CN1021291C

CN1021291C - 心电信号多域处理和相关分析的装置

Info

Publication number: CN1021291C
Application number: CN 87106627
Authority: CN
Inventors: 沈希光; 封根泉; 连汝安; 王长清; 连晶; 张光启; 杨绍京; 游钦维
Original assignee: China Peak Technical Equipment Co Dawn; HUANAN BRANCH OF CHINA ELECTRONICS IMPORT AND EXPORT CORP; CHUANJIAN JILI Co Ltd
Current assignee: China Peak Technical Equipment Co Dawn; HUANAN BRANCH OF CHINA ELECTRONICS IMPORT AND EXPORT CORP; CHUANJIAN JILI Co Ltd
Priority date: 1987-09-30
Filing date: 1987-09-30
Publication date: 1993-06-23
Anticipated expiration: 2002-09-30
Also published as: CN1032288A

Abstract

本发明的心电信号多域处理和相关分析装置对预先存储的多导联同步采集的心电数据进行滤波，向量环生成，快速付立叶变换和逆变换等处理产生心电图，心向量图和心电频谱综合图，通过自动识别上述图形获取多个特征参数并将其与一组多域相关分析病理指标相比较，从而得到对心血管疾病的鉴别诊断有价值的信息。上述图形，特征参数表，和比较评判结果通过输出装置供临床和科研使用。

Description

本发明涉及一种对心电信号进行多域处理和相关分析的装置，更具体地说，利用本发明的装置可对用多个导联从人或动物体表不同部位上同步检测到的心电信号进行时域、空间域和频域等多域处理和不同导联信号之间的相关分析，以此获得反映心脏状况的多域特征曲线，从这些曲线上测取特征参数，并与预定的一组多域相关分析病理指标进行比较和判别，从而获得从多个方面反映心脏状况的信息。

本发明的装置是对申请日为1987年3月30日，申请号为87102381，名称为《生物电信号检测处理装置和方法》的发明专利申请中所公开的发明内容作出的进一步的改进和完善，上述发明专利申请与本发明专利申请均由相同的申请人提交。

众所周知，心血管疾病是对人类健康威胁最大的疾病之一，常可造成中老年人的猝死。世界上很多国家的统计资料均表明，在人类各种疾病造成的死亡人数中，死于心血管疾病的人数排在第一位。因此，如何检测，处理和分析反映心脏活动过程和健康状况的有关信息，实现对心血管疾病的预测、早期诊断和早期治疗始终是医学界和科技界极为关注的一个科研领域。

到目前为止，在心脏检查的各种已有技术中，使用最广泛，临床应用价值最大的仍然是对心脏电信号进行检测并对检测到的信号进行处理和分析的技术，如心电图、心电向量图等等。

对心脏电生理活动过程的研究表明，在人体这个大系统中，心脏是一个相对独立的子系统，在整个生命持续的过程中，心脏始终按其自身的自律性规律地跳动。在研究心脏电生理活动的规律时必须看到，一方面，心脏具有多面体的空腔多瓣膜的形态结构，另一方面，这一精密的形态结构的各个部分又是在高度有序的电信号控制下相互协调地完成周期性心脏博动。在每一个心动周期内，心电信号都经历了从心电起博，起搏信号的传导，和心肌细胞在传导信号的作用下严格有序地完成除极和复极的过程，以此形成了心电信号变化的一个完整周期，利用人体不同部位测到的心电信号实际上是心脏p细胞的自律性电位变化、左右传导束支的传导电位变化以及心脏各部位心肌细胞动作电位变化等等各种电运动过程复合而成的信号，心脏任何部位上的任何功能性和器质性的变化（如心律失常，心肌供血不足，瓣膜缺损，心肌炎、心肌肥大、心肌梗塞等等）无论其大小，都会毫无例外地对心脏的电生理活动过程产生某种程度的影响，因而改变心电信号的构成。从理论上讲，心脏作为一个相对独立的信息源，其内部的任何变化都应反映在其输出的复合电信号之中，问题的关键在于用什么样的检测和处理手段来获取和识别这些信息。现有技术中已经发展了不同的装置和方法用于测取心电信号并通过不同的处理和分析方法来获取反映心脏状况的各种有效信息。

常规心电图（ECG）实质上是心电信号在特定导联上的时变函数曲线，它体现出特定导联上测取的心电信号幅值随时间而变化的关系。在常规心电图上，通过分析该时变函数曲线的波形可以获得心电信号在特定时间点上的幅值;特定波形的时间宽度，幅值随时间变化的周期性节律等等反映心脏状况的特征参数。由于所有这些处理和分析都是针对心电信号的时变特征而进行的，所以它们都属于时域处理的范畴，应当指出：按照常规方式对心电信号进行时域处理时，只能对心电信号时变曲线上特定时间点的幅值进行分析，正如上文所述，心电信号实质上是心脏各部位电生理活动的复合信号，当心脏的某一局部发生病变时，该部位的电生理变化并非都能在这一复合信号中反映出来，特别是由于不同的人之间存在着个体差异，检测过程本身又存在环境干扰和仪器误差，使很多病变既使在心电图检测中表现出波形变化，但对这种波形的形状改变用时域方式很难进行定量的分析。所以反映心电信号时域特征的常规心电图虽然对冠心病、心肌梗塞、心肌病、心率失常等心血管疾病的诊断能够提供有特异性的信息，但它的敏感度不够高，很难反映早期病变的情况。统计资料表明，早期冠心病患者中有60%左右在常规心电图上没有明显的反映。心肌梗塞猝死病人的死前心电图诊断率也仅有55%左右。由于心脏自身结构和活动规律的复杂性以及影响心脏状况的体内外因素的多样性，仅对心电信号进行时域处理的常规心电图技术难以区分和鉴别多种多样的心血管疾病。

作为对常规心电图的补充和发展，心电向量图（VCG）在临床实践中也得到了广泛的应用。心电向量图技术是根据空间向量在平面上投影的原理，将人体特定部位同时检测到的X、Y、Z三导联的心电信号分别作为横座标和纵座标上的两个变量形成人体不同截面上心电向量运动的投影轨迹。实质上，心电向量图的向量轨迹曲线体现了心电向量的模随幅角而变的函数曲线，它反映了心电信号变化的空间分布规律。通过在心电向量轨迹曲线上测出向量的模、幅角、旋转方向、以及向量环在各象限的面积比等特征性参数，可以获得对诊断心室肥厚，室内传导阻滞和不典型心肌梗塞等心血管疾病有价值的信息。由于所有这些处理和分析都是针对心电信号的空间特征而进行的，所以它们都属于空间域处理的范畴。应当指出，由于心电向量图主要反映的是心脏的某一特定心动周期内心电合成向量的空间分布状态，因此这种空间域的处理方式难以提供与心律失常等疾病有关的信息。因此，仅对心电信号进行空间域处理也是有局限性的，难以区分和鉴别多种多样的心血管疾病。

近年来，随着信息处理技术的广泛应用，对心电图和心电向量图的自动检测和处理的技术取得了很大的进展，与以往的目测尺量的方式相比，采用信息处理技术不但效率高，而且所获取的信息在质和量两方面都得到了改善和提高。

在名称为《心电节律分析的方法和装置》，专利号为4，589，420的美国专利中公开了一种对数字化的心电信号进行自动节律分析的方法和装置。该方法和装置可自动地从检测到的心电信号中提取被测心跳的启始时，结束时和R波的位置，QRS波群的宽度，R-R间隔，即时的和平均的心率等等。并从心跳启始时开始建立一个十六点的信号样板，将其与以前记录的被测信号样板相比较，然后对信号各部分的相对定时作精确的分析，再对结果进行分类和记录。该专利中公开的上述分析方法是对心电信号进行时域处理的方法，虽然它能取代人工目测尺量，使处理自动完成并获得较好的精确度，但该方法并未解决上文所述时域处理方法本身所固有的局限性。

日本福田公司近年推出的VA-3GR型三导心电向量图仪可同时检测福兰克导联体系的三路信号并将检测到的信号进行模-数转换，然后存入存储器，所存储的心电向量数据再通过数-模转换恢复为波形信号在X-Y绘图仪上输出，给出心电向量环的图形，也可通过示波器显示其图形。同样，该装置也未突破上文所述空间域处理方法本身所固有的局限性。

如上文所述，由于常规心电图的时域处理和常规心电向量图的空间域处理所固有的局限性，以此为基础所发展的各种自动处理技术并不能从心电信号中获得特异性更强，对诊断和鉴别诊断更加敏感的信息。因此，人们已经开始在时域和空间域处理的常规方法之外寻找新的心电信号处理方法。在名称为《用于分析心电信号的方法和装置》，公开号为0155670A₂的欧洲专利申请书中公开了一种对心电信号进行频域分析的方法，该方法通过对心电信号的QRS波群的一部分以及ST段进行快速付立叶变换，然后利用频谱输出曲线上比直流频谱分量低60dB的区域比和40Hz的频谱幅值作为特征值来预测特定病人发生室性心动过速的可能性。此外，通过求出该段心电信号的能量谱，并在20-50Hz的预定频段范围内测定其能量，并将该值与全频段能量谱的能量相比较以求出另一个用于预测室性心动过速的特征值。在该申请书中所公开的频域处理方法可提供与常规的时域和空间域完全不同的处理方法。毫无疑问，这对心电信号处理和分析技术的发展指出了一个新的方向。该申请所公开的技术方案中揭示了心动过速与心电信号特定节段的频率成份之间的关系，因而建立起一个新的心电信号处理和分析方法。但是，与常规的时域和空间域处理方法相比，该申请书中公开的方法仅局限于频域处理的范围，所能获取的信息极为有限，处理方式也比较单一，这就极大的限制了这种新方法的适用范围及其临床应用的价值。

针对上文所述现有技术中存在的各种问题，本发明的发明人提出：为了从反映心脏活动过程和健康状况的心电信号中获取更多的有用信息，必须对现有技术中心电信号的检测手段，处理和分析的方法及装置加以改造和创新，在吸取现有技术中各种处理方法的优点的基础上通过对多导联同步测取的心电信号进行多域处理并对各域的处理结果进行相关分析，以获取从多方面反映心脏状况的信息，形成一个新的统一的心电信号处理和分析技术。

根据控制论，信息论，系统工程学和生物工程学的理论，人体是一个完整的、具有自适应能力的自动控制系统，它通过各种途径和因素与外界环境发生生理和心理的多方面的物质交换和信息交换，这就使人体的生命过程和健康状况受体内和体外多种因素的影响。在人体内部，心脏是一个相对独立的，具有自适应和自动控制能力的子系统。由于内外环境中多种因素的复杂作用以及心脏本身在形态结构上和电生理活动方式上的复杂性决定了反映心脏活动状态的心电信号在其构成上的复杂性和多元性，任何单一的检测和处理手段都难以获得全面反映心脏状态的各种信息。因此，为了从心电信号中获取更多的反映心脏健康状况的有用信息，一方面要增加对心电信号进行进行检测时获得的数据量，另一方面要利用系统分析的方法对心电信号从不同的角度进行处理并对处理的结果进行相关分析。从理论上讲，由于心电信号是心脏各部位电生理活动的复合信号，心脏的任何病变都会在这一复合信号中有所反映，但正常的和异常的心电成份之间会互相叠加，互相混淆，因此心脏的某些局部病变的信号会被其它正常部位的信号所掩盖。例如，局部心肌供血不足会在常规心电图上表现为波形的轻度变形，在很多情况下这种波形变形并不明显，但根据本发明对心电信号进行频谱分析，则可很明显的反映出心肌缺血时心电频率成份的变化。此外，常规的空间域分析可通过两导联间的对应关系反应出心脏不同部位的变化，但常规心电向量图仅仅反映一个心动周期内的向量活动，而根据本发明的相关处理方法，它将心脏作为一个更广义的系统，通过对空间意义上是两个不同的导联的心电信号按照系统分析的方法对两者进行时间域频率域等多域的多种相关处理从而更加敏感地反应出心脏局部的病变，根据本发明，每一接受检测的心脏均做为一个内部参数未知的待测系统，通过系统分析的方法对不同导联的心电信号借助系统传递函数的概念进行相关处理，并测取不同导联心电信号的相干曲线，互相关曲线和脉冲响应，从而获取反映心脏内部状况的多种有用信息，这就为心电信号的分析和处理提供了一个全新的途径。应当指出，在此以前，任何单一的处理方法都会有其独特的优点，但也不可避免地有其方法上的局限性，只有在一定条件下利用多种方法的优点来互相补充，互相印证，才能使分析结果更加可靠。因此，对心电信号进行多域和相关处理，可以从不同的侧面获得反映心脏状况的信息。根据多种信息在正常人和病人之间存在的不同对应关系，对这些多方面的信息进行相关分析才能对心脏的状况有一个更深入的了解。

根据本发明的心电信号多域处理和相关分析的装置，为了扩大从心电信号中获取的信息量，首先要通过多个导联体系（如威尔逊导联体系，福兰克导联体系等等），同时测取心电信号。不难理解，每一导联上测到的心电信号仅是心脏电生理活动在体表特定部位的反应，它必然要受到电极安放位置的限制而不可能获得反映心脏电生理活动的足够多的心电信号的原始数据，因此仅从一个导联或一个导联体系来测取心电信号是有局限性的。此外，由于心脏电生理活动是一个动态过程，为使各导联的信息有较好的相关性，应从各导联上同时测取心电信号，以使它们的心电信号反映的是同一时间心脏活动的状况，这样才能使不同部位测取的各导联心电信号能够从整体上反映心脏电生理活动的整个过程，为下一步的多域处理和相关处理提供一个良好的基础。

根据本发明的装置，为了使通过多个导联体系测取的大量心电信号能够依次进行各个步骤的处理，对各导联测取的经过同步采样的心电数字信号提供了一个专门的数据存储结构，在该存储结构中存放的多导联同步数据可满足不同处理步骤对原始心电信号数据的要求，因而在整个处理过程中不会发生数据丢失，使各个不同的处理步骤共享统一的原始数据。

根据本发明的装置，对于上述存储结构中的多导联同步数据进行包括时域、空间域和频域的多域处理。如上文所述，任何单一域的处理都不可避免地有其局限性，而多域处理则可从来自同一来源的信号中获得反映其多方面特征的更加丰富的信息。必须指出，本发明所指的是在同步检测多导联信号的基础上对同一数据来源进行多域处理，不同域处理获得的信息均反映的是同一时刻心脏活动状况，因而这些信息相关性好，可以互相印证。

在心电信号多域处理的基础上，本发明特别注重通过相关处理来反映同一导联上不同波形和心跳周期之间以及不同导联的心电信号之间的对应关系和微小差别。正如上文所述，每一导联上测得的心电信号仅是通过检测电极和组合网络在体表特定部位上测到的心脏电生理活动在体表该部位的反映，因此除了每一导联各周期电信号所特有的信息外，不同导联之间心电信号对应关系和微小的相位和幅值的差别往往能揭示出反映心脏整体特征的某些重要信息。除此之外，在同一导联上测取的心电信号随时间而周期性变化的过程中，不同周期之间也会发生某些特征的变化，因此，对同一导联上信号的时变过程进行相关处理也能揭示出某些重要信息。首先，在心电信号的检测过程中，由于体位的变动，肌肉收缩以及呼吸动作等因素，会对于不同电极检测的信号带来不同程度的干扰。此外检测装置本身也会受环境和内部噪声的干扰，通过相关处理，可以有效的克服由这些干扰因素造成的误差。此外，更重要的是在心脏病变早期，其心电改变往往较小，不易辨别，例如心肌局部供血不足产生的心肌细胞电化学过程异常的信号往往较弱，会被周围心肌的正常心电信号所“淹没”。而相关处理则能够很敏感的从不同导联的心电信号之间的微小差别上体现出这类早期的功能异常和疾病。因此，各种形式的相关处理成为本发明的装置的又一重要特征。

根据本发明的装置，对于在心电信号多域处理和相关处理的基础上获得的大量表现为特征曲线的处理结果，通过对各曲线的波形进行自动识别，可以获得反映心脏功能和健康状况的大量特征参数，本发明的波形自动识别程序和人工干预程序为获取大量的特征参数提供了有力的保证。

根据本发明的装置，在已经获得大量特征参数的基础上，根据一组多域分析病理指标可对已获得的特征参数进行相关分析和综合评价。正如上文所述，由于心脏的健康状况受体内、外多种因素的影响，而心血管疾病的症状在不同域的处理结果中又有不同形式不同程度的反映，因此将多域处理和相关处理所获得的不同结果进行相关分析，对比正常人和患有不同疾病的人之间这种多域处理结果的对应关系的变化，可以对心脏的功能和健康状况做出评价和预测。应当指出：虽然不同域的处理结果可以反映心脏状况的不同特征，但它们都是以相同的心电信息原始数据为基础，反映了同一时期的心脏活动，因此，各域处理结果之间必然存在很多对应关系，以这种对应关系为基础进行多域结果的相关分析成为本发明的装置的又一重要特征。

本发明的心电信号多域处理和综合分析装置包括：

一个数据存储装置，用于存储多导联同步采样心电数据，以此对某一测试期间内（例如）120秒检测到的多导联心电信号建立一个按同步采样的次序分组排列的心电数据区;

一个多域处理单元，该单元包括滤波较正电路和FFT单元，分别以特定的间隔从上述心电数据区中提取数据，进行时域，空间域和频域的功率谱自相关，互相关，相干，脉冲响应，传递函数的处理，以形成相应的特征曲线;

一个波形识别单元，其中包括时域曲线（ECG）的识别单元，向量环（VCG）识别单元，功率谱曲线识别单元;传递曲线识别单元;脉冲响应曲线识别单元;自相关曲线识别单元;互相关曲线识别单元;相干曲线识别单元，分别对各曲线的特征参数进行识别以形成C、V、F三个特征参数表;

一个相关分析单元，该单元内预先置入一组多域相关分析病理指标，将上述三个特征参数表的值与上述病理指标进行比较，然后将比较结果在预先存入的索引表内进行检索，以形成相关分析结果;

一个输出装置，该装置根据上述多域处理单元，波形识别单元和相关分析单元的输出分别显示各个特征曲线，特征参数和综合详判结果。

本发明的再一个目的是提供一组多域相关分析病理指标，利用这些指标可对反映心脏功能和健康状况的多域特征参数进行比较和相关分析，以此对心血管疾病的诊断和鉴别诊断以及病情的预测和监测提供多种有效的参考信息。

本发明的其它目的，特征优点和积极效果将在以下结合附图进行的发明详细描述中更加清楚地体现出来。

图1是本发明的心电信号多域处理和相关分析装置的示意性总体结构框图。

图2示出图1中存储装置1的数据存储结构。

图3示出图1中多域处理单元2的结构框图。

图4示出图3中波段定位单元206的工作流程图。

图5示出波段定位时标志线的位置及其符号。

图6示出本发明的装置输出的12导联常规心电图。

图7示出本发明的装置输出的常规心电向量图。

图8示出图3中乘法单元212输出的功率谱曲线。

图9示出图3中付立叶逆变换单元215输出的自相关曲线。

图10示出图3中付立叶逆变换单元215输出的互相关曲线。

图11示出图3中除法单元213输出的传递函数相移曲线。

图12示出图3中除法单元213输出的传递函数的幅值曲线。

图13示出图3中付立叶逆变换单元215输出的脉冲响应曲线。

图14示出图3中单元214输出的相干曲线。

图15示出图1中波形识别单元3的结构框图。

图16示出图15中ECG测量单元301的工作流程图。

图17示出图15中VCG测量单元303的工作流程图。

图18示出图15中功率谱测量单元305的电路原理框图。

图19示出图15中传递函数测量单元306的电路框图。

图20示出图15中脉冲响应曲线测量单元307的工作流程图。

图21示出图15中自相关曲线测量单元308和互相关曲线测量单元309的工作流程图。

图22示出图15中的相干曲线测量单元310的工作流程图。

图23示出图1中相关分析单元4的结构框图。

图24示出图23中F参数表指标比较单元403的电路原理图。

图25示出图23中C参数表和V参数表指标比较单元401和402的电路原理框图。

图26示出图23中索引表存储单元405内存储的索引表结构。

图27示出图23中评判单元404的工作流程图。

参见图1，所示为本发明的心电信号多域处理和相关分析装置的示意性总体结构框图。图1中，标号1表示一个存储装置，其中存有数字化多导联同步心电信号。该心电信号可采用上文所述87102381号中国专利申请中公开的装置通过多个检测电极从人体不同部位上同步检测。应当指出，存储装置1可以是上述专利申请的图1中的外部存储装置7，也可以是图2、3和4中的缓冲寄存器205。因此，本发明的方法和装置既可在检测心电信号的同时进行工作，也可在心电信号检测和存储完毕之后，在已经建立的心电信号原始数据的基础上进行工作，存储装置1内的存储结构可参见图2。图1中，标号2表示一个多域处理单元，标号3表示一个波形识别单元，标号4为一个相关分析单元，标号5为一个输入/输出接口电路，标号6为一个键盘，标号7为输出装置，标号8为外存储装置，标号9为一个报警装置。上述各单元的功能，详细结构和工作流程将在以下的说明书和附图中进一步说明。从图1的总体结构框图可以看出，本发明的心电信号多域处理和相关分析方法的工作过程如下：首先按各域处理方式的不同要求从存储装置1中提取数据，这些数据在多域处理单元2中分别进行时域，空间域和频域的处理，经各域处理获得的曲线均通过接口电路5送往输出装置7进行显示和打印，并送到波形识别单元3进行特征参数的自动识别，由此产生C、V、F三个特征参数表。三个参数表分别经接口电路送往输出装置7进行显示和打印，并送到相关分析单元4对各参数进行指标比较和相关分析，然后将分析结果经接口电路5输出，如发现是危重病例则经报警装置9进行报警。此外，可由外存储装置8保存心电原始数据和各项处理结果，通过键盘6可控制整个装置的工作并输入与病人有关的其它信息。

图2示出图1中存储装置1的心电信号数据存储结构。其中，从多个导联体系（如威尔逊导联体系，富兰克导联体系，等等）同步采样的心电数据以分组方式存储，如图所示，C₁代表从威尔逊导联体系的12导联上同步采样的第一组12个数据，V₁代表从富兰克导联体系3个导联上同步采样的第一组3个数据，C₁和V₁共同构成同步采样的第一组数据。按同样方式C₂和V₂为第二组同步数据，C₃和V₃为第三组同步数据……。每一组数据内，同一导联上的数据总是存在一个固定的位置上，各导联数据在同一组内顺序排列，这样，只要依次到每一组内的同一位置上取数据，即可恢复某一导联上顺次采集的全部数据并建立起该导联的常规心电图曲线。各导联进行心电同步采样的频率可在400-2500Hz的范围内任选。本申请书中给出的特征曲线实例均是以400Hz的频率进行的心电原始数据的同步采样。为了获得足够的信息量，对心电原始数据的采样时间应足够长，以克服偶然因素的干扰，例如，该采样时间可为120秒。为了保证在各域处理过程中可有选择地从原始数据中提取某一导联上的心电数据，该存储结构中设立了时域指针CP，空间域指针VP和频域指针FP，分别指示各域处理过程中提取数据的位置。

图3示出图1中多域处理单元2的示意性结构框图。图3中，虚线框2代表该多域处理单元，其中标号201表示一个取数电路，该电路可由任何常规读出装置实现，用于以不同的取数频率从存储装置1中分别提取用于时域，空间域和频域处理的心电信号原始数据，其中，时域和空间域处理的取数频率可定为400Hz，使其与原始数据的采样频率相同，在对存储单元1进行取数时，时域指针CP和空间域指针VP按取数频率同步下移，由此取出各导联的数据。频域处理的取数频率可在50-400Hz范围内任选，若将其选为100Hz，则可通过间隔取数据的方式来满足对取数频率的要求。应当指出：本申请中各频域特征曲线均是按100Hz的取数频率给出。显而易见，上述取数频率和存储结构可按同样原理予以调整和改变。图2中分别示出指针CP、VP和FP完成一次取数后的下一个位置，其中CP和VP每移动四个数据位置后，FP移动一个数据位置。标号202表示一个滤波校正电路，它对时域和空间域处理所提取的数据流进行滤波，以克服50Hz I电场的环境干扰，并对心电信号检测过程中由于呼吸，体位改变等因素引起的心电信号基线偏移通过负反馈控制方式进行基线校正，经过校正后将各导联的心电时域特征曲线（常规心电图）经接口电路与进行排阵处理后输出。标号203代表一个空间向量生成单元，它为一个常规的运算单元，它的输入是富兰克导联体系的X、Y、Z三导联心电信号，在该单元内通过将X、Y、Z三个时变函数分别求导，然后根据以下公式：

Vcc=

\sqrt{X^{2} + Y^{2} + Z^{2}}

……<1>

计算出空间向量Vcc，以此为以后的波段定位做准备。在向量波段定位时要考虑到X、Y Z三导联上各波之间的对应关系，例如P波段的起始点要定为三导联中P波起始点最早的一点。标号204代表一个叠加平均处理单元，它可由常规的加法器和除法器构成，其输入是威尔逊导联体系的12导联常规心电信号，由于各导联均为同步采样，所以其波形（包括P波、QRS波群和T波）在各导联上起始和终止位置均有较好的对应关系。从中任选几个导联，如Ⅱ，avL，V_s等进行叠加平均，即可利用各导联间的对应关系抵消随机干扰，以此准确区别各波的起、止点的位置和基线的界限，为以后的波形定位做准备。空间向量生成单元203和叠加平均处理单元204的输出均进入一个周期选择单元205，由该单元对数据流中周期性心电信号选出一个完整的心动周期进行分析，进行周期选择的原则是通过比较选取最易识别和分析价值最大的周期，如P波较明显，干扰较小等等。该选择过程可自动进行，如自动选取数据流中的第二个周期，也可通过显示器由操作者来完成。由周期选择单元205选定的心动周期的数据被输入一个波段定位单元206，在该单元中将心动周期划分为 P段，QRS段和T段其工作流程可参见图4。波段定位单元206输出的时域信号被送往波形识别单元3，而空间域信号X、Y、Z被送到一个组环电路207，该电路由三个矢量加法器构成，以分别组成F（X、Y），H（X，Z）和LS（Y，Z）三个平面上的向量环，然后将其结果分别通过接口电路与输出向量曲线，并送往波形识别单元3进行波形识别。标号211代表一个快速付立叶变换（FFT）单元，该单元通过取数电路201将任选的两个导联（如Ⅴ和Ⅱ）的心电原始数据分别作为时变函数X（t）和Y（t）进行付立叶变换，所利用的数学公式为：

X_（W）＝∫^+∞ _-∞x（t）e^-jwtdt……（2）

付立叶变换后的输出分别为频谱曲线X，X＊和Y，Y＊，其中X＊和Y＊分别为X和Y的共轭函数。在进行FFT处理时，由取数电路201按照预定的取数频率（例如为100Hz）从存储装置1中分段提取数据，每段数据为2个点，n应选择足够大以使每段数据中能包括多个完整的心动周期的信号，本申请中所给的附图中n＝9。为了克服数据处理过程中引起的误差，以及检测过程所造成的误差，可对分段取数进行FFT处理后的结果再进行叠加平均，以抵消各种随机因素对处理过程中的干扰。应当指出，通过对两个导联的心电信号进行付立叶变换和叠加处理然后再进行各种相关处理后，可以获得反映心脏特定部位状况的很多有用信息，例如对V_s和Ⅱ导联两者之间的相关处理就可反映出心脏病发病率最高的心左前壁的状况，根据同样的原理也可通过图1中的键盘6选择其它的两个导联进行相关处理，为了说明方便，本说明书中仅以Ⅱ和V_s为例进行说明。标号212代表一个乘法单元，它分别以X，X＊和Y，Y＊为输入，按照以下公式计算出它们的自功率谱和互动率谱：

Gxx（w）＝X（w）·X＊（w） <3>

Gyy（w）＝Y（w）·Y＊（w） <4>

Gxy（w）＝X（w）·Y＊（w） <5>

其中，Gxx是V₅导联心电信号的功率谱，Gyy是Ⅱ导联心电信号的功率谱，Gxy是两个导联心电信号的互动率谱。功率谱曲线及其的特征参数请参见图8及其有关说明。以上述三个功率谱为基础，可继续进行两导联心电信号之间的其他相关处理。标号213代表一个传递函数运算单元，该单元的输入分别是Gxx，Gyy和Gxy，由其分别输出广义系统传递函数的幅值曲线Hxy和相移曲线Qxy，其计算公式如下：

Hxy（w）＝ (Y（w）)/(X（w）) ＝ (Y（w）·X＊（w）)/(X（w）·X＊（w）) ＝ (Gxy（w）)/(Gxx（w）) <6>

Hxy（w）＝｜Hxy（w）｜＝ (｜Gxy（w）｜)/(Gxx（w）) <7>

Qxy＝tan^-1(IMAG Hxy（w）)/(REAL Hxy（w）) <8>

标号214代表一个相干曲线运算单元，它的输入是Gxx，Gyy和Gxy，输出是相干曲线RF，其计算公式为：

RF＝ (｜Gxy（w）｜²)/(Gxx（w）·Gyy(w)) <9>

标号215代表一个付立叶逆变换单元，其中经过对Hxy的FFT^-1处理产生脉冲响应曲线PIH，其计算公式为：

PIH＝F^-1[H（w）] <10>

经过对Gxx，Gyy，和Gxy分别进行FFT^-1处理产生自相关曲线Vxx，Vyy和互相关曲线Vxy它们的计算公式如下：

Vxx（τ）＝∫^+∞ _-∞X（t）·X＊（t-τ）dt <11>

Vxx＝F^-1[Gxx（w）] <12>

Vyy＝F^-1[Gyy（w）] <13>

Vxy（τ）＝∫^+∞ _-∞X（t）·Y＊（t-τ）dt <14>

Vxy＝F^-1[Gxy（w）] <15>

经过以上各单元的处理之后，上述特征曲线分别被送到接口电路5进行输出和显示，并送到波形识别单元3进行波形识别。上述各曲线的实例及其特征参数可参见图9到图14及其有关的说明。

图4示出图3中波段定位单元206的工作流程图。对于周期选择单元205所选定的一个心动周期的信号，由波段定位单元206首先在步骤101确定R波的位置，这可通过一个常规的微分电路来实现，然后在确定R波的基础上找出Q波的起始点和S波的终止点，以此确定QRS波群的分段。然后在步骤102从QRS波群向前选P波并确定其起始和终止的位置。如果在步骤103未找到P波或P波过小难以识别，则在104设置P波异常标志，然后在步骤105从QRS波群向后找T波并确立它的起始和终止位置。如果在步骤106确定T波平坦或难以定位，则在步骤107设置T波异常标志，在步骤108根据有无P和T波异常的标志来确定是否应进行人工干预，最后在步骤110将三个波段定位并输出结果。

参见图5，所示为人工干预时在显示器上示出的一个心动周期的常规心电图，它由标识线Pb，Pe，Qb，Se，Tx和Te将整个周期分为三段，操作者可通过键盘输入命令，分别向左或右移动这些线的位置，直至完成波段定位，以此解决疑难波形的识别。

图6示出图3中滤波校正电路202输出的12导联常规心电图，该12导联常规心电图经接口电路5进行排阵处理后经过一台热敏打印机在同一纸带上输出。本发明的方法和装置产生常规心电图的输出主要是为了向医务人员提供一个直观的结果，以使在诊断时作为参考。图中各波形的参数测量值可参见附表1。

图7示出图3中组环电路207输出的F，H和LS三个面上的心电向量图，以及对应的X，Y，Z三个富兰克导联心电曲线，也是为了供医务人员在诊断时作参考。图中向量参数参见附表2。

图8示出图3中乘法单元212输出的功率谱曲线的几个实例，图中横轴表示频率位置单位为Hz，纵轴表示各频率成份所对应的心电功率值，单位为uw。图中所示曲线A为一个正常人的测量曲线，可以看出，正常心电功率的频谱分布是分立的，形成有规律的多个峰，图中所示P₁、P₂、P₃、P₄……P₁₀被称为功率谱曲线的前十峰，其中P为功率谱的第一峰，又称之为基波，它所在的频率位置与受试者的心跳频率相一致，以后各峰，如P₁、P₂、P₃……分别为基波的倍频峰，或叫高次谐波，顺序称为第二峰，第三峰，第四峰……。在正常的功率谱曲线中，第一峰的幅值比第二峰高，表明心电的大部分功率都集中在心跳的频率上，对正常人的测量表明，心电直流分量加上基波和二、三、四次谐波，应占心电总功率的90%以上。如果心电信号的周期性发生变化或受到破坏，则各心动周期间心电信号的形态，也发生相应的差异或畸变，在功率谱上可表现为各谱线加宽，间距不等，形态不对称，甚至有双峰或使谱线连成一片。图8B示出一位冠脉供血不足患者的功率谱曲线，其第一峰的幅值低于二峰，而5-10峰的幅值均高于一峰，这表明由于心肌供血不足影响的心肌细胞的电化学活动过程，致使心电信号中的高次谐波成份增加。图8C示出一位高血压冠心病患者的功率谱曲线，其各谐波成份的幅值均很高并且心电功率中高次谐波的比例大大增加。

图9示出图3中付立叶逆变换单元215输出的自相关曲线的几个实例。图中横座标表示时间，单位为秒，纵座标表示与该时间对应的相关值。图9A中标出了峰值R₁，R₂和R₃，和一个小波折PT，正常的自相关曲线（如图9A所示）R₁，R₂，R₃间距相等，中间有小波折，形态规则，表明心电信号周期性，稳定性均好。当心电信号出现异常变化时必将改变自相关的特性。如果仅仅是形态发生变化，而周期性尚能保持，则自相关函数仍有衰减很慢的周期特性，但形态将发生相应的改变，如PT段平坦或PT段出现倒置现象。例如心电信号周期性受到破坏，则自相关曲线势必出现明显的衰减，同时PT段的波折形态和个数也要发生变化，通常是波折增加或离散开，这些异常情况均可反映心功能不良和冠脉供血不足。图9B示出PT段倒置，该曲线测自一位冠心病患者。图9C示出R₁，R₂和R₃幅值均过低，PT段消失，该曲线测自另一位冠脉供血不足的患者。

图10示出图3中付立叶逆变换单元215输出的互相关曲线的几个实例。图中横座标表示时间，单位为秒，纵座标表示两个不同导联的心电信号与该时间对应的相关值。图10A中标出了峰值R₁，R₂，和R₃，以及一个小波折PT。正常互相关曲线（如图10A所示）R₁，R₂，R₃间距相等，中间的小波折形态规则，表明两导联心电信号的周期性和对应性均好。当两个导联的心电信号在时间上出现不对应时，互相关曲线的极大值R₁偏离横座标的零点，表明两导联信号间的时间差，如同时还有形态改变，还反映两导联间的周期性对应关系也失调，如出现R₁倒置，N型波和PT段平坦等现象。图10B示出异常互相关曲线的N型波，它测自一位心肌梗塞患者。图10C示出互相关曲线的峰值过低，PT段平坦和小N型波，该曲线测自一位冠脉供血不足伴有陈旧性下壁心肌梗塞患者。

图11示出图3中除法单元213输出的广义系统传递函数相移曲线的几个实例。图中横座标为频率轴单位为Hz，纵座标表示不同频率下的相移量。图11A中用D₁，D₂标出6-20Hz的一个频率范围，将该范围内的曲线称为相移曲线，它与基线间的距离称为偏移量，用C，D标出的线段称为波折，H表示相移曲线波折从一端到另一端的落差。广义系统传递函数的相移曲线反映了两导联心电信号之间的相位差，以此反映两导联心电信号的相关性。正常心电信号之间相位差很小（如图11A所示），当心脏传导和协调功能失调时，其相移曲线的相移值波动较大，形成上下起伏的大波折（落差）。图11-示出相移曲线在6-20Hz范围内相移大于15小格，显示心电系统调节功能不良，它测自一位冠心病伴有左前半支传导阻滞的患者。

图12示出图3中除法单元213输出的广义系统传递函数幅值曲线的几个实例。图中横座标为频率轴单位为Hz纵座标为不同频率下传递函数的幅值。图12A中H表示传递幅值的最高值，fm表示最高值所在的频率位置。广义系统传递函数幅值曲线反映了两导联心电信号的相关特性，将其与相干曲线对应分析，可反映两导联心电信号间的协调关系，正常两导联心电信号之间幅值关系比较平稳（如图12A所示），当心脏发生局部病变时，两导联心电信号之间对应关系被破坏，其广义系统传递函数幅值曲线即出现较多的起伏。图12B示出不稳定的幅值曲线，它测自一位心脏功能不良的患者。

图13示出图3中付立叶逆变换单元215输出的脉冲响应曲线的几个实例。图中横座标为时间单位为秒，纵座标表示脉冲响应的幅值。图13A中标出了正向主峰P，其左侧负向峰或称左谷为Vi，左侧第一峰为Pi，右侧负向峰或称右谷为Vr，右侧第一峰为Pr。脉冲响应曲线反映了两导联心电信号之间的关系，其正常曲线主峰较高，左右的峰和谷相对较对称。图13B示出异常脉冲响应曲线，主峰呈双相和多峰，显示心电系统调节功能不稳定，测自一位冠心病左前半传导阻滞患者。

图14示出图3中单元214输出的相干曲线的几个实例。图中横座标代表频率值单位为Hz，纵座标为对应频率的相干值。相干曲线代表了两导联心电信号之间的协调关系。图14A示出一个正常的相干曲线，从4Hz向右称为该曲线的高频段，由于心电信号主要由低频成份组成，无论哪一导联的心电信号在高段均有较大衰减，正常情况下，高频段相干值应趋向平稳并接近于1。T点表示基波频率f₁所对应的相干值，它也接近于1。fm是传递函数幅值极大值所对应的频率位置。相干曲线的主要异常表现在基波频率位置f₁或广义系统传递函数幅值极大值的频率位置fm上相干值明显下降。此外，高频段发生大的上下波动现象也表明两导联心电信号之间失去协调。图14B给出一个异常的相干曲线，它测自一个心功能不良的患者。

图15示出图1中波形识别单元3的结构框图，图中虚线框3代表整个波形识别单元。其中，标号301为一个ECG测量单元，其输入为多域处理单元2输出的常规心电曲线，并对其识别出特征参数，302为一个C参数表生成单元，由其将单元301识别出的参数形成常规心电图的特征参数表。标号303为一个VCG测量单元，其输入为多域处理单元2输出的心电向量曲线，并识别出特征参数。304为一个V参数表生成单元，由其将单元303识别出的参数形成心电向量图的特征参数表。标号305为功率谱测量单元，306为传递函数测量单元，307为脉冲响应测量单元，308为自相关曲线测量单元，它们分别将多域处理单元2输出的各频域特征曲线作为输入进行特征参数的识别，311为F参数表生成单元，由其形成各频域特征曲线的特征参数表。单元302，304和311形成特征参数表之后分别将其经接口电路5输出，同时送到相关分析单元4进行相关分析。

图16示出图15中ECG测量单元301的工作流程图。其中ECG测量包括测定心率，测量十二导联常规心电中各自的P，QRS和T波的幅值和宽度，ST段的变化，以及PR间期，Q-T间期等。其工作流程如下：首先在步骤201通过测定P-P间期测定心房率，通过测定R-R间期确定心室率，R波和P波的定位均由图3中的波段定位单元206来完成，对心率不齐或其它异常情况设标志说明。然后在步骤202，根据波段定位单元206给出的QRS波群的范围，分别测出Q，R，S波的幅值和宽度，对于可能出现的R波的幅值和宽度也予以识别。随后在步骤203测出P波的幅值和宽度，对双向P波，将其分为P和P分别测出幅值和宽度。在步骤204对T波进行测量，对于双T波的情况也分为T和T分别测出幅值，在步骤205对S-T段进行测量，S-T段的变化包括两种情况，一种是与基线相比较出现抬高或降低，另一种是自身形态出现上斜，下斜或成弓形，因此用两个参数表示ST段的状态，一个反映ST段向上或下偏离基线，另一个反映ST段自身的形态。最后，在步骤201，由C参数表生成单元302形成C参数表，（参见附表1），它除了包括上述各参数外，还另外包括一行特征参数，如心率，最大R-R间期与最小R-R间期之差，心率不齐，早博，信号有切迹等标志，以此构成整个C参数表，分别向接口电路5和相关分析单元4输出。以上各步骤均为已有技术，因此不再作进一步说明。

参见附表1，所示为ECG测量单元301对图6的十二导联常规心电图经过波形识别后由C参数表生成单元302输出的C参数表，表中第一行标出了各导联的名称，左边第一列标出各参数的代表符号，其中，Pa和Pa分别为P和P波的幅值，Pd和Pd分别为其宽度。Qa和Qd分别为Q波的幅值和宽度，Ra和Rd分别为R波的幅值和宽度。STD表示ST段的上下偏移，正值为上移，负值为下移，STE表示ST段的形态，1为上斜，-1为下斜，0为无变化。Ta和Ta分别为T和T波的幅值，P-R代表P-R间期，QRS代表QRS间期，Ra和Rd分别代表R波的幅值和宽度。标1中列出的各项参数值是对图6中示出的常规心电波形进行实际测量取得的结果。

表1

＊＊＊＊＊ ECG PARAMETER TABLE ＊＊＊＊＊

Ⅰ Ⅱ Ⅲ aVR aVL aVF V1 V2 V3 V4 V5 V6

Pa1 .08 .08 .05 -.04 .09 .05 .02 .05 .05 .04 .04 . 02

Pa2 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00

Pd1 .10 .09 .09 .10 .10 .09 .09 .09 .09 .09 .09 .10

Pd2 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 . 00

Qa -.04 .00 -.03 -1.12 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00

Qd .02 .00 .0 .03 .00 .00 .00 .00 .00 .01 .02 . 03

Ra .99 1.24 .28 .00 .41 .73 .24 .62 1.29 2.78 2.32 1.73

Rd .03 .04 .02 .00 .03 .04 .03 .04 .05 .03 .03 .07

Sa .00 -.03 -.09 1.12 .00 -.07 -.94 -1.35 -.96-.55 -18 .00

Sd .00 .06 .05 .03 .00 .06 .08 .08 .07 .06 .06 .00

STD .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00

STE .00 .00 .00 .00 .00 .00 .14 .16 .12 .00 .00 .00

Ta1 .18 .28 .05 -.22 .06 .16 -.07 .38 .52 .60 .48 .40

Ta2 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00

P-R .14 .16 .16 .16 .16 .16 .14 .14 .14 .16 .14 .14

Q-T .37 .38 .36 .36 .36 .36 .38 .40 .40 .38 .40 .39

QRS .05 .10 .09 .06 .07 .10 .11 .12 .12 .10 .11 .10

R1a .00 .00 .00 .00 .09 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00

R1d .00 .00 .00 .00 .04 .00 .00 .00 .00 .00 .00 .00

Tag .00 .00 .00 .00 .00 .00 70.0 .00 .06 .00 .00 .00

图17示出图15中VCG测量单元303的工作流程图。VCG测量单元303所测量的是图3中组环电路207输出的F、H、LS三个平面上的心电向量环的特征参数。首先，在步骤301确定各向量环移动轨迹的旋转方向，如顺钟向，逆钟向或8字形。然后在步骤302测量QRS环的初始向量，这是指时间在0-0.04秒之间的向量，每隔10ms求出一点的模和相角。接着在步骤303沿QRS环的运行点找出自原点到环上的最远点，它们之间的联线即为环的最大向量。然后在步骤304计算QRS环的长宽比，环长为最大向量，宽为沿最大向量做垂线，找出最宽点来确定。在步骤305根据各个环的最大向量分别求出它在X、Y、Z轴上的投影值，然后在步骤306根据最大向量在X、Y、Z轴上的投影代入以下公式求出最大空间向量：

SE=

\sqrt{X^{2} + Y^{2} + Z^{2}}

\\空间最大向量的角度分别以方位角和仰角表示，在步骤307，计算各环的向力和向力之间的比值，包括起始向力，最大向力和终末向力。各向力之间的比值又称为指数，如前向指数和上向指数。在步骤308计算QRS与T的夹角，它是指最大QRS向量与最大T向量之间的夹角。在步骤309按不规则多边形的计算方法求出各向量环的总面积，以及各象限面积与总面积的比值。最后在V参数表生成单元304中形成V参数表。以上各步骤均可由已有技术实现，因此不再做进一步说明。

表2

＊＊＊＊＊＊ ROTATED DIRECTION ＊＊＊＊＊＊

QRS T P

F： & COUNTER COUNTER

H： CLOCK CLOCK COUNTER

LS： COUNTER CLOCK COUNTER

＊ MAGNITUD/ANGLE OF VECTORS ON QRS LOOP（STEP 10MS）

10ms 20ms 30ms 40ms

F：（MV） .03 .02 .08 .04

（A） -7.4 -26.6 -134.5 -9.0

H：（MV） .03 .04 .15 .27

（A） -1.8 62.8 111.4 80.6

LS：（MV） .00 .04 .15 .27

（A） -76.0 -165.6 -158.3 -178.5

＊＊＊＊＊ AREA OF QRS LOOP（%）＊＊＊＊＊

S1/S S2/S S3/S S4/S R/L U/D PS

F： & & & &

H： 33.4 .3 .1 66.0 192.2 2.0 .00

LS： 68.3 28.4 1.2 2.0 2.4 .0 .00

＊＊＊＊＊ PLANAR MAXIMUM VECTORS ＊＊＊＊＊

T QRS QRS-T

（MV） ANGLE （MV） ANGLE ANGLE

F： .48 32.7 1.86 27.9 4.8

H： .44 25.0 1.65 -3.2 28.2

LS： .32 125.8 .88 74.7 51.1

＊＊ PROJECTIONS OF PLANAR MAXIMUM VECTORS ＊＊

X Y Z

F： 1.65 .87 .00

H： 1.65 .00 -.09

LS： .00 .85 .23

＊＊＊＊＊ MAXIMUM VETOR FORCE ＊＊＊＊＊

L.W R.W F.W B.W U.W D.W

1.65 -.06 .31 -.64 -.07 .87

参见附表2，所示为VCG测量单元303对图7的心电向量图经过波形识别后由V参数表生成单元304输出的V参数表，表中第一部分为向量图环的旋转方向（Rotated Direction），其中分别示出QRS环，T环和P环在F、H、LS三个面上的旋转方向，CLOCKWISE表示顺时针方向运行，COUNTER表示逆时针方向运行，&表示8字形运行。第二部分表示QRS向量环的振幅和角度，它分别标出在10毫秒，20毫秒，30毫秒和40毫秒时，F、H和LS三个面上的幅值MU和角度A。第三部分为QRS环的面积百分比，其中S₁/S表示第一象限面积占总面积的百分比，S₂/S，S₃/S和S₄/S分别为第二、三和四象限的面积占总面积的百分比，R/L为QRS环的右/左面积比，U/D为QRS环的上/下面积比，PS表示P环面积，第四部分为QRS环及T环最大向量在三个平面上的投影，MU为幅值，ANGLE为角度。第五部分为QRS环最大平面向量投影，X、Y、Z分别为三轴的投影振幅（单位为mV）。第五部分为最大向力，其中LW为最大左向力，RW为最大右向力，FW为最大前向力，BW为最大后向力，UW为最大上向力，DW为最大下向力，单位为mV。

图18示出图15中功率谱测量单元305的电路原理框图。参见图8的功率谱可知，该单元用于测量曲线上1-10峰及其左、右峰谷的幅值和频率位置。图18中，标号3051是一个峰谷值检测电路，它检出功率谱曲线1-10峰的幅值和频率并存入缓存器3052之中，这些峰值作为减法器3053的一个输入值，在控制电路3055的控制下逐个与参考值寄存器3056中的心率做减法，其输出送到比较器3054，求出频率位置与心率最接近的一个峰值作为1峰（图8中的A）。1峰确定后，以1峰的倍频值存入参数值寄存器3056代替心率作为减法器3053的一个输入值，重复上述过程，依次测出2到10峰的幅值和频率位置，存入峰值缓存器3059，以此完成功率谱曲线特征参数的自动测量。

图19示出图15中传递函数曲线测量单元306的电路框图。该单元分别对图11所述传递函数相移曲线和图12所示传递函数幅值曲线进行参数测量。对相移曲线Qxy要测出曲线偏离基线的距离和频段宽度，以及在曲线上出现的波折的个数。对幅值曲线Hxy要测出其大于4Hz频段内最高峰的频率位置。来自图3中单元213的数据分为两路，一路作为减法器3061一端上的输入信号与其另一端输入的基线做减法，求出的差值送到比较器3062与参考值寄存器30612的内容相比较，如果该差值大于参考值，计数器3063加1，反之3063则将当前计数器的内容送入缓存器3064然后自动清零，由此记录下相移超过参考值的各频段长度（如图11B中的D₁-D₂段）。另一路数据送入峰谷值检测电路3065，其输出分别存入峰值缓存器3066和谷值缓存器3067，将两者的输出分别作为斜率计算电路3068的输入值，求出某一峰与相邻左、右二谷的斜率值，该值在比较器3069与参考值寄存器30611的内容作比较，若超过参考值，则将波折计数器30610加1，由此得到异常波折的个数（图11B中的S₁-S₂）。

图20示出图15中脉冲响应曲线测量单元307的工作流程图。该单元分别测出图13所示脉冲响应曲线PIH的主峰、负向峰、左、右峰和右谷的幅值。图20中，首先在步骤401测量从0.3秒到-0.3秒的区段中脉冲响应的峰谷值，在402从时间零点开始寻找最高峰，在403判断，如果是正向最高峰如图13A中P点，则转入405，否则在404以τ为变量扩大寻找范围，通常为0.05秒，在确定正向主峰之后在405确定负向峰的幅值，即正向主峰之前第一谷，在406，确定右谷值，即正向主峰之后第一谷，在407确定左峰的峰值，也就是正向主峰之前第一峰，如图13B中PL，在408，确定右峰的幅值，即正向主峰之后第一峰，如图13A中的PR。

图21示出图15中自相关曲线测量单元308和互相关曲线测量单元309的工作流程图、这两个单元的工作流程图大致相同，均需测出相应曲线（图9、和图10所述）上峰值R₁的幅值，R₂的幅值和位置，PT段的最大负向值和最大波折的幅值。图21中，首先在501从纵轴零位线起至2.0秒区间上测取峰谷值，在502从纵轴零位线开始寻找R₁、即最高峰，在503判断是否为最高峰，如果不是最高峰则跳到505，以τ为变量扩大寻找范围τ的取值为0.05秒，如果是最高峰在504判断是否靠近Y轴零线，如果不是转入505，如果是在506确定R₁之前第一谷即左谷的幅值，接着在507确定R₁之后第一谷的幅值。在508从R₁的右谷开始寻找R₂位置，在509判断下一峰的位置是否接近心跳时间，如果不接近在510以τ为变量扩大搜索范围，τ为0.05秒，在确定了R₂的情况下，在511在R₁右谷至R₂之间寻找PT段的最大波折幅值，接着，在512在PT段确定最大负向峰的幅值。

图22示出图15中相于曲线测量单元310的工作流程图。该单元对图14示出的相干曲线RF进行测量，以分别求出图8A中的基波A的频率位置上以及图12A中极大值A的频率位置上所对应的相干值，再求出高频段（大于4Hz）的最小相干值，图22中，首先在步骤601从功率谱曲线测量单元输入功率谱曲线上基波的频率位置，然后在步骤602对该位置上的相干值进行测量，在步骤603从传递函数测量单元输入幅值曲线最大值的频率值，然后在步骤604测量该频率位置的相干值。随后，在步骤605找出大于4Hz范围内相干曲线上的低谷幅值，在步骤606测出各低谷值中的最小值（即最小的相干值）。

经过上述各测量单元的自动测量之后，在图15的F参数表生成单元311内将频域曲线的各测量单元所测出的各曲线的特征参数形成一个F参数表，然后将三个参数表C，V和F分别送到接口电路5进行输出，并送到相关分析单元4进行参数的比较和相关分析。

＊＊＊＊表3 ＊＊＊＊

Rxy Rx Ry Pmax Pmin

10.41 24.45 4.90 31.22 -2.05

Gxx 1 2 3 4

A 61.6 6.6 51.8 31.9

F 4.8 9.6 14.4 19.2

Gyy 1 2 3 4

A 15.7 2.4 13.2 9.6

F 4.8 9.6 14.4 19.2

参见表3，所示为F参数表的一个实例，其中，Rxy表示Vxy曲线中R的幅值，Rx表示Vxx曲线中R的幅值，Ry表示Vyy中R的幅值Pmax表示PIH曲线中主峰的幅值，Pmin表示PIH曲线中负向最高峰的幅值。Gxx 1，2，3，4表示Gxx曲线中的前四峰，A表示幅值单位是mm，F表示相应的频率位置。Gyy 1，2，3，4表示Gyy曲线中前四峰对应的幅值和位置，应当指出，表3中仅给出了F参数表中的部分值，仅用于说明的目的，按同样方式作出其它各曲线的特征值表。

图23示出图1中相关分析单元4的结构框图，其中，虚线框4代表整个相关分析单元，它包括C参数表指标比较单元401，V参数表指标比较单元402，F参数表指标比较单元403，评判单元404，和索引表储存单元405。其中，指标比较单元401，402和403分别以波形识别单元输入的C，V，F三个参数表为输入，将输入的每一个参数与预先储存的与该参数相对应的指标值相比较，以确定该参数为阴性，阳性，或是介于两者之间的一个临界区内，并以此对其评分，例如，一个指标是大于0.1mv为异常，评分为1，小于0.05mv为正常，评分为0，0.05-0.10mv之间为临界区，以0.005mv为一级分为十档，每当评分递增0.1，0.055mv为0.1分，……0.095mv为0.9分，这样无论该参数的取值是多少，都可对应于0-1中的一个确定的分值。单元401，402和403中所用各项指标均是通过大量病例的医学统计而获得，由于C参数表和V参数表的各项指标在临床的应用已较谱遍，在此不在详细介绍，以下具体介绍由本发明提供的F参数表比较单元403中所采用的各项指标。

功率谱曲线Gxx和Gyy的指标如下：

（1）C₁（1/2，基谐比异常），1峰（基波）幅值与2峰（2次谐波）幅值之比，对Gxx曲线该比值小于0.9为异常，对Gyy曲线该比值小于0.85为异常。

（2）C₂（HG，1-4峰过高）1到4峰中有三个峰幅值超过75mm，或所有峰值均超过50mm为异常。

（3）C₃（1-N，1峰消失）第一峰（基波）幅值小于1mm。

（4）C₄（3-4N，3和4峰过低或消失）3或4峰幅值低于1mm，或1峰低于5mm时，3或4峰幅值同时低于3mm。

（5）C₅（Tu，功率谱颤动）峰与峰的间距不等，且谷值不返回横坐标基线。

（6）C₆（5/10，5-10峰值过高）在5-10峰中任一峰幅值超过1峰。

广义系统函数相移曲线Qxy的指标如下：

（1）C₇（D，相移超限）在6-20Hz的频段范围内相移超过8mm的连续频段宽度超过5mm即为异常，通过对F参数表提供的相移频段记录进行扫描可提取宽度超过5mm的频段。

（2）C₈（W，波折过多）在6-20Hz频段内，斜率超过0.24且落差大于6mm的波折数超过4个即为异常。

（3）C₉（D+W，相移加波折）在6-20Hz频段内，相移大于8mm的连续段，宽度超过3mm，斜率超过0.24的波折数超过2个即为异常。

脉冲响应曲线PIH的指标如下：

（1）C₁₀（Pv，主峰倒置）脉冲响应负向峰的幅值大于正向峰值即为异常。

（2）C₁₁（M₁，主峰双峰）主峰两侧任一峰的幅值超过主峰值的一半即为异常。

（3）C₁₂（M₂，M形峰）主峰右谷幅值大于基线，并大于主峰值的30%即为异常。

（4）C₁₃（M₃，主峰平顶）主峰上连续3点超过主峰幅值的70%。

自相关曲线Vxx，Vyy的指标如下：

（1）C₁₄（RH，R₁超限）R₁的幅值超过60mm即为异常。

（2）C₁₅（RL，R₁过低）Vxx上R₁幅值低于8mm，同时Vyy上R₁幅值低于4mm即为异常。

（3）C₁₆（Fpt，PT平坦）R₁到R₂之间的PT段中任何波折的幅值均小于1mm。

（4）C₁₇（Tv，反向峰）PT段出现宽大反向峰，幅值超过5mm为异常。

互相关曲线Vxy的指标如下：

（1）C₁₈（Rv，R₁倒置）R₁的幅值为负值，即低于纵轴零位线，或R₁左右谷值的负向幅值大于R₁，幅值的一半。

（2）C₁₉（Ru，R₁偏移）R₁的位置偏离纵轴的距离大于0.8mm 即为异常

（3）C₂₀（Fpt，PT段平坦）PT段最大波折的幅值小于1mm。

（4）C₂₁（N形波）R₁左右不对称，出现N形波即为异常。

相干曲线RF的指标如下：

（1）C₂₂（CP，基波相干值低）功率谱曲线基波的频率位置所对应的相干值小于16mm即为异常。

（2）C₂₃（CT，极大值相干异常）广义系统传递函数曲线上4Hz以后最大幅值对应的频率位置上相干值低于20mm为异常。

（3）C₂₄（Cb1，相干曲线高频段内波动）相干曲线上大于4Hz的频段范围内出现幅值低于16mm的谷点即为异常。

F参数表比较单元403即根据上述指标进行比较。

表4给出该比较结果的一个实际例子。

＊＊＊＊＊表4 ＊＊＊＊＊

Gxx Mark 1/2 HG 1-N

- - -

3/4N TU 5/10

0 - - -

Gyy Mark 1/2 HG 1-N

- - -

3/4N TU 5/10

0 - - -

Qxy Mark D W D+W

0 - - -

PIH Mark PV M1 M2 M3

0 - - - -

VXX.UYY Mark RH RL FPX

- - -

FPY TVX TVX

0 - - -

VXY Mark RV RD RF NW

0 - - - -

RF Mark Cp Ct Cb1

0 - - - -

参见表5，所示为利用本发明的频域分析指标进行的五十五例心肌梗塞病人对照组的统计结果，表5的每一行分别列出一位受试者的功率谱，传递函数，脉冲响应，自相关，互相关和相干曲线上测出的特征值与多域相关分析病理指标进行比较的结果，共计三十项指标。表中左侧第一列为样本号，其余各列为相应的结果，“+”表示该项指标阳性，“-”表示该项指标为阴性。根据这种统计方法，也可在其它病症对照下分析各项指标的阳性分布情况及在鉴别诊断中的意义。

图24示出图23中F参数表指标比较单元403的电路原理框图。其中包括输入参数寄存器4031运算单元4032，控制器4033，指标储存器4034，比较单元4035，和结果储存器4036，来自波形识别单元3的F参数表中的各参数首先存入输入参数寄存器4031，然后在控制器4033的控制下由运算单元按以上的说明对各频域曲线的参数进行运算，以求出各指标的具体值，然后在比较单元4035与指标储存器4034内预先存好的各指标的判别值相比较，判定各指标正常与否，比较的结果存入结果储存器4036。

图25示出图23中C参数表和V参数表指标比较单元401和402的电路原理框图。该两单元的工作原理相同，可由同一电路来完成。其中包括寻址单元4011，储存器4012，控制器4013，大于比较器4014，比例因子发生器4015，小于比较4016，结果储存器4017。在存储器4012中预先存入c和v参数表各参数的阈值，包括：正常值、异常值和临界区，当来自波形识别单元3的c和v参数表的参数送入后，由导址单元4011从储存器4012中取出该参数的阈值，在控制器4013的控制下送到大于比较器4014或小于比较器4016同该参数进行比较，如果符合比较条件，相应的比较器即输出“1”，否则即进入比较因子发生器4015，对其产生一个临界区内的比例值，（0.1-0.9）。通过以上过程，任何一个参数经过比较后都可得到一个比较结果，该结果可以是0，表示正常，或是1，表示异常，或是0.1-0.9中的一个一位小数，表示该参数的值是在临界区范围内。经过上述处理，各参数的比较结果均存入结果存储器4017，以便下一步使用。

图26示出图23中索引表存储单元405内存储的索引表结构。本发明的方法和装置在对大量临床病例进行统计分析处理的基础上，以本发明的C、V、F参数表内各项参数值为依据，建立起不同疾病所对应的鉴别诊断模型，将各类疾病的鉴别诊断模型加以分类归纳，即形成图26所示的索引表，每一位受试者的心电参数经过指标比较，就可通过该索引表进行多指标的相关分析，最终确定其病症。该表第一栏为索引号，是不同病症的分类编号，第二栏为病症名称，以后分别为该病症所对应的C、V、F参数表中相关参数及其数值，最后一栏是权重值。根据每一病症所对应的参数及其取值范围的不同，即可鉴别出某一具体病例的病症。

图27示出图23中相关分析综合评判单元404的工作流程图。首先，在步骤701，从索引表内读取第一个索引号内的相关参数，在步骤702，从图23中的各指标比较单元401-403中读取相应参数的比较结果，在步骤703对读取的结果做加权处理，权重的大小取决于各参数在评判中的意义，权重系数也预先存在索引表中。在步骤704对加权处理后的结果进行欧氏距离计算，求出该组参数在多维空间中的位置，在步骤705将求出的空间位置与预定的范围相比较，若不在此范围内则转到步骤709，相反若在预定范围内，则在步骤706设置符合标志。在步骤707判别该病症是否为紧急情况，若符合即进入步骤708启动报警装置。在步骤709判别是否检索过索引表内的所有项目，如未完成则返回701对下一项目进行同一过程。在检索过索引表内全部项目之后，进入步骤710，判断是否符合标志，如果有符合标志说明鉴别诊断已完成，经步骤711进入打印程序，输出结果。反之，进入步骤712，继续进行临界区扫描处理。在步骤713，对临界区扫描结果进行判别，先分析时域和空间域指标，如无结果，进入715分析频域指标。由于频域指标比时域指标和空间域指标更为敏感，可将其结合其它临床资料进行分析，在步骤716判断其是否正常，如果正常，进入720打出正常报告，若有异常进入717进行加权处理，根据每个单项指标临床意义和发生的概率赋予权重，对处理结果在718进行分级，将权重总值分为十级，五级以下为正常，六级为可疑，七级以上为异常，对异常情况，在步骤719结合其它临床资料进行分析，最后打印出分析结果或指示说明。

表5

号 Gxx Gyy

AM C₁C₂C₃C₄C₅C₆BM C₁C₂C₃C₄C₅C₆

1 3 - - - - - + 5 + - + + - +

2 5 - - - + - - 5 + - + + - -

3 5 + + - - - + 0 - - - - - -

4 5 - - - + - - 0 - - - - - -

5 5 + - - - - + 5 - - - + - -

6 5 + - - - - + 5 + - - + - +

7 0 - - - - - - 5 - - - + - -

8 5 - + - - - - 0 - - - - - -

9 0 - - - - - - 0 - - - - - -

10 5 + - - + - + 5 + - + + - -

11 5 + - - - - - 5 + - - + - -

12 3 - - - - - + 5 + - - - + -

13 5 + - - + - + 5 + - + + - +

14 5 + + - - - - 2 - - - - - +

15 5 + - - - - + 5 - - - + - -

16 0 - - - - - - 5 - - - + - -

17 0 - - - - - - 2 - - - - - +

18 0 - - - - - - 5 - - - + - -

19 0 - - - - - - 0 - - - - - -

20 5 + - - - - - 5 - - - + - -

21 5 + - - - - + 5 - - - + - -

22 5 + + - - - + 5 + - + + - +

表5（续1）

号 Oxy PIH Vxx，yy

CM C₇C₈C₉DM C₁₀C₁₁C₁₂C₁₃EM C₁₄C₁₅C₁₆C₁₇

1 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

2 5 + - + 2 - + - - 3 - + + -

3 5 + + + 5 + + - - 5 + - - +

4 5 + + + 5 + - - - 0 - - + -

5 0 - - - 0 - - - - 2 - - - -

6 5 + - - 5 + - - - 0 - - - -

7 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

8 0 - - - 0 - - - - 3 + - - -

9 5 + - + 5 + - - - 5 - - - +

10 5 + - + 0 - - - - 0 - - - -

11 5 + - - 3 - + + - 2 - - - -

12 5 + + + 0 - - - - 0 - - - -

13 0 - - - 0 - - - - 3 - + + -

14 5 + + + 0 - - - - 0 - - - -

15 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

16 0 - - - 0 - - - - 2 - - - -

17 0 - - - 0 - - - - 5 - - - +

18 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

19 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

20 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

21 5 + + + 0 - - - - 2 - - - -

22 5 + - - 0 - - - - 3 + - - -

表5（续2）

号 Vxy RF

FM C₁₈C₁₉C₂₀C₂₁CM C₂₂C₂₃C₂₄

1 0 - - - - 0 - - -

2 4 - - + - 5 + + +

3 5 + + - - 5 - + +

4 4 - - + - 5 + + +

5 0 - - - - 0 - - -

6 5 - + - + 0 - - -

7 4 - - + - 2 + - -

8 0 - - - - 0 - - -

9 0 - - - - 2 - + -

10 0 - - - - 5 + - +

11 0 - - - - 5 - + +

12 0 - - - - 5 - + +

13 4 - - + - 2 + - -

14 0 - - - - 2 + + -

15 0 - - - - 0 - - -

16 0 - - - - 5 - - +

17 0 - - - - 0 - - -

18 5 - - - + 5 + - +

19 0 - - - - 0 - - -

20 5 - - - + 0 - - -

21 0 - - - - 5 - - +

22 0 - - - - 5 + - +

表5（续3）

号 Gxx Gyy

AM C₁C₂C₃C₄C₅C₆BM C₁C₂C₃C₄C₅C₆

23 0 - - - - - - 0 - - - - - -

24 0 - - - - - - 0 - - - - - -

25 0 - - - - - - 5 - - - + - -

26 5 + - - - - + 5 - - - + - -

27 5 + - - - - + 5 + - - + - +

28 5 - - - + - - 5 - - - + - -

29 5 + - + - - + 5 + - + + - +

30 5 + - - - - + 5 + - + + - +

31 5 - - - + - - 5 + - - + - -

32 5 - - - + - - 0 - - - - - -

33 0 - - - - - - 0 - - - - - -

34 0 - - - - - - 0 - - - - - -

35 0 - - - - - - 0 - - - - - -

36 5 - - - + - - 5 + - + + - -

37 5 - + - - - - 0 - - - - - -

38 5 + - - - - + 5 + - + - - +

39 5 + - - - - - 5 - - - + - +

40 0 - - - - - - 5 + - - - - +

41 0 - - - - - - 0 - - - - - -

42 5 + - - - - + 5 - - - + - -

43 5 - - - + - - 5 - - - + - -

44 5 + - - - - + 5 - - - + - -

表5（续4）

号 Oxy PIH Vxx，yy

CM C₇C₈C₉DM C₁₀C₁₁C₁₂C₁₃EM C₁₄C₁₅C₁₆C₁₇

23 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

24 5 + - - 3 - + + - 0 - - - -

25 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

26 0 - - - 0 - - - - 2 - - - -

27 5 + - - 5 + - - - 0 - - - -

28 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

29 5 + - - 0 - - - - 2 - - - -

30 0 - - - 0 - - - - 2 - - - -

31 5 + + + 0 - - - - 3 + - + -

32 5 + + + 5 + - - - 0 - - + -

33 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

34 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

35 5 + + + 5 + - - - 3 + - - -

36 5 + - - 0 - - - - 0 - - + -

37 0 - - - 0 - - - - 3 + - - -

38 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

39 0 - - - 0 - - - - 2 - - - -

40 5 + - - 0 - - - - 0 - - - -

41 0 - - - 0 - - - - 2 - - - -

42 5 + + + 5 + + - - 5 - - - +

43 0 - - - 2 - + - - 3 - + + -

44 5 + + + 0 - - - - 0 - - - -

表5（续5）

号 Vxy RF

FM C₁₈C₁₉C₂₀C₂₁GM C₂₂C₂₃C₂₄

23 5 - - - + 0 - - -

24 5 - - - + 5 - - +

25 4 - - + - 2 + - -

26 0 - - - - 0 - - -

27 5 - + - + 0 - - -

28 0 - - - - 5 + - +

29 5 - - - + 2 + + -

30 0 - - - - 2 + - -

31 0 - - - - 5 + - +

32 4 - - + - 5 + + +

33 0 - - - - 0 - - -

34 0 - - - - 5 - - +

35 0 - - - - 5 - + +

36 4 - - + - 5 - - +

37 0 - - - - 0 - - -

38 5 - - - + 0 - - -

39 0 - - - - 0 - - -

40 5 - - - + 5 - - +

41 0 - - - - 0 - - -

42 5 + + - - 5 - - +

43 4 - - + - 0 - - -

44 0 - - - - 5 - - +

表5（续6）

号 Gxx Gyy

AM C₁C₂C₃C₄C₅C₆BM C₁C₂C₃C₄C₅C₆

45 0 - - - - - - 5 - - - + - -

46 0 - - - - - - 5 - - - + - -

47 5 - + - - - - 5 + - - - - +

48 0 - - - - - - 2 - - - - - +

49 5 + - - + - + 5 + - + + - +

50 5 + - - - - - 5 + - - + - -

51 5 + - - + - + 5 + - - + - -

52 0 - - - - - - 0 - - - - - -

53 0 - - - - - - 0 - - - - - -

54 0 - - - - - - 5 + - - - - -

55 0 - - - - - - 5 + - - - - -

AVER，

TOTAL

OF+ 3 22 6 1 11 0 19 3 21 0 10 31 1 15

PERCE-

NTS

OF+ 40 11 2 20 0 35 38 0 18 56 2 27

表5（续7）

号 Oxy PIH Vxx，yy

CM C₇C₈C₉DM C₁₀C₁₁C₁₂C₁₃EM C₁₄C₁₅C₁₆C₁₇

45 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

46 5 + - - 2 - + - - 2 - - - -

47 5 + - - 0 - - - - 3 + - - -

48 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

49 0 - - - 0 - - - - 3 - + + -

50 0 - - - 0 - - - - 5 - - - +

51 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

52 0 - - - 0 - - - - 3 - + + -

53 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

54 0 - - - 0 - - - - 0 - - - -

55 0 - - - 0 - - - - 5 - - - -

AVER，

TOTAL

OF+ 3 29 10 13 1 8 7 2 0 2 7 5 9 5

PERCE-

NTS

OF+ 53 18 24 15 13 4 0 13 9 16 9

表5（续8）

号 Vxy RF

FM C₁₈C₁₉C₂₀C₂₁GM C₂₂C₂₃C₂₄

45 0 - - - - 0 - - -

46 5 - - - + 0 - - -

47 0 - - - - 0 - - -

48 0 - - - - 0 - - -

49 4 - - + - 0 - - -

50 0 - - - - 0 - - -

51 0 - - - - 0 - - -

52 4 - - + - 0 - - -

53 0 - - - - 0 - - -

54 0 - - - - 0 - - -

55 0 - - - - 0 - - -

AVER，

TOTAL

OF+ 2 2 4 10 10 2 14 10 20

PERCE-

NTS

OF+ 4 7 18 18 25 18 36

Claims

1、一种对心电信号进行处理和分析的装置，包括：一个储存装置，用于储存数字化多导联同步采样的心电原始数据；

一个多域处理单元，其中进一步包括：

一个取数电路，用于从上述储存装置中提取心电数据；

一个滤波校正电路，用于对上述取数电路提取的各导联心电数据进行滤波和基线校正，以产生多导联心电图信号；

一个快速付立叶变换(FFT)单元，用于对上述取数电路提取的任意两导联心电数据进行付立叶变换以形成两导联的频谱信号；

一个乘法单元，用于将上述FFT单元输出的两导联频谱信号分别平方，以形成两导联自功率谱信号，并将两导联的频谱信号相乘以形成互功率谱信号；

一个接口电路，分别同上述各单元的输出端连接，将上述多导联心电图信号和两导联自功率谱信号和互功率谱信号输出；

一个输出装置，用于形成上述各输出信号的特征曲线；

其特征在于：

所述多域处理单元进一步包括：

一个除法单元，用于将所述两导联的自功率谱信号相除以形成广义系统传递函数的幅值信号和相移信号，并通过输出产生幅值曲线和相移曲线，

一个付立叶逆变换单元，用于将所述两导联自功率谱信号变换为自相关信号，将互功率谱信号变换为互相关信号，将上述传递函数幅值信号变换为脉冲响应信号，并通过输出装置产生各信号的特征曲线；和

一个运算单元，用于将上述互功率谱信号的平方与两导联自功率谱信号的乘积相除，以此形成相干信号并通过输出装置产生相干曲线；

一个空间向量生成单元，用于从经过滤波和基线校正的心电数据中取出X，Y，Z三导联心电数据形成心电空间向量；

一个叠加平均处理单元，用于从经过滤波和基线校正的心电数据中取出多导联信号进行叠加平均以消除随机干扰；

一个周期选择单元，用于对生成空间向量和经过叠加平均处理的心电信号进行心动周期的选择；

一个波段定位单元，用于对选定的心动周期进行P波，QRS波群和T波的定位；

一个组环电路，用于对波段定位的信号分别形成F(x，y)，H(x，z)，LS(y，z)三平面上的心电向量环，并通过输出装置形成心电向量环曲线；

其特征还在于：

一个波形识别单元，其中进一步包括：

一个心电图信号测量单元，用于测量所述多导联心电图信号的P波，T波，QRS波的幅值和宽度，R-R间期，ST段形状并以此形成一个C参数表经输出装置输出；

一个心电向量测量单元，用于测量所述心电向量信号的旋转方向向量的模和相角，以及向量环在各象限面积的比，以此形成一个V参数表并经输出装置输出；

一个功率谱信号测量单元，用于测量所述自功率谱信号的基波和2-10次谐波的幅值和频率位置；

一个传递函数测量单元，用于测量所述广义系统传递函数相移信号在6至20Hz频段的相移值；

一个自相关信号测量单元，用于测量所述自相关信号主峰幅值和PT段的形状；

一个互相关信号测量单元，用于测量所述互相关信号主峰幅值和PT段的形状；

一个相干信号测量单元，用于测量所述相干信号的相干值；

一个参数表生成单元，用于将上述各单元测量的参数形成一个F参数表并经输出装置输出；

其特征还在于；

一个相关分析单元，其中进一步包括：

一个C参数表指标比较单元，用于将上述C参数表的各项参数与预定域值比较，以分别判定各参数为正常(0)，异常(1)或在临界区范围内(0.1-0.9)；

一个V参数表指标比较单元，用于将上述V参数表的各项参数与预定域值比较，以分别判定各参数为正常(0)，异常(1)或在临界区范围内(0.1-0.9)；

一个F参数表指标比较单元，用于将上述F参数表的各项参数进行运算，并将运算结果与预定值相比较以确定是否正常；

一个索引表储存单元，用于储存各病症所对应的诊断指标的索引表；

一个评判单元，该单元将上述三个指标比较单元的结果与上述索引表存储单元内的一项目进行比较，以判定符合哪一病症的诊断指标，并通过接口电路输出评判结果。

2、一种如权利要求1所述的装置，其特征在于进一步包括：

一个报警装置，用于根据所述评判结果对危重病例发出报警信号;

一个键盘，用于控制该装置的工作并输入与受试者有关的信息;和

一个外存装置，用于存储心电原始数据，多域处理信号，波形识别参数，相关分析结果以及与受试者有关的信息。