生物醫學工程理論與實踐/生物醫學儀器/心電圖
本章應涵蓋從設計角度看的心電系統基礎知識；不是從診斷角度看。
心臟的功能是節律性收縮，將血液泵入肺部進行氧合，然後將氧合的血液泵入全身迴圈。這種完美的節律由心臟起搏器，即竇房結產生的電訊號的傳播持續維持和訊號傳遞。 [1] 檢測心臟的這種電活動可以幫助識別許多心臟疾病。這是使用心電圖 (ECG) 來追蹤心臟電活動的主要概念。
透過測量和追蹤人體外表面兩點之間的電位差，我們可以獲得最簡單的心電圖。兩點測量之間的典型點是左臂和右臂。透過定義這兩個點並設定測量電壓的常規正方向，我們建立了所謂的“導聯”。
心肌啟用的第一階段是由竇房結產生的電訊號刺激左右心房。此階段在心電圖上顯示為 P 波。最初由竇房結產生的電訊號然後透過房室結、希氏束和浦肯野纖維傳播，最終到達並刺激心室。電訊號在心室中的傳播導致心室收縮。心室收縮階段在心電圖上顯示為特徵性的 QRS 波群。最後，隨著左右心室的舒張，產生一個去極化訊號，在心電圖上顯示為 T 波。
心電訊號的採集是一個相當具有挑戰性的任務，就像許多生物訊號一樣。心電電壓訊號的幅度非常低（幾毫伏），並且具有相對較低的頻率成分。訊號的預期頻寬通常從 0.01 Hz 開始，延伸到不超過 150 Hz。
獲取心電訊號的另一個挑戰是電源線干擾，其幅度通常比原始心電訊號大幾個數量級。所有這些都表明訊號採集模組設計面臨著挑戰性要求：它應該具有最小的負載效應，它應該包含一個放大級，使訊號電平適合進一步使用，並且它應該包含一個定製的過濾級，用於消除預期噪聲和電源線干擾，這些干擾通常會破壞心電訊號。
在本節中，我們不打算考慮心電訊號的完整設計；相反，我們將專注於一個最小心電採集模組設計，該設計能夠正常工作。
正如在生理學背景部分中所討論的，心電訊號是透過皮膚上兩點之間的電壓差獲得的。這表明需要一些減法機制。減法可以使用電子差動放大器來完成。這種放大器基本上會減去和放大兩個電氣點之間的差值。為了使減法正確工作，應相對於一個公共電氣參考測量兩個電氣點的電壓。這個公共參考通常選擇為病人的右腿。
因此，一個簡單的心電採集模組的簡化圖如圖所示。
破壞原始心電訊號的偽影具有生理或非生理起源。最主要的偽影是電源線干擾，它表現為頻率為 50 Hz（或美國為 60 Hz）的正弦波。其他偽影包括：[2]
- 運動偽影，由於患者移動等...
- 基線漂移，其中心電波形的基線開始以正弦模式上下漂移，遵循患者的呼吸
- 肌電干擾，其中肌肉收縮訊號會干擾心電訊號。
- 電極接觸噪聲，其中電極沒有牢固地耦合到患者，導致一些失真
- 電外科裝置 (ESU) 干擾，其中來自電外科裝置的高頻訊號在手術期間被外科醫生使用，會干擾心電訊號
本節應討論針對上述偽影的理論訊號處理解決方案
- 主題 "放大生物醫學訊號：150 uA，解析度為 16 位？" 提供了一些運算放大器的建議，並提到“一個好的、低噪聲、低成本、隔離的肌電/腦電放大器是最苛刻的類比電子設計之一”。
- 如何構建自己的心電裝置
- TI 應用筆記 "生物物理監測：心電圖 (ECG) 前端" 提供了一個簡單的電路：每個導聯中串聯 390 KOhm 電阻器 - 一端接觸患者，另一端直接連線到儀表放大器輸入（或右腿驅動放大器輸出，它沒有進一步的保護）。儀表放大器在其每個輸入上都有 2 個保護二極體，直接連線到 +電源和 -電源。此外，每個輸入到模擬接地的 39 pF 電容器和兩個輸入之間的 200 pF 電容器。TI 出版物“醫療應用資訊”（2004 年第二季度）再版了該電路，但省略了電容和二極體。
- 有些人使用 420 Hz 取樣率，每樣本 10 位。
- "用於稀疏取樣心電圖記錄的高解析度 QRS 檢測演算法" 由 Timo Bragge 等人於 2004 年推薦：“心電圖的取樣頻率應至少為 500 Hz”。
- "心電系統要求的低功耗、低電壓 IC 選擇" 由 Jon Firth 和 Paul Errico 撰寫，內容為：“基於轉換器是迄今為止最昂貴的前端元件的舊假設的多路複用架構，在當今的電生理測量系統中十分普遍。但是，隨著 sigma-delta 轉換器架構的激增，每通道的轉換器現在已經成為一種在功率和成本方面具有競爭力的替代方案”。它還給出了兩種架構的典型原理圖，並建議了一些零件。
- 是否有 醫療電子論壇？
- 自制心電圖 ([1] 推薦使用潤膚露或洗髮水作為低成本電極凝膠)
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