 形，其中，f和g是时间间隔。该时间间隔能够是固定的或动态确定的。例 如，对于成年患者，f和g能够分别是500ms和800ms。作为另一范例，例 如基于患者心率例如比正常心率更快，f和g能够被确定得更短，并且基于 例如患者心率例如比正常心率更慢，f和g能够被确定得更长。

Q、J检测器24基于接收到的搏动周期波形来评估每个导联的信号质 量。采用具有“良好”信号质量的导联用于多通道波形长度变换（WLT）， 其产生组合波形长度信号（CWLS）。然后从CWLS确定Q点和J点。

参考图3，图示了Q、J检测器24。该Q、J检测器26从N个导联中 的每一个接收考虑中的搏动的搏动周期波形。一个或多个信号质量评估器 （SQA）部件26₁、26₂、…26_N之后评估每个导联的信号质量。如图示的， 每个导联包括SQA部件（SQA）。然而，应当理解，也预期多导联SQA部 件。例如，单个的SQA部件能够用于所有导联。通常根据以下特征中的一 个或多个来评估导联的信号质量：a）高频噪声水平；b）低频噪声水平； 以及c）QRS幅度。

通过将排除QRS持续时间的对应搏动周期波形的二阶微分进行求和来 测量导联的高频噪声（HFN）水平。通过等式（1）给出一个实现方式。

$\mathrm{FN}=\underset{i=w1}{\overset{w2}{\Sigma }}\left|{\mathrm{dx}}^2\right[i\left]\right|+\underset{i=w3}{\overset{w4}{\Sigma }}\left|{\mathrm{dx}}^2\right[i\left]\right|,---\left(1\right)$

其中，dx²[i]=ecg[i]-(2×ecg[i-1])+ecg[i-2]，i是样本的时间指数，ecg[i]是搏 动周期波形的第i个样本，w1、w2、w3和w4是在样本单元中的时间窗口 边界，通过以下被定义为：w1=R+2-(304ms/si)，w2=R-(96ms/si)， w3=R+(96ms/si),w4=R+(304ms/si)，R是搏动周期波形的（样本中的）QRS 峰值时间，并且si是以ms为单位的采样间隔。尤其，w1和w2定义相对于 R的第一间隔，并且w3和w4定义相对于R的第二间隔。

通过将经递归平滑的搏动周期波形进行求和来测量导联的低频噪声 （LFN）水平。等式（2）给出一个实现方式。

$\mathrm{LFN}=\underset{i=w1}{\overset{w2}{\Sigma }}\left|y\right[i\left]\right|,---\left(2\right)$

其中y[i]=y[i-1]+(ecg[i]-y[i-1])/L，i是时间指数，ecg[i]是搏动周期波形的第 i个样本，w1和w2是在样本单元中的时间窗口边界，通过以下被定义为： w1=R-(304ms/si)，w2=R+(304ms/si)，R是搏动周期波形的（样本中的）QRS 峰值时间，L=128ms/si，y[w1-1]是先前的平滑值，并且si是以ms为单位的 采样间隔。同样，w1和w2定义相对于R的间隔。

导联的QRS幅度（QRS_amp）通过获取QRS区域内的搏动周期波形 的值之间的最大差来确定。换言之，确定QRS区域内的搏动周期波形的最 小值和最大值。QRS幅度则是这些极值之间的差。在一些实施例中，QRS 区域是[R-96ms，R+96ms]，其涵盖正常搏动的整个QRS持续时间。

以上的导联的HFN、LFN和QRS_amp根据导联上的采样间隔和分辨率 而与物理单位按比例缩放。在一些实施例中，例如基于实验（例如， qrs_amp_thr被选定为0.4mV）来建立高频噪声阈值（hfn_thr）、低频噪声阈 值（lfn_thr）和QRS幅度阈值（qrs_amp_thr）。之后，经比例缩放的HFN、 LFN和QRS_amp分别与hfn_thr、lfn_thr和qrs_amp_thr相比较。只有在 HFN小于hfn_thr、LFN小于lfn_thr以及QRS_amp大于qrs_amp_thr的情 况下，导联才被标注为“良好”。否则，该导联被标注为“不良”。也预期， 基于针对低高频噪声、低低频噪声和高QRS复合波幅度的其他标准，导联 也能够被标注为“良好”。

当导联被确定为具有良好的信号质量时，对应的SQA部件将该导联传 送至波形长度变换（WLT）部件。在这方面，SQA部件26₁、26₂、…26_N能够被看作导联的门控。WLT部件28将从SQA部件26₁、26₂、…26_N中接 收的M个导联的波形变换为单个通道的组合波形长度信号（CWLS）。尤其， M小于或等于N。之后经由CWLS来完成QRS的开始和结束检测，以产生 针对所考虑搏动的QRS开始（Q点）和QRS结束（J点）。

对于被其QRS峰值R标记的所考虑搏动，作为针对成年对象的实施例， 根据等式（3）在区域[R-200ms，R+200ms]中计算CWLS[i]。

$\mathrm{CWLS}\left[i\right]=\underset{k=i-w}{\overset{i}{\Sigma }}\sqrt{\underset{j=1}{\overset{M}{\Sigma }}(\Delta t^2+\Delta y_{j,k}^2)},---\left(3\right)$

其中，i是时间指数，w是样本单元中的窗口，通过以下被定义为： w=(144ms/Δt)，Δy_j,k=ecg_j[k]-ecg_j[k-1]，ecg_j[k]是在样本k处的导联j波形， M是导联的数量，并且Δt是以ms为单位的采样间隔。尤其，在等式（3） 中使用的M个导联是被标注为“良好”的那些导联。因此，排除有噪声和/ 或低幅度导联，以确保CWLS不受影响。

参考图4，提供CWLS相对于与八个不同导联对应的八个ECG信号的 范例。从顶部到底部的迹线1至8分别是根据导联II、V₂、III、V₁、V₃、 V₄、V₅、和V₆的输入ECG信号。底部迹线是来自8个导联中的7个的CWLS。 因为导联II由于其低QRS幅度（即，0.25mV<qrs_amp_thr）而具有不良的 信号质量，因此导联II被排除。

CWLS的上升部分理论上并且数学上对应于QRS持续时间。因此， CWLS的上升部分的开始和结束位置分别对应于QRS的开始（Q）和结束 （J）。检测部件30包括执行之后描述的用于检测该开始和结束的方法的一 个或多个规则。

用于定位CWLS的上升部分的开始的一个方法包括在区域[R-200ms， R+200ms]中找到CWLS的最大值（Lt_max）。然后绘制连接CWLS上的两 点的虚线。一个点在R-200ms处，并且另一个在Lt中间点（Mid-Lt-Point） 处。所述Lt中间点是CWLS值首次等于或大于Lt_max/2的点。所述Lt中 间点能够利用从R-200ms的前向搜索来确定。然后确定区域[R-200ms， R+200ms]中的具有CWLS和虚线之间的最大距离的时间点。该时间点对应 于Q点。在一些实施例中，所述结束被应用于该时间点，以获得最终的Q 点。

用于定位CWLS的上升部分的结束的一个方法包括在CWLS上从 Lt_max至LT中间点以向后方式搜索CWLS首次等于或小于Lt_max的99% 的时间点。该时间点对应于J点。在一些实施例中，所述结束被应用于该 时间点，以获得最终的J点。

参考图5，示出了以逐次搏动为基础的Q、J检测的结果。从顶部向下 的迹线分别对应于导联II、V₂、III、V₁、V₃、V₄、V₅、和V₆的ECG信号。 经由来自所有ECG导联的CWLS来检测范例中的每个搏动的Q点和J点。 此外，所述Q点和J点被标注在每个搏动的每个导联上。

返回参考图2，任选的ST测量器32从Q、J检测器24接收Q点和J 点。对于每个导联，ST测量器32确定来自Q点的等电点，并且测量等电 点、J点和J+x点处的信号电压。通过将结束y应用于Q点（即，Iso=Q-y） 来获得所述等电点。所述结束y对于成年对象通常为20ms。然后针对每个 导联计算在J点处的ST-段水平（ST_J）和在J+x点处的ST-段水平（ST_Jx）。

在一些实施例中，分别使用等式（4）和（5）来计算在J和J+x处的 ST-段水平。

ST_J_j=ecg_j[J]-ecg_j[Iso]          （4）

ST_Jx_j=ecg_j[J+x]-ecg_j[Iso]       （5）

j是导联号，ST_J_j是在导联j上J处的ST段水平，x是具有60或80ms典 型值的选定时间间隔，ST_Jx_j是在导联j上J+x处的ST段水平，ecg_j[J]和 ecg_j[J+x]分别是在J点处和J+x点处的导联j信号电压，并且ecg_j[Iso]是在 Iso点处的导联j信号电压。参考图6，图示了用于计算J和J+x处的ST- 段水平的针对Iso、J和J+x点的测量点。

在其他实施例中，使用围绕Iso、J和J+x点的小窗口中的ECG信号的 中位（或平均）值来计算J和J+x处的ST-段水平。这与使用Iso、J和J+x 点处的单个点ECG信号值形成对比。该小窗口的合理尺寸是40ms，并且 该窗口应当以Iso、J和J+x点为中心。

由于基于Q点来确定等电点，所述Q点是每个所考虑搏动的动态检测 的QRS开始，因此，即使当QRS形态变化时，所述等电点是可靠和稳定的。 针对每个所考虑搏动的QRS结束直接来确定J点，因此J点能够动态地适 应于QRS形态中的变化。

任选的ST监测器34接收ST_J和ST_Jx值，将其与警报标准相比较， 并且当满足警报标准时发出ST警报。例如，当ST_J和/或ST_Jx值落在预 定的范围之外时，能够发出警报。能够根据临床指南和/或ST抬高心肌梗 死（STEMI）标准来建立该警报标准。适当地生成ST警报，以将事件通知 给临床医生。

任选的QRS宽度测量器36从Q、J检测器24接收Q点和J点。对于 每个导联，从Q点和J点计算QRS宽度（QRSw）。换言之，计算Q点和J 点的位置之间的差。QRS宽度则能够用于搏动分类。其是敏感特征，以区 分搏动类型，诸如室上性搏动和室性搏动。额外地或备选地，能够由QRS 宽度监测器38采用QRS宽度。QRS宽度监测器38将该QRS宽度与警报 标准相比较，并且当满足警报标准时发出QRS警报。QRS宽度的趋势能够 用于追踪心肌去极化的逐渐延长，其可以指示心肌状况的恶化。

包括接收器16、预处理器18、搏动选择器20、Q、J检测器24、ST 测量器32、ST监测器34、QRSw测量器36和QRSw监测器38的EAS14 的部件能够被实现为硬件、软件或其组合。当EAS14的部件被实现为软件 时，EAS14的处理器40执行被存储在存储器42上的计算机可执行指令， 实现该部件。例如，Q、J检测器24能够被实现为被存储在存储器42上并 且由处理器40执行的计算机可执行指令。

系统10能够被部署用于重症监护病房（ICU）、手术室（OR）、普通病 房、患者家里等中的患者监测。此外，系统10能够用于临床研究，以对利 用J+0处ST测量结果的ECG监测的局部缺血患者的临床结果进行调研。 此外，在一些实施例中，系统10是集成的。例如，源12和EAS14被组合。

参考图7，提供了用于测量心电图的ST-段水平和/或QRS宽度的方法 50。所述方法50适于由EAS14来执行，并且之后描述的组成步骤对应于 迄今为止描述的EAS14的部件。此外，方法50能够被实现为软件、硬件 或其组合。

方法50包括对心电图的N个ECG波形进行预处理52。所述ECG波 形对应于不同的导联。所述预处理52包括对每个搏动进行检测和分类，以 及任选地对所述波形进行滤波，以去除噪声。在波形内选择54用于考虑的 搏动。能够手动地指定（例如使用用户输入设备22）该考虑中的搏动，或 根据一个或多个规则自动地指定该考虑中的搏动。

针对该考虑中的搏动，在搏动周期波形中检测56Q点和J点。这样做 时，仅采用与具有良好信号质量的导联对应的搏动周期波形，以进行检测。 此外，具有良好信号质量的搏动周期波形被合并到用于检测的组合波形长 度信号中。

任选地采用Q点和J点来测量58J点和/或J+x点处的ST-段水平。然 后根据所述ST-段水平是否与警报标准相匹配而有条件地发出60ST警报。 额外地，任选地采用Q点和J点来测量62QRS宽度，所述QRS宽度之后 被应用于64搏动分类和/或警报。对于后者，根据QRS宽度是否与警报标 准相匹配而有条件地发出QRS宽度警报。

如在本文中使用的，存储器包括非暂态计算机可读介质；磁盘或其他 磁性存储介质；光盘或其他光学存储介质；随机存取存储器（RAM）、只读 存储器（ROM）、或其他电子存储设备或芯片或可操作互连的芯片组；从其 可以经由因特网/内联网或局域网检索所存储的指令的因特网/内联网服务 器；等等中的一个或多个。此外，如在本文中使用的，处理器包括微处理 器、微控制器、图形处理单元（GPU）、专用集成电路（ASIC）、现场可编 程门阵列（FPGA）等等中的一个或多个；并且用户输入设备包括鼠标、键 盘、触摸屏显示器、一个或多个按钮、一个或多个开关、一个或多个触发 器等中的一个或多个。

测试结果

使用平均正常搏动的ECG信号来测试测量ST-段水平的前述方法。通 过将15秒窗口中的各个正常搏动的搏动周期波形进行平均而获得所述平均 正常搏动。从欧洲心脏病学会（ESC）ST-T数据库中获得所述ECG信号。 所述ESC ST-T数据库包括90个ECG记录，每个包括2小时的2-通道ECG 信号，其具有针对J+80ms处的ST-段水平的心脏病专家注释。

参考图8，图示的散点图示出了使用以上描述方法获得的J+80ms处的 ST测量结果相对于针对ESC ST-T数据库中90个记录的两个ECG通道的 心脏病专家注释。纵轴是来自心脏病专家的ST值，并且横轴是ST测量结 果。从该散点图中，相关系数是96.3，线性回归（LR）斜率是0.98，并且 LR偏移是-2.96（μV）。参考图9，图示了J+80ms处的ST测量值与心脏病 专家注释之间的差的直方图。平均差（μ）、标准偏差（std）和平均绝对差 （μ（abs））分别是1.83、67.9和49.1（μV）。

使用从经皮腔内冠状动脉成形术（PTCA）数据库中获得的ECG信号 来进一步测试测量ST-段水平的前述方法。所述数据库包括60个ECG记录， 每个ECG记录包括从经历PTCA过程的成年对象中记录的12导联ECG信 号。所述记录的持续时间的范围从2:20至16:00分钟。对于每个记录，根 据信号的ST状况来选择两个1分钟ECG区域。第一区域用于ST基线，并 且第二区域具有ST抬高（或下降）。在每个记录的那两个1分钟区域中， 心脏病专家注释每个搏动的Q点和J点。根据心脏病专家注释的Q点和J 点，针对每个搏动生成J+0和J+60（ms）处的ST值，并且将该ST值在 15秒窗口中进行平均，以生成J和J+60处的参考ST注释。然后将针对PTCA 数据库的60个记录的J+0和J+60处的参考ST注释分别与J+0和J+60处 的ST测量结果进行比较。

参考图10，图示了在J+0处的ST测量结果相对于J+0处的参考ST注 释的散点图。相关系数、LR斜率和LR偏移分别是97.11、0.97和-0.44（μV）。 参考图11，图示了J+0处的ST测量结果与J+0处的参考ST注释之间的差 的直方图。平均差（μ）、标准偏差（std）和平均绝对差（μ（abs））分别是 -1.27、37.67和24.86（μV）。

参考图12，图示了在J+60处的ST测量结果相对于J+60处的参考ST 注释的散点图。相关系数、LR斜率和LR偏移分别是98.63、0.93和-3.19 （μV）。参考图13，图示了J+60处的ST测量结果与J+60处的参考ST注 释之间的差的直方图。平均差（μ）、标准偏差（std）、和平均绝对差（μ（abs）） 分别是-5.23、23.62和13.87（μV）。

使用从MIT-BIH心律不齐数据库中获得的ECG信号来测试测量QRS 宽度的前述方法。从该MIT-BIH心律不齐数据库中选择具有各种搏动类型 的2通道30分钟ECG信号的二十三个记录，诸如，正常、室性早搏（PVC） 和束支性传导阻滞（BBB）。对于那二十三个记录中的每一个，心脏病专家 在60秒ECG事件上注释QRS的开始和结束（通常从10:00开始），并且生 成参考QRS宽度。然后以逐次搏动的方式来测量那二十三个2通道记录的 QRS宽度。考虑任意搏动类型（即，不仅仅是正常的搏动）。将从每个搏动 中得到的QRS宽度测量与对应的参考QRS宽度相比较。在结果中考虑了共 计1790个搏动。参考图14，提供了测量到的QRS宽度相对于参考QRS宽 度的散点图。参考图15，图示了测量到的QRS宽度与参考QRS宽度之间 的差的直方图。平均差和标准偏差分别是6.18ms和13.91ms。

使用从PTCA数据库中获得的ECG信号来进一步测试测量QRS宽度 的前述方法。使用PTCA数据库的一半记录（即，30个记录）。然后以逐次 搏动的方式使用所有通道来测量那三十个记录的QRS宽度。将从每个搏动 生成的QRS宽度测量结果与对应的参考QRS宽度相比较。在结果中考虑了 共计4528个搏动。参考图16，图示了测量到的QRS宽度相对于参考QRS 宽度的散点图。参考图17，测量到的QRS宽度与参考QRS宽度之间的差 的直方图。平均差和标准偏差分别是7.82ms和9.82ms。

在J+80、J+60和J+0处ST测量结果的测试结果是极好并且令人满意 的。尤其值得注意的是，J（即，J+0）处ST测量结果的令人满意的表现确 保了J处ST-段水平的实时监测，并且使得能够使用最新的敏感STEMI标 准。此外，以上的QRS宽度测试结果示出了QRS宽度检测的极好并且令人 满意的表现。

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