心电信号采集与调理电路Word文档格式.docx
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由于心电图已应用于各个层次的医疗机构的临床和科研中，特别是人们对其的深入认识和广泛用于临床中的各个疾病。
由于心电图机的非创伤性和多功能化，使心电图不局限于心脏疾患的范围，而且可用于临床电解质监测，非心脏疾病的鉴别诊断等等。
随着人们生活节奏的加快和生活方式的改变，心血管疾病的发病率不断上升，心电图也在今后相当长的时间内更现重要。
心电图机正向着多通道，数字智能型，网络共享型等方向发展。
1.2心电信号的形成
心脏是由大量心肌细胞组成的一块心肌，整个心脏的退极化与复极化是许多心肌细胞退极化和复极化的结果。
心肌细胞除极和复极的电生理现象是心脏运动的基础[1]。
由心脏内部产生的一系列非常协调的电刺激脉冲，分别使心房、心室的的肌肉细胞兴奋，使之有节律的舒张和收缩。
这些运动在体表的不同部位形成不同的电位差，通常从体表检测到的心电信号就是这种电位差信号。
1.3心电信号的采集——电极
一次性使用心电电极为银/氯化银电极，由医用压敏胶粘贴、电极扣、电极芯和导电胶等组成。
一种一次性使用心电电极[2]，包括电极、导电膏、护罩、固定带、护纸、粘贴纸、固定片，护罩通过固定带固定在护纸上，护纸的中心有一通孔，电极和导电膏通过该通孔置于护罩上的凹槽中，粘贴纸和护纸粘结，在粘贴纸的外侧粘结有固定片，其特征是在固定片上安装有连接柱，连接柱的一端穿过固定片及粘贴纸与电极相连，另一端加工有内螺孔，内螺孔与施电电极上的螺柱相连。
1.4心电信号的特点
①微弱性：
从人体体表拾取的心电信号很微弱，一般只有0.05mV～5mV。
②不稳定性：
人体电信号处于动态变化之中。
由于人体是一个与外界有密切关系的开放系统，加之内部存在着器官间的相互影响，所以，无论来自外部或者内部的刺激，都会使人体因适应这种变化，而从一种状态变化到另一种状态，从而使人体信号发生相应的变化。
因此，在对心电信号进行测量、分析和处理时，应该注意到它是随时间变化的信号，应按其频谱特性，选择适当的放大系数和显示记录装置。
③低频特性：
人体心电信号的频谱范围主要集中在0.05～100Hz，分布的带宽范围有限，其频率是比较低的。
④随机性：
人体心电信号是反映人体机能的信号，它是整个人体系统信息的一部分。
由于人体的不均匀性以及可接收多通道输入，信息易随外界干扰而变化，从而使心电信号表现出随机性。
1.5心电信号的常见噪声
心电信号具有微弱、低频、和高阻抗等特性，极其容易受到干扰，所以分析干扰的来源，以便采取相应的滤除措施，是数据采集重点考虑的一个问题。
常见干扰有如下几种：
1）．工频干扰。
由于供电网络无所不在，因此50Hz的工频干扰是最普遍的，也是心电信号的主要干扰来源。
它主要通过人体和测量系统的输入导线的电容性耦合，以位移电流的形式引入，其强度足以淹没有用的心电信号。
2）．呼吸引起的基线漂移和ECG（心电信号）幅度改变。
呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率加入ECG信号的窦性成分（正弦曲线）。
这个正弦成分的幅度和频率是变化的。
呼吸所引起的ECG信号的幅值的变化可以达到15％。
基线漂移的频率约是从0.1Hz一0.3Hz。
3）．高频电磁场干扰。
随着无线电技术的发展，各种频段的无线电广播、电视发射台、通讯设备、雷达等的工作使空中的电磁波大量增加。
这些高频电磁干扰也可通过测量系统与人体连接的导线引入，可能引起测量结果的不稳定，严重时会使测量系统不能工作。
4）．电极极化干扰。
心电的获取是通过在人体体表放置电极来进行的。
与电极接触的是电解质溶液（导电膏、汗液或组织液等），从而会构成一个金属—电解质溶液界面，因电化学的作用，在二者之间会产生一定的电位差，称之为极化电压。
极化电压的幅度一般较高，在几毫伏到几百毫伏之间。
当两电极状态不能保持对称时，极化电压就会产生干扰，特别是在电极与皮肤接触不良以致脱落的情况下更为严重。
5）．肌电干扰。
兴奋和收缩是肌肉的最基本功能，在神经系统的控制下，肌肉机械性活动并伴随有生物电活动。
这些生物电活动产生的电位差随时间变化的曲线即为肌电图。
肌电通常是一种快速的电变化，其频率范围为20—5000Hz。
6）测量设备本身的干扰。
信号处理所采用的电子设备本身也会产生仪器噪声。
这类干扰一般具有较高的频率特性，容易通过低通滤波加以滤除。
2心电采集与调理电路的概述
2.1心电采集与调理电路的概述
由于心电信号比较微弱，仅为毫伏级（在体表上摄取到的信号电压通常仅0.05mV-5mV），所以极易受环境的影响。
为了增强心电信号中的有效成分，抑制噪声，提高波形检测准确率，对采集电路的抗干扰能力具有较高要求。
图1心电采集典型电路
图1是典型的心电图采集电路原理框图。
选择适当的电容器Cx的值以保持右腿驱动环的稳定性。
三电阻器求和网络用于建立一个公共检测点以驱动强制性输出缓冲放大器（forceamplifier）。
该放大器的输出补偿通过病人的电流，直到三个缓冲放大器的净输出和为零。
2.2总体设计要求和要解决的问题
心电图是临床疾病诊断中常用的辅助手段。
心电数据采集系统是心电图检查仪的关键部分。
人体心电信号十分微弱。
实时、无失真地提取心脏的电信号，是十分有意义的，为研究各种疾病和心脏电信号的联系打下基础。
由于心电信号中通常混杂有其它生物电信号，本文利用专用的仪器仪表放大器AD620A、ATmega64L单片机和多路模拟开关CD4051设计了一种符合上述要求的多路心电数据采集系统。
采集电路要解决的问题：
1）设计采集心电信号的导联系统，系统采用比较传统的标准三导联的采集方式；
2）针对心电信号的特征选择合适的仪器仪表放大器和运算放大器，使系统工作稳定可靠；
3）设计二阶压控带通滤波电路、抗工频和肌电干扰的陷波电路。
2.3系统设计原理及框图
模拟信号处理电路的任务是从含有工频干扰、基线漂移、电极接触噪声、电极极化噪声、肌电干扰、放大电路内部噪声和运动干扰噪声中提取心电信号，并将信号放大到适合的电平提供给A/D转换电路，从心电电极得到的心电信号先要通过缓冲电路、前置放大电路，被处理后的信号具有低噪声、低漂移、低共模信号等性能。
此时，心电信号主要受到工频、肌电等信号的干扰。
心电信号经过前置放大电路后送到0.03Hz-100Hz的带通滤波器，再到主放大级，然后把信号送入50Hz和35Hz陷波器，其作用是消除频率为50Hz的工频信号和频率为35Hz的肌电干扰。
心电信号通过带通滤波和陷波以达到消噪的目的，最后得到较为光滑的心电波形。
根据心电信号的特征及其本系统的设计要求，设计了三导联心电采集模块。
图2心电采集电路系统结构框图
3心电采集与调理电路实现
3.1导联线输入缓冲电路的设计
图3导联出入缓冲电路（隔离电路）
（电源滤波电容：
小电容一般是用来滤除高频杂波的，而大电容是滤除低频杂波的）
缓冲器实际上是一个阻抗转换器（放大倍数为1）将人体和电阻网络威尔逊网络隔离使输入阻抗及人体心电信号不受电阻网络的影响。
采用的芯片是0P4177（SOIC封装）。
通过缓冲器电路有比较大的输入阻抗，信号比较稳定，电路和人体有了一定的隔离，同时也有一定的抗干扰的能力其电路如图3所示。
3.2心电前置放大电路的设计
前置放大电路如图4所示。
前置放大是心电数据采集的关键环节。
由于人体心电信号十分微弱、噪声背景强、信号源阻抗较大，加之电极引入的极化电压差值大（比心电差值幅度大几百倍），这就要求前置放大器有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、非线性度小、合适的频带和动态范围等性能。
所以我们采用了ANALOGDEVICES公司的AD620A（SOIC封装），这是一款性价比很高的仪用放大器，输入失调电压最大为50uV，输入失调漂移0．16uV每度，共模抑制比120dB（G=10），且最大供电电流只有113mA[3]。
仪表放大器与运算放大器是有区别的，仪表放大器是一种具有差分输入和相对参考端单端输出的闭环增益单元。
大多数情况下，仪表放大器的两个输入端阻抗平衡并且阻值很高，典型值三109Ω。
其输入偏置电流也应很低，典型值为1nA至50nA。
与运算放大器一样，其输出阻抗很低，在低频段通常仅有几毫欧（mΩ）。
运算放大器的闭环增益是由其反向输入端和输出端之间连接的外部电阻决定。
与放大器不同的是，仪表放大器使用一个内部反馈电阻网络，它与其信号输入端隔离。
对仪表放大器的两个差分输入端施加输入信号，其增益既可由内部预置，也可由用户通过引脚连接一个内部或者外部增益电阻器设置，该增益电阻器也与信号输入端隔离。
放大器是一种放大两输入信号电压之差而抑制对两输入端共模的任何信号的器件。
因此，仪表放大器在从传感器和其它信号源提取微弱信号时提供非常重要的功能。
共模抑制（CMR）是指抵消任何共模信号（两输入端电位相同）同时放大差模信号（两输入端的电位差）的特性，这是仪表放大器所提供的最重要的功能。
DC和交流（AC）CMR两者都是仪表放大器的重要技术指标。
使用现代任何质量合格的仪表放大器都能将由于DC共模电压（即，出现在两输入端的DC电压）产生的任何误差减小到80dB～120dB。
然而，如果ACCMR不够大会产生一种很大的时变误差。
因为它通常随着频率产生很大变化，所以要在仪表放大器的输出端消除它是困难的。
幸好大多数现代单片集成电路（IC）仪表放大器提供了优良的ACCMR和DCCMR。
共模增益（ACM）是指输出电压变化与共模输入电压变化之比，它与CMR有关。
ACM是指两个输入端施加共模电压时从输入到输出的净增益（衰减）。
运算放大器与仪表放大器的CMR比较运算放大器、仪表放大器和差分放大器都可以提供CMR。
然而，仪表放大器和差分放大器适合用于抑制共模信号以便它们不在其放大器的输出端出现。
图4前置放大电路
尽管AD620由传统的三运算放大器发展而成。
但一些主要性能却优于三运算放大器构成的仪表放大器的设计，如电源范围宽（士2.3V—士18V），设计体积小，功耗非常低（最大供电电流仅1.3mA），因而适用于低电压、低功耗的应用场合。
AD620的2个内部增益电阻为24.7KΩ，因而增益方程式为：
对于所需的增益，则外部控制电阻值为：
由于AD620的供电电压是+5V，允许最大输出电压范围是士3.8V，而心电信号幅值在5mV之内，加上共模直流偏移高达300mV，所以AD620可以设置最大为12.45的增益。
在这个设计中，将其设置为10经过计算可以得到：
RG=5.6KΩ
3.3带通滤波电路的设计
心电信号频带主要集中在0.05～100Hz，所以带通滤波设计在0.03～110Hz以滤除心电信号频带以外的信号频率。
带通滤波由高通滤波和低通滤波组成[4]，电路采用OP07系列运放芯片，具有低偏执电压，高开环增益，高精度低功耗等特点，如图5。
图5带通滤波电路
（二阶高通滤波器加二阶低通滤波器）
根据心脏电信号的特点和特征我们把带通滤波器的频带控制在0.03Hz-110Hz在这个频带里基本包含了心脏电信号的所有的特征。
在电阻和电容的选择上我们尽量的选择精密度很高的器件，这样有利于滤波效果。
其理论依据如下：
高通滤波器（HPF）截至频率：
低通滤波器（LPF）截至频率：
3.4抗工频干扰和肌电干扰电路的设计
图6抗工频干扰电路
工频干扰是心电信号的主要干扰，虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用，但有部分工频干扰是以差模信号方式进入电路的[5]，且频率处于心电信号的频带之内，加上电极和输入回路不稳定等因素，前级电路输出的心电信号仍存在较强的工频干扰，所以必须用专门的电路来滤除工频干扰。
电路采用双T陷波电路，由高通滤波电路和低通滤波，电路组成如图6所示，中间频率即陷波频率f0和Q值如下：
根据其传递函数
如果AVF=l，则Q=0.5，增加AVF，Q将随之升高。
当AVF趋近2时，Q趋向无穷大。
其带阻滤波电路的选频特性越好，根据心电图仪器的行业标准馅波器对50H的抑制能应该达到行业标准-35dB，也就是-35=20lg（Aoutput／Ainput），从而可以计算得到信号的衰减为56倍。
图7抗肌电干扰电路
肌电干扰是随个体的不同而有不同程度的干扰，其主要集中在35Hz左右[6]，设计采用无限增益多路反馈型二阶陷波器，电路如图7所示，由OP2177（SOIC封装）组成。
3.5主放大及电平抬升电路的设计
图8主放大电路
心电信号幅度约为0～5mV，而AD转换输入信号要求0~2.5V，因此，整个信号电路的放大倍数需500倍左右，而前置放大约l0倍左右，因此本级放大倍数设计为50倍左右，电路如图8所示，即：
图9电平抬升电路
信号经过调理以后，从陷波器输出的心脏电信号为交变信号[7]，而ADC转换输入电压范围为0~2.5V因此，在送入ADC之前还需进行电平抬升，电路如图9所示，电平抬升部分由OP1177（SOIC封装）构成。
系统的设计采用的是三导联的方式，其前置放大电路采用的是三套相同的信号调理电路，信号经过CD4051快速切换经过带通、陷波等电路的调理进入AD7677AST，所以信号的滤波、陷波部分可以采用一套电路来完成。
这样虽然能够完整的采集到心电信号，但是，也存在很大的弊端，信号的实时性不时很好，这是由于信号通过带通滤波、陷波电路有一个信号的建立时间所造成的。
4应用
近年来，我国人口心脏病的患病率逐年增加，已经成为威胁人民群众身体健康的最严重的疾病之一。
为了及早发现并治疗心脏病，各种心电采集和处理仪器是检查心脏病的最基本和必要的设备，对心脏疾病的检测、预防、诊断方面具有非常重要的意义。
而且还应用于对运动员、航空航天飞行人员等特殊专业人员的身体素质检查和临床医学研究上，具有十分重要的社会价值和经济价值，在现代医学中得到了十分广泛的应用。
5参考文献
[1]董承琅,陶寿淇,陈灏珠.实用心脏病学[M].上海:
上海科技出版社,1994.
[2]一次性使用心电电极.CN2636818Y.
[3]AD620.pdf
[4]童诗白.模拟电子技术基础[M].第2版.北京:
高等教育出版社,1988.
[5]侯健,李永红.心电监护系统信号调理电路的设计[J].工业控制计算机.2009:
Vol.22,No.1
[6]徐昆良,杜海涛.一种新的心音心电数据采集仪信号调理电路设计.计算机技术与应用发展.2006:
506-510
[7]王正生.基于SOPC心电信号的采集与处理.2009.济南大学硕士学位论文.
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