出典:ペイマン・シャーベイギ・ルードポシュティとシナ・シャーバズモハマディ、バイオメディカル工学部、コネチカット大学、ストールズ、コネチカット州

心電計は、心臓活動を実証するために患者の胴体に置かれた電極間で起こる電位変化によって記録されたグラフである。心電図信号は、心臓のリズムと心臓への血流の悪さや構造的な異常など、多くの心臓病を追跡します。心臓壁の収縮によって生じる作用電位は、心臓からの電流を全身に広げる。広がる電流は、皮膚に配置された電極によって感知することができる体内の点で異なる電位を作成します。電極は、金属と塩で作られた生物学的トランスデューサです。実際には、10個の電極が本体上の異なる点に取り付けられています。心電図信号を取得して分析するための標準的な手順があります。健康な個人の典型的な心電図波は次のとおりです。

図 1.心電図波。

「P」波は心房収縮に相当し、心室の収縮に「QRS」複合体を表す。「QRS」複合体は、心房および心室の筋肉量の相対的な発散による「P」波よりもはるかに大きく、心房の弛緩を隠す。心室の弛緩は「T」波の形で見ることができる。

図 2 に示すように、腕と脚の電位差を測定する主なリードは 3 つあります。このデモンストレーションでは、四肢リードの1つであるリードIが調べられ、2本の腕間の電位差が記録されます。すべての心電図リード測定と同様に、右脚に接続された電極は接地節点とみなされます。心電図信号は、生体電位増幅器を使用して取得し、計測ソフトウェアを使用して表示され、振幅を調整するためにゲイン制御が作成されます。最後に、記録された心電図が分析されます。

図 2.心電図リムリード。

心電計は、0.5mV~5.0mVの非常に弱い信号だけでなく、最大±300mV(電極皮膚接触に起因する)の直流成分と最大1.5Vのコモンモード成分を検出できる必要があります。電極と地面の間。心電図信号の有用な帯域幅は、アプリケーションに依存し、0.5〜100 Hzの範囲で、時には1 kHzまで達することができます。これは、一般的に、はるかに大きな外部高周ノイズ、50または60 Hz干渉、およびDC電極オフセット電位の存在下でピーク対ピークの周りにあります。その他のノイズ源としては、皮膚電極界面に影響を与える動き、筋肉の収縮や筋電図スパイク、呼吸(リズミカルまたは散発性の可能性がある)、電磁干渉(EMI)、その他の電子機器からのノイズなどがあります。そのカップルを入力に入れた。

まず、心電図を処理する生体電位増幅器を生成する。次いで、電極を患者に配置し、2本の腕間の電位差を測定する。生体電位増幅器の主な機能は、生体起源の弱い電気信号を取り、さらに処理、記録、または表示できるように振幅を増加することです。

図 3.心電図アンプ。

生物学的に有用な場合、すべての生体電位アンプは、特定の基本的な要件を満たす必要があります。

• 測定される信号の負荷を最小限に抑えるように、高い入力インピーダンスを持つ必要があります。バイオポテンシャル電極は、その負荷の影響を受け、信号の歪みにつながる可能性があります。
• 生体電位増幅器の入力回路はまた、研究対象に保護を提供する必要があります。アンプは、電極回路を通る電流を安全なレベルに保つことができるように、絶縁および保護回路を持っている必要があります。
• 出力回路は負荷を駆動し、これは通常、示す装置または記録装置である。読み出しで最大の忠実度と範囲を得るには、アンプは低出力インピーダンスを持ち、負荷に必要な電力を供給できる必要があります。
• 生体電位増幅器は、増幅する生体電位が存在する周波数スペクトルで動作する必要があります。このような信号のレベルが低いため、アンプの帯域幅を制限して、最適な信号対雑音比を得ることが重要です。これは、フィルターを使用して行うことができます。

図3は心電図増幅器の一例であり、図4は、このデモで構築された心電図増幅器の回路である。保護回路、計装アンプ、ハイパスフィルタの3つの主要なステージがあります。

図 4.生体電位増幅器。

第1段階は患者保護回路である。ダイオードは一方向に電流を流す半導体デバイスです。ダイオードが前方バイアスされると、ダイオードは短絡として機能し、電気を伝導します。ダイオードが逆バイアスされている場合、それは開回路として機能し、電気を伝導しない、私は0を_行います。

ダイオードが順方向バイアス構成にある場合、ダイオードが電流を流すためには、閾値電圧(VT = 約0.7V)を超えなければならない電圧があります。VTを超えると、ダイオード全体の電圧降下は、Vが何であるかに関係なく、VT_で一定に保たれます。

ダイオードが逆バイアスされている場合、ダイオードは開回路上で動作し、ダイオード全体の電圧降下は_Vに等しくなります。

図5は、このデモで使用されるダイオードに基づく単純な保護回路の一例です。抵抗器は患者を通して流れる電流を制限するために使用される。計装アンプまたはダイオードの障害が患者といずれかのパワーレールとの短絡の場合、電流は0.11 mA未満になります。FDH333低漏れダイオードは、計装アンプの入力を保護するために使用されます。回路内の電圧が0.8Vを超えると、ダイオードはアクティブ領域または「ON」状態に変化します。電流はそれらを流れ、患者および電子部品の両方を保護する。

図 5.保護回路。

第2段階は、3つのオペアンプ(オペアンプ)を使用する計装アンプIAです。入力抵抗を高めるために、各入力に1つのオペアンプが取り付けられています。3番目のオペアンプは差動アンプです。この構成は、地上参照干渉を拒否し、入力信号間の差を増幅するだけの能力を有する。

図 6.計装アンプ。

第3段階は、大きな直流電圧の上に乗る小さなAC電圧を増幅するために使用されるハイパスフィルタです。心電図は、患者の動きと呼吸から来る低周波信号の影響を受けます。ハイパスフィルタは、このノイズを低減します。

高いパスフィルタは、一次RC回路で実現できます。図 7 は、1 次ハイパス フィルターとその転送関数の例を示しています。カットオフ周波数は、次の式で示されます。

,
  

図 7.ハイパスフィルタ。

1. 心電図信号の取得

1. ソースの電圧を+5Vと-5Vに調整し、直列に接続します。
2. 図 4に示す回路を構築します。抵抗とコンデンサの値を計算します。ハイパスフィルタの場合、カットオフ周波数は0.5Hzである必要があります。コンデンサの値は、以下の表から選択する必要があります(可用性に応じて)。

使用可能なコンデンサ値 (>F )
0.001	1	100
0.022	2.2	220
0.047	4.7	470
0.01	10	1000
0.1	47	2200

3. 患者の右腕、左腕、右脚(基準)に電極を置き、回路に接続します。
4. オシロスコープを使用して心電図信号(V_o)を表示します。[自動設定]を押し、必要に応じて水平スケールと垂直スケールを調整します。信号のノイズにもかかわらず、Rピークを見ることができるはずです。

2. インストルメンテーションソフトウェアを使用した心電図信号の表示

1. このデモでは、LabVIEWを使用しました。測定値と波形グラフを構成するためのグラフィカルインタフェースを使用して、心電図信号を表示するプログラムを作成します。アナログ入力を選択したら、次の設定でプログラムを構成します。

• 信号入力範囲 >> 最大 = 0.5;最小 = -0.5
• ターミナル構成 >> RSE
• 集録モード >> 連続
• 読み取るサンプル = 2000
• サンプリングレート = 1000

2. 心電図信号を取得し、波形を観察します。図 1のようなシグナルが表示されます。
3. x 軸のスケールを調整して、時間を秒単位で表示します。
4. 特定の振幅に対する目的シグナルを増幅するために、計測器で必要になることが多いです。ゲインコントロールを作成し、心電図の振幅が2Vpになるように設定します。

3. 心電図信号の解析

このセクションでは、心電図信号をフィルタリングして分析し、心拍数を決定します。次のブロック図は、プログラムのコンポーネントを示しています。

1. 波形グラフを使用して信号を表示します。
2. 振幅と位相スペクトルサブビ(信号処理→スペクトル)を使用して信号のスペクトルを評価し、波形グラフを使用してその大きさを表示します。横軸は周波数に対応します。コンピュータは高速フーリエ変換(FFT)アルゴリズムを使用して信号のスペクトルを計算するため、これは離散的です。周波数は k = 0 から k = (N-1)/2 (N はシーケンスの長さ)、この場合は 4000 になります。対応するアナログ周波数を計算するには、次の式を使用します。
   
   ここで、fsはサンプリング周波数です。信号のエネルギーのほとんどは低周波域にあり、中周波域にも高輝度のピークがあることに注意してください。上記の式を使用して、そのピークの周波数を計算します。
3. チェビシェフ関数のバターワースを使用してローパスフィルタを実装します。100 Hz に等しいカットオフ周波数を選択します。
4. スプレッドシートサブビから読み出した出力信号をローパスフィルタの入力に接続します。
5. バターワースまたはチェビシェフ関数を使用してストップバンドフィルタを実装します。目的は、他の周波数を変更せずに60 Hzの干渉を減らすことです。60 Hz に近い境界周波数をお試しください。
6. ローパスフィルタの出力をストップバンドフィルタの入力に接続します。
7. ピーク検出器サブビを使用してピークを見つけます(信号処理→ Sig操作にあります)。しきい値については、信号の振幅を確認し、最適な値を選択します。
8. インデックス配列subvi を使用してピークの位置を抽出します (プログラミング → 配列)。
9. より高い位置から下の位置を減算し、サンプリング期間 T = 1/fs を掛けて RR 間隔を取得します。
10. 逆数を計算し、単位を調整し、BPM を表示するインジケーターを配置します。

このデモンストレーションでは、3つの電極を個人に接続し、出力が生体電位増幅器を通過しました。デジタルフィルタリングの前の心電図のサンプルを以下に示します(図8)。

図 8.デジタルフィルタリングなしの心電図信号。

フィルターを設計し、開発したアルゴリズムにデータを供給した後、グラフ上のピークが検出され、心拍数(BPM)の計算に使用されました。図9は、時間および周波数領域における心電図信号(フィルタリングの前)の生データを示す。図 10は、その信号をフィルタリングした結果を示しています。

図 9.フィルタリング前の心電図信号。

図 10.フィルタリングされた心電図信号。

元の心電図プロットにはわずかに見えるP、QRS、T複合体があり、ノイズから多くの変動を示しました。心電図信号のスペクトルは、ノイズと仮定した65Hzで明確なスパイクも示した。低パスフィルタを使用して余分な高周波部分を除去し、65 Hz信号成分を除去するバンドストップフィルタを使用して信号を処理すると、出力が大幅にきれいに見えました。心電図は、すべてのノイズを除去した状態で信号の各コンポーネントを明確に示します。

また、測定した心拍数は毎分約61.8609拍であった。

心周期中の心筋の収縮は胸郭内の電流を生じる。抵抗組織全体の電圧降下は、皮膚に配置された電極によって検出され、心電計によって記録されます。電圧が弱いため、0.5mVの範囲で、ノイズの大きさに比べて小さく、信号の処理やフィルタリングが必要です。本実験では、2部アナログ及びデジタル信号処理回路からなる心電計装置を、得られた心電図信号を解析し、心拍速度を算出するように設計した。

このデモンストレーションでは、電子回路の基礎と心電図信号のフィルタリングについて説明しました。ここでは、ノイズの多い背景から弱い信号を抽出するために実用的な信号処理技術を用いた。これらの技術は、信号増幅およびノイズ低減が必要な他の同様の用途で使用することができる。

材料一覧

名前	会社	カタログ番号	コメント
機器
電源	B&K プレシジョン	1760A
マルチメータ
オシロ スコープ
プロトボード
4 FDH333 ダイオード
1 AD620
3 47kΩ抵抗
2 100nFコンデンサ
3 心電図電極
いくつかのアリゲータークリップとテクトロニクスプローブ。