生物信号处理(yuanshi)

1、第八章 生物信号处理第一节 生物信号概述1-1概述生物信号是指存在于具有生命现象的生物体中的各种信号。而人体的生物信号又是主要的研究对象。人体是由数以万亿量的细胞组成的，而细胞是由无数结构各异的生物分子精巧组合而成的高度复杂的结构体系。具有多种不同的特殊结构和功能，人体的各种细胞组成不同的组织，如结缔组织、血管、神经、内皮、肌肉、骨骼。再由组织和细胞构成各种器官如脑、心、肺、肝、胆、胰、胃、肠、脾、肾、膀胱等等。人体的各种器官和组织又组成了若干功能系统，如循环系统、血液系统、呼吸系统、消化系统、泌尿系统、神经系统、内分泌系统、生殖系统等。人体正是由生物分子、细胞、组织、器官和系统依靠各层次上的

2、活动和功能及其有机的结合，从而实现生物体的生命过程。因此人体的生物信号包括生物体分子水平、细胞水平、器官水平和系统水平各层次的生物信息。例如，基于分子水平的各种酶、激素、凝血因子、抗体等的含量和活性，基于细胞电活动产生的心电、脑电、肌电、眼电、胃电等，基于伴随体内电荷运动产生的心磁、脑磁、肌磁、眼磁等，基于细胞代谢过程中的细胞的形态、功能和数量，基于组织代谢过程中的血ph值、二氧化碳分压、氧分压、血氧饱和度、蛋白质、葡萄糖、肌酐、尿素、胆红素、尿胆原、胆固醇、甘油三酯、酮体及各种电解质的含量等， 基于生命活动中产生的心率、血压、血流、脉搏、心音、呼吸、体温等信号。生物信号还包括器官的形态、大小

3、及器官的动力学改变等等。1-2生物信号的记录尽管人体某些细胞的静息电位和动作电位的幅度有几十毫伏， 但是在人体的体表能记录到的绝大多数的生物信号的电位幅度都比较小，原因是大量神经细胞被“绝缘”在颅腔、椎管或神经鞘内，肌肉被导电性能不良的肌筋膜包裹着，心肌外面也有着电阻率较高的胶原纤维构成的心包。 因此，在体表记录到的心电信号仅几个毫伏，脑电信号在微伏级水平。表1-2列出在一定频率范围记录到的几种常见生理信号的幅度。表1-2 几种生物电信号的幅频范围生物信号电压幅度（mV） 磁场强度（T）频率范围（Hz）心电图ECG0.5-40.1-250心动图10-100.1-100脑电图EEG0.005-0

4、.310-120-150眼电图EOG0.05-3.5 10-110-50肌电图EMG0.1-50-1000肌动图10-120.1-100脑干诱发电0.0005-0. 110-130.1-100胃电图EGG 0.01-10-1人体器官的生物磁信号最大仅为10-10T，而地球的静磁场为10-510-6 T，生物磁信号的记录是基于超导量子干涉技术，目前主要用于基础理论研究。生物信号的检测分无创测量，有创测量和微创测量。无创测量又称为非侵入式测量，其测量系统的探测部分不侵入生物体组织，几乎不造成机体的创伤如心电、脑电、脑干诱发电、无创血压、体温、脉搏、B型及M型超声检查等等。无创测量由于不破坏皮肤，不

5、侵入机体，因此安全性好。但是，无创测量多数为间接测量，体内信息需经体表传递到测量系统，被测信息在体内传输过程中容易产生失真，而且易受外界电场或磁场的干扰，如工频干扰、手术室中的高频电刀、微波器械等的干扰。故测量的准确性和稳定性相对较低。有创测量又称为侵入式测量，其测量系统的探测部分需侵入生物体内，会造成机体不同程度的创伤。如中心静脉压测定、心血管造影、导管内激光和超声术等。有创测量一般是直接测量，被测信号不需经体内容积导电和皮肤的复杂传输途径，因而信息的失真小，测量结果准确度和可靠性高。微创测量主要有植入式测量和内镜检查。植入式测量是将测量系统的部分或全部经手术埋植于机体内，多用于长期连续监测

6、生物体的功能状态和控制心脏起博器等人工器官装置及某些自动输药系统。由于植入式测量在测量过程中创面已经愈合，故安全性和可接受性均好于有创测量。但要注意对植入性材料的电化学性能和生物相容性的影响。内镜检查主要指支气管镜、胃镜、肠镜、膀胱镜等，它们对机体的损伤很小。由于直接观测体腔内的形态，还可以做组织活检，因此信息失真小，测量准确性高。另外，人体各器官形态的生物信息获取还可采用X线、CT、MRI、DSA、超声、放射性核数扫描等，器官内腔的信息获取可采用各种内镜检查等。1-3生物信号转换生物信号的获取通常采用各类传感器，将机体的各种信号转变为易于放大、传输、处理、存贮、显示的电信号。生物信号转换的传

7、感器很多，最常见的有：（1） 物理传感器利用物理性质和物理效应制成的传感器。如常作为体表电极用于记录心电、脑电、肌电的银/氯化银电极，用于血压检测的压力传感器，用于血氧饱和度检测的指套式光电传感器，用于肺功能检测的气压传感器，用于体温测量的温度传感器，用于血细胞形态分类的偏振光传感器等。（2） 化学传感器化学传感器是把人体内某些化学成分、浓度等转变为与之相应的电学量的器件。如血气分析仪中的ph电极，选择性透过二氧化碳气体的二氧化碳电极，选择性透过氧的氧电极， 电解质分析仪中的钠、钾、氯离子敏感电极等。（3）生物传感器生物传感器利用某些生物活性物质具有的选择性识别待测生物化学物质的能力而制成的传

8、感器，是一种以固定化的生物体成份（酶、激素、抗原、抗体或细胞）作为敏感元件的传感器。如酶传感器中的常分酶电极，血糖检测仪中的酶敏感电极，还有酶敏场效应管等。1-4生物信号改进基于人体生物信号的幅值很小，而且在采集生物信号的同时还存在着各种噪声和干扰因素。另外，人体各种幅值不同的生物信号又互相交织在一起。因此必须通过各种方法改进生物信号的质量，以获取尽可能逼真的生物信号。常见的方法有（一） 电子技术方法（1）采用低噪声场效应管作为输入级的专用集成电路来提高放大器的输入阻抗，降低元件级的输入噪声，提高共模抑制比，提高信噪比。（2）采用高通、低通、带通或带阻滤波技术，滤除各种干扰，现在还采用数字滤波

9、技术，性能更优越。（3）采用数字图像处理技术提高影像图像的信息质量。 (二) 数学方法各种数学方法的运用始终贯穿在生物信号检测的处理过程中。如对非线性的生物信息，通过拉普拉斯变换方法将其按线性处理，将检测到的以时间域表示的生物信息通过傅立叶变换转换到频率域上。另外在信号的标准曲线拟合及数字图像处理中信号变换和图像重建等也要用到大量的数学方法。（三） 方法学为了检测脑干、间脑、和枕叶的生物电信号，采用了刺激诱发电的方法。用声音、光或体感（痛、温感觉）去刺激被检者的机体，在刺激的同时同步记录脑干的早、中、晚潜伏期的脑干生物电信号，再通过叠加平均技术获得相应的脑干信息。在生化分析仪检测过程中，有时很

10、难直接检测某种含量很少的酶，于是通过酶促反应来检测。即放入能够被该酶催化的底物或产物，经过一定的孵育时间后，通过检测底物生成产物或产物消耗的速率间接检测到该酶的含量。另外，还有在生化分析仪中的试剂辅助法、酶标记的免疫分析方法等等。以上几种方法在实施过程中往往不是独立的，有时为了生物信号的真实获取，常常是几种方法的有机结合。 第二节 计算机化的心电描记法2-1 心电信号的产生心脏由心内膜、心肌、和心外膜组成。心肌细胞具有兴奋性、自律性、传导性和收缩性。心肌细胞间还有一种特殊的细胞群称为心脏的传导系统，主要由窦房结、房室交界、房室结、房间束、结间束、室间束及浦肯野氏纤维组成。传导系统的自律性从窦房

11、结到浦氏纤维逐渐下降，而且比心肌细胞的自律性高。因此，心率主要由窦房结决定。尽管心肌细胞有传导性，但由于心房和心室间有导电性能不良的房室纤维环绝缘，因此，心房肌细胞随窦房结兴奋时心室肌细胞不会同时兴奋。传导只能按顺序从窦房结传到心房，（左右心房通过房间束传导，因为房间束的传导速度比心房肌细胞快）再沿着结间束传导，经过房室交界0.12-0.20秒的延时，最后通过左、右束枝及浦氏纤维传到心室的心肌细胞从而保证心房和心肌非常协调地舒张和收缩。 心肌细胞膜是一种具有复杂结构的半透膜，膜上有各种通道。可以依据其细胞膜上存在着的各种ATP能量泵的通道使细胞膜内外的各种离子按细胞的功能需要构建一定的离子梯度

12、，这种离子梯度可以顺电场力方向，亦可以逆电场力方向。并且，这种离子梯度可以随着细胞活动的改变而变化。离子梯度的电位差可以按能斯特方程表述为：E（mV）= E0 为标准半电池电位，R为气体常数，R=8.314Jmol-1 K-1 , F为法拉第常数, F=96500Cmol-1 ，T为开尔文温度（K），n为电极材料的原子价数实验证明，单个心肌细胞在静息状态下，细胞膜内为-80-90 mV，当细胞受到阈上刺激去极化时，膜内电位变为+20+30mV，经过1期的快速复极化初期，2期的平台复极化，3期的复极化后期及4期的复极化过程，细胞重新恢复到静息状态。每一个心肌细胞在静息电位和动作电位的互相转换过程

13、中，细胞呈现一端为正一端为负的现象，如图2-1所示。我们可以把其看作为一对电偶极子，电偶极子在人体的容积导电中可以看作是电场向量。 图2-1心肌是由大量的心肌细胞互相衔接组成的。当传导系统中的激动在某一瞬间传导到某一心肌部位时，就会引起部位的心肌细胞都形成电偶，由于这些电偶的极化向量的方向不尽相同，把这些向量依照矢量和的运算法则依次地综合起来，最后综合成的向量称为瞬间综合心电向量，瞬间综合心电向量的大小和方向随心动周期的变化而变化。心脏在舒缩过程中可以看作大量电偶极子的矢量和随时间而变化， 把随心动周期而变化的瞬间综合心电向量的箭头的轨迹连接起来就形成了心电的向量环。如图2-2图2-2由此可以

14、得到心房的向量环、心室的去极化及复极化的向量环。将这些向量环在任一虚拟连线（导联）上的投影即为心电信号在体表某一点与某一参考点的电势差随时间的函数-心电图。因此，心电图曲线和单个细胞的膜电位曲线有明显的不同。心电图反映的是整个心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。将心电向量环在左右手连线上的投影得到导联的心电图波形，数值为心电信号通过人体容积导电在左手和右手间的电势差，大小随心动周期而变化。心电向量环在右手和左脚连线上的投影得到导联的心电图波形，心电向量环在左手和左脚连线上的投影得到导联的心电图波形。那么如何得到人体上任一点心电信号的电位随时间的函数呢？即任一点的电势与电势为零值参考点

15、之间的电势差。威尔逊（Wilson）1943年提出将肢体电极（左手，右手和左脚）各经过一个5K的电阻组成一个平均电位的中心点T。如图2-3所示 图2-3左手，右手和左脚的连线可以近似看作一个等边三角形。在人体的容积导电中，如果以电偶中心为圆心画圆，在圆周上选三点R，L，F，并使这三点对电偶中心均呈1200 ，如图2-4所示 图2-4 设左手的电势EL为P/r2 ·cos（P为心电电场的瞬间综合向量），那么右手的电势ER为P/r2 ·cos（+600），左脚的电势EF为P/r2 ·cos（+1200）威尔逊中心点T点的平均电势之和ET = 0这样便可以一端连接T点一

16、端分别连接左手，右手和左脚分别测出左手的电压VL，右手的VR，左脚VF的心电图。鉴于在测VL时将左手的5K电阻开路，便可以将VL的幅值提高1.5倍。称为aVL（加压肢体导联）。因为aVL=相应地可以得到aVR和aVF 。临床上把，导联和aVL，aVR和aVF称为标准肢体导联。如果把心电综合向量环在人体的横断面V1V7 上投影，便可以得到各个胸导联的心电图。2-2心电信号的输入和放大 由于心电信号的幅值为0.5-4毫伏，频率为0.1-250赫兹。 如果将心电信号放大至0.5-4伏，那么放大器的增益至少为20lg=60分贝。 根据心电信号的频率特性，放大器的频响在0.1至200Hz间应尽可能平坦。

17、根据心电信号的信号幅度，一般放大器的输入噪声（小于50微伏）基本上都能满足要求。为了减少两输入电极由于阻抗不平衡带来的共模抑制比下降的影响，放大器的输入阻抗应尽可能高。（一般设计为2-5M）为了克服输入电极和皮肤的极化电压导致放大器饱和的影响，第一级放大器常将增益控制在20分贝左右，后级与前级放大器之间采用满足0.1Hz时间常数的阻容耦合。能满足这种条件的放大器现在很少再用分立元件电路实现。因此，心电信号前级多采用AD620等专用放大器。为了提高共模抑制比，还经常采用右腿驱动和屏蔽驱动电路。 图2-5 图2-5是一个经典的心电前置放大器，采用专用的微功耗、低噪声集成电路AD620 。为了提高共

18、模抑制比，在放大器的1，8脚提取共模信号后，经AD705反相后加至人体的右腿去抵消人体的共模输入信号。 图2-6 图2-6是屏蔽驱动电路。由于人体各电极输入到心电图机的导线长度不尽相同，导线的芯线与屏蔽层的绝缘介质厚薄不均，在放大器输入阻抗比较高的情况下，两电极之间的共模信号会通过电极阻抗之间的不平衡转变为差模信号，引起共模干扰。图2-6在AD620 的1，8脚取得共模信号后，经AD548的同相跟随后连接到导线的屏蔽层，这样的连接方法使屏蔽层的两个端点都为共模等电位U共模=0，这时，尽管两电极导线长短不一，输入阻抗不一，但U共模=0 ，因此，输入电流=0， 提高了共模抑制比。在心电的检测过程中

19、，根据国际电工技术委员会标准漏电流小于10微安的要求，往往需要采取光电隔离措施，但鉴于一般的光耦器件传输过程中线性不好的缺点，可采用调制解调技术将心电信号调制在某一高频信号中，将心电信号的幅度转变为高频信号的脉宽，消除了光耦的非线性影响，在光耦的另一端经解调后重新还原出心电信号。也有将光电耦合器置在经A/D采样后的数字电路部分。 除此以外，完整的电路中还加上高、低通滤波器，工频陷波器。数字化心电图机中往往还采用了各种数字滤波技术。2-3 心电信号各波的提取与识别心电图波形识别中，首先是QRS波的识别，由于QRS波的幅值较高，早先采用电压阈值判别，现在多采用斜率法和模板匹配法来进行检测。QRS波

20、检测后再根据临床上各种心律失常的定义，参照QR和RS的斜率、QRS波宽度、R-R间隔等特性确定心律失常的类别。P波幅度比QRS波小得多，经常会湮没在工频的干扰噪声中，比较难以识别，一般根据对P波的幅度、斜率、曲率、积分值、空间速度、方位角及加速度等指标进行综合分析。现多采用平均叠加法和双阈值斜率法，尽管如此，P波的识别率仍很难超过90%。 心电各波起点识别出来后，可通过测量计算，测出心电图各波段的时间、波宽、波段间隔，幅度、面积、变化速率等基本参数。在检测过程中基线漂移、体表连接电极的移动会干扰心电的测量，一般采用线性插值及取平均值的方法来解决。 2-4心向量图2-4-1 Frank校正正交导

21、联向量图我们在2-1节已经详细讲述了心电向量的产生机理。心电综合向量环是一个立体结构。在三维结构的空间称它为空间心电向量，它在某一个面上的投影是一个环，该环在某一虚拟连线（导联）上的投影我们称为某导联的心电图。空间心电向量可以形成额面、横面和侧面三个平面向量环，这就是心电向量图。心电向量图与各导联的心电图有着密切的对应关系，额面向量形成心电额面六轴系统（标准肢体导联），横面向量形成心电胸导联系统。由于目前心电向量图的导联系在国际上尚未统一，比较合理的Frank校正正交导联体系的电极安放位置如图2-7所示图2-7 电极与心向量图仪输入级的矩阵电路如图2-8所示 图2-8图中R为100K各电极分别

22、称为H、F、I、E、C、A及M。Z 轴：第5肋间前正中线E与后正中线MY轴：颈部背面中央偏右1cm处H与左脚FX轴：第5肋间右腋中线I与左腋中线AA、E中点450为C点，为校正导联。在心脏从心房到心室的除极过程中可以形成心电向量的P环、QRS环和T环。三个环在等电位点上结合在一起，在该点上所有三个向量的分量为零。心电向量图机可同时观察三个面的心电向量图、各环之间的方位和比例关系。2-4-2 时间心电向量图 上述的心电向量图只能记录一个心动周期的心电向量环，P、QRS和T环的起始点重叠，但无法确定起始向量。时间心电向量是应用扫描方法按心动顺序记录，P、QRS和T环分开记录并同时记录多个心动周期，

23、可记录起始向量、终末向量和各心动周期的关系，可清楚看到向量、ST向量、U向量，对心律失常的诊断很有意义。带微机的心电向量图还可以实现三个面的P环、QRS环和T环分别用红、黄、蓝三种颜色同时显示在一个屏幕上。通过彩色打印机，描绘彩色的心电向量。并根据心电向量的幅度、角度、时间、面积等参数进行参数的计算实现心电向量图的自动分析与诊断。2-5运动心电图运动心电图是指24小时或更长时间的动态心电图描记。由美国物理学家Holter 首创。与心电图监护的最大差别是它属于回顾性观察心电的情况。 在患者活动时心脏有不适感时，特别是在睡觉中把患者的每一次心搏都记录在某一介质中，而后用仪器进行仔细分析。这样可以看

24、出24小时内心搏总次数、最快心率、最慢心率、最长的R-R间期、动作中或熟睡中有无房室阻滞、各种早搏及阵发性房性或室性的心动过速，以及决定是否需要进行治疗或者应安装哪类心脏起搏器。还可以进行抗心律失常的评价和药物治疗效果的评价等。动态心电图机由一个小型记录仪和主机心电扫描分析器组成，记录仪体积像随身听大小可随身携带，将心电信号记录在磁带或半导体存储器中。如今半导体固态存储器基本取代了磁带记录方法， 因为磁带记录含易损的传动部件，而且需配备庞大的计算机磁带回放系统。固态存储器存取记录资料速度更加迅速，系统可靠性更高。电极多为双极双胸导联，亦有三导或多导。主机分析仪采用大规模集成电路。具有专门的心电

25、图模式设别软件。根据软件的功能能自动识别异常心搏与心律，编辑与统计所检测的资料如自动识别室性早搏、成对室早、室性二联律、室性短阵、阵发性室性心动过速、出现在T波降段上的室性早搏、室颤、室上性早搏、窦性心动过速、窦性心动过缓、逸搏、室性自主心律、窦性停搏、室性停搏、 ST段抬高、ST段压低、心脏起搏器功能检测等等。2-6 心外膜电位 心外膜电位检测是由多个电极组成的电极在在开胸的情况下对心脏电兴奋进行直接探测并以图形的方式进行表达。电极排成阵列与心外膜直接接触，可以对心电信号进行同步采样，记录的心电信息比较客观而精确地反映心电兴奋起源及传播途径。通常用两种方法表达（1）等电位图：表示在同一时刻标

26、测区内的电位分布，它能为心脏电生理的研究，心律失常的病灶部位定性和定位及缺血性心脏病的临床诊断提供重要依据。（2）等时图：表示在不同时刻除极波前后到达的位置 。心外膜检测国外已经有256道和512道标测系统。它是将256个或512个直径约1毫米的镀金电极均匀间隔排列做成网状结构贴在心外膜上进行检测。对一些不稳定的、复杂变异的心律失常，依赖常规的12导联心电图或利用心导管的心内逐拍采样，点与点比较的标测方法不能满足要求的情况下可用心外膜电位的标测系统。它能以连续同步采样方式对心肌电活动进行时空联合分析，尤其适用对房颤的研究需要，它还能快速生成动态等电位图、等时标测图和矢量图，能实现对除极波全方位

27、、全区域的观察，能显示心电各子波的走向、起点及终点。心外膜电位标测系统的缺点是需心外科开胸辅助的创伤性检测。但由于电极阵列相对心肌位置固定，因此，所得图形比较确切，形态精细。心外膜电位仪的结构框图如图2-9所示多道前置放大器电磁滤波器多路线性光耦多路可变增益放大器模拟数字转换器PC主机打印机显示器 图2-9 2-7体表等电位图尽管有创性心外膜电位检测对心脏电兴奋的传导路径和心电各向量图有比较精确的定位。但毕竟是在开胸情况下检测的。无创性的心外膜等电位检测是另一种体表心电标测。它是将电极阵列安放在人体的胸廓或心前区。国内多用128导联阵列，电极采用圆镍片或Ag/AgCl电极。电极数量越多，对体表

28、电位分布的分析越精细。由于电极数量多而且面积小，又放置在体表，信号内阻高，易受干扰，因此解决电极的接触问题是个难题。实践中可将电极以不均匀阵列的方法放置在需要检查的突出重要部位， 但由于电极放置的非均匀化，心电等电位图的绘制的难度也相应地增加了。目前尚未建立普遍认可的标准来确定导联数目及导联位置。 2-8心导管术心血管导管术是一种有创性的介入检查和治疗方法。 Werner Forssmann在1922年进行了第一例人类心导管术。心导管术的发明和日新月异的发展给冠心病、不典型性胸痛、急性心肌梗塞、 心瓣膜病、先天性心脏等疾病的诊断和治疗带来了福音。心导管术一般是经皮行血管穿刺或血管切开术将一定粗

29、细的导管在X线影像设备的指引下插到血管或心脏的某一个部位。心导管术常用的配套设备有导管鞘、导丝、导管、高压注射泵、造影剂、 X线透视设备、血管内窥镜、血管内超声设备、生理记录仪等。导管鞘从皮肤到血管腔建立一个基本通路。导管常用尼龙，泰富龙，聚丙烯等材料组成，随导丝到达目标部位提供一个侧枝血管的通道，可以使用造影剂对血管进行造影、瞬间注射造影剂观察血管状态、植入物的运输和释放、压力测量等。导丝是建立一个从穿刺部位到病变部位或通过病变部位到达远端的通道。导丝的基本结构为内部由一坚硬轴心导丝和外部紧紧缠绕的弹簧圈并在导丝的外层表面涂上聚四氟乙烯或硅树脂涂层，以保证将导丝柔软、可控、光滑地到达目标部位

30、。高压注射泵主要用于左心室或主动脉造影。造影剂一般为碘复合物。X影像设备主要为数字X线透视机和DSA。新型的数字式X线影像系统可提供高质量的图像，减少X线的辐射引起操作人员潜在性伤害的危险性。总之，心导管术在其他相应的设备辅助下可以对心电、血压、心排血量、血流动力学参数进行检测，可以对心脏、冠脉、主动脉弓、胸、腹主动脉及其分支、脑血管等进行血管造影，也可以在血管内经球囊扩张或放入支架治疗血管狭窄、闭塞性疾病，还可以进行血管内溶栓、血管内激光、高频消融、血管内窥镜、血管内超声显像、血管内多普勒超声血流测定。心导管检查还可以用于发现冠心病并评估其严重程度，直接地获得瓣膜性心脏病或先天性心脏病的各种

31、数据，检测心脏四个腔室和大血管的压力，检测心瓣膜两侧的压力梯度。但心导管术毕竟是一种有创性的方法，在操作中可能发生心脏骤停、血管撕裂、脑血管意外、过度刺激迷走神经及造影剂反应等等。因此必须根据相应的指征，谨慎地选择。2-9起搏器技术2-9-1起搏器结构 心脏起搏技术是一种电治疗技术，主要用于治疗有临床症状或危及生命的心动过缓。整个心脏起搏系统包括脉冲发生器和电极导线两大部分组成。临床上分临时抢救用的心脏起搏器和埋入机体的永久性起搏器两种。 永久性起搏器由于植入机体，因此要求体积轻巧、寿命长、安全可靠。能源主要由锂复合电池供电。脉冲发生器由一定脉宽的矩形波发生器组成并由定时器控制时间周期。为了实

32、现微功耗，电路多采用单晶微型电路。起搏器外壳采用生物相容性良好的钛材质并全密封。起搏器寿命主要决定于电池和程控功能，一般为2-7年。重量和寿命也是矛盾的。临床应以可靠性为首选， 其次考虑长寿命、微型化和多功能。 心脏起搏器通过电极-导线将刺激脉冲传输到心脏引起激动，并将心脏的电信息传回至起搏器，并经电路分析后控制下次脉冲的输出。埋藏式起搏器的刺激电极若放置在心外膜需切开胸壁和心包，因此，除非特殊需要外，一般将刺激电极通过血管放置在右心耳、右心房或右心室的心内膜下。如果起搏器两个电极都接触心肌，称为双极方式起搏，若一个电极置于心肌，另一个电极置于起搏器外壳，称为单极方式起搏。双极方式起搏优于单极

33、方式起搏。电极采用表面涂覆泰富龙的铂-铱或钛合金。固定方式多采用倒叉头式或螺旋式，刺激电极放在心室肌的肌小梁或右心耳上，欲在右心房放置刺激电极一般通过J型电极。近年来采用激素缓释放电极，在电极头端放置一定量的地塞米松，植入心腔后缓慢释放，减轻电极-心肌界面的炎性反应与纤维化反应，降低起搏器的起搏阈值，可以节省电能，延长起搏器的使用寿命。2-9-2起搏器类型心脏起搏器的功能类型目前多采用NBG（北美洲心脏起搏与电生理协会-英国心脏起搏器与电生理协会分类纲目）起搏器编码。（见表2-9-2） 表2-9-2 NBG编码 起搏心腔 感知心腔 感知的反应 程控功能 抗快速心律失常功能V=心室 V=心室 T

34、 =触发 P=程控频率/或输出 P=起搏方式刺激A=心房 A=心房 I =抑制 M =多项参数程控 S=电击D=双腔 D=双腔 D =T+1 C=遥测 D=P+CO=没有 O=没有 O=没有 R=频率自适应 O=没有 O=没有例如AAI型 根据以上的编码可知 第一个A表示电极放在心房进行起搏，第二个A表示从心房腔感知心电信息， I表示当起搏器感知到有自身心搏时能抑制起搏器刺激脉冲的输出。 AAI型又称心房按需型。但由于刺激的部位在心房，因此，不适合用于房室传导阻滞；常见的起搏器类型还有心室按需（VVI）型 、双腔（DDD）型、频率自适应（R）型等等。根据NBG表格缓慢型心律失常起搏器的选择原则

35、如图2-10所示 心房状态心房功能不良心房功能良好 房室传导阻滞房室传导无阻滞DDDVVIRVVIAAIVVIVVIRVVI心脏交感神经及受体良好心脏交感神经及受体不良好DDDRVVIRDDD心脏交感神经及受体良好心脏交感神经及受体不良AAIR，VVIRAAI，VVI 图2-10 新型起搏器的功能日臻完善，例如具有感知遥测功能的起搏器，它以电极-导线为天线感知体外控制电路，调节起搏器的脉冲输出，以满足人体休息和运动时不同心率变化的要求。另外还有高频抑制、除颤保护、能量补偿、电压倍增、能感知机体代谢水平的频率自适应等等。 用于快速型心律失常的起搏器有自动型抗心动过速起搏器，能抑制折返性室上性心动

36、过速，但鉴于射频消融治疗快速型心律失常技术的应用，快速型心律失常的起搏器现用得比较少了。第三节 病人监护系统中的生物信号处理3-1 概述加强监护治疗病房（intensive care unit）ICU的建立和发展有力地促进了危重病医学的实践和发展。并由此衍生了如冠心病加强监护治疗病房（CCU），呼吸加强监护治疗病房（RCU）等等。随着科技的进步，各种综合性的加强监护病房的发展对原来一些不可能治疗或不可能根治的疾病得到彻底的治疗。并大大降低了许多危重病人、高危病人及急性期病人的死亡率。然而，在各种监护治疗过程中，总是伴随着医务人员的聪明才智及各种高科技医疗设备的广泛应用。在这过程中，人体各种生物

37、信号的非电量与电量的转换是仪器的精髓， 唯有精确的生物信号获取、分析、处理，仪器才能为医生提供“千里眼”，才能充当病人的忠诚卫士。在ICU（加强监护治疗病房）中对多床位的重危病人实行24小时的实时、连续监护，以便在病人出现病情恶化时采取必要的抢救与治疗措施。采用中央集中监护的方式，可将多个床边监护仪送来的病人的各种心电、血压、呼吸速率、呼吸中的二氧化碳浓度、脉搏、血氧饱和度、体温等生理、生化信息及其变化进行集中分析、处理与管理。床边监护仪和中央集中监护仪设计成网络化监护结构。整个网络可采用星形拓扑结构。整个监护系统的网络结构框图如图3-1所示/床边台 2床边台 3床边台 4床边台 5床边台 6

38、床边台 7多参数监护中央控制台 显示 床边台 1床边台 16应用服务器医院主干网络记录仪 显示多患者参数无线接收器 图3-1 每个床边监护仪都与交换机相连，交换机与每一个床边仪构成一个局域网。交换机连接服务器，需要时还可以跟医院的主干网相连。床边计算机共享服务器中的信息可方便地实现床边监护仪互传信息。任意两个床边监护仪都可以进行实时通信和操作。中央监护台是一个带远程终端和本地外设的多CPU系统即一个实时多任务分布系统并采用多总线结构。中央监护台能根据需要显示每个床边台的某一项信号如ECG或显示各床位的多种生理参数波形，还能显示报警回顾、报警参数及日期与时间。一个中央监护台通常可管理16台床边仪

39、。所有床边监护台均由兼容性的PC机组成，并采用多CPU模块结构，如心电模块、血压模块、血氧模块等等。每一个模块由CPU控制。模块的硬件和软件可各自独立设计，独立调正并可以互相通信。多模块间的通信和数据交换方式采用共享存储器技术实现。每台床边监护台还具有多模块的分析软件，如心律分析软件能进行心率计算、显示及心率趋势、QRS波异常的类型及判别、ST 段分析等。图3-2a，图3-2b 是一个多参数床边监护台的结构示图CO2气体信号热敏/阻抗呼吸信号体温信号血氧饱和信号血压信号心电信号3心电信号1前置放大前置放大VFC前置放大前置放大前置放大前置放大解调解调 光电隔离解调光电隔离光电隔离光电隔离可变增

40、益放大可变增益放大FVC可变增益放大可变增益放大可变增益放大可变增益放大多路转换开关1多路转换开关2多路转换开关3 图3-2a多路开关3采样保持波形生成CPU显示扫描及视频放大字符生成报警波形数据存储A/D转换ROMRAM输入/输出控制中断控制主CPU键盘控制中央控制台显示控制字符映射存储波形字符叠加共享存储器多路开关1采样保持CPUA/D转换通信控制ROMRAMOM菜单控制参数设置血压控制病人信息心电控制导联脱落增益切换波形冻结测量切换 图3-2b床边监护设备能对病人的众多的生理参数进行监护如：心电、有创血压抑或无创血压、阻抗式呼吸抑或热敏式呼吸、体温、脉搏、血氧饱和度、脑电、呼吸气体等等。

41、3-2心电监护通道在多参数床边监护仪器中，监护电极与心电图的电极安放位置不同，但其定义是相同的，具有相同的极性和波形。监护电极一般安放在胸部。具体位置有两种形式：一种是三极体系，一种是五极体系。根据国际电工委员会的规定，三电极体系一般需要在胸部放置三个电极。(1)左锁骨下沟，标号为（L）LA；(2)右锁骨下沟，标号为（R）RA；(3)左腋前线肋弓处，标号为（F）LL。由这三个电极组合出三个标准导联，连接方式与通用的12导联体系中的标准、相同。五电极体系需要在胸部放置五个电极。（L）LA，（R）RA与三极体系中放置的一样，（F）LL位于左髂前上棘与左锁骨中线交界，N位于（F）LL水平右锁骨中线交

42、界，C（V）位于正常心电图各胸导联放置处。由这五个电极可以组合出与通用的12导联相对应的导联，即、aVL、aVR、aVF、V1-V6。多参数床边监护系统中的心电监护通道采用专用的心电放大板。心电放大器由高压保护，心电前置放大、1毫伏定标、高通滤波、低通滤波、50赫兹干扰抑制，后置放大器等组成。除颤高压保护回路设置在放大器输入端，前置放大器一般采用低噪声、高输入阻抗及高共模抑制比的典型三运放或专用的心电前置放大器。1毫伏定标电路采用高稳定度稳压电源经电阻分压而成，通过加法电路与心电前置放大器输入级的ECG信号混合，心电信号经阻抗变换，前置放大，定标信号合成后再经光耦或光纤的调制和解调后传至后置放

43、大器，由后置放大器实现增益调整，工频及肌电信号滤波后送至A/D转换再传至数字信号处理部分。每一个心电输入放大器的输出都有电极脱落检测装置，以确定松脱的电极。心电监护通道一般具有心律失常的分析软件。在ECG连续监护情况下检测QRS波群、ST 段，并对心律失常进行分析、判断，并及时发出失常报警。ECG分析一般有特征抽取和诊断两个程序。3-3血压监护通道多参数床边监护系统中血压监护通道一般设有2-3个有创血压检测通道，以对比不同测压点的波形、血压值和血压差。1个无创式血压检测装置。3-3-1动脉血压检测原理动脉血压是估计心血管功能的最常用的方法。收缩压主要由心脏收缩时左心室的射血功能、主动脉瓣的开启

44、情况、中小动脉的管壁弹性及阻力血管的紧张度决定，舒张压主要由心脏舒张时主动脉瓣的关闭情况、动脉管壁的弹性回缩力及阻力血管的紧张度决定。血压的无创测量安全，但测量精度易受机体血流动力学的改变而变化，有创血压测量可实现准确、可靠、连续的检测，比较适合于各种危重病人的血压检测。3-3-2无创动脉振荡测压：NBP模块一般由压力泵、压力传感器、过压安全保护、袖带充气及放气系统等组成。通过充气袖套在测量部位以20毫米汞柱的增量逐级充气，袖带由压力泵充气到设定的压力，这个压力由测量模式决定。即袖带由压力泵充气到比收缩压稍高的一个压力值后，便以5毫米汞柱的减压量逐级减压，在减压过程中检测袖套内气体的振荡波，振

45、荡波的压力变化由压力传感器换能。当袖套内压力大于收缩压时，振荡波很小，当袖套内压力等于收缩压时，动脉的振荡信号即为收缩压。振荡幅度达到峰值时为平均动脉压，袖套内压力突然降低时为舒张压。如图3-3所示 图3-3无创血压测量可根据设定进行单次充气或多次重复充气。还可以根据设定在一定间隔时间进行自动测量。3-3-3有创动脉血压检测：有创血压检测通过一个一端连接动脉血管，一端连接抗血凝（比如肝素）冲洗装置，另一端为压力传感器的三通式换能器实现。血压传感器作为检测电桥的一个臂接入桥路直接获得血压信号。如图3-4a, 图3-4b所示 图3-4a 图3-4b有创血压检测一般通过桡动脉或股动脉进行动脉穿刺并留

46、针。由传感器送来的血压信号经放大器处理及A/D转换后送至血压单元CPU，CPU定时调用血压分析程序并准确找到每个动脉波特征点，计算出收缩压、舒张压、脉压和平均动脉压。并设有血压零值校正和传感器灵敏度校正。PC 机还将血压波形数据以及计算结果、报警、趋势等信息一起送入共享存储器。 3-3-4其他血管压力检测 依据上述有创测压的原理，通过选择多参数监护仪的压力表名的菜单。仪器可以方便地测量肺动脉压、颅内压、中心静脉压等。3-4血氧饱和度检测3-4-1 血氧饱和度检测的基本原理    氧是维系人类生命的基础，心脏的收缩和舒张使得人体的血液脉动地流过肺部，一定量的还原型血

47、红蛋白Hb与肺部中摄取的氧气结合成氧合血红蛋白HbO2，另有约2的氧溶解在血浆里。这些血液通过主动脉及其分支一直输送到毛细血管，然后在毛细血管中将氧释放，以维持组织细胞的新陈代谢。血氧饱和度SaO2是血液中被氧结合的氧合血红蛋白HbO2的容量占全部可结合的血红蛋白Hb容量的百分比，即血液中血氧的浓度。它是呼吸循环的重要生理参数。人体的血红蛋白包括氧合血红蛋白、还原型血红蛋白、正铁血红蛋白和碳氧血红蛋白。在正常情况下，后两种浓度很低，而功能性氧饱和度为HbO2浓度与HbO2+Hb浓度之比。功能性血氧饱和度=。研究表明，脉搏式功能性血氧饱和度SpO2与人体血氧饱和度SaO2呈显著相关，相关系数为0

48、.9-0.98。 3-4-2血氧饱和度检测分类血氧饱和度的测量通常分为电化学法和光学法两类。    传统的电化学法血氧饱和度测量要先进行人体采血(取动脉血)，再利用血气分析仪进行电化学分析，通过测动脉氧分压PaO2，计算出动脉血氧饱和度SaO2。电化学法的优点是测量结果精确可靠，缺点是比较麻烦，且不能进行连续的检测，属有创的血氧测定法。    光学法是一种克服了电化学法缺点的新型光学测量方法，它是一种连续无损伤血氧测量方法，可用于急救病房、手术室、恢复室和睡眠研究中。目前采用最多的是脉搏血氧测定法，其原理是检测血液对光吸收量

49、的变化，测量氧合血红蛋白HbO2占全部血红蛋白Hb的百分比，从而求得SaO2。该方法的优点是可以做到对人体连续无创测量，缺点是测量精度比电化学法低，特别是在血氧值较低时产生的误差较大。但脉搏式血氧饱和度的测量误差已经可以控制在1以内，基本达到临床使用的要求。3-4-3  无创性血氧饱和度检测原理    人体不同的组织有不同的吸收光谱。氧合血红蛋白吸收波长为660nm，还原型血红蛋白的吸收波长为940nm。 临床上多用功能氧饱和度来反映血液中氧含量的变化。无创性血氧饱和度测量是基于动脉血液对光的吸收随动脉搏动而变化的原理来进行测量的。研究表明，氧合血红蛋白

50、和非氧合血红蛋白对不同波长的入射光有着不同的吸收率。当某一单色光垂直照射人体的某一组织，动脉血液对光的吸收将随透光区域动脉血管的搏动而变化。当用两种特定波长的单色光1、2照射手指时，根据功能氧饱和度的定义可推出动脉血氧饱和度的近似公式为：     SaO2=     式中：K、b为常数。    注意到生物组织是一个强散射、弱吸收的复杂光学介质，因此在实际测量中无法用一个严格的公式来描述，所以一般是通过测量双光束吸光度变化之比，然后通过经验定标曲线最终获取氧饱和度。而在选择双光束波长时，一般选择入射光波长为

51、660nm和940nm。     血氧传感器按外形主要可以分为指套型、耳垂型、包裹型和粘附型，按用途又可分为成人型和儿童型、婴儿型几种。不论外形和类型如何，血氧传感器的原理结构是一样的，它们均由发光器件和接收器件组成。发光器件是由波长为660nm(650nm)的红光和波长为940nm(910nm)的红外光发射管组成。光敏接收器件大都采用接收面积大，灵敏度高、暗电流小、噪声低的光敏二极管，由它将接收到的光信号转换成电信号。   脉搏血氧饱和度检测是目前较为常用的一种检测方法，多采用指套式或耳垂夹子式传感器探头。使用时探头套在指

52、尖上或夹在耳垂上。指套式上壁固定了两个并列放置的发光二极管，发光波长分别为660nm红光和940nm红外光。下壁是一个光敏接收器件，它将透射过手指的光信号转换成电信号。当两束入射光经过手指时，被血液及组织吸收，动脉血的光吸收随动脉的搏动变化而改变，而其他组织成份所吸收的光强（DC）几乎不变，保持相对稳定。最终形成脉搏的光吸收波（AC）如图3-5所示 图3-5 通过光电感应器可测得穿过手指的透过光强度，对1入射光：搏动时氧合血红蛋白吸收的光强度较搏动间隙时吸收多，变化的数值即是氧合血红蛋白所吸收的光强度。同理可得对2入射光时还原型血红蛋白的吸光度。这样，可以计算两个波长的光吸收比率RR=R与Sp

53、O2 呈负相关如图3-6所示， 图3-6在标准曲线上可得到SpO2与R的对应关系，如当R为1时，SpO2约为85%。标准曲线由一群正常人的数据经校正后建立数据库，存贮在微机内进行按需调用。3-5呼吸检测3-5-1呼吸的测量原理呼吸的测量采用两种方法，一种是热敏式呼吸法，另一种是阻抗式呼吸法。热敏式呼吸法采用鼻夹式热敏电阻来测量呼吸气流的温度变化，当呼吸气流流过热敏电阻Rt 时，Rt阻值发生变化，经测量电桥检测后，可获得与呼吸同步的交变电压信号输出，经前置放大后通过带宽为0.05-10Hz滤波器，经光耦的调制解调电路送至可变增益放大器，再经A/D变换送至CPU处理。并测定呼吸频率。由于热敏式呼吸

54、法的测量受周围环境温度的影响较大，尤其在环境温度接近人体体温时，测量灵敏度会受到影响。因此，目前常用阻抗法测量呼吸波和呼吸率。阻抗呼吸波测量根据呼吸过程中胸壁肌肉张弛，胸廓交替变形时会导致机体组织的电阻抗发生变化的原理进行设计。人体在呼吸过程中的胸廓运动会造成人体胸阻抗的变化，变化量为0.1-3欧姆。监护仪一般是通过ECG导联的两个电极用30-100KHz的正弦载频恒流向人体注入一个安全电流（恒流的值一般在0.1-1mA范围选择），当高频振荡电流通过胸部时，就能将胸阻抗的变化变换成电压的变化，胸阻抗测量可采用两电极法和四电极法，LL和RA两个电极之间的阻抗作为测量电桥的一臂。呼吸过程中的电阻抗

55、变化通过电桥检测电路变为电压信号，再经同步解调，解调出呼吸信号，经可变增益放大器和A/D变换后送至CPU分析和处理。3-6体温检测3-6-1体温的检测原理体温的检测一般采用热敏电阻作为测量臂的桥式电路。检测电路的输入端采用电平衡桥，随着体温的不同变化，平衡桥的输出端就有电压输出，根据平衡桥输出电压的高低，换算出人体的体温。由于体温的变化量相对较慢。因此，一般将电桥的输出信号经放大后通过电压/频率（VFC）转换电路将缓慢变化的体温信号转换成一定的频率信号经光耦器件传输，以减少信号漂移。而在光耦器件的另一侧通过频率/电压转换（FVC）电路恢复体温信号，经温度补偿后送至A/D转换。 3-7脑电检测。

56、3-7-1脑电信号检测原理常规脑电图EEG由于分析费时，在ICU临床应用中多用定量脑电图（qEEG）来实现。qEEG是将计算机技术、信号处理技术与传统的脑电图EEG结合的产物。可广泛地用于麻醉深度、脑血流灌注、脑组织代谢状况检测等，还可以预测转归。脑电图EEG是神经突触后电位的总和电波。主要反映的是皮质神经元的突触后活动。EEG的波形和节律主要有（1）波和节律；（2）波和节律；（3）和活动。各波的波幅在5-200微伏左右，频率为0.05-150Hz。波形有正弦样波、棘波、尖波、三相波、棘-慢复合波、手套样波等。由于脑电图属微伏级的信号，理论上心电信号仅比脑电信号大几十分贝。但脑电信号的放大电路却比心电信号的处理困难和复