生物医学电子学2-传感器-心电

第二章生物医学传感器及检测系统常见医疗设备：CT-电子计算机X射线断层扫描技术全数字B型超声诊断仪X射线透视拍片装置§2.1医用传感器基础

对传感器的定义：“传感器”在词典中定义为:“从一个系统接受功率，通常以另一种形式将功率送到第二个系统中的器件”。根据这个定义，传感器的作用是将一种能量转换成另一种能量形式，所以不少学者也用“换能器－Transducer”来称谓“传感器－Sensor”。中华人民共和国国家标准(GB7665—87)对传感器的定义：传感器是能感受规定的被测量并按照一定的规律转换成可用输出信号的器件或装置，它通常由敏感元件和转换元件组成。国标中的定义强调了被测量信号按一定规律转换成可用输出信号，而且它给出了传感器的结构信息，即它通常由敏感元件和转换元件组成。信号调节转换电路敏感元件转换元件辅助电路被测信息按照国家标准对传感器的定义，传感器包括：输出电信号敏感元件是指能直接感测或响应被测量的部件。转换元件是指传感器中能将敏感元件感测或响应的被测量转换成可用的输出信号的部件，通常这种输出信号以电量的形式出现。信号调节和转换电路是把传感元件输出的电信号转换成便于处理、控制、记录和显示的有用电信号所涉及的有关电路。有人也称这一部分电路为信号调理电路。医用传感器（BiomedicalSensors）医用传感器，顾名思义，它是应用于生物医学领域的那一部分传感器，它所拾取的信息是人体的生理信息，而它的输出常以电信号来表现，因此，医用传感器可以定义为：把人体的生理信息转换成为与之有确定函数关系的电信息的变换装置。人体生理信息有电信息和非电信息两大类，从分布来说有体内的（如血压等各类压力），也有体表的（如心电等各类生物电)和体外的(如红外、生物磁等）医用学传感器的分类传感器的分类方法多种多样，有按传感器的工作原理分的，有按输入信息的类型分的，也有按能量关系或输出信号类型分的。医学测量中往往按被测信号来分类，如脉搏传感器、呼吸波传感器等。生物传感器生理参数利用生物活性物质选择性识别来测定生化物质利用材料的物理变化物理传感器非电学量参数机体的各种生物电（心电、脑电、肌电、神经元放电等）生物电电极电学量参数利用化学反应原理，把化学成分、浓度转换成电信号化学传感器医用传感器按工作原理分类，大致可分为：物理传感器电阻式传感器电容式传感器电感式传感器压阻（效应）传感器压电（效应）传感器光电（效应）传感器霍尔（效应）传感器生理信号检测的特点

医用传感器用于人体生理信息检测时，具有以下主要特点：被测量生理参数均为低频或超低频信息，频率分布范围在直流～300Hz。生理参数的信号微弱，测量范围分布在uV～mV数量级。被测量的信噪比低，且噪声来源可能是多方面的。由于人体是一导电体，体外的电场、磁场感应都会在人体内形成测量噪声，干扰生理信息的检测。人体是一有机整体，各器官功能密切相关，传感器所拾取信息往往是由多种参数综合而形成的。医用传感器的数学模型传感器的设计、制造和应用，均需要研究传感器的输入与输出关系特性。描述传感器的输入-输出关系的数学表达式被称为传感器的数学模型，通常从传感器的静态输入一输出和动态输入一输出关系两分面建立数学模型。静态模型

静态模型是指静态信号（输入信号不随时间变化或变化缓慢）情况下，描述传感器的输出与输入量间的函数关系。在实际工程应用中，忽略蠕动效应和迟滞持性、它可以用多项式来表示为：动态模型

动态模型是指传感器在准动态或动态信号（即输入信号随时间变化）作用下，描述其输出一输入关系的数学表达式。要精确地建立传感器的动态数学模型较困难，工程上常利用近似方法，忽略次要因素，来简化动态模型的建立。医用传感器的基本特性医用传感器的基本特性是指传感器的输出与输入的关系特性，它是传感器应用的外部特性，但是传感器不同的内部结构参数影响或决定着它具有不同的外部特性。医用传感器检测的生理信息，基本上有两种类型，即静态量和动态量。静态量是指不随时间变化或变化甚为缓慢的量(如体温)，动态量通常是周期性信号、瞬变或随机的信号(如心电、血压等)。静态特性静态特性表示传感器在被测生理量处于稳定状态时的输出与输入之间的关系特性，一般情况下，它呈现非线性关系。工程应用中，要求静态特性尽可能呈线性。衡量传感器静态特性的主要指标：线性度、灵敏度、迟滞、重复性、分辨力、零点漂移、温度漂移等。线性度指传感器输出随输入变化的线性程度，它用输出量一输入量的实际关系曲线偏离直线的程度来表示。灵敏度是指传感器在稳态下输出变化对输入变化的比值。迟滞特性是指传感器在正(输入量增大)反(输入量减小)行程期间输出一输入曲线的不重合程度。迟滞是由传感器材料固有特性和机械上的不可避免的缺陷等原因产生的。重复性是指传感器在同一工作条件下输入量按同一方向作全量程连续多次变动所得到特性曲线的不一致程度。产生重复性误差的原因同样是传感器内机械缺陷引起的，如材料内的摩擦、间隙、积尘等。分辨力是表述传感器可能检测出被测信号最小变化的能力。零点漂移指传感器无输入时，输出值随时间而偏移，偏移零值的偏移量。温度漂移表示温度变化时，传感器输出值的漂离程度，通常以温度变化1℃时，输出最大偏差与满量程值之比表示。动态特性传感器的动态特性是指传感器对激励(输入)的响应(输出)特性。具有良好的动态特性的传感器，在动态(快速变换)的输入信号作用下，不仅能精确地测量信号的幅值大小，而且能迅速准确地响应信号幅度变化和无失真地再现被测量信号随时间变化的波形。对医用传感器的基本要求

医用传感器作为传感器的一个重要分支，其设计与应用必须考虑人体因素的影响，考虑生物信号的特殊性、复杂性，考虑生物医学传感器的生物相容性、安全性、可靠性。1.传感器本身具有良好的技术性能，如灵敏度、线性、迟滞、重复性、频率响应范围、信噪比、温度漂移、零点漂移、灵敏度漂移等。2.传感器的形状和结构应与被检测部位的解剖结构相适应，使用时，对被测组织的损害要小。3.传感器对被测对象的影响要小，不会对生理活动带来负担，不干扰正常生理功能。4.传感器要有足够的牢固性，引进到待测部位时，不致脱落、损坏。5.传感器与人体要有足够的电绝缘，保证人体安全。6.传感器进入人体能适应生物体内的化学作用，与生物体内的化学成分相容，不易被腐蚀、对人体无不良刺激，并且无毒。7.传感器进入血液中或长期埋于体内，不引起血凝。8.操作简单、维护方便，结构上便于消毒。医用传感器在医学上的用途

检测－检测正常或异常生理参数。比如：先心病病人手术前须用血压传感器测量心内压力，估计缺陷程度。监护－连续测定某些生理参数是否处于正常范围，以便及时预报。在ICU病房，对危重病人的体温、脉搏、血压、呼吸、心电等进行连续监护的监护仪。控制－即利用检测到的生理参数控制人体的生理过程。比如，用同步呼吸器抢救病人时，要检测病人的呼吸信号，以此来控制呼吸器的动作与人体呼吸同步。2.2.生物电信号特征•体表电位：

人体表面的任意一点相对于参考点存在确定电位，针对不同器官，表现为心电（ECG)、脑电(EEG)和肌电(EMG)等，是心脏、脑、肌肉等电活动的综合效果。–体表心电图(Electrocardiogram):•P波、QRS波、T波•导联系统–脑电

EEG（Electroencephalogram):–肌电图

EMG–其他：如皮肤电反射（GSR)：测谎仪指尖是人体最具透水性的部位之一，因而也是汗湿度的良好观测点。之所以进行这种测试，是因为我们处于压力之下时会流更多的汗。受测人会有两根手指与被称为检流计的手指板相连。这些测试板可以测量皮肤导电的能力。皮肤在湿润时（例如发汗时）的导电能力要远远强于干燥时。•心脏电活动近似为一个随时间变化的向量

电场随心跳周期变化，从心房到心室，这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面来，使各身体各部分在每一心动周期中也都发生有规律的电变化。

心电图（ECG）:把测量电极放置在人体表面的一定部位，记录出来的心脏电变化曲线。反映了心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中生物电变化。心肌细胞的生物电变化是心电图的来源。爱因托芬(W.Einthoven)

1860~1927荷兰人发现心电图的机理心电：ECG理论2.2.1生物医学测量的特殊性和生理参数范围•生理参数范围：

–参数范围（幅度和频率）选择：考虑噪声和信号

•心电：10uV~4mV0.05Hz~250Hz

•脑电：1uV~300uV0.5Hz~300Hz细胞模型：细胞本身具有电容的特性，在外加电压后，细胞可以积累电荷。由于细胞膜非常薄，膜电容很高。等效电路：内液外液膜C1-与电解液的介电常数相当的数值C2-膜电容R-细胞液电阻在安静状态下，细胞膜对钾离子通透性大，对钠离子通透性很小，仅为钾离子通透性的1/100~1/50，而对氯离子则几乎没有通透性。因此，细胞静息期主要的离子流为钾离子外流。钾离子外流导致正电荷向外转移，其结果导致细胞内的正电荷减少而细胞外正电荷增多，从而形成细胞膜外侧电位高而细胞膜内侧电位低的电位差。钾离子外流是静息电位形成的基础，推动钾离子外流的动力是膜内外钾离子浓度差。细胞内高K+是细胞蛋白质合成必须的。细胞膜两侧的离子呈不均衡分布，膜内的钾离子高于膜外，膜内的钠离子和氯离子低于膜外，即胞内为高钾、低钠、低氯的环境。

除极与复极心肌细胞在受到一定强度的刺激时，细胞膜通透性改变，大量阳离子短时间内涌入膜内，使膜内电位由负变正，这个过程称为除极。细胞除极后，膜通透性恢复，排出大量阳离子，使膜内电位由正变负，恢复到原来的极化状态的过程称为复极。临床心电图的基本知识心肌细胞的电激动过程：

-极化(polarization)

／除极(depolarization)／复极(repolarization)

在人体不同部位放置电极，并通过导联线与心电图机电流计的正负极相连，这种记录心电图的电路连接方法称为心电图导联，

电极位置和连接方法不同，可组成不同的导联。在长期临床心电图实践中，已形成了一个由Einthoven创设而目前广泛采纳的国际通用导联体系（leadsystem），称为标准12导联系统。ECG理论加压肢体导联:Wilson中心端=VR+VL+VFaVL:(LA-Wilson中心端)*3/2aVR:(RA-Wilson中心端)*3/2aVF:(LL-Wilson中心端)*3/2胸前单极导联:记为V1-V63-肢导+3-加压导联+6-胸导标准十二导联系统（临床应用广泛）：•双极导联(标准肢体导联)：记为I、И、Ш•单极导联:记为aVR、aVL、aVF•双极导联(标准肢体导联)：I、И、ШVLVFVR威尔逊最早将单极性导联的方法引入到了心电检测技术。在实验中发现，当人的皮肤涂上导电膏后，右上肢、左上肢和左下肢之间的平均电阻分别为1.5kΩ、2kΩ、2.5kΩ。如果将这三个肢体连成一点作为参考电极点，在心脏电活动过程中，这一点的电位并不正好为零。单极性导联法就是设置一个星形电阻网络，即在三个肢体电极（左手、右手、左脚）上各接入一个等值电阻（称为平衡电阻），使三个肢端与心脏间的电阻数值互相接近，三个电阻的另一端接在一起，获得一个接近零值的电极电位端，称它为威尔逊中心点。如图所示。但是电位随R的存在减弱。胸前单级导联:V1-V6将放大器的负输入端接到中心点，正输入端分别接到胸部某些特定点，这样获得的心电图就叫做单极胸导联心电图。各种导联方式相辅相成，诊断心脏疾病。胸壁导联及不同位置心电波形窦房结结间束房室结希氏束左、右束支浦氏纤维心室肌细胞心脏的电激动传播心内膜下心肌缺血心外膜缺血心肌缺血心肌劳损或严重时的心肌缺血正常心电图心电图波形：包括一个P波、一个QRS波、一个T波以及T波后出现的小的U波。

P波心脏的兴奋发源于窦房结，最先传至心房，故心电图各波中最先出现的是代表左右两心房兴奋过程的P波。

兴奋在向两心房传播过程中，其心电去极化的综合向量先指向左下肢，然后逐渐转向左上肢。如将各瞬间心房去极的综合向量连结起来，便形成一个代表心房去极的空间向量环，简称P环。P环在各导联轴上的投影即得出各导联上不同的P波。P波形小而圆钝，随各导联而稍有不同。P波的宽度一般不超过0.11秒，电压（高度）不超过0.25毫伏。P－R段是从P波终点到QRS波起点之间的曲线，通常与基线同一水平。P－R段由电活动经房室交界传向心室所产生的电位变化极弱，在体表难于记录出。P－R间期是从P波起点到QRS波群起点的时间距离，代表心房开始兴奋到心室开始兴奋所需的时间，一般成人约为0.12～0.20s，小儿稍短。超过0.21s为房室传导时间延长。QRS复合波代表两个心室兴奋传播过程的电位变化。由窦房结发生的兴奋波经传导系统首先到达室间隔的左侧面，以后按一定路线和方向，并由内层向外层依次传播。随着心室各部位先后去极化形成多个瞬间综合心电向量，在额面的导联轴上的投影，便是心电图肢体导联的QRS复合波。典型的QRS复合波包括三个相连的波动。第一个向下的波为Q波，继Q波后一个狭高向上的波为R波，与R波相连接的又一个向下的波为S波。由于这三个波紧密相连且总时间不超过0.10

s，故合称QRS复合波。QRS复合波所占时间代表心室肌兴奋传播所需时间，正常人在0.06～0.10

s之间。ST段由QRS波群结束到T波开始的平线，反映心室各部均在兴奋而各部处于去极化状态，故无电位差。正常时接近于等电位线，向下偏移不应超过0.05毫伏，向上偏移在肢体导联不超过0.1毫伏，在单极心前导程中V1，V2，V3中可达0.2～0.3

mv；V4，V5导联中很少高于0.1mv。任何正常心前导联中，ST段下降不应低于0.05mv。偏高或降低超出上述范围，便属异常心电图。T波是继QRS波群后的一个波幅较低而波宽较长的电波，反映心室兴奋后再极化过程。心室再极化的顺序与去极化过程相反，它缓慢地从外层向内层进行，在外层已去极化部分的负电位首先恢复到静息时的正电位，使外层为正，内层为负，因此与去极化时向量的方向基本相同。连接心室复极各瞬间向量所形成的轨迹，就是心室再极化心电向量环，简称T环。T环的投影即为T波。再极化过程同心肌代谢有关，因而较去极化过程缓慢，占时较长。T波与S－T段同样具有重要的诊断意义。如果T波倒置说明心肌梗死。U波在T波后0.02～0.04s出现宽而低的波，波高多在0.05

mv以下，波宽约0.20

s。一般认为可能由心舒张时各部产生的负后电位形成，也有人认为是浦肯野氏纤维再极化的结果。血钾不足，甲状腺功能亢进和强心药洋地黄等都会使U波加大。心电图是反映心脏兴奋的电活动过程，它对心脏基本功能及其病理研究方面，具有重要的参考价值。心电图可以分析与鉴别各种心律失常；也可以反映心肌受损的程度和发展过程和心房、心室的功能结构情况。2.3心电测量与仪器心电图测量人体与仪器连接示意图2.3.1心电检测电极Ag/AgCl电极金属电极＋＋＋＋＋＋＋-------生物电检测电极示意图机体外机体内电极电极在生物体内离子导电和金属的电子导电体系之间形成一个电化学界面，能实现离子流与电子流的互相转换，从而使生物体和测量仪器间构成了电流回路。电极的本质——半电池原理当某种金属浸入含有这种金属离子的电解质溶液中时，金属中的原子将失去一些电子进入溶液，溶液中的离子也将在金属电极上沉积，当这两种过程相平衡时，在金属和电解质溶液的接触面上形成电荷分布，并建立起一个平衡的电位差。对给定的金属与电解质溶液来说，这种电位差是一个完全确定的量。这种金属与电解质的组合如同半个电解质电池，称半电池，其电位差称为半电池电位。ZnCuSO4生物电电极的本质是由金属－电解质溶液构成的半电池。生物体的活组织是一种含多种金属离子成份的电解质溶液，当电极与组织表面相接触时，电极与组织之间就构成了半电池。电极的本质心电图检测设备2.3.2心电放大电路与测量系统构成1.心电放大电路整体结构电路特点：（1）输入阻抗高；（2）共模抑制比高；（3）抑制漂移能力强。第一级电路具有完全对称形式，这种对称结构有利于克服失调、漂移的影响。心电放大电路与测量系统构成2.采用隔离放大器实现安全测量为了人体的安全，通常对人体生物电信号测量技术采用浮地形式，以达到人体与电气的隔离。3.采用隔离放大器实现安全测量浮地电气隔离的实现：1.电磁耦合（变压器隔离放大器）2.光电耦合（光电耦合器放大器）浮地优点：（1）保障人体的绝对安全；（2）消除了地线中的干扰电流。光电耦合器光电耦合器是将发光元件和光敏接收元件组装在同一管壳中，且两者的管芯相对，除光路外二者完全隔离。在工作时，电信号加在输入端，使发光元件发光，同一管芯中的光敏元件接收到这种光辐射后输出电流，实现了电—光—电的两次转换。光耦原理图电→光→电输出端与输入端无反馈，绝缘电阻高达1011Ω电流转换特性图β非线性---要求线性特性βinIc⋅I=ECG前置级光电耦合电路4.其它抑制干扰的措施（1）除颤器高电压保护电管HL100组成高压保护电路，保护电压为50V左右。当高于50V的电压加到放大器输入端时放电管击穿。电容器C100为抗高频干扰电容。在中心频率（10HZ）时，C的容抗为72M，相当于开路。在高频（1Mz）时，C的容抗为720欧，远远低于机器输入阻抗，相当于将高频干扰信号对地短路。二极管VD100为低压保护电路，保护电压为±8.7V。这是由于缓冲级运用的电源电压为±8V，因此它的输出端电压最高及最低不会超过±8V，而两个二极管的一头接输出，故另一头接输入时最高电压不会超过±8.7V，起到了低压保护作用。

为了达到抑制电感性耦合的目的，可以采取下述方法：远离干扰源，削弱干扰的影响。感应侧被感应侧被感应侧感应侧(a)(b)尽量减少耦合通路，即减少面积A和cosθ值。

可采用诸如尽量使信号回路和干扰回路平面垂直，并使信号线贴近地平面布线等方法，以减少回路的闭合面积。2.采用绞合线的走线方式，每个绞合结的微小面积引起的感应电压大体相等，由于相邻的绞合结方向相反，而使局部感应电压互相抵消。（2）电感带来的磁场干扰心电记录时电极引线环路受磁场影响的情况。Z1、Z2为皮肤电极阻抗；ZL为人体与电极间的阻抗。感应产生的电动势是一种差动信号，它将与心电信号一起被心电放大器放大，形成对输出信号的干扰。抑制磁场对信号的干扰，可以限制电极引线的环路面积，如把所有的电极引线在人体表面绞合起来，并使引线紧沿着人体引出。AD8232是一款用于ECG及其他生物电测量应用的集成信号调理模块。该器件设计用于在具有运动或远程电极放置产生的噪声的情况下提取、放大及过滤微弱的生物电信号。该设计使得超低功耗模数转换器(ADC)或嵌入式微控制器能够轻松地采集输出信号。AD8232采用双极点高通滤波器来消除运动伪像和电极半电池电位。该滤波器与仪表放大器结构紧密耦合，可实现单级高增益及高通滤波，从而节约了空间和成本。AD8232采用一个无使用约束运算放大器来创建一个三极点低通滤波器，消除了额外的噪声。用户可以通过选择所有滤波器的截止频率来满足不同类型应用的需要。MSP430F149单片机AD采样①低电压、超低功耗。工作电压1.8V~3.6V

，正常工作模式280μA@1MHz，2.2V，待机模式1.6μA，RAM数据保存的掉电模式下0.1μA。五级节电模式。②快速苏醒，从待机模式下恢复工作，只需要不到6μS时间。③16位精简指令集MCU，命令周期125nS。④12位ADC，具有内部参考电压源，并且具有采样、保持、自动扫描等功能。具有12位的模数转换器可以得到很高的精度，并且省去了使用专门的模数转换器给设计电路板带来的麻烦。⑤2个16位计数器。具有捕获、门限功能。CC2