【文章內(nèi)容簡介】 和興奮傳導途徑有無異常心臟 活 動，再經(jīng)處理后記錄到特殊的記錄紙上，這樣能 生成一種詳細的心電圖。心電圖中 QRS 波群是心臟的細胞除極而產(chǎn)生的，T 波則反映了復極的 過程。一個正常的心電圖所應顯示的心電波形應該包括 P 波、QRS 波群和 T 波三部分。在心電圖中可以看出心臟所產(chǎn)生的電位變化情況有著一定的周 期性，它的一個周期代表人體一次心跳所產(chǎn)生的心電變 化情況。下面對心電 波形（如圖 21 所示）的幾個組成部分進行簡單說明[9]。P 波：在心電波形中首先出現(xiàn)的一個小二圓鈍的波，即為 P 波，它體現(xiàn) 的是心臟左、右心房的去極化過程，反映從心房開始除極至心室開始除極總 共所需要的時間，P 波的寬度一般為 ~ 秒，電壓不大于 毫伏。PR 段：是指 P 波起點到 QRS 波群起點之間的時段，起點表示心房除 極完畢，終點表示心室除極開始，從中 可以測量到心房 PR 段反映興奮通 過心房后向房室交界處傳導至心室過程中的電位變化，但是這一過程電位的 變化微弱，一般記錄不到電位的改變 PR 段的 持續(xù)時間 一 般大 概 是 秒。圖 21 心電波形的形成QRS 波群：這個波群可以反映左、右心室的去極化進程，在這 期間， 心臟電位的沖動會先到達到心室間隔的左側(cè)面，從間隔的里層朝著外層依次 傳 導 。 伴 隨 著 心 室 的 不 同 位 置 的 按 一 定 順 序 除 極 而 產(chǎn) 生 的 三 個 波 形 叫 做 QRS 波群。典型的 QRS 波包括三個緊密連接的心電波形，分別是幅值最開 始下降的 Q 波，接著是幅值突然大幅上升的 R 波，然后是幅值迅速降低的 S 波，但是并非所有心電導聯(lián)測量到的心電波形都會包含 QRS 波，一般來 說，QRS 波群大約會持續(xù) 秒[10]。ST 段：指的是在 QRS 波群結(jié)束之后和 T 波產(chǎn)生前時期線段，在這期 間，心室進入了較為平緩的復極時期，所以此時心電幅度變化較小，通常情 況下這個波形會和時間軸處于水平狀態(tài)，相對于上一個波群結(jié)束后向下的偏 移量不大于 毫伏向上的偏移量不大于 。T 波：是指緊接著 QRS 波群的是一個幅值變化比較平穩(wěn)的稍微朝上增 加的波，體現(xiàn)此時心室狀態(tài)正在向復極狀態(tài)轉(zhuǎn)變，這個波形存在的時間比較 長。心室的復極化是指，心室細胞膜的電位慢慢地由外壁的負電位變?yōu)檎?位， 細胞膜內(nèi)壁的 電位又 慢慢 變成負電位[11] ，這個階段 的電位變化 與心肌 肌細胞的活動相連，這個期間心臟的電位變化較小，因此在心電波形就會顯示持續(xù)時間較長但變化平緩的波形。T 波存在的時間在 ~ 秒左右。U 波：在上一個波形結(jié)束之后再經(jīng)過大約 秒的時間，心臟會 產(chǎn)生一個的 較 寬 但 是 幅 值 大 多 都 小 于 毫 伏 的 波 形 ， 持 續(xù) 時間 大概有 ， 通 常情 況 下這 個波 形 是 因為 心 室 舒 張期 間 不 同部 位 產(chǎn) 生 的負 電 流 組 成的[12]。 心電導聯(lián)體系和發(fā)展歷程介紹在人體皮膚上使用心電電極和導聯(lián)線來采集心電信號只是心電圖形成的 第一步。心電導聯(lián)表示在采集心電活動情況時，使用特定材質(zhì)制造的線材和 貼在人體皮膚表面指定的檢測部位(正極端)與參照部位(負極端 )的電極片 和 接地部位的連接方法。通過導聯(lián)線設(shè)備能夠探測到心臟的電位變化，該變化可以被 Holter 和 遠距離心電監(jiān)控等設(shè)備記錄。使用十二導導聯(lián)線來檢測可以 更加整體地體現(xiàn) 心臟電位變化的狀態(tài)，這種導聯(lián)連接方式主要用于做常規(guī)靜態(tài)心電圖檢查。 1906 年，荷蘭科學家威廉愛因托芬創(chuàng)建了標準雙極肢體導聯(lián) [13] 即為 為在心電檢測過程中最常用的 I、II、III 導聯(lián) I 導聯(lián)為體表電極連接左臂(+) 和右臂()；II 導聯(lián)為體表電極連接右臂()和左腿(+)；III 導聯(lián)為體表電極 連接左臂()左腿(+) 1932 年，路易斯和威爾遜創(chuàng) 建了單極胸前導聯(lián)，即為胸導，該導聯(lián)體 系共有六個體表電極，名稱分別為 V1,V2,V3,V4,V5,V6。V1 位于胸肋骨右 側(cè)邊緣第四肋間隙（第四肋骨至第五肋骨間）； V2 位于胸肋骨左側(cè)邊緣第四 肋間隙（第四肋骨與第五肋骨之間）；V3 位于置于 V2 和 V4 導聯(lián)中間；V4 位于第五肋間隙與鎖骨中線的交點處；V5 與 V4 導聯(lián)水平，位于與腋前線 的交點；V6 與 V5 導聯(lián)水平，位于腋中線交點 1942 年，戈德伯格科學家創(chuàng)建了加壓單極肢體導聯(lián) [14]。aVR 導聯(lián)為右右手上 臂 (+)和左手 上 臂與左 腿下 肢 ()的中 點連接 ； aVL 導聯(lián) 為 左手上 臂(+)和右手上臂與左下肢()的中點連接；aVF 導聯(lián)為左腿下肢(+)和右手上 臂與左手上臂()的中點連接 本系統(tǒng)的設(shè)計采用修正的五電極導聯(lián)體系如表 22 以及圖 23 所示，采 電極位置 標號 胸骨右側(cè)鎖骨中線第一肋間的空隙 RA 右側(cè)鎖骨中間位置劍突水平處 RL 胸骨左側(cè)第四肋間空隙 V 胸骨左側(cè)與鎖骨中線第一肋間的交點 LA 左鎖骨中線劍突水平處 LL 用了 I、II、III 導聯(lián)以及胸導電極，并且設(shè)計了右腿驅(qū)動電路。 表 22 電極位置與標號圖 23 人體電極位置 心電信號檢測電路硬件設(shè)計要求心臟在活動的過程中，能夠自發(fā)生成特定性興奮電流的細胞即心肌自律 細胞。比如竇房結(jié)、浦肯野細胞就會產(chǎn)生生物電流，這個電流在人體表面的 各個部位所產(chǎn)生的電動勢也不同，通過電極連接人體皮膚表面的特定位置， 通過導聯(lián)線采集信號所形成的電動勢的變化情況并記錄就成為心電圖 [15]。心電信號的頻率一般為 赫茲至 100 赫茲，幅度在 10181。V~5mv 左右。心電信號的幅度很弱小，而且常常摻雜有人體的肌電雜波信號以及來自外部 的 電流 雜 波。 在 心電 信 號提 取的 過 程中 比 較不 容 易完 成 的是 在 如此 多 外界干擾中采集微弱的信號，這也是心電信號采集設(shè)備設(shè)計的關(guān)鍵點之一。 本文的系統(tǒng)能順從市場的發(fā)展前景，將采集設(shè)備的體積做得足夠小，并且采 用了低壓供電系統(tǒng)，能較好地保護使用者的安全。通過采集位于人體左臂、 左腿、右臂、右腿以及胸導聯(lián)電極的心電信號。本系統(tǒng)的設(shè)計應具有醫(yī)療專用設(shè)備的特性，同時又需考慮到使用者為家 庭用戶，所以除了儀器設(shè)計需科學性和先進性之外，還應考慮到安全性。對 儀器的體積，價格，性能，操作方法都應考慮到使用者的需要。本文設(shè)計的 心電采集模塊作為家庭個人醫(yī)療設(shè)備，應便于不了解專業(yè)設(shè)備操作方法的人 員進行使用，同時又可以為專業(yè)醫(yī)生提供可靠的檢查結(jié)果，而且利于醫(yī)生對 患者做出診斷，所以本系統(tǒng)的總體設(shè)計要求如下：設(shè)備應對人體無損傷，方便非專業(yè)醫(yī)生人員進行使用；高度智能化和自 動化，即使出現(xiàn)操作失誤也不會對使用者造成嚴重傷害；體積和質(zhì)量都用做 到便于攜帶和保存。在 整 個 系 統(tǒng) 中 ， 心 電 信 號 的 采 集 模 塊 非 常 重 要 ， 信 號 的 好 壞 也 取 決 于 此，因此采集電路的設(shè)計應兼顧性能與穩(wěn)定性。本文系統(tǒng)的總體設(shè)計框圖如 圖 24 所示：圖 24 系統(tǒng)框圖從圖 24 可以看出，采集電路主要由以下幾個部分組成：采集電極、保 護電路、信號緩沖電路、導聯(lián)差分電路、濾波電路、模數(shù)轉(zhuǎn)換電路。放大以及濾波電路的設(shè)計將會影響心電信號采集的質(zhì)量，所以一定要嚴格要求放大器的各項參數(shù)。心電檢測電路從人體的體表檢測到電位 變化，通過放大、濾 波和將模擬的信號轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號的芯片后，經(jīng)過 ARM7 內(nèi)核的 LPC2138 處理，將數(shù)據(jù)發(fā)送至藍牙通信模塊，數(shù)據(jù)被主機接收后即能顯示出波形。 心電檢測電路設(shè)計 保護和濾波電路在臨床上，心電電路除了單獨用于檢查心電以外， 還可能要與其它醫(yī)療 設(shè)備同時使用，例如高頻電刀、除顫器等，在家庭使用時還可能有其他用電 器也同時使用，這些電器的輸出均為高電壓；而且在使用時人體還有可能產(chǎn) 生靜電，為了防止對芯片造成損害以及保證電路安全正常運行 ，在導聯(lián)輸入前級采用過壓保護，如圖 25 所示。D1002 1+7V 7V3輸入 R105 R106 輸出LP101C103圖 25 保護和濾波電路圖 25 中，LP101 為 R075XA 陶瓷氣體放電三極管，三極管擁有兩個端 電極 a、b，和兩個瓷管。三極管 管內(nèi)用惰性氣體填滿管子的內(nèi)部， 陶瓷氣 體放電管 組 成 高 壓 保 護 單 元 ， 能 夠 抵 抗 75V （ 正負 20% ） 的 電 壓 沖 擊 和5KA 沖擊電流。 當加載在三極管 的電壓 超出其保護的額度值時 ，三極管 內(nèi) 會自動短路，并“吸收掉”會造成危險的電壓，從而防止后級電路和使用者 出現(xiàn)事故。雙開關(guān)二極管 D100 內(nèi)部有兩個二極管，D100 的 2 端和 1 端分別加上177。7V 電壓，當 3 端的電壓大于+7V 或者小于7V 時，其中一個二極管將會近 似短路，電壓將會被限制。相反，當 3 端電壓在7V~+7V 之間時，兩個二 極管均截止近似開路，電壓通過 R106 到后級。所以， D100 的作用是將 3 端的電壓限制在7V~+7V 之間。R105 和 C103 構(gòu)成 RC 低通濾波電路，當有高頻（如 1MHz）雜波信號 干擾時，此時高于低通截止頻率，雜波信號會經(jīng)過 C103 近似短路到地，得 以濾除。 緩沖電路輸入緩沖器采用電壓跟隨器電路，能夠避免人體與導聯(lián)電路的直接相連 接。在圖 26 中，心電信號輸入到 U101A 即 LF44F 低功耗四通道精密放大 器中，該放大器和 LM148 放大器具有相同的帶寬、頻率、增益，并且只需 有其四分之一的供電電流即可正常工作。 U101A 構(gòu)成的其中一路緩沖放大 器，它具有高輸入阻抗，低輸出阻抗，增益為“1”的特性。設(shè)置緩沖放大器的第一個優(yōu)點是能夠提高放大器的輸入阻抗，防止導聯(lián) 與人體皮表接觸時所產(chǎn)生的電阻而引起的信號衰減，提高采集心電信號時的 共模抑制比和心電描記幅度，另一方面，設(shè)置緩沖器電路耗能提供較低的輸出阻抗可確保有效地驅(qū)動后級導聯(lián)電路工作。7VC1202輸入 3114+7V1 輸出U101A C121圖 26 緩沖器電路 心電導聯(lián)差分放大電路導聯(lián)檢測電路采取了優(yōu)化的五電極導聯(lián)體系。用電極片貼在人體表面的 任何兩個地方上再用特制的導線分別于與心電圖機的正端和負端連接，便可 觀察體表兩處心電電位的活動情況。在人體的任意三個肢體上安置電極，由 于人體左邊的肩膀和右邊肩膀以及臀部離心臟的距離類似相等，因此在人體 表面上假想出一個等邊三角形，心電信號從心臟出來后，能夠迅速均勻地在 體腔傳播， LA、RA 和 LL 三點形成一個等邊三角形，即“愛氏三角”，如圖 27 所示，同時，假設(shè)心臟產(chǎn)生的電偶向量位于此等邊三角形的中心 。RA I LARA I + LAII IIIII III+ +LL LL圖 27 愛氏三角示意圖在電路中，LA 和 RA 差分放大為導聯(lián) I，如圖 28（a）所示，RA、LA、LL 和 V 差分放大為胸導聯(lián)，如圖 28（b）所示。CB1 CB2R124 R125 R126 R1277VC13442 61 7 Ⅰ導聯(lián)RA 3LA8+7VU103A C1355 U103B（a）CB7 CB8R157 R158 R159 R160RA R121LA R122LL R123V7V4238+7VC1441U106A C14567 胸導聯(lián) V5 U106B（b）圖 28 心電導聯(lián)電路（a）I 導聯(lián)電路（b）胸導聯(lián)電路 濾波放大電路因為心電信號的幅度比較小而且具有一定的周期性，在心電的檢測期間 會被環(huán)境 電氣、 患者 的肌電等方面的影響 ， 而且信號中常常伴 隨著頻率 為5