心電信號采集與調(diào)理電路

1、心電信號的采集和調(diào)理電路1 概述1.1國內(nèi)外發(fā)展現(xiàn)狀心電圖機就是用來記錄心臟活動時所產(chǎn)生的生理電信號的儀器。 由于心電圖機診斷技術(shù)成熟、 可靠， 操作簡便，價格適中，對病人無損傷等優(yōu)點，已成為各級醫(yī)院中最普及的醫(yī)用電子儀器之一。在國外，心電圖機的研制和生產(chǎn)，占主要地位的是以德國、日本、加拿大、美國為主的發(fā)達國家， 相對而言國內(nèi)心電圖機發(fā)展速度較慢， 水平較落后， 心電圖機的研制和生產(chǎn)是在 1904年荷蘭的愛因托芬 (Willem Einthoven) 制造的第一臺弦線式電流計的基礎(chǔ)上發(fā)展而來的，20世紀50年代之前， 心電圖機的發(fā)展主要解決了小型化和提高靈敏度的問題。1960年第一個專用心電圖

2、波形自動識別系統(tǒng)建立起來，自1978年美國 Marquett 公司首次推出數(shù)字化 12導(dǎo)同步心電圖機，便開創(chuàng)了心電圖記錄、分析與診斷、保存 與管理的新紀元， 從此心電圖機進入數(shù)字化發(fā)展新時代， 特別是計算機在各個領(lǐng)域的廣泛運用， 數(shù)字化 信息處理為醫(yī)學界進步和深入研究提供了現(xiàn)代化高科技手段。 常規(guī)的心電圖機有單道和多道， 雖使用方 便，但體積龐大、價格高，主要適合醫(yī)院，并且對許多偶發(fā)、短暫心律失常無法進行監(jiān)測；動態(tài)心電圖 機 (HOLTER) ，雖然可用于 24小時甚至更長時間的心電圖記錄，但是 HOLTER 價格昂貴，使用不方便， 并且不能實時處理。在國內(nèi)，截至 2007 年10月，據(jù)不完全

3、統(tǒng)計，我國已有醫(yī)療器械生產(chǎn)企業(yè)12530家，而專業(yè)生產(chǎn)心電圖機的企業(yè)僅有 20幾家，大多數(shù)是中小企業(yè)，產(chǎn)品技術(shù)水平較低，不具備國際競爭力，所需的器件、材 料、工藝，水平低基礎(chǔ)差。目前我國心電圖機主要生產(chǎn)廠家在廣東、山東和上海，但在國內(nèi)市場上均形 不成主導(dǎo)地位。 1985年上海醫(yī)用心電圖機的產(chǎn)品約占全國的 80，產(chǎn)品暢銷； 但自 1989年12月上海醫(yī)用 電子儀器廠與日本光電工業(yè)株式會社簽約合資成立上海光電醫(yī)用電子儀器有限公司后， 中國幾家心電圖 機生產(chǎn)企業(yè)便開始滑坡， 而光電公司的產(chǎn)品卻更加穩(wěn)固地占領(lǐng)了中國市場。 我國心電圖機產(chǎn)品數(shù)量尚遠 低于國際上已有品種， 技術(shù)水平同樣偏低。 國產(chǎn)設(shè)備多為

4、勞動密集型的低科技產(chǎn)品， 特別是由于基礎(chǔ)研 究弱、 創(chuàng)新能力差、 缺少具有自主知識產(chǎn)權(quán)的產(chǎn)品。目前僅能解決中小醫(yī)院的基本裝備需求，高檔設(shè)備主要靠進口。由于心電圖已應(yīng)用于各個層次的醫(yī)療機構(gòu)的臨床和科研中， 特別是人們對其的深入認識和廣泛用于 臨床中的各個疾病。 由于心電圖機的非創(chuàng)傷性和多功能化， 使心電圖不局限于心臟疾患的范圍， 而且可 用于臨床電解質(zhì)監(jiān)測， 非心臟疾病的鑒別診斷等等。 隨著人們生活節(jié)奏的加快和生活方式的改變， 心血 管疾病的發(fā)病率不斷上升， 心電圖也在今后相當長的時間內(nèi)更現(xiàn)重要。 心電圖機正向著多通道， 數(shù)字智 能型，網(wǎng)絡(luò)共享型等方向發(fā)展。1.2心電信號的形成心臟是由大量心肌細

5、胞組成的一塊心肌， 整個心臟的退極化與復(fù)極化是許多心肌細胞退極化和復(fù)極 化的結(jié)果。心肌細胞除極和復(fù)極的電生理現(xiàn)象是心臟運動的基礎(chǔ) 1 。由心臟內(nèi)部產(chǎn)生的一系列非常協(xié)調(diào) 的電刺激脈沖， 分別使心房、心室的的肌肉細胞興奮，使之有節(jié)律的舒張和收縮。 這些運動在體表的不 同部位形成不同的電位差，通常從體表檢測到的心電信號就是這種電位差信號。 1.3心電信號的采集電極一次性使用心電電極為銀 /氯化銀電極，由醫(yī)用壓敏膠粘貼、電極扣、電極芯和導(dǎo)電膠等組成。一種一次性使用心電電極 2 ，包括電極、導(dǎo)電膏、護罩、固定帶、護紙、粘貼紙、固定片，護罩通 過固定帶固定在護紙上， 護紙的中心有一通孔， 電極和導(dǎo)電膏通過

6、該通孔置于護罩上的凹槽中， 粘貼紙 和護紙粘結(jié)， 在粘貼紙的外側(cè)粘結(jié)有固定片， 其特征是在固定片上安裝有連接柱， 連接柱的一端穿過固 定片及粘貼紙與電極相連，另一端加工有內(nèi)螺孔，內(nèi)螺孔與施電電極上的螺柱相連。 1.4心電信號的特點 微弱性：從人體體表拾取的心電信號很微弱，一般只有0.05mV5mV。 不穩(wěn)定性： 人體電信號處于動態(tài)變化之中。 由于人體是一個與外界有密切關(guān)系的開放系統(tǒng)， 加之 內(nèi)部存在著器官間的相互影響， 所以，無論來自外部或者內(nèi)部的刺激， 都會使人體因適應(yīng)這種變化， 而 從一種狀態(tài)變化到另一種狀態(tài)， 從而使人體信號發(fā)生相應(yīng)的變化。 因此，在對心電信號進行測量、 分析 和處理時，

7、 應(yīng)該注意到它是隨時間變化的信號， 應(yīng)按其頻譜特性， 選擇適當?shù)姆糯笙禂?shù)和顯示記錄裝置。 低頻特性：人體心電信號的頻譜范圍主要集中在0.05100Hz,分布的帶寬范圍有限，其頻率是比較低的。 隨機性： 人體心電信號是反映人體機能的信號, 它是整個人體系統(tǒng)信息的一部分。 由于人體的不 均勻性以及可接收多通道輸入,信息易隨外界干擾而變化,從而使心電信號表現(xiàn)出隨機性。 1.5心電信號的常見噪聲心電信號具有微弱、低頻、和高阻抗等特性,極其容易受到干擾,所以分析干擾的來源,以便采取 相應(yīng)的濾除措施,是數(shù)據(jù)采集重點考慮的一個問題。常見干擾有如下幾種：1）工頻干擾。由于供電網(wǎng)絡(luò)無所不在，因此 50Hz的工頻

8、干擾是最普遍的，也是心電信號的主要干 擾來源。 它主要通過人體和測量系統(tǒng)的輸入導(dǎo)線的電容性耦合, 以位移電流的形式引入, 其強度足以淹 沒有用的心電信號。2）呼吸引起的基線漂移和 ECG （心電信號）幅度改變。呼吸引起的基線漂移可以看成是一個以呼 吸的頻率加入ECG信號的竇性成分（正弦曲線）。這個正弦成分的幅度和頻率是變化的。呼吸所引起的 ECG信號的幅值的變化可以達到 15%?；€漂移的頻率約是從 0.1Hz0.3Hz。3）高頻電磁場干擾。隨著無線電技術(shù)的發(fā)展，各種頻段的無線電廣播、電視發(fā)射臺、通訊設(shè)備、雷達等的工作使空中的電磁波大量增加。這些高頻電磁干擾也可通過測量系統(tǒng)與人體連接的導(dǎo)線引入

9、， 可能引起測量結(jié)果的不穩(wěn)定，嚴重時會使測量系統(tǒng)不能工作。4）電極極化干擾。心電的獲取是通過在人體體表放置電極來進行的。與電極接觸的是電解質(zhì)溶液（導(dǎo)電膏、汗液或組織液等），從而會構(gòu)成一個金屬一電解質(zhì)溶液界面，因電化學的作用，在二者之間會產(chǎn)生一定的電位差，稱之為極化電壓。極化電壓的幅度一般較高，在幾毫伏到幾百毫伏之間。當兩電極狀態(tài)不能保持對稱時， 極化電壓就會產(chǎn)生干擾，特別是在電極與皮膚接觸不良以致脫落的情況下更為嚴重。5）肌電干擾。興奮和收縮是肌肉的最基本功能，在神經(jīng)系統(tǒng)的控制下，肌肉機械性活動并伴隨有生物電活動。這些生物電活動產(chǎn)生的電位差隨時間變化的曲線即為肌電圖。肌電通常是一種快速的電變化

10、，其頻率范圍為 20 5000Hz。6）測量設(shè)備本身的干擾。 信號處理所采用的電子設(shè)備本身也會產(chǎn)生儀器噪聲。這類干擾一般具有較高的頻率特性，容易通過低通濾波加以濾除。2心電采集與調(diào)理電路的概述2.1心電采集與調(diào)理電路的概述由于心電信號比較微弱，僅為毫伏級（在體表上攝取到的信號電壓通常僅0.05mV-5mV），所以極易受環(huán)境的影響。為了增強心電信號中的有效成分，抑制噪聲，提高波形檢測準確率，對采集電路的抗干擾能力具有較高要求。大 H電阻器求和網(wǎng)絡(luò)用于建立一個公共檢測點以驅(qū)動強制性輸出緩沖放大器（force amplifier）。該放大器的輸出補償通過病人的電流，直到三個緩沖放大器的凈輸出和為零。

11、2.2總體設(shè)計要求和要解決的問題心電圖是臨床疾病診斷中常用的輔助手段。心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)是心電圖檢查儀的關(guān)鍵部分。人體心電信號十分微弱。實時、無失真地提取心臟的電信號，是十分有意義的，為研究各種疾病和心臟電信號的聯(lián)系打下基礎(chǔ)。由于心電信號中通?；祀s有其它生物電信號，本文利用專用的儀器儀表放大器 AD620A、ATmega64L單片機和多路模擬開關(guān) CD4051設(shè)計了一種符合上述要求的多路心電數(shù)據(jù)采集系 統(tǒng)。采集電路要解決的問題：1）設(shè)計采集心電信號的導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)，系統(tǒng)采用比較傳統(tǒng)的標準三導(dǎo)聯(lián)的采集方式；2）針對心電信號的特征選擇合適的儀器儀表放大器和運算放大器，使系統(tǒng)工作穩(wěn)定可靠；3）設(shè)計二階壓控帶

12、通濾波電路、抗工頻和肌電干擾的陷波電路。2.3系統(tǒng)設(shè)計原理及框圖模擬信號處理電路的任務(wù)是從含有工頻干擾、基線漂移、電極接觸噪聲、電極極化噪聲、肌電干擾、放大電路內(nèi)部噪聲和運動干擾噪聲中提取心電信號，并將信號放大到適合的電平提供給A/D轉(zhuǎn)換電路，從心電電極得到的心電信號先要通過緩沖電路、前置放大電路，被處理后的信號具有低噪聲、低漂移、 低共模信號等性能。 此時，心電信號主要受到工頻、肌電等信號的干擾。心電信號經(jīng)過前置放大電路后 送到0.03Hz-100Hz的帶通濾波器，再到主放大級，然后把信號送入50Hz和35Hz陷波器，其作用是消除頻率為50Hz的工頻信號和頻率為35Hz的肌電干擾。心電信號通

13、過帶通濾波和陷波以達到消噪的目的， 最后得到較為光滑的心電波形。根據(jù)心電信號的特征及其本系統(tǒng)的設(shè)計要求，設(shè)計了三導(dǎo)聯(lián)心電采集模塊。圖2心電采集電路系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖3心電采集與調(diào)理電路實現(xiàn)3.1導(dǎo)聯(lián)線輸入緩沖電路的設(shè)計EOG LAR7100K圖3導(dǎo)聯(lián)出入緩沖電路（隔離電路）（電源濾波電容：小電容一般是用來濾除高頻雜波的，而大電容是濾除低頻雜波的）緩沖器實際上是一個阻抗轉(zhuǎn)換器（放大倍數(shù)為1）將人體和電阻網(wǎng)絡(luò)威爾遜網(wǎng)絡(luò)隔離使輸入阻抗及人體心電信號不受電阻網(wǎng)絡(luò)的影響。采用的芯片是OP4177（SOIC封裝）。通過緩沖器電路有比較大的輸入阻抗，信號比較穩(wěn)定，電路和人體有了一定的隔離，同時也有一定的抗干擾的能

14、力其電路如圖 3所示。3.2心電前置放大電路的設(shè)計前置放大電路如圖4所示。前置放大是心電數(shù)據(jù)采集的關(guān)鍵環(huán)節(jié)。由于人體心電信號十分微弱、噪聲背景強、信號源阻抗較大，加之電極引入的極化電壓差值大（比心電差值幅度大幾百倍），這就要求前置放大器有高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲、低漂移、非線性度小、合適的頻帶和動態(tài)范圍等性能。所以我們采用了 ANALOG DEVICES公司的AD620A（SOIC封裝），這是一款性價比很高的儀用放大器， 輸入失調(diào)電壓最大為50uV，輸入失調(diào)漂移0. 16uV每度，共模抑制比120dB（G=10），且最大供電電流只 有1 13mA。儀表放大器與運算放大器是有區(qū)別的，儀表

15、放大器是一種具有差分輸入和相對參考端單端輸出的閉環(huán)增益單元。大多數(shù)情況下，儀表放大器的兩個輸入端阻抗平衡并且阻值很高，典型值三109Q。其輸入偏置電流也應(yīng)很低，典型值為1nA至50nA。與運算放大器一樣，其輸出阻抗很低，在低頻段通常僅有幾毫歐（m Q ）。運算放大器的閉環(huán)增益是由其反向輸入端和輸出端之間連接的外部電阻決定。與放大器不同的是，儀表放大器使用一個內(nèi)部反饋電阻網(wǎng)絡(luò)，它與其信號輸入端隔離。對儀表放大器的兩個差分輸入端施加輸入信號，其增益既可由內(nèi)部該增益電阻器也與信號輸入端隔離。預(yù)置，也可由用戶通過引腳連接一個內(nèi)部或者外部增益電阻器設(shè)置,放大器是一種放大兩輸入信號電壓之差而抑制對兩輸入端

16、共模的任何信號的器件。因此，儀表放大器在從傳感器和其它信號源提取微弱信號時提供非常重要的功能。共模抑制（CMR）是指抵消任何共模信號（兩輸入端電位相同）同時放大差模信號（兩輸入端的電位差）的特性，這是儀表放大器所提供的最重要 的功能。DC和交流（AC）CMR兩者都是儀表放大器的重要技術(shù)指標。使用現(xiàn)代任何質(zhì)量合格的儀表放大 器都能將由于DC共模電壓（即，出現(xiàn)在兩輸入端的DC電壓）產(chǎn)生的任何誤差減小到 80dB120 dB。然而， 如果AC CMR不夠大會產(chǎn)生一種很大的時變誤差。因為它通常隨著頻率產(chǎn)生很大變化，所以要在儀表放大器的輸出端消除它是困難的。幸好大多數(shù)現(xiàn)代單片集成電路（IC）儀表放大器提

17、供了優(yōu)良的 AC CMR和DC CMR。共模增益（ACM）是指輸出電壓變化與共模輸入電壓變化之比，它與CMR有關(guān)。ACM是指兩個輸入端施加共模電壓時從輸入到輸出的凈增益（衰減）。運算放大器與儀表放大器的 CMR比較運算放大器、儀表放大器和差分放大器都可以提供CMR。然而，儀表放大器和差分放大器適合用于抑制共模信號以便它們不在其放大器的輸出端出現(xiàn)。R2圖4前置放大電路盡管AD620由傳統(tǒng)的三運算放大器發(fā)展而成。但一些主要性能卻優(yōu)于三運算放大器構(gòu)成的儀表放大器的設(shè)計，如電源范圍寬（士2.3V 士 18V），設(shè)計體積小，功耗非常低 （最大供電電流僅1.3mA），因而適 用于低電壓、低功耗的應(yīng)用場合。

18、AD620的2個內(nèi)部增益電阻為24.7K Q,因而增益方程式為：49.4K.1G=+1Rg對于所需的增益，則外部控制電阻值為:Rg =49.4k QG-13.8 V,而心電信號幅值在 5mV之內(nèi)，加由于AD620的供電電壓是+5V ,允許最大輸出電壓范圍是士上共模直流偏移高達 300 mV，所以AD620可以設(shè)置最大為12.45的增益。在這個設(shè)計中，將其設(shè)置為10經(jīng)過計算可以得到：Rg=5.6K Q3.3帶通濾波電路的設(shè)計心電信號頻帶主要集中在 0.05100Hz,所以帶通濾波設(shè)計在0.03110Hz以濾除心電信號頻帶以外 的信號頻率。帶通濾波由高通濾波和低通濾波組成，電路采用OP07系列運放

19、芯片，具有低偏執(zhí)電壓，高開環(huán)增益，高精度低功耗等特點，如圖5。圖5帶通濾波電路（二階高通濾波器加二階低通濾波器）根據(jù)心臟電信號的特點和特征我們把帶通濾波器的頻帶控制在0.03Hz-110Hz在這個頻帶里基本包含了心臟電信號的所有的特征。在電阻和電容的選擇上我們盡量的選擇精密度很高的器件，這樣有利于濾波效果。其理論依據(jù)如下：高通濾波器（HPF）截至頻率：f高通=0.03Hz2 山-.,R16R17C35C36低通濾波器（LPF）截至頻率:R18R19C41C42=110Hz3.4抗工頻干擾和肌電干擾電路的設(shè)計圖6抗工頻干擾電路工頻干擾是心電信號的主要干擾，雖然前置放大電路對共模干擾具有較強的抑制

20、作用，但有部分工頻干擾是以差模信號方式進入電路的5，且頻率處于心電信號的頻帶之內(nèi)，加上電極和輸入回路不穩(wěn)定等因素，前級電路輸出的心電信號仍存在較強的工頻干擾，所以必須用專門的電路來濾除工頻干擾。電路采用雙T陷波電路，由高通濾波電路和低通濾波，電路組成如圖6所示，中間頻率即陷波頻率 f。和Q值如下：根據(jù)其傳遞函數(shù)如1+（令/（加）=- 沙一 =】+2（2-如F）竺十（理yL一SQ g gRZ+十一帀二詢?nèi)绻鸄vf=I，則Q=0.5，增加Avf，Q將隨之升高。當Avf趨近2時，Q趨向無窮大。其帶阻濾波電路的選頻特性越好，根據(jù)心電圖儀器的行業(yè)標準餡波器對50H的抑制能應(yīng)該達到行業(yè)標準-35dB，也就

21、是R328K127,4K63H+J(_LL insrR2IBR27 J t32KH-5+1/ C61圖8主放大電路圖7抗肌電干擾電路肌電干擾是隨個體的不同而有不同程度的干擾，其主要集中在35Hz左右6,設(shè)計采用無限增益多路反饋型二階陷波器，電路如圖7所示，由OP2177（SOIC封裝）組成。3.5主放大及電平抬升電路的設(shè)計叫5120AQU14 OP2!77_B 、-7心電信號幅度約為05mV ,而AD轉(zhuǎn)換輸入信號要求02.5V ,因此，整個信號電路的放大倍數(shù)需 500倍左右，而前置放大約I 0倍左右，因此本級放大倍數(shù)設(shè)計為50倍左右，電路如圖8所示，即:U1IOPI177 6C59insuFU13 OP2177 A0.68dFR3510KZC72I O.luF圖9電平抬升電路信號經(jīng)過調(diào)理以后， 從陷波