可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)與心電信號(hào)處理方法研究

1、電 子 科 技 大 學(xué)university of electronic science and technology of china 碩士學(xué)位論文master thesis 論文題目可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)與心電信號(hào)處理方法研究學(xué) 科 專 業(yè)模式識(shí)別與智能系統(tǒng)學(xué)號(hào)201121070504作 者 姓 名張煜指 導(dǎo) 教 師陳東義教授分類號(hào)密級(jí)udc注1學(xué)位論文可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)與心電信號(hào)處理方法研究（題名和副題名）張煜（作者姓名）指導(dǎo)教師陳東義教授電子科技大學(xué)成都（姓名、職稱、單位名稱）申請(qǐng)學(xué)位級(jí)別碩士學(xué)科專業(yè)模式識(shí)別與智能系統(tǒng)提交論文日期2014.04.20 論文答辯日期2014.05.20

2、 學(xué)位授予單位和日期電子科技大學(xué)2014 年06 月 28 日答辯委員會(huì)主席評(píng)閱人注 1：注明國際十進(jìn)分類法udc的類號(hào)。study on wearable ambulatory electrocardiogram monitoring systam and electrocardiosignal processing method a master thesis submitted to university of electronic science and technology of china major: pattern recognition and intelligent sys

3、tem author: zhang yuadvisor: prof. dongyi chenschool:school of automation engineering 獨(dú)創(chuàng)性聲明本人聲明所呈交的學(xué)位論文是本人在導(dǎo)師指導(dǎo)下進(jìn)行的研究工作及取得的研究成果。據(jù)我所知，除了文中特別加以標(biāo)注和致謝的地方外，論文中不包含其他人已經(jīng)發(fā)表或撰寫過的研究成果，也不包含為獲得電子科技大學(xué)或其它教育機(jī)構(gòu)的學(xué)位或證書而使用過的材料。與我一同工作的同志對(duì)本研究所做的任何貢獻(xiàn)均已在論文中作了明確的說明并表示謝意。作者簽名：張煜日期：2014 年 06 月 16 日論文使用授權(quán)本學(xué)位論文作者完全了解電子科技大學(xué)有關(guān)保留

4、、使用學(xué)位論文的規(guī)定，有權(quán)保留并向國家有關(guān)部門或機(jī)構(gòu)送交論文的復(fù)印件和磁盤，允許論文被查閱和借閱。本人授權(quán)電子科技大學(xué)可以將學(xué)位論文的全部或部分內(nèi)容編入有關(guān)數(shù)據(jù)庫進(jìn)行檢索，可以采用影印、縮印或掃描等復(fù)制手段保存、匯編學(xué)位論文。（保密的學(xué)位論文在解密后應(yīng)遵守此規(guī)定）作者簽名：張煜導(dǎo)師簽名：日期： 2014 年 06 月 16 日電子科技大學(xué)學(xué)位論文使用授權(quán)聲明本人張煜學(xué)號(hào)201121070504 在導(dǎo)師的指導(dǎo)下創(chuàng)作完成畢業(yè)論文。本人已通過論文的答辯， 并被電子科技大學(xué)授予博士碩士/學(xué)士學(xué)位。本學(xué)位論文作者完全了解“電子科技大學(xué)關(guān)于保存、使用學(xué)位論文的管理辦法” ，即：本人按照學(xué)校要求提交學(xué)位論文

5、的印刷本和電子版本；學(xué)校按規(guī)定保存提交學(xué)位論文的印刷版和電子版，并提供目錄檢索與閱覽服務(wù)；學(xué)?？梢圆捎糜坝?、縮印或其他復(fù)制手段保存學(xué)位論文；學(xué)校可以按著作權(quán)法及知識(shí)產(chǎn)權(quán)法的有關(guān)規(guī)定公布學(xué)位論文的全部或部分內(nèi)容。作者簽名：張煜導(dǎo)師簽名：日期：年月日摘要i 摘 要近幾年來，隨著醫(yī)療方式由被動(dòng)治療向主動(dòng)監(jiān)測和預(yù)防的轉(zhuǎn)變，基于可穿戴計(jì)算技術(shù)的健康監(jiān)護(hù)在老年人健康輔助領(lǐng)域中成為一種更加有效的模式。可穿戴健康監(jiān)護(hù)將超微型化電子元器件、微機(jī)電系統(tǒng)、電子織物以及先進(jìn)的交互技術(shù)融入其中，協(xié)助患者進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)和科學(xué)的個(gè)性化健康管理，成為現(xiàn)代醫(yī)療的主要研究方向之一。針對(duì)可穿戴健康監(jiān)護(hù)中的心電信號(hào)檢測，基于不同織造技

6、術(shù)的織物電極得到廣泛研究，心電信號(hào)的自動(dòng)分析也成為必然的發(fā)展趨勢，但是由于在長期監(jiān)測中織物電極無法時(shí)刻緊貼皮膚以及具有低阻抗的特性，在人體運(yùn)動(dòng)的情況下極易受到噪聲尤其是運(yùn)動(dòng)偽跡噪聲信號(hào)的干擾，對(duì)心電信號(hào)的特征檢測造成很大的困難，所以設(shè)計(jì)信號(hào)質(zhì)量高的可穿戴心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)以及研究信號(hào)處理方法成為學(xué)者日益關(guān)注的問題。鑒于以上分析，本文以可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)與心電信號(hào)處理方法研究為主題，設(shè)計(jì)能夠在人體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下進(jìn)行長期檢測的可穿戴心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，深入研究心電信號(hào)的處理方法。主要研究內(nèi)容如下：（1）介紹在可穿戴監(jiān)測診療系統(tǒng)中心電信號(hào)分析的基本知識(shí)和檢測原理，闡述心電圖以及典型的心電波形、 心電圖各個(gè)波段的

7、特性以及對(duì)診療康復(fù)的意義。分析了心電信號(hào)的特點(diǎn)以及檢測方法，以及在心電采集的過程中需要抑制的幾個(gè)主要噪聲信號(hào)。（2）設(shè)計(jì)基于 stm32 微處理器的可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，設(shè)計(jì)柔性織物傳感電極，設(shè)計(jì)保證系統(tǒng)工作的基本電路模塊，如具有高共模抑制比和高輸入阻抗的信號(hào)調(diào)理模塊對(duì)動(dòng)態(tài)信號(hào)進(jìn)行放大和濾波處理，以滿足a/d 轉(zhuǎn)換的電壓需求，以及數(shù)據(jù)采集模塊、電源模塊、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊、數(shù)據(jù)傳輸模塊以及數(shù)據(jù)接口等，將心電信號(hào)無線傳輸給移動(dòng)終端（手機(jī)、平板電腦等）和pc 機(jī)，分別進(jìn)行波形的實(shí)時(shí)顯示和分析。最后設(shè)計(jì)尺寸較小，穩(wěn)定可靠的pcb 板。（3）闡述動(dòng)態(tài)心電信號(hào)的處理方法。對(duì)于信號(hào)的濾波處理，本文著重闡述了運(yùn)

8、動(dòng)偽跡噪聲干擾的抑制方法，設(shè)計(jì)自適應(yīng)濾波器，并在傳統(tǒng)lms 自適應(yīng)算法的基礎(chǔ)上提出了一種歸一化lms 算法，并將其運(yùn)用到動(dòng)態(tài)心電信號(hào)運(yùn)動(dòng)偽跡的抑制中。對(duì)于心電信號(hào)的特征檢測，采用動(dòng)態(tài)自適應(yīng)閾值的r 波檢測方法，對(duì)傳統(tǒng)的閾值檢測方法進(jìn)行了改進(jìn)，為后續(xù)的病情診斷提供準(zhǔn)確度較高的數(shù)據(jù)。關(guān)鍵詞： 心電監(jiān)護(hù)織物電極運(yùn)動(dòng)偽跡自適應(yīng)濾波歸一化 lms 算法abstract iiabstract in recent years, with the transformation of medical pattern from passive treatment to active prevention and

9、monitoring, wearable computing technology-based healthcare monitoring is becoming a more effective model in the health of the elderly assisted areas. wearable health monitoring fused electronic components, micro-electromechanical systems, electronic and advanced fabric technologies to assist patient

10、s achieve real-time monitoring and personalized health management. it will become one of the main research directions of modern medicine in the future. for ecg detection in wearable health monitoring, textile electrode based on different woven technologies has received wide research. however, becaus

11、e the textile electrodes may not always be close to skin in long-term monitoring situation and have the characteristics of low impedance, it is vulnerable for noise especially motion artifact noise in the case of human motion. because motion artifact has a dynamic range of frequencies, large amplitu

12、de and damage or submerge biological signal easily, it is difficult to extract the characteristics of used signal. so how to design effective filtering algorithm to suppress the motion artifacts becomes a concerned problem for researchers. in view of the above analysis, this paper proposes a wearabl

13、e healthcare system based on textile electrode allowing monitoring of ecg and demonstrated the motion artifact suppression method for arrhymia detection using the system. wearable long-term ecg monitoring system is designed under human body movement and ecg motion artifact filtering algorithm is stu

14、died. finally filtered ecg features are extracted and the heart rate variability is analyzed. the main contents are as follows: (1) introducing the basic knowledge and detection principle of ecg analysis in wearable monitoring and diagnoses systems. stating the ecg 、typical ecg wave、ecg characterist

15、ics of each band and the implications for rehabilitation clinic. analysis of the characteristics and detection methods of ecg , and several major noise signals in ecg acquisition process. (2) designing wearable ecg monitoring system based on stm32 microprocessor. the system include textile ecg elect

16、rodes and basic modules to ensure the system works well, such as a signal conditioning module with high common mode rejection ratio and high input impedance for dynamic amplifying and abstract iii filtering the signal to meet the voltage requirement of a/d conversion, data acquisition module, power

17、module, data storage module, data transmission and data interface module. signals are transmitted to the mobile devices (mobile phones, tablet computers, etc.) and pc for real-time displaying and analysis respectively. finally, a pcb board with small size, strong reliability is designed. (3) using a

18、daptive filter to suppress the motion artifacts and the three-axis acceleration signal act as a reference signal to adaptive filter. analyzing the structure of adaptive filter, the principle of nlms adaptive filter algorithm and finally the ecg motion artifacts are suppressed by this method. after f

19、iltering the ecg signal adaptive threshold algorithm is used for r-wave detection to reduce the probability of false negative and false positive. keywords: ecg monitoring, textile electrodes, motion artifact, adaptive filter, nlms目 錄iv目 錄第一章 緒論. 11.1 課題研究背景 . 11.2 相關(guān)領(lǐng)域研究現(xiàn)狀 . 31.3 課題研究內(nèi)容 . 61.4 課題結(jié)構(gòu)安

20、排 . 7第二章 動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理. 92.1 心電信號(hào)分析基礎(chǔ) . 92.1.1 心電圖 . 92.1.2 典型心電波形 . 10 2.2 心電信號(hào)的檢測 . 11 2.2.1 心電信號(hào)的特征 . 11 2.2.2 心電信號(hào)的檢測 . 15 2.3 本章小結(jié) . 16 第三章 可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)測系統(tǒng)的實(shí)現(xiàn). 17 3.1 系統(tǒng)整體框架設(shè)計(jì) . 17 3.2 硬件設(shè)計(jì) . 18 3.2.1 可穿戴織物電極設(shè)計(jì) . 18 3.2.2 心電信號(hào)調(diào)理單元設(shè)計(jì) . 19 3.2.3 加速度信號(hào)采集設(shè)計(jì) . 24 3.2.4 計(jì)算處理單元設(shè)計(jì) . 25 3.3 軟件設(shè)計(jì) . 29 3.3.

21、1 傳感數(shù)據(jù)采集 . 30 3.3.2 sd卡存儲(chǔ)設(shè)計(jì) . 31 3.3.3 數(shù)字信號(hào)傳輸 . 33 3.4 本章小結(jié) . 36 第四章 動(dòng)態(tài)心電信號(hào)處理方法的研究和實(shí)現(xiàn). 37 4.1 運(yùn)動(dòng)偽跡濾波處理 . 37 4.1.1 自適應(yīng)濾波器的結(jié)構(gòu) . 38 4.1.2 自適應(yīng)濾波器參考信號(hào)的選擇. 40 4.1.3 自適應(yīng)濾波算法設(shè)計(jì) . 40 4.1.4 運(yùn)動(dòng)偽跡濾波的實(shí)現(xiàn) . 44 4.2 心電信號(hào)特征檢測 . 47 4.2.1 r波檢測算法設(shè)計(jì) . 47 4.2.1 r波檢測算法的實(shí)現(xiàn) . 49 4.3 心電信號(hào)異常分析 . 51 目 錄v 4.4 本章小結(jié) . 52 第五章 試驗(yàn)與驗(yàn)證

22、 . 53 5.1 系統(tǒng)功能驗(yàn)證 . 53 5.2 濾波器性能驗(yàn)證 . 56 5.3 本章小結(jié) . 57 第六章 總結(jié)和展望 . 58 6.1 論文主要結(jié)論 . 58 6.2 論文工作展望 . 58 致謝. 60 參考文獻(xiàn) . 61 第一章緒論1第一章緒論1.1 課題研究背景隨著經(jīng)濟(jì)的快速增長、 人民醫(yī)療條件的改善和生活水平的提高，我國正邁入老齡化社會(huì)。據(jù)統(tǒng)計(jì)， 2012年我國老齡人口（超過60 周歲）已達(dá)到 1.8 億人，老齡化水平達(dá)到13%；預(yù)計(jì)到 2050 年，老齡人口總量將超過4.3 億，老齡化水平將推進(jìn)至34%1?？焖俚娜丝诶淆g化大大增加了慢性病患的比例,我國目前已經(jīng)進(jìn)入了較高的慢性

23、病負(fù)擔(dān)期。慢性病具有患病時(shí)間長、病因和病情高度復(fù)雜、醫(yī)療成本高、需要長期管理等特點(diǎn)，嚴(yán)重降低了老年人的生活質(zhì)量。根據(jù)2012年衛(wèi)生部發(fā)布的中國慢性病防治工作規(guī)劃2012-2015數(shù)據(jù)結(jié)果表明：我國老年人中患慢性病的比率已經(jīng)達(dá)到70%，其中有近80%的老人由于慢性病導(dǎo)致死亡。世界衛(wèi)生組織提出，心血管疾病、慢性阻塞性肺炎、慢性腎臟病等典型慢性疾病已成為全世界中老年人健康的頭號(hào)殺手。針對(duì)老年慢性病的嚴(yán)重現(xiàn)狀， 目前我國已將心血管疾病、 慢性肺炎、 糖尿病等確定為慢性病控制的重點(diǎn)，期望將健康監(jiān)護(hù)模式由醫(yī)院為中心向以家庭為中心轉(zhuǎn)變，通過個(gè)人健康管理來抑制老年慢性病快速上升的趨勢，從而降低醫(yī)療經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。隨

24、著迅速加劇的人口老齡化、 高昂的醫(yī)療成本以及微電子技術(shù)、微型生物傳感器裝置、 智能紡織品、 通訊技術(shù)等的不斷進(jìn)步， 基于信息通訊技術(shù)的老年慢性病醫(yī)療模式得到了各國的廣泛關(guān)注。(1) 電子醫(yī)療（ e-health）和遠(yuǎn)程健康（ tele-health ）2e-health 起源于 20 世紀(jì) 60年代的健康信息學(xué)和生物醫(yī)學(xué)計(jì)算思想，它的目標(biāo)是通過信息技術(shù)來支持醫(yī)療保健服務(wù)的組織和提供。它的應(yīng)用包括支持臨床診斷和治療， 建立并訪問個(gè)人健康資料等，給病人、醫(yī)生和衛(wèi)生機(jī)構(gòu)之間信息的處理、共享和傳輸帶來了便利。20 世紀(jì) 70 年代， tele-health開始利用互聯(lián)網(wǎng)技術(shù)來提高醫(yī)療水平， 它在病人和

25、醫(yī)護(hù)人員之間建立一種更加復(fù)雜、綜合的連接， 使得病人滿足足不出戶就能達(dá)到個(gè)性化醫(yī)療的需求。(2) 移動(dòng)醫(yī)療（ m-health）3移動(dòng)計(jì)算、醫(yī)學(xué)傳感器和通信技術(shù)加速了m-health 的不斷發(fā)展，它的出現(xiàn)代表了對(duì)遠(yuǎn)程醫(yī)療系統(tǒng)的擴(kuò)展， 智能傳感器可以在移動(dòng)的情況下通過無線個(gè)人局域網(wǎng)等實(shí)現(xiàn)與個(gè)人服務(wù)器的通信。(3) 可穿戴健康監(jiān)護(hù)（ wearable health-monitoring）最近十幾年中， 可穿戴系統(tǒng)將微型化和非侵入式的可穿戴傳感器、柔性紡織材料等作為其重要發(fā)展方向。 隨著醫(yī)療方式由被動(dòng)治療向主動(dòng)預(yù)防和監(jiān)測的轉(zhuǎn)變，電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文2可穿戴計(jì)算技術(shù)在老年人健康輔助領(lǐng)域的應(yīng)用成為一

26、種更加有效的模式4。與固定的醫(yī)療監(jiān)測設(shè)備 （如 holter 動(dòng)態(tài)心電圖監(jiān)護(hù)儀） 相比，可穿戴健康監(jiān)護(hù)將超微型化電子元器件、 微機(jī)電系統(tǒng)、 智能織物以及先進(jìn)的交互技術(shù)融入其中，構(gòu)建高效完整的監(jiān)護(hù)診療系統(tǒng)， 協(xié)助患者進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)和科學(xué)的個(gè)性化健康管理，通過病患的生理指標(biāo)建立疾病決策診療系統(tǒng)，及時(shí)提供科學(xué)的醫(yī)療診斷， 以此避免看急診和住院治療， 大大減少就醫(yī)次數(shù)和節(jié)約醫(yī)療成本。在全球范圍內(nèi)， 針對(duì)可穿戴醫(yī)療服務(wù)效果的臨床研究如表1-1 所示。表 1-1 全球范圍內(nèi)針對(duì)可穿戴醫(yī)療服務(wù)效果的臨床研究慢性疾病地區(qū)研究結(jié)果糖尿病美國每個(gè)病人全部醫(yī)療費(fèi)用可能降低42% 高血壓美國把兩次發(fā)病看醫(yī)生的時(shí)間間隔延

27、長了71% 心力衰竭歐盟降低住院時(shí)間35%；降低出院后看醫(yī)生次數(shù)10% 慢性阻塞性肺炎加拿大降低住院次數(shù)50% 20 世紀(jì) 90 年代中期，電子織物5的出現(xiàn)為可穿戴健康監(jiān)護(hù)提供了一種新興載體，它將傳感、計(jì)算、通信、執(zhí)行單元和互連部件集成或分別嵌入衣物、胸帶、腰帶或者手套中， 對(duì)患者的生理參數(shù)和運(yùn)動(dòng)信息實(shí)施非侵入、無擾、長期和動(dòng)態(tài)的監(jiān)護(hù)，這些部件成為織物的內(nèi)在組成部分并“ 隱” 于織物中，不僅具備可穿戴和非干擾的特點(diǎn)， 同時(shí)具備感知、 執(zhí)行計(jì)算和無線通訊的能力。目前電子織物主要有兩種實(shí)現(xiàn)方法： 一是將傳統(tǒng)意義上的傳感器、 微控制器等電子器件集成到衣物中； 二是利用材料的電特性能夠因其上產(chǎn)生的電刺

28、激而改變電氣特性來制造生物傳感器。在過去的十幾年間，可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)得到了學(xué)術(shù)界高度的關(guān)注及研究，一個(gè)典型的可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)體系結(jié)構(gòu)如圖1-1 所示。它以多種多樣的可穿戴傳感器為基礎(chǔ)， 將傳感器與柔性織物相結(jié)合以衣物、胸帶或腰帶等形式測量人體重要生理參數(shù)（心電、肌電、血壓、呼吸等）和運(yùn)動(dòng)信息，將測量的傳感數(shù)據(jù)通過有線或無線的方式傳送給中心節(jié)點(diǎn)（微控制器板、pda、智能手機(jī)等），用戶交互界面用于信息的顯示以及用戶的操作交互，中心節(jié)點(diǎn)將匯總好的重要信息傳送給醫(yī)療中心。 可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)包括多種組件：生物傳感器、 可穿戴紡織材料、控制和執(zhí)行單元、電源模塊、無線傳輸模塊、用戶界面以及用于數(shù)據(jù)處理

29、和決策的算法。第一章緒論3生理信號(hào)（ ecg 、血壓、呼吸、血氧飽和度等）和運(yùn)動(dòng)信息傳感器 1放大濾波ad轉(zhuǎn)換傳感器 2放大濾波ad轉(zhuǎn)換傳感器 n放大濾波ad 轉(zhuǎn)換遠(yuǎn)程醫(yī)療中心救護(hù)中心本地信號(hào)數(shù)據(jù)庫中心處理單元報(bào)警模塊無線傳輸模塊傳感信號(hào)處理和通訊用戶交互接口病人傳感器中心節(jié)點(diǎn)（pda, 智能手機(jī)等）.無線傳輸（ wlan,gprs,umts 等）無線（ bluetooth,zigbee等）或有線（導(dǎo)電防線等）等圖 1-1 可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)體系結(jié)構(gòu)6伴隨著可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的發(fā)展， 基于不同技術(shù)的可穿戴織物傳感器大量涌現(xiàn)，柔性互連技術(shù)、織造技術(shù)得到廣泛應(yīng)用。然而，由于織物傳感器較普通傳感器更

30、易受到周圍環(huán)境的影響， 所以在穩(wěn)定和可靠性方面面臨著巨大的挑戰(zhàn)。以心電信號(hào)的檢測為實(shí)例，可穿戴式的織物電極的具有低阻抗的特性7，它極易受到熱噪聲、 運(yùn)動(dòng)偽跡和電源工頻信號(hào)的干擾。它們之中， 由穿戴者的活動(dòng)引起的運(yùn)動(dòng)偽跡的研究受到了研究學(xué)者的重視，與其它干擾具有特定的頻率范圍不同，它具有動(dòng)態(tài)的頻率范圍， 并且幅度較大， 容易損壞或淹沒生物信號(hào)， 它將導(dǎo)致不合理的處理和錯(cuò)誤的診斷， 給健康監(jiān)護(hù)帶來了巨大的挑戰(zhàn)。 運(yùn)動(dòng)偽跡會(huì)很大程度上干擾心電信號(hào)的有效性， 很有可能導(dǎo)致對(duì)心電信號(hào)參數(shù)錯(cuò)誤的評(píng)估以及觸發(fā)錯(cuò)誤的報(bào)警。因此，如何有效地抑制動(dòng)態(tài)心電信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)偽跡是可穿戴健康監(jiān)護(hù)中必需要解決的關(guān)鍵問題。綜上

31、所述，本文以可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)與運(yùn)動(dòng)偽跡抑制方法研究為主題，研究設(shè)計(jì)能夠在人體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下進(jìn)行長期檢測的可穿戴心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，設(shè)計(jì)抑制動(dòng)態(tài)狀況下心電信號(hào)運(yùn)動(dòng)偽跡的濾波算法，最后對(duì)濾波后的心電信號(hào)進(jìn)行了特征提取和心率異變性的分析。1.2 相關(guān)領(lǐng)域研究現(xiàn)狀90 年代中期開始，國內(nèi)外出現(xiàn)了很多可穿戴健康監(jiān)護(hù)原型致力于個(gè)人健康監(jiān)護(hù)創(chuàng)新，結(jié)合電子織物技術(shù)、 智能傳感器實(shí)現(xiàn)病患在長期的健康監(jiān)護(hù)下擺脫不電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文4適感和時(shí)間地點(diǎn)的限制。 其中比較典型的有意大利米蘭理工大學(xué)的magic8，歐盟的可穿戴醫(yī)療保健項(xiàng)目wealthy9，飛利浦歐洲研究院的myheart10，葡萄牙阿威羅大學(xué)的 vita

32、l jacket11, 德國不萊梅大學(xué)的chronious12等， 相關(guān)的研究成果如表 1-2 所示。這些系統(tǒng)主要是內(nèi)部集成了生物傳感器的背心或t 恤。它們研制了舒適、 可拉伸的傳感電極， 結(jié)合嵌入衣物內(nèi)的便攜電子板和移動(dòng)計(jì)算終端等，基于有線或bluetooth、wifi、zigbee 等無線通訊技術(shù)，采集傳輸心血管疾病、阻塞性肺炎等慢性病的重要生理信號(hào)。表 1-2 典型可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)研究成果項(xiàng)目名稱基礎(chǔ)構(gòu)件通信模式測量信號(hào)醫(yī)學(xué)應(yīng)用magic 嵌入織物傳感器的背心、 便攜電路板、 pda 藍(lán)牙ecg、呼吸、溫度記錄心肺功能和日?；顒?dòng)信號(hào)wealthy 嵌入織物傳感器的夾克導(dǎo)電紡線、藍(lán)牙、g

33、prs ecg、呼吸、溫度、肌電、活動(dòng)老年慢性病的康復(fù)監(jiān)測myheart 嵌入織物傳感器的胸帶、 pda 導(dǎo)電紡線、藍(lán)牙、gprs ecg、其他重要信號(hào)、活動(dòng)老年心血管疾病的預(yù)防診斷vital jacket 嵌入織物傳感器的夾克、 pda/pc 導(dǎo)電紡線、藍(lán)牙、gprs ecg、呼吸、溫度、活動(dòng)、血氧飽和度老年重要生理體征的監(jiān)測chronious 嵌入織物傳感器的t恤、 pda/pc 導(dǎo)電紡線、藍(lán)牙、gprs ecg、其他重要信號(hào)、活動(dòng)老 年copd 、cvd的預(yù)防診斷可穿戴傳感器直接影響到監(jiān)測的信號(hào)質(zhì)量和佩戴的舒適性，尤其對(duì)于長期的實(shí)時(shí)監(jiān)測，電極的材質(zhì)和結(jié)構(gòu)至關(guān)重要。 對(duì)于非常重要的心電信號(hào)

34、在心臟疾病以及其他慢性疾病的監(jiān)護(hù)診療中具有重要意義，是人類最早研究并應(yīng)用于醫(yī)學(xué)臨床的生物電信號(hào)之一。 動(dòng)態(tài)心電圖是臨床分析病情、確立診斷重要的客觀依據(jù)， 包括休息、活動(dòng)、工作學(xué)習(xí)和睡眠等不同狀況下的心電數(shù)據(jù)，相較于早期的一次心電圖，它能夠更加完整地記錄心臟狀況，為診斷提供更加準(zhǔn)確的依據(jù)。傳統(tǒng)的臨床動(dòng)態(tài)心電電極是一次性銀-氯化銀濕電極， 這種電極導(dǎo)電性能好，阻抗低，為了提高電極和皮膚接觸良好， 它使用電解質(zhì)凝膠在傳感器和皮膚之間形成導(dǎo)電通路。 然而，這種電解質(zhì)凝膠會(huì)導(dǎo)致皮膚過敏以及由于皮膚脫水引起的信號(hào)衰減 ,所以不適合用于長期監(jiān)護(hù)13。為了克服傳統(tǒng)濕電極的缺點(diǎn)，干電極得第一章緒論5到了廣泛的應(yīng)

35、用。金屬電極和導(dǎo)電橡膠電極都能夠在不引起皮膚過敏的情況下成功地檢測心電信號(hào)，但是它們材質(zhì)堅(jiān)硬， 給穿戴者帶來不適感， 不適合長期穿戴。由于基于電子織物的監(jiān)護(hù)系統(tǒng)具有舒適、易穿戴，不受時(shí)間地點(diǎn)限制等特點(diǎn)， 所以在這種長期動(dòng)態(tài)的健康監(jiān)護(hù)中具有較大的優(yōu)勢。通過使用不同的織物材料和技術(shù)， 涌現(xiàn)了多種多樣的電子織物電極制作方法，如圖1-2所示，利用導(dǎo)電紡線通過緯紗或經(jīng)紗的方式編入衣物中，達(dá)到傳感器和衣服的真正融合， 或者利用導(dǎo)電紡布縫紉在衣服上，使用導(dǎo)電紗線作為衣物的內(nèi)部連接線。韓國高級(jí)科學(xué)技術(shù)研究院提出了時(shí)尚平面電路板（planar fashionable circuit board，p-fcb）技術(shù)

36、14,將印刷電極與信號(hào)獲取電路集成，實(shí)現(xiàn)無導(dǎo)聯(lián)線的實(shí)時(shí)心電監(jiān)測。（a）wealthy項(xiàng)目的織物電極（b）myheart 項(xiàng)目的織物電極(c) p-fcb 技術(shù)制作的織物電極(d) vital jacket 項(xiàng)目的織物電極圖 1-2 可穿戴電子織物傳感器其他的織物電極制作方法還有利用聚合物厚膜技術(shù)將活性電極附著在紡織絲網(wǎng)印刷電路上進(jìn)行檢測15，以及利用薄膜技術(shù)將生物電勢光纖傳感器固定在腈綸纖維的表面形成電極16等。以上這些技術(shù)制作的電極雖然都能達(dá)到很好的測量效果， 但是制作過程較為復(fù)雜， 有些需要大型的編織機(jī)器， 因而增加了系統(tǒng)的成本。目前， 可穿戴健康監(jiān)護(hù)技術(shù)經(jīng)過研究學(xué)者的不懈努力取得了豐碩的

37、研究成果，電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文6但還存在一些局限性， 例如病患在移動(dòng)或運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的持續(xù)監(jiān)測與異常情況監(jiān)測方面的限制，大部分解決方案還未能完全利用可穿戴電子織物傳感器實(shí)施人體移動(dòng)環(huán)境下的長期監(jiān)測。由于電子織物電極不能與人體皮膚時(shí)刻保持緊密接觸，在檢測動(dòng)態(tài)心電時(shí)極易受到運(yùn)動(dòng)偽跡的干擾， 因此設(shè)計(jì)有效的抑制運(yùn)動(dòng)偽跡的濾波算法也成為研究學(xué)者關(guān)注的問題。 運(yùn)動(dòng)偽跡的主要來源是身體引起的皮膚變形、肢體運(yùn)動(dòng)或者人體日?；顒?dòng)。目前，研究學(xué)者主要采用信息處理技術(shù)對(duì)織物電極采集的信號(hào)進(jìn)行分析和濾波，例如自適應(yīng)濾波17-20、卡爾曼濾波21、小波變換22-23等。隨著數(shù)字信號(hào)處理的不斷發(fā)展， 自適應(yīng)濾波器得到廣

38、泛應(yīng)用。 它的性能可以和卡爾曼濾波相媲美，但是在使用時(shí)相較卡爾曼濾波和小波變換更加簡單，不需要知道有關(guān)信號(hào)和噪聲的先驗(yàn)知識(shí)。widrow b 等于 1967 年提出了自適應(yīng)濾波理論， 自適應(yīng)濾波器中的參數(shù)能夠根據(jù)需要自動(dòng)調(diào)整到最佳的狀態(tài)。自適應(yīng)濾波器需要兩路信號(hào)輸入：主輸入信號(hào)和參考信號(hào)， 主輸入信號(hào)是含有噪聲干擾的信號(hào)，參考信號(hào)需要和噪聲信號(hào)具有高度相關(guān)性， 但與需濾波后的輸入信號(hào)不相關(guān)。將參考信號(hào)與噪聲信號(hào)進(jìn)行比較形成誤差信號(hào)， 誤差信號(hào)通過自適應(yīng)濾波算法對(duì)濾波器的參數(shù)進(jìn)行調(diào)整，使得輸出的誤差信號(hào)最小，以此來抑制噪聲信號(hào)。romero等人用皮膚 -電極界面阻抗作為自適應(yīng)濾波器的參考信號(hào)，可

39、以一定程度上抑制運(yùn)動(dòng)偽跡17,18，這種方法需要測量皮膚與電極之間的阻抗變化，由于在低頻時(shí)阻抗信號(hào)相對(duì)于皮膚阻抗比較敏感，去噪效果隨著頻率的增加而降低。hamilton 等和 liu y 等人分別嘗試采用應(yīng)變儀24和光學(xué)傳感器25檢測電極的變形，將變形量作為自適應(yīng)濾波器的參考信號(hào)，在一定程度上成功地抑制了運(yùn)動(dòng)偽跡。yoon和 kim 等采用三軸加速度計(jì)采集人體運(yùn)動(dòng)狀況下的加速度信號(hào)作為濾波器的參考信號(hào)20,26，有效地抑制了運(yùn)動(dòng)偽跡。1.3 課題研究內(nèi)容本文結(jié)合電子織物的兩種實(shí)現(xiàn)方法， 設(shè)計(jì)基于電子織物的可穿戴動(dòng)態(tài)心電信號(hào)監(jiān)護(hù)系統(tǒng)， 分析在人體運(yùn)動(dòng)狀況下生物電信號(hào)中的噪聲，針對(duì)大部分國外案例只

40、能在靜態(tài)時(shí)檢測心電信號(hào)的情況， 分析研究動(dòng)態(tài)心電信號(hào)運(yùn)動(dòng)偽跡的抑制方法，具體研究內(nèi)容如下：（1）分析可穿戴健康監(jiān)護(hù)診療系統(tǒng)在老年慢性疾病監(jiān)護(hù)中的應(yīng)用需求，總結(jié)相關(guān)領(lǐng)域的研究現(xiàn)狀，對(duì)存在的主要問題和挑戰(zhàn)進(jìn)行了分析。（2）闡述心電分析的基本知識(shí)和檢測原理，首先介紹了心電圖以及典型的心電波形、心電圖各個(gè)波段的特性以及對(duì)診療康復(fù)的意義。最后闡述了心電信號(hào)第一章緒論7的特點(diǎn)以及檢測方法， 并分析了在心電采集的過程中需要去除的幾個(gè)主要噪聲信號(hào)。（3）搭建可穿戴心電監(jiān)護(hù)診療硬件系統(tǒng)平臺(tái)，設(shè)計(jì)柔性織物傳感電極，設(shè)計(jì)保證系統(tǒng)工作的基本模塊，如信號(hào)調(diào)理模塊對(duì)動(dòng)態(tài)信號(hào)進(jìn)行放大和濾波處理，以滿足a/d轉(zhuǎn)換的電壓需求、

41、數(shù)據(jù)采集模塊、電源模塊、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊、數(shù)據(jù)傳輸模塊以及數(shù)據(jù)接口等， 選擇有線和無線傳輸方式， 最后設(shè)計(jì)尺寸小， 可靠性較強(qiáng)的pcb電路板。在軟件部分實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)采集的軟件設(shè)計(jì)，如動(dòng)態(tài)心電模擬信號(hào)的adc采集、數(shù)據(jù)的存儲(chǔ)以及與上位機(jī)數(shù)據(jù)接口指令等。（4）介紹動(dòng)態(tài)心電信號(hào)的處理方法。對(duì)于心電信號(hào)的濾波處理，本文著重闡述運(yùn)動(dòng)偽跡噪聲干擾的抑制方法，介紹自適應(yīng)濾波器的結(jié)構(gòu)和設(shè)計(jì)方法，并在傳統(tǒng)最小均方誤差自適應(yīng)算法的基礎(chǔ)上提出一種歸一化lms 算法，并將其運(yùn)用到動(dòng)態(tài)心電信號(hào)運(yùn)動(dòng)偽跡的抑制中。對(duì)于心電信號(hào)的特征檢測， 本文采用動(dòng)態(tài)自適應(yīng)閾值的r 波檢測方法，對(duì)傳統(tǒng)的閾值檢測方法進(jìn)行了改進(jìn)，為后續(xù)的病情診斷提供

42、準(zhǔn)確度較高的數(shù)據(jù)。簡要介紹利用r-r 間期和心率對(duì)心電信號(hào)的異常進(jìn)行分析。（5）對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行測試實(shí)驗(yàn)，利用電子織物對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行采集和上位機(jī)顯示，分析不同身體活動(dòng)狀態(tài)下濾波器輸出參數(shù)的差異。最后給出本設(shè)計(jì)的r波檢測算法的實(shí)驗(yàn)分析。1.4 課題結(jié)構(gòu)安排本文根據(jù)目前可穿戴健康監(jiān)護(hù)系統(tǒng)中人體心電監(jiān)測存在的問題和挑戰(zhàn)，設(shè)計(jì)能夠在人體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，從生物傳感噪聲分析、 數(shù)據(jù)采集傳輸系統(tǒng)的設(shè)計(jì)以及運(yùn)動(dòng)偽跡的抑制方法三個(gè)方面進(jìn)行深入的研究。由此將本文分為六章，各章的內(nèi)容如下：第一章 緒論。主要闡述課題的研究背景，分析目前與課題相關(guān)的研究現(xiàn)狀和進(jìn)展，說明本論文研究的目的和意義，介紹本論文研究內(nèi)容和結(jié)

43、構(gòu)安排。第二章 動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理。對(duì)心電信號(hào)的基本知識(shí)進(jìn)行分析，包括心電圖和典型的心電波形，并根據(jù)心電信號(hào)的特征， 對(duì)心電信號(hào)的檢測原理進(jìn)行闡述。第三章 可穿戴動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的整體設(shè)計(jì)。介紹系統(tǒng)的硬件設(shè)計(jì)和軟件設(shè)計(jì)。介紹織物式心電電極的制作方法，設(shè)計(jì)心電信號(hào)調(diào)理電路以及計(jì)算處理單元各模塊的結(jié)構(gòu)和工作原理。 介紹織物傳感器內(nèi)連形式以及和外部終端的數(shù)據(jù)通訊方式。第四章 圍繞運(yùn)動(dòng)偽跡干擾的濾波處理和信號(hào)波形特征檢測深入探討心電信電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文8號(hào)的處理方法， 在改進(jìn)傳統(tǒng)方法的基礎(chǔ)上實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)偽跡干擾的濾波處理、信號(hào)特征檢測，并從心率和r 波兩個(gè)方面對(duì)信號(hào)的異常進(jìn)行分析。第五章

44、 測試實(shí)驗(yàn)和結(jié)果分析。利用電子織物對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行采集和上位機(jī)顯示，主要進(jìn)行系統(tǒng)功能和濾波器性能的測試。第六章 總結(jié)和展望。總結(jié)本文完成的研究和設(shè)計(jì)，對(duì)本文不完善的地方進(jìn)行說明和改進(jìn)思路，對(duì)未來可穿戴慢性病監(jiān)護(hù)診療系統(tǒng)中心電監(jiān)測做出展望。第二章動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理9第二章動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理心電信號(hào)在心臟疾病以及其他慢性疾?。ㄈ缏宰枞苑窝祝?的監(jiān)護(hù)診療具有重要意義。 它是人類最早研究并應(yīng)用于醫(yī)學(xué)臨床的生物電信號(hào)之一。動(dòng)態(tài)心電圖是臨床分析病情、確立診斷重要的客觀依據(jù)，包括休息、活動(dòng)、工作學(xué)習(xí)和睡眠等不同狀況下的心電數(shù)據(jù)， 相較于早期的一次心電圖， 它能夠更加完整地記錄心臟狀

45、況，為心臟相關(guān)病情的診斷提供科學(xué)根據(jù)。本章將對(duì)心電圖和典型的心電波形進(jìn)行描述，分析心電信號(hào)的幾個(gè)典型特征，為心電信號(hào)調(diào)理電路的設(shè)計(jì)要求， 最后根據(jù)心電信號(hào)的產(chǎn)生機(jī)理介紹了它的檢測方法。2.1 心電信號(hào)的基礎(chǔ)分析2.1.1 心電圖（ ecg）心電信號(hào)來源于細(xì)胞膜內(nèi)外離子濃度差，從生物醫(yī)學(xué)上來說，細(xì)胞存在取極化、去極化 /除極化和復(fù)極化這幾種不同的狀態(tài)。在取極化階段，細(xì)胞由于處于激活狀態(tài)，由于細(xì)胞內(nèi)離子的濃度差，使得離子在細(xì)胞膜內(nèi)外相互流動(dòng)和交換，在去極化階段， 細(xì)胞膜內(nèi)的離子濃度大于細(xì)胞膜外的，所以細(xì)胞膜內(nèi)的電流向細(xì)胞間質(zhì)流動(dòng)，由此就產(chǎn)生了相應(yīng)的電勢差27。細(xì)胞膜內(nèi)外具有大約-70mv 的固有電

46、勢差，細(xì)胞的極化現(xiàn)象是通過細(xì)胞膜內(nèi)外離子的遷移形成的，遷移的能量依靠 atp 水解。這種遷移特性使得細(xì)胞膜內(nèi)外靜電荷發(fā)生轉(zhuǎn)移，從而形成了電信號(hào)。心電信號(hào)人體的細(xì)胞組織發(fā)生極化現(xiàn)象將導(dǎo)電離子傳遞到人體體表，在皮膚和采集電極的交界面進(jìn)行電子離子交換，最終的心電信號(hào)由導(dǎo)電電極通過單導(dǎo)聯(lián)或多導(dǎo)聯(lián)線、前置放大濾波電路、采集處理電路得到。心電信號(hào)可以用能斯特方程來描述。細(xì)胞膜內(nèi)外因存在離子濃度差異而引起的生物電勢差（ biopotential）記為e，它可以用下面式子來表示：12lncrtezfc(2-1) 其中，r是氣體常數(shù)8.3143/()jk mol，t是絕對(duì)溫度k，z是電極反應(yīng)中的介電常數(shù)，f是法

47、拉第常數(shù) 96485/cmol，1c是細(xì)胞膜內(nèi)離子濃度 ,2c是細(xì)胞膜外離子濃度。 細(xì)胞在取極化、 去極化和復(fù)極化的狀態(tài)時(shí)， 由于細(xì)胞膜內(nèi)外離子發(fā)生轉(zhuǎn)移，使得1c和2c的具體數(shù)值發(fā)生了變化，細(xì)胞的生物電勢差也隨即發(fā)生改變，反映到體表就產(chǎn)生了心電信號(hào)。目前臨床醫(yī)學(xué)上，將心電信號(hào)測量電極放置在人體表面的特定位置而記錄下電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文10來的電信號(hào)曲線叫做心電圖（electrocardiogram，ecg） 。它反映了整個(gè)心臟的電激勵(lì)過程，是通過心臟的細(xì)胞組織傳遞到體表而表現(xiàn)出的有規(guī)律有周期的電信號(hào)變化2.1.2 典型心電波形心臟運(yùn)動(dòng)的基礎(chǔ)是心臟細(xì)胞產(chǎn)生生物電的電激勵(lì)過程，包括取極化、 除

48、極化和復(fù)極化， 心臟活動(dòng)表現(xiàn)為興奮性、 傳導(dǎo)性和自律性， 也就是心臟有規(guī)律的收縮現(xiàn)象。典型的心電波形如圖2-1 所示，在電激勵(lì)傳導(dǎo)過程中伴隨著心電信號(hào)的產(chǎn)生。圖 2-1 心臟活動(dòng)周期和典型心電波形對(duì)于正常人采集到的心電信號(hào)， 雖然不同的人和不同的導(dǎo)聯(lián)方式紀(jì)律下來的心電圖波形不盡相同， 但一個(gè)正常的心電圖大致都是由一些波段和間期組成，典型波包括 p 波、qrs波群和 t 波，此外還包括 pr 段、pr 間期、 qt 間期和 st段，典型心電波形中各個(gè)波、段和間期的參數(shù)如表2-1 所示29: 表 2-1 典型心電圖各波段參數(shù)名稱時(shí)間（ s）幅值（ mv）來源p 波0.060.11 0.050.25

49、 左右心房興奮信號(hào)產(chǎn)生q 波0.030.04 r 波的 1/21/4 左右心房興奮信號(hào)的傳遞過程r 波- 2.5 左右心房興奮信號(hào)的傳遞過程s 波0.060.11 - 左右心房興奮信號(hào)的傳遞過程t 波0.050.25 0.11.5 心室肌復(fù)極化電位變化過程pr 段0.060.14 與基線同一水平面位于 p波后方至qrs 復(fù)合波前方，正常情況下與基線相同pr 間期0.120.20 - 興奮從心房到心室結(jié)，再到心室束的傳遞時(shí)間st 段0.050.15 水平線心室肌的緩慢恢復(fù)過程qt 間期0.4 - 心室從去極化到復(fù)極化的過程第二章動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理11正常心電圖上的每個(gè)心動(dòng)周期的心電波

50、形的變化時(shí)有規(guī)律的。當(dāng)心臟受損或發(fā)生病變時(shí)， 心電圖就能實(shí)時(shí)地反映心臟的異?；顒?dòng)變化，具體表現(xiàn)在各個(gè)波段和間期的異常， 這些具體的信號(hào)特征數(shù)據(jù)為醫(yī)生診斷心律不齊、肺性心臟病、 心臟腫瘤等心臟疾病或其它以心電信號(hào)為重要診斷信號(hào)的慢性疾病提供科學(xué)根據(jù)。ecg 信號(hào)是人體心臟周期活動(dòng)的直觀體現(xiàn)，由于人體產(chǎn)生心電信號(hào)原理較為復(fù)雜， ecg信號(hào)具有以下兩個(gè)典型特性：一個(gè)是隨機(jī)性較強(qiáng)，它不是典型的周期信號(hào)，根據(jù)具體情況發(fā)生實(shí)時(shí)的變化， 目前還不能用一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的數(shù)學(xué)模型來進(jìn)行描述。二是 ecg 信號(hào)是典型的弱電信號(hào)，幅值和頻率都較低，易于受到噪聲的干擾，有用的ecg 信號(hào)常常被噪聲信號(hào)淹沒甚至損壞，給特征檢測

51、帶來困難。2.2 心電信號(hào)的檢測2.2.1 心電信號(hào)的特征心電信號(hào)作為幅值微弱的低頻生物電信號(hào)，其具體特征如下28：（1）信號(hào)幅度弱：心電信號(hào)是一種隨機(jī)信號(hào)，幅度一般都很微弱，一般在 0.54mv 之間，是典型的弱電信號(hào)。并且它存在很大的共模干擾，所以要檢測心電信號(hào)， 在硬件上必需選擇共模抑制比大并且精度較好的倍率放大電路。同時(shí)，為了防止過大的放大增益會(huì)造成噪聲信號(hào)的過度放大，需要采用多級(jí)放大的方式實(shí)現(xiàn)。（2）信號(hào)頻率低：心電信號(hào)是頻率在0.01250hz的。容易同時(shí)受到低頻或高頻噪聲的干擾，在處理時(shí)需要合理地設(shè)計(jì)放大器的帶通范圍。（3）信號(hào)差異性大：不同的人由于年齡、性別和身體狀況的不同，它

52、們的心電信號(hào)存在很大的個(gè)體差異，并且就算同一個(gè)人， 在不同的年齡段， 心電數(shù)據(jù)也存在較大的差異。（4）易受到噪聲干擾：由于生命體的復(fù)雜性，在檢測心電信號(hào)時(shí)常常會(huì)受到其它噪聲的干擾， 包括人體內(nèi)產(chǎn)生的噪聲和外部環(huán)境產(chǎn)生的電磁干擾等。因此，為了準(zhǔn)確地反映心臟實(shí)時(shí)狀態(tài)，去除干擾噪聲以采集有價(jià)值的心電信號(hào)，就要設(shè)計(jì)合理的去噪電路和濾波算法。動(dòng)態(tài)心電信號(hào)屬于弱電信號(hào)， 可穿戴式的織物電極極易受到噪聲的干擾，例如電子設(shè)備或外部環(huán)境引起的熱噪聲（thermal noise） 、電源工頻信號(hào)（ power frequency interference）噪聲31等。由于它不能牢固地緊貼在皮膚上，具有低阻抗的特性

53、，在使用者進(jìn)行日?；顒?dòng)的狀態(tài)下，電極發(fā)生擠壓、拉伸或機(jī)械形變，電極和皮膚界面之間的位置發(fā)生相對(duì)滑移，使得皮膚與電極之間的電信號(hào)發(fā)生變電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文12化，產(chǎn)生了運(yùn)動(dòng)偽跡（ motion artifact） ，使得心電的監(jiān)測更加困難，信號(hào)被噪聲淹沒甚至破壞， 很大程度上干擾心電信號(hào)的有效性。所以目前大量的研究和設(shè)計(jì)已經(jīng)證明電子織物結(jié)構(gòu)的心電電極能夠成功有效地檢測到人體在靜止?fàn)顟B(tài)下的心電信號(hào)，研究人體在運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下心電信號(hào)的監(jiān)測成為本課題需要解決的關(guān)鍵問題。在動(dòng)態(tài)心電信號(hào)檢測過程中極易受到的噪聲干擾包括以下四類：本文用圖示的方法介紹各個(gè)混有噪聲的信號(hào)形態(tài)。采用國際上三大標(biāo)準(zhǔn)心電數(shù)據(jù)庫之一的

54、mit-bih 數(shù)據(jù)庫所采集的正常心電圖心電信號(hào)（編號(hào)為105）作為基準(zhǔn)，它采集于 18 個(gè)無心率失常的實(shí)驗(yàn)者，采集頻率是128hz，將此純凈的心電信號(hào)分別混入了基線漂移、 工頻干擾、 肌電干擾和運(yùn)動(dòng)偽跡， 這些噪聲信號(hào)來源于mit-bih噪聲干擾測試數(shù)據(jù)庫（ mit-bih noise stress test database, nstdb ） 。（1）基線漂移基線漂移是對(duì)心電信號(hào)影響較大的噪聲干擾，正常心電圖的各波段應(yīng)該與基線保持平齊， 而漂移會(huì)使心電波形產(chǎn)生整體上的波動(dòng)起伏，嚴(yán)重影響心電信號(hào)特征檢測以及病情診斷的準(zhǔn)確性。 因此，抑制基線漂移干擾是心電信號(hào)分析處理的基礎(chǔ)。如圖 2-2 所示

55、為 mit-bih 數(shù)據(jù)庫所采集的正常心電信號(hào)（上）和帶有基線漂移心電圖（下）的比較。圖 2-2 正常心電圖（上）和帶基線漂移心電圖（下）的比較基線漂移干擾主要是由人體呼吸、信號(hào)采集電路等因素引起的。 基線漂移幅度較弱，為心電信號(hào)最大幅度的15%左右，并且是頻率范圍在0.15hz 到幾 hz的低頻信號(hào)。由于基線漂移與心電圖st波段的變化趨勢極為相似，如果濾波效果不當(dāng)，很容易導(dǎo)致st 波段的失真，對(duì)心臟疾病的識(shí)別和判斷產(chǎn)生嚴(yán)重后果。（2）工頻干擾由于人體的分布電容以及長時(shí)間暴露在外部環(huán)境中的電極引線受到電磁場第二章動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理13的干擾而受到較大的50hz 電源工頻干擾。在采集

56、心電信號(hào)時(shí)，工頻干擾的幅度較大，可以達(dá)到心電信號(hào)最大幅度的050%，基本將純凈的心電信號(hào)淹沒。此外，由于電磁場的變化，工頻干擾的幅值具有隨機(jī)性，頻率也會(huì)在以50hz 為中心的范圍內(nèi)波動(dòng)。 為了濾除工頻干擾， 在硬件設(shè)計(jì)上要采取接地和屏蔽措施，盡量縮小導(dǎo)聯(lián)線的長度， 設(shè)計(jì)硬件陷波電路等方法， 還可以應(yīng)用合適的軟件濾波算法加以濾除。如圖2-3 所示為 mit-bih 數(shù)據(jù)庫所采集的正常心電信號(hào)（上）和帶有工頻干擾心電圖（下）的比較。圖 2-3 正常心電圖（上）和帶工頻干擾心電圖（下）的比較（3）肌電噪聲國內(nèi)外相關(guān)研究表明， 在人體表皮層的內(nèi)外存在著一定數(shù)值的皮膚電勢，它會(huì)隨著人體的日常活動(dòng)或者肢體

57、的運(yùn)動(dòng)而產(chǎn)生變化，這種情況下產(chǎn)生的皮膚電勢差就反應(yīng)在人體的肌肉收縮所產(chǎn)生的生物電信號(hào)，成為肌電干擾噪聲。圖 2-4 正常心電圖（上）和帶工頻干擾心電圖（下）的比較肌電干擾是由于大量的肌肉纖維進(jìn)行無規(guī)律的收縮引起的，病患由于緊張情電子科技大學(xué)碩士學(xué)位論文14緒或者寒冷而發(fā)生顫抖、 甲亢病人等在檢測心電信號(hào)時(shí)都容易帶來這種高頻的肌肉干擾噪聲，它的頻譜范圍很廣，特性接近白噪聲。如圖2-4 所示為 mit-bih數(shù)據(jù)庫所采集的正常心電信號(hào)（上）和帶有工頻干擾心電圖（下）的比較。（4）運(yùn)動(dòng)偽跡人在動(dòng)態(tài)情況下， 由于肢體移動(dòng)或者日?；顒?dòng)常會(huì)受到運(yùn)動(dòng)偽跡的干擾，如圖 2-5 所示為 mit-bih 數(shù)據(jù)庫所

58、采集的正常心電信號(hào)（上）和帶有工頻干擾心電圖（下）的比較。圖 2-5 正常心電圖（上）和帶運(yùn)動(dòng)偽跡心電圖（下）的比較它主要來源于皮膚 -電極界面的電氣屬性發(fā)生了變化，例如在人體產(chǎn)生肢體運(yùn)動(dòng)時(shí)，電極發(fā)生擠壓、拉伸形變、與皮膚發(fā)生相對(duì)相互作用和相對(duì)移動(dòng)時(shí)，生物電勢發(fā)生了改變， 產(chǎn)生附加在有用信號(hào)上的噪聲。 科學(xué)家已經(jīng)提出了多種電氣模型來描述皮膚 -電極界面32- 33。皮膚-電極界面可以用一系列電阻和電容的組合來描述，如圖2-6 所示為皮膚 -電極界面等效電路圖模型34，在運(yùn)動(dòng)偽跡干擾下電氣特性發(fā)生了變化。真皮和皮下層表皮角質(zhì)層導(dǎo)電凝膠電極圖 2-6 皮膚 -電極界面等效電路圖模型皮膚變形引起最上

59、層皮膚 （表皮角質(zhì)層） 的阻抗變化， 轉(zhuǎn)換成人體表面的電第二章動(dòng)態(tài)心電信號(hào)分析基礎(chǔ)及檢測原理15勢加以測量，這種變化表現(xiàn)在模型中表皮角質(zhì)層（stratum corneum epidermis ）的電勢狀態(tài)由epir和epic的并聯(lián)變?yōu)榈膕r 和sc 的并聯(lián)。皮膚 -電極界面電氣特性是各層的疊加和組合，其等效的皮膚-電極電阻抗equiz表示為：equisaaz= r +(r|c )(2-2) 在心電信號(hào)的監(jiān)測過程中， 對(duì)夾雜在理想信號(hào)中的噪聲進(jìn)行分析，并設(shè)計(jì)適當(dāng)?shù)姆椒▽?duì)噪聲干擾進(jìn)行針對(duì)性的濾波處理，對(duì)于提高心電信號(hào)特征的檢測準(zhǔn)確率、信號(hào)異常分析以及病情診斷和康復(fù)的評(píng)估具有非常重要的意義。2.2.

60、2 心電信號(hào)的檢測由 2.1.1 節(jié)中的介紹可知，人體生物電信號(hào)的本質(zhì)是人體兩點(diǎn)的電位差，在身體上直接放置導(dǎo)電電極并且通過一定的導(dǎo)聯(lián)方式就可以采集到心電信號(hào)。導(dǎo)聯(lián)方式是指輸入導(dǎo)線與導(dǎo)電電極放置在機(jī)體特定的測量部位，組成正輸入端、 負(fù)輸入端和接地部位的連接方式。心電圖學(xué)中有三種導(dǎo)聯(lián)方式：第一種是臨床醫(yī)學(xué)使用的標(biāo)準(zhǔn)12 導(dǎo)聯(lián)即同步hoter 檢測儀器，定義一組12個(gè)電位差，能夠同步、連續(xù)、長時(shí)間地記錄心電全信息、動(dòng)態(tài)變化的心電圖。 第二種正交矯正導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)， 是指與各導(dǎo)聯(lián)向量是相互正交的，能夠精確測量相互垂直方向上心臟電活動(dòng)分量。第三種是單通道導(dǎo)聯(lián)檢測系統(tǒng)，典型的是只分析一個(gè)或者兩個(gè)導(dǎo)聯(lián)，最主要的目