【文章內(nèi)容簡(jiǎn)介】 然而在 刺激發(fā)生的時(shí)候，心肌細(xì)胞的極化狀態(tài)轉(zhuǎn)變?yōu)榱硪粋€(gè)極，并帶有正電荷。這個(gè)過(guò)程稱為去極化。去極化的結(jié)果是導(dǎo)致心臟的肌肉纖維縮短，以至心臟肌肉發(fā)生收縮。然而在收縮的過(guò)程中，心肌細(xì)胞所帶的電荷慢慢恢復(fù)為負(fù)電荷，與此同時(shí) ， 心電脈沖沿著傳導(dǎo)系統(tǒng)向下傳導(dǎo)，并且使心臟肌肉放松。這一過(guò)程稱為復(fù)極 化 。 去極化和復(fù)極化過(guò)程中， 心肌細(xì)胞帶電性質(zhì)發(fā)生改變，這種變化造成在體表特定部位產(chǎn)生不同的電位 ，并且體表電位變化具有規(guī)律性。因此 可以通過(guò)對(duì)皮膚表面的電極 活動(dòng) 進(jìn)行 檢測(cè) 。記錄上述過(guò)程 中特定體表 電位活動(dòng)， 并且將其繪制成二維圖像 —— 心電信號(hào) (Electrocardiogram)，簡(jiǎn)稱 ECG[7]。 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 5 二、 ECG 信號(hào)的特點(diǎn) ECG 信號(hào)屬于人體生理信號(hào)的一種，具有生理信號(hào)所共有的特點(diǎn)。生理信號(hào)是強(qiáng)噪聲下的低頻弱信號(hào)， ECG 也是如此。由于心電信號(hào)的特點(diǎn)，這也給 ECG信號(hào)的提取帶來(lái)很大難度。 ① 強(qiáng)噪聲背景 人處于非常復(fù)雜的環(huán)境中，所測(cè)得的 ECG 信號(hào)不僅包含外界的噪聲，還有來(lái)自人體自身的干擾。 外界的噪聲最典型的代表就是工頻噪聲，如果不對(duì)其測(cè)得的信號(hào)進(jìn)行工頻陷波，那么有用信號(hào)會(huì)完全湮沒(méi)在工頻噪聲當(dāng)中。來(lái)自人體自身的干擾比如體位變化、肌電、體溫變化等，都會(huì)造成所測(cè)得的 ECG 信號(hào)發(fā)生微弱的變化。 ② 頻率低 ECG 信號(hào)的 頻率范圍為 ~100Hz， 而大多數(shù) 的 信號(hào) 頻譜能量都集中在35Hz 以下。 由此可見(jiàn)， ECG 信號(hào)是低頻信號(hào)。 ③ 信號(hào)微弱 由于心臟只產(chǎn)生微弱的興奮來(lái)控制心肌細(xì)胞產(chǎn)生規(guī)律的收縮與舒張，且我們不能用直接法進(jìn)行測(cè)量，故心電信號(hào)到達(dá)體表時(shí)只有微伏到毫伏級(jí)的電壓，給測(cè)量帶來(lái)很大的難度。 三、信號(hào)特征分析 對(duì) ECG 信號(hào)特征波形的分析與了解，是研究 ECG 信號(hào)采集的基礎(chǔ) 。 ECG信號(hào) 一般 包 括 QRS 波群、 P 波 及 T 波，并 且可大致分出 RR 間期、 PR 間期、QT 間期 及 ST 間期等幾個(gè)分析心臟狀態(tài) 的重要參數(shù)，圖 所示為正常 人的一個(gè)完整周期 的 ECG 信號(hào)。 在 ECG 信號(hào)中， QRS 波群是 ECG 信號(hào)中最 為 重要的特征波， 該波群 攜帶著 關(guān)于 心臟狀 態(tài) 的重要信息， 另外 QRS 波群的準(zhǔn)確定位是獲取其它間期值的重要前提。 ECG 信號(hào)主要特征波形 及特征參數(shù) 描述如下 [8]： 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 6 圖 正常 ECG 信號(hào)波形特征分析示意圖 表 特征波形 特征波形 具體描述 P 波 它代表左右心房興奮過(guò)程中的電位變化。波形時(shí)間寬度一般為~，電壓不超過(guò) ，幅值較低，波形一般圓鈍光滑，在心電信號(hào)上不易辨認(rèn)。當(dāng)其時(shí)間寬度和振幅超出以上范圍時(shí)，常表示心房肥大。 PR 段 其產(chǎn)生于心房的復(fù)極過(guò)程，來(lái)源于房室結(jié)和房室束電活動(dòng)，電位變化極弱。在 ECG 圖形中，其是從 P 波的終點(diǎn)到 QRS 波起點(diǎn)之間的曲線，在體表較難檢測(cè)。 QRS 波群 其表示兩心室去極化過(guò)程中的電位變化，正常的 QRS 波群，時(shí)間寬度在 ~ 之間，幅度一般為 10μv~4mv。其由向下的 Q 波、尖高向上的 R 波以及與 R 波相聯(lián)并向下的 S 波組成。波群的時(shí)間寬度超出范圍時(shí)，是心室肥厚的表現(xiàn)， R波的檢測(cè)常用來(lái)判斷是否心率失常。 ST 段 其表示為心室緩慢的復(fù)極過(guò)程，正常時(shí)接近于基線。波形時(shí)間寬度為 ~。當(dāng)其偏離基線范圍 ~ 時(shí)候，會(huì)有心肌梗死或冠狀動(dòng)脈供血不足等情況的發(fā)生。 T 波 其反映的是心電再極化的過(guò)程，與心肌代謝相關(guān)。正常情況下，波形方向與 QRS 波方向相同。 T 波的時(shí)間寬度為 ~，幅度不應(yīng)低于同導(dǎo)聯(lián) R 波的 1/10。當(dāng)其倒置時(shí)，可表示為心肌缺血和低血鉀等癥狀。 U 波 在 T 波后，其方向一般與 T 波一致，由心室復(fù)極化形成。波形的時(shí)間寬度一般為 ~，平均幅值電壓為 ，在胸導(dǎo)聯(lián)中較清晰。其在 ECG 圖形中的呈現(xiàn)與心率相關(guān)，心率較快時(shí)比較明顯，慢時(shí)較難辨認(rèn)。 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 7 ① 特征波形描述如 上 表 所示： ② 主要特征參數(shù)描述如表 所示： 表 ECG 信號(hào)特征參數(shù) ECG 信號(hào) 特征參數(shù) 具體描述 RR 間期 當(dāng)前 R 波與下一個(gè) R 波之間的間隔，它是心率的倒數(shù)。 PR 間期 代表心房激動(dòng)傳導(dǎo)至心室的時(shí)間間期長(zhǎng)。正常心率情況下， PR間期在 ～ 秒之間。如果心動(dòng)過(guò)緩，其 PR 間期會(huì)略長(zhǎng) (如 秒 )，長(zhǎng)期如此，則表明存在心室傳導(dǎo)阻滯。 ST 間期 ST間期為心室去極后至復(fù)極開(kāi)始時(shí)間的間期長(zhǎng)。其始于 QRS波群的終點(diǎn)，并以 T波起點(diǎn)為結(jié)點(diǎn)，正常情況下電位接近于電位線。 QT 間期 代表心室從去極開(kāi)始至復(fù)極結(jié)束的時(shí)間間期長(zhǎng)。其間期長(zhǎng)度隨心率快慢不同有所不同。正常的 QT 間期在 ～ 秒之間。某些疾病會(huì)使 QT 間期明顯延長(zhǎng)，因此 QT 間期具有重要的診斷意義。 第二節(jié) ECG 信號(hào)所包含噪聲分類及處理方法 ECG 信號(hào)濾噪的必要性： ECG 信號(hào) 是一種非常微弱的體表電信號(hào)，幅值約為 ～ 4mV，頻譜能量主要集中在 ～ 100Hz， 屬于低幅值、低頻率信號(hào)。由于人體所處的復(fù)雜的環(huán)境， 在 從人體體表提取到的信號(hào) 中 不免 會(huì) 參雜 著 較強(qiáng)的干擾噪聲， 這些噪聲甚至?xí)耆蜎](méi) ECG 信號(hào)，使得到的信號(hào)失去原有的波形。因此需要采用具體 有效 的 去噪 方法，使干擾噪聲得到 十分 有效的抑制， 并且 更加突出 QRS 波 群 特征 波 ， 這 便于后期 對(duì) ECG 信號(hào) 采集模塊進(jìn)行拓展?？梢?jiàn) 去噪處理對(duì)于 ECG 信號(hào)的 提取具有十分 重要 的 意義。 圖 所示為 MITBIH 數(shù)據(jù)庫(kù)中 的 100 心電數(shù)據(jù)的頻譜圖， 它的 頻率范圍為 ～ 100Hz。其中 QRS 波 群能量 主要集中在 8～ 25Hz 內(nèi)， 屬于 ECG 信號(hào) 高頻區(qū)， 并且占據(jù)信號(hào)能量中 的主要部分。 然 而 P 波 及 T 波分布于 頻率 相對(duì) 較 低頻區(qū)，即 ～ 10Hz。運(yùn)動(dòng)偽跡 與 基線漂移 都 屬于低頻噪聲， 它們的 頻帶低于 7Hz。因?yàn)?MITBIH 中的數(shù)據(jù)來(lái)自 于 美國(guó)， 所以在 使用此類數(shù)據(jù) 的 時(shí)候，工頻噪聲在60Hz 及其倍頻處 。肌電噪聲的頻率一般在 l0～ 300Hz 之間。 以下是對(duì)心電信號(hào)中主要存在的一些噪聲進(jìn)行 的 介紹 [9]。 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 8 圖 心電信號(hào)頻譜圖 ① 基線漂移 基線漂移一般是由人體呼吸 及肢體 運(yùn)動(dòng) 等所 引起 的 ， 其會(huì) 導(dǎo)致心電信號(hào)出現(xiàn)不規(guī)律的漂動(dòng)，或上下?lián)u曳等現(xiàn)象 。 因此將導(dǎo)致心電信號(hào)失真嚴(yán)重，以至影響心臟類疾病診斷，故濾除這類噪聲是十分必要的。圖 ECG信號(hào)。由于 基線漂移 能量主要集中在 ，故可以設(shè)計(jì)一個(gè)高通濾波器來(lái)將此濾除。 圖 受基線漂移干擾的 ECG信號(hào) ② 工頻噪聲 工頻噪聲 是 來(lái)自人體及其周?chē)h(huán)境的電源頻率及其諧波成分。 圖 頻噪聲干擾的 ECG信號(hào)。由于我國(guó)所使用的大多數(shù)電器都是用的 220V交流電，其 頻率 點(diǎn)是 50Hz，穩(wěn)定范圍一般 在 48Hz到 52Hz之間，故所測(cè)得的 ECG信號(hào)含有大量 50Hz的噪聲 。 由于此噪聲為 50Hz左右，故可以設(shè)計(jì)一個(gè)陷波器來(lái)達(dá)到濾除的效果。 圖 受工頻干擾 ECG信號(hào) 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 9 ③ 肌電噪聲 人體處于活動(dòng)狀態(tài)或者身體的某一部位在受到刺激的時(shí)候?qū)?huì)產(chǎn)生動(dòng)作電位，即肌電干擾。圖 ECG信號(hào)。這種干擾會(huì)和心電波形疊加，使心電波形產(chǎn)生不規(guī)則的變化。 肌電干擾的頻率范圍 非常廣泛， 一般 在 10～300Hz， 大部分能量集中在 100Hz以上， 幅值處于毫伏 級(jí)， 是 高頻干擾 。 如果不能 較 好的抑制， 那么得到的 ECG信號(hào)會(huì)出現(xiàn)很多毛刺，使得到的信號(hào)不清晰 。 由于肌電噪聲屬于高頻信號(hào)，故可以設(shè)計(jì)一個(gè)低通濾波器達(dá)到濾除肌電噪聲的目的。 圖 受肌電噪聲干擾 ECG信號(hào) 第三節(jié) 本章小結(jié) 本章首先對(duì)心電信號(hào)的形成 生物機(jī)理、 波形特征 、信號(hào)特點(diǎn)做了簡(jiǎn)要的介紹，使對(duì) ECG 信號(hào)有一個(gè)初步的了解，為采集 ECG 信號(hào)做理論準(zhǔn)備。然后分析了ECG 信號(hào)包含的噪聲種類，提出了解決思路。 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 10 第三章 心電采集硬件電路設(shè)計(jì) 第一節(jié) 心電采集模塊的總體硬件設(shè)計(jì) 硬件電路設(shè)計(jì)是本課題的精髓，它在很大程度上決定了整個(gè)系統(tǒng)的整體性能。根據(jù)應(yīng)用環(huán)境與系統(tǒng)功能的要求，本文將硬件電路分為 拾取 部分、預(yù)處理部分及顯示部分。 由于 ECG 信號(hào)十分微弱，頻率低，噪聲強(qiáng)烈，并且設(shè)備還要直接與人體接觸，這就要求本課題所設(shè)計(jì)的電路必須考慮到以上諸多因素，既要求取得較好地提取信號(hào)的效果，又不能對(duì)人體造成傷害。綜上考慮，分析思路如下。 一、系統(tǒng)硬件電路設(shè)計(jì)原則 本課題的目的是將從人體體表提取到的含有大量噪聲的 ECG 信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，得到比較干凈完整的信號(hào)?？紤]到 ECG 信號(hào)本身的特征和作用對(duì)象的特殊性 ，所以研究開(kāi)發(fā)過(guò)程中在考慮硬件 濾波 設(shè)計(jì)基本要求的同時(shí)必須 考慮到人體的安全。實(shí)驗(yàn)的成功與否關(guān)系到最終檢測(cè)是否正確，會(huì)不會(huì)出現(xiàn)誤判，甚至關(guān)系到人身安全。 所以在設(shè)計(jì)硬件 濾波 系統(tǒng) 時(shí)必須遵循如 下原則 [10]： ① 安 全性原則 本課題所設(shè)計(jì)的設(shè)備是用來(lái)采集心電信號(hào)，屬于簡(jiǎn)易的醫(yī)療儀器，故 系統(tǒng) 在設(shè)計(jì) 制作要符合 醫(yī)療儀器設(shè)備的安全規(guī)定，保證其 電氣性能安全。 為了達(dá)到此要求，本課題選用 5V低壓電源，并且做到隔墻，這樣即使漏電了也不會(huì)對(duì)人身安全造成傷害，保證了電氣安全。 ② 低 通性 原則 在精密醫(yī)療 儀 器信號(hào) 提取過(guò)程 中 ，必須使用模擬低通濾波器，并且要濾除低頻與直流干擾。低通濾波器的具體 作用 有兩個(gè)方面：首先防止信號(hào)“混迭”也即是濾噪；其次提高系統(tǒng)精度，以免信號(hào)失真。假如，心電提取系統(tǒng)沒(méi)有硬件濾波電路，而僅有數(shù)字濾波，當(dāng)所需頻帶外的噪聲信號(hào)足夠強(qiáng)時(shí)，其也將進(jìn)入 A/D轉(zhuǎn)換器，信號(hào)的信噪比下降，進(jìn)一步降低了 A/D 轉(zhuǎn)換器的精度 [11]。 ③ 適用性原則 本課題主要是為了采集 ECG 信號(hào)，考慮到后續(xù)工程的需要，為今后實(shí)現(xiàn)便攜做準(zhǔn)備，盡量做到低功耗。 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 11 ④ 準(zhǔn)確性原則 系統(tǒng)應(yīng) 該 能夠準(zhǔn)確測(cè)量人體微弱的心電信號(hào)，并 且盡量減少信號(hào) 受 到 環(huán)境感應(yīng)電 與周?chē)O(shè)備靜電 的干擾，這些在 元 器件選擇、去耦濾波 及 PCB 板布局布線時(shí)都應(yīng) 當(dāng) 考慮到 。 ⑤ 可靠性原則 系統(tǒng)在設(shè)計(jì)時(shí) 首先考慮使用 典型電路，為硬件系統(tǒng)的模塊化 及 標(biāo)準(zhǔn)化 作鋪墊 ，并且在硬件設(shè)計(jì)過(guò)程中 參考標(biāo)準(zhǔn)心電信號(hào)對(duì)硬件電路設(shè)計(jì)進(jìn)行優(yōu)化 ， 最終 使系統(tǒng) 性能達(dá)到最優(yōu)。 最后 保證系統(tǒng)能夠 長(zhǎng)期穩(wěn)定可靠地運(yùn)行 。 二、系統(tǒng)建模 基于本課題所研究的 ECG 的特點(diǎn)，綜合以上幾點(diǎn)考慮，將系統(tǒng)框圖初步設(shè)計(jì)如圖 所示。 圖 系統(tǒng)模型框圖 由系統(tǒng)模型框圖 得知， ECG 采集節(jié)點(diǎn)完成從拾取電極拾取人體 ECG 信號(hào)，最終完成 ECG 信號(hào)的 顯示 ，主要完成以下工作 [12]： ① ECG 數(shù)據(jù) 拾取 ECG 模塊通過(guò)拾取節(jié)點(diǎn)與人體相連，拾取人體體表微弱生理信號(hào)并轉(zhuǎn)換成電信號(hào)輸入到輸入端。其中，拾取電極有多種連接方法，當(dāng)拾取電極與人體接觸位置不同時(shí)心電信號(hào)形將有相應(yīng)變化。本課題所用的信號(hào)是來(lái)自心電信號(hào)發(fā)生器，其產(chǎn)生的信號(hào)和從人體體表直接拾取的信號(hào)特點(diǎn)幾乎是一樣的，故與該設(shè)備直接作用于人體理論上是一致的。 重慶郵電大學(xué)本科畢業(yè)論文 12 ② ECG 數(shù)據(jù) 放大濾波 該部分包括一級(jí)放大電路即前置放大、 高通、 100Hz 低通、 50Hz 陷波和二級(jí)放大。主要完成對(duì) ECG 原始信號(hào)的預(yù)處理，放大濾波，讓得到的信號(hào)滿足我們的要求。 由于 ECG 信號(hào)非常微弱 ， 峰值最高只有十個(gè)毫伏級(jí)， 且含有大量噪聲，為了能使信號(hào)正常的顯示，并且方便以后對(duì)該設(shè)備的完善，為后續(xù)工作做好準(zhǔn)備，故要盡量讓所得到的 ECG 信號(hào)更加干凈，并且峰值達(dá)到伏級(jí)以上。 ③ ECG 信號(hào)顯示 本課題所用的顯示裝置是示波器。為了方便地檢測(cè)所得到的 ECG 信號(hào)的效果，故需要對(duì) ECG 信號(hào)進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示，這也給調(diào)試電路帶來(lái)很大的參考價(jià)值。如何證明本課題所設(shè)計(jì)的硬件電路能夠?qū)?ECG 信號(hào)進(jìn)行處理，達(dá)到了什么樣的效果，以及進(jìn)行怎樣的調(diào)試，示波器所顯示的波形都是一把很好的標(biāo)尺。故顯示部分對(duì)本課題也是必不可少的。 三、系統(tǒng)前置放大電路的設(shè)計(jì)要求 ECG 信號(hào) 是低頻、微弱信號(hào)，為了獲得能夠清晰顯示且達(dá)到最優(yōu)精度要求的 ECG 信號(hào)，