心電圖(ECG)是用來(lái)捕捉心臟在一段時(shí)間內(nèi)情況的反映，它通過(guò)外部電極連接到皮膚轉(zhuǎn)換成電信號(hào)來(lái)采集。心臟外面形成的每個(gè)細(xì)胞膜都有一個(gè)關(guān)聯(lián)電荷，它在每次心跳期間去極化。它以微小電信號(hào)的形式出現(xiàn)在皮膚上，可以通過(guò)心電圖探測(cè)到并放大顯示。

　　早在1900年Willem Einthoven就發(fā)明了第一臺(tái)實(shí)用的心電圖。該系統(tǒng)很笨重，需要很多人去操縱它。病人需要把他的胳膊和腿放到含有電解液的大型電極中。今天的心電監(jiān)護(hù)設(shè)備結(jié)構(gòu)緊湊，攜帶方便，這樣病人走動(dòng)時(shí)也可以帶著。家用十二導(dǎo)聯(lián)心電圖可以裝在口袋里。

　　心電圖基礎(chǔ)：

　　文中這個(gè)關(guān)于心電圖的術(shù)語(yǔ)“導(dǎo)聯(lián)(lead)”，指的是兩個(gè)電極間的電壓差，這就是設(shè)備記錄下來(lái)的差異。例如，“Lead_I”是左臂和右臂電極之間的電壓。Lead_I和Lead_II都指的是肢體導(dǎo)聯(lián)。V1-V6指的是胸部導(dǎo)聯(lián)。心電圖追蹤V1就是Vc1電壓(胸部電極的電壓)，和Lead_I，Lead_II ，Lead_ III的平均電壓之間的差別。一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的十二導(dǎo)聯(lián)心電圖系統(tǒng)包括八個(gè)真實(shí)數(shù)值和四個(gè)派生值。表1給出了各種導(dǎo)聯(lián)電壓(真實(shí)的和派生的)的簡(jiǎn)介。

　　導(dǎo)聯(lián)名稱(chēng)計(jì)算注釋

　　這是一個(gè)真實(shí)導(dǎo)聯(lián)，顯示在心電圖軌跡中。

　　表1：導(dǎo)聯(lián)名稱(chēng)及心電圖記錄位置。

　　一個(gè)典型的心電圖波形如圖1所示。X軸表示時(shí)間刻度。在這里每格(5毫米)對(duì)應(yīng)的是20毫秒。Y軸顯示的是捕獲信號(hào)的振幅。Y軸上每格(5毫米)對(duì)應(yīng)的是0.5 毫伏。(10毫米/毫伏及25毫米/秒)

　　圖1：典型的心電圖波形。

　　心電圖特點(diǎn)：

　　心電圖系統(tǒng)設(shè)計(jì)的第一步包括，了解需要獲取的信號(hào)種類(lèi)。心電圖信號(hào)包括存在于高偏置和噪聲的低振幅電壓。圖2顯示了心電圖信號(hào)的特點(diǎn)。系統(tǒng)里存在高偏移，由于電極產(chǎn)生的半個(gè)細(xì)胞電壓。Ag/AgCl (銀-銀氯化物)是心電圖系統(tǒng)里最常見(jiàn)的電極，它的最大偏移電壓為+ / -300mV。實(shí)際期望的信號(hào)為+ / -0.5mV疊加在了電極偏移上。此外，系統(tǒng)還會(huì)合上來(lái)自電源線的50/60Hz噪聲，形成共同模式的信號(hào)。電力線噪聲的幅度有可能非常大，需要對(duì)其進(jìn)行濾波。

　　圖2：要獲得的心電圖信號(hào)特點(diǎn)。

　　心電圖采集

　　模擬前端處理是心電圖系統(tǒng)的重要組成部分，因?yàn)樗枰獏^(qū)分噪聲和期望信號(hào)(振幅很小)。模擬前端處理電路包括一個(gè)測(cè)量放大器，從而降低普通模式的信號(hào)。測(cè)量放大器工作在+ / -5V，通常是用來(lái)加大的輸入電壓范圍。這個(gè)測(cè)量放大器應(yīng)具備高輸入阻抗，因?yàn)槠つw的阻抗可能是非常大的。需要運(yùn)算放大器來(lái)作為心電圖設(shè)備的信號(hào)處理。心電圖采集系統(tǒng)的信號(hào)鏈包括測(cè)量放大器、濾波器(可通過(guò)運(yùn)放實(shí)現(xiàn))和ADC。

　信號(hào)處理是一項(xiàng)巨大的挑戰(zhàn)，因?yàn)閷?shí)際的信號(hào)為0.5mV，它處在一個(gè)300mV偏移量的環(huán)境里。其他因素如交流電源干擾，外科設(shè)備的射頻干擾，手術(shù)植入的設(shè)備如起搏器和生理監(jiān)測(cè)系統(tǒng)也會(huì)影響精度。心電圖里噪聲的主要來(lái)源是

　　基線漂移(低頻噪聲)

　　電力線干擾(來(lái)自電力線的50 Hz或60 Hz噪聲)

　　肌肉噪聲(這種噪聲是很難被清除，因?yàn)樗窃谕坏貐^(qū)的實(shí)際信號(hào)。它通常是在軟件里糾正。)

　　其他干擾(例如，來(lái)自其他設(shè)備的射頻噪聲)

　　共模噪聲去除

　　干擾通常表現(xiàn)為經(jīng)過(guò)差分放大器兩端的共模噪聲。這種噪聲可以通過(guò)以下方法去除：

　　盡可能的把前端接地電路和數(shù)字系統(tǒng)隔離。高效的系統(tǒng)級(jí)設(shè)計(jì)是總體噪聲抑制能力的關(guān)鍵。

　　使用具有很高共模抑制比(大于100dB)的測(cè)量放大器?

　　使用反向共模信號(hào)驅(qū)動(dòng)病人的身體。病人的右腿用Lead_I，Lead_II， Lead_III平均值的反向信號(hào)來(lái)驅(qū)動(dòng)。適當(dāng)?shù)販p少共模噪聲耦合到系統(tǒng)中。

　　使用金屬屏蔽設(shè)備，防止高頻射頻(RF)耦合到系統(tǒng)中。

　　使用屏蔽電纜采集心電圖信號(hào)，它是由共模電壓驅(qū)動(dòng)的，可以減少噪聲耦合。

　　除了上述方法，信號(hào)采集以后，存在很多軟件算法來(lái)去除噪聲。

　　前端設(shè)計(jì)的目的是減小噪聲耦合到系統(tǒng)中。

　　去除基線漂移：

　　基線漂移是一種存在于心電圖系統(tǒng)的低頻噪聲。這是由于電極、呼吸和身體運(yùn)動(dòng)的偏置電壓造成的。這可能會(huì)在分析心電圖波形時(shí)造成問(wèn)題。偏置也限制了可從測(cè)量放大器獲得的最大增益。在較高增益下，信號(hào)可能飽和。這種噪聲可以通過(guò)以下方式去除：

　　使用硬件實(shí)現(xiàn)高通濾波。截止頻率應(yīng)該是這樣的，當(dāng)基線漂移清除后心電圖是未失真的。典型的截止頻率值是0.05Hz。既然截止頻率很低，這種方法需要大電容。在該方法中，增益要用兩個(gè)階段實(shí)現(xiàn)，由于自偏置可以在測(cè)量放大器輸出飽和。兩級(jí)濾波器也使得系統(tǒng)更為復(fù)雜。該系統(tǒng)需要一個(gè)低分辨率的ADC，通常有8到16位的分辨率。圖3顯示了硬件實(shí)現(xiàn)高通濾波器的信號(hào)鏈流程。

　　圖3： 使用硬件高通濾波器實(shí)現(xiàn)的心電圖信號(hào)鏈。

　　軟件實(shí)現(xiàn)高通濾波：心電圖的規(guī)格之一是輸入噪聲應(yīng)小于30uV(整個(gè)系統(tǒng)為150Hz帶寬)。對(duì)于這種方法，我們使用一個(gè)高精度模數(shù)轉(zhuǎn)換電路和一個(gè)測(cè)量放大器實(shí)現(xiàn)的一階增益。這種方法更適用，因?yàn)榈驮肼暦糯笃骱透叻直媛蔄DC現(xiàn)在價(jià)格很低。這種應(yīng)用中，沒(méi)有用到基于硬件的高通濾波，只是數(shù)字區(qū)域有基線漂移。在數(shù)字區(qū)域?yàn)V波更便宜，并易于實(shí)現(xiàn)。例如，賽普拉斯的PSoC3/5和它的20位 ADC和離散濾波器模塊可以實(shí)現(xiàn)這樣的結(jié)構(gòu)。

　　當(dāng)微控制器也集成到系統(tǒng)中時(shí)，系統(tǒng)的總成本會(huì)降低。圖4顯示了系統(tǒng)內(nèi)無(wú)硬件高通濾波器的信號(hào)鏈流程。在這種情況下，數(shù)字濾波模塊可以實(shí)現(xiàn)有效過(guò)濾ADC采集到的信號(hào)。從圖中可以看出，前端的復(fù)雜性明顯降低。

　　圖4：無(wú)硬件高通濾波器的心電圖信號(hào)鏈實(shí)現(xiàn)。

　　去除高頻噪聲：

　　根據(jù)IEC規(guī)格，心電圖的帶寬要求從0.5Hz到150Hz。然而心電圖設(shè)備有方法來(lái)檢測(cè)起搏器。起搏器探測(cè)可以有兩種，既可以通過(guò)硬件又可以用軟件專(zhuān)門(mén)來(lái)做這項(xiàng)任務(wù)。如果檢測(cè)必須在軟件中實(shí)現(xiàn)， ADC的采樣率必須在3-4KSps?；谲浖钠鸩鲀?yōu)勢(shì)是，只需要固件做很小的變化就可以使心電圖設(shè)備適應(yīng)不同類(lèi)型的起搏器。大部分的高頻噪聲可以在ADC采樣之前過(guò)濾。這種設(shè)備可以屏蔽高頻輻射噪聲耦合。一旦數(shù)據(jù)被ADC采樣，一個(gè)有預(yù)期截止頻率的數(shù)字FIR濾波器就實(shí)現(xiàn)了。這將消除心電圖線路的高頻噪聲。

　　電力線噪聲去除

　　電力線路噪聲的振幅是非常大的，而且不管在數(shù)字區(qū)域?qū)材Ｔ肼曁幚淼枚嗝葱⌒模紩?huì)耦合進(jìn)系統(tǒng)里。電力線路噪聲通過(guò)在數(shù)字區(qū)域的50/60Hz加陷波濾波器去除。

　　基于固件的噪聲修正

　　許多現(xiàn)有軟件算法都可以幫助心電圖數(shù)字化后濾波。這些算法常用在高端設(shè)備中，通常由廠商所有。微控制器需要有足夠的容量來(lái)實(shí)現(xiàn)這些復(fù)雜的算法。

　　濾波器的傳遞函數(shù)用于心電圖取樣，如圖6所示。這可以在數(shù)字區(qū)域?qū)崿F(xiàn)。要注意過(guò)濾器階數(shù)的選擇。階數(shù)應(yīng)該足夠高，能有很陡的衰減，而又不能太高，防止出現(xiàn)響鈴效果。具備一個(gè)靈活的數(shù)字濾波模塊，微控制器就可以可以實(shí)現(xiàn)心電圖系統(tǒng)所需要的頻率響應(yīng)。高速模擬多路復(fù)用器可以采集多個(gè)通道數(shù)據(jù)，需要在微控制器外部使用一個(gè)高輸入阻抗的測(cè)量放大器來(lái)放大信號(hào)。20位高精度ADC及通用功放也集成了進(jìn)來(lái)，可以進(jìn)一步降低心電圖設(shè)備設(shè)計(jì)組件。　　

　　圖6：配置所需過(guò)濾器類(lèi)型的用戶界面。

　　濾波器的設(shè)計(jì)可以通過(guò)使用芯片制造商所提供的工具進(jìn)行簡(jiǎn)化，例如PSoC Creator。如上圖所示，濾波器可以使用下拉菜單進(jìn)行圖形配置，從而選定濾波器參數(shù)。圖6顯示了一個(gè)典型心電圖系統(tǒng)的傳遞函數(shù)。采樣率為500 /每秒。使用兩級(jí)濾波器，在60 Hz實(shí)現(xiàn)陷波。信號(hào)的帶寬從0.05Hz 到150Hz。這兩個(gè)過(guò)濾器都有35的一階。用于實(shí)現(xiàn)這個(gè)的濾波模塊有兩個(gè)濾波通道，每一個(gè)都為最大四階濾波。這可以實(shí)現(xiàn)復(fù)雜的濾波器而無(wú)需手工計(jì)算濾波系數(shù)。它也可以圖形化顯示各種參數(shù)，如相位響應(yīng)、脈沖響應(yīng)、階躍響應(yīng)等等。使用專(zhuān)用濾塊?？梢钥焖僭O(shè)計(jì)濾波器適應(yīng)專(zhuān)門(mén)的應(yīng)用。

　　自從手持心電圖設(shè)備工作電壓降低后，信號(hào)處理就成為一個(gè)重要的挑戰(zhàn)。通過(guò)集成硬件和軟件在一顆數(shù)?；旌闲盘?hào)控制器里就能夠?qū)崿F(xiàn)一個(gè)完整的模擬前端處理，可以提高系統(tǒng)精度并減少整體功率消耗。通過(guò)這種方式，開(kāi)發(fā)人員通過(guò)把所有功能都?jí)嚎s到一個(gè)增強(qiáng)模擬功能的SoC平臺(tái)上，可以很大程度的減少系統(tǒng)成本。

　　隨著衛(wèi)生保健已經(jīng)變?yōu)轭A(yù)防性的，心電圖設(shè)備正成為診斷過(guò)程的一個(gè)重要部分。先進(jìn)的通訊技術(shù)和低功率電路設(shè)計(jì)使得其發(fā)展得更好、更安全，便攜性心電圖設(shè)備可以低功耗工作，更加精確，并且已經(jīng)具備了最新診斷能力。

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