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題目:同步 12-導程高頻心電圖儀製作

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Academic year: 2022

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全文

(1)

中 華 大 學

碩 士 論 文

題目:同步 12-導程高頻心電圖儀製作

The Development of Synchronized High-Frequency 12-Lead ECG

系 所 別:資訊工程學系碩士班 學 號 姓 名:M09402006 曹家炘

指 導 教 授: 許文龍 博士

共 同 指 導 教 授:元智大學 謝瑞建 博士

中 華 民 國 九 十 七 年 一 月

(2)

中文摘要

傳統的 12-導程心電圖,主要是以心電訊號波形的變化作為診斷 的基礎。在傳統的 12-導程心電圖對臨床急診常見急性心肌梗塞的診 斷與嚴重程度的預測,一直都無法滿足臨床上正確診斷的要求。而在 最近的研究顯示中,可以利用高頻 12-導程心電圖(其頻寬為

0.05~300Hz)的 QRS 高頻諧波的分析,可以有效輔助臨床急診醫師在 對急性心肌梗塞波形的辨識率,以減少醫療處置的失當。但是,目前 臨床上所使用的 12-導程心電圖儀,無法應用在高頻諧波的分析,然 而,在本研究則是進行新型 12-導程心電圖儀的研製。

本研究主要可分成兩大部份:(1)為硬體模組的設計,其頻寬需 為 0.05~300Hz 之間;(2)為軟體擷取介面,其即時顯示心電訊號及儲 存。在硬體模組的設計中,我們用模擬硬體電路的軟體來作為實際硬 體電路製作濾波器、放大器規格的驗證。在軟體擷取介面我們以 Matlab 開發中包含功能有心電訊號處理、顯示、資料儲存的功能介 面。12-導程高頻心電圖的未來應用,主要是針對急性心肌梗塞的 QRS 波的時-頻譜的分析,藉以驗證時-頻譜的分析是否有提高急性心肌梗 塞波形的辨識率及評估開發臨床使用的 QRS 時-頻分析譜的可行性。

關鍵詞:高頻 12-導程心電圖、即時顯示心電訊號

(3)

Abstract

The Diagnoses of conventional 12-lead electrocardiograph (ECG) was based on waveform observations. However, ECG morphological diagnoses can not be applied on the prediction of acute myocardial ischemia (AMI), which was commonly seen in clinical emergency medicine. Recent researches indicated that high frequency ECG, whose frequency band was from 0.05 Hz to 150 Hz, can effectively predict the occurrence of AMI and can reduce the medical errors. In this study, we developed a novel high frequency ECG, whose frequency band was from 0.05 Hz to 300 Hz, to improve the defects of traditional 12-lead ECG.

This research can be divided into two major parts mainly: (1) hardware-based:circuit design; (2)software-based:ECG data acquisition interfaces. In circuit design, a circuit simulator was applied to observe the changes of signals for further circuit layout. In the development of data acquisition interface, matlab, a scientific computing software, was applied to acquire ECG data with real-time signal processing.

The developed high frequency ECG can be applied to predict the occurrence of AMI in the near feature if more ECG time-frequency analyses are verified.

Keywords: High frequency 12-lead ECG, real-time signal processing

(4)

致謝

在研究所兩年的時間,承蒙感謝 謝瑞建 老師、許文龍 老師在 課業上及研究上的悉心指導,在生活上更是不斷的鼓勵及指導生活上 的疑惑,在這敬上萬分的感謝之意。

在研究的過程中感謝中華大學電機系的吳俊傑 老師、中華大學 通訊系的王志湖 老師、中央大學的蔡章仁 老師及中央大學博士班的 邱健榮 學長,在電路上的指導,也在此敬上萬分感謝。

感謝實驗室的學長文南、文耀、隆佾在平日的照顧及提攜,在同 窗好友 明義、涵菁的在課業上的幫忙及生活上的陪伴,以及實驗室 的學弟,在此也是敬上萬分的感謝之意。

感謝元智大學的學弟嘉昌在軟體撰寫的協助,在此也是敬上萬分 的感謝之意。

最後是感謝父母親及哥哥姐姐,在精神上及生活上都是無限的支 持與鼓勵,在這裡也是敬上萬分的感謝之意。

(5)

目錄

中文摘要...1

Abstract ...2

致謝...3

目錄...4

圖目錄...6

表目錄...8

中英文縮寫全名對照 ...9

第一章 緒論...10

1.1 研究動機 ...10

1.2 研究目的 ...11

第二章 研究背景 ...12

2.1 何謂 12-導程心電圖...12

2.2 量測方法介紹 ...13

第三章 研究方法 ...18

3.1 12-導程心電訊號擷取硬體設計...18

3.1.1 輸入緩衝器...19

(6)

3.1.2 儀表放大器...20

3.1.3 高通濾波器...21

3.1.4 低通濾波器...22

3.1.5 後級放大器...23

3.1.6 帶拒濾波器...24

3.1.7 資料擷取...25

3.1.8 電壓源處理部份...26

3.2 軟體擷取介面設計 ...28

第四章 結果...30

4.1 模擬硬體電路的結果 ...30

4.2 心電圖硬體模組電路結果 ...33

4.3 軟體擷取介面的結果 ...38

第五章 結論...40

5.1 討論 ...40

5.2 未來發展 ...43

參考資料...44

(7)

圖目錄

圖 2.1 傳統 12-導程心電圖報告 ...12

圖 2.2 心臟的(a)額平面及(b)水平面 ...13

圖 2.3 埃因托芬倒三角形 ...14

圖 2.4 加強單極肢導程 ...14

圖 2.5 人體實際肢導程的量測接法 ...15

圖 2.6 單極胸導程的量測方法 ...16

圖 2.7 人體實際單極胸導程的量測位置 ...16

圖 2.8 威爾森網路 ...17

圖 3.1 心電圖硬體模組設計方塊圖 ...19

圖 3.2 輸入緩衝電路 ...20

圖 3.3 AD624 電路圖...21

圖 3.4 三階 Butterworth 高通濾波器 ...22

圖 3.5 三階 Butterworth 低通濾波器 ...23

圖 3.6 後級放大器 ...24

圖 3.7 頻率 60Hz 的帶拒濾波器...25

(8)

圖 3.8 DAQ card 接腳圖...26

圖 3.9 負電壓源轉換成-5.0V 電路圖 ...27

圖 3.10 軟體擷取介面的程式流程圖 ...29

圖 4.1 模擬儀表放大器的結果 ...30

圖 4.2 模擬高通濾波器及低通濾波器的頻率響應圖 ...31

圖 4.3 模擬帶拒濾波器的頻率響應圖 ...31

圖 4.4 模擬總放大增益圖 ...32

圖 4.5 模擬心電訊號擷取硬體的頻率響應圖 ...33

圖 4.6 分別計算增益的方塊圖 ...34

圖 4.7 儀表放大器的實際放大倍率 ...35

圖 4.8 實際 LPF 的輸出結果 ...35

圖 4.9 實際帶拒濾波器電路的輸出波形 ...36

圖 4.10 類比 12-導程高頻心電訊號結果 ...37

圖 4.11 硬體模組的 layout 圖...37

圖 4.12 心電圖硬體模組電路成品 ...38

圖 4.13 12-導程高頻心電圖軟體介面 ...39

(9)

表目錄

表一 AD624 內建的放大增益...20 表二 高頻心電圖與傳統心電圖的簡單比較 ...40

(10)

中英文縮寫全名對照

─A─

AHA 美國心臟協會 American Heart Association

─B─

BRF 帶拒濾波器 band-reject filter

─C─

CMRR 共模拒斥比 Common-Mode Rejection Ratio

─D─

DSP 數位訊號處理器 Digital Signal Processor DAQ card 資料擷取卡 Data acquisition card

─E─

ECG 心電圖 electrocardiograph

─F─

Fc 截止頻率 cut-off frequency

─H─

HPF 高通濾波器 high-pass filter

─L─

LPF 低通濾波器 low-pass filter

─W─

WCT 威爾森中心點 Wilson Central terminal

(11)

第一章 緒論

1.1 研究動機

臨床 12-導程心電圖是心臟最常使用的診斷工具之一,而 12-導 程心電圖是可以診斷心臟疾病,主要是依據心電訊號在心臟傳導到不 同部位時的波形特徵變化而決定。

目前臨床上所使用的 12-導程心電圖機的頻寬多半為 0.5~40Hz,

例如:HP 公司出產的 Pagewriter 200 系列,他們這一系列所設計的心 電圖儀的頻寬就是為 0.5~40Hz。為了減少在濾波時所造成心電訊號 在 QRS 波特徵的失真,然而,美國心臟協會(American Heart

Association,AHA)建議心電圖儀的頻寬可以為 0.05~150Hz,例如:

國內醫療院所最常使用 PHILPS 公司出產的 trimⅡ、Ⅲ系列,他們這 一系列所設計的心電圖儀的頻寬就是為 0.05~150Hz。

而在最近的研究顯示,利用高頻心電訊號中的 QRS 高頻諧波 (200~250Hz)成份的存在,可以提高臨床急診上常見的且有致命的急 性心肌梗塞,其辨識率可達到 94%比傳統 ST 段或 T 波波形變化判別 率,顯然優異許多(Brady et al., 2001(A); Somer et al., 2002; Trzeciak et al.,2002)。而且,傳統 12-導程心電圖只能就波形變化的依據來診斷疾 病,在臨床上有許多不同疾病卻常常會有相似的波形變化,例如:急 性心肌梗塞與非醫療緊急性的左心室肥大,過早再極化,左心束阻

(12)

礙,波形變化相似,造成臨床醫師無法快速準確診斷,甚至,還會有 醫療處置的錯誤。

1.2 研究目的

本研究主要的目的是製作頻寬為 0.05~300Hz 的高頻 12-導程心 電訊號擷取裝置及軟體擷取介面,應用在臨床上急性心肌梗塞的病 例,且收集相關病患的高頻訊號資料後,做分析、統計以提高醫師在 對急性心肌梗塞波形的辨識率,其作為急性心肌梗塞檢測的未來臨床 應用。

(13)

第二章 研究背景

2.1 何謂 12-導程心電圖

心電圖是記錄心臟動作電位傳遞的波形。圖 2.1 所示,是臨床上 常見的傳統 12-導程心電圖報告,醫生可以從心電報告圖上的波形變 化判讀出心臟是否有疾病。在心電圖報告中有 I、II、III、aVR、aVL、

aVF 這六個導程是所謂的肢導程,其目的是量測心臟額平面(圖 2.2(a)) 的動作電位傳遞,而心電圖報告上的 V1~V6 這六個導程是所謂胸導 程,其目的是量測心臟水平面(圖 2.2(b))的動作電位傳遞。在最旁邊 的方波,是所謂的 1mV 校正方波,校正方波在對醫生的判讀上,是 重要的參考依據。

圖 2.1 傳統 12-導程心電圖報告(元智大學,

(14)

http://140.138.154.67/ecgsys/)

圖 2.2 心臟的(a)額平面及(b)水平面

2.2 量測方法介紹

所謂的導程(Lead)就是測量心臟傳遞電位的電位差。在 12 個導 程中可分成兩個部份:(1)為肢導程;(2)為胸導程(Joseph J. Carr et al.,

Fourth edition)。

在肢導程中可以細分為雙極肢導程(bipolar limb lead )與加強單 極肢導程(augmented unipolar limb lead)兩種。在雙極肢導程中是由 LeadⅠ(左手為正、右手為負)、Ⅱ(左腳為正、右手為負)、Ⅲ(左腳 為正、左手為負)所組成的,其右腳則是共同接地端。這三個導程將 會形成一個倒三角形,此稱為埃因托芬倒三角形(圖 2.3)( Richard Aston,1990)。

(15)

圖 2.3 埃因托芬倒三角形

加強單極肢導程(圖 2.4)是由 aVR、aVL、aVF 所組成的,其量測 方式:aVR 是右手為正,左手及左腳兩點相接為負,aVL 是左手為正,

右手及左腳兩點相接為負,aVF 是左腳為正,左手及右手兩點相接為 負。

圖 2.4 加強單極肢導程

(16)

圖 2.5 人體實際肢導程的量測接法

單極胸導程(unipolar precordial leads) (圖 2.6)是由 V1~V6 所組成 的,在單極胸導程的量測中以 V1~V6 做為正端,而負端則需由參考 電極來當,其參考電極是由左手(LL)、右手(RA)、左腳(LL)這三個點 分別的相接在一點上,此點也就所謂的威爾森中心點(Wilson Central terminal,WCT)。下列是胸導程量測的位置(陳宗瀛等,民國 78 年):

V1 的量測位置:以胸骨為界的右邊第四肋間的間隙上。

V2 的量測位置:以胸骨為界的左邊的第四肋間的間隙上。

V3 的量測位置:則是在 V2 與 V4 之間。

V4 的量測位置:以左邊鎖骨的中間往下延伸至第五肋間的間隙上。

(17)

V6 的量測位置:以左邊腋下中間往下延伸至第五肋間的間隙上。

圖 2.6 單極胸導程的量測方法

圖 2.7 人體實際單極胸導程的量測位置

我們以電子電路的觀念將 12-導程的量測位置建構成一個網路,

此網路稱為威爾森網路(圖 2.8)。

(18)

LA

(LA+LL)/2

R2 R5

(RA+LA)/2

R3

WCT

R1

R8

LL

R4

RA

R6

R9

(RA+LL)/2

R7

圖 2.8 威爾森網路

(19)

第三章 研究方法

人體的心電訊號是非常微弱的,振幅約為 0.5mV~5mV,在本研 究裡我們心電圖儀設計頻寬為 0.05~300Hz,在這微小且低頻的訊號 中擷取心電訊號時會有許多雜訊的干擾,例如:有市電 60Hz 的干擾、

肌肉訊號的干擾(25Hz~2000Hz)、基線漂移(<5Hz) (J.G. Webster,

1998)、電極片與皮膚的干擾…等等,這些雜訊將會被保留,因此,

作為波形的判讀是不適合的,而是為了以後 QRS 高頻諧波分析而用 的。在本研究中可分為兩大部份:一部份為硬體模組的設計,包含軟 體模擬電路及硬體實作電路:另一部份為軟體擷取介面,包含心電訊 號的即時顯示與儲存資料…等等的功能。

3.1 12-導程心電訊號擷取硬體設計

心電訊號擷取硬體模組,主要由圖 3.1 方塊圖所組成。透過電極 貼片擷取心臟附近表面電位,透過儀表放大器將擷取的訊號與雜訊放 大約 40 倍,透過高通、低通濾波器,來限制訊號的頻寬為

0.05~300Hz,濾波完後經過後級放大器將訊號再一次的放大約 20 倍,再經過第二次的濾波,此目的是將 60Hz 的電源雜訊干擾消除,

不消除會嚴重影響心電訊號的波形,再經過多工器逐一將各導程的訊 號,匯入研華公司出產的 PIC-1710 DAQ card 的核心 DSP(Digital Signal Processor,數位訊號處理器)晶片做訊號轉換(12-bit),最後以序

(20)

列模式輸出並以 1KHz 取樣頻率擷取 10 秒作為後續訊號的擷取。

輸入 緩衝器

威爾森 網路 電極

貼片

前置儀表 放大器

帶通濾波 0.05~300Hz

後級 放大器

60Hz帶拒

濾波器 多工器 數位訊號

處理(DSP)

序列傳輸 輸出

DAQ card

圖 3.1 心電圖硬體模組設計方塊圖 3.1.1 輸入緩衝器

測量的電極貼片和皮膚組織之間會形成所謂的化學電池,一般產 生為數十 mV,最大可到 300mV(尚喜團,2000 年)。電極貼片擷取到 心電訊號時,會因不同的個體,在時間上、季節上、生理的狀況下及 電極貼片放的位置…等等的不同情況會有不同的變化。為了讓儀表放 大器能有更好的工作,所以置放大器和人體隔離之間,增加了輸入緩 衝電路(圖 3.2)。

電 極 貼 片

3

2

4

1 +

-

V+V-

OUT Vo

(21)

圖 3.2 輸入緩衝電路 3.1.2 儀表放大器

做量測的電路上,必須使用精密且高精準度的放大電路,此稱為 儀表放大器。儀表放大器的主要特性為:1. 輸入阻抗非常大;2. 共 模拒斥比(common-mode rejection ratio, CMRR)非常大;目前市面上的 儀表放大器都有現成的IC,以簡易的方式提供增益的設定與調整。只 要把增益設定腳放不同的連接或使用電阻,就可以得到不同的增益。

在本研究中採用的是Analog Device公司出產的AD624這顆IC,此IC本 身具有高準確度及高共模拒斥比(Common-Mode Rejection Ratio,

CMRR)的特點,而共模拒斥比可達到-130dB,這樣比較適合用在微 小的訊號中。在增益中有兩種方式可以選擇:(1)為用電阻來決定增 益,其增益公式(AD624 datasheet)為:

40 ) ( 1

R

G

G = + K

……… (式3-1)

(2)為可利用 IC 內建的放大增益(表一)。

表一 AD624 內建的放大增益(AD624 datasheet)

(22)

_

- + U1

AD624

9 1

2

106

87

16

13 12 11 3

54

14

15 OUT -

+ SENSEREF

V+V-

RG1

G100 G200 G500 RG2

IN2IN1 ON1

ON2 R

Vcc

+

Vo

Vss

0

圖 3.3 AD624 電路圖 3.1.3 高通濾波器 (high-pass filter,HPF)

儀表放大器將生理訊號放大後,接著是 RC 所組成的主動式高通 濾波器,在本研究中的濾波器是採用 3 階 Butterworth 高通濾波器,

其截止頻率為 0.05Hz,其電路是由ㄧ階高通濾波器串接二階高通濾 波器而成為三階高通濾波器,在高通濾波器中可以消除低頻的基線飄

(23)

0.048Hz 2

1 =

= RC f

C

π

……… (式3-2)

G = 1

0 R1

U2A

3 2

411

1 +

-

V+V-

OUT U1A

3 2

411

1

+ -

V+V-

OUT

C2

R3

Vi

C3

0 R2

C1

Vo

圖3.4 三階Butterworth高通濾波器 3.1.4 低通濾波器 (low-pass filter,LPF)

經過高通濾波器後,接著是 3 階 Butterworth 低通濾波器,其截 止頻率為 385Hz,其電路是由ㄧ階低通濾波器串接二階低通濾波器而 成為三階低通濾波器,在低通濾波器中可以訊號中的直流成份,其公 式:

385Hz 2

1 =

= RC

f

C

π

……… (式3-3)

G = 1

(24)

0 C1

U2A

3 2

411

1 +

-

V+V-

OUT U1A

3 2

411

1

+ -

V+V-

OUT

C2

R3

Vi

C3

0

R1 R2

Vo

圖3.5 三階Butterworth低通濾波器 3.1.5 後級放大器

心電訊號經過儀表放大器時只放大了40倍,而人體的心電訊號是 0.5mV~5mV之間在經過儀表放大器放大40倍 = 0.02~0.2V之間,其訊 號還是太小,當儀表放大器這部份就將增益放大至1000倍的話,會產 生有過飽和及雜訊過大而無法消除的問題,然而,在本研究中則採取 濾波器後再加一級放大器(圖3.6)其增益設計在20~20.5倍之間,以解 決過飽和及雜訊過大而無法消除的問題。其公式為:

20.23 220

4.23k R2 1

1 R1

G = + = + =

……… (式3-4)

(25)

R2 220

R1

4.23k 3

2

411

1 +

-

V+V-

OUT

Vi

0

Vo

圖 3.6 後級放大器

3.1.6 帶拒濾波器(Notch filter or Band-reject filter,BRF )

本研究中是採用雙 T 型帶拒濾波器,來抑制心電訊號測量中的電 源頻率 60 Hz 干擾。Q 值是表示品質因數,用來表示頻率抑制的寬窄。

Q 值越大越好,其需大於

2

G 表示頻率抑制的越好。帶拒濾波器的電 路(圖 3.7),其公式:

RC Hz

f 60

2

1 =

= π

……… (式3-5)

4 4

5 R Q R

= ×

……… (式3-6)

G = 1

(26)

R1 R2

C3

0 U1A

3

2

411

1 +

-

V+V-

OUT

R3 C2

Vi

Vo

U2A

3 2

411

1

+ -

V+V-

OUT C1

R5 R4

圖3.7 頻率60Hz的帶拒濾波器 3.1.7 資料擷取

在資料擷取(Data acquisition,DAQ)這部份是採用華研公司生產 的PCI-1710L的資料擷取卡(DAQ card)(圖3.8),其核心是用DSP晶片來 做訊號的處理。此DAQ card有特點如下:1.有16個類比輸入通道 (Analog input channel);2.有12-bit A/D converter(類比轉數位)的高解析 度;3.取樣頻率(Sampling rate)最高可達到100KHz;4.可以由程式來控 制每一個通道;5.有4096個取樣的FIFO的緩衝器;6.有兩組的12-bit 類比輸出通道;7.有16個數位輸入及16個數位輸出;8.有短路保護電 路。

(27)

圖3.8 DAQ card接腳圖(PCI-1710L datasheet) 3.1.8 電壓源處理部份

本研究中的正電壓源是採用 PCI-1710L 資料擷取卡內部提供的 電源,而負電壓源然的部份,由於在資料擷取卡並沒有提供,所以需 自行設計一組電壓源。負電壓源設計需採用到直流轉直流的 IC,在 本研究中是採用 MOTOROLA 公司出產的 MC34063A 的 IC。它具有 高效率、2%的精度電壓源、輸出電流最大可達 1.5A。圖 3.9 是設計 負電壓源的電路圖,至於輸出電壓公式(MC34063A datasheet)為:

(28)

⎟⎟ ⎠

⎜⎜ ⎞

⎛ +

=

1 2

R 1 R 1.25

Vout

……… (式 3-7)

圖 3.9 負電壓源轉換成-5.0V 電路圖(MC34063A datasheet)

在做心電圖硬體模組實作之前,我們會先用模擬電路的軟體來模 擬出心電圖硬體模組的各個部份。模擬電路的軟體可以讓我們知道在 設計心電圖硬體模組上是否有誤及誤差會不會大。也可以知道當輸入 訊號波形時,經過我們所設計的電路後,看輸出訊號波形是否是對 的。可以得知在設計濾波電路的部份時,頻寬是否有達到本研究所要 求的寬度或著是設計濾波器時的階數夠不夠,也可以得知在心電圖硬

(29)

可以得知結果。

3.2 軟體擷取介面設計

撰寫軟體擷取介面在本研究中所使用的工具是 Matlab 這一套軟體,

此套軟體有支援華研公司所生產的 PCI-1710L 的資料擷取卡,只需驅 動程式安裝後便即刻使用。在軟體擷取介面設計主要有病人的病例編 號、性別、年紀、控制訊號擷取時間的長度、資料擷取開始、資料擷 取停止、清除畫面、資料存檔及即時顯示心電訊號的畫面。如圖 3.10 所示,是軟體擷取介面的程式流程圖。

(30)

開始

判斷Start鍵 是否按下

No

Yes

啟動 DAQ card

讀取心電訊號與 即時顯示心電訊

號波形

判斷Stop鍵 是否按下

判斷擷取訊號 的時間 是否結束 No

Yes

儲存現有的心電 訊號資料

Yes No

判斷Reset鍵 是否按下

清除心電圖 訊號介面

Yes No 輸入病患的資料

及擷取心電訊號 的時間

No

Yes

圖 3.10 軟體擷取介面的程式流程圖

(31)

第四章 結果

4.1 模擬硬體電路的結果

在本研究中模擬電路可分為四個部份來模擬:第一部份為模擬儀 表放大器的放大倍率是否有正確(圖 4.1);第二部份為高通濾波器和 低通濾波器設計的頻率響應圖及後即放大的放大倍率(圖 4.2);第三 部份為模擬去除市電 60Hz 干擾,其帶拒濾波器的頻率響應圖的 Q 值 是否狹窄(圖 4.3)。最後一部份是在將前三個部份整合在一起的總放 大增益圖(圖 4.4)及總頻率響應圖(圖 4.5)。

圖 4.1 模擬儀表放大器的結果(青色為輸入 Vpp = 0.1V ,1Hz;紫色 為輸出 Vpp = 4V ,1Hz)

(32)

圖 4.2 模擬高通濾波器及低通濾波器的頻率響應圖

(33)

圖 4.4 模擬總放大增益圖(紫色為輸入訊號 Vpp=2mV,1Hz,由於輸 入訊號為 2mV,所以看起來好像沒有訊號一般;藍色輸出訊號

Vpp=1.6V,1Hz)

(34)

圖 4.5 模擬心電訊號擷取硬體的頻率響應圖

4.2 心電圖硬體模組電路結果

在這節中,是硬體電路的輸出結果,分別有儀表放大器的放大倍 率(圖 4.7)、高通濾波器、低通濾波器(圖 4.8)及帶拒濾波器(圖 4.9)的 頻率響應圖,看看這些輸出的真實值與模擬值會相差多少。計算硬體 電路的總增益時,學生分成兩個部份分別計算增益,計算出各別增益 後,再將各別的增益相乘後就會得到總增益值了(圖 4.6),其公式為:

(35)

儀表放大器的 放大倍率

高通、低通、

帶拒濾波器及 後級放大器 H1(s) H2(s) 輸

入 訊 號

總 增 益 值

圖 4.6 分別計算增益的方塊圖

(s) H (s) H

H(s) =

1

×

2 (式 4-1)

圖 4.10 為類比的 12-導程高頻心電訊號結果,圖 4.11 為硬體模組 的 layout 圖,圖 4.12 為心電圖硬體模組電路成品。

(36)

圖 4.7 儀表放大器的實際放大倍率;(a)輸入訊號波形為 Vpp=0.1mV、

1Hz 的正弦波(Sine wave);(b)輸入訊號經過儀表放大器後的輸出波形 放大倍率為 39~40 倍之間。

圖 4.8 實際 LPF 的輸出結果;(a)輸入訊號波形為 Vpp=1V 的方波 (Square wave);(b)LPF 截止頻率為 315Hz

(37)

圖 4.9 實際帶拒濾波器電路的輸出波形;(a)輸入訊號波形為

Vpp=1V、60Hz 的方波(Square wave);(b)經過實際帶拒濾波器電路後 的輸出結果。

(38)

圖 4.10 類比 12-導程高頻心電訊號結果

(39)

圖 4.12 心電圖硬體模組電路成品 4.3 軟體擷取介面的結果

如圖 4.13 所示,是本研究規劃的心電訊號擷取功能畫面,此外 也有用臨床使用的心電圖標準方格並經過 1mV 方波校正,以方便臨 床醫護人員的使用及判斷。

(40)

圖 4.13 12-導程高頻心電圖軟體介面

(41)

第五章 結論

5.1 討論

本研究的 12-導程高頻心電圖儀的製作,其頻寬設計在

0.05~300Hz 之間,比傳統 12-導程心電圖的頻寬(0.5~40Hz/0.15~150Hz) 還要寬廣,也達到美國心臟協會(AHA)所建議心電圖儀的頻寬為 0.05~150Hz 之間。傳統的 12-導程心電圖,在擷取心電訊號的過程中,

由於受到頻寬的限制,使得有許多高頻有意義的訊號都給濾除掉,如 此,在波形雜訊的干擾上則是相當的少,較適合做波形的判讀。然而,

同步 12-導程高頻心電圖儀,在高頻寬下,波形雜訊的干擾上會相當 的大,較不適合做波形的判讀,但是,比較適合做高頻訊號的分析。

表二顯示本研究設計的同步 12-導程高頻心電圖與傳統 12-導程心電 圖在硬體規格下做個簡單的比較。

表二 高頻心電圖與傳統心電圖的簡單比較

傳統 12-導程心電圖 同步 12-導程高頻心電圖 低解析度:傳統 8 bits~10 bit 高解析度:12 bits

心電圖訊號頻寬 0.15~150H 心電圖訊號頻寬 0.05~300Hz

取樣頻率:100~500 Hz 取樣頻率: 1KHz 頻寬窄,雜訊干擾低,適合波高頻寬,雜訊干擾多,不適合

(42)

形判讀 波形判讀

不可以作 QRS 高頻諧波分析 可以作 QRS 高頻諧波分析

電源 60 Hz 的干擾

在擷取心電訊號中,會包含許多的雜訊,就以電源頻率 60 Hz 的 雜訊干擾在對心電訊號的影響是特別的強。在本研究中,為了不讓電 源頻率 60Hz 所影響,我們在硬體擷取模組電路中加入了濾除 60Hz 的帶拒濾波器來解決電源頻率 60Hz 的影響。但是,要做一個好的帶 拒濾波器是由 Q 值(品質因數)及濾波器的階數這兩者來決定的。Q 值 的高低是影響頻率抑制的寬窄,而濾波器的階數則是影響雜訊抑制的 好壞。我們在硬體模組電路上所設計的帶拒濾波器 Q 值是在 5.32,

算是高 Q 值的帶拒濾波器。但是,在濾波器的階數上,由於設計的 階數不夠,約在-26dB 且抑制雜訊不夠好,導致電源 60 Hz 無法完全 的抑制,在硬體部份還需改善。然而,我們在軟體擷取介面部份撰寫 即時性的數位帶拒濾波器功能,以彌補硬體模組電路無法完全抑制的 電源 60 Hz 的干擾。

軟體擷取介面

傳統 12-導程心電圖報告中,儀器本身的訊號擷取時間是以 10

(43)

本為主,保存較不方便。當不同病症的波形是相似時,傳統心電圖儀 則無法提供更多的資訊,讓醫師來做參考或判斷。本研究的軟體擷取 介面,是對傳統心電圖報告做改善及增加:(1)擷取心電訊號的時間 是可彈性的,其選取的內容中有時、分、秒三種不同的選擇,這樣可 以針對擷取心電訊號時間的長短做許多不同心臟疾病的分析,例如:

心律變異性(Heart Rate Variability,HRV)的分析;(2)病患所量測到的 心電圖資料都是以電子檔的方式來處理,加強保存與維護的功能;(3) 增加高頻 QRS 波的頻譜圖,提供醫師另一個判斷的參考。

目前國內醫療的市場上,沒有 0.05~300Hz 高頻寬的 12-導程心電 圖,只有在美國的太空總署 NASA 及合作的廠商

Cardiosoft(www.cardiosoft.com/html/hfqrs.html)所共同開發的高頻 12- 導程心電圖儀,其功能只是單純做急性心肌梗塞的檢測之用,並無電 子式的心電圖診斷報告輸出。相對照下,國內沒有高頻心電圖的相關 研究,主要是受到傳統心電圖儀硬體的頻率規格限制。然而,我們自 行製作 12-導程高頻心電圖儀,其目的為擷取心電訊號中 QRS 波的高 頻諧波成分(200~250Hz)。高頻諧波訊號的形成,是提供心臟肌肉氧 氣及血液的冠狀動脈受到阻滯,使得心肌組織缺氧與缺血,導致發生 局部性或廣泛性的組織壞死。在臨床上急性心肌梗塞的波形與左心室 肥大的波形在傳統心電圖報告中兩者是相似,使得醫師在兩者的波形

(44)

判讀上容易混淆,且還需做其它相關方面的檢驗,方可確定真正的病 因,導致延誤醫治急性心肌梗塞的黃金時期。

因此,我們將 12-導程高頻心電圖儀使用在臨床上,且針對會影 響 QRS 波的病例加以收集後,且上傳至本實驗室所建立的心臟疾病 資料庫。在本研究中,我們還提供較傳統心電圖更為高頻的心電圖波 形,在畫面上提供高頻 QRS 波轉換時頻譜圖的功能,且讓醫師藉由 時頻譜圖的輔助下,增加判讀急性心肌梗塞波形上的辨識率。

5.2 未來發展

本研究的同步 12-導程高頻心電圖儀製作,在軟體的功能上可增 加 QRS 波的高頻時-頻譜分析功能及系統自行診斷輔助的功能,如此 一來,12-導程高頻心電圖儀會更加的完善。我們可以應用在臨床上 的急性心肌梗塞中,針對 QRS 波形做高頻的時-頻譜分析功能與系統 自行診斷輔助的功能,讓醫師在對急性心肌梗塞波形的辨識率上是有 所提高及幫助。也可以應用在居家看護上,只需利用系統自行診斷輔 助的功能,來防止心臟疾病的發生。

(45)

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參考文獻

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