【文章內(nèi)容簡介】 由于放大器輸入阻抗很高，所以導(dǎo)聯(lián)線分布電容中的位移電流 Id Id2不會(huì)流入放大器，而是經(jīng)過電極與皮膚的接觸阻抗Z Z2進(jìn)入人體。 如果有 Z1=Z2， C1=C2，即導(dǎo)聯(lián)條件完全對稱，則位移電流形成的電壓相互抵消，不形成干擾。但是，實(shí)際上總存在不平衡，即使位移電流是相等的，電極接觸阻抗通常都有幾千歐的不平衡。取一組典型數(shù)值：設(shè) Id1=Id2=6nA， Z Z2有 5kΩ的不平衡，則放大器輸入端有差模電壓 UAB=Id1（ Z1Z2）=30μV，約為心電信號(hào)幅值的 3%。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 27 心電測量及儀器 5. 心電信號(hào)干擾來源分析和解決辦法 （ 2）人體表面形成容性耦合 1).工頻干擾 人體與 50Hz的電源饋線之間存在分布電容，實(shí)際上是體表各部分的分布電容的總和。可以粗略測出人體通過容性耦合攜帶的總的位移電流 Id=∑Idi，一般Id1μA。人體表面形成容性耦合的原理如下圖所示。 在圖中，若取 Id=， 則在標(biāo)準(zhǔn)肢體 I導(dǎo)聯(lián)的心電信號(hào)上，將疊加兩臂間的位移電流造成的電壓為： 400Ω 2=160μV，即相當(dāng)于心電信號(hào)幅值的 16%。 縮短兩個(gè)電極之間的距離，減小體電阻，可以降低位移電流形成的干擾電壓。一般說來，這種干擾是不容易消除的。除了盡量使人體遠(yuǎn)離干擾源或?qū)θ梭w采用昂貴的屏蔽措施外，并沒有比較有效的辦法。 人體手指到肩的電阻約 400歐，軀干電阻約 20歐。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 28 心電測量及儀器 5. 心電信號(hào)干擾來源分析和解決辦法 （ 3）磁場的感性耦合 1).工頻干擾 在人體和測試系統(tǒng)輸入回路構(gòu)成環(huán)路時(shí)，將在環(huán)路中感應(yīng)出干擾電壓，其幅值為 ωABcosθ,其中 ω為磁場的角頻率， A為環(huán)路面積， B為磁感應(yīng)強(qiáng)度， θ為 B與環(huán)路平面法線的夾角。一般病室中， Bcosθ約為 107Wb/m2,則 50Hz磁場的感應(yīng)電壓約為100A（ μV）。環(huán)路面積必須限定在 m2以下，方可使感性耦合干擾電壓小于 10μV。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 29 心電測量及儀器 5. 心電信號(hào)干擾來源分析和解決辦法 生物電引導(dǎo)電極是經(jīng)過一定處理的金屬板、金屬絲或金屬網(wǎng)。用電極引導(dǎo)生物電信號(hào)時(shí)，與電極直接接觸的是電解質(zhì)溶液，如導(dǎo)電膏、人體汗液或組織液，因而會(huì)形成一個(gè) 金屬 電解質(zhì)溶液界面 。由電化學(xué)的知識(shí)可知，在金屬和電解液之間會(huì)形成電荷分布，產(chǎn)生一定的電位差，稱為電極極化電壓。極化電壓的幅值一般較高，在 幾毫伏至幾百毫伏 之間。 理想情況下，在用雙電極提取人體兩點(diǎn)間的電位差時(shí)，兩電極保持對稱就可以使極化電壓互相抵消。但實(shí)際上，由于極化電壓與通過電極的電流大小、電極和皮膚的接觸情況等很多因素有關(guān)，所以不可避免會(huì)造成干擾。特別是當(dāng)電極和皮膚接觸不良是時(shí)，會(huì)造成很嚴(yán)重的干擾。 另一種情況是人的運(yùn)動(dòng)造成電極與皮膚接觸阻抗變化而引起的瞬時(shí)的（但非階躍）基線改變。由于此類干擾具有很強(qiáng)的隨機(jī)性，很難通過軟件或是硬件的方法消除，選用優(yōu)質(zhì)的電極、監(jiān)護(hù)前仔細(xì)處理皮膚、監(jiān)護(hù)過程中盡量避免電極與皮膚間的相對運(yùn)動(dòng)往往是最有效的方法。 2).電極極化干擾 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 30 心電測量及儀器 5. 心電信號(hào)干擾來源分析和解決辦法 肌電干擾 來自于人體的肌肉顫抖。肌肉的生物電活動(dòng)形成的電位隨時(shí)間的變化曲線稱為肌電圖。 肌電活動(dòng)是一種快速的電變化，其幅值在幾十微伏到幾毫伏，頻率為 2Hz到 10kHz（臨床應(yīng)用上限 5kHz就足夠了）。肌電信號(hào)的頻譜在一定范圍內(nèi)與心電信號(hào)的頻譜重合，所以要完全消除其影響是很困難的。除了在軟件或是硬件設(shè)計(jì)中進(jìn)行適當(dāng)?shù)臑V波處理之外，臨床應(yīng)用中使病人避免較為劇烈的運(yùn)動(dòng)也是必要的。 3).肌電干擾 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 31 心電測量及儀器 5. 心電信號(hào)干擾來源分析和解決辦法 基線漂移和呼吸時(shí) ECG幅值的變化一般由人體呼吸、電極移動(dòng)等低頻干擾所引起， 頻率小于 5Hz；其變化可視為一個(gè)加在心電信號(hào)上的與呼吸同頻率的正弦分量，呼吸時(shí) ECG幅值約有 15%的變化。除了用硬件加強(qiáng)濾波處理外，軟件上也可以采取適當(dāng)?shù)乃惴▉頊p輕或是消除這些因素的影響。 4).基線漂移和呼吸時(shí) ECG幅值的變化 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 32 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設(shè)計(jì) 輸入阻抗 高共模抑制比 低噪聲 低漂移 為進(jìn)一步提高整個(gè)電路抗共模干擾的能力，還采取了 屏蔽驅(qū)動(dòng)和右腿驅(qū)動(dòng) 兩項(xiàng)措施。通過兩個(gè)阻值相等的電阻 R R5可取出共模輸入電壓于 R R5的結(jié)點(diǎn)，此電壓經(jīng)集成運(yùn)放 TLC2252跟隨后加到導(dǎo)聯(lián)線的屏蔽層，實(shí)現(xiàn)屏蔽驅(qū)動(dòng)；與此同時(shí)，共模電壓經(jīng)另一運(yùn)放和 R R C3等組成的反相放大電路放大后經(jīng) R8加到右腿上，實(shí)現(xiàn)右腿驅(qū)動(dòng) 。 屏蔽驅(qū)動(dòng) 的原理在于使左、右手導(dǎo)聯(lián)線與屏蔽層之間的分布電容兩端具有相同的共模干擾電壓，限制了共模干擾在分布電容中的分流，從而提高了共模輸入阻抗。右腿驅(qū)動(dòng) 是通過電路的共模電壓并聯(lián)負(fù)反饋將共模干擾抵消。采用這兩項(xiàng)措施顯著改善了前置級的 共模抑制能力 。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 33 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設(shè)計(jì) 前置放大器輸出的信號(hào)并不是純粹的心電信號(hào)，其中除了夾雜著不少的工頻干擾外，還有可觀的直流或低頻分量。這往往來自于電極極化電壓的不平衡、前置放大器的失調(diào)漂移以及人體的活動(dòng)等因素。這不僅會(huì)引起心電信號(hào)的基線漂移，也不利于后續(xù)電路的處理。 設(shè)計(jì)采用了一個(gè) RC高通濾波器來濾除這些 直流和低頻分量 。由于心電信號(hào)的頻率下限為 ，高通濾波器的截止頻率一般定為 ，由此算出時(shí)間常數(shù) RC約為 。可見此 RC高通濾波器的時(shí)間常數(shù)很大，會(huì)導(dǎo)致其動(dòng)態(tài)響應(yīng)的緩慢。假設(shè)其輸入來一個(gè)較大的跳變（這在心電測量中會(huì)經(jīng)常發(fā)生），則其輸出也會(huì)跟隨跳變，然后緩慢地以指數(shù)曲線形式回到零。也就是說 心電基線會(huì)長時(shí)間不能回零。 為消除這一現(xiàn)象，特設(shè)計(jì)了 基線復(fù)零電路 ，其工作原理是這樣的：由 R12到 R1U3A、 U3B以及 D D2組成窗口比較器，門限設(shè)為 177。 200mV，也就是說當(dāng)高通濾波器的輸出（即 C R20結(jié)點(diǎn)）電壓高于 200mV或低于 200mV時(shí)，比較器輸出高電平，使三極管Q Q2導(dǎo)通，迅速將輸出點(diǎn)電位拉低，從而使基線復(fù)零。 此電路兼有電極脫落檢測功能。當(dāng)電極脫落時(shí)，前置放大器飽和，輸出滿幅度電壓加到高通濾波器，使窗口比較器輸出高電平，點(diǎn)亮 LED，實(shí)現(xiàn)報(bào)警功能。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 34 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設(shè)計(jì) 盡管前置放大電路具有較高的共模干擾抑制能力，但正如前面所討論的那樣，有些工頻干擾是以差模形式進(jìn)入放大器的；還由于包含電極在內(nèi)的輸入回路的不穩(wěn)定等因素，所以前置放大電路輸出的心電信號(hào)中仍然不可避免地混有較強(qiáng)的工頻干擾。由于陷波器設(shè)計(jì)為單 ，所以陷波之前需加一級電平遷移電路，即在心電信號(hào)上疊加一個(gè)合適的直流電平。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 35 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設(shè)計(jì) 由于近年來電源的諧波污染越來越嚴(yán)重，所以工頻干擾信號(hào)中除了 50Hz基波頻率分量外，還有較多的 100Hz、 150Hz等諧波頻率分量，這些頻率分量經(jīng) 50Hz陷波后仍然存留于心電信號(hào)中。另一方面，心電信號(hào)中還混有較高頻率的肌電干擾以及開關(guān)電容濾波帶來的開關(guān)噪聲。所以在 50Hz陷波之后設(shè)置一級低通濾波器是必要的。為達(dá)到較好的濾波效果而又不使電路過于復(fù)雜，設(shè)計(jì)了一個(gè)二階壓控電壓源（ VCVS）低通濾波器，電路結(jié)構(gòu)如圖所示。 重慶大學(xué)電氣工程學(xué)院 36 心電測量及儀器 7. 心電圖自動(dòng)分析方法 20世紀(jì) 50年代以來，人們已開發(fā)了許多心電圖計(jì)算機(jī)自動(dòng)分析程序。 1959年 Piberger等人開發(fā)的可以區(qū)分心電圖正?；虍惓５男碾妶D自動(dòng)分析程序、 60年代 Staples等提出的診斷心電圖的分枝樹邏輯分析方法、 70年代 Macfarlane等提出的多次心電圖分析與比較的心電圖分析程序、 80年代后期 Narquues等提出的統(tǒng)計(jì)心電圖分類的線性預(yù)測方法，以及新近的各種神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法、小波變換法等心電自動(dòng)