ecg 幅度_精确心电图（ECG）信号处理

ECG是一种用于分析心脏活动变化的医疗设备。它通过外部电极连接至皮肤将生理信号转换为电信号采集。每个心脏细胞膜外都会形成一个与之相关的电位值，在每次心跳时会去极化。这些变化会转化为微弱的电信号出现在皮肤表面，并可通过心电图设备进行检测和放大显示。

于1900年Willem Einthoven研发出了第一台实用的心电图记录设备。这一系统相当笨重，并需多人协作操作才能完成工作流程。患者将手臂和双腿放置于含有电解液的大型 electrodes 中进行检查。如今的心电监护设备设计精巧且便于携带，在患者行走时也无需脱下装备即可进行监测。随身携带型十二导联心电图装置十分便携

心电图基础：

该术语用于描述心电图中的导联系统（lead system），它表示两个相邻电极之间产生的电压差。例如，“Lead I”记录的是左臂与右臂之间的电压。“I”、“II”等标记均属于肢体导联。需要注意的是，“I”、“II”均属于肢体导联。“通常将V1至V6视为胸部导联。心电图追踪记录的是Vc1（胸部电极产生的电压）与左侧、“I”、“II”、“III”的平均值之间的差异。“标准十二个基本测量点的心脏活动可以通过一个标准的心脏十二个测量点系统来实现：其中前八个为真实测量点（即I到III），后四个为衍生测量点（即aVR、aVIb、aVIx以及IX）。表中列出了所有真实测量点以及衍生测量点的基本参数介绍。

导联名称计算注释

Lead_ILA-RA左臂和右臂之间的电压。它是一个真实导联

Lead_IILL-RA左腿和右臂之间的电压。它是一个真实导联

The Lead_IIILL-LA (which is defined as Lead-II minus Lead-I) represents the voltage measured between the left leg and the left arm. This specific measurement falls under the category of derived leads.

W terminals (Wilson中心终端) 1/3(LA+RA+LL)负责输出主导联（V1至V6）。它并不是为了记录心电图曲线而设计的。

aVR-(Lead_I+Lead_II)/2这是一个派生导联。

aVLLead_I- (Lead_II)/2这是一个派生导联。

aVFLead_II- (Lead_I)/2这是一个派生导联。

V1(Vc1-Vw)这是一个真实导联，显示在心电图轨迹中。

V2(Vc2-Vw)这是一个真实导联，显示在心电图轨迹中。

V3(Vc3-Vw)这是一个真实导联，显示在心电图轨迹中。

V4(Vc4-Vw)这是一个真实导联，显示在心电图轨迹中。

V5(Vc5-Vw)这是一个真实导联，显示在心电图轨迹中。

V6(Vc6-Vw)这是一个真实导联，显示在心电图轨迹中。

表1：导联名称及心电图记录位置。

以图1为例展示了一个典型的心电图波形。在X轴上标注的是时间刻度，在此处每一刻度（间隔为5毫米）相当于20毫秒的时间长度。Y轴记录的是捕获到的信号幅度，在Y轴上每个刻度（间隔为5毫米）对应的振幅值是0.5毫伏。（此处涉及两个不同的参数：一是10毫米/毫伏的放大比系数；二是25毫米/秒的速度测量标准）

图1：典型的心电图波形。

心电图特点：

心电图系统设计的第一步涉及了解所需捕获的各种信号类型。心电图信号的特点是存在于高偏置和噪声中的低振幅电压。如图2所示的是心电图信号的主要特征。该系统具有高偏置特征，在此情况下由于电极的存在会产生半个细胞电压。Ag/AgCl（银-银氯化物）是 heart rhythm machine 常用的主要导联材料之一，在这种设备中 Ag/AgCl 的最大偏移电压可达 ±300mV。实际捕捉到的心拍 signal 是建立在 Ag/AgCl 偏置基础上的微小波动范围之内：±0.5mV 的范围叠加在导联产生的偏置上即可捕获目标 signal 。此外，在采集过程中还可能引入来自电源线路的 50Hz 或 60Hz 的工频 noise ，这种 noise 具有共同模式特征并叠加在 heart rhythm machine 的工作参数上 。由于这种 noise 的幅度有时会非常显著 ，因此必须对其进行有效的滤除。

图2：要获得的心电图信号特点。

心电图采集

模拟前端处理构成了心电图系统的关键环节。由于其主要功能是鉴别噪声与预期信号（后者振幅较小），因此这一模块对于系统性能至关重要。其中包含了测量放大器模块，在其中工作的是一个特定的测量放大器电路。该测量放大器的工作电压范围定在±5V，并用于增强正常模式下的信号幅度。为了适应高阻抗源（如皮肤表面），该放大器要求具有高输入阻抗特性。为了实现整体信号采集目标，在此系统中还需要运放电路来完成运算功能，并配合滤波网络和采样装置共同完成整个信号链路的工作流程

心电图滤波

完成信号处理是一项极具挑战性的任务。由于实际采集到的信号水平仅为0.5毫安培，在一个处于300毫伏直流偏置环境中的工作条件下难以实现理想的性能表现。此外，在手术环境中的其他干扰源包括交流电源引起的电磁耦合、外用器械产生的射频干扰以及植入式的医疗设备如电激仪和生理监测装置所带来的电磁污染等复杂因素的影响。在心电图记录中，主要噪声源是基线漂移现象（一种低频叠加性 interference）。

电力线干扰(来自电力线的50 Hz或60 Hz噪声)

这种肌肉噪声难以去除（由于它是同一地区真实存在的信号）。通常情况下，在软件中会进行校正。

其他干扰(例如，来自其他设备的射频噪声)

共模噪声去除

干扰主要表现为经过差分放大器两端的共模信号。此类信号可通过以下方式有效消除：尽量将前端地线网络与数字系统进行分离。整体上实现有效的降噪效果需要从体系架构入手。

使用具有很高共模抑制比(大于100dB)的测量放大器•

通过反向共模信号来驱动病人体格的变化。当评估病人的右腿功能时，则采用Right_Leg_I、Right_Leg_II和Right_Leg_III三导联均值的反向信号作为驱动源。适当抑制由于共模噪声导致的干扰现象。

使用金属屏蔽设备，防止高频射频(RF)耦合到系统中。

通过屏蔽电缆采集心电图信号，它是基于共模电压驱动的，并且能够降低干扰 coupling。

除了上述方法，信号采集以后，存在很多软件算法来去除噪声。

前端设计的目的是减小噪声耦合到系统中。

去除基线漂移：

基线漂移是一种存在于心电图系统的低频干扰现象。它由电极、呼吸以及人体活动产生的偏差电压所引起，在分析心电信号时可能会影响结果质量。同时存在性也决定了测量放大器所能达到的最大增益水平，在高增益情况下可能导致信号失真或失模（即出现混叠现象）。这种噪声可以通过以下方式去除：使用带宽有限的滤波器或者引入辅助参考信号进行消除处理

通过硬件手段实现高通滤波器的功能，在设计过程中其截止频率应当是这样设定的：当基线漂移清除后的心电图记录中能够保持真实反映。这种高通滤波器通常会选用0.05Hz作为其典型截止频率值。由于所选滤波器的截止频率较低，在该方法中需要选用较大的电容元件来保证系统的稳定性。增益可以通过两个独立的放大器电路分步实现，并且得益于自偏置特性，在测量放大器输出端能够达到饱和状态。这种设计使得系统能够在有限的空间内完成多个环节的功能整合，并通过多级滤波器提升信号质量的同时也增加了系统的复杂度。为了满足信号处理的需求，在该系统中采用了低分辨率的ADC芯片，并且通常采用8位到16位之间的分辨率来平衡成本与性能需求。图3详细展示了所设计硬件架构中的高通滤波器信号流图结构

图3： 使用硬件高通滤波器实现的心电图信号链。

在软件层面进行高通滤波处理时,心电图记录仪的一个重要指标是输入噪声必须严格控制在30微伏特以下（整个系统工作频率设定为150赫兹）。这表明,在软件实现这一技术时,我们采用了高精度模数转换电路与测量放大器相结合的一阶增益电路。相较于此方案而言,在当前市场条件下（低噪声放大器与高分辨率ADC单价显著降低）,采用该方案具有更高的经济可行性。本方案并未涉及硬件基线漂移校正技术,而数字域中的基线漂移现象则相对容易处理。

当微控制器实现集成化部署时，系统的总成本将有所下降。图4详细呈现了系统内无硬件支持的高通滤波器信号链流程。在此架构下，数字滤波模块能够完成对ADC采样的信号源的有效过滤。通过图示可见地分析可知，在这种配置下前端系统的复杂度显著地降低了。

图4：无硬件高通滤波器的心电图信号链实现。

去除高频噪声：

根据IEC标准规定, 心电图仪的工作频率范围设定为0.5赫兹至150赫兹。然而, 心电图仪装置具备检测起搏器的方法。起搏器探测可采用两种方式:一种是硬件手段,另一种是软件手段专门完成这一功能。若需要在软件层面上实现这种功能, 相应的ADC采样率应在3至4千次/秒范围内。采用软件实现的优势在于,只需对固件进行微小修改即可实现对不同类型起搏器的兼容性增强;同时,能够有效抑制高频噪声干扰;此外,系统还具备在ADC采样前实施数字滤波的能力,从而有效地抑制了高频噪声干扰;一旦数据被ADC采样后,通过设计一个具有预期截止频率的数字FIR滤波器就可以完成降噪处理工作

电力线噪声去除

电力线路噪声的幅度是非常巨大的，在数字区域即便对共模噪声进行非常小心的处理也无法完全避免其进入系统

基于固件的噪声修正

许多现有的软件算法均能协助完成心电图的数字信号处理。这些算法普遍应用于高端医疗设备，并多为 vendor-owned solutions. 微控制器则需具备足够的计算能力以执行这些复杂的运算.

传递函数被用来在心电图采样中应用（如图6所示）。在数字域中可以实现这一功能。选择合适的滤波器阶数至关重要——它既能保证陡峭的衰减特性又不会过高带来振荡现象（即"响铃"效应）。采用一个灵活设计的数字滤波模块将使微控制器能够轻松完成心电图系统所需的频率响应设计任务。高速模拟多路复用器能够采集多个信号通道的数据，在微控制器外部配置一个具有高输入阻抗测量放大器将有助于放大信号并减少干扰影响（具体细节见下文）。集成进来的20位高精度ADC及通用功放将显著提升设备的整体性能表现。

图6：配置所需过滤器类型的用户界面。

滤波器设计方案可借助芯片制造商提供的工具进行简化操作，默认情况下推荐使用PSoC Creator软件包完成设计流程。如图1所示为一个典型的硬件配置界面，在此界面中可通过下拉菜单选择所需滤波器类型及其参数设置值。图2详细展示了该系统中核心模块的连接关系架构示意图。
系统采样频率设定为每秒500次，并采用两片芯片实现并行处理以提升效率，在模拟电路部分采用了双通道配置以减少计算复杂度并提高实时响应速度。
在数字信号处理模块中嵌入了自适应滤波算法，并支持多种工作模式切换以满足不同应用场景需求。
该系统可直观展示各项参数指标包括相位特性、脉冲响应曲线以及阶跃响应特性曲线等关键性能数据。
为了进一步优化系统性能，在开发阶段引入了专用信号处理器模块以实现动态频段调节功能，并支持多线程数据采集模式以提高数据获取效率。

当手持心电图设备的工作电压降至某个特定水平时（或：随着手持心电图设备工作电压降至某一数值后），其后续的信号处理便成为了一个关键的技术难题）。采用硬件与软件集成在一个数模混合信号控制器中就能完成整个模拟前端处理流程（或：将硬件与软件集成在一个数模混合信号控制器中就能完成整个模拟前端处理流程），从而显著提升了系统的精度，并降低了总功耗水平（或：从而显著提升了系统的精度，并降低了总功耗水平）。采用这种方式后，在一个增强型模拟功能专用SoC平台上整合所有功能模块（或：通过这种集成方式，在一块增强型模拟功能专用SoC芯片上整合了全部功能模块），这使得开发团队能够在有限的成本预算内实现更为高效的系统架构设计（或：这使得开发团队能够在有限的成本预算内实现更为高效的系统架构设计）。

随着卫生保健已从单纯的治疗转向预防性的健康管理,心电图系统在现代医疗中扮演着越来越重要的角色。得益于先进通信技术和低功耗电路设计的优化,其性能得到了显著提升,不仅能够以低功耗运行,在精确度上也有了显著提升,并且已经具备了最新诊断能力。