【文章內(nèi)容簡介】 然而在 刺激發(fā)生的時候，心肌細胞的極化狀態(tài)轉(zhuǎn)變?yōu)榱硪粋€極，并帶有正電荷。這個過程稱為去極化。去極化的結(jié)果是導致心臟的肌肉纖維縮短，以至心臟肌肉發(fā)生收縮。然而在收縮的過程中，心肌細胞所帶的電荷慢慢恢復為負電荷，與此同時 ， 心電脈沖沿著傳導系統(tǒng)向下傳導，并且使心臟肌肉放松。這一過程稱為復極 化 。 去極化和復極化過程中， 心肌細胞帶電性質(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 可以通過對皮膚表面的電極 活動 進行 檢測 。記錄上述過程 中特定體表 電位活動， 并且將其繪制成二維圖像 —— 心電信號 (Electrocardiogram)，簡稱 ECG[7]。 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 5 二、 ECG 信號的特點 ECG 信號屬于人體生理信號的一種，具有生理信號所共有的特點。生理信號是強噪聲下的低頻弱信號， ECG 也是如此。由于心電信號的特點，這也給 ECG信號的提取帶來很大難度。 ① 強噪聲背景 人處于非常復雜的環(huán)境中，所測得的 ECG 信號不僅包含外界的噪聲，還有來自人體自身的干擾。 外界的噪聲最典型的代表就是工頻噪聲，如果不對其測得的信號進行工頻陷波，那么有用信號會完全湮沒在工頻噪聲當中。來自人體自身的干擾比如體位變化、肌電、體溫變化等，都會造成所測得的 ECG 信號發(fā)生微弱的變化。 ② 頻率低 ECG 信號的 頻率范圍為 ~100Hz， 而大多數(shù) 的 信號 頻譜能量都集中在35Hz 以下。 由此可見， ECG 信號是低頻信號。 ③ 信號微弱 由于心臟只產(chǎn)生微弱的興奮來控制心肌細胞產(chǎn)生規(guī)律的收縮與舒張，且我們不能用直接法進行測量，故心電信號到達體表時只有微伏到毫伏級的電壓，給測量帶來很大的難度。 三、信號特征分析 對 ECG 信號特征波形的分析與了解，是研究 ECG 信號采集的基礎 。 ECG信號 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 間期等幾個分析心臟狀態(tài) 的重要參數(shù)，圖 所示為正常 人的一個完整周期 的 ECG 信號。 在 ECG 信號中， QRS 波群是 ECG 信號中最 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 波群的準確定位是獲取其它間期值的重要前提。 ECG 信號主要特征波形 及特征參數(shù) 描述如下 [8]： 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 6 圖 正常 ECG 信號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程中的電位變化。波形時間寬度一般為~，電壓不超過 ，幅值較低，波形一般圓鈍光滑，在心電信號上不易辨認。當其時間寬度和振幅超出以上范圍時，常表示心房肥大。 PR 段 其產(chǎn)生于心房的復極過程，來源于房室結(jié)和房室束電活動，電位變化極弱。在 ECG 圖形中，其是從 P 波的終點到 QRS 波起點之間的曲線，在體表較難檢測。 QRS 波群 其表示兩心室去極化過程中的電位變化，正常的 QRS 波群，時間寬度在 ~ 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。波群的時間寬度超出范圍時，是心室肥厚的表現(xiàn)， R波的檢測常用來判斷是否心率失常。 ST 段 其表示為心室緩慢的復極過程，正常時接近于基線。波形時間寬度為 ~。當其偏離基線范圍 ~ 時候，會有心肌梗死或冠狀動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 波的時間寬度為 ~，幅度不應低于同導聯(lián) R 波的 1/10。當其倒置時，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，由心室復極化形成。波形的時間寬度一般為 ~，平均幅值電壓為 ，在胸導聯(lián)中較清晰。其在 ECG 圖形中的呈現(xiàn)與心率相關(guān)，心率較快時比較明顯，慢時較難辨認。 重慶郵電大學本科畢業(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 信號特征參數(shù) ECG 信號 特征參數(shù) 具體描述 RR 間期 當前 R 波與下一個 R 波之間的間隔，它是心率的倒數(shù)。 PR 間期 代表心房激動傳導至心室的時間間期長。正常心率情況下， PR間期在 ～ 秒之間。如果心動過緩，其 PR 間期會略長 (如 秒 )，長期如此，則表明存在心室傳導阻滯。 ST 間期 ST間期為心室去極后至復極開始時間的間期長。其始于 QRS波群的終點，并以 T波起點為結(jié)點，正常情況下電位接近于電位線。 QT 間期 代表心室從去極開始至復極結(jié)束的時間間期長。其間期長度隨心率快慢不同有所不同。正常的 QT 間期在 ～ 秒之間。某些疾病會使 QT 間期明顯延長，因此 QT 間期具有重要的診斷意義。 第二節(jié) ECG 信號所包含噪聲分類及處理方法 ECG 信號濾噪的必要性： ECG 信號 是一種非常微弱的體表電信號，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。由于人體所處的復雜的環(huán)境， 在 從人體體表提取到的信號 中 不免 會 參雜 著 較強的干擾噪聲， 這些噪聲甚至會完全淹沒 ECG 信號，使得到的信號失去原有的波形。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 ECG 信號 采集模塊進行拓展?？梢?去噪處理對于 ECG 信號的 提取具有十分 重要 的 意義。 圖 所示為 MITBIH 數(shù)據(jù)庫中 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 高頻區(qū)， 并且占據(jù)信號能量中 的主要部分。 然 而 P 波 及 T 波分布于 頻率 相對 較 低頻區(qū)，即 ～ 10Hz。運動偽跡 與 基線漂移 都 屬于低頻噪聲， 它們的 頻帶低于 7Hz。因為 MITBIH 中的數(shù)據(jù)來自 于 美國， 所以在 使用此類數(shù)據(jù) 的 時候，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。 以下是對心電信號中主要存在的一些噪聲進行 的 介紹 [9]。 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 8 圖 心電信號頻譜圖 ① 基線漂移 基線漂移一般是由人體呼吸 及肢體 運動 等所 引起 的 ， 其會 導致心電信號出現(xiàn)不規(guī)律的漂動，或上下?lián)u曳等現(xiàn)象 。 因此將導致心電信號失真嚴重，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。由于 基線漂移 能量主要集中在 ，故可以設計一個高通濾波器來將此濾除。 圖 受基線漂移干擾的 ECG信號 ② 工頻噪聲 工頻噪聲 是 來自人體及其周圍環(huán)境的電源頻率及其諧波成分。 圖 頻噪聲干擾的 ECG信號。由于我國所使用的大多數(shù)電器都是用的 220V交流電，其 頻率 點是 50Hz，穩(wěn)定范圍一般 在 48Hz到 52Hz之間，故所測得的 ECG信號含有大量 50Hz的噪聲 。 由于此噪聲為 50Hz左右，故可以設計一個陷波器來達到濾除的效果。 圖 受工頻干擾 ECG信號 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 9 ③ 肌電噪聲 人體處于活動狀態(tài)或者身體的某一部位在受到刺激的時候?qū)a(chǎn)生動作電位，即肌電干擾。圖 ECG信號。這種干擾會和心電波形疊加，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， 是 高頻干擾 。 如果不能 較 好的抑制， 那么得到的 ECG信號會出現(xiàn)很多毛刺，使得到的信號不清晰 。 由于肌電噪聲屬于高頻信號，故可以設計一個低通濾波器達到濾除肌電噪聲的目的。 圖 受肌電噪聲干擾 ECG信號 第三節(jié) 本章小結(jié) 本章首先對心電信號的形成 生物機理、 波形特征 、信號特點做了簡要的介紹，使對 ECG 信號有一個初步的了解，為采集 ECG 信號做理論準備。然后分析了ECG 信號包含的噪聲種類，提出了解決思路。 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 10 第三章 心電采集硬件電路設計 第一節(jié) 心電采集模塊的總體硬件設計 硬件電路設計是本課題的精髓，它在很大程度上決定了整個系統(tǒng)的整體性能。根據(jù)應用環(huán)境與系統(tǒng)功能的要求，本文將硬件電路分為 拾取 部分、預處理部分及顯示部分。 由于 ECG 信號十分微弱，頻率低，噪聲強烈，并且設備還要直接與人體接觸，這就要求本課題所設計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的效果，又不能對人體造成傷害。綜上考慮，分析思路如下。 一、系統(tǒng)硬件電路設計原則 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 信號進行預處理，得到比較干凈完整的信號?？紤]到 ECG 信號本身的特征和作用對象的特殊性 ，所以研究開發(fā)過程中在考慮硬件 濾波 設計基本要求的同時必須 考慮到人體的安全。實驗的成功與否關(guān)系到最終檢測是否正確，會不會出現(xiàn)誤判，甚至關(guān)系到人身安全。 所以在設計硬件 濾波 系統(tǒng) 時必須遵循如 下原則 [10]： ① 安 全性原則 本課題所設計的設備是用來采集心電信號，屬于簡易的醫(yī)療儀器，故 系統(tǒng) 在設計 制作要符合 醫(yī)療儀器設備的安全規(guī)定，保證其 電氣性能安全。 為了達到此要求，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對人身安全造成傷害，保證了電氣安全。 ② 低 通性 原則 在精密醫(yī)療 儀 器信號 提取過程 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 有兩個方面：首先防止信號“混迭”也即是濾噪；其次提高系統(tǒng)精度，以免信號失真。假如，心電提取系統(tǒng)沒有硬件濾波電路，而僅有數(shù)字濾波，當所需頻帶外的噪聲信號足夠強時，其也將進入 A/D轉(zhuǎn)換器，信號的信噪比下降，進一步降低了 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，考慮到后續(xù)工程的需要，為今后實現(xiàn)便攜做準備，盡量做到低功耗。 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 11 ④ 準確性原則 系統(tǒng)應 該 能夠準確測量人體微弱的心電信號，并 且盡量減少信號 受 到 環(huán)境感應電 與周圍設備靜電 的干擾，這些在 元 器件選擇、去耦濾波 及 PCB 板布局布線時都應 當 考慮到 。 ⑤ 可靠性原則 系統(tǒng)在設計時 首先考慮使用 典型電路，為硬件系統(tǒng)的模塊化 及 標準化 作鋪墊 ，并且在硬件設計過程中 參考標準心電信號對硬件電路設計進行優(yōu)化 ， 最終 使系統(tǒng) 性能達到最優(yōu)。 最后 保證系統(tǒng)能夠 長期穩(wěn)定可靠地運行 。 二、系統(tǒng)建模 基于本課題所研究的 ECG 的特點，綜合以上幾點考慮，將系統(tǒng)框圖初步設計如圖 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)點完成從拾取電極拾取人體 ECG 信號，最終完成 ECG 信號的 顯示 ，主要完成以下工作 [12]： ① ECG 數(shù)據(jù) 拾取 ECG 模塊通過拾取節(jié)點與人體相連，拾取人體體表微弱生理信號并轉(zhuǎn)換成電信號輸入到輸入端。其中，拾取電極有多種連接方法，當拾取電極與人體接觸位置不同時心電信號形將有相應變化。本課題所用的信號是來自心電信號發(fā)生器，其產(chǎn)生的信號和從人體體表直接拾取的信號特點幾乎是一樣的，故與該設備直接作用于人體理論上是一致的。 重慶郵電大學本科畢業(yè)論文 12 ② ECG 數(shù)據(jù) 放大濾波 該部分包括一級放大電路即前置放大、 高通、 100Hz 低通、 50Hz 陷波和二級放大。主要完成對 ECG 原始信號的預處理，放大濾波，讓得到的信號滿足我們的要求。 由于 ECG 信號非常微弱 ， 峰值最高只有十個毫伏級， 且含有大量噪聲，為了能使信號正常的顯示，并且方便以后對該設備的完善，為后續(xù)工作做好準備，故要盡量讓所得到的 ECG 信號更加干凈，并且峰值達到伏級以上。 ③ ECG 信號顯示 本課題所用的顯示裝置是示波器。為了方便地檢測所得到的 ECG 信號的效果，故需要對 ECG 信號進行實時顯示，這也給調(diào)試電路帶來很大的參考價值。如何證明本課題所設計的硬件電路能夠?qū)?ECG 信號進行處理，達到了什么樣的效果，以及進行怎樣的調(diào)試，示波器所顯示的波形都是一把很好的標尺。故顯示部分對本課題也是必不可少的。 三、系統(tǒng)前置放大電路的設計要求 ECG 信號 是低頻、微弱信號，為了獲得能夠清晰顯示且達到最優(yōu)精度要求的 ECG 信號，