本文基于電容耦合原理, 研究了一種非接觸式心電監測技術。系統利用導電纖維制成電容電極并集成在床單上, 身體靠近電極即可形成電容并耦合心電信號, 經放大、濾波等處理后可拾取用于監護的心電信號。試驗表明, 對9名健康志愿者的R波檢出率達到93.5%, 對2名燒傷患者亦可獲得質量較高的心電波形。基于電容耦合的非接觸式心電監測技術操作方便, 對皮膚無刺激、無損傷, 特別利于燒傷患者的持久監護和慢性患者的家庭監護, 具有廣闊的應用前景。
引用本文： 高山, 李永勤, 魏良, 熊杰, 廖大成, 陳碧華. 基于電容耦合的非接觸式心電監測技術研究. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(3): 553-557. doi: 10.7507/1001-5515.20150101 復制
引言
目前臨床進行心電監護時需要在體表粘貼電極，存在較多弊端。首先，為保證電極和皮膚之間低阻抗接觸，這類電極必須借助導電凝膠與皮膚耦合，而過長時間使用導電凝膠會刺激皮膚，出現發癢等不適感，且凝膠風干后易脫落，造成導電性能蛻化從而影響信號質量[1-2]。其次，每天更換電極后醫護人員需要重新連接導聯線，操作繁瑣。另外，這類電極也不適用于所有患者，例如燒傷患者，在其燒傷皮膚創面上粘貼電極不利于傷口愈合，更換電極時會增加患者痛苦，而且當傷口處于體液滲出期時電極也不能可靠地粘貼在體表，容易脫落[3]。因此，在電極無需與身體直接接觸的情況下能可靠監測心電信號的技術，對于臨床患者特別是燒傷患者的監護與診療具有積極的臨床價值。本文研究了一種基于電容耦合的非接觸式心電監護技術，以解決粘貼式電極帶來的上述實際應用問題。
1 非接觸式心電監測的發展及現狀
美國學者Lopez等[4]在20世紀60年代首次提出非接觸心電，其后不久就有人進行改進[5]，提取到的心電信號質量也在不斷提高[6-7]，其電極的實現方式很豐富：安置在汽車座位[8]、椅子[9]、繃帶、衣服內壁[10]等物品上都有報道；此外，有研究者使用藍牙技術把非接觸心電圖用掌上電腦顯示，完全實現了非接觸和無線傳輸[11]。
國內關于該領域的報道不多。香港中文大學的張元亭研制過一種非接觸式心電床單[12]，用到了超低噪聲、超高輸入阻抗(1015Ω)的傳感器；李運華等[13]運用基于主成分分析數字濾波法對非接觸式心電信號進行處理，有效濾除了與心電信號在頻帶上重疊的干擾信號, 取得了較好的效果。
目前的非接觸式心電都是基于電容耦合原理的，所以又稱為“電容耦合式心電圖”(capacitive coupled electrocardiogram, CCECG)[14]。本文的研究目的是通過合理設計非接觸式心電采集系統以及優化電極實現形式，期望在模擬信號的層面進一步提高CCECG的質量。
2 非接觸式心電監測的原理及系統設計
2.1 電容耦合原理
人體表面可以看作一塊能導電的平板A，如果再提供另外一塊類似的平板B，使之盡量靠近A并在中間填充絕緣電介質后將形成一個電容，A和B是電容的兩個極板。心電傳播到體表，即極板A，再通過電容的耦合作用傳播到B。如果在體表不同兩點處分別放置這樣的極板B1和B2，它們與身體間有空氣、衣服、床單等物品隔離，將B1、B2耦合到的信號相減就可以得到CCECG。這一測量原理如圖 1所示。
圖1
電容耦合式心電的原理示意圖
Figure1.
Principle schematic diagram of CCECG
2.2 系統設計
2.2.1 電路設計方案
非接觸式心電系統由心電信號采集模塊、前置放大器、濾波電路、后級增益調節電路組成，如圖 2所示。心電信號采集模塊包括導電纖維制成的耦合電容傳感器電極極板、驅動極板和電壓跟隨器，用于耦合體表微弱的心電信號并進行初步加工。設傳感器極板和身體形成的源電容的電容值為CS，其對于心電的等效阻抗為，其中w為心電信號的頻率。由于CS為1～100 pF[14]，RS可達TΩ(1012Ω)級別，因此電壓跟隨器的輸入電阻至少也應該在TΩ數量級才能分壓獲得心電電壓；同時，為了有效抑制共模干擾，對儀表放大器的基本要求是高共模抑制比，這里選用CA3140作為電壓跟隨器。濾波電路包括低通、高通電路及50 Hz陷波電路，通頻帶為0.8～42 Hz。信號經過前置放大和濾波處理后幅值放大了幾十倍，達到10-2 V，為了方便用示波器或PC機觀察、存儲波形，需要繼續放大約30倍；同時為了符合臨床工作人員已形成的習慣，考慮用床旁監護儀顯示心電波形，需將幅值減小到原來水平。
圖2
非接觸式心電系統的設計方案
Figure2.
Designing scheme of the system
2.2.2 電極設計
電容極板的選材為導電纖維。導電纖維兼具普通布料的柔韌和金屬的導電性，利于在各種臨床設備上集成，是CCECG電極極板的理想材料。為了方便對需要長期臥床患者的心電監護，本文將導電纖維縫合在普通床單上，制成耦合電容傳感器電極極板和驅動極板。
心電圖測量的是體表兩點的電位差，這兩點距離越遠電位差越大。從人體的臥姿特點來看，頭與腳的連線方向上頸部、腰部、腘窩、腳踝等處是凹陷的，而背部、臀部和小腿凸出。背部與床單的接觸面積較大，同時仰臥時小腿的腓腸肌在下肢重力作用下擠壓變形，也會與床單形成較大的接觸面積。為了保證電極與身體充分接觸，床單上的電極設置在背部和小腿所對應的位置，驅動極板設置在臀部，如圖 3所示。
圖3
本文設計的電極床單
Figure3.
Sheet with electrodes
這種結構的床單不僅能提高信噪比，而且對被測者的位置要求較低。后背極板B1比小腿極板B2窄得多，理由是后背距離心臟近，傳播到表面的心電信號很強，而傳播到小腿的信號有一定衰減，所以相對于小腿來說，后背存在電學優勢，故適當減小后背極板B1的寬度，取為10 cm。而B2寬度d2取30 cm，基本上能跨越整個小腿，充分拾取小腿表皮的信號，部分補償小腿的電學劣勢。B1和B2相距70 cm，符合大多數成人小腿到后背的間距。驅動電極放在臀部下方，它連接驅動電路的輸出端，同樣通過電容耦合的方式為人體提供一個共模電壓作參考。這種電極排布方式通過測量后背和小腿的電位差從而得到心電，方向從心臟指向腿，與額面aVF導聯的電軸方向相近。
3 模擬實驗和臨床試驗
3.1 心率檢測的準確性分析
如果認定床旁監護儀能準確給出輸入心電的心率，那么這個心率的正確性就依賴于CCECG系統的心電質量。為了驗證非接觸式心電的心率準確性，我們在上述的電極床單上再鋪上一層毛巾被，讓志愿者脫去上衣，卷起褲腿露出小腿后平躺于毛巾被上，以毛巾被為電容的介質來提取CCECG。同時，以相同的導電纖維為電極同步、有接觸地提取Ⅱ導聯ECG，用該ECG為標準，編程確定CCECG的R波準確率：如果程序檢測到CCECG的R波位置附近對應的ECG上也有一個R波，則認為這里確實是R波波峰，反之認為這是一個噪聲點，不計入。Matlab的運行效果如圖 4所示，圖中縱坐標為輸入數據采集卡的電壓，橫坐標為采樣點個數。局部放大圖中，CCECG波形與同步采集到的ECG波形較吻合，P波、QRS波群、T波都清楚可辨；在基線附近心電光滑平緩，而CCECG存在較明顯的低頻噪聲，其幅值略小于P波。鑒于該噪聲頻率處于心電頻率范圍之內，我們考慮這可能是心臟搏動或者肌肉活動導致身體產生極輕微的抖動而引起源電容Cs變化的緣故。表 1給出了9名志愿者ECG和CCECG的R波檢測結果。本測試中的志愿者為4名女性、5名男性，年齡22~28歲，身體狀況良好。
圖4
R波檢測效果
Figure4.
Effect of R-wave detection
表1
CCECG的R波檢測結果
Table1.
Result of R-wave detection
CCECG的R波數相對誤差，取總和計算得E=0.065 2，準確率93.5%。
3.2 臨床試驗
為了驗證本方案對臨床環境的適應性，我們聯系了重慶市西南醫院的燒傷科進行臨床試驗，在征得兩名燒傷患者同意后分別采集他們的CCECG。兩名患者意識清楚但不能自行活動，部分燒傷皮膚處已結痂。
3.2.1 試驗的基本情況
患者甲為青年女性，火焰燒傷35%(淺Ⅱ°8%，深Ⅱ°14%，Ⅲ°13%)，范圍涉及頭面部、雙上肢、雙下肢、軀干、臀部。測量時，在前文提到的電極床單上再鋪設一層棉墊(厚4.3 mm)，患者取仰臥位平躺在棉墊上。圖 5是在上述條件下測得的CCECG，(a)時長為7 s，用于觀測心電波形；(b)時長為30 s，用于確定心率和心率變異性。
圖5
患者甲的CCECG
(a)時長7 s；(b)時長30 s
Figure5. CCECG measurement of the first patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
患者乙為中年男性，火焰燒傷95%(深Ⅱ°5%，Ⅲ°90%)，范圍涉及頭面部、頸部、軀干、雙上肢、雙下肢、臀部和會陰部。患者乙的后背下方沒有棉墊而是直接躺在電極床單上，小腿和電極床單間隔有棉墊(即心電的兩個電極一個有接觸，另一個非接觸)。提取到的心電圖如圖 6所示。
圖6
患者乙的CCECG
(a)時長7 s；(b)時長30 s
Figure6. CCECG measurement of the second patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
3.2.2 試驗評價
從試驗結果來看，使用本文設計的電極床單可以獲取燒傷患者的心電信號。在患者甲的情況下所有電極都實現了非接觸，結果可以清楚地看到R波和T波，患者甲心率平穩，但依然存在少量的工頻干擾；患者乙燒傷比較嚴重，小腿電極為非接觸，測得的心電波形中R波很容易識別，但基線漂移影響較嚴重，看不到T波，原因可能是小腿皮膚上形成的痂以及棉墊使得形成的耦合電容更加復雜易變，影響信號質量。
4 結論與展望
本文涉及一種基于電容耦合的心電監測方法，該方法中的心電電極用導電纖維做成，不須與身體直接接觸就能實現心電監測。在對多名志愿者的實驗以及臨床試驗中，本系統展示了出色的性能，其信號質量接近有接觸的心電圖。
非接觸式心電監測最大的優點是避免了在長期、連續的使用中出現的皮膚刺激等一系列問題，為像燒傷患者那樣的特殊患者的心電監護提供了有用參考；由于使用方便，不存在臨時安裝電極等繁瑣操作，在現代醫學監護儀器朝著家庭網絡化方向發展[15]、家庭監護需求日益增加的今天，非接觸式心電監測技術必然有巨大的市場前景。同時也應該看到，雖然該項技術日趨成熟，可作為一種心電監護的手段，但CCECG離診斷用的心電圖尚存在一定距離，主要是其工作原理決定了系統的靈敏度很高，任何細微的運動都會引入可觀的偽影而降低波形質量，所以以后的研究工作可從增強系統穩定性、消除偽影方面入手。
引言
目前臨床進行心電監護時需要在體表粘貼電極，存在較多弊端。首先，為保證電極和皮膚之間低阻抗接觸，這類電極必須借助導電凝膠與皮膚耦合，而過長時間使用導電凝膠會刺激皮膚，出現發癢等不適感，且凝膠風干后易脫落，造成導電性能蛻化從而影響信號質量[1-2]。其次，每天更換電極后醫護人員需要重新連接導聯線，操作繁瑣。另外，這類電極也不適用于所有患者，例如燒傷患者，在其燒傷皮膚創面上粘貼電極不利于傷口愈合，更換電極時會增加患者痛苦，而且當傷口處于體液滲出期時電極也不能可靠地粘貼在體表，容易脫落[3]。因此，在電極無需與身體直接接觸的情況下能可靠監測心電信號的技術，對于臨床患者特別是燒傷患者的監護與診療具有積極的臨床價值。本文研究了一種基于電容耦合的非接觸式心電監護技術，以解決粘貼式電極帶來的上述實際應用問題。
1 非接觸式心電監測的發展及現狀
美國學者Lopez等[4]在20世紀60年代首次提出非接觸心電，其后不久就有人進行改進[5]，提取到的心電信號質量也在不斷提高[6-7]，其電極的實現方式很豐富：安置在汽車座位[8]、椅子[9]、繃帶、衣服內壁[10]等物品上都有報道；此外，有研究者使用藍牙技術把非接觸心電圖用掌上電腦顯示，完全實現了非接觸和無線傳輸[11]。
國內關于該領域的報道不多。香港中文大學的張元亭研制過一種非接觸式心電床單[12]，用到了超低噪聲、超高輸入阻抗(1015Ω)的傳感器；李運華等[13]運用基于主成分分析數字濾波法對非接觸式心電信號進行處理，有效濾除了與心電信號在頻帶上重疊的干擾信號, 取得了較好的效果。
目前的非接觸式心電都是基于電容耦合原理的，所以又稱為“電容耦合式心電圖”(capacitive coupled electrocardiogram, CCECG)[14]。本文的研究目的是通過合理設計非接觸式心電采集系統以及優化電極實現形式，期望在模擬信號的層面進一步提高CCECG的質量。
2 非接觸式心電監測的原理及系統設計
2.1 電容耦合原理
人體表面可以看作一塊能導電的平板A，如果再提供另外一塊類似的平板B，使之盡量靠近A并在中間填充絕緣電介質后將形成一個電容，A和B是電容的兩個極板。心電傳播到體表，即極板A，再通過電容的耦合作用傳播到B。如果在體表不同兩點處分別放置這樣的極板B1和B2，它們與身體間有空氣、衣服、床單等物品隔離，將B1、B2耦合到的信號相減就可以得到CCECG。這一測量原理如圖 1所示。
圖1
電容耦合式心電的原理示意圖
Figure1.
Principle schematic diagram of CCECG
2.2 系統設計
2.2.1 電路設計方案
非接觸式心電系統由心電信號采集模塊、前置放大器、濾波電路、后級增益調節電路組成，如圖 2所示。心電信號采集模塊包括導電纖維制成的耦合電容傳感器電極極板、驅動極板和電壓跟隨器，用于耦合體表微弱的心電信號并進行初步加工。設傳感器極板和身體形成的源電容的電容值為CS，其對于心電的等效阻抗為，其中w為心電信號的頻率。由于CS為1～100 pF[14]，RS可達TΩ(1012Ω)級別，因此電壓跟隨器的輸入電阻至少也應該在TΩ數量級才能分壓獲得心電電壓；同時，為了有效抑制共模干擾，對儀表放大器的基本要求是高共模抑制比，這里選用CA3140作為電壓跟隨器。濾波電路包括低通、高通電路及50 Hz陷波電路，通頻帶為0.8～42 Hz。信號經過前置放大和濾波處理后幅值放大了幾十倍，達到10-2 V，為了方便用示波器或PC機觀察、存儲波形，需要繼續放大約30倍；同時為了符合臨床工作人員已形成的習慣，考慮用床旁監護儀顯示心電波形，需將幅值減小到原來水平。
圖2
非接觸式心電系統的設計方案
Figure2.
Designing scheme of the system
2.2.2 電極設計
電容極板的選材為導電纖維。導電纖維兼具普通布料的柔韌和金屬的導電性，利于在各種臨床設備上集成，是CCECG電極極板的理想材料。為了方便對需要長期臥床患者的心電監護，本文將導電纖維縫合在普通床單上，制成耦合電容傳感器電極極板和驅動極板。
心電圖測量的是體表兩點的電位差，這兩點距離越遠電位差越大。從人體的臥姿特點來看，頭與腳的連線方向上頸部、腰部、腘窩、腳踝等處是凹陷的，而背部、臀部和小腿凸出。背部與床單的接觸面積較大，同時仰臥時小腿的腓腸肌在下肢重力作用下擠壓變形，也會與床單形成較大的接觸面積。為了保證電極與身體充分接觸，床單上的電極設置在背部和小腿所對應的位置，驅動極板設置在臀部，如圖 3所示。
圖3
本文設計的電極床單
Figure3.
Sheet with electrodes
這種結構的床單不僅能提高信噪比，而且對被測者的位置要求較低。后背極板B1比小腿極板B2窄得多，理由是后背距離心臟近，傳播到表面的心電信號很強，而傳播到小腿的信號有一定衰減，所以相對于小腿來說，后背存在電學優勢，故適當減小后背極板B1的寬度，取為10 cm。而B2寬度d2取30 cm，基本上能跨越整個小腿，充分拾取小腿表皮的信號，部分補償小腿的電學劣勢。B1和B2相距70 cm，符合大多數成人小腿到后背的間距。驅動電極放在臀部下方，它連接驅動電路的輸出端，同樣通過電容耦合的方式為人體提供一個共模電壓作參考。這種電極排布方式通過測量后背和小腿的電位差從而得到心電，方向從心臟指向腿，與額面aVF導聯的電軸方向相近。
3 模擬實驗和臨床試驗
3.1 心率檢測的準確性分析
如果認定床旁監護儀能準確給出輸入心電的心率，那么這個心率的正確性就依賴于CCECG系統的心電質量。為了驗證非接觸式心電的心率準確性，我們在上述的電極床單上再鋪上一層毛巾被，讓志愿者脫去上衣，卷起褲腿露出小腿后平躺于毛巾被上，以毛巾被為電容的介質來提取CCECG。同時，以相同的導電纖維為電極同步、有接觸地提取Ⅱ導聯ECG，用該ECG為標準，編程確定CCECG的R波準確率：如果程序檢測到CCECG的R波位置附近對應的ECG上也有一個R波，則認為這里確實是R波波峰，反之認為這是一個噪聲點，不計入。Matlab的運行效果如圖 4所示，圖中縱坐標為輸入數據采集卡的電壓，橫坐標為采樣點個數。局部放大圖中，CCECG波形與同步采集到的ECG波形較吻合，P波、QRS波群、T波都清楚可辨；在基線附近心電光滑平緩，而CCECG存在較明顯的低頻噪聲，其幅值略小于P波。鑒于該噪聲頻率處于心電頻率范圍之內，我們考慮這可能是心臟搏動或者肌肉活動導致身體產生極輕微的抖動而引起源電容Cs變化的緣故。表 1給出了9名志愿者ECG和CCECG的R波檢測結果。本測試中的志愿者為4名女性、5名男性，年齡22~28歲，身體狀況良好。
圖4
R波檢測效果
Figure4.
Effect of R-wave detection
表1
CCECG的R波檢測結果
Table1.
Result of R-wave detection
CCECG的R波數相對誤差，取總和計算得E=0.065 2，準確率93.5%。
3.2 臨床試驗
為了驗證本方案對臨床環境的適應性，我們聯系了重慶市西南醫院的燒傷科進行臨床試驗，在征得兩名燒傷患者同意后分別采集他們的CCECG。兩名患者意識清楚但不能自行活動，部分燒傷皮膚處已結痂。
3.2.1 試驗的基本情況
患者甲為青年女性，火焰燒傷35%(淺Ⅱ°8%，深Ⅱ°14%，Ⅲ°13%)，范圍涉及頭面部、雙上肢、雙下肢、軀干、臀部。測量時，在前文提到的電極床單上再鋪設一層棉墊(厚4.3 mm)，患者取仰臥位平躺在棉墊上。圖 5是在上述條件下測得的CCECG，(a)時長為7 s，用于觀測心電波形；(b)時長為30 s，用于確定心率和心率變異性。
圖5
患者甲的CCECG
(a)時長7 s；(b)時長30 s
Figure5. CCECG measurement of the first patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
患者乙為中年男性，火焰燒傷95%(深Ⅱ°5%，Ⅲ°90%)，范圍涉及頭面部、頸部、軀干、雙上肢、雙下肢、臀部和會陰部。患者乙的后背下方沒有棉墊而是直接躺在電極床單上，小腿和電極床單間隔有棉墊(即心電的兩個電極一個有接觸，另一個非接觸)。提取到的心電圖如圖 6所示。
圖6
患者乙的CCECG
(a)時長7 s；(b)時長30 s
Figure6. CCECG measurement of the second patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
3.2.2 試驗評價
從試驗結果來看，使用本文設計的電極床單可以獲取燒傷患者的心電信號。在患者甲的情況下所有電極都實現了非接觸，結果可以清楚地看到R波和T波，患者甲心率平穩，但依然存在少量的工頻干擾；患者乙燒傷比較嚴重，小腿電極為非接觸，測得的心電波形中R波很容易識別，但基線漂移影響較嚴重，看不到T波，原因可能是小腿皮膚上形成的痂以及棉墊使得形成的耦合電容更加復雜易變，影響信號質量。
4 結論與展望
本文涉及一種基于電容耦合的心電監測方法，該方法中的心電電極用導電纖維做成，不須與身體直接接觸就能實現心電監測。在對多名志愿者的實驗以及臨床試驗中，本系統展示了出色的性能，其信號質量接近有接觸的心電圖。
非接觸式心電監測最大的優點是避免了在長期、連續的使用中出現的皮膚刺激等一系列問題，為像燒傷患者那樣的特殊患者的心電監護提供了有用參考；由于使用方便，不存在臨時安裝電極等繁瑣操作，在現代醫學監護儀器朝著家庭網絡化方向發展[15]、家庭監護需求日益增加的今天，非接觸式心電監測技術必然有巨大的市場前景。同時也應該看到，雖然該項技術日趨成熟，可作為一種心電監護的手段，但CCECG離診斷用的心電圖尚存在一定距離，主要是其工作原理決定了系統的靈敏度很高，任何細微的運動都會引入可觀的偽影而降低波形質量，所以以后的研究工作可從增強系統穩定性、消除偽影方面入手。
