本文基于电容耦合原理, 研究了一种非接触式心电监测技术。系统利用导电纤维制成电容电极并集成在床单上, 身体靠近电极即可形成电容并耦合心电信号, 经放大、滤波等处理后可拾取用于监护的心电信号。试验表明, 对9名健康志愿者的R波检出率达到93.5%, 对2名烧伤患者亦可获得质量较高的心电波形。基于电容耦合的非接触式心电监测技术操作方便, 对皮肤无刺激、无损伤, 特别利于烧伤患者的持久监护和慢性患者的家庭监护, 具有广阔的应用前景。
引用本文： 高山, 李永勤, 魏良, 熊杰, 廖大成, 陈碧华. 基于电容耦合的非接触式心电监测技术研究. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(3): 553-557. doi: 10.7507/1001-5515.20150101 复制
引言
目前临床进行心电监护时需要在体表粘贴电极，存在较多弊端。首先，为保证电极和皮肤之间低阻抗接触，这类电极必须借助导电凝胶与皮肤耦合，而过长时间使用导电凝胶会刺激皮肤，出现发痒等不适感，且凝胶风干后易脱落，造成导电性能蜕化从而影响信号质量[1-2]。其次，每天更换电极后医护人员需要重新连接导联线，操作繁琐。另外，这类电极也不适用于所有患者，例如烧伤患者，在其烧伤皮肤创面上粘贴电极不利于伤口愈合，更换电极时会增加患者痛苦，而且当伤口处于体液渗出期时电极也不能可靠地粘贴在体表，容易脱落[3]。因此，在电极无需与身体直接接触的情况下能可靠监测心电信号的技术，对于临床患者特别是烧伤患者的监护与诊疗具有积极的临床价值。本文研究了一种基于电容耦合的非接触式心电监护技术，以解决粘贴式电极带来的上述实际应用问题。
1 非接触式心电监测的发展及现状
美国学者Lopez等[4]在20世纪60年代首次提出非接触心电，其后不久就有人进行改进[5]，提取到的心电信号质量也在不断提高[6-7]，其电极的实现方式很丰富：安置在汽车座位[8]、椅子[9]、绷带、衣服内壁[10]等物品上都有报道；此外，有研究者使用蓝牙技术把非接触心电图用掌上电脑显示，完全实现了非接触和无线传输[11]。
国内关于该领域的报道不多。香港中文大学的张元亭研制过一种非接触式心电床单[12]，用到了超低噪声、超高输入阻抗(1015Ω)的传感器；李运华等[13]运用基于主成分分析数字滤波法对非接触式心电信号进行处理，有效滤除了与心电信号在频带上重叠的干扰信号, 取得了较好的效果。
目前的非接触式心电都是基于电容耦合原理的，所以又称为“电容耦合式心电图”(capacitive coupled electrocardiogram, CCECG)[14]。本文的研究目的是通过合理设计非接触式心电采集系统以及优化电极实现形式，期望在模拟信号的层面进一步提高CCECG的质量。
2 非接触式心电监测的原理及系统设计
2.1 电容耦合原理
人体表面可以看作一块能导电的平板A，如果再提供另外一块类似的平板B，使之尽量靠近A并在中间填充绝缘电介质后将形成一个电容，A和B是电容的两个极板。心电传播到体表，即极板A，再通过电容的耦合作用传播到B。如果在体表不同两点处分别放置这样的极板B1和B2，它们与身体间有空气、衣服、床单等物品隔离，将B1、B2耦合到的信号相减就可以得到CCECG。这一测量原理如图 1所示。
图1
电容耦合式心电的原理示意图
Figure1.
Principle schematic diagram of CCECG
2.2 系统设计
2.2.1 电路设计方案
非接触式心电系统由心电信号采集模块、前置放大器、滤波电路、后级增益调节电路组成，如图 2所示。心电信号采集模块包括导电纤维制成的耦合电容传感器电极极板、驱动极板和电压跟随器，用于耦合体表微弱的心电信号并进行初步加工。设传感器极板和身体形成的源电容的电容值为CS，其对于心电的等效阻抗为，其中w为心电信号的频率。由于CS为1～100 pF[14]，RS可达TΩ(1012Ω)级别，因此电压跟随器的输入电阻至少也应该在TΩ数量级才能分压获得心电电压；同时，为了有效抑制共模干扰，对仪表放大器的基本要求是高共模抑制比，这里选用CA3140作为电压跟随器。滤波电路包括低通、高通电路及50 Hz陷波电路，通频带为0.8～42 Hz。信号经过前置放大和滤波处理后幅值放大了几十倍，达到10-2 V，为了方便用示波器或PC机观察、存储波形，需要继续放大约30倍；同时为了符合临床工作人员已形成的习惯，考虑用床旁监护仪显示心电波形，需将幅值减小到原来水平。
图2
非接触式心电系统的设计方案
Figure2.
Designing scheme of the system
2.2.2 电极设计
电容极板的选材为导电纤维。导电纤维兼具普通布料的柔韧和金属的导电性，利于在各种临床设备上集成，是CCECG电极极板的理想材料。为了方便对需要长期卧床患者的心电监护，本文将导电纤维缝合在普通床单上，制成耦合电容传感器电极极板和驱动极板。
心电图测量的是体表两点的电位差，这两点距离越远电位差越大。从人体的卧姿特点来看，头与脚的连线方向上颈部、腰部、腘窝、脚踝等处是凹陷的，而背部、臀部和小腿凸出。背部与床单的接触面积较大，同时仰卧时小腿的腓肠肌在下肢重力作用下挤压变形，也会与床单形成较大的接触面积。为了保证电极与身体充分接触，床单上的电极设置在背部和小腿所对应的位置，驱动极板设置在臀部，如图 3所示。
图3
本文设计的电极床单
Figure3.
Sheet with electrodes
这种结构的床单不仅能提高信噪比，而且对被测者的位置要求较低。后背极板B1比小腿极板B2窄得多，理由是后背距离心脏近，传播到表面的心电信号很强，而传播到小腿的信号有一定衰减，所以相对于小腿来说，后背存在电学优势，故适当减小后背极板B1的宽度，取为10 cm。而B2宽度d2取30 cm，基本上能跨越整个小腿，充分拾取小腿表皮的信号，部分补偿小腿的电学劣势。B1和B2相距70 cm，符合大多数成人小腿到后背的间距。驱动电极放在臀部下方，它连接驱动电路的输出端，同样通过电容耦合的方式为人体提供一个共模电压作参考。这种电极排布方式通过测量后背和小腿的电位差从而得到心电，方向从心脏指向腿，与额面aVF导联的电轴方向相近。
3 模拟实验和临床试验
3.1 心率检测的准确性分析
如果认定床旁监护仪能准确给出输入心电的心率，那么这个心率的正确性就依赖于CCECG系统的心电质量。为了验证非接触式心电的心率准确性，我们在上述的电极床单上再铺上一层毛巾被，让志愿者脱去上衣，卷起裤腿露出小腿后平躺于毛巾被上，以毛巾被为电容的介质来提取CCECG。同时，以相同的导电纤维为电极同步、有接触地提取Ⅱ导联ECG，用该ECG为标准，编程确定CCECG的R波准确率：如果程序检测到CCECG的R波位置附近对应的ECG上也有一个R波，则认为这里确实是R波波峰，反之认为这是一个噪声点，不计入。Matlab的运行效果如图 4所示，图中纵坐标为输入数据采集卡的电压，横坐标为采样点个数。局部放大图中，CCECG波形与同步采集到的ECG波形较吻合，P波、QRS波群、T波都清楚可辨；在基线附近心电光滑平缓，而CCECG存在较明显的低频噪声，其幅值略小于P波。鉴于该噪声频率处于心电频率范围之内，我们考虑这可能是心脏搏动或者肌肉活动导致身体产生极轻微的抖动而引起源电容Cs变化的缘故。表 1给出了9名志愿者ECG和CCECG的R波检测结果。本测试中的志愿者为4名女性、5名男性，年龄22~28岁，身体状况良好。
图4
R波检测效果
Figure4.
Effect of R-wave detection
表1
CCECG的R波检测结果
Table1.
Result of R-wave detection
CCECG的R波数相对误差，取总和计算得E=0.065 2，准确率93.5%。
3.2 临床试验
为了验证本方案对临床环境的适应性，我们联系了重庆市西南医院的烧伤科进行临床试验，在征得两名烧伤患者同意后分别采集他们的CCECG。两名患者意识清楚但不能自行活动，部分烧伤皮肤处已结痂。
3.2.1 试验的基本情况
患者甲为青年女性，火焰烧伤35%(浅Ⅱ°8%，深Ⅱ°14%，Ⅲ°13%)，范围涉及头面部、双上肢、双下肢、躯干、臀部。测量时，在前文提到的电极床单上再铺设一层棉垫(厚4.3 mm)，患者取仰卧位平躺在棉垫上。图 5是在上述条件下测得的CCECG，(a)时长为7 s，用于观测心电波形；(b)时长为30 s，用于确定心率和心率变异性。
图5
患者甲的CCECG
(a)时长7 s；(b)时长30 s
Figure5. CCECG measurement of the first patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
患者乙为中年男性，火焰烧伤95%(深Ⅱ°5%，Ⅲ°90%)，范围涉及头面部、颈部、躯干、双上肢、双下肢、臀部和会阴部。患者乙的后背下方没有棉垫而是直接躺在电极床单上，小腿和电极床单间隔有棉垫(即心电的两个电极一个有接触，另一个非接触)。提取到的心电图如图 6所示。
图6
患者乙的CCECG
(a)时长7 s；(b)时长30 s
Figure6. CCECG measurement of the second patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
3.2.2 试验评价
从试验结果来看，使用本文设计的电极床单可以获取烧伤患者的心电信号。在患者甲的情况下所有电极都实现了非接触，结果可以清楚地看到R波和T波，患者甲心率平稳，但依然存在少量的工频干扰；患者乙烧伤比较严重，小腿电极为非接触，测得的心电波形中R波很容易识别，但基线漂移影响较严重，看不到T波，原因可能是小腿皮肤上形成的痂以及棉垫使得形成的耦合电容更加复杂易变，影响信号质量。
4 结论与展望
本文涉及一种基于电容耦合的心电监测方法，该方法中的心电电极用导电纤维做成，不须与身体直接接触就能实现心电监测。在对多名志愿者的实验以及临床试验中，本系统展示了出色的性能，其信号质量接近有接触的心电图。
非接触式心电监测最大的优点是避免了在长期、连续的使用中出现的皮肤刺激等一系列问题，为像烧伤患者那样的特殊患者的心电监护提供了有用参考；由于使用方便，不存在临时安装电极等繁琐操作，在现代医学监护仪器朝着家庭网络化方向发展[15]、家庭监护需求日益增加的今天，非接触式心电监测技术必然有巨大的市场前景。同时也应该看到，虽然该项技术日趋成熟，可作为一种心电监护的手段，但CCECG离诊断用的心电图尚存在一定距离，主要是其工作原理决定了系统的灵敏度很高，任何细微的运动都会引入可观的伪影而降低波形质量，所以以后的研究工作可从增强系统稳定性、消除伪影方面入手。
引言
目前临床进行心电监护时需要在体表粘贴电极，存在较多弊端。首先，为保证电极和皮肤之间低阻抗接触，这类电极必须借助导电凝胶与皮肤耦合，而过长时间使用导电凝胶会刺激皮肤，出现发痒等不适感，且凝胶风干后易脱落，造成导电性能蜕化从而影响信号质量[1-2]。其次，每天更换电极后医护人员需要重新连接导联线，操作繁琐。另外，这类电极也不适用于所有患者，例如烧伤患者，在其烧伤皮肤创面上粘贴电极不利于伤口愈合，更换电极时会增加患者痛苦，而且当伤口处于体液渗出期时电极也不能可靠地粘贴在体表，容易脱落[3]。因此，在电极无需与身体直接接触的情况下能可靠监测心电信号的技术，对于临床患者特别是烧伤患者的监护与诊疗具有积极的临床价值。本文研究了一种基于电容耦合的非接触式心电监护技术，以解决粘贴式电极带来的上述实际应用问题。
1 非接触式心电监测的发展及现状
美国学者Lopez等[4]在20世纪60年代首次提出非接触心电，其后不久就有人进行改进[5]，提取到的心电信号质量也在不断提高[6-7]，其电极的实现方式很丰富：安置在汽车座位[8]、椅子[9]、绷带、衣服内壁[10]等物品上都有报道；此外，有研究者使用蓝牙技术把非接触心电图用掌上电脑显示，完全实现了非接触和无线传输[11]。
国内关于该领域的报道不多。香港中文大学的张元亭研制过一种非接触式心电床单[12]，用到了超低噪声、超高输入阻抗(1015Ω)的传感器；李运华等[13]运用基于主成分分析数字滤波法对非接触式心电信号进行处理，有效滤除了与心电信号在频带上重叠的干扰信号, 取得了较好的效果。
目前的非接触式心电都是基于电容耦合原理的，所以又称为“电容耦合式心电图”(capacitive coupled electrocardiogram, CCECG)[14]。本文的研究目的是通过合理设计非接触式心电采集系统以及优化电极实现形式，期望在模拟信号的层面进一步提高CCECG的质量。
2 非接触式心电监测的原理及系统设计
2.1 电容耦合原理
人体表面可以看作一块能导电的平板A，如果再提供另外一块类似的平板B，使之尽量靠近A并在中间填充绝缘电介质后将形成一个电容，A和B是电容的两个极板。心电传播到体表，即极板A，再通过电容的耦合作用传播到B。如果在体表不同两点处分别放置这样的极板B1和B2，它们与身体间有空气、衣服、床单等物品隔离，将B1、B2耦合到的信号相减就可以得到CCECG。这一测量原理如图 1所示。
图1
电容耦合式心电的原理示意图
Figure1.
Principle schematic diagram of CCECG
2.2 系统设计
2.2.1 电路设计方案
非接触式心电系统由心电信号采集模块、前置放大器、滤波电路、后级增益调节电路组成，如图 2所示。心电信号采集模块包括导电纤维制成的耦合电容传感器电极极板、驱动极板和电压跟随器，用于耦合体表微弱的心电信号并进行初步加工。设传感器极板和身体形成的源电容的电容值为CS，其对于心电的等效阻抗为，其中w为心电信号的频率。由于CS为1～100 pF[14]，RS可达TΩ(1012Ω)级别，因此电压跟随器的输入电阻至少也应该在TΩ数量级才能分压获得心电电压；同时，为了有效抑制共模干扰，对仪表放大器的基本要求是高共模抑制比，这里选用CA3140作为电压跟随器。滤波电路包括低通、高通电路及50 Hz陷波电路，通频带为0.8～42 Hz。信号经过前置放大和滤波处理后幅值放大了几十倍，达到10-2 V，为了方便用示波器或PC机观察、存储波形，需要继续放大约30倍；同时为了符合临床工作人员已形成的习惯，考虑用床旁监护仪显示心电波形，需将幅值减小到原来水平。
图2
非接触式心电系统的设计方案
Figure2.
Designing scheme of the system
2.2.2 电极设计
电容极板的选材为导电纤维。导电纤维兼具普通布料的柔韧和金属的导电性，利于在各种临床设备上集成，是CCECG电极极板的理想材料。为了方便对需要长期卧床患者的心电监护，本文将导电纤维缝合在普通床单上，制成耦合电容传感器电极极板和驱动极板。
心电图测量的是体表两点的电位差，这两点距离越远电位差越大。从人体的卧姿特点来看，头与脚的连线方向上颈部、腰部、腘窝、脚踝等处是凹陷的，而背部、臀部和小腿凸出。背部与床单的接触面积较大，同时仰卧时小腿的腓肠肌在下肢重力作用下挤压变形，也会与床单形成较大的接触面积。为了保证电极与身体充分接触，床单上的电极设置在背部和小腿所对应的位置，驱动极板设置在臀部，如图 3所示。
图3
本文设计的电极床单
Figure3.
Sheet with electrodes
这种结构的床单不仅能提高信噪比，而且对被测者的位置要求较低。后背极板B1比小腿极板B2窄得多，理由是后背距离心脏近，传播到表面的心电信号很强，而传播到小腿的信号有一定衰减，所以相对于小腿来说，后背存在电学优势，故适当减小后背极板B1的宽度，取为10 cm。而B2宽度d2取30 cm，基本上能跨越整个小腿，充分拾取小腿表皮的信号，部分补偿小腿的电学劣势。B1和B2相距70 cm，符合大多数成人小腿到后背的间距。驱动电极放在臀部下方，它连接驱动电路的输出端，同样通过电容耦合的方式为人体提供一个共模电压作参考。这种电极排布方式通过测量后背和小腿的电位差从而得到心电，方向从心脏指向腿，与额面aVF导联的电轴方向相近。
3 模拟实验和临床试验
3.1 心率检测的准确性分析
如果认定床旁监护仪能准确给出输入心电的心率，那么这个心率的正确性就依赖于CCECG系统的心电质量。为了验证非接触式心电的心率准确性，我们在上述的电极床单上再铺上一层毛巾被，让志愿者脱去上衣，卷起裤腿露出小腿后平躺于毛巾被上，以毛巾被为电容的介质来提取CCECG。同时，以相同的导电纤维为电极同步、有接触地提取Ⅱ导联ECG，用该ECG为标准，编程确定CCECG的R波准确率：如果程序检测到CCECG的R波位置附近对应的ECG上也有一个R波，则认为这里确实是R波波峰，反之认为这是一个噪声点，不计入。Matlab的运行效果如图 4所示，图中纵坐标为输入数据采集卡的电压，横坐标为采样点个数。局部放大图中，CCECG波形与同步采集到的ECG波形较吻合，P波、QRS波群、T波都清楚可辨；在基线附近心电光滑平缓，而CCECG存在较明显的低频噪声，其幅值略小于P波。鉴于该噪声频率处于心电频率范围之内，我们考虑这可能是心脏搏动或者肌肉活动导致身体产生极轻微的抖动而引起源电容Cs变化的缘故。表 1给出了9名志愿者ECG和CCECG的R波检测结果。本测试中的志愿者为4名女性、5名男性，年龄22~28岁，身体状况良好。
图4
R波检测效果
Figure4.
Effect of R-wave detection
表1
CCECG的R波检测结果
Table1.
Result of R-wave detection
CCECG的R波数相对误差，取总和计算得E=0.065 2，准确率93.5%。
3.2 临床试验
为了验证本方案对临床环境的适应性，我们联系了重庆市西南医院的烧伤科进行临床试验，在征得两名烧伤患者同意后分别采集他们的CCECG。两名患者意识清楚但不能自行活动，部分烧伤皮肤处已结痂。
3.2.1 试验的基本情况
患者甲为青年女性，火焰烧伤35%(浅Ⅱ°8%，深Ⅱ°14%，Ⅲ°13%)，范围涉及头面部、双上肢、双下肢、躯干、臀部。测量时，在前文提到的电极床单上再铺设一层棉垫(厚4.3 mm)，患者取仰卧位平躺在棉垫上。图 5是在上述条件下测得的CCECG，(a)时长为7 s，用于观测心电波形；(b)时长为30 s，用于确定心率和心率变异性。
图5
患者甲的CCECG
(a)时长7 s；(b)时长30 s
Figure5. CCECG measurement of the first patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
患者乙为中年男性，火焰烧伤95%(深Ⅱ°5%，Ⅲ°90%)，范围涉及头面部、颈部、躯干、双上肢、双下肢、臀部和会阴部。患者乙的后背下方没有棉垫而是直接躺在电极床单上，小腿和电极床单间隔有棉垫(即心电的两个电极一个有接触，另一个非接触)。提取到的心电图如图 6所示。
图6
患者乙的CCECG
(a)时长7 s；(b)时长30 s
Figure6. CCECG measurement of the second patient(a) CCECG measurement for 7 s; (b) CCECG measurement for 30 s
3.2.2 试验评价
从试验结果来看，使用本文设计的电极床单可以获取烧伤患者的心电信号。在患者甲的情况下所有电极都实现了非接触，结果可以清楚地看到R波和T波，患者甲心率平稳，但依然存在少量的工频干扰；患者乙烧伤比较严重，小腿电极为非接触，测得的心电波形中R波很容易识别，但基线漂移影响较严重，看不到T波，原因可能是小腿皮肤上形成的痂以及棉垫使得形成的耦合电容更加复杂易变，影响信号质量。
4 结论与展望
本文涉及一种基于电容耦合的心电监测方法，该方法中的心电电极用导电纤维做成，不须与身体直接接触就能实现心电监测。在对多名志愿者的实验以及临床试验中，本系统展示了出色的性能，其信号质量接近有接触的心电图。
非接触式心电监测最大的优点是避免了在长期、连续的使用中出现的皮肤刺激等一系列问题，为像烧伤患者那样的特殊患者的心电监护提供了有用参考；由于使用方便，不存在临时安装电极等繁琐操作，在现代医学监护仪器朝着家庭网络化方向发展[15]、家庭监护需求日益增加的今天，非接触式心电监测技术必然有巨大的市场前景。同时也应该看到，虽然该项技术日趋成熟，可作为一种心电监护的手段，但CCECG离诊断用的心电图尚存在一定距离，主要是其工作原理决定了系统的灵敏度很高，任何细微的运动都会引入可观的伪影而降低波形质量，所以以后的研究工作可从增强系统稳定性、消除伪影方面入手。
