多床位心电监护仪设计与实现

摘要：为了实现对多个床位患者心电的监护，提出多床位心电监护仪设计思想，解决传统心电采集过程中对单床位患者心电的监护，实现医生集中监护病房中患者心脏跳动的目的。上位机采用Visual C++6．0开发监护控制软件，采用USB 2．0接口接收下位机上传的心电数据；下位机用MCS-51单片机采集患者的心电数据。
关键词：心电监护；上位机；信号放大；心电采集

0 引言
    为了适应现代医疗业的迅速发展，心电监护仪是临床诊疗的一种必备检查设备。心电监护仪种类较多，如临床使用的基于PC平台的心电监护仪，家用便携式心电监护仪，随时携带便携式心电监护仪等。
    调查表明，心血管疾病已经成为目前威胁人类生命的主要疾病之一，导致此类疾病的主要原因是人们生活节奏加快、人口逐渐老龄化以及生活不规律性。心血管疾病的主要特点是突发性、短暂性和危险性。如果不能及时发现并进行治疗，将会导致患者死亡的严重后果。
    心电监护仪是检查、诊断和预防该类疾病的重要手段和依据，是监护患者心脏状态的一个重要仪器；对于心肌梗塞、心律失常等症状，心电监护仪的使用贯穿于治疗、康复的整个过程。由于传统的基于PC机平台的心电监护仪，价格昂贵，体积庞大，不便于移动且主要集中在大医院，给医生和患者带来了很大的不便。采用一台PC机设计一种新型多床位心电监护仪。它利用上位机来远程监视多位患者的心电，不但可以降低成本、缩小体积，而且还可以同时监护多位患者，方便医生随时查看被检查床位患者的病情。

1 心电波形知识
1．1 心电波形组成
    心电波形是由一系列的波组所构成，每个波组代表着每一个心动周期。一个波组包括P波、QRS波群、T波和U波，如图1所示。

    (1)P波。P波由心房除极所产生，是每一波组中的第一波，心脏的激动发源于窦房结，然后传导到达心房，它反映了左、右心房的除极过程。前半部分代表右房，后半部分代表左房。
    P波呈钝圆形，可有轻度切迹；P波时小于<0．11 s，双峰间距小于0．04 s。
    (2)QRS波群。典型的QRS波群包括三个紧密相连的波，第一个向下的波称为Q波，继Q波后的一个高尖的直立波称为R波，R波后向下的波称为S波。因其紧密相连，且反映了心室电激动过程，故统称为QRS波群。这个波反映了左、右两心室的除极过程。
QRS时限小于0.11s。
    (3)T波。T波位于S-T段之后，是一个比较低且占时较长的波，它是心室复极所产生的。T波在24 h振幅变化较大。
T波钝圆，占时较长，从基线开始缓慢上升，然后较快下降，形成前肢较长、后肢较短的波形；T波方向常和QRS波群的主波方向一致；T波的振幅不应低于同导联R波的1／10。
    (4)U波。U波位于T波之后，比较低小，其发生机理未完全明确；一般认为是心肌激动的“激后电位”。
1．2 心电信号的特性
    一般电信号有三大特征：幅度、频谱和信号源阻抗。作为生物电的心电信号也是如此：
    (1)微弱性。心电信号是自人体体表特定点处拾取的生物电信号，信号通常十分微弱，其幅度一般不超过5mV。
    (2)低频特性。通常心电信号的频率较低，其频谱范围一般为0．05～100 Hz，频谱能量主要集中在0．25～35Hz之间。
    (3)高阻抗特性。作为心电的信号源，人体源阻抗一般较大，可达几千欧到几十千欧，它将给心电测量带来误差和失真。
    (4)不稳定性和随机性。人体是在内环境与外环境相适应的条件下维持其新陈代谢和生命。为适应各种外环境的变化，人体内各种系统的功能活动都在相互影响中不同地变化调整着，以在内环境保持平衡。同时遗传等因素也造成人体的个体差异。由于人体所处内外界环境在时空上的复杂多变性和个体差异，使得人体心电信号表现出不稳定性和随机性。

2 多床位心电监护仪的设计方案
2．1 总体功能目标
    开发多床位心电监护仪主要实现以下功能目标：
    (1)对所监护每一床位实现监护、动态显示心电波形和打印功能；
    (2)对所监护每一床位患者的心电数据存储，并具有查看重显功能；
    (3)监护软件可以自动计算心率、并能显示心率数值；
    (4)实现上位机的床位选择功能，显示多个床位的心电画面，重点患者心电波形可置顶显示；
    (5)实现上位机与下位机的通信功能；
    (6)实现下位机的心电数据采集功能；
    (7)实现上位机USB接口和串口RS 232的转换设计；
    (8)患者心率为0时，实现上位机的报警功能；
2．2 系统总体结构
    根据多床位心电监护仪所要完成的功能和特点，建立该系统的主要结构如图2所示。

    图2中，PC主控机主要安装有多床位心电监护仪控制软件，完成1～8个床位的监护工作，同时要具备计算心率和心电报警的任务；8051单片机主要用来接收A／D转换后的心电数字信号；A／D转换完成心电的模拟信号转换为单片机要接收的数字信号；光电隔离电路用于心电信号进行去噪、滤波；心电采集和放大器完成对患者心电信号的采集并放大采集信号；心电导联主要连接患者身体的检测部位，采集患者的心电信号。
2．3 多床位心电监护仪控制系统
    多床位心电监护仪控制系统是基于Visual C++6．0开发的上位机监控系统，主要完成的功能有开始监护、停止监护、重显、心率显示、取图(波形显示和波形采集)、网格图纸显示、存储、打印、报警、时间和日期，以及利用Visual C++编写USB驱动程序。
    系统软件结构框图如图3所示。

    (1)开始监护。启动多床位心电图监护软件后，出现开机画面，选择要监护的床位，在确认好患者的导联采集装置都连接好后，点击开始监护，对患者的心电信号进行实时采集，同时显示心电网格图纸、心电波形、监护时间和保存心电数据，计算出患者当前的心率，达到对其中一个床位进行监护的目的。如果有多个床位同时需要监护，建立对应床位的监护界面，点击开始监护即可进行。
    (2)停止监护。监护过程中，对不需要再继续进行监护的床位患者，选择停止监护；保存好患者的心电数据，用于医生诊断时重显监护时的心电数据。
    (3)系统报警。患者进行病情监护时，如果心电波形出现异常，心功能参数超出标准范围，心率为0时，系统会即时报警。
    (4)日期时间。显示患者进行监护时的时间，用于医生诊断时对患者病情的了解，并能及时做好病情的诊治。
    (5)取图。完成来自USB接口采集的心电信号数据，以波形形式显示到计算机屏幕上。
    (6)数据保存。数据保存的目的是将患者心电波形数据、监护日期和时间都保存下来。
    (7)心率计算。心率计算是将采集的心电实时数据，利用RR间期的差值方法计算心率，并显示到屏幕上的编辑框中，医生第一时间就可以掌握患者的心率资料。
    (8)重显。挑选出有典型意义的波形进行分析处理，调出患者某一时间的心电数据，显示心电波形和时间，帮助医生来分析患者的病症。
    (9)打印。采集的心电波形、计算所得的心率、监护时间打印到心电图网格纸上，帮助医生根据临床经验，进行医学诊断。

3 硬件设计
3．1 心电信号采集
    根据心电信号的特性，采用心电信号模拟器模拟产生心电信号。这种心电信号很微弱，最大只有4 mV。将提取后的心电模拟信号送入前置放大器初步放大，对各种干扰信号进行一定抑制后送入带通滤波器，滤除心电频率范围以外干扰信号，主放大器将滤波后的信号进一步放大到合适范围，经由50 Hz和35 Hz陷波器滤除工频和肌电干扰，得到符合要求的心电模拟信号，随后就可由模拟输入端送人8051单片机的ADC上，进行高精度的A／D转换和数据的采集存储，如图4所示为心电信号的采集过程。

    心电信号是一种低频弱信号，对心电信号采样精度的考虑主要是出自于对ST段异常分析处理的要求，ST段电平变化为0．05 mV，已经得到公认，因此采样精度至少为0．025V。根据美国心脏学会AHA标准和Nyquist采样定律，当信号采样频率等于或大于信号最高频率的2倍时，就可以从抽样后的信号中不失真的还原出原信号。ECG频率范围为0．05～100 Hz，取采样频率为200 Hz，即采样周期为5 ms。采用ADC08 09的逐次逼近8路模拟信号输入的10位ADC，输入满刻度电压为2．5 V，能分辨出来的输入电压变化的最小值为2．5／210=2．5 mV，心电采集放大倍数约为1 000倍，输入端的最小分辨率约为2．5／1 000=0．002 5 mV，故满足系统采样要求。
3．2 前置放大电路
    设计选用仪表放大器AD620作为前置放大器，如图5所示。有效解决了心电信号采集时伴随的较强背景噪声和干扰；同时解决了心电信号频率低，变化缓、信号弱，信号源阻抗较高的特性。

    为防止前置放大器工作于饱和或截止区，其增益不能过大，实验表明10倍左右效果较好。U3将R2，R3检出的人体共模信号用来驱动导联线屏蔽层，以消除分布电容，提高输入阻抗和共模抑制比。U4，R5，R6，C1构成“浮地”驱动电路，将人体共模信号倒相放大后，激励人体右腿，从而降低甚至抵消共模电压，较强地抑制50 Hz工频干扰。U1，U2用于稳定输入信号和提高输入阻抗，进一步提高共模抑制比。
3．3 带通滤波及主放大电路
    由于心电信号频带主要集中在0．05～100 Hz之间，频带较宽，为此采用OP2177的两个运放分别设计一个二阶压控有源高通和低通滤波器，组合成带通滤波。带通滤波由双运放集成电路OP2177构成，如图6所示。

    主放大电路由OP1177(U7)，R12，R13构成。考虑到心电信号幅度约为0～4 mV，而A／D转换输入信号要求1 V左右，从而整个信号电路放大倍数需要1 000倍左右。而前置方法约10倍，因此本级放大倍数设计为100倍左右。
3．4 陷波和电平抬升电路
    (1)50 Hz陷波。虽然前置放大器对共模干扰具有较强的抑制作用，但工频干扰是心电信号的主要干扰，部分工频干扰是以差模信号进入电路的，且频率处于心电信号频带之内，必须专门滤除。为较好地滤除工频干扰，专门设计了一个8阶巴特沃斯50 Hz陷波器，采用的时钟信号频率为2．5 kHz，设计电路如图7所示。

    经测试陷波深度可达50 dB，效果较理想。
    (2)35 Hz陷波及电平抬升。人体肌电随着个体的差异也会对心电信号造成不同程度的干扰，有时甚至淹没心电信号，因而有必要加以抑制。研究表明，肌电干扰主要集中在35 Hz左右，为此，本系统还设计了如图8所示的35 Hz的无限增益多路反馈型二阶陷波器。其截止频率约为35 Hz，Q约为7，可符合实际要求。
    经过一系列信号调理后，陷波输出的心电信号为交变信号，而该系统中单片机内置ADC转换输入电压范围为0～4．98 V，因此，在送入ADC之前还需进行电平抬升，在图8中，电平抬升部分由U11，R42，R43，R44构成。

3．5 上位机中USB接口与RS 232接口转换电路的设计
    设计该转换电路时，采用CH341设计了一个简单的3线RS 232串口，如图9所示。通过实验，可以达到系统的要求。

    图10所示为系统在重显时第一个床位的心电波形图。

4 结论
    至此，利用心电信号模拟发生器，连接前置放大器、带通滤波及放大器、50 Hz陷波和35 Hz陷波及电平抬升，与单片机实验箱上的ADC0 809转换器相连；将实验箱上的单片机串口经USB与RS 232转换器连接至PC机。
    启动PC机多床位心电监护仪系统，选择第一个床位监护命令，按动心电信号模拟发生器产生心电信号，PC机接收下位机上传的心电信号数据；并在第一个窗口中显示了该心电波形。心电波形清晰，并能计算出心率和显示，同时也显示出监护的时间达到了预期效果。