Abstract：
Key words :
心電圖(ECG)是用來捕捉心臟在一段時間內情況的反映，它通過外部電極連接到皮膚轉換成電信號來采集。心臟外面形成的每個細胞膜都有一個關聯電荷，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，可以通過心電圖探測到并放大顯示。
早在1900年Willem Einthoven就發明了第一臺實用的心電圖。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，這樣病人走動時也可以帶著。家用十二導聯心電圖可以裝在口袋里。
心電圖基礎：
文中這個關于心電圖的術語“導聯（lead）”，指的是兩個電極間的電壓差，這就是設備記錄下來的差異。例如，“Lead_I”是左臂和右臂電極之間的電壓。Lead_I和Lead_II都指的是肢體導聯。V1-V6指的是胸部導聯。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。一個標準的十二導聯心電圖系統包括八個真實數值和四個派生值。表1給出了各種導聯電壓（真實的和派生的）的簡介。
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導聯名稱
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計算
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注釋
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Lead_I
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LA-RA
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左臂和右臂之間的電壓。它是一個真實導聯
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Lead_II
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LL-RA
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左腿和右臂之間的電壓。它是一個真實導聯
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Lead_III
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LL-LA (Lead-II minus Lead-I)
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左腿和左臂之間的電壓。它是一個派生導聯
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Vw ( Wilson central terminal)
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1/3(LA+RA+LL)
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威爾遜終端用于引出胸部導聯(V1-V6)。這不是用來顯示心電圖軌跡的。
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aVR
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-(Lead_I+Lead_II)/2
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這是一個派生導聯。
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aVL
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Lead_I- (Lead_II)/2
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這是一個派生導聯。
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aVF
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Lead_II- (Lead_I)/2
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這是一個派生導聯。
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V1
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(Vc1-Vw)
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這是一個真實導聯，顯示在心電圖軌跡中。
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V2
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(Vc2-Vw)
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這是一個真實導聯，顯示在心電圖軌跡中。
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V3
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(Vc3-Vw)
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這是一個真實導聯，顯示在心電圖軌跡中。
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V4
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(Vc4-Vw)
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這是一個真實導聯，顯示在心電圖軌跡中。
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V5
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(Vc5-Vw)
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這是一個真實導聯，顯示在心電圖軌跡中。
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V6
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(Vc6-Vw)
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這是一個真實導聯，顯示在心電圖軌跡中。
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表1：導聯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。
心電圖特點：
心電圖系統設計的第一步包括，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。系統里存在高偏移，由于電極產生的半個細胞電壓。Ag/AgCl (銀-銀氯化物)是心電圖系統里最常見的電極，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的重要組成部分，因為它需要區分噪聲和期望信號（振幅很小）。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（可通過運放實現）和ADC。
心電圖濾波
信號處理是一項巨大的挑戰，因為實際的信號為0.5mV，它處在一個300mV偏移量的環境里。其他因素如交流電源干擾，外科設備的射頻干擾，手術植入的設備如起搏器和生理監測系統也會影響精度。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，來自其他設備的射頻噪聲)
共模噪聲去除
干擾通常表現為經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字系統隔離。高效的系統級設計是總體噪聲抑制能力的關鍵。
- 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動。適當地減少共模噪聲耦合到系統中。
- 使用金屬屏蔽設備，防止高頻射頻(RF)耦合到系統中。
- 使用屏蔽電纜采集心電圖信號，它是由共模電壓驅動的，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。
前端設計的目的是減小噪聲耦合到系統中。
去除基線漂移：
基線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：
使用硬件實現高通濾波。截止頻率應該是這樣的，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，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顯示了硬件實現高通濾波器的信號鏈流程。
圖3： 使用硬件高通濾波器實現的心電圖信號鏈。
軟件實現高通濾波：心電圖的規格之一是輸入噪聲應小于30uV（整個系統為150Hz帶寬）。對于這種方法，我們使用一個高精度模數轉換電路和一個測量放大器實現的一階增益。這種方法更適用，因為低噪聲放大器和高分辨率ADC現在價格很低。這種應用中，沒有用到基于硬件的高通濾波，只是數字區域有基線漂移。在數字區域濾波更便宜，并易于實現。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現這樣的結構。
當微控制器也集成到系統中時，系統的總成本會降低。圖4顯示了系統內無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現有效過濾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：無硬件高通濾波器的心電圖信號鏈實現。
去除高頻噪聲：
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。如果檢測必須在軟件中實現， ADC的采樣率必須在3-4KSps。基于軟件的起搏器優勢是，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。這種設備可以屏蔽高頻輻射噪聲耦合。一旦數據被ADC采樣，一個有預期截止頻率的數字FIR濾波器就實現了。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，而且不管在數字區域對共模噪聲處理得多么小心，它都會耦合進系統里。電力線路噪聲通過在數字區域的50/60Hz加陷波濾波器去除。
基于固件的噪聲修正
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，通常由廠商所有。微控制器需要有足夠的容量來實現這些復雜的算法。
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現。要注意過濾器階數的選擇。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。具備一個靈活的數字濾波模塊，微控制器就可以可以實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通道數據，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備設計組件。
圖6：配置所需過濾器類型的用戶界面。
濾波器的設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。圖6顯示了一個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實現陷波。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。這可以實現復雜的濾波器而無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。使用專用濾塊模可以快速設計濾波器適應專門的應用。
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重要的挑戰。通過集成硬件和軟件在一顆數模混合信號控制器里就能夠實現一個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。通過這種方式，開發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成本。
隨著衛生保健已經變為預防性的，心電圖設備正成為診斷過程的一個重要部分。先進的通訊技術和低功率電路設計使得其發展得更好、更安全，便攜性心電圖設備可以低功耗工作，更加精確，并且已經具備了最新診斷能力。
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