（通信与信息系统专业论文）自动体外除颤器生理信号采集系统的研究.pdf

摘要 心脏猝死( s u d d e nc a r d i a cd e a t h ，简称s c d ) 是心律失常中最严重的表现症 状，约占心血管疾病死亡原因的一半以上【1 1 。而致命性心律失常一心室纤颤 ( v e n t r i c u l a rf i b r i l l a t i o n ，简称v f ) 是导致心脏骤停( s u d d e nc a r d i a ca r r e s t , 简 称s c a ) 的主要原因，s c a 在抢救无效的情况下会导致真正的s c d ，一旦导致 s c d 产生，患者将会在短期内死亡。因此，消除v f 是挽救s c d 患者生命的关 键所在。目前被公认消除v f 最有效的方法是早期除颤，而自动体外除颤器 ( a u t o m a t e de x t e r n a ld e f i b r i l l a t o r , 简称a e d ) 的出现使早期除颤成为了可能， 并大大提高了院外s c a 患者的存活率。 本文的主要工作是对a e d 生理信号采集系统的研究。通过对v f 患者心电 信号和胸阻抗信号的提取、采集和计算，a e d 能够自动分析心律失常，能迅速 判别出可除颤性心律的存在，并通过语音提示和频率显示的方式提醒操作者进 行电击除颤。本文自动体外除颤器生理信号采集系统的研究以a e d 为研究背景， 以生理信号的采集与分析处理为研究对象，所作的主要工作有： 首先介绍了a e d 的除颤原理、心电信号的产生原理及胸阻抗的测量原理， 并给出了a e d 的整体设计方案。根据整体结构设计，系统分模块给出了心电采 集模块的电路设计、胸阻抗测量模块的电路设计和高压充电模块的电路设计。 从人体体表提取到的原始心电信号经滤波、放大等预处理后，用处理器对 其完成a d 采样，并将采样后的心电数据通过样本熵算法进行v f 检测，根据样 本熵值的大小判断v f 的发生情况，一旦有v f 发生，则启动高压充电电路。 高压充电模块启动前需进行人体胸阻抗测量，通过编程控制a d 9 8 5 4 产生所 需频率和幅度的正弦波信号，该正弦波信号经v c c s 转换后可直接作为胸阻抗 测量系统的激励源，对电压电极在电流激励下检测的电压信号进行放大、提取。 编写心电信号的a d 采集驱动程序，高压充电控制电路的脉冲p w m 驱动。 经过画板和系统调试证明，系统的设计简单可行，可进行进一步的模块整 合和新增功能研究。 关键词：自动体外除颤器；室颤；心电信号；胸阻抗；样本熵算法；高压充 电l a b s t r a c t s u d d e nc a r d i a cd e a t h ( s c d ) i st h em o s ts e r i o u ss y m p t o m so fa r r h y t h m i a , w h i c ha c c o u n t sf o ra b o u t5 0 t ot h ec a u s eo ft h ec a r d i o v a s c u l a rd i s e a s ed e a t h w h i l e f a t a la r r h y t h r n i aa sv e n t r i c u l a rf i b r i l l a t i o n ( v f ) i st h em a i nf a c t o rl e a dt os u d d e n c a r d i a ca r r e s t ( s c a ) ，w h e ns c af a i l e dt or e s c u e ，i tw i l ll e a dt oar e a ls c d ，e v e n m o r e ，o n c es c do c c u r r e d ，t h ep a t i e n tw i l ld i ei nas h o r tp e r i o d s o ，c l e a r i n gu pt h e v fi st h ek e yt or e s c u et h es c dp a t i e n t s l i f e n o w , e a r l yd e f i b f i l l m i o ni sw i d e l y r e c o g n i z e da st h em o s te f f e c t i v em e t h o dt ot r e a tv f t h ea p p e a r a n c eo fa u t o m a t e d e x t e r n a ld e f i b r i l l a t o r ( a e d ) m a k e se a r l yd e f i b r i l l a t i o n p o s s i b l e ，a n dg r e a t l y i m p r o v e dt h es u r v i v a lr a t eo fs c ap a t i e n t so u t s i d eo f t h eh o s p i t a l t h em a i nw o r ko ft h i sp a p e ri st h es t u d ya b o u tp h y s i o l o g i c a ls i g n a la c q u i s i t i o n s y s t e mo fa e d w i mt h ee x t r a c t i o n ，c o l l e c t i o na n dc a l c u l a t i o no fe c ga n dc h e s t i m p e d a n c es i g n a lf r o mv fp a t i e n t s ，a e da n a l y z ea r r h y t h m i aa u t o m a t i c a l l y , a n dc a n q u i c kt e l li ft h e r ead e f i b r i l l a t e dr h y t h m ，t h e ni tt h r o u g hv o i c ep r o m p ta n df r e q u e n c y d i s p l a yt or e m i n dt h eo p e r a t o rt oc a r r yo u ts h o c kd e f i b r i l l a t i o n t h er e s e a r c ho f a e d p h y s i o l o g i c a ls i g n a la c q u i s i t i o ns y s t e ms e ea e d a st h er e s e a r c hb a c k g r o u n d ，a n dt h e c o l l e c t i o na n da n a l y s i so fp h y s i o l o g i c a ls i g n a li st h er e s e a r c ho b je c t ，m a i nw o r ka s ： f i r s t l y , i n t r o d u c e st h ea e d d e f i b r i l l a t i o np r i n c i p l e ，e c gg e n e r a t i o np r i n c i p l e a n dc h e s ti m p e d a n c em e a s u r e m e n tp r i n c i p l e ，b a s e do nt h e s ep r i n c i p l e s ，i tg i v e nt h e o v e r a l ld e s i g ns c h e m eo fa e d a c c o r d i n gt ot h eo v e r a l ls t r u c t u r ed e s i g n ，s y s t e mw i t h s u b - m o d u l e g i v e s e c ga c q u i s i t i o nm o d u l ec i r c u i t d e s i g n , c h e s ti m p e d a n c e m e a s u r e m e n tm o d u l ea n dh i g hv o l t a g ec h a r g i n gm o d u l ec i r c u i td e s i g n t h eo r i g n i a le c gf r o mh u m a nb o d ys u r f a c et h r o u g hf i l t e la m p l i f i c a t i o na n d s o m eo t h e rp r e t r e a t m e n t ，t h e np u ti ti n t ot h ep r o c e s s o rf o ra ds a m p l i n g ，t h es a m p l e d e c gd a t aw i l lt h r o u g ht h es a m p l ee n t r o p ya l g o r i t h mf o rv fd e t e c t i n g ，a c c o r d i n gt o t h ev a l u eo fs a m p l ee n t r o p ya l g o r i t h mt oj u d g ei ft h eav f , o n c ev fh a p p e n e d ，t h e n s t a r tt h eh i g hv o l t a g ec h a r g i n gc i r c u i t b e f o r et h eh i g hv o l t a g ec h a r g i n gm o d u l e ，i tm u s tf i n i s ht h em e a s u r e m e n to f c h e s ti m p e d a n c e ，b yt h ec o n t r o l l i n ga n dp r o g r a m m i n go fa d 9 8 5 4t op r o d u c eas i n e s i g n a l w i t hd e s i r e df r e q u e n c ya n da m p l i t u d e t h i ss i n es i g n a lt h r o u g hv c c s i i - c o n v e r s i o nc i r c u i tc a l ld i r e c t l ys e ea st h ee x c i t a t i o no fc h e s ti m p e d a n c em e a s u r e m e n t s y s t e m ，u n d e rc u r r e n te x c i t a t i o n , u s i n gt h ev o l t a g ee l e c t r o d e st od e t e c ti t sv o l t a g e s i g n a l ，t h e ne i l l a r g ea n de x t r a c tt h ed e t e c t e dv o l t a g es i g n a l w r i t et h ea dd r i v e rf o re c g , a n dp w md r i v e rf o rh i g hv o l t a g ec h a r g i n gc o n t r o l c i r c u i t a f t e rp c bd r a w na n ds y s t e md e b u g ，i tp r o v e st h a tt h ed e s i g no ft h es y s t e mi s s i m p l ea n df e a s i b l e ，a n dc a nb ei np r o g r e s so fm o d u l ei n t e g r a t i o na n dn e wf u n c t i o n r e s e a r c h k e y w o r d s ：a e d ；v f ；e c g ；t h o r a c i ci m p e d a n c e ；s a m p l ee n t r o p ya l g o r i t h m ；h i g h v o l t a g ec h a r g i n g - i 武汉理工大学硕士学位论文 1 1 课题的来源 第l 章绪论 课题来源于中国科学院深圳先进技术研究院集成所智能传感中心与广州中 山大学的合作项目自动体外除颤器。 1 2 课题的研究背景和目的意义 1 2 1 课题的研究背景 近年来，人类因心血管疾病造成的死亡人数显著增加，心血管疾病已构成 了威胁人类生命健康的主要因素。2 0 0 4 年，根据世界卫生组织的调查结果显示， 每3 个死亡案例中就有1 个属于心血管疾病死亡。在美国，因心血管疾病死亡 的案例平均每3 3 秒就有l 例；而在中国，平均每1 0 秒就有1 例心血管疾病死 亡案例。 心脏猝死( s u d d e nc a r d i a cd e a t h 简称s c d ) 在心血管疾病死亡原因中占主 导地位，约占心血管疾病总死亡人数的一半以上【l 】。导致s c d 产生的主要原因 是在各种心血管病变基础上发生的一时性功能障碍及电生理变化，并导致恶性 室性心律失常【2 】。心脏骤停( s u d d e nc a r d i a ca r r e s t ，简称s c a ) 是指心脏泵血功 能的突然失效、终止泵血1 3 j 。s c a 与s c d 并不完全等同，s c a 为s c d 的最初 表现，得到及时抢救并存活的s c a 称为未致死的s c d ，只有抢救失败的s c a 才称为真正的s c d 。s c d 多为院外事件并出现在各年龄群体，约9 0 的s c d 属 于致命性心律失常，这些致命性心律失常中有8 0 表现为心室纤颤( v e n t r i c u l a r f i b r i l l a t i o n ，简称v f 或室颤) ，另2 0 属于心脏停搏【4 】，由此可判断s c d 中最常 见、最严重的突发性致命心律失常为v f 。v f 的发生很容易在短时间内恶化并 导致心脏停搏，s c a 患者一旦出现v f 恶性心律失常，则患者的心室外肌将出现 杂乱无序的非同步电活动，呈现不规则的蚯蚓状蠕动，心脏因泵血功能完全丧 失而导致心室停博1 5 j 。患者会出现昏厥、抽搐等症状，如不及时抢救，短时内会 导致死亡。 武汉理工大学硕士学位论文 心脏除颤器( c a r d i a cd e f i b r i l l a t o r ) 是一种采用电击来救治心律失常患者的 医疗电子设备，它具有疗效高、动作快、操作简单、无创性等优点。其原理是 通过产生能量可控的强脉冲电流作用于患者心脏以消除心律紊乱的现象，使紊 乱的心律恢复为正常的窦性心律 6 1 。在v f 的救治方法中，早期除颤是目前被公 认为最有效的方法【7 j 。因v f 引发的s c a 事件，其抢救存活率与早期除颤的时 间息息相关，随着除颤时间的推迟，患者的存活率将以每分钟7 1 0 的概率 递减。事发3 m i n 内完成除颤，患者的存活率可达7 0 , - 一8 0 、5 m i n 则降为5 0 、 7 r a i n 仅为3 0 、9 11 r a i n 为1 0 、1 2 m i n 以后仅剩2 - - - , 5 ，几乎等于死亡【8 】。 即越早除颤，s c a 患者的成功复苏率越高。 在美国，院外s c a 事件大约有4 0 , - - 一4 6 万每年，其中约3 2 - - 3 6 万发生于患 者家中，6 7 万发生于街道等公共场所1 9 l 。在我国，每年约有1 8 0 万s c d 患者， 其中院外s c d 占9 0 ，而我国院外s c d 的存活率低于1 1 0 】，已严重威胁到了 我国人口的生命健康。由于s c d 具有突发性和抢救难度大等特点，容易造成患 者的突然死亡，给家庭和社会带来了巨大的损失【2 1 。因此，对s c d 救治相关的 研究已成了当前电击除颤的热点，本论文的研究就是在这样一个背景下进行的。 1 2 2 课题的研究目的及意义 鉴于早期除颤器在s c d 抢救事件中难度大的缺陷，一种体积小、重量轻且 价格低廉的自动体外除颤器( a u t o m a t e de x t e r n a ld e f i b r i l l a t o r , 简称a e d ) 的问 世使s c a 事发现场的早期除颤成为可能，并大大降低了患者的死亡率。a e d 是 一种由计算机编程与控制的、用于体外除颤的高智能化、高自动化的除颤仪【l o l 。 待电极片贴好后，仪器立刻进入s c a 患者的心律分析，并迅速识别需除颤性心 律即室颤或无脉性室速【l o l 。一旦有可除颤性心律出现，仪器将通过语音提 示和频率显示的方式，提示操作者完成电击除颤操作。a e d 具有除颤时间短、 疗效高、副作用小等特点，被认为是目前终止v f 最迅速、最有效的方法，在 s c a 患者的救治中被广泛采用。 a e d 的使用在s c a 的救治进展中具有里程碑意义。如2 0 0 0 年1 1 月，美国 议会顺利通过政府提案在各联邦会议大楼及民航机场装备a e d 【l o j 。现在，美国 院外s c a 患者的存活率已成功提高到了7 4 。d a v i s 等统计了英国1 1 0 个常发 s c a 事件的公共场所安装a e d 后带来的成效，发现4 年里这些场所发生的1 7 2 起s c a 事件中，有7 8 的s c a 表现为v f ，共使用了1 3 4 次a e d 除颤，除颤 武汉理工大学硕士学位论文 时间在3 - 5 分钟，s c a 患者即刻复苏成功率达2 8 3 ，出院后存活率达2 3 。 相比a e d ，医疗救护人员抢救成功率仅为2 0 【l 们，这是由救护人员到事发现场 的时间推迟了除颤操作所导致的。这些调查数据表明，使用a e d 之所以能较大 提高s c a 患者的存活率，是因为a e d 缩短了s c a 发生与除颤的时间间隔【l 们。 在我国，院外s c a 的急救技术仍旧薄弱，仅依靠传统的急救医疗系统并不能很 好的完成院外急救任务、提高院外s c a 的存活率。借鉴a e d 在欧洲国家成功 使用的经验，a e d 在中国市场具有客观的发展空间和市场潜力，同时对提高我 国院外s c a 患者的存活率具有长远意义。 1 3a e d 及其生理信号技术的发展 1 3 1a e d 的发展现状 现代的a e d 主要包括自动心率分析和电击操作，一旦提示可电击操作，则 操作者按下“s h o c k ”按钮即可进行电击除颤。目前，a e d 通过除颤波的方式 释放能量和电流进行除颤，其中电流的释放应能满足消除室颤所需的最低能量。 当前，a e d 的除颤波形分单相波和双相波两种。较传统的单相波除颤器，双相 波除颤器是除颤器发展的趋势。单相波除颤器的电流随时间以单一方向从正极 流向负极，而双相波除颤器的电流随时间第一相波由正极流向负极，第二相波 由负极流向正极，即电流在两正负电极间有一个倒转【l 。动物实验研究表明， 同样的除颤功效，使用双相波除颤的能量和电流明显低于单相波，给心肌带来 的损伤更小l l 引。在终止长时间室速上，使用较低能量的双相波与较高能量的单 相波同样有效【l3 1 。动物研究表明，较单相波，双相波除颤能更好的使自主循环 恢复，且其较低的除颤阈值和较短的复苏时间有助于提高患者的存活率【1 4 】。因 此，双相波除颤器是当前除颤仪发展的研究热点和主要趋势。 1 3 2a e d 生理信号技术的发展 1 3 2 1 心电信号分析技术及v f 检测算法的发展 心电信号波形图的计算机算法分析的研究开始于上世纪5 0 年代，p i p b e r g e r 在1 9 5 7 年心电图的研究中，首次使用了模拟电子计算机和特殊的a d 转换系统 【1 5 】。p i p b e r g e r 等人在1 9 6 1 年成功开发了心电图各波形的自动识别程序，并建立 武汉理工大学硕士学位论文 了计算机心电图分析的基本模式【l5 1 。早期的心电信号微处理分析技术使得心电 信号自动分析系统只能完成简单的监护报警功能。随着计算机技术的高速发展， 心电信号自动分析系统出现了以医生读心电图这一逻辑分析过程为依据的辅助 诊断功能，加上现代电子技术的进步和数字计算机技术的应用，使得心电图自 动分析技术得到了跳跃式发展【l5 1 。心电图记录仪不仅能完成心电图的波形记录， 还可实现自动测量与分析诊断。现代先进的计算机心电图分析系统还兼有数据 管理、检索和远程通讯等功能。医生在院里、院外观察和分析病人的心电波形 图，并可利用互联网实现国内外的心电图信息传递和学术交流f 1 5 】。 自1 9 7 0 年d y a c k 和w e l l b o m 发明的第一台a e d 以来，v f 的检测算法分析 主要有时域分析法、频域分析法和非线性动力学分析法【l 引。典型的时域分析法 有序列假设检测算法i l7 1 、幅度概率密度函数检测算法【1 8 】及自相关函数检测算法 【1 9 】等。典型的频域分析法有频谱分析法f 2 0 】、v f f i l t e r 算法【2 l 】及小波分析算法【2 2 l 等。而心电动力学是复杂非线性的动力学，心脏由正常的心肌功能到心肌功能 损伤，再到心脏猝死，表现为有序的心脏电活动变化为紊乱的不规则的电活动 l z 3 j 。所以，非线性动力学分析法越来越多的被应用于心电信号的分析中。国内， 来自清华大学的廖旺才等利用分形维数和近似熵等指标分析了心率变异信号 ( h r v ) 1 2 4 j 。上海交通大学朱贻盛等人对单细胞膜电位和体表的心电图进行了大量 分析，并提出了大量的线性模型和非线性的分析方法【2 5 1 。刘心东等人利用 l y - p o n o v 指数分析了r r 间期序列的混沌特性，并提供了室性失常病人的早期 诊断1 2 6 j 。刘峰与郑宗勋在改进的状态空间重构基础上，进行了g p 算法在心率 变异中的非线性动力学分析f 2 7 j 。国外，c a s w e l l 等人采用近似熵检测室性心动过 速和室颤。x us h e n g z h a n g 通过复杂度算法来识别窦性心律、室性心动过速与心 室纤颤f 2 3 】；a m a l l n 通过希尔伯特变换算法【冽和相位空间重建法来识别严重室性 异常心律【3 0 】；y a h s 使用h u r s t 指标来分析心律【虬j 。 1 3 2 2 人体阻抗测量技术的发展 人体阻抗测量技术的发展主要围绕激励频率和测量方法展开。激励频率经 历了单频一单频分段一多频的发展历程【3 刭。单频激励模式主要应用于阻抗测量 技术的发展初期。由于人体阻抗分布随肢体各部分差异不同而不同，使得单频 总阻抗测量法的应用在人体生物信息的评定中精度不高。单频分段阻抗测量技 术的提出，使得人体成分的分析得到了进一步发展，并证实了人体阻抗的局部 测量可以代替总阻抗的测量。随着阻抗测量技术的不断发展，使用不同的激励 武汉理工大学硕士学位论文 频率，测出的人体阻抗不同。为获取更多、更全面的生物阻抗信息，多频激励 的测量模式成为了当前的主流测量法p 2 。 目前，t p a l k o 和f b i a l o k o z 等人自制研发了一套多频生物电阻抗测量系 统，以测量生物电阻抗的幅值【33 。在国内，任世超和王慧艳等人根据血液的电 阻抗一频率特性和典型的三元件血液模型，提出了一种多频率电阻抗法用于研 究血液的电特性。班东坡等人研发了一套频率最高可达1 m h z 的人体阻抗测量 系统，用于测量人体在高频和低频下的阻抗1 3 引。美国m a k h a l e d 就当前生物阻 抗测量系统所采用的激励频率，得出了单频多为5 0 k h z ，双频为l - - - 1 0 0 k h z ， 多频为5 - - 5 0 0 k h z 的结论。 人体生物阻抗测量方法经历了电桥法一双电极法一四电极法一四环电极法 的发展过程，现在六电极法和八电极法的研究也在进行中。国内第四军医大学 的付峰和董秀珍等人研发了一种基于四电极法的、用于测量分析生物组织复阻 抗频率特性的离体生物组织复阻抗测量系统1 3 2 】。典型的四电极法由两个激励电 极和两个测量电极所组成，能较好的用于人体阻抗测量。 生物阻抗测量技术的不断发展，促使了阻抗测量系统由试验转向临床阶段。 1 4 本论文的内容安排 本课题源自于中国科学院深圳先进技术研究院集成所与中山大学的合作项 目自动体外除颤器。研究的主要内容是a e d 中人体生理信号采集系统的研 究。内容设计分硬件和软件两部分，其中硬件部分包括人体心电信号采集电路 的设计，人体胸阻抗测量电路的设计以及高压充电电路的设计。软件部分包括 心电信号室颤检测算法的实现，胸阻抗激励信号的产生，采集信号的a d 采集驱 动与测试，高压充电控制脉冲的p w m 驱动与测试。由于项目研发难度及工作量 较大，系统并未完全搭建成功，而是按模块进行各部分的功能性检测。 本论文的主要工作及内容安排： 第一章绪论篇。主要介绍了课题的来源、研究背景、目的及意义，除颤器 及其生理信号技术的发展和本论文的主要工作安排。 第二章原理篇。主要介绍了a e d 原理及系统的总体设计，包括a e d 的工 作原理，系统的总体架构，处理器的选择。 第三章硬件篇。即论文的核心部分。分模块给出了各模块的原理和硬件电 路设计，包括心电信号的产生原理及采集电路设计，胸阻抗测量技术原理和测 武汉理工大学硕士学位论文 量电路设计以及高压充电电路的设计。 第四章软件篇。通过系统的软件设计流程，完成样本熵v f 检测法的软件设 计，胸阻抗激励信号产生的软件设计以及a d 采集驱动和高压充电控制的p w m 驱动。 第五章调试篇。根据软、硬件的设计，给出硬件部分的调试效果和软件部 分的实现情况。 第六章结论篇。论文的总结与展望。 武汉理工大学硕士学位论文 第2 章a e d 原理及系统总体设计 2 1a e d 的工作原理 同传统的心脏除颤设备一样，a e d 的工作原理可简单描述为：“给人体心脏 施加能量可控的强脉冲电流用以消除心律失常，使之恢复窦性心律的治疗方法 【3 4 1 。除颤技术的电生理基础是心肌各部分的活动相位不同步，因兴奋的往返传 递而使心律失常呈持续态【3 别。电击的最终目的是迫使整个心脏即刻进入除极状 态，实现瞬间停搏，使心肌各部分活动相位恢复同步，经电击后自律性最高的 窦房结就有可能被唤醒重新起搏心脏，控制心搏，使之恢复为正常的窦性心律 【3 5 】。将完成心脏电击复律的过程称为除颤，带有这种除颤功能的设备称为除颤 器。由于施加给心脏的是瞬时高能量脉冲电流，因此，电击作用的时间一般控 制在4 1 0 m s ，能量为4 0 - - - - 4 0 0 j 。 同大多数传统的心脏电除颤设备一样，t l e d 同样采用了r l c 阻尼放电原理 进行电击除颤，其电路原理如图2 1 所示【3 4 】。当患者发生室颤时，高压变压器将 直流低压瞬间变成脉冲高压，再经高压整流后开始向高压储能电容c 充电，从 而使c 在短时内获得一定的能量，一旦存储的能量达到了成功除颤所需的最低 能量值，停止对c 充电，控制高压继电器开关k 由充电打向放电方向。由高压 电容c 、电感器l 及人体串联就构成了典型的r l c 串联谐振衰减二阶振荡回路 ( r 为被测人体电阻、导线电阻、人体与电极接触电阻三者之和) ，电流通过电 极p 1 和p 2 向人体放电。经临床和实验证明，该种r l c 放电的双向尖峰电流除 颤效果好、对人体组织损伤小，l 、c 取值的选择能将放电时间控制在4 一1 0 m s 内，除颤器输出的波形需显示在心电监护仪上，并将扫描的心电波形记录下来。 电感器l 的作用是避免放电初始阶段因电流过大或电压过高导致铁芯饱和使电 感值下降，影响输出波形的改变1 3 引。由于直流除颤器放电时的峰值电压在千伏 以上，当出现充电完成后并不需要对患者进行放电操作的情况时，为避免可能 的危险发生，在实际的除颤器设计中，需增加机内放电电阻r ，使存储在高压 电容c 上的电能通过r 进行机内放电。要求r r ，这样对患者施行放电除颤 时，不受r 的影响。 武汉理工大学硕士学位论文 低压 电 压 整 流 图2 1a e d 除颤原理图 2 2a e d 系统的总体设计 2 2 1 系统结构设计 a e d 系统分硬件电路设计和软件编程两部分进行。硬件电路设计包括心电 采集电路、胸阻抗检测电路、高压充放电路。软件设计部分包括基于样本熵的 v f 检测算法c 语言实现、基于a d 9 8 5 4 的正弦信号可编程控制、涉及到的部分 驱动及应用程序、q t 图形用户界面程序等。由于系统工作量大、难度高，整个 a e d 的研制工作按模块进行，待各模块功能成功实现后，再进行模块整合以完 成整个系统的搭建与调试。具体系统框图如图2 2 所示。 ，f - 控制模块 、 - 充电模块、 ，放电模块、 厂、 、 jl 外部l ， 、 e c g 采集电路l- - f 能量选择电l 放电l 路 l 由璐l i 心l f 瓜缝件折 中 “m 。十wp h 央 开关 处 +驱动 理 高压高压 器 i 蛤l - 充电 j 掬阻抗检测电路_ _ i 蔬电路 自放电 f 电路 图2 2a e d 系统结构框图 系统工作流程：首先系统上电，按照电极放置的标准法快速准确的将电极 片在患者体表贴好；接着启动控制模块，通过胸阻抗检测电路测量患者的胸阻 抗；待确定胸阻抗值后，启动e c g 采集电路，采集患者的心电波形图并实时显 示在p c 机上，将提取的心电信号送入微处理器的采样通道进行a d 采样；对采 武汉理工大学硕士学位论文 样后的心电数字信号使用v f 检测算法进行室颤发生判断，若判断有室颤发生， 则启动高压充电电路，迅速将1 2 v 的直流低压上升到千伏以上的脉冲高压，并 将能量控制在2 0 0 j 以内；最后经音频提示对患者进行电击除颤操作，即救助者 按下电极按钮进行电击除颤，如果1 次除颤不成功，则重复进行第2 、3 次除颤。 2 2 2 处理器的选择 1 i o 接口的需求 ( a ) a d 转换：由于提取的e c g 信号和胸阻抗的测量信号均为模拟信号，在 进行v f 检测算法和阻抗值的计算前，均需将模拟信号转为数字信号。因此，选 择的处理器要带有a d 转换器。市面上带有此转换功能的处理器种类繁多，且 转换精度、速度及方式因处理器的类型不同而异。$ 3 c 2 4 4 0 共有8 个模拟信号输 入通道、1 0 位的c m o s 模数转换器( a d c ) 能将模拟信号转换成l o 位的数字 信号，在2 5 m h z 的转换时钟下，最大转换率可达5 0 0 k s p s ，且a d 转换器同时 支持片上采样和功能保持及省电模式1 3 们。 ( b ) i o 口：患者与除颤仪之间的人机交互通过按键完成，心电数据通过u s b 上传，异常报警和导联脱落检测等功能的实现均要求处理器要有足够数量的i o 口和中断口供功能扩展和中断响应使用。$ 3 c 2 4 4 0 共有1 3 0 个多功能输入输出接 口( i o 口) ，被分成g p a g p h8 组端口，每个i o 接口都可通过软件设置以适 应不同的系统设置和设计要求，在运行主程序前必须先定义被使用的引脚功能， 且所有的i o 口在掉电模式下会自动保存。 2 存储容量的需求 由于系统要用到数据采集、监控、中断等程序来实现各项具体功能和整个 系统的协调工作，这就要求处理器要有足够的程序存储容量，要实现心电信号 的实时监控还需要足够的数据存储容量。因此，要求选择的处理器要有足够的 程序和数据存储空间。$ 3 c 2 4 4 0 具有独立的1 6 k b 指令c a c h e 和1 6 k b 数据 c a c h e ，以及s d 储存卡。 3 处理能力与速度 由于e c g 是一种低频域内的微弱生物电信号，其频率主要分布在0 0 5 1 0 0 h z 之间。根据n y q u i s t 采样定律，系统使用了2 5 0 h z 的采样频率，加上胸阻 抗信号的采样及心电信号的v f 检测算法分析等任务，因此，要求所选的处理器 具有较高的工作频率和总线速度。 武汉理工大学硕士学位论文 4 低功耗 a e d 设备主要用于一些院外公共场所，由于患者的病发地点具有随机性， 很难实现交流供电，一般都采用电池供电。为避免实时监护中途断电，要求电 池能长时间供电。因此，低功耗是处理器选择的又一个重要考虑因素。$ 3 c 2 4 4 0 是一款低功耗处理器，电源模式有n o r m a l 、s l o w 、i d e l 、s l e e p4 种模式。 通过设置c l k c o n 寄存器可降低功耗。 经上述处理器的选型分析，$ 3 c 2 4 4 0 的低功耗、高性能、轻便、小型化正好 满足系统的要求，且随着嵌入式微处理器的盛行使用，本系统最终选择了 s a m s u n g 公司生产的一款1 6 3 2 位r i s c 微处理器m i n i s 3 c 2 4 4 0 t 3 6 】。该处理器采 用了a r m 9 2 0 t 内核，0 13 u r n 的c m o s 标准宏单元和存储器单元，a m r 9 2 0 t 实 现了m m u 、a m b ab u s 和h a r v a r d 高速缓冲体系结构。$ 3 c 2 4 4 0 的推出为手持 设备及一般类型应用提供了价格低廉、功耗低、高性能小型控制器的解决方案。 2 3 本章小结 a e d 采用的是r l c 阻尼放电原理进行电击除颤，除颤电能 2 0 0 j 。a e d 系 统分硬件电路设计和软件编程两部分进行。硬件电路设计包括心电采集电路、 胸阻抗检测电路、高压充放电路。软件设计部分包括基于样本熵的v f 检测算法 c 语言实现、基于a d 9 8 5 4 的正弦信号可编程控制、涉及到的部分驱动及应用程 序、q t 图形用户界面程序等。本系统最终选择了s a m s u n g 公司生产的一款1 6 3 2 位s c 微处理器m i n i s 3 c 2 4 4 作为系统的处理器。 武汉理工大学硕士学位论文 第3 章生理信号采集系统的电路设计 3 1 心电信号采集模块设计 3 1 1 心电信号的产生原理 3 1 1 1 心电图信息描述 心脏是人体的重要器官，心脏进行有规律的搏动是人体内血液循环得以正 常进行的根本前提。心脏的搏动源于心肌产生兴奋的过程中产生微弱的电流， 该电流通过人体生物组织向各部分传递，依据人体各部分组织和其与心脏距离 的不同，该电流在人体体表各部分表现出不同的电位变化，利用导线将这些不 同的电位变化送到心电扫描记录仪，以动态曲线显示的波形图称为心电图 ( e l e c t r o c a r d i o g r a m ，简称e c g ) 3 6 1 。心电图主要反映了心脏兴奋的产生、传 递和恢复过程中的生物电变化。e c g 的应用在心血管疾病救治中有着重要的实 用价值，正常的心电图由一个p 波，一个q r s 复合波和一个t 波等组成。典型 的心电波形如图3 1 所示【3 8 l 。 r 图3 3 典型的e c g 波形图 心电图波形与人体心脏的生理功能有着一定的对应关系，一旦心脏的生理 功能出现异常，均可在一定程度上从心电图波形的变化上反应出来。分析心电 武汉理工大学硕士学位论文 各波形的幅度和宽度，有助于各种心脏疾病的正确诊断。将正常节律的心脏活 动称为窦性心律( n o r m a ls i n u sr h y t h m ，简称n s r ) ，心率为6 0 - - 一8 0 次分钟【3 引。 心脏有规律的搏动，推动了血液从静脉，经过心房、心室、进入动脉，从而维 持了人体血液循环。心肌纤维的同步收缩是心脏完成泵血功能的首要条件，一 旦心肌因各种原因导致收缩不同步，取而代之是紊乱的蠕动样颤动，则将心室 肌的颤动称为心室纤颤，简称室颤( v f ) 。室颤一旦发生，便不易自动消除，心 脏有节律的收缩骤停将导致其泵血功能的丧失，患者体内血液循环被终止，从 而停止对脑部的供血，患者随即出现意识模糊，全身抽搐，呼吸微弱并带有喘 息声，接着大动脉停止搏动，瞳孔散大且全身紫红，神经没有反应，最终导致 呼吸停止，如不及时抢救治疗，患者将在数分钟内死亡。从心电图的显示来看 发现q r s 波消失，取而代之的是不规则的类似正弦波的抖动波，如图3 3 所示。 ，、目_ 一 ”+ 参+ 7 一 ； 一 。产。 l - k 一。产一 图3 2 窦性心律下的心电图 g r i d i i i 瞬嘲薪昭巍5 m v f 琢( ； g r i d 谴m a l s ：0 2 辨0 3m v ( e c 6 ) 图3 3 室性颤动的心电图 3 1 1 2 心电信号提取中的导联系统 “导联 是与心电图有关的一个重要名词，是指用来描记放置在体表任意 两点且与心电图机正负端相连的两个电极间的电位差变化。将这种放置电极的 方法和电极与心电图机的连接方式称为导联( 1 e a d ) 3 9 】。由于心脏电兴奋传导系 统产生的电压是幅度和方向均随时间变化的向量，从而形成各种导联，不同导 武汉理工大学硕士学位论文 联测出的e c g 不同，所以放在体表不同部位的电极测出的e c g 亦不同。 导联分单、双极导联。单极导联指让一个电极保持零电位，另一个电极贴 在体表提取心电图波形，波形相对简单，不易判断复杂的心电情况；双极导联 指两电极都贴在体表，但不能取等电位的两点放置，将这两点电位变化的代数 和提取出来的方法 4 0 j 。按照电极连接方式双极导联可分为三种标准导联：i 导联： 放大器正向端接左臂( l a ) ，负向端接右臂( r a ) ；i i 导联：放大器正向端接左腿 ( l l ) ，负向端接右臂( r a ) ；i i i 导联：放大器正向端接左腿( l l ) ，负向端接 左臂。导联示意图如图3 4 所示，a 为放大器，a c m 为右腿驱动电路1 3 9 】。 h 蓐联i h c w 州 辱联n导联嫩 图3 4 双极标准导联示意图 3 1 2e c g 的基本特征和常见干扰源 1 心电信号基本特征 同大多数生物电信号一样，e c g 信号也是一种低频、低信噪比的微弱双极 性生物电信号。根据美国心电学会制定的标准，正常心电信号的幅值一般在 1 0 u v - - - 4 m v ，其典型值为l m v ，信号频率在0 0 5 - - 1 0 0 h z 内，其中9 0 的频谱 能量集中在0 2 5 一3 5 h z 之间 4 h 。人体作为心电信号的来源，人体源阻抗值在几 k 几十殴，人体源的高阻抗性对心电信号的提取会带去一定的误差。加上人 体所处内、外环境的不同，导致了心电信号还存有不稳定性和随机性。即心电 信号的基本特征表现为：微弱性、低频性、高阻抗性和不稳定随机性1 4 2 1 。 2 心电信号常见干扰源 心电信号的基本特征决定了其容易受外界环境的影响。在e c g 信号的采集、 预处理和传输过程中容易耦合进各种干扰源，导致心电信号的信噪比大大降低， 给信号的可靠性提取带来了较大的困难。心电信号常见的主要干扰源有【4 3 】： ( a ) 工频干扰( 5 0 h z ) ：工频干扰是指人体分布电容与电极导线环路因受工频 武汉理工大学硕士学位论文 电、磁场的影响所引入的干扰。在心电图上常表现为幅度较小的正弦波或其叠 加，频率为5 0 h z 。由于工频干扰的存在覆盖了正常心电图中的细小转折，可能 导致心电图的误判，因此，消除工频干扰是e c g 采集工作需要解决的问题。 ( b ) 基线漂移干扰：人体因呼吸产生的皮表运动会导致电极的不良接触，从 而使记录到的心电图波形在幅度和波形上发生周期性基线漂移】。如图3 5 所 示，频率一般不高于1 h z ，与心电信号的s t 段和q 波频率分量相近，因s t 波 段和q 波检测是判断心肌缺血和心肌梗塞的主要依据。基线漂移的存在，给心 电图波形的识别、分析及诊断都将带来较大的困难，故尽量减少此噪声的影响。 图3 5 基线漂移心电图 ( c ) 电极接触干扰：从体表提取的心电信号传送到信号放大器输入端的路径 上，任何干扰的引入都将成为e c g 强烈的噪声，导致心电信号波形模糊不清， 而电极与皮肤的不良接触是该种噪声的主要来源。电极接触干扰是一种瞬时干 扰，电极的良好接触和仪器的可靠接地是克服和避免该类噪声的有力措施。 ( d ) 肌电干扰：人体活动时因肌肉紧张或收缩而引起的m v 级干扰称为肌电 干扰。其频率范围较宽，能量主要集中在3 0 - - - - 3 0 0 h z 之间，在心电图上表现为 不规则的快速变化的细小波形，如图3 - 6 所示，由于肌电频率与心电频率重叠在 一起，用常规方法很难将其与心电分离【4 5 1 。可看成高斯零均值带限噪声的瞬时 突发，将其作为一种有限带宽高斯白噪声处理，计算其方差和持续时间来估计。 图3 6 肌电干