精確心電圖（ECG）信號處理

心電圖(ECG)是用來(lái)捕捉心臟在一段時(shí)間內情況的反映，它通過(guò)外部電極連接到皮膚轉換成電信號來(lái)采集。心臟外面形成的每個(gè)細胞膜都有一個(gè)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在皮膚上，可以通過(guò)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(shí)用的心電圖。該系統很笨重，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。今天的心電監護設備結構緊湊，攜帶方便，這樣病人走動(dòng)時(shí)也可以帶著(zhù)。家用十二導聯(lián)心電圖可以裝在口袋里。

文中這個(gè)關(guān)于心電圖的術(shù)語(yǔ)“導聯(lián)（lead）”，指的是兩個(gè)電極間的電壓差，這就是設備記錄下來(lái)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都指的是肢體導聯(lián)。V1-V6指的是胸部導聯(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(gè)標準的十二導聯(lián)心電圖系統包括八個(gè)真實(shí)數值和四個(gè)派生值。表1給出了各種導聯(lián)電壓（真實(shí)的和派生的）的簡(jiǎn)介。

表1：導聯(lián)名稱(chēng)及心電圖記錄位置。

一個(gè)典型的心電圖波形如圖1所示。X軸表示時(shí)間刻度。在這里每格(5毫米)對應的是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。

心電圖系統設計的第一步包括，了解需要獲取的信號種類(lèi)。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(diǎn)。系統里存在高偏移，由于電極產(chǎn)生的半個(gè)細胞電壓。Ag/AgCl (銀-銀氯化物)是心電圖系統里最常見(jiàn)的電極，它的最大偏移電壓為+ / -300mV。實(shí)際期望的信號為+ / -0.5mV疊加在了電極偏移上。此外，系統還會(huì )合上來(lái)自電源線(xiàn)的50/60Hz噪聲，形成共同模式的信號。電力線(xiàn)噪聲的幅度有可能非常大，需要對其進(jìn)行濾波。

圖2：要獲得的心電圖信號特點(diǎn)。

模擬前端處理是心電圖系統的重要組成部分，因為它需要區分噪聲和期望信號（振幅很?。?。模擬前端處理電路包括一個(gè)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(lái)加大的輸入電壓范圍。這個(gè)測量放大器應具備高輸入阻抗，因為皮膚的阻抗可能是非常大的。需要運算放大器來(lái)作為心電圖設備的信號處理。心電圖采集系統的信號鏈包括測量放大器、濾波器（可通過(guò)運放實(shí)現）和ADC。

信號處理是一項巨大的挑戰，因為實(shí)際的信號為0.5mV，它處在一個(gè)300mV偏移量的環(huán)境里。其他因素如交流電源干擾，外科設備的射頻干擾，手術(shù)植入的設備如起搏器和生理監測系統也會(huì )影響精度。心電圖里噪聲的主要來(lái)源是

干擾通常表現為經(jīng)過(guò)差分放大器兩端的共模噪聲。這種噪聲可以通過(guò)以下方法去除：

前端設計的目的是減小噪聲耦合到系統中。

基線(xiàn)漂移是一種存在于心電圖系統的低頻噪聲。這是由于電極、呼吸和身體運動(dòng)的偏置電壓造成的。這可能會(huì )在分析心電圖波形時(shí)造成問(wèn)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(guò)以下方式去除：

使用硬件實(shí)現高通濾波。截止頻率應該是這樣的，當基線(xiàn)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(gè)階段實(shí)現，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更為復雜。該系統需要一個(gè)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(shí)現高通濾波器的信號鏈流程。

圖3： 使用硬件高通濾波器實(shí)現的心電圖信號鏈。

軟件實(shí)現高通濾波：心電圖的規格之一是輸入噪聲應小于30uV（整個(gè)系統為150Hz帶寬）。對于這種方法，我們使用一個(gè)高精度模數轉換電路和一個(gè)測量放大器實(shí)現的一階增益。這種方法更適用，因為低噪聲放大器和高分辨率ADC現在價(jià)格很低。這種應用中，沒(méi)有用到基于硬件的高通濾波，只是數字區域有基線(xiàn)漂移。在數字區域濾波更便宜，并易于實(shí)現。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(shí)現這樣的結構。

當微控制器也集成到系統中時(shí)，系統的總成本會(huì )降低。圖4顯示了系統內無(wú)硬件高通濾波器的信號鏈流程。在這種情況下，數字濾波模塊可以實(shí)現有效過(guò)濾ADC采集到的信號。從圖中可以看出，前端的復雜性明顯降低。

圖4：無(wú)硬件高通濾波器的心電圖信號鏈實(shí)現。

根據IEC規格，心電圖的帶寬要求從0.5Hz到150Hz。然而心電圖設備有方法來(lái)檢測起搏器。起搏器探測可以有兩種，既可以通過(guò)硬件又可以用軟件專(zhuān)門(mén)來(lái)做這項任務(wù)。如果檢測必須在軟件中實(shí)現， 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備適應不同類(lèi)型的起搏器。大部分的高頻噪聲可以在A(yíng)DC采樣之前過(guò)濾。這種設備可以屏蔽高頻輻射噪聲耦合。一旦數據被ADC采樣，一個(gè)有預期截止頻率的數字FIR濾波器就實(shí)現了。這將消除心電圖線(xiàn)路的高頻噪聲。

電力線(xiàn)路噪聲的振幅是非常大的，而且不管在數字區域對共模噪聲處理得多么小心，它都會(huì )耦合進(jìn)系統里。電力線(xiàn)路噪聲通過(guò)在數字區域的50/60Hz加陷波濾波器去除。

許多現有軟件算法都可以幫助心電圖數字化后濾波。這些算法常用在高端設備中，通常由廠(chǎng)商所有。微控制器需要有足夠的容量來(lái)實(shí)現這些復雜的算法。

濾波器的傳遞函數用于心電圖取樣，如圖6所示。這可以在數字區域實(shí)現。要注意過(guò)濾器階數的選擇。階數應該足夠高，能有很陡的衰減，而又不能太高，防止出現響鈴效果。具備一個(gè)靈活的數字濾波模塊，微控制器就可以可以實(shí)現心電圖系統所需要的頻率響應。高速模擬多路復用器可以采集多個(gè)通道數據，需要在微控制器外部使用一個(gè)高輸入阻抗的測量放大器來(lái)放大信號。20位高精度ADC及通用功放也集成了進(jìn)來(lái)，可以進(jìn)一步降低心電圖設備設計組件。

圖6：配置所需過(guò)濾器類(lèi)型的用戶(hù)界面。

濾波器的設計可以通過(guò)使用芯片制造商所提供的工具進(jìn)行簡(jiǎn)化，例如PSoC Creator。如上圖所示，濾波器可以使用下拉菜單進(jìn)行圖形配置，從而選定濾波器參數。圖6顯示了一個(gè)典型心電圖系統的傳遞函數。采樣率為500 /每秒。使用兩級濾波器，在60 Hz實(shí)現陷波。信號的帶寬從0.05Hz 到150Hz。這兩個(gè)過(guò)濾器都有35的一階。用于實(shí)現這個(gè)的濾波模塊有兩個(gè)濾波通道，每一個(gè)都為最大四階濾波。這可以實(shí)現復雜的濾波器而無(wú)需手工計算濾波系數。它也可以圖形化顯示各種參數，如相位響應、脈沖響應、階躍響應等等。使用專(zhuān)用濾塊?？梢钥焖僭O計濾波器適應專(zhuān)門(mén)的應用。

自從手持心電圖設備工作電壓降低后，信號處理就成為一個(gè)重要的挑戰。通過(guò)集成硬件和軟件在一顆數?；旌闲盘柨刂破骼锞湍軌驅?shí)現一個(gè)完整的模擬前端處理，可以提高系統精度并減少整體功率消耗。通過(guò)這種方式，開(kāi)發(fā)人員通過(guò)把所有功能都壓縮到一個(gè)增強模擬功能的SoC平臺上，可以很大程度的減少系統成本。

隨著(zhù)衛生保健已經(jīng)變?yōu)轭A防性的，心電圖設備正成為診斷過(guò)程的一個(gè)重要部分。先進(jìn)的通訊技術(shù)和低功率電路設計使得其發(fā)展得更好、更安全，便攜性心電圖設備可以低功耗工作，更加精確，并且已經(jīng)具備了最新診斷能力。