【文章內(nèi)容簡(jiǎn)介】 給房室結(jié)(也稱(chēng)第二級(jí)起搏點(diǎn))。房室結(jié)向下發(fā)出一條傳導(dǎo)路，稱(chēng)房室束，它位于室間隔內(nèi)。房室束往下又不斷發(fā)左右兩個(gè)束支，越分越細(xì)，最后分別形成互相交織得像網(wǎng)一樣的結(jié)構(gòu)，稱(chēng)普肯耶纖維，終止于心肌內(nèi)。此生物電傳遞變化十分復(fù)雜，呈混沌態(tài)，其有序結(jié)果通過(guò)周?chē)M織傳遍全身，使身體各部位出現(xiàn)有規(guī)律而各向異性的電變化。將測(cè)量電極放置在人體表面的一定部位記錄出來(lái)的心電信號(hào)變化曲線(xiàn)，就是目前臨床上常規(guī)記錄的心電圖(ECG) [10]。 心電信號(hào)時(shí)域特征分析圖 典型的心電信號(hào)，各段波群反映不同階段的心電信號(hào)變化，由于QRS波變化比較集中，所以給出了分解圖 [11]。下面對(duì)每個(gè)波形點(diǎn)作詳細(xì)的介紹：(1)P波：最初產(chǎn)生的偏離的波被命名為P波，它反映心房除極過(guò)程的電位變化，代表了兩個(gè)心房的去極。(2)QRS波群：心室的激活產(chǎn)生的最大的波，它反映心室肌除極過(guò)程的電位變化。典型的QRS波群是指三個(gè)緊密相連的波；第一個(gè)向下的波為Q波，這波不一定總是出現(xiàn)。QRS波的第一個(gè)向上的波為R波，繼R波后第一個(gè)向下的波為S波，發(fā)生在S波后的向上的波稱(chēng)為R’。QRS是廣義的代表心室肌的除極波，并不是每一個(gè)QRS波群都具有Q、R、S三個(gè)波，一個(gè)單相的負(fù)QRS復(fù)合波被稱(chēng)為QS波。(3)P R間期：從P波開(kāi)始到QRS復(fù)合波開(kāi)始，它代表心房肌開(kāi)始除極到心室肌開(kāi)始除極的時(shí)限。正常間期是O．122．O秒，測(cè)量是從P波的起點(diǎn)到QRS復(fù)合波的起點(diǎn)，不管初始波是Q波還是R波。它是房室傳導(dǎo)時(shí)間的一種度量，由于這個(gè)原因，它在臨床診斷上很有用?；€(xiàn)是由波的TP段建立的(T波末端到下一個(gè)P波開(kāi)始)。(4)S T段：是在QRS波群以后，T波以前的一段平線(xiàn)。代表左、右心室全部除極完畢到復(fù)極開(kāi)始以前的一段時(shí)間。該段在確定病理學(xué)上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。在正常情況下，它用作測(cè)量其它波形幅度的等電勢(shì)線(xiàn)。(5)T波：代表心室肌復(fù)極過(guò)程引起的電位變化。(6)QT間期：代表整個(gè)心室肌自開(kāi)始除極至復(fù)極完畢的總時(shí)間。QT間期代表體現(xiàn)了心室肌肉激活間期和恢復(fù)。這個(gè)持續(xù)時(shí)間和心率的變化相反。但通常不采用QT，而采用修正QT，稱(chēng)為QTC：QTC=QT+1．75(心室率—60)。體表心電圖反映的是心電信號(hào)的時(shí)域特性，經(jīng)分析可以看出ECG信號(hào)的特征段的分界處是波形上的拐點(diǎn)。 心電信號(hào)的電特性分析按照美國(guó)心電學(xué)會(huì)確定的標(biāo)準(zhǔn)，正常心電信號(hào)的幅值范圍在10μV4mv之間，典型值為1mV。，而90％35Hz之間，心電信號(hào)頻率較低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要頻率， [12]。心搏的節(jié)律性和隨機(jī)性決定了心電信號(hào)的準(zhǔn)周期和隨機(jī)時(shí)變特性。從醫(yī)學(xué)理論和實(shí)踐可以理解，心電信號(hào)受人體生理狀態(tài)和測(cè)量過(guò)程等多種因素的影響而呈現(xiàn)復(fù)雜的形態(tài)；同時(shí)，個(gè)體的差異也使心電信號(hào)千差萬(wàn)別。闡述心電信號(hào)特征的相關(guān)文章和書(shū)籍很多，本人在認(rèn)真閱讀和分析的基礎(chǔ)上，得出心電信號(hào)特征主要體現(xiàn)在以下四個(gè)方面：(1)微弱性：從人體體表獲取的心電信號(hào)一般只有10μV4mV，典型值為1mV。(2)不穩(wěn)定性：人體信號(hào)處于不停的動(dòng)態(tài)變化當(dāng)中。(3)低頻特性：。(4)隨機(jī)性：人體心電信號(hào)反映了人體的生理機(jī)能，是人體信號(hào)系統(tǒng)的一部分，由于人體的不均勻性，且容易接收外來(lái)信號(hào)的影響，信號(hào)容易隨著外界干擾的變換而變化，具有一定的隨機(jī)性。 心電信號(hào)的噪聲來(lái)源人體心電信號(hào)是一種弱電信號(hào)，信噪比低。一般正常的心電信號(hào)頻率范圍 Hz，而90％的心電信號(hào)(ECG) Hz之間 [13]。采集一種電信號(hào)時(shí)，會(huì)受到各種噪聲的干擾，噪聲來(lái)源通常有下面幾種：(1)工頻干擾 50 Hz工頻干擾是由人體的分布電容所引起，工頻干擾的模型由50 Hz的正弦信號(hào)及其諧波組成。幅值通常與ECG峰峰值相當(dāng)或更強(qiáng)。(2)電極接觸噪聲 電極接觸噪聲是瞬時(shí)干擾，來(lái)源于電極與肌膚的不良接觸，即病人與檢側(cè)系統(tǒng)的連接不好。其連接不好可能是瞬時(shí)的，如病人的運(yùn)動(dòng)和振動(dòng)導(dǎo)致松動(dòng)；也可能是檢測(cè)系統(tǒng)不斷的開(kāi)關(guān)、放大器輸入端連接不好等。電極接觸噪聲可抽象為快速、隨機(jī)變化的階躍信號(hào)，它按指數(shù)形式衰減到基線(xiàn)值，包含工頻成分。這種瞬態(tài)過(guò)渡過(guò)程可發(fā)生一次或多次、其特征值包括初始瞬態(tài)的幅值和工頻成分的幅值、衰減的時(shí)間常數(shù)；其持續(xù)時(shí)間一般的1s左右，幅值可達(dá)記錄儀的最大值。(3)人為運(yùn)動(dòng) 人為運(yùn)動(dòng)是瞬時(shí)的(但非階躍)基線(xiàn)改變，由電極移動(dòng)中電極與皮膚阻抗改變所引起。人為運(yùn)動(dòng)由病人的運(yùn)動(dòng)和振動(dòng)所引起，造成的基線(xiàn)干擾形狀可認(rèn)為類(lèi)似周期正弦信號(hào)，其峰值幅度和持續(xù)時(shí)間是變化的，幅值通常為幾十毫伏。(4)肌電干擾(EMG) 肌電干擾來(lái)自于人體的肌肉顫動(dòng)，肌肉運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生毫伏級(jí)電勢(shì)。EMG基線(xiàn)通常在很小電壓范圍內(nèi)。所以一般不明顯。肌電干擾可視為瞬時(shí)發(fā)生的零均值帶限噪聲，主要能量集中在30300 Hz范圍內(nèi)。(5)基線(xiàn)漂移和呼吸時(shí)ECG幅值的變化 基線(xiàn)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5 Hz；其變化可視為一個(gè)加在心電信號(hào)上的與呼吸頻率同頻率的正弦分量，變化幅度的為ECG峰峰值的15％。(6)信號(hào)處理中用電設(shè)備產(chǎn)生的儀器噪聲 心電信號(hào)是由人體心臟發(fā)出的極其精密、相當(dāng)復(fù)雜并且有規(guī)律的微弱信號(hào)，外界干擾以及其它因素的存在都會(huì)使其變得更為復(fù)雜，要準(zhǔn)確地對(duì)其進(jìn)行自動(dòng)檢測(cè)、存儲(chǔ)、分析卻是一項(xiàng)十分艱巨的任務(wù)。例如，工頻干擾信號(hào)對(duì)心電圖的影響會(huì)使心電信號(hào)的特征點(diǎn)定位變得十分困難。因此，心電信號(hào)的監(jiān)視、分析必須在建立在有效抑制各種干擾、檢測(cè)出良好的心電信號(hào)的基礎(chǔ)之上。 心電電極和導(dǎo)聯(lián)體系分析 系統(tǒng)電極選擇心電信號(hào)檢測(cè)一般采用體表電極，隨著時(shí)代的發(fā)展金屬電極已經(jīng)成為了體表的連接器。一個(gè)由鹽溶液和膠組成的電極層成為了金屬電極和皮膚的接觸面。身體內(nèi)部電流是由離子運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的，而在導(dǎo)線(xiàn)中的電流是由電子的運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的。電極系統(tǒng)可完成離子電流到電子電流的轉(zhuǎn)換。當(dāng)病人身體的運(yùn)動(dòng)會(huì)導(dǎo)致電極電位的變化，當(dāng)用兩個(gè)電極分別引導(dǎo)生物體兩點(diǎn)的電位時(shí)，如果兩個(gè)電極本身的電位不同則會(huì)造成記錄中的偽差(又稱(chēng)極化電壓)。這個(gè)小失調(diào)電壓會(huì)隨心電信號(hào)放大1000倍，因此小信號(hào)的變化也會(huì)導(dǎo)致信號(hào)的基線(xiàn)漂移。極化電壓在心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)中屬于干擾因素，應(yīng)盡量避免極化噪聲的影響。因此在心電測(cè)量系統(tǒng)中要求采用非極化或極化電壓微弱的電極。可采用表面鍍有AgAgCl的可拆卸的一次性軟電極，并在電極上涂有優(yōu)質(zhì)導(dǎo)電膏，使它更接近非極化電極，有效地抵消極化電壓引起的干擾。該電極漂移電位非常小，它在A(yíng)g層上鍍了一層AgCl。氯離子將在體內(nèi)、電極內(nèi)以及在A(yíng)gCl層內(nèi)運(yùn)動(dòng)，在這里轉(zhuǎn)換成在A(yíng)g中的電子運(yùn)動(dòng)并傳導(dǎo)到導(dǎo)線(xiàn)中。這種方法把直流漂移電位減小到與峰值相比非常小的程度。因此，這種電極移動(dòng)導(dǎo)致的基線(xiàn)漂移比其他極化電極要小很多 [14]。 心電信號(hào)導(dǎo)聯(lián)體系分析心電信號(hào)是典型的人體電信號(hào)，人體電信號(hào)本質(zhì)是兩點(diǎn)的電位差信號(hào)，直接加電極于身體并且通過(guò)一定的導(dǎo)聯(lián)方式就可以觀(guān)察到心電信號(hào)。導(dǎo)聯(lián)方式即輸入導(dǎo)線(xiàn)與電極放置在機(jī)體特定的測(cè)試部位(正輸入端)、參比部位(負(fù)輸入端)和接地部位的連接方式。在心電圖學(xué)中有三種基本的導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)：第一個(gè)導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)具有最普遍的12導(dǎo)聯(lián)，它定義了一組12個(gè)電位差，用他們來(lái)形成標(biāo)準(zhǔn)臨床ECG。Einthoven于1903年提出雙極肢體I、II、III，1930年代Wilson提出V1V6單極胸導(dǎo)聯(lián)，40年代Goldberger改良了中心電端，提出aVR、aVL、aVF單極加壓肢體導(dǎo)聯(lián)。這就是臨床上采用的EinthovenWilson12標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)體系。第二個(gè)導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)規(guī)定記錄VCG的的電極的位置，F(xiàn)rank正交校正導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)：正交導(dǎo)聯(lián)指與該導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)相伴隨的導(dǎo)聯(lián)向量是正交的，1956年Frank提出了三個(gè)正交導(dǎo)聯(lián)X、Y、Z，精確測(cè)量了相互垂直方向上模擬心臟電活動(dòng)的各分量。第三導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)為監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，典型的只分析一個(gè)或兩個(gè)導(dǎo)聯(lián)。該系統(tǒng)的主要目的是可靠地識(shí)別每次心跳并進(jìn)行節(jié)律分析，所以電極的配置應(yīng)以獲得在基本的ECG中有較大的R波為原則。如I、II、III導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)。被世界各國(guó)公認(rèn)的是應(yīng)用己久的國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)體系：即1903年Einthoven發(fā)明標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)的I、II、III；1940年Wilson提出，1942年Goldberger完善的加壓肢體導(dǎo)聯(lián)avR、aVL、aVF與胸導(dǎo)聯(lián)VVVVVV6。因此把國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)十二導(dǎo)聯(lián)體系，分別記為I、II、III、aVR、aVL、aVF、V1～V6，其中，I、II、III導(dǎo)聯(lián)為雙極導(dǎo)聯(lián)，aVR、aVL、aVF、V1～V6為單極導(dǎo)聯(lián)。國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)體系中，需要在人體體表放置10個(gè)電極，分別位于左臂(LA)、右臂(RA)、左腿(LL)、右腿(RL)以及胸部6個(gè)電極(V1一V6)。在記錄心電圖時(shí)，右腿電極一般作為參考電極，其余九個(gè)電極作為心電電極。肢體電極采用的是平板式電極，胸電極采用吸附式電極 [15]。接下來(lái)，對(duì)各種導(dǎo)聯(lián)結(jié)構(gòu)進(jìn)行介紹。(1)雙極肢體導(dǎo)聯(lián)雙極肢體導(dǎo)聯(lián)又稱(chēng)標(biāo)準(zhǔn)I、II、III導(dǎo)聯(lián)，它是以?xún)芍w間的電位差作為所獲取的體表心電。，其中A代表放大器，M為右腿驅(qū)動(dòng)電路。 雙極肢體導(dǎo)聯(lián)(2)單極肢體導(dǎo)聯(lián)單極導(dǎo)聯(lián)表示一個(gè)單獨(dú)點(diǎn)的電勢(shì)變化，Wilson等人在1940年提出了“中心電位端”的概念。實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn)，當(dāng)人體皮膚涂上導(dǎo)電膏后，左上肢、右上肢和左腿與心臟間的電阻分別為2kΩ、1．5k Ω、2． 5k Ω，如果將三個(gè)肢體連接成一點(diǎn)作為參考電極點(diǎn)，在心臟電活動(dòng)過(guò)程中，這一點(diǎn)的電位并不等于零。Wilson提出在三個(gè)肢體上各串聯(lián)一個(gè)平衡電阻(阻值在5 k Ω300 kΩ之間)，以使得三個(gè)肢體端與心臟間的電阻數(shù)值互相接近，因而把它們連接起來(lái)獲得一個(gè)電位接近零值的電極電位端，稱(chēng)為威爾遜中心電端。Wilson中心電端的連接。 單極肢體導(dǎo)聯(lián)(3)加壓?jiǎn)螛O肢體導(dǎo)聯(lián)Goldberger于1942年對(duì)單極肢體導(dǎo)聯(lián)進(jìn)行了一定的改進(jìn)，提出了加壓?jiǎn)螛O肢體導(dǎo)聯(lián)的概念，提高了所獲得的心電信號(hào)的幅度。當(dāng)記錄某一肢體單極導(dǎo)聯(lián)心電波形時(shí)，將該肢體與中心電端之間所接的平衡電阻斷開(kāi)，改進(jìn)成增加電壓幅度的導(dǎo)聯(lián)形式，稱(chēng)為加壓?jiǎn)螛O導(dǎo)聯(lián)。 加壓?jiǎn)螛O肢體導(dǎo)聯(lián)(4)單極胸導(dǎo)聯(lián)單極胸導(dǎo)聯(lián)的連接方式是Wilson于1942年提出來(lái)的，為了探測(cè)心臟某一局部區(qū)域的電位變化，將探查電極安放在靠近心臟的胸壁上，參考電極置于威爾遜中心端，探察電極所在部位的電位變化即為心臟局部的電位變化。探察電極安放在前胸壁上的六個(gè)固定位置。將心電信號(hào)連入放大器正輸入端，放大器負(fù)輸入端通過(guò)參考電極接到Wilson中心端。臨床診斷常常用到胸導(dǎo)聯(lián)，由于距心臟較近，獲得的心電波形幅度值較大，便于醫(yī)生診斷。 單極胸導(dǎo)聯(lián)第三章 硬件電路設(shè)計(jì) 心電信號(hào)采集電路的設(shè)計(jì)要求通過(guò)前面的分析得出心電信號(hào)是一種典型的人體生理信號(hào)，具有生物電信號(hào)的普遍特征，如幅度小、頻率低并且易受外界環(huán)境干擾，為采集和測(cè)量帶來(lái)了難度。由于本系統(tǒng)需要進(jìn)行大量的數(shù)學(xué)運(yùn)算，所以對(duì)處理器的數(shù)據(jù)處理能力和速度也有很高的要求。如果選用處理速度很快的處理器，則相應(yīng)的外設(shè)也要有與之相適應(yīng)的性能指標(biāo) [16]。綜合各個(gè)方面因素，電路設(shè)計(jì)要求：(1)對(duì)微弱的心電心電信號(hào)進(jìn)行放大和濾波等必要的信號(hào)調(diào)理a)設(shè)計(jì)合理的導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)，選擇合適的傳感器。b)設(shè)計(jì)合理的有源濾波器，能夠進(jìn)行0．05100Hz的帶通濾波，50Hz陷波。c)實(shí)現(xiàn)1000倍的信號(hào)放大。d)實(shí)現(xiàn)信號(hào)電壓抬高。(2)進(jìn)行符合要求的A／D轉(zhuǎn)換根據(jù)采樣定理，采樣頻率要是心電頻率的2倍以上，所以A/D的采樣頻率至少要達(dá)到200Hz以上。(3)設(shè)計(jì)電源電路 心電采集電路總體框架心電信號(hào)圖 采集電路總體框架由于心電信號(hào)是微弱信號(hào)，所以設(shè)置前置放大器用來(lái)放大心電信號(hào)；為了抑制基線(xiàn)漂移，設(shè)置了 高通濾波；由于心電信號(hào)屬于低頻信號(hào)，設(shè)置了前置放大電平抬升帶通濾波50HZ 陷波 A/D 轉(zhuǎn)換二階低通巴特沃斯濾波器，消除 100 Hz 以上的高頻成分；為了消除 50 Hz 工頻干擾，設(shè)置 50 Hz 雙 T 陷波電路；為了心電信號(hào)不失真，設(shè)計(jì)了電平抬升電路；最后設(shè)置了 A/D 轉(zhuǎn)換電路，使信號(hào)頻率達(dá)到采樣要求 [17]。本系統(tǒng)選用的前置放大器是AD620A，具有很好的性能，非常適合作為心電信號(hào)測(cè)量前置放大器，：(1)電源供應(yīng)范圍：177。177。18V；(2)高精度：輸人最大偏置電流：1mA；輸人最大失調(diào)電流：O．5nA；輸入最大失調(diào)電壓：50μV；最大溫度漂移：O．6μV／℃；輸入阻抗：10GΩ。(3)低雜訊：輸入電壓噪聲(f=1K Hz)：9nV／ ：共模抑制比(增益G=10)：Hz100dB。AD620的增益可調(diào)，范圍為1～1000倍，通過(guò)調(diào)節(jié)AD620A的1和8腿之間的Rg的值來(lái)實(shí)現(xiàn)： ?????? AD620引腳分布圖本電路所用的集成放大電路為OP07。OP07芯片是一種低噪聲的單運(yùn)算放大器集成電路。由于OP07具有非常低的輸入失調(diào)電壓（對(duì)于OP07A最大為75μV），所以O(shè)P07在很多應(yīng)用場(chǎng)合不需要額外的調(diào)零措施。OP07同時(shí)具有輸入偏置電流低（OP07A為177。2nA）和開(kāi)環(huán)增益高（對(duì)于OP07A為300V/mV）的特點(diǎn)，這種低失調(diào)、高開(kāi)環(huán)增益的特性使得OP07特別適用于高增益的測(cè)量設(shè)備和放大傳感器的微弱信號(hào)等方面。其主要規(guī)格參數(shù)有：電源供應(yīng)范圍：3V18V；輸入最大失調(diào)電壓：75μV；最大溫度漂移： /℃。 OP07引腳圖 采集電路模塊 前置放大電路設(shè)計(jì)前置放大是整個(gè)信號(hào)放大最關(guān)鍵的環(huán)節(jié)，關(guān)系到整個(gè)模擬采集部分的工作性能。前面已經(jīng)對(duì)心電信號(hào)的干擾因素已經(jīng)有比較全面