【文章內容簡介】 由于放大器輸入阻抗很高，所以導聯(lián)線分布電容中的位移電流 Id Id2不會流入放大器，而是經過電極與皮膚的接觸阻抗Z Z2進入人體。 如果有 Z1=Z2， C1=C2，即導聯(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。取一組典型數值：設 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，約為心電信號幅值的 3%。 重慶大學電氣工程學院 27 心電測量及儀器 5. 心電信號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=， 則在標準肢體 I導聯(lián)的心電信號上，將疊加兩臂間的位移電流造成的電壓為： 400Ω 2=160μV，即相當于心電信號幅值的 16%。 縮短兩個電極之間的距離，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。除了盡量使人體遠離干擾源或對人體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。 重慶大學電氣工程學院 28 心電測量及儀器 5. 心電信號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)輸入回路構成環(huán)路時，將在環(huán)路中感應出干擾電壓，其幅值為 ωABcosθ,其中 ω為磁場的角頻率， A為環(huán)路面積， B為磁感應強度， 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。 重慶大學電氣工程學院 29 心電測量及儀器 5. 心電信號干擾來源分析和解決辦法 生物電引導電極是經過一定處理的金屬板、金屬絲或金屬網。用電極引導生物電信號時，與電極直接接觸的是電解質溶液，如導電膏、人體汗液或組織液，因而會形成一個 金屬 電解質溶液界面 。由電化學的知識可知，在金屬和電解液之間會形成電荷分布，產生一定的電位差，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間的電位差時，兩電極保持對稱就可以使極化電壓互相抵消。但實際上，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，所以不可避免會造成干擾。特別是當電極和皮膚接觸不良是時，會造成很嚴重的干擾。 另一種情況是人的運動造成電極與皮膚接觸阻抗變化而引起的瞬時的（但非階躍）基線改變。由于此類干擾具有很強的隨機性，很難通過軟件或是硬件的方法消除，選用優(yōu)質的電極、監(jiān)護前仔細處理皮膚、監(jiān)護過程中盡量避免電極與皮膚間的相對運動往往是最有效的方法。 2).電極極化干擾 重慶大學電氣工程學院 30 心電測量及儀器 5. 心電信號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。肌肉的生物電活動形成的電位隨時間的變化曲線稱為肌電圖。 肌電活動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（臨床應用上限 5kHz就足夠了）。肌電信號的頻譜在一定范圍內與心電信號的頻譜重合，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計中進行適當的濾波處理之外，臨床應用中使病人避免較為劇烈的運動也是必要的。 3).肌電干擾 重慶大學電氣工程學院 31 心電測量及儀器 5. 心電信號干擾來源分析和解決辦法 基線漂移和呼吸時 ECG幅值的變化一般由人體呼吸、電極移動等低頻干擾所引起， 頻率小于 5Hz；其變化可視為一個加在心電信號上的與呼吸同頻率的正弦分量，呼吸時 ECG幅值約有 15%的變化。除了用硬件加強濾波處理外，軟件上也可以采取適當的算法來減輕或是消除這些因素的影響。 4).基線漂移和呼吸時 ECG幅值的變化 重慶大學電氣工程學院 32 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設計 輸入阻抗 高共模抑制比 低噪聲 低漂移 為進一步提高整個電路抗共模干擾的能力，還采取了 屏蔽驅動和右腿驅動 兩項措施。通過兩個阻值相等的電阻 R R5可取出共模輸入電壓于 R R5的結點，此電壓經集成運放 TLC2252跟隨后加到導聯(lián)線的屏蔽層，實現屏蔽驅動；與此同時，共模電壓經另一運放和 R R C3等組成的反相放大電路放大后經 R8加到右腿上，實現右腿驅動 。 屏蔽驅動 的原理在于使左、右手導聯(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。右腿驅動 是通過電路的共模電壓并聯(lián)負反饋將共模干擾抵消。采用這兩項措施顯著改善了前置級的 共模抑制能力 。 重慶大學電氣工程學院 33 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設計 前置放大器輸出的信號并不是純粹的心電信號，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、前置放大器的失調漂移以及人體的活動等因素。這不僅會引起心電信號的基線漂移，也不利于后續(xù)電路的處理。 設計采用了一個 RC高通濾波器來濾除這些 直流和低頻分量 。由于心電信號的頻率下限為 ，高通濾波器的截止頻率一般定為 ，由此算出時間常數 RC約為 ?？梢姶?RC高通濾波器的時間常數很大，會導致其動態(tài)響應的緩慢。假設其輸入來一個較大的跳變（這在心電測量中會經常發(fā)生），則其輸出也會跟隨跳變，然后緩慢地以指數曲線形式回到零。也就是說 心電基線會長時間不能回零。 為消除這一現象，特設計了 基線復零電路 ，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，門限設為 177。 200mV，也就是說當高通濾波器的輸出（即 C R20結點）電壓高于 200mV或低于 200mV時，比較器輸出高電平，使三極管Q Q2導通，迅速將輸出點電位拉低，從而使基線復零。 此電路兼有電極脫落檢測功能。當電極脫落時，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，點亮 LED，實現報警功能。 重慶大學電氣工程學院 34 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設計 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入放大器的；還由于包含電極在內的輸入回路的不穩(wěn)定等因素，所以前置放大電路輸出的心電信號中仍然不可避免地混有較強的工頻干擾。由于陷波器設計為單 ，所以陷波之前需加一級電平遷移電路，即在心電信號上疊加一個合適的直流電平。 重慶大學電氣工程學院 35 心電測量及儀器 6. 典型心電測量電路設計 由于近年來電源的諧波污染越來越嚴重，所以工頻干擾信號中除了 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 50Hz陷波后仍然存留于心電信號中。另一方面，心電信號中還混有較高頻率的肌電干擾以及開關電容濾波帶來的開關噪聲。所以在 50Hz陷波之后設置一級低通濾波器是必要的。為達到較好的濾波效果而又不使電路過于復雜，設計了一個二階壓控電壓源（ VCVS）低通濾波器，電路結構如圖所示。 重慶大學電氣工程學院 36 心電測量及儀器 7. 心電圖自動分析方法 20世紀 50年代以來，人們已開發(fā)了許多心電圖計算機自動分析程序。 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)計心電圖分類的線性預測方法，以及新近的各種神經網絡法、小波變換法等心電自動