【正文】 劉劍老師一絲不茍的作風，嚴謹求實的態(tài)度，令我十分敬佩。我應該繼續(xù)改進信號提取電路，考慮更好的芯片電路，對干擾信號進一步進行屏蔽，消除對心電信號的影響；優(yōu)化硬件結構，以方便測量和使用，提高測量的真實性和精度。經過翻閱大量的文獻書籍后，我對目前通用的心電采集方法有了較為深刻的認識。(3)網絡化隨著網絡技術的發(fā)展，遠程醫(yī)療和診斷系統(tǒng)也慢慢的開始出現(xiàn)，因此將心電檢測設備與互聯(lián)網相連以實現(xiàn)心電信號的現(xiàn)場采集，即時傳輸和遠程診斷將是未來發(fā)展的一個重要方向。主要是因為心電信號過于復雜，目前還缺乏一套令人滿意的算法，因此在ECG自動分析領域還需要作大量的研究工作。 } }}第五章 展望與未來隨著集成電路技術、計算機和網絡技術的發(fā)展，醫(yī)療電子儀器的發(fā)展是非常迅速的。 if( x distance ) { x = distance 。 t++ ) { DrawPoint( StartX, StartY, Color ) 。 } DrawPoint( StartX, StartY, Color ) 。 //delta_y = abs( delta_y )。 return 。 } else { incx = 1 。 if( delta_x 0 ) { incx = 1。 /*根據屏幕大小改變變量類型(如改為 int 型)*/ int x = 0 , y = 0 , delta_x, delta_y 。 break。 break。 EN=0。 RW=0。 EN=0。 RW=1。 OE=0。 //啟動 AD 轉換 delay(10)。 ST=0。 AD_DATA[0]=P2。 ST=1。在開發(fā)大型軟件時更能體現(xiàn)高級語言的優(yōu)勢。 開發(fā)軟件 Keil C51 簡介Keil C51 是美國 Keil Software 公司出品的 51 系列兼容單片機 C 語言軟件開發(fā)系統(tǒng)，與匯編相比，C 語言在功能上、結構性、可讀性、可維護性上有明顯的優(yōu)勢，因而易學易用。其電路圖如圖 所示。 在 讀 取 轉 換 結 果 時 ，用 低 電 平 的 讀 信 號 和 腳 經 一 級 或 非 門 后 ， 產 生 的 正 脈 沖 作 為 OE 信 號用 以 打 開 三 態(tài) 鎖 存 器 ， 由 圖 可 知 ， 應 設 為 低 電 平 ，ADC0809 芯 片 選 中 第 三 通 道 的 地 址 為 7FFBH， 并 通 過 P3． 2 口 查 詢 A/D 轉 換是 否 完 成 。 如 果 單 片 機 時 鐘 頻 率 采 用11． 0592 MHz， 經 二 分 頻 后 符 合 ADC0809 對 時 鐘 頻 率 的 要 求 。 當 OE 輸 入 高 電 平 時 ， 輸 出 三 態(tài) 門 打 開 ，轉 換 結 果 的 數 字 量 輸 出 到 數 據 總 線 上 。 此 地 址 經譯 碼 選 通 8 路 模 擬 輸 入 之 一 到 比 較 器 。 REF（ +） 、 REF（ ） ： 基 準 電 壓 。 OE： 數 據 輸 出 允 許 信 號 ， 輸 入 ， 高 電 平 有 效 。 21～ 28： 8 位 數 字 量 輸 出 端 。 2． 內 部 結 構　 　 ADC0809 是 CMOS 單 片 型 逐 次 逼 近 式 A／ D 轉 換 器 ， 內 部 結 構 如 圖 所 示 ， 它 由 8 路 模 擬 開 關 、 地 址 鎖 存 與 譯 碼 器 、 比 較 器 、 8 位 開 關 樹型 A／ D 轉 換 器 、 逐 次 逼 近 。1． 主 要 特 性　 　 1） 8 路 輸 入 通 道 ， 8 位 A／ D 轉 換 器 ， 即 分 辨 率 為 8 位 。 50Hz陷波電路取C44=C45=C46=C35=，R49=R50=R51=R52=47K，R53=R54=50K，由上式，??01250316fRCHz????Q=，實際調試過程表明，該電路對50Hz的衰減在20dB左右，對工頻干擾有一定的遏制作用，但并不能滿足系統(tǒng)要求。這里采用了一個2．5v的穩(wěn)壓管LM385經電阻分壓，從而把電平抬升上去 [20]，： 電平抬升電路 心電信號的 50Hz 帶阻濾波器設計雖然心電信號前置放大電路對50Hz工頻干擾有很強的抑制作用，但僅僅靠共模抑制是不夠的，還需要設計專門的濾波電路來濾除，模擬帶阻濾波器，俗稱陷波器。其中 、40C、 、 、和 構成高通電路，其截止頻率41C6R4713U， ?? Hz????等效品質因素Q=1／3。如果將低通電路中的R和C的位置互換，就可以得到RC高通電路。需要注意的是必須保證系統(tǒng)處于穩(wěn)定狀態(tài)，既極點都處于S平面的左半側，否則電路會產生自激振蕩 [21]。但由于右腿驅動存在交流干擾電壓的反饋電路，而交流電流經人體，成為不安全因素，限流電阻通常在1MΩ以上。R39起安全保護作用，當病人和地之間出現(xiàn)很高電壓時輔助放大器飽和，右腿驅動不起作用，這時候U10等效于接地，R39此時起到限流保護作用。假定ZI，Z2為皮膚和電極1，2間的接觸電阻，Id1和Id2為心電電極1，2和電力線之間的位移電流，則導聯(lián)信號的兩個電極輸入端A，B因位移電流將產生電位差： ??1123212()abaVIdZIdZ???? ?????降低位移電流干擾的一種有效辦法是采用右腿驅動法，具體連接電路。極化電壓差作為差模直流電壓信號輸入到放大器，會造成前置放大器靜態(tài)工作點的偏離，嚴重會導致放大器進入截止或飽和狀態(tài)。(3)由于電子電路溫度變化而造成的零點漂移也能嚴重影響正常的心電信號的檢測，因而要采用低溫漂的元件，尤其是在選擇心電信號放大器時更要選擇低溫漂的產品，否則會影響放大器的輸入范圍，使得微弱的緩變信號無法放大，心電信號中的低頻成分不能得到正確的測量。(2)電極和皮膚接觸會存在極化電阻，而被測者身體的移動會導致極化電阻阻抗值發(fā)生變化。本系統(tǒng)主要基于以下三個方面來確定前置放大器的選型。其主要規(guī)格參數有：電源供應范圍：3V18V；輸入最大失調電壓：75μV；最大溫度漂移： /℃。OP07芯片是一種低噪聲的單運算放大器集成電路。177。d)實現(xiàn)信號電壓抬高。如果選用處理速度很快的處理器，則相應的外設也要有與之相適應的性能指標 [16]。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。 單極肢體導聯(lián)(3)加壓單極肢體導聯(lián)Goldberger于1942年對單極肢體導聯(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。 雙極肢體導聯(lián)(2)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。肢體電極采用的是平板式電極，胸電極采用吸附式電極 [15]。被世界各國公認的是應用己久的國際標準12導聯(lián)體系：即1903年Einthoven發(fā)明標準導聯(lián)的I、II、III；1940年Wilson提出，1942年Goldberger完善的加壓肢體導聯(lián)avR、aVL、aVF與胸導聯(lián)VVVVVV6。第二個導聯(lián)系統(tǒng)規(guī)定記錄VCG的的電極的位置，F(xiàn)rank正交校正導聯(lián)系統(tǒng)：正交導聯(lián)指與該導聯(lián)系統(tǒng)相伴隨的導聯(lián)向量是正交的，1956年Frank提出了三個正交導聯(lián)X、Y、Z，精確測量了相互垂直方向上模擬心臟電活動的各分量。導聯(lián)方式即輸入導線與電極放置在機體特定的測試部位(正輸入端)、參比部位(負輸入端)和接地部位的連接方式。氯離子將在體內、電極內以及在AgCl層內運動，在這里轉換成在Ag中的電子運動并傳導到導線中。極化電壓在心電信號檢測系統(tǒng)中屬于干擾因素，應盡量避免極化噪聲的影響。身體內部電流是由離子運動產生的，而在導線中的電流是由電子的運動產生的。例如，工頻干擾信號對心電圖的影響會使心電信號的特征點定位變得十分困難。所以一般不明顯。(3)人為運動 人為運動是瞬時的(但非階躍)基線改變，由電極移動中電極與皮膚阻抗改變所引起。(2)電極接觸噪聲 電極接觸噪聲是瞬時干擾，來源于電極與肌膚的不良接觸，即病人與檢側系統(tǒng)的連接不好。 心電信號的噪聲來源人體心電信號是一種弱電信號，信噪比低。闡述心電信號特征的相關文章和書籍很多，本人在認真閱讀和分析的基礎上，得出心電信號特征主要體現(xiàn)在以下四個方面：(1)微弱性：從人體體表獲取的心電信號一般只有10μV4mV，典型值為1mV。 心電信號的電特性分析按照美國心電學會確定的標準，正常心電信號的幅值范圍在10μV4mv之間，典型值為1mV。QT間期代表體現(xiàn)了心室肌肉激活間期和恢復。該段在確定病理學上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。它是房室傳導時間的一種度量，由于這個原因，它在臨床診斷上很有用。QRS波的第一個向上的波為R波，繼R波后第一個向下的波為S波，發(fā)生在S波后的向上的波稱為R’。 心電信號時域特征分析圖 典型的心電信號，各段波群反映不同階段的心電信號變化，由于QRS波變化比較集中，所以給出了分解圖 [11]。房室結向下發(fā)出一條傳導路，稱房室束，它位于室間隔內。當檢測電極安放位置不同時，得到的心電信號波形也不同，于是產生了臨床上不同的導聯(lián)接法，同時也考慮有可能用體表心電電位分布圖反推心臟外膜電位即心電逆問題的求解 [9]。每一個心臟細胞的除極和復極過程可以等效于一個電偶極子的活動。心肌細胞在靜息狀態(tài)下，細胞膜外帶有正電荷，細胞膜內帶有同等數量的負電荷，此種分布狀態(tài)稱為極化狀態(tài)，這種靜息狀態(tài)下細胞內外的電位差稱為靜息電位，其值保持相對的恒定。CDMA的優(yōu)點在于：系統(tǒng)容量大、建網成本低、配置靈活、頻率規(guī)劃簡單、保密性好、發(fā)射功耗小、無線輻射能量低。GPRS可以發(fā)揮永遠在線、快速登陸、按流量計費等優(yōu)勢，無線心電監(jiān)護系統(tǒng)無須使用信號電纜，因而簡化了結構，降低了成本，具有一定的市場潛力。心電信號經過A/D轉換后經藍牙射頻發(fā)送給固定接入端，再將接收到的心電數據轉換成IP數據包，并送到因特網。藍牙作為一種短程無線通信技術，由于體積小、功耗低等特點，已成為無線嵌入式醫(yī)療設備所考慮采用的基本無線通信技術之一。由于無線傳輸無需線纜介質，使用者可以不受時間、地點的限制，隨時隨地得到監(jiān)護中心的監(jiān)護。而遠程心電監(jiān)護管理中心工作站一般配備有高性能的服務器，可實現(xiàn)實時的接收患者心電數據、存儲并分析處理數據、管理患者基本資料及心電數據、網絡安全管理等?？蛻艚K端是由心電信號采集器和可連接因特網的工作站構成，它具有對患者進行心電信號采集、進行簡單數據處理以及將數據上傳至因特網等功能。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。心電儀產品會越來越體現(xiàn)人性化的思想，以方便使用為設計目標之一。Hoter系統(tǒng)和心臟BP機等代表了這一發(fā)展趨勢。目前很多廠商也在競相開發(fā)支持多導聯(lián)的心電儀產品。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。 隨身攜帶的便攜式心電監(jiān)護儀的發(fā)展現(xiàn)狀隨身攜帶的便攜式心電監(jiān)護儀在我國并未能夠很好的普及，究其原因，有以下幾個方面：(1)記錄的心電信息極其有限，醫(yī)生從中難以得到患者全面的心電信息，從而降低了醫(yī)生對疾病診斷的正確率；(2)費用較為昂貴，動輒幾千乃至上萬元，一般的患者難以承受；(3)實時性、體積、功耗、重量等都不盡如人意，給患者在使用過程中造成諸多不便?？偟膩碚f，目前國內心電監(jiān)護產品主要特點為：市場需求越來越大；技術水平和產品質量在不斷提高；生產廠家多，但核心技術掌握不足。但隨著中國經濟的快速發(fā)展，人們對健康的重視程度越來越高，對健康監(jiān)護產品的需求量也穩(wěn)步提升，產品的應用范圍從危重病人監(jiān)護，發(fā)展到如今普通病房的監(jiān)護，目前，很多家庭對此也提出了一定的應用需求。從1980年代開始，國外開始建立以電話線路傳輸心電信號的心電圖監(jiān)測中心，隨后又出現(xiàn)了以數字式電話傳輸心電圖信號的研究。病人應用記錄發(fā)射器可隨時、隨地通過電話線向監(jiān)測中心傳輸心電數據，醫(yī)生根據心電信號改變和患者訴說的病情，向患者提供診斷與治療意見，為院外心臟病人的長期心電監(jiān)測和治療提供了方便。1960年，美國及加拿大的醫(yī)療中心相繼開創(chuàng)了冠心病監(jiān)護病房(CCU)和加強護理病房(ICU)，通過長時間的示波監(jiān)護及血流動力學監(jiān)測對病人進行治療 [5]。在這方面，德國的西門子和霍爾斯克公司做出了突出的貢獻。這種長時間連續(xù)記錄的心電圖稱為動態(tài)心電圖，它提供的長時間動態(tài)心電圖記錄對心率失常的檢出、早期心血管病診斷、抗心率失常治療的評價以及心率失常和生理關系的研究具有重要意義。1954年，美國心臟學會提出用aVR、aVL、aVF代替VR、VL、VF。經過數年的無數次試驗，英絲，以取代原來笨重的線圈和反射鏡，于1903年制成了弦線型心電流計，從此將心電的記錄引入到了臨床 [3]。心電檢測技術作為生物醫(yī)學儀器研究的重點，它的發(fā)展與電子技術的發(fā)展密切相關。當前，心電信號的檢測、處理仍然是生物醫(yī)學工程界的重要研究對象之一。心電信號是心臟電活動的一種客觀表示方式，是一種典型的生物電信號，具有頻率、振幅、相位、時間差等特征要素，比其他生物電信號更易于檢測，并具有一定的規(guī)律性。為獲得含有較小噪聲的心電信號，需要對采集到的心電信號做降噪處理。隨著電子技術的迅速發(fā)展，醫(yī)