精確心電圖(ECG)信號處理
心電圖(ECG)是用來捕捉心臟在一段時間內(nèi)情況的反映,它通過外部電極連接到皮膚轉(zhuǎn)換成電信號來采集。心臟外面形成的每個細胞膜都有一個關(guān)聯(lián)電荷,它在每次心跳期間去極化。它以微小電信號的形式出現(xiàn)在皮膚上,可以通過心電圖探測到并放大顯示。
早在1900年Willem Einthoven就發(fā)明了第一臺實用的心電圖。該系統(tǒng)很笨重,需要很多人去操縱它。病人需要把他的胳膊和腿放到含有電解液的大型電極中。今天的心電監(jiān)護設(shè)備結(jié)構(gòu)緊湊,攜帶方便,這樣病人走動時也可以帶著。家用十二導(dǎo)聯(lián)心電圖可以裝在口袋里。
心電圖基礎(chǔ):
文中這個關(guān)于心電圖的術(shù)語“導(dǎo)聯(lián)(lead)”,指的是兩個電極間的電壓差,這就是設(shè)備記錄下來的差異。例如,“Lead_I”是左臂和右臂電極之間的電壓。Lead_I和Lead_II都指的是肢體導(dǎo)聯(lián)。V1-V6指的是胸部導(dǎo)聯(lián)。心電圖追蹤V1就是Vc1電壓(胸部電極的電壓),和Lead_I,Lead_II ,Lead_ III的平均電壓之間的差別。一個標準的十二導(dǎo)聯(lián)心電圖系統(tǒng)包括八個真實數(shù)值和四個派生值。表1給出了各種導(dǎo)聯(lián)電壓(真實的和派生的)的簡介。
導(dǎo)聯(lián)名稱 | 計算 | 注釋 |
Lead_I | LA-RA | 左臂和右臂之間的電壓。它是一個真實導(dǎo)聯(lián) |
Lead_II | LL-RA | 左腿和右臂之間的電壓。它是一個真實導(dǎo)聯(lián) |
Lead_III | LL-LA (Lead-II minus Lead-I) | 左腿和左臂之間的電壓。它是一個派生導(dǎo)聯(lián) |
Vw ( Wilson central terminal) | 1/3(LA+RA+LL) | 威爾遜終端用于引出胸部導(dǎo)聯(lián)(V1-V6)。這不是用來顯示心電圖軌跡的。 |
aVR | -(Lead_I+Lead_II)/2 | 這是一個派生導(dǎo)聯(lián)。 |
aVL | Lead_I- (Lead_II)/2 | 這是一個派生導(dǎo)聯(lián)。 |
aVF | Lead_II- (Lead_I)/2 | 這是一個派生導(dǎo)聯(lián)。 |
V1 | (Vc1-Vw) | 這是一個真實導(dǎo)聯(lián),顯示在心電圖軌跡中。 |
V2 | (Vc2-Vw) | 這是一個真實導(dǎo)聯(lián),顯示在心電圖軌跡中。 |
V3 | (Vc3-Vw) | 這是一個真實導(dǎo)聯(lián),顯示在心電圖軌跡中。 |
V4 | (Vc4-Vw) | 這是一個真實導(dǎo)聯(lián),顯示在心電圖軌跡中。 |
V5 | (Vc5-Vw) | 這是一個真實導(dǎo)聯(lián),顯示在心電圖軌跡中。 |
V6 | (Vc6-Vw) | 這是一個真實導(dǎo)聯(lián),顯示在心電圖軌跡中。 |
表1:導(dǎo)聯(lián)名稱及心電圖記錄位置。
一個典型的心電圖波形如圖1所示。X軸表示時間刻度。在這里每格(5毫米)對應(yīng)的是20毫秒。Y軸顯示的是捕獲信號的振幅。Y軸上每格(5毫米)對應(yīng)的是0.5 毫伏。(10毫米/毫伏及25毫米/秒)
圖1:典型的心電圖波形。
心電圖特點:
心電圖系統(tǒng)設(shè)計的第一步包括,了解需要獲取的信號種類。心電圖信號包括存在于高偏置和噪聲的低振幅電壓。圖2顯示了心電圖信號的特點。系統(tǒng)里存在高偏移,由于電極產(chǎn)生的半個細胞電壓。Ag/AgCl (銀-銀氯化物)是心電圖系統(tǒng)里最常見的電極,它的最大偏移電壓為+ / -300mV。實際期望的信號為+ / -0.5mV疊加在了電極偏移上。此外,系統(tǒng)還會合上來自電源線的50/60Hz噪聲,形成共同模式的信號。電力線噪聲的幅度有可能非常大,需要對其進行濾波。
圖2:要獲得的心電圖信號特點。
心電圖采集
模擬前端處理是心電圖系統(tǒng)的重要組成部分,因為它需要區(qū)分噪聲和期望信號(振幅很?。DM前端處理電路包括一個測量放大器,從而降低普通模式的信號。測量放大器工作在+ / -5V,通常是用來加大的輸入電壓范圍。這個測量放大器應(yīng)具備高輸入阻抗,因為皮膚的阻抗可能是非常大的。需要運算放大器來作為心電圖設(shè)備的信號處理。心電圖采集系統(tǒng)的信號鏈包括測量放大器、濾波器(可通過運放實現(xiàn))和ADC。
心電圖濾波
信號處理是一項巨大的挑戰(zhàn),因為實際的信號為0.5mV,它處在一個300mV偏移量的環(huán)境里。其他因素如交流電源干擾,外科設(shè)備的射頻干擾,手術(shù)植入的設(shè)備如起搏器和生理監(jiān)測系統(tǒng)也會影響精度。心電圖里噪聲的主要來源是
- 基線漂移(低頻噪聲)
- 電力線干擾(來自電力線的50 Hz或60 Hz噪聲)
- 肌肉噪聲(這種噪聲是很難被清除,因為它是在同一地區(qū)的實際信號。它通常是在軟件里糾正。)
- 其他干擾(例如,來自其他設(shè)備的射頻噪聲)
共模噪聲去除
干擾通常表現(xiàn)為經(jīng)過差分放大器兩端的共模噪聲。這種噪聲可以通過以下方法去除:
- 盡可能的把前端接地電路和數(shù)字系統(tǒng)隔離。高效的系統(tǒng)級設(shè)計是總體噪聲抑制能力的關(guān)鍵。
- 使用具有很高共模抑制比(大于100dB)的測量放大器•
- 使用反向共模信號驅(qū)動病人的身體。病人的右腿用Lead_I,Lead_II, Lead_III平均值的反向信號來驅(qū)動。適當?shù)販p少共模噪聲耦合到系統(tǒng)中。
- 使用金屬屏蔽設(shè)備,防止高頻射頻(RF)耦合到系統(tǒng)中。
- 使用屏蔽電纜采集心電圖信號,它是由共模電壓驅(qū)動的,可以減少噪聲耦合。
- 除了上述方法,信號采集以后,存在很多軟件算法來去除噪聲。
前端設(shè)計的目的是減小噪聲耦合到系統(tǒng)中。
去除基線漂移:
基線漂移是一種存在于心電圖系統(tǒng)的低頻噪聲。這是由于電極、呼吸和身體運動的偏置電壓造成的。這可能會在分析心電圖波形時造成問題。偏置也限制了可從測量放大器獲得的最大增益。在較高增益下,信號可能飽和。這種噪聲可以通過以下方式去除:
使用硬件實現(xiàn)高通濾波。截止頻率應(yīng)該是這樣的,當基線漂移清除后心電圖是未失真的。典型的截止頻率值是0.05Hz。既然截止頻率很低,這種方法需要大電容。在該方法中,增益要用兩個階段實現(xiàn),由于自偏置可以在測量放大器輸出飽和。兩級濾波器也使得系統(tǒng)更為復(fù)雜。該系統(tǒng)需要一個低分辨率的ADC,通常有8到16位的分辨率。圖3顯示了硬件實現(xiàn)高通濾波器的信號鏈流程。
圖3: 使用硬件高通濾波器實現(xiàn)的心電圖信號鏈。
軟件實現(xiàn)高通濾波:心電圖的規(guī)格之一是輸入噪聲應(yīng)小于30uV(整個系統(tǒng)為150Hz帶寬)。對于這種方法,我們使用一個高精度模數(shù)轉(zhuǎn)換電路和一個測量放大器實現(xiàn)的一階增益。這種方法更適用,因為低噪聲放大器和高分辨率ADC現(xiàn)在價格很低。這種應(yīng)用中,沒有用到基于硬件的高通濾波,只是數(shù)字區(qū)域有基線漂移。在數(shù)字區(qū)域濾波更便宜,并易于實現(xiàn)。例如,賽普拉斯的PSoC3/5和它的20位 ADC和離散濾波器模塊可以實現(xiàn)這樣的結(jié)構(gòu)。
當微控制器也集成到系統(tǒng)中時,系統(tǒng)的總成本會降低。圖4顯示了系統(tǒng)內(nèi)無硬件高通濾波器的信號鏈流程。在這種情況下,數(shù)字濾波模塊可以實現(xiàn)有效過濾ADC采集到的信號。從圖中可以看出,前端的復(fù)雜性明顯降低。
圖4:無硬件高通濾波器的心電圖信號鏈實現(xiàn)。
去除高頻噪聲:
根據(jù)IEC規(guī)格,心電圖的帶寬要求從0.5Hz到150Hz。然而心電圖設(shè)備有方法來檢測起搏器。起搏器探測可以有兩種,既可以通過硬件又可以用軟件專門來做這項任務(wù)。如果檢測必須在軟件中實現(xiàn), ADC的采樣率必須在3-4KSps?;谲浖钠鸩鲀?yōu)勢是,只需要固件做很小的變化就可以使心電圖設(shè)備適應(yīng)不同類型的起搏器。大部分的高頻噪聲可以在ADC采樣之前過濾。這種設(shè)備可以屏蔽高頻輻射噪聲耦合。一旦數(shù)據(jù)被ADC采樣,一個有預(yù)期截止頻率的數(shù)字FIR濾波器就實現(xiàn)了。這將消除心電圖線路的高頻噪聲。
電力線噪聲去除
電力線路噪聲的振幅是非常大的,而且不管在數(shù)字區(qū)域?qū)材T肼曁幚淼枚嗝葱⌒?,它都會耦合進系統(tǒng)里。電力線路噪聲通過在數(shù)字區(qū)域的50/60Hz加陷波濾波器去除。
基于固件的噪聲修正
許多現(xiàn)有軟件算法都可以幫助心電圖數(shù)字化后濾波。這些算法常用在高端設(shè)備中,通常由廠商所有。微控制器需要有足夠的容量來實現(xiàn)這些復(fù)雜的算法。
濾波器的傳遞函數(shù)用于心電圖取樣,如圖6所示。這可以在數(shù)字區(qū)域?qū)崿F(xiàn)。要注意過濾器階數(shù)的選擇。階數(shù)應(yīng)該足夠高,能有很陡的衰減,而又不能太高,防止出現(xiàn)響鈴效果。具備一個靈活的數(shù)字濾波模塊,微控制器就可以可以實現(xiàn)心電圖系統(tǒng)所需要的頻率響應(yīng)。高速模擬多路復(fù)用器可以采集多個通道數(shù)據(jù),需要在微控制器外部使用一個高輸入阻抗的測量放大器來放大信號。20位高精度ADC及通用功放也集成了進來,可以進一步降低心電圖設(shè)備設(shè)計組件。
圖6:配置所需過濾器類型的用戶界面。
濾波器的設(shè)計可以通過使用芯片制造商所提供的工具進行簡化,例如PSoC Creator。如上圖所示,濾波器可以使用下拉菜單進行圖形配置,從而選定濾波器參數(shù)。圖6顯示了一個典型心電圖系統(tǒng)的傳遞函數(shù)。采樣率為500 /每秒。使用兩級濾波器,在60 Hz實現(xiàn)陷波。信號的帶寬從0.05Hz 到150Hz。這兩個過濾器都有35的一階。用于實現(xiàn)這個的濾波模塊有兩個濾波通道,每一個都為最大四階濾波。這可以實現(xiàn)復(fù)雜的濾波器而無需手工計算濾波系數(shù)。它也可以圖形化顯示各種參數(shù),如相位響應(yīng)、脈沖響應(yīng)、階躍響應(yīng)等等。使用專用濾塊??梢钥焖僭O(shè)計濾波器適應(yīng)專門的應(yīng)用。
自從手持心電圖設(shè)備工作電壓降低后,信號處理就成為一個重要的挑戰(zhàn)。通過集成硬件和軟件在一顆數(shù)模混合信號控制器里就能夠?qū)崿F(xiàn)一個完整的模擬前端處理,可以提高系統(tǒng)精度并減少整體功率消耗。通過這種方式,開發(fā)人員通過把所有功能都壓縮到一個增強模擬功能的SoC平臺上,可以很大程度的減少系統(tǒng)成本。
隨著衛(wèi)生保健已經(jīng)變?yōu)轭A(yù)防性的,心電圖設(shè)備正成為診斷過程的一個重要部分。先進的通訊技術(shù)和低功率電路設(shè)計使得其發(fā)展得更好、更安全,便攜性心電圖設(shè)備可以低功耗工作,更加精確,并且已經(jīng)具備了最新診斷能力。
本文引用地址:http://butianyuan.cn/article/201706/350402.htm
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