单片机心电信号数据采集系统的设计(一)信(4)
2013-05-17 01:13
导读：;同理 aVL = 3VL / 2 ， aVF = 3VF / 2 (2-6) 由计算结果可知加压导联所获得的心电波形状不变，而波形幅度增加50%。 (4)胸导联 探查电极安放在前胸壁上的六个固定
;同理
aVL = 3VL / 2 ， aVF = 3VF / 2 (2-6)
由计算结果可知加压导联所获得的心电波形状不变，而波形幅度增加50%。
(4)胸导联 探查电极安放在前胸壁上的六个固定位置，即 V1 在右胸骨边缘第四肋间、V2在左胸骨边缘第四肋间、V3在 V2和 V4中间、V4 在锁骨中线与第五肋间的交点、V5为腋下线前与 V4同水平、V6在腋下线上与 V4 同水平。将心电信号送入放大器正输人端，参考电极接放大器负输入端的导联方式称为胸导联。分双极和单极，如参考电极分别接到二个肢体上，称为双极胸导联。如参考电极接到中心电端上，称为单极胸导联，以 V1~V6表示。临床诊断时常用单极胸导联，由于探查电极高心脏很近，获得的心电波形有较大振幅，有利于观测。为了探查心脏某些部位的特殊要，还可以采用其他导联方式。各种导联之间并无本质的差别，只是不同角度反映了心肌的去极化和复极化过程。不同的导联方式可以相辅相成，以方便实用为目的。
2.3 心电信号的噪声来源
人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。一般正常的心电信号频率范围为 0.05~100 Hz，而 90%的心电信号(ECG)频谱能量集中在 0.25~35 Hz之间。采集心电信号时，会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种[7-9]：
(1)工频干扰 50 Hz 工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由 50 Hz 的正弦信号及其谐波组成。幅值通常与 ECG 峰峰值相当或更强。
(2)电极接触噪声 电极接触噪声是瞬时干扰，来源于电极与肌肤的不良接触，即病人与检侧系统的连接不好。其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动和振动导致松动；也可能是检测系统不断的开关、放大器输入端连接不好等。电极接触噪声可抽象为快速、随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值，包含工频成分。这种瞬态过渡过程可发生一次或多次、其特征值包括初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；其持续时间一般的 1 s 左右，幅值可达记录仪的最大值。
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(3)人为运动 人为运动是瞬时的(但非阶跃)基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起。人为运动由病人的运动和振动所引起，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值通常为几十毫伏。
(4)肌电干扰(EMG)
肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。EMG 基线通常在很小电压范围内。所以一般不明显。肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，主要能量集中在 30~300 Hz 范围内。
(5)基线漂移和呼吸时 ECG 幅值的变化 基线漂移和呼吸时 ECG 幅值的变化一般由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引起，频率小于 5 Hz；其变化可视为一个加在心电信号上的与呼吸频率同频率的正弦分量，在0.015~0.3 Hz 处基线变化变化幅度的为 ECG 峰峰值的 15%。
(6)信号处理中用电设备产生的仪器噪声 心电信号是由人体心脏发出的极其精密、相当复杂并且有规律的微弱信号，外界干扰以及其它因素的存在都会使其变得更为复杂，要准确地对其进行自动检测、存储、分析却是一项十分艰巨的任务。例如，工频干扰信号对心电图的影响会使心电信号的特征点定位变得十分困难。因此，心电信号的监视、分析必须在建立在有效抑制各种干扰、检测出良好的心电信号的基础之上。
2.4 本章小结
本章主要介绍了心电信号的产生、心电图的组成以及心电图导联系
统，并讨论了心电信号的噪声来源，为心电信号的采集及心电信号分析提
供了理论依据。
第 3 章 心电信号检测
3.1 引言
心电信号检测是本章的主要内容之一。心电信号是低信噪比的周期性微弱信号，在 ECG 信号采集过程中，易受仪器、人体等方面的影响，并混有很强的工频干扰，因此 ECG 特征参数提取关键技术包括消除干扰、稳定基线等，即放大后的信号还要经过滤波处理，并抑制 50 Hz 工频干扰。
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选用集成电路及其他器件结合各种抗干扰措施进行设计，力图以小体积、较高的抗干扰能力实现心电信号采集处理。多种干扰和噪声的存在，可以直接影响心电采集、心电存储及分析的结果，严重时甚至无法正常工作。消除干扰和噪声的主要措施是采用正确、良好的屏蔽，如静电屏蔽、电磁屏蔽等；采用光电隔离技术，在单片机系统与前向通道和后向通道完全实现电气隔离，消除共地和共电源线而串入的干扰信号；选用低噪声元器件和差动放大器的电路形式；加强电路抗干扰能力方面的设计；采用滤波装置将噪声或干扰加以适当滤除。由于心电信号比较微弱，仅为毫伏级(在体表上摄取到的信号电压通常仅 0.5~5 mV)，所以极易受环境的影响。为了增强心电信号中的有效成分，抑制噪声，提高波形检测准确率，对本装置中硬件抗干扰能力具有较高要求。
3.2 心电检测电路组成及特点
本课题设计的心电信号采集电路原理框图如图 3-1 所示。从电极提取的心电信号经输入缓冲(阻抗变换)、导联选择电路后，传送到前置放大器，进行前置放大，之后经线性光电隔离、高通滤波(抑制基线漂移)后，送入增益选择电路(后级放大)，设置增益选择电路目的是根据不同测试者，可以选择不同增益，以求获得较为理想的结果。经低通滤波器、滤除 50 Hz工频干扰和输出缓冲后，得到 0.05~100 Hz 的有用心电信号，由 A/D 转换后送至单片机处理。同时，导联脱落检测电路把检测结果传给单片机，脱落时产生报警。下面分几个部分具体说明。
3.1 心电电极
心电信号的拾取采用了专用的心电电极，一种典型的生物电极，属于生物医学传感器的一类。
生物电极用来测量和纪录生物电位，通过生物电极可以奖人体的离子电流转换成电路中的中子流。生物电位电极的种类很多，大体可归纳为体表电极、针型电极和微电极。心电信号的测量中一般采用体表电极。
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体表生物电极通过与皮肤接触，致使接界处的离子浓度发生变化而形成一个电偶层，因此产生了电势差（电极电势），其理论值用内斯特公式表示为：
E=Eo+(RT/nF)lna (2-4)
式中：Eo—标准电极电势：R—气体常数；n—正离子价；F—法拉第常数；a—正离子浓度。
为了保持电极和皮肤的良好接触，降低电极和皮肤的接触电阻，通常在电极和皮肤之间涂上一层导电膏。
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