CN1030597C

CN1030597C - 体表心电峰值记录分析方法及其标测图装置

Info

Publication number: CN1030597C
Application number: CN 88108998
Authority: CN
Inventors: 闻颖梅; 王正平; 柳小洁; 章予平; 方期定; 王小寅; 沈纯
Original assignee: China Japan Friendship Hospital
Current assignee: China Japan Friendship Hospital
Priority date: 1988-12-30
Filing date: 1988-12-30
Publication date: 1996-01-03
Anticipated expiration: 2003-12-30
Also published as: CN1043621A

Abstract

本发明心电峰值记录分析方法及其标测图装置可用以诊断心肌梗塞的确切部位和范围、原发性及继发性心肌病、各类传导阻滞以及预激综合症，尤其是在目前常规心电图上难以判断的无Q性心肌梗塞可提供出明确的诊断。并证明“无Q性”心梗的诊断依据是不足的。该方法包括峰值鉴别、计算峰值出现时间、绘制峰值等电位图和分析诊断步骤。该装置包括导联装置、前置处理器、多路开关、高速数据采集器、计算机、打印机、显示器和诊断包等。

Description

本发明涉及无创心电诊断技术和心电记录的自动分析技术，具体涉及体表心电各峰值记录分析方法和应用该方法进行体表心电峰值测试的体表心电峰值标测图装置，可用以诊断心肌梗塞的部位和范围、局部传导组织障碍、原发性和继发性心肌病、束支传导障碍以及预激综合症等。本发明在实践中已证明当代临床上所谓“无Q性”心梗的理论依据不足，因为患者确有由病理Q波组成的Q图，不过它被常规12导心电图所漏诊。本发明还从宏观上对心室复极的正、负T图在体表的分布和时程(提早或延迟)进行分析，证明当代医学上所谓“非特异性ST-T改变”实际上在许多疾病(如冠心病、心肌病、糖尿病等)中各具特征表现，可作定位和定量分析，有助于确切的诊断。

众所周知，利用心电图来检测心脏电生理变化是当前最简便和有效的无创诊断方法。当常规心电图机检查得出的心电图对诊断前间隔前壁、下壁和侧壁的心肌梗塞多数是有效的，但阳性率不高(约50～70％)，而且由于不能提供梗塞范围的大小，对许多疑难的病例不能作出判断，仅由分散的12个导联电极点上得到的信息量少而分散，必然会出现漏诊，而且不能从病变的面积概念上来估计病情的严重程度。又由于当代12导联心电图及其诊断方法的理诊基础是建立在单一等效电偶学说之上的，即把心脏视为一个无穷大容积的球形均匀导体中心的一个相当小的电偶。在心动周期内，由于心脏的心电变化而产生的无数电偶可归结为近似于从某一固定点发出的一系列瞬间综合向量，这些综合向量在体表记录电极上信息才符合物理学上容积导体中电荷和电场关系的一般规律。然而，这种假设与实际情况相差很远，人的躯体不是球体，人体各部分组织的导电性能不均匀，心脏位于体内一侧，躯体与心脏在容积上相比也不是无穷大。尽管许多心电现象用这一学说来解释是正确的，但有些在常规的心电图中确实存在的心电现象用该学说解释不通，因此心电图机在临床使用中不能令人满意。

目前，无创心电诊断还可以使用体表多导联瞬间同步等电位标测图仪(以下简称为“SIM”)，该仪器通过前胸后背全躯干大面积履盖的电极(一般85～200个)阵列，按预定的瞬间间隔提取全心动周期内每一瞬间的体表心电电位，以获得“全信息”，再经放大和滤波后送给计算机去处理，然后可从显示屏幕上按照预定的时间间隔(毫秒量级)顺序地看到一系列瞬间体表心电等电位图，并同时由打印机同步打印记录出图。由于该仪器是多导联的，所获得的信息量大而全、从理论上来说似乎无漏诊现象。由这种体表等电位标测图仪得出的数十张至数百张体表等电位图从大量动态变化的图形中进行分析比较，可以得出心电改变的面积概念，因而可以提高阳性诊断率。该体表等电位标测图仪的理论基础是多电偶学说，亦即承认在心脏除极过程中在不同的瞬间同时存在多个朝不同方向推进的除极面，局部心肌包括病理心肌的心电产生的异常电偶都是相对独立的，并且对应于体表上某一部位区域。这一学说发展了心电学理论，用它解释各种心电现象可以得出较符合实际情况的结果，从而提高心电诊断的能力。但是，由于该体表等电位标测图仪是按时间顺序成图，因此每一个心动周期里可取得几十张甚至数百张瞬时图让医生依次阅读、分析和诊断。分析这些繁杂、大量类似和不分主次的体表心电等电位图不仅在方法学上很难掌握，而且直观性差很不容易得出心电全貌概念。用该体表等电位测图进行心电诊断不仅费时费工，而且由于该仪器的电路系统复杂，它的多个信道中的每一个信道包括一个前量放大器、一个滤波器、一个放大器，因此每个信道作到一致是不容易，而体表电位分布又要求各信道在时间上和放大量上得作得一致，因此该仪器存在上述问题，由于采用的元器件多，体积庞大，不能携带外出使用不便，因而至今难于广泛推广使用。此外，其导联系统采用金属电极，使用时需在患者身上逐个贴敷，工作繁琐，患者有不适感。

本发明的发明人在多年的临床实践中不断总结心电图学的波型和所在导联的反映以及病理诊断的关系，在对各导联点上分别提取的Q、R，S、T等波的分布部位，出现时间、幅值及波宽的分析中发现：心电向量各峰点(指正波的峰点)和谷点(指负波的谷点)的幅值要比它的上升支或下降支上任何一点更具有代表局部向量的大小、方向和时程的特征，相邻导联点上各峰点和谷点的出现在时间和电位上均有延续性，绝非杂乱无章。这些峰值信息是体表心电信息中的优质信息，用这些峰值电位和时程的信息可以代替上述SIM得出的那些繁杂、大量重复、不分主次的信息。这些正、负峰值和时程可由计算机取样，自动绘制正波和负波的幅值分布图(如Q、R、S、+T、-T图等)，各图均以真正、负电位最大值为中心，逐渐向外电位递减，以表示正、负电偶在体表上的心电活动(出现和移动)在时间和空间上的规律。由于每一瞬间体表上的极大值和极小值的移动不是匀速运动，而是集中在体表某些特定部位滞留，在那里呈现显著的电位。

本发明的发明人力图提取优质信息，将时程折迭，以五或六张这样具有体表部位(座标为X、Y)、电位和相对时间(即各瞬间)的四维分布图可以取代上述SIM的数十张至上百张瞬间等电位图，以避免上述SIM的繁杂、大量重复和不分主次的瞬间等电位图阅读和分析上的困难，并克服SIM直观性差，不易得出心电全貌以及不易作出病变部位诊断，难以定量分析和无法在各例之间进行比较的缺点。

为此，本发明的主要目的是提供一种提取和记录体表心电优质信息并分别绘制表达体表心电各峰值电位和时间的等电位图和等时图，用以无创分析和诊断心脏病，特别是心肌梗塞和心肌病等的方法。该方法容易掌握，分析迅速，诊断敏感性高而且便于推广应用。

本发明的另一个目的是提供一种这样的体表心电峰值标测图装置，该装置自动提取和记录体表心电优质信息，自动分析并绘制出按部位分布的心电各波的峰值等电位图和等时图，具有自动诊断能力，并且性能可靠，使用简便。

本发明的再一个目的是提供一种这样的体表心电峰值标测图装置，由该装置得出体表心电各波峰值的等电位图和等时图，该图直观性强，可进行定量分析，可以给出心肌梗塞的明确部位和静态面积范围和诊断出局部心肌除极和复极提早或延迟的程度。

本发明又一目的是提供一种这样的体表心电峰值标测图装置，该装置结构简单、体积小、成本低。便于携带。

本发明还有一个目的是提供一种有弹性的电极背心，其中，电极采用导电布为导电材料，包着2～3毫米厚的泡沫塑料，然后将预定个数(一般为85～200个)这样的电极固定在一个弹力背心的前胸和后背预定的电极位置上构成一个方阵。患者在测量心电之前，只需穿上电极背心即可测试，其导联系统的电极贴体舒适，接触良好，临床使用方便。

为实现自动提取心电在体表的优质信息，本发明的本发明人研究了多导联体表心电标测图的成图原理，并制成了多导联体表心电标测图装置，该装置能自动记录、分析和诊断。该装置的成图直观性强，能明显提高心肌梗塞诊断率，并作出梗塞部位和相对范围的估计，也能反映局部心肌传导延缓。本装置在应用中，已证明大多数被当代医学诊断为“无Q性”心肌梗塞实际上都是有Q波的。应用本装置对许多病所得出的数据分析有一些被当代认为心电图上的非特异性ST-T改变，其实是各具特征性表现，如表现在+T图和/或-T图的电压量、分布部位和时程的改变等方面。

本发明的体表心电峰值记录分析方法参照SIM的多导联设置于全躯干安放的多个电极自右腋中线划分将前胸和后背连成一个方阵，取威尔逊单极胸导系统进行记录，并且充分依据百年来心电图学以波型和所在导联的表现来诊断疾病的基本原理，按各导联的心电信息进行提取记录其特征在于对体表一整个心动周期里每一导联上的优质信号，亦即各峰值(正峰值)、谷值(负峰值)以及可能出现的次峰(次正峰值)、次谷(次负峰值)按其出现的先后分别进行鉴别提取和记录，并绘制出同各波的Q、R、S、r′，S′、+T和T等图电位分布面积图。阅读和分析这些图，根据等电位线分布的位置和坐标、中心点的电位值、等电位线递减的规律、等电位线的形态和密度(亦即异位Q图区、多R中心、R凹陷和各中心电压增减)变化以及低电位区的面积来判断病变的确切部位和范围。其优点是它得出的一般为五或六张体表心电峰值等电位图汇集了各导联(即各部位)上的优质信息，因此直观性强，容易分析阅读和判断，比起上述SIM省时省力并能准确诊断病变部位和范围，便于各例自身追随和不同患者之间的比较。还可兼作常规12导心电图之用。

本发明的体表心电峰值标测图装置(以下简称“EPM”)包括：一个导联装置，该装置包括一个有弹性的电极背心和一组肢导电极；一个前置处理器，在该前置处理器中含有多个体表心电信号信道，在每个信道中都设有一个前置放大器和波波器、和一个直流抑制电路，另外还设有一个威尔逊电路，该威尔逊电路接收上述肢导电极的信号，在其输出端上提供一个参考电位；一个多路开关，它设置在上述前置放大器的后面；一个高速数据导集器，它包括：一个主放大器、一个A/D转换器、两个数据锁存器、一个RAM、一个RAM地址计数器、个数据总线缓冲器、一个地址判别器、一个中断信号发生器、一个地址译码器、一个功能及时序控制器、一个控制字寄存器、一个信道地址锁存器：一个计算机，它包括一个软盘驱动器(包括诊断包)，一个打印机和一个显示器。本发明上述电路系统的特征在于：上述导联装置中的有弹性的电极背心中在前胸后背部的多个预定部位上设置了多个软电极；在上述前置处理器中多个体表心电信号信道的个数相应于上述电极背心中软电极的个数，并且每个上述电极提取的体表心电信号分别输入给每路传递的前量放大器和滤波器，在每个前量放大器和滤波器的后面分别设置了一个直流抑制电路，该电路抑制各信道信号中的直流干扰，可使各信道的直流电平在不需任何调整的情况下取得一致性；上述多路开关的路数相应于上述前置处理器内多个体表心电信号信道的个数，该多路开关可使上述前置处理器内的经过处理的体表心电信号在上述计算机通过上述高速数据采集器中的上述功能及时序控制器的控制下，按预定时间间隔进行逐路切换；上述主放大器接收上述多路开关的输出信号和上述威尔逊电路的输出信号，并在预定的时间间隔内使上述两个输入信号进行比较，由于多路经过处理的体表心电信号均由一个主放大器进行放大，因此保证了在各瞬间的上述体表心电信号的放大量一致性，并且节省元器件，降低了该装置的成本。该电路系统的优点是：比先有技术的电路系统的电路结构简单，节省了大量的元器件，提高了可靠性，改善了电路性能。

本发明的上述目的、特征、优点和其它目的、特征以及优点将通过阅读下面的对示例性的实施例的详细描述开参照以下附图就会更加明了。

图1是本发明的一个实施例中全躯干上分布的85个导联电极的部位图；

图2是用本发明一个实施例的体表心电峰值标测图装置得出的广泛性前壁心肌梗塞患者的异常Q图和R图以及正常人的Q图和R图的对照图；

图3是本发明的一个实施例的体表心电峰值标测图装置的系统方框图。

现在描述本发明的一个实施例，参照图1，自人体右腋中线划分在前胸上分布7行8列共56个软电极，另外在左前胸相当于常规心电图V3导联部位加放个作常规V3导联心电图用的电极。在背部分布成7行4列共28个软电极。这样，前后一共有85个软电极构成一个阵列。从这85个软电极上提取的信息可对应于心室壁不同部位在体表上的投射部位。这是从临床175例正常人和600例各类心脏病人测试结果经流行病学上统计方法处理后得出的正常值和各类病变的数学模型由计算机进行自动判别和诊断。在本实施例中有弹性的电极背心设有85个软电极，其具体部位如图1所示。这些软电极用导电布制作。在导电布内包有2～3毫米厚的泡沫塑料，然后缝制在弹力背心上，该背心是分片组装式，连接部分用搭扣结构。其优点在于：使用方便、背心柔软、贴体舒适、接触良好、患者无不适感，便于临床使用。

下面参照图2，图2是患有广泛性前壁心梗的病人用本发明一个实施例的体表心电峰值标测图装置测出的异常Q图和R图以及正常人的Q图和R图的对照图。如图所示，正常人Q图主要分布在右上胸前后，它总是以坐标A12及A1为中心向外周呈现电位递减。由导常Q波组成的异常Q图经与正常Q图相比较和判别是诊断相应部位心肌梗塞的主要依据。R图主要分布在左前胸，形状象安全帽，顶圆下宽。R图是心动周期里最大的正电位面，以最大的R波电位为R图中心向外呈电位递减。大多数人(约90％)的R中心位于坐标D6和C6，有其正常的分布部位、正常电位值的上、下限和递变规律。在广泛性前壁心便的患者(如图2所示)前胸出现异常Q图。该患者的异常Q图的中心电位为-1.1毫伏，电位自中心向外递减，直至零电位线，构成一个异常Q图组成的病变范围。该例的电位线间距很密，其R图中心移至背部，形态畸变，电位明正常人低，仅为0.2毫伏。与正常人的Q、R图分别对比，相差很大，从而可诊断出广泛性前壁心便。

下面参照图3，图3是本发明的一个实施例的体表心电峰值标测图装置(EPM)的系统方框图。该装置包括：一个导联装置1，它包括个电极背心11和一组肢导电极12；一个前置处理器2；一个多路开关3；一个高速数据采集器4；个计算机5(包括软盘驱动器，该软盘又包括诊断包)；一个打印机6和一个显示器7。其中，在前置处理器2中有85个信道，每个信道的输入信号来自电极背心11上的一个电极，每个信道都包括个前置放大器和滤波器21和一个直流抑制电路22另外还包括一个威尔逊电路23。肢导电极2包括四个电极，来自这四个肢导电极的信号提供给威尔逊电路23，由此得出一个参考电压送至主放大器41，使之与各路体表电压进行比较。高速数据采集器4包括主放大器41、A/D转换器42、数据锁存器43、44、RAM45、RAM地址计数器46、数据总线缓冲器47、RAM地址判别器46、中断信号发生器49、地址译码器50、功能和时序控制器51、控制字寄存器52和通道地址锁存器53。

由于来自体表的心电电压是毫伏级，而且主要的信号均在100赫兹以下，易受极化电压和呼吸波等影响，经常迭加在一个直流电平之上，该直流电平的大于因人而异，甚至同一人的体表不同部位都不相同，通常比心电波幅值的大很多倍，如不抑制此直流，信号经主放大器41后，往往会超出A/D转换器42的工作范围，无法采集信号。因此在每路信道上在前置放大器(增益为10)和低通滤波器21之后设置了直流抑制电路22，该电路接成典型的二阶高通滤波器，根据勃特沃斯滤波器的特点使其选择性因子在阻带区提供40db/10倍频程的正斜率。该直流抑制电路的截止频率f₀为0.2赫兹，既可有效地抑制直流，又不影响心电波形的有效频率范围，通过合理地选择电路参数，可使各信道的直流电平无需任何电位器进行调整，而得到良好的一致性，幅值在±5毫伏之内。前置处理器2中85个信道的信号经过多路开关3送到主放大器41(增益为100)进行放大到几伏的量级。由于多路信号共用一个主放大器41来放大，从而保证了各路经过处理的体表心电信号在每次采集瞬间的放大量一致性。多路开关3受高速数据采集器4中的功能及时序控制器51的控制，而该功能及时序控制器又受到计算机5的控制。一个扫描周期为2ms，用于扫描上述85个信道的时间是几百微秒，这就保证了各路信号扫描的同时性。

高速数据采集的过程如下：

在每次采集之前，程序用输出指令向控制字寄存器52送一个8位的控制字，(该控制字包括预置采集数据的个数、RAM的读写控制和电路中断控制等)，地址译码器50将此控制字锁存在控制字寄存器52的输出端。

在采集数据时，控制字置为“写”。

这时，前置处理器2的85路输出信号中的一路输出信号送到多路开关4的输入端。地址译码器50将CPU通过数据总线送来的这第一路信号的信道地址锁存在信道地址锁存器53的输出端，根据这一地址，多路开关3将该路输入信号送到主放大器41的正向输入端前置处理器2的威尔逊电路23的输出送到主放大器41的反向输入端。主放大器41将其输入信号差分，然后放大100倍后送到8位的A/D转换器的输入端。

地址译码器50在锁存该信道地址的同时，触发功能及时序控制器51，使其作一延时，以给定多路开关3的导通时间和主放大器41从暂态到稳态的过渡时间。然后功能及时序控制器51向A/D转换器发出转换命令脉冲，使A/D转换开始。经600毫微秒A/D转换结束，A/D转换器的EOC输出端的A/D转换结束信号产生跳变、触发数据锁存器43，将A/D转换后的数据锁存在数据锁存器44的输入端。

当CPU送来第二路信道地址时，又重复上述过程。并在发出A/D转换命令脉冲时，功能时序控制器51一方面使地址计数器46加1，给RAM送出一个新地址，一方面选通数据锁存器44和RAM45，将第一信道对应的A/D转换后的数据送到RAM45，以后依次进行。

当A/D转换的数据个数等于预置的数据个数时，地址判别器48触发中断信号发生器49，将中断请求信号送给计算机5中的中断控制器，向CPU请求中断，CPU响应中断后，进入中断服务程序，去读数据。

在读数据时，将控制字置为“读”，每当地址译码器50被输入指令选通后，功能及时序控制电路51一方面使地址计数器46加1，依次给出RAM中的数据地址，一方面选通RAM45，将RAM中的数据依次从数据总线送到CPU。

在体表心电峰值标测图装置中使用的标测体表心电峰值成图的方法，包括以下步骤：

数据预处理：来自体表各导联点上的心电信号进入计算机内存后由一些常规的软件进行数据预处理，先是将信号叠加取其平均值，即把几个心电周期的数据叠加取其平均值，以减小随机的噪声，提高信噪比。接着，由梳状结构的数字滤波器进行数字滤波，以抑制50赫兹的工频干扰，用软件滤掉50赫兹干扰的优点是既可有效地抑制50赫兹干扰，又可以尽量多地保存电信号中的有用成分，这种滤波器结构简单、运算速度快、滤波效果好，可以满足系统要求。接着，调整心电信号的基线，因心电信号基线易受低频干扰而引起漂移，这是难以避免的，常规的心电图机采用电位器调整，本系统采用常规的软件调整心电信号基线，从每一时刻采样点的电位值中减去该时刻采样点相对于水平参考线的偏移量。在这之后，在有其它干扰信号时，由相应的常规软件再加以处理，以滤除这些干扰。在出现个别数据丢失时，可由数据丢失处理软件插补丟失的数据。经过以上预处理的数据可以存入软盘作为资料。

鉴别峰值：这是在福朗克综合向量所划分的区域内进行的，福朗克综合向量是X、Y、z三个向量的向量和，即

F = \sqrt{x_{2}^{2} + {xy}^{2} + v_{2}^{2}}

式中的X、Y、Z分别是由电极背心上的C1与C8、A5与F7、C5与C10的心电信号向量相减得出的。经计算得出向量

的模，的模均大于零。因

是综合向量，故体表各导联点上的Q、R、S波均落在

上的Q、R、S综合向量之内，各导联点上的P、T波也分别落在

上的P、T综合向量之内，所以上的Q、R、S组合波的起始点就是心脏除极波(Q、R、S波)的起始点，而这一点也作为系统数据的时间参考点。Q、R、S波的终点为Q、S波群的终点。同理，从

的R、T波中找到P、T波的起点和终点，对体表各电极点上的心电波形的Q、R、S波峰值的鉴别则可在Q、R、S波的起点和终点之间进行，在这个范围内，计算各导联点的波形的极大值，即可得出R的峰值。再以各导联上的R峰值为分界点，计算出在其前面出现的极小值即为Q波峰值，在其后面出现的极小值为S波峰值。T波峰值是在T波起点与终点之间计算得出的。对各导联点上的心电信号进行极小值和极大值计算得出+T和-T峰值。同时可以得到P波峰值。

计算各峰值出现时间：通过Q、R、S、T波相对于时间参考点的位置，计算各波峰值出现的时间。

成图：根据以上算出的数据，根据病情诊断的需要，可分别选作Q、R、S、T的同名波峰值等电位图、峰值等时图和四维的体表心电峰值标测图。在峰值等时图上对各时间用不同颜色来表示并在其上叠加相应峰值的等电位图，还可在显示器上看到以坐标为位置(x，y)、电位(v)和时间(t)显示的四维的峰值等电位图。例如，在诊断心梗时可选作峰值等电位图，以得出面积和部位的概念要了解梗塞周围是否有传导组织障碍时可选作峰值等时图；要进行综合分析时可选作四维峰值等电位图。

在根据病情需要和分别选作的各图中，分析心电峰值等电位线分布的位置及其坐标、中心点的电位值、电位线递减规律、各部位电位线出现的时程(是否延迟)以及电位线的形态和密度(亦即异位Q图区、多R中心、R凹陷和各中心点电压增减变化)、及其低电位区的面积，可诊断病变的确切部位和范围，还可诊断各部位心肌的传导障碍等疾病。

可以理解，在读完以上示例性实施例的描述以后，本领域的专业人员还可以做出各种修改和变型，例如改变电极个数和部位以及改变心电信号信道及其元件的个数等，但这些修改并不违背本发明精神，也不超出本发明的范围，这些修改和变型都应包括本发明申请文件中所附的权利要求书的保护范围之内。

Claims

1.一种体表心电峰值标测图装置，它包括：

一个导联装置(1)，该装置(1)包括一个电极背心(11)和一组肢导电极(12)；

一个前置处理器(2)，在该前置处理器(2)中含有我个体表心电信号信道，在每个信道中都设有一个前置放大器和滤波器(21)和一个直流抑制电路(22)，另外在该处理器(2)中还设有一个威尔逊电路(23)，该电路(23)接收上述肢导电极(12)的信号，在其输出端上提供一个参考电位；

一个多路开关(3)，它设在上述前置处理器(2)的后面；

一个高速数据采集器(4)，它包括：一个主放大器(41)、一个A/D转换器(42)、数据锁存器(43)和(44)、一个RAM(45)、一个RAM地址计数器(46)、一个数据总线缓冲器(47)、一个地址判别器(48)、一个中断信号发生器(49)、一个地址译码器(50)、一个功能及时序控制器(51)、一个控制字寄存器(52)、以及一个信道地址锁存器(53)；

一个计算机(5)，它含有诊断包的软盘驱动器；

一个打印机(6)；

一个显示器；

其特征在于：上述导联装置(1)中的电极背心(11)中在其前胸后背部的多个预定部位上设置了多个软电极；所述的前置处理器(2)中多个体表心电信号信道的个数相应于上述电极背心(11)中的软电极的个数，并且每个上述电极提取的体表心电信号分别输入给每路信道的前置放大器和滤波器(21)，自体表85个(或n个)电极除提取心电信号作为峰值标测图以外，将相当于常规心电图的胸导的V₁至V₆导联位置的电极(即CA、C5、H、D6、D7、D8)同时送出信号兼作心电图用，将相当于向量心电图在体表正交的X、Y、Z三个轴上的三对电极的心电信号同时兼作心向量图用，即将C₁与C₈兼作正交心电图上的X轴的两个电极、A₅与A₇作Y轴上的两个电极、C₅与C₁₀作z轴上的两个电极，在每一个前置放大器和滤波器(21)的后面分别设置一个直流抑制电路(22)，该电路(22)可使各信道的直流电平在不需任何调整的情况下取得一致性；上述多路开关(3)的路数相应于上述前置处理器(2)内多个体表心电信号信道的个数，该多路开关(3)可使上述前置处理器(2)内的经过处理的各路体表心电信号在上述计算机(5)通过上述高速数据采集器(4)中的功能和时序控制器(51)的控制下，按预定时间间隔进行逐路切换；上述主放大器(41)接收上述多路开关(3)的输出信号和上述威尔逊电路的输出信号，并在预定的时间间隔内使上述两个输入信号进行比较，由于多路经处理后的体表心电信号按时序均由一个主放大器(41)进行放大，以保证在各瞬间的上述体表心电信号的放大器一致性，在前置放大和滤波器(21)等预处理装置(2)以后，直流成分受到抑制，再通过主放大器(41)后使各通道的信号以同一放大倍数进行放大，以使A/D转换器(42)的输入不致于过大或丢失有价值的信号。

2.根据权利要求1中所述的体表心电峰值标测图装置，其特征在于，所述的电极背心(11)中的多个软电极是用导电布制成的，其内包有2-3毫米的泡沫塑料，按该背心(11)的前胸后背上预定位置缝制在背心上的，该背心(11)是分片组装的，其连接采用搭扣连接。

3.根据权利要求2中所述的体表心电峰值标测图装置，其特征在于，上述的电极背心在前胸后背上的电极部位对应心室壁部位在体表上的投射部位，体现了心室除极阶段和复极阶段Q、R、S、T各图在体表上的主要分布区域。

4.根据权利要求1中所述的体表心电峰值标测图装置，其特征往于，所述的电极背心(11)内的电极个数为85个，自人体右腋中线划分，在前胸上分布成7行8列共56个电极，右侧胸相当于左锁骨中线第四肋间放一个电极，为做常规心电图V3导用，在后背部分布成7行4列共28个电极，总共85个电极构成一个阵列。

5.根据权利要求1中所述的体表心电峰值标测图装置，其特征在于，上述前置处理器(2)中体表心电信号信道数为85，上述多路开关(3)的路数为85。

6.一种用于根据权利要求1-5所述的体表心电峰值标测图装置中标测体表心电峰值成图的方法，其特征在于包括以下步骤：

(i)数据预处理：

a)将取自体表各导联点上的心电信号叠加取其平均值，

b)将上述的平均值经梳状结构的数字滤波器进行数字滤波，

c)调整心电信号的基线，

d)在有其它干扰信号时，滤除这些干扰，

e)在出现数据丢失时，插补丢失的数据；

(ii)鉴别峰值：

a)体表各导联点上的心电Q、R、S、T、P波在福朗克综合向量所划分的区域内确定出心脏除极波Q、R、S波的起点，以作为系统数据的时间参考点，

b)取Q、R、S组合波的终点为Q、R、S波群的终点，

c)确定心脏复极波的正、负T和P的起点和终点，

d)在各波的起点和终点之间进行峰值鉴别，

e)计算极大值，即R峰值，

f)以R峰值为分界点，计算其前面出现的极小值为Q峰值，在其后面出现的极小值为S峰值，

g)计算+T和-T峰值；

(iii)计算各峰值出现的时间：通过Q、R、S、T波相对于时间参考点的位置，计算各波峰值出现的时间；

(iv)成图：根据以上计算所得到的数据，根据病情诊断的需要，可以分别选作Q、R、S、T各同名波的峰值等电位图、峰值等时图和四维的峰值标测图，在峰值等时图上对各种时间用不同的颜色来表示，并在其上叠加相应的峰值等电位图，即可得到坐标位置x，y，电位V和时间t的四维峰值等电位标测图。