ECG电路之设计与量测及心率变异度分析

(3)
R4
下圖為二階低通及二階高通濾波器，當級數越
大濾波器越趨近理想，效果相對越佳，但所使用的
放大器會越多。
RG
=
49.4kΩ G −1
(1)
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圖(6)高通濾波器與低通濾波器電路模擬圖
60Hz 市雜訊，模擬電路如圖(11)所示。拒止頻率如 公式(4)，為設計方便 R1 = R2，C1 = C2，公式可簡化
fc = 2π
1 R1R2C1C 2
(2)
在設計上方便通常令 R1 = R2，C1 = C2 ，公式可簡化
成
fc
=
1 2π RC
。濾波器在頻率響應時，常會出現上
下震盪的情形，有鑑於此我們設計皆為 Butterworth 特性之濾波器，在通帶上具有非常平坦的頻率響 應，其設計如公式(3)。
圖(3)導程選擇電路模擬圖
下，頻譜橫軸的頻率值並不能表示真正的心律；因
此一般的做法會將單邊的頻譜頻率重新分配在
0.0~0.5Hz 之間。
依照參考資料中 1996 年 HRV Gold Standard 的規
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圖，以電極貼片置於四支上，透過導程選程電路選 取所需導程，並在導程電路中加上隨耦器，以增加 量測靈敏度。前置放大器使用儀錶放大器以便萃取 成單極訊號，並放大 100 倍。採用隔離器以避免量 測儀器的漏電造成受測者電極危險。帶通濾波器的 頻寬為 0.1~40 Hz，不但能獲得心電訊號及抑制基線 漂移有還能減少 60Hz 市雜訊的干擾。濾波後增益 放大器將訊號放大 10 倍，訊號再經過帶拒通濾波
圖(10)隔離器示意圖 使用 RC 網路組成雙 T 帶拒通濾波器，過濾
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從下圖(17)所示，我們可以看到使用 ELVIS 平台實際量測到的 Band-Pass filter 頻寬，頻率約在 2~45 Hz，符合心電訊號所需的頻寬。
圖(13) NI ELVIS 平台 圖(14) DAQ(資料擷取卡)
圖(24) aVL 之量測結果
圖(25) aVR 之量測結果
3. 心率變異度分析
3.1 心電訊號擷取 由於量測結果發 Lead II 可明顯辨識 QRST
波，而所含的雜訊少，本研究採用 Lead II 做為分
圖(28)心電訊號擷取平台
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Байду номын сангаас
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3.2 訊號分析的前置處理 輸出後的訊號有基線漂移的現象，一般的作法
圖(16) LabVIEW-ELVIS 程式
圖(19)實際量測 ECG 情形
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圖(20)到圖(25)分別為 Lead I、Lead II、 Lead III、aVR、aVL 和 aVF。從中可發現 Lead I 的雜訊比 過高，而且 T 波有時會高於 R 波，而其他導程皆可 明顯辨識出 R 波。
圖(1)心電圖示意圖 由心電圖訊號中進一步分析所獲得的心律變 異參數(Heart Rate Variability，簡稱HRV)，是一種評 估自主神經系統功能的重要方法。交感神經系統可 使心跳加快、瞳孔放大、腸胃蠕動變慢、排和增加 和肌肉更有力，以應付緊急狀況；副交感神經系統 則使心跳變慢、瞳孔縮小，腸胃蠕動加快、排和減 少和肌肉放鬆，讓人體呈現放鬆狀態；兩者互相拮 抗保持平衡。一般人心跳並非以一個固定的速度再 跳動，激烈運動時，心跳可增至三倍；若仔細量測 便發現每次心跳與心跳的間隔均有幾十毫秒以內 的微小差異，即使在休息的狀態下，也會有相當程 度的差異，此種差異稱為心率變動性，可以作為判 讀出許多心臟疾病的依據，所以分析心律變異參數 成為目前診斷上重要的參考依據之ㄧ。[7]
圖(20) Lead I 之量測結果
圖(21) Lead II 之量測結果 圖(22) Lead III 之量測結果
圖(23) aVF 之量測結果
圖(26)訊號擷取示意圖
圖(27)DAQ USB-6008 根據奈奎斯特定理取樣速率須為量測訊號的兩倍 以上以避免訊號失真，將取樣速率設定在 500Hz 為量測訊號的 5~7 倍，能精準的顯示出心電訊號。 如圖(28)所示為心電訊號取樣圖，擷取後的資料會 儲存在電腦中，一份為 ECG 數位化後的資料；另 一為訊號擷取時的取樣速率、資料數量、日期等。
析，將設計好的 ECG 電路透過撰寫 LabVIEW 程式 連接 DAQ USB-6008 資料擷取卡，如圖(26)及圖(27) 所示，將類比訊號轉換成數位資料，由於心電訊號 採集的資料數量相當龐大，為了避免產生資料傳輸 速率不足而導致 Overflow error，以及 RAM 的 Overwrite error 所以我們將數位資料採 FIFO 方式將 存入電腦中。
圖(17)實際量測之帶通濾波器頻寬 量測的結果可以看出帶拒通濾波器明顯在 60Hz 產生止帶，衰減度約-40dB，能夠有效濾除掉 市雜訊，如圖(18)所示。
圖(18) 實際量測之 60Hz 帶拒通濾波器 將人體四肢擦拭酒精並貼上電極貼片後，連接 設計好的 ECG 電路，如圖(19)所示
圖(15)ECG電路 硬體儀器建構好後並使用 LabVIEW 介面軟體 來將波形圖顯示出來。在此使用 LabVIEW 介面軟 體中 NI ELVIS Oscilloscope 的物件來連接平台，將 輸出波形顯示出來，程式如下圖(16)所示。
成
fc
=
1 2π RC
。
fc = 2π
1 R1 R2C1C 2
(4)
圖(7)帶通濾波器 dB 對頻率模擬圖 使用非反相放大器作為增益放大器，避免訊號 輸出時相位的失真，並放大微弱訊號。增益放大如 公式(3)，電路模擬與結果可參考圖(8)及圖(9)。
AV
=
( R1 + R2 ) R2
(3)
圖(11)Twin-T 帶拒通濾波器模擬電路圖
n
∑ Ri
MeanRR = i=1
(5)
n
B. SDNN(StdRR) 此 參 數 為 R-R Intervals 的 標 準 差 (Standard Deviation)。有些文獻會將 R-R Intervals 稱為 N-N Intervals，所以稱此參數為 SDNN。計算式 為:
圖(30)濾波前與濾波後比較圖
器過濾 60Hz 雜訊，便可在 Pspice 模擬預期結果。
2 圖(4)儀錶放大器電路模擬圖
圖(2)ECG 電路流程圖
以六個電阻設計出具有六種的導程電路，並在 前面各加上電壓追隨器以增加阻抗，如圖(3)所示。
圖(5)儀錶放大器dB對頻率模擬圖 帶通濾波器通常由一高通及低通濾波器所串 接而成，本研究皆採用 Sallen-Key 型濾波器，其截 止頻率如公式(2) ，電路模擬與結果可參考圖(6)及 圖(7)。。
n
∑(Ri − mean)2
SD = i=1
(6)
n
頻譜分析則是將時域中所有 R-R Intervals，利
用 FFT 得到相對應的能量頻譜強度的分布而得
到。目前最廣為應用的的功率頻譜分析方法有主要
分為兩大類；及參數法及非參數法，本研究採用非
參數法，使用快速傅立葉轉換，做短時間的訊號分
析。在 R-R Intervals Graph 後，做頻譜的分析架構
會在硬體部分加上一 0.5Hz 的 High-Pass Filter 來濾 除直流電，但本研究以節省硬體成本方式以撰寫 LabVIEW 方式來解決基線漂移問題。如下圖(29)所 示為改善基線漂移前後圖。
圖(29)上為基線漂移；下為移除後 即使在硬體電路以使用了濾波器來濾除不必 要的雜訊，但因濾波器只能做到一定程度的濾波， 如果要有效過濾雜訊，相對的必須提高濾波器的階 度，使得硬體成本提高，有鑑於此，本研究採用數 位濾波器有效解決雜訊，進而降低硬體成本。
圖(31) R-R Intervals 圖 獲得 R-R Intervals 後，可以經由不同的統計 方 法 分 析 出 心 率 變 異 度 。 關 於 本 研 究 的 R-R Intervals 時域分析方法如下: A. MeanRR 即計算所有 R-R Intervals 的平均值，可以看出 受測者的平均心率是否穩定。MeanRR 的計算式為:
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ECG 電路之設計與量測及心率變異度分析
陳永欽 致遠管理學院電機系 ycchenster@gmail.com
洪龍成 致遠管理學院電機系 hlc-zen@dwu.edu.tw
葉翼睿 致遠管理學院多媒體系 smile0320@hotmail.com
摘要
本文使用MicroSim DesignLab-Pspice 來設計 一ECG電路，且利用LabVIEW建置一ECG量測分析 系統。在模擬過程中利用Pspice的暫態電路分析模 式預測電路功能，這樣的電路設計不但可節省了開 發時間,還可避免電子材料的浪費。將設計完成後 的電路，以電子元件建構出來，實際量測出人體心 電圖，生理訊號經過濾波與放大後，經由DAQ卡將 類 比 訊 號 轉 換 成 數 位 訊 號 ， 傳 送 到 PC 中 使 用 LabVIEW建置一虛擬儀表分析擷取到的訊號，顯示 人體的HRV狀況，作為診斷疾病上重要的參考依 據，可進一步的以特徵值辨識病症。 關鍵詞: ECG、R-R Intervals、HRV、DAQ
2. ECG 電路設計量測與心率變異度分析:
2.1 ECG 電路設計與模擬及硬體電路量測
由文獻[2,3]可知 ECG 電路方塊圖架構如下圖 (2)所示，本研究為六種導程之心電圖電路，分別為 Lead I、Lead II、 Lead III、aVR、aVL 和 aVF。，取 右腳為參考接地。正常心電圖的頻率範圍在 0.1~100 Hz，最大振福約 1mV。圖 2.1.1 為心電圖電路方塊
1. 前言:
心電圖(Electrocardiograph，簡稱ECG或EKG) 的量測與分析研究，在人體生理訊號發展過程中已 有百年的歷史。心臟的構造可分為心房與心室兩大 部份，其中心房部份與上下腔靜脈連接，當右心房 充滿由靜脈送回的血液時，右心房上的竇房結 (Sinoatrial Node，簡稱SA Node)會自發性的產生去 極化的動作電位，此電流訊號經由心房肌肉傳遞至 左心房，此時去極化電流訊號傳遞至右心房底部的 房室結(Atrioventricular Node，簡稱AV Node)，由於 心房結傳遞訊號速度較慢(約0.1秒)，所以使得心房 有時間完成去極化收縮的動作，去極化的電流訊號 藉由浦金埃式纖維(Purkinje fibers)傳遞至整個左右 心室，促使左右心室同時去極化收縮，而將血液擠 壓入上下腔動脈，完成一個完整的心臟跳動週期。 [3][4]並將產生的波形命名，如圖(1)所示。
圖(8)正相放大器模擬電路圖
圖(12) Twin-T 帶拒通濾波器 dB 對頻率模擬 圖
2.2 硬體實際量測
圖(9)正相放大器 dB 對頻率模擬圖 採用光學式隔離器達到隔離訊號的目的，如下 圖(10)所示。
本文使用由NATIONAL INSTRUMENTS美商 公司所研發的NI-ELVIS，如圖(11)為NI ELVIS它是 一套以LabVIEW 為基礎的設計和驗證環境，12 種 整合的虛擬儀表套件，包含示波器、數位電表、函 數產生器…等。這部儀器大大降低了實驗器材的成 本。圖(13)為NI PCI-6251 DAQ。我們將模擬好的電 路實現在ELVIS專用的電路板上，如圖(15)所示。 使用這個平台實作電路，也方便於將來用 LabVIEW 量測電路。
3.3 HRV 分析 心律變異常見的計算方式有兩大類，一是時域的統 計分析，另一是頻域的頻譜分析。
在時域分析中主要計算有限長度的 ECG 訊號 中，將所有的 R-R Intervals 的變化。如圖(31)，一 段時間擷取下來的訊號，設定一固定閥值的找出每 一次心跳的 R 波，進而把 ECG 訊號轉變成 R-R Intervals Graph。
由於人體透過電極貼片量測出的訊號極微 小，所以我們必須要把電壓放大以便觀察，但是放 大極微小電壓時必須考慮到雜訊、放大精確度等問 題。這裡我們選用了差模增益大，共模增益小，使 用廣泛的儀錶放大器作前置放大器，齊放大增益如 公式(1)，電路模擬與結果可參考圖(4)及圖(5)。
( R3 + R4 ) = 1.56