一文详解GE Marquette 12SL心电图分析算法

[1 概述](#1 概述)

[1.1 预期用途](#1.1 预期用途)

[1.2 12SL 发展历史](#1.2 12SL 发展历史)

[2 心电模拟数据数字化](#2 心电模拟数据数字化)

[2.1 数据同步采集](#2.1 数据同步采集)

[2.2 数据采样](#2.2 数据采样)

[2.3 心电信号质量评估](#2.3 心电信号质量评估)

[3 信号处理](#3 信号处理)

[3.1 消除交流干扰](#3.1 消除交流干扰)

[3.2 消除基线漂移](#3.2 消除基线漂移)

[3.3 消除高频干扰](#3.3 消除高频干扰)

[4 检测与测量](#4 检测与测量)

[4.1 QRS波群检测](#4.1 QRS波群检测)

[4.2 心室率计算](#4.2 心室率计算)

[4.3 生成代表波形](#4.3 生成代表波形)

[4.4 波形检测与测量](#4.4 波形检测与测量)

参考文献

原文链接：https://mp.weixin.qq.com/s/5Re2SxSa6RO3linqeYb1RQ

1 概述

1.1 预期用途

12SL心电分析程序能够帮助医生测量并解读静息状态下的12导联心电图，通过提供初步的自动分析结果，为医生获取有关心律及心电图波形的信息。医生可以对这些分析结果进行确认、修改或删除。该分析程序适用于普通人群，无论是健康人群，还是患有心脏疾病或其他疾病的患者均可使用。它既可以在医院中使用，也可以在门诊诊所、急诊科室，以及救护车或患者家中等场所以及环境中应用。

ACS工具选项适用于那些在临床中被怀疑患有急性冠状动脉综合征的成年患者。

1.2 12SL 发展历史

Marquette 12SL 分析程序自1980年问世以来，便已成为市场上首个能够同时分析10s的全部12个导联静息心电数据的分析工具。

1980年，MUSE系统中引入12SL程序
1982年，集成到计算机化的心电图检测设备中，即MAC-ll
1984年，12SL序列对比分析程序
1988年，分析额外导联数据，在心电图设备上生成矢量环图
1989年，院前急救中能够识别ST段抬高的急性心肌梗死
1992年，实现每秒分析500个心电图样本，并具备数据压缩与存储功能
1997年，QT间期的离散度以及T波的主成分自动分析
1999年，Mac Rhythm：12SL 采用基于QRS波减法的异步P波检测技术
2001年，采用每秒4000次采样率（SPS）获取的心电图（ECG）可提高起搏器检测的准确性
2003年，新的12SL QT间期检测算法，经核心实验室在超过40,000份心电图中验证
2004年，通过Hookup Advisor进行的噪声模式识别与心电图解读表现相关
2005年，12SL 获准用于12导联动态心电图的测量与趋势分析
2006年，通过分析V4R导联的波形能够识别急性右心室梗死
2010年，在75K SPS采集的数据中检测双心室及低能量人工起搏信号
2011年，基于神经网络的急性冠状动脉综合征诊断工具
2012年，与hERG通道阻滞相关的T波形态学测量
2014年，根据ACC推荐标准检测左心室肥厚（LVH）
2015年，根据ESC指南检测Brugada 1型模式
2017年，结合综合 LVH 标准提高对卒中、心肌梗死等疾病的预测准确性

2 心电模拟数据数字化

2.1 数据同步采集

1979年，GE医疗推出了同时记录12个导联心电信号的技术，可以利用这12个导联传来的所有信号，来准确检测并分类每一个QRS波群，心电图检测的通用标准也独立验证了这种技术的优越性。

12SL 可以在多种心电图设备中使用，但它仅能分析至少来自12个导联、同时记录的10秒钟内的数据，其中8个导联的数据是直接采集获得的（I、II和V1至V6导联），而剩下的4个导联的数据则是根据 Einthoven定律或Goldberger公式计算得出的（aVR、aVL和aVF导联）:

III = II-I

aVR = -(I+II)/2

aVL = I-II/2

aVF = II - I/2

由于标准肢体导联之间存在着内在的关联关系， Einthoven指出，在心脏周期的任何时刻，I导联与II导联的电位之和等于III导联的电位。同样，Goldberger也认为，在任何时刻，这三个加性导联的电位之和都等于零（aVR + aVL + aVF = 0）。

大多数格式仅显示12导联、10s长度数据中的其中一部分内容。例如，标准的12导联数据显示方式仅会显示每组4个导联中2.5s长度的数据。实际上所有数据都会被完整地采集下来，12SL 会利用这些完整的数据来进行精确的波形测量；还可以从多种数据展示格式中选择适合自己需要的形式，从而更准确地诊断患者的节律情况及心脏电活动的特征。

2.2 数据采样

采样率

GE Healthcare静息心电图设备波形分析采样率最低为每秒500次（SPS）。部分心电图仪采用更高采样率（如4000 SPS），称为过采样，设备通过该技术利用每秒500个样本的数据来生成更加清晰、平均性更好的心电图信号。

业内心电图仪规格常以原始采样率（如4K SPS及以上）为准，却未明确说明ECG分析测量软件实际运行在较低采样率的数据上。

现行静息ECG分析指南引用的500 SPS，是12SL 的最低采样率，部分心电图仪可配置为以1000 SPS进行ECG分析。

采集生理数据之前会先应用模拟滤波器减弱那些不属于生理信号的高频电噪声。高频信号被设备数字化处理后，可能会以低频噪声的形式出现，并与生理信号混在一起，GE Healthcare在设备中使用一种被称为"抗混叠滤波器"的模拟滤波器。

起搏检测与标注

为了检测由电子心脏植入设备所产生的高频干扰信号，GE Healthcare开发了一种已获得专利的高带宽采集系统，该系统与用于采集生理信号的采集系统并行运行，即存在两条并行的数字数据流用于数据分析：

一条采样率为2K SPS，用于采集0.04至250Hz范围内的生理信号
另一条采样率为75K SPS，用于检测22至11KHz范围内的心脏起搏器产生的信号

该系统能够检测到幅度仅为0.5mV、持续时间仅为0.2ms的脉冲信号，其灵敏度是AAMI标准的数倍（AAMI标准所要求的脉冲幅度为2mV，持续时间为0.5ms）。该系统还能提供关于起搏情况的注释信息，包括是否进行双心室起搏等。

2.3 心电信号质量评估

Hookup Advisor

Hookup Advisor 对12导联心电图的信号质量进行评估，并在将这些心电图数据发送到MUSE系统之前，将相关评估结果一并包含在其中。随后，MUSE系统上提供的分析工具可以用来确定那些信号质量较差的心电图数据的来源，从而采取相应的补救措施。

与测量皮肤阻抗的方法不同(研究表明，皮肤阻抗与信号质量之间的相关性较差)，Hookup Advisor则利用模式识别技术，对由心脏病专家手动评估为质量合格的心电图数据进行分析。经过训练后，Hookup Advisor生成的自动质量评估结果被证明能够有效预测自动测量的准确性以及心律分析结果的可靠性。

电极放置位置不正确会对心电图的诊断价值产生负面影响。

将肢体电极移至躯干可使P/QRS/T轴右移，并在陈旧性下壁梗死病例中消除约50%的显著Q波。

当胸腔电极的位置偏离其正确位置超过2cm时，心电图的形态就会发生明显变化，其中V2导联对位置偏移最为敏感。

3 信号处理

P-QRS-T波群的特征已经得到了充分的研究，高于20Hz的频率仅会在QRS波群出现时产生，而且持续时间非常短暂（小于20ms），例如在QRS波群的起始阶段、峰值阶段或凹陷阶段。正常产生的QRS波群，其持续时间最长也不应超过140ms，因此那些持续时间超过200ms、且包含较多高频成分（频率高于20Hz）的波群，肯定不是由心脏产生的；这类现象更有可能是由于电极移动所导致的干扰所致。

3.1 消除交流干扰

由交流电驱动的电线或设备所辐射或产生的能量所形成的信号是连续的、呈正弦波形式的。

GE Healthcare具备可配置的功能，用于消除交流干扰，设置选项为50Hz或60Hz，与所连接的电网的供电频率相匹配。从频率谱中消除某个特定频率的滤波器，通常被称为"陷波滤波器"。

GE Healthcare所使用的陷波滤波器，并不仅仅只是减弱50Hz或60Hz频率的信号，还会锁定这些干扰信号，测量它们的幅度以及波形特征。该系统能够生成噪声的模型，随后从原始波形中减去这些噪声成分。

自适应交流干扰陷波滤波器的优势：

能够以恰到好处的程度减弱信号强度，既不会过度削弱，也不会不足；
滤波器与交流干扰信号同步工作，则不会减弱那些存在于QRS波群中的、属于自然产生的瞬态50/60Hz频率信号，因为这种滤波器的设计模式仅适用于连续的50/60Hz信号，而不适用于瞬态信号。

3.2 消除基线漂移

基线漂移可能会由呼吸、出汗、身体运动、电极松动、电极干燥，或者未使用Ag/AgCl电极所导致。

基线漂移是一种低频信号，需要使用高通滤波器滤除。要使用高通滤波器，就必须了解心脏所产生的最低频率，才能确保该频率不会被滤波器所过滤掉。这一数值可以通过测量心率来确定。如果心率为每分钟60次，那么心脏所产生的最低频率就是每秒1次，即1Hz。

实际上，"心率低于每分钟40次（相当于0.67 Hz）的情况较为罕见。

2007年ACC/AHA发布的关于心电图标准化检测的建议指出，频率低于0.67Hz的信号完全可以被安全地从心电图数据中剔除。

有些高通滤波器不仅会减弱低频信号，还会使这些低频信号在时间上发生偏移，从而导致信号的高频成分与低频成分在时间上出现错位，这种现象被称为相位失真。

12SL 使用 ZPD (Zero Phase Delay，零相位失真)高通滤波器（截止频率≤0.32Hz）来消除基线漂移现象。

一种能够在信号采集过程中实时持续校正基线的高通滤波器

首先计算出估计的基线漂移幅度，然后从输入信号中减去这个数值。在实时处理过程中，每个采样点的振幅都是相对于通道的中心位置来测量的，基线漂移幅度的估算值是通过累计这些振幅值中的一部分来得出的；而当高通滤波器的设置参数增大时，这一部分所占的比例也会随之增加。

当这种滤波器遇到幅度较高或持续时间较长的QRS波群时，会导致ST段出现失真现象。滤波器可能因QRS波群的干扰而产生过度响应，导致QRS波群后立即出现过冲现象。QRS波群最大的导联（如V2导联）出现的ST段畸变最为显著，而QRS波群较小的导联（如aVL导联）几乎未出现ST段畸变。使用此类滤波器时，仅能通过将滤波器设置为0.05Hz来消除ST段畸变，但基线漂移仍无法被消除。

12SL 始终能够去除低频成分（即<0.32Hz）而不引起ST段畸变，其工作原理是将同一滤波器正向与反向运行于整个10秒周期内，通过这种方式，QRS波的两侧均受到同等影响，且ST段相对于QRS波起始点不再出现压低现象。

如今，每个采样点的校正值都是根据其前后样本的加权平均值来计算得出的。

在校正波形之前，先对信号中的节律信息进行数字化处理，从而能够在校正基线的过程中使用到校正前后的样本数据。

IEC/ AAMI发布了诊断心电图低频响应的新性能标准，包含一项简单测试，生物医学工程师可通过此测试评估任何心电图仪的低频响应，并判断其是否采用具有 ZPD 的高通滤波器。

当向心电图仪输入幅度为3mV、周期为100ms的方波时，所产生的干扰信号不应超过100μV；否则，使用者必须选择更低的高通滤波器设置值（0.05Hz），以确保ST段的检测结果能够保持准确。

3.3 消除高频干扰

心电图设备具有多种不同的低通滤波设置选项，通常为40Hz、100Hz或150Hz。滤波设置的频率越低，滤波器去除高频信号的力度就越大，从而能够更有效地消除由肌肉颤动、电极移动等因素引起的噪声。这些低通滤波器会对整个心电图信号进行处理，减弱其中所有的高频成分，例如QRS波群以及起搏器活动所产生的干扰信号。

为了能够准确测量静息状态下的心电图并获取准确的QRS波幅值，12SL 始终会按照AHA/AAMI推荐的150Hz全带宽标准来分析心电图数据，而不会考虑所选择的低通滤波设置。所有的滤波设置都会随心电图数据一同被保存下来，MUSE系统可以被配置为显示心电图仪采集的原始信号，或者指定滤波方式。 所以，12SL 实际上检测到的高频噪声要比经过滤波处理的显示的ECG图中要多。

过于激进的低通滤波器会带来严重的后果，尤其是在对比心电图数据时。以下是在不同低通滤波器设置条件下，当存在右束支传导阻滞时V1导联的波形变化。

QRS波群中那些幅度最大的成分在经过滤波处理后其幅度会明显减弱，因为波形中这些幅度最大的成分所包含的频率最高。无论滤波设置如何，QRS波群的形状和持续时间都表明患者存在右束支传导阻滞，但如果比较这些QRS波群，容易得出结论"患者病情发生变化"，而这是由于滤波处理所导致的。

4 检测与测量

4.1 QRS波群检测

心电图分析中，第一步就是识别每一个QRS波群，这一步至关重要，如果识别错误，后续的所有分析步骤都会出现偏差。12SL 可以使用所有12个导联的信号，即使某些导联传来的信号电压较低，仍然可以利用所有导联的信号来准确识别每一个QRS波群。

QRS检测器在寻找QRS波形之前，会首先去除起搏器产生的干扰信号。12SL 通过检测心电图数据中幅度较大的尖峰信号（大于1000μV）或幅度较小的尖峰信号（大于250μV）识别干扰信号，并对这些信号进行仔细分析，从而避免被肌肉活动产生的干扰信号所误导。这些尖峰信号被检测到后，12SL 会记录下它们的幅度和位置，然后将其从原始数据中去除。当检测工作完成后，12SL 会用正常的心电图信号替换掉这些被去除的干扰信号。

在去除那些由起搏器产生的信号后，QRS检测器会减弱低频信号和高频信号，而不会影响那些通常存在于QRS波段中的中频信号。

实际上就是对样本进行加减运算，多个样本相加来减弱高频信号强度，多个样本相减减弱低频信号强度。

这种滤波器能够使QRS检测器在存在噪声的情况下具备更强的抗干扰能力，同时还能降低由于T波干扰而导致误检测的概率。下图展示了QRS检测器的频率响应特性。

该滤波器的输出信号会在所有12个导联上进行叠加，一旦叠加后的输出信号超过了某个特定的阈值，就会被检测到一次QRS波，为了避免随后出现的T波干扰，会在短时间内（200ms）将阈值提高。

一旦检测到QRS波群，12SL 就会为每个导联生成相应的模板。

此后，QRS检测器会继续寻找具有相同形状的波形，如果找到了匹配的波形，就会将其归类为另一次QRS检测结果，并继续对比其他波形，以寻找最匹配的结果。这个采样时间点在后续构建波形时会被用到。

如果过滤后的结果超过了相应的阈值，但仍未找到匹配项，那么就会认为检测到了另一种类型的节拍，此时就需要准备另一组导联模板，以便进行进一步的匹配测试。

总之，QRS检测器利用滤波技术及模板匹配算法，来识别心电图中出现的QRS波群，并根据其形状对这些波群进行分类。此外，该检测器还能确定心电图记录中哪些点位能够被用来实现不同类型心跳信号在时间上的精确对齐，从而确保这些信号之间的相关性达到最高。

4.2 心室率计算

在检测到QRS波群后，通过计算检测到的心跳次数，并将其除以第一次心跳与最后一次心跳之间的时间差，就可以算出心室率。

心室率 = （QRS波群数 - 1）/ 时长ms * 60000ms

将R-R间期的数量（即QRS波群的数量减去1）除以第一次心跳与最后一次心跳之间的时间差，所得结果再换算成每分钟的心跳次数即可。

在判断窦性心动过缓、窦性心律或窦性心动过速时，应使用心房率而非心室率。心房率是通过检测P波来确定的。在大多数心电图中，心房率与心室率是相同的；但在存在二度或三度房室阻滞的情况下，心房率确实可能与心室率不同。

4.3 生成代表波形

在任何进一步的信号处理之前，12SL 必须首先确定哪种心搏类型将用于形态学分析。12SL 会利用RR间期以及起搏脉冲的出现位置来判断哪种心搏类型的起搏层次最高，这并不取决于每种心跳类型的出现频率，而是具备的信息价值，任何包含三个或更多心电波群的心跳类型都符合要求。

被认为最能反映正常心脏传导情况的节律类型，通常被称为"主要节律类型"或"主导节律"。

在选定了一种主要的搏动类型后，与该类型相关的所有搏动都会被用来为每一条导联生成一个具有代表性的复合波形。该过程利用QRS检测器所生成的采样时间来完成，采样时间不仅能够指示QRS波的出现时间，还能确定QRS波达到最佳匹配状态的时间。然后，利用这一组经过匹配的搏动所对应的中位电压来生成具有代表性的复合波形。

也就是说，在每一个采样时间点，都会选取这些叠加在一起的搏动中的中间电压值来构成该复合波形。

与其他分析程序不同，这种对齐方式会同时处理所有通道的数据，因此无需解决如何协调来自不同检测组的数据这一问题。此外，这种技术在减少数据噪声方面效果显著------中位数比平均值更为可靠，因为它能够忽略那些可能由异常值带来的影响。最终得到的结果，就是最能够真实反映心脏运动所产生的数据图像。

4.4 波形检测与测量

起点/终点/间隔时间

此时，12个导联中的每一个都已经确定其对应的主周期中值。由于所有导联的数据都是同步采集并进行时间对齐，因此这些中值复合波也具有同步性。噪声已经被有效消除，识别波形起始点/结束点的准确性提高，整个识别过程也变得更加简单。

P波、QRS波群以及T波的起始时刻和结束时刻都是按照特定的顺序被检测出来的。

首先被检测到的是QRS波群的起始时刻，这一时刻最容易被识别，其波形的斜率变化非常明显，且与其他心电波形的斜率变化存在显著差异；
随后会检测到QRS波群的结束时刻以及T波的结束时刻；
接下来会在这些心电波形中寻找P波。只有当存在P波，并且P波与QRS波群同步时，才能在相应的心电波形中检测到P波；（某些交界性心律可能不存在P波；而Mobitz I(Wenckebach)二度房室传导阻滞的PR间期并不恒定，且P波与QRS波群也不同步）
最后，如果检测到P波，就会确定该P波的起始时刻和结束时刻。

QRS波群的起始时间和结束时间是通过分析12个导联中的同步变化趋势来确定的。起始时间被定义为任意一个导联中出现的最早一次电位变化；结束时间则被定义为任意一个导联中出现的最晚一次电位变化。

QRS波群的持续时间是从任意一个导联中最早出现的电位变化开始，到任意一个导联中最晚出现的电位变化结束为止所测得的时间段。

同样地，QT间期的测量方法也是从任意一个导联中最早检测到去极化现象开始，到任意一个导联中最晚检测到复极化现象结束为止。PR间期的测量则是从任意一个导联中最早检测到心房去极化现象开始，到任意一个导联中最早检测到心室去极化现象（即QRS波群的起始点）为止所测得的时间段。只有当在所有导联中都能检测到同步出现的P波时，才能记录PR间期的数值；也就是说，只有当每次心跳时P波都能被检测到，并且其PR间期保持恒定时，才能对PR间期进行测量和记录。

QT校正公式

QT间期需要根据心率进行校正，从而得到QTc值。在心率较高的情况下（心率大于100次/分钟），认为Bazett公式过于敏感。12SL 现在支持Bazett公式、Fridericia公式以及Framingham公式这三种校正方法。

QTc(Bazett) = \\frac{QT}{\\sqrt{RR}}

QTc(Fridericia)= \\frac{QT}{\\sqrt\[3\]{RR}}

QTc(Framingham)= QT + 0.154\\times (1-RR)

在这三个公式中，QT和QTc的单位都是ms；RR则表示在10秒内心电图记录中所得到的平均RR间期，这些公式中RR的值以秒为单位。

除非心电图报告中有特别说明，否则所显示的QTc值均为经过Bazett公式校正后的结果。

波形测量

在将每一导联的P波、QRS波群和T波在心电图中明确标出之后，就会识别出每个波群所对应的波形。

12SL 会找出每个波群中信号穿过基线的位置；如果这些穿过基线的点所形成的波形的面积大于或等于160μV·ms，那么这个波形就被认为是有意义的；如果面积小于这个数值，就会认为这个波形没有意义，不会将其单独标记出来。

该测量包含所有这些单独心电波形的振幅值（以QRS波群起始点为参考）以及持续时间。

中位复合波进行调整，使得QRS波群开始时的电压按定义被设定为0。所有的振幅值及ST段电压值都是以QRS波群开始时的电压为基准、用μV为单位表示的。P波、P'波、T波和T'波的振幅值，以及STJ段、STM段和STE段的电压值，都可能是正数或负数，这取决于这些数值是大于还是小于0。由于Q波、S波和S'波始终被定义为负向偏移波形，它们的振幅值虽然以正数形式表示，但其实这些数值代表的是负向偏移。

STJ定义为QRS波终点处（通常称为"J点"）的ST段水平（相对于QRS波起始点）。STM为QRS波终点加上平均RR间期的1/16 处的ST段水平值，STE为QRS波终点加上平均RR间期的1/8处的ST段水平值。

除了各个波形的持续时间与振幅之外，对于每一条导联来说，还定义了以下值：

最大R振幅：R或R'的最大值，即最大的正偏移量
最大S幅度：Q、S或S'中的最大值，即最大的负偏移量
QRS波群平衡性：最大R振幅 -- 最大S振幅
QRS波群偏移：最大R幅度 + 最大S幅度，即最大的峰峰值偏移量
最小ST振幅：STJ或STM的最小值

P波检测

除了在中位复合波中检测P波外，在检测到QRS波群并形成中位复合波后，还会对原始心律数据进行分析，以进一步判断心房的活动情况。

首先，检查所有导联中哪些导联最有可能准确检测到P波；再选择I导联或II导联中的一支，再选取一支胸前导联（V1至V6）；
接下来，从这两支导联所记录的中位复合波中的QRST段数据中，减去心律数据中相应位置的QRST段数据；
之后，利用基于QRS波群之间区域最大值的阈值，从这两支导联的复合信号中检测出心房波（包括P波、颤动波或扑动波）。对于每个检测到的心房波，都会根据其测量值与大多数已检测到的心房波的相似程度来为其分配一个置信度分数。
最后，对这些检测结果、它们的置信度分数，以及它们之间以及与QRS波群之间的时间关系进行进一步分析，目的是排除那些被错误检测到的P波，并针对那些可能被遗漏的P波，使用更低的阈值重新进行检测。

Mac Rhythm是12SL 中的节律分析模块，采用QRST减法算法来精确定位T波中的P波，从而实现准确的节律分析。除了传统的时域分析方法外，功率谱密度分析还能进一步提升检测心房扑动的能力。

参考文献

Ricke, A., et al., Advanced pacemaker detection. Journal of Electrocardiology, 2007. 40(6, Supplement 1): p. S33-S33.
Farrell, R.M., et al., Effects of limb electrode placement on the 12- and 16-lead electrocardiogram. J Electrocardiol, 2008. 41(6): p. 536-545.
Kania, M., et al., The effect of precordial lead displacement on ECG morphology. Medical & Biological Engineering &Computing, 2014. 52(2): p. 109-119.
Thaler, T., et al., The frequency of electrocardiographic errors due to electrode cable switches: a before and after study. Journal of Electrocardiology, 2010. 43(6): p. 676-681.
Campbell, B., et al., Clinical Guidelines by Consensus: Recording a standard 12-lead electrocardiogram. An approved method by the Society for Cardiological Science and Technology (SCST) 2017. , in Resting ECG, S.f.C.S.T. (SCST), Editor. 2017, SCST.
Reddy, B.R., P. Elko, and S. Swiryn. A new arrhythmia analysis program, MAC-RHYTHM, for resting ECG. In International Congress on Electrocardiology. 1996. Singapore.

【往期回顾】

一文介绍Philips DXL心电图算法

心电（ECG）信号处理流程与算法详解（一）

心电（ECG）信号处理流程与算法详解（二）

心电QRS波形识别之Pan-Tompkins算法介绍

一文详解心电图（ECG）监测原理

一文详解ECG心电波形之ST片段分析

一文详解ECG心电波形之QT间期分析