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(xì)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(hù)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。

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(biāo)準(zhǔn)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。

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(xì)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(jìn)行濾波。

圖2：要獲得的心電圖信號特點。

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?。?。模擬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。

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

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：

前端設(shè)計的目的是減小噪聲耦合到系統(tǒng)中。

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(dāng)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(dāng)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)。

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。基于軟件的起搏器優(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(jìn)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。

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(jìn)來，可以進(jìn)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(jìn)行簡化，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(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)?；旌闲盘柨刂破骼锞湍軌?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(jìn)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。