【文章內(nèi)容簡介】 對心電數(shù)據(jù)的分析。然而，這種心電儀在實現(xiàn)多種功能的同時，也有一些缺點 :結構比較復雜、功耗較大、成本也較高。 另一方面，在導聯(lián)個數(shù)上，在相當長的一段時間內(nèi)， 心電導聯(lián)系統(tǒng)一般僅僅 具有單導或三導聯(lián)同步記錄功能，市場上現(xiàn)在也還有很多這種產(chǎn)品 .該類產(chǎn)品因為 只支持少數(shù)的導聯(lián)，因而它的液晶屏幕比較小， 用戶觀察起來很不方便，只能通 過自帶的打印機將心電圖打印出來之 后才能較好的觀察分析。 另外，這種產(chǎn)品往 往不適合復雜心疾病的診斷。 目前很多廠商也在競相開發(fā)支持多導聯(lián)的心電儀產(chǎn)品。 深圳邁瑞電子就是其 中之一，它在便攜式監(jiān)護儀領域做出了帶頭作用，典型的產(chǎn)品有 PM 系列， PM9000 ExpreSS、 PMS000 等等。 隨著集成電路技術、計算機和網(wǎng)絡技術在醫(yī)學領域的進一步深入，今后心電 儀的研究和發(fā)展趨勢主要包括以下幾個方面 : ○ 儀器小巧化。隨著集成電路技術的發(fā)展，心電檢測儀器趨于小型化和便攜 化 Hter 系統(tǒng)和心臟 BP 機等代表了這一發(fā)展趨勢 。令多導同步心電檢測系統(tǒng)尤其是十二導同步心電檢測系統(tǒng)將逐步占領更多 的市場份額。 ○ 今界面友好化。心電儀產(chǎn)品會越來越體現(xiàn)人性化的思想，以方便使用為設計目標之一，本課題中研究的心電儀就采用了觸摸屏的方式，不僅界面友好，而且操作非常方便。 ○網(wǎng)絡化。單個獨立的心電儀系統(tǒng)可以通過網(wǎng)絡連接，和心電檢測數(shù)據(jù)庫互 聯(lián)，提高對疾病的監(jiān)測效率。令性能更高。隨著微處理器和微控制器運算速度的進一步提高，心電儀的處理能力也會不斷得到增強 .〕 本文要實現(xiàn)的目標 本論文描述的便攜式心電儀采用了前端和后端的方式實現(xiàn)。其中前端的數(shù)據(jù)采 集板是基于 C805lF 系列微控制器設計的獨立系統(tǒng)，除了應用于便攜式心電儀之外，該采集系統(tǒng)還可以通過自身的 USB 接口和 PC 互聯(lián)工作。前端同步采集模塊是本要完成的工作內(nèi)容，后端數(shù)據(jù)處理及顯示模塊的設計與實現(xiàn)是其他同學完成 的，在此不做敘述。 本文所設計的心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)要達到如下目標 : ●采集板盡量小型化，集成化。采集板的尺寸要 盡量小，以便于嵌入到小型心電儀內(nèi)部，本系統(tǒng)中采集板的表面尺寸在 6cmxscm 左右 。 ●采集速率最高達到 1O00sps，另外提供 250sps 和 5O0sps 的采集速率以供選擇，支持 12 位的采樣精度 。 中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 3 頁 3 ● 盡可能的降低功耗。開發(fā)的系統(tǒng)要支持電池供電，且電池供電時能持續(xù)工作4小時以上，否則將是無意義的 。 ● 可以采集任意導聯(lián)的數(shù)據(jù)。采集板可以根據(jù)上位機的命令要求獲取任意一個或幾個導聯(lián)的數(shù)據(jù) 。 ● 實時濾波功能。盡量優(yōu)化軟硬件資源，設計適合單片機端實時處理的 FIR 濾波器，去除 50Hz 工頻干擾信號， 提高采集系統(tǒng)的效率，在保證信號質(zhì)量的基礎上為心電圖儀的處理系統(tǒng)提供更加“干凈”的數(shù)據(jù) 。 ● 數(shù)據(jù)臨時保存功能。采集系統(tǒng)要具備數(shù)據(jù)存儲模塊，對采集數(shù)據(jù)進行臨時儲同時具有可以擴展的外部存儲空間，當有特殊需求時實現(xiàn)對大數(shù)據(jù)量的存儲 。 ● 數(shù)據(jù)傳送功能。采集系統(tǒng)可以將緩沖區(qū)中的心電信號數(shù)據(jù)通過串行接口傳送至上位機的診斷系統(tǒng)中。 中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 4 頁 4 2 心電圖基礎知識 心電圖產(chǎn)生機理 心臟是人體血液循環(huán)系統(tǒng)中的重要器官，依靠心臟的節(jié)律性收縮和舒張，血 液才能夠在封閉的循環(huán)系統(tǒng)中不停的流動，將氧氣運輸?shù)饺砀鞑糠值慕M織器 官， 將二氧化碳排出體外，使得生命得以維持。人的心臟在每次收縮之前會先產(chǎn)生電 激動，形成微弱的電流，約在 秒至 秒之后就有機械性的收縮活動 [3]。 在每一個心動周期中，心臟各部分興奮過程中出現(xiàn)的電信號的變化方向、途 徑、次序和時間都具有一定的規(guī)律性。人體是一個良好的導體，心臟正處于這一 導體之中，可以將這種生物電變化通過心臟周圍的導電組織和體液傳導到身體表 面，使身體各部分在每一心動周期中也發(fā)生有規(guī)律的電變化。把測量電極放置在 人體表面適當部位記錄出來的心臟電位變化曲線就是臨床常規(guī)心電圖 ，反映了心 臟興奮的產(chǎn)生、傳導和恢復過程的電變化。簡單的說，心電圖記錄的是心臟活動 過程中所產(chǎn)生的生物電。圖 標明了一個典型的心電信號周期。 圖 . 中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 5 頁 5 心電圖的典型波形 P波 :由心房的激動所產(chǎn)生，反映心房肌去極化過程中的電位變化。前半部分主要由右心房所產(chǎn)生，后半部分則主要由左心房所產(chǎn)生。正常 P 波的寬度不超過 ，典 型值為 。 QRS 波群 :反映左、右心室的電激動過程， QRS 波群的寬度稱為 QRS 時限，代表全部心室肌激動過程所需要的時間。 T波 :反映心室肌復極化過程中的電位變化。范圍為 一 ，在以 R波為主的心電圖上， T波不應低于 R波 1/10。 U波 :位于 T 波之后，可能是反映心肌激動后電位與時間的變化，人們對它的認識仍在探討之中。 .心電圖的典型間期和波段 P一 R間期 :它是從 P 波起點到 QRs 波群起點的相隔時間，代表從心房開始興奮到心室開始興奮的時間，正常 P一 R間期為 小 ，不同導聯(lián)測量 的 P一 R間期 可能略有差別， P一 R間期隨著年齡增長而有加長的趨勢。 P一 R段 :是從 P 波后半部分起始端到 QRs 波群起點。正常人接近于基線。 QRS 間期 :從 Q波開始到 s 波終點的時間間隔。代表兩側心室肌的電激動過程。 S一 T段 :從 QRS 復合波的終點到 T 波起點的一段，代表心室肌復極化緩慢進行的階段。正常人的 S 一T 段是接近基線的，與基線間的距離一般不超過 。 Q一 T間期 :自 QRs 波群開始至 T波結束的時間，反映心室去極化和復極化過程所經(jīng)歷時間的總和，一般小于 。心率愈慢， Q一 T間期愈長，心率愈快， Q 一間期愈短。 心電圖導聯(lián)體系 根據(jù)生物電位產(chǎn)生的機理，心臟的活動伴隨著電位變化，由于人體的導電能心臟的電位變化能夠傳到身體表面，因此在人體表面放置適當?shù)碾姌O就可記錄臟活動的電位變化。心電圖 (ECG)就是通過在體表放置電極記錄下來的反映心臟活動電位變化的圖形。在人體體表記錄心電圖時，必須解決兩個問題 :一是電極的放置位置，二是電極與放大器的連接形式，這也是后續(xù)設計放大電路的前提。臨床上為了統(tǒng)一和便于比較所獲得的心電圖波形，對記錄心電圖時的電極位置和引線與放大器的連接方式進行了嚴格的規(guī)定，并將記錄心 電圖時電極在人體體表的放置位置和引線與放大器的連接方式稱為心電圖的導聯(lián)。自人體體表任意 2 點放置電極都能描記中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 6 頁 6 出心電圖，因此產(chǎn)生了一百多種導聯(lián)體系。在臨床應用過程中，有的導聯(lián)體系數(shù)目太多，過于繁瑣，有的數(shù)目又太少，容易漏掉心電信息。被世界各國公認的是應用已久的國際標準 12導聯(lián)體系 [3]:即 1903 年 Einthoven 發(fā)明標準導聯(lián)的 【 I、 1111】 940 年 Wilson 提出， 1942 年 Goldbe 堪 er完善的加壓肢體導聯(lián) avR、 avL、 av與胸導聯(lián) Vl、 VZ、 V V VS、 V6。因此把國際標準十二導聯(lián)體系， 分別記為Ⅰ ,Ⅱ ,Ⅲ ,aVR、 aVL、 aVF、 VI～ V6，其中， I、 1 111 導聯(lián)為雙極導聯(lián)， aVR、 aⅥ ,VF、VI～ V6 為單極導聯(lián)。 國際標準 12導聯(lián)體系中，需要在人體體表放置 10個電極，分別位于左臂 (LA)、右臂氣 RA)、左腿 (LL)、右腿 (RL)以及胸部 6個電極 (vl 一 v6)。在記錄心電圖時，右腿電極一般作為參考電極，其余九個電極作為心電電極。肢體電極采用的是平板式電極，胸電極采用吸附式電極。接下來，對各種導聯(lián)結構進行介紹。 雙極肢體導聯(lián) 雙極肢體導聯(lián)又稱標準 I、 1 m導聯(lián)， 它是以兩肢體間的電位差作為所獲取 的體表心電。其連接方式如圖 所示，其中 A 代表放大器， M為右腿驅動電路。 設 LE 、 RE , FE 分別表示左上肢、右上肢、左下肢的實際電位值，三個標準 導聯(lián)所獲得的電位值分別標記為 : RLI EEV ?? , RFII EEV ?? ， LFIII EEV ?? ， 中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 7 頁 7 (公式 2l) 由上式可以推導出，每一瞬間都有 IIIIII VVV ?? ，雙極肢體導聯(lián)能反映出心臟的大概情況。當出現(xiàn)后壁心肌梗塞、心律失常時，在Ⅱ導聯(lián)或 Ⅲ導聯(lián)中可一記錄到清晰的波形改變。 單極肢體導聯(lián) 單極導聯(lián)表示一個單獨點的電勢變化， Wilson 等人在 1940 年提出了“中心電位端”的概念。實驗中發(fā)現(xiàn)，當人體皮膚涂上導電膏后，左上肢、右上肢和左腿與心臟間的電阻分別為 2KΩ、 、 。，如果將三個肢體連接成一點作為參考電極點，在心臟電活動過程中，這一點的電位并不等于零。 Wilson 提出在三個肢體上各串聯(lián)一個平衡電阻 (阻值在 5KΩ一 300KΩ之間 )，以使得三個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獲得一個電位接近零值的電極 電位 端，稱為威爾遜中心電端。 Wilson 中心電端的連接圖如圖 所示。 在心臟電活動過程中，威爾遜中心端的電位相對恒定，表示為 GE . ? ?FRLG EEEE ??? 31 (公式 22) 此時，設某一測試電極處的實際電位是 iE ，則單極導聯(lián)測得的電位 iV 是 : Gii EEV ?? , ??iE ? ?RFL EEE ??31 ， (公式 23) 則兩上臂，左腿三個肢體 端的單極肢體導聯(lián)分別為 : GRvR EEV ?? GLvL EEV ?? 中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 8 頁 8 GFvF EEV ?? 0??? vLvFvR VVV (公式 24) 加壓單極肢體導聯(lián) Goldberger 于 1942 年對單級肢體導聯(lián)進行了一定的改進，提出了加壓單極肢體導聯(lián)的概念，提高了所獲得的心電信號的幅度。當記錄某一肢體單極導聯(lián)心電波形時將該 肢體與中心電端之間所接的平衡電阻斷開，改進成增加電壓幅度的導聯(lián) 式，稱為加壓單極導聯(lián)。其連接方式如圖 24所示。 在圖 的電路中，將圖 中 Wilson 中心端與右上肢的連接去掉，相當于提高了單極肢體導聯(lián)所測得的電壓，新的電端電位反映的是左臂和左腿電位的平均值，也就是圖 中放大器 A的負極輸入。 aVR、 aVL、 aVF 導聯(lián)的電位值與 VR、 VL、VF 之間有如下關系 : ? ? vRFLRa v R VEEEV 2321 ???? , ? ? vLFRLa V L VEEEV 2321 ???? , (公式 25） ? ? FVEEEV vLRFa V F 2321 ???? , 修正后的電勢 aVRV 比 RV 提高了 50%，但是加壓導聯(lián)獲得的心電波形形狀不變。 單極胸導聯(lián) 單極胸導聯(lián)的連接方式是 Wilson 于 1942 年提出來的，為了探測心臟某一局部 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固定位置，如圖 所示。將心電信號連入放大器正輸入端，放大器負輸入端通過參考電極接到 Wilson中心端。臨床診斷常常用到胸導聯(lián)，由于距心臟中國礦業(yè)大學 2020 屆本科生畢業(yè)論文 第 9 頁 9 較近，獲得的心電波形幅度值較大，便于醫(yī)生診斷。 單極胸導聯(lián)電極位置圖