心电采集电路的设计与实现毕业设计论文.docx

毕业设计（论文）设计（论文）题目：心电采集电路的设计与实现重庆邮电大学本科毕业论文摘 要随着社会进步，科技发展，人们所受到的心血管疾病的威胁不但没有下降反而有所增加，比如白领猝死等问题。因此，有必要也有需要设计一款心电采集设备，时时监测个体的心脏工作状态，预防心脏疾病的发生。心电信号(简称ecg)一般受到基线漂移、工频噪声及肌电噪声的干扰。由于ecg信号是强噪声下的低频微弱信号，因此在提取ecg信号时必须进行滤波及放大处理。本课题设计了一款ecg信号采集电路，实现对ecg信号的提取。主要工作如下：查阅相关文献,全面分析了解ecg信号特征，为论文工作的展开做准备。结合ecg信号的特点，提出ecg信号采集电路总体设计方案。设计硬件电路。分为电源模块、放大模块和滤波模块.其中滤波模块包括80hz低通滤波、0.5hz高通滤波及工频陷波器。使用multisim10.0仿真放大与滤波电路，进行调试。用面包板搭建各电路模块并分别调试，然后总体调试。测试通过后用万用板焊接，最终保证电路能够正常工作。绘制pcb板，焊接电路及调试电路，保证电路稳定工作。本课题设计的ecg采集电路能够提取到稳定的ecg信号，虽然仍受到部分噪声干扰，但是总体来说所得到的 ecg信号还是比较清晰稳定的，可以运用于以后扩展功能，如特征值提取及预防猝死等应用。 【关键词】心电信号 低频信号 噪声干扰 硬件电路abstractwith social progress and technological development, people are subjected to the threat of cardiovascular disease has not decreased but increased.，such as white-collars suddenly catch the death. therefore, it is necessary that we should design an ecg acquisition system to constantly monitor the status of individual cardiac work and prevention of heart disease. ecg signals (abbreviated ecg) are generally disturbed by baseline drift, industrial-frequency noise and interference emg frequency noise. since the ecg signal is weak low-frequency signal, so when extracting the ecg signal, filtering and amplificatory process must be carried out. this paper designed an ecg signal acquisition circuit to extract the ecg signals. the main works are listed as follows:searching relevant literatures prepares and comprehensively analyzing the ecg signal characteristics are done for the launch of the paper work.combining with the characteristics of ecg signal, the design of ecg signal acquisition circuit program was proposed.hardware was designed. it included the power module, amplifier module and filter module. filter module includes 80hz low-pass filtering and 0.5hz high-pass filtering.the amplification and filtering circuit were simulated with multisim10.0, then debugged.every circuit module was set up with breadboard, debugged. then all modules were debugged. after the test, universal plates were welded to ultimately ensure that the circuit works properly.pcb board was drawn; circuits were soldered and debugged to ensure circuit stability.the designed ecg acquisition circuit of this passage can extract a stable ecg signal,. though there still are many noises, overall, the obtained ecg signal is quite clear and stable, applied to future expansion capabilities, such as extracting eigenvalues, preventing suddenly death and other applications.【key words】ecg low- frequency signal noise jamming hardware circuit 目 录摘 要iabstractii目 录iii第一章 绪论1第一节 课题研究的背景1第二节 研究动态2第三节 研究意义及应用前景2第四节 本章小结3第二章 心电信号相关理论4第一节 ecg信号分析4一、ecg信号的形成生理机理4二、ecg信号的特点5三、信号特征分析5第二节 ecg信号所包含噪声分类及处理方法7第三节 本章小结9第三章 心电采集硬件电路设计10第一节 心电采集模块的总体硬件设计10一、系统硬件电路设计原则10二、系统建模11三、系统前置放大电路的设计要求12四、系统滤波器的设计讨论13第二节 ecg采集硬件电路具体设计15一、ecg信号的拾取15二、ecg采集信号放大电路的设计151、前置放大电路设计162、二级放大电路设计18三、ecg采集滤波电路设计191、滤波器元器件选择标准192、50hz陷波器电路设计193、0.05hz到100hz带通滤波器电路设计21四、电源单元26第三节 ecg采集电路的焊接及pcb板的绘制26一、焊接电路板26二、绘制pcb板27第四节 本章小结28第四章 ecg采集电路的优化与测试29第一节 ecg采集电路的优化29一、滤波电路的优化29二、ecg信号采集电路其他性能优化32第二节 测试结果33第三节 本章小结35第五章 总结与展望36第一节 论文工作总结36第二节 展望37致 谢38参考文献39附 录40一、英文原文40二、英文翻译46三、设计图、调试实物图51iv第一章 绪论第一节 课题研究的背景中国心血管病报告2012（以下简称报告）指出我国心血管病现有患者2.9亿，每10秒钟就有一人死于心血管疾病，估计我国每天死于心血管疾病的人数为9590人。报告披露了心脑血管病医疗费用调查结果，2011年，我国心脑血管住院人数为1289.6万人次，占同期总住院人次的12%，平均增长速度为9.4%。2011年，因急性心肌梗死次均住院费用为16793元，因颅内出血次均住院费用为11802元，脑梗塞次均住院费用为7325元。目前，我国心血管病死亡率高于日本和西方发达国家，其中死亡率4倍到6倍于日本、美国与法国三国。中国心血管病报告被称为我国心血管病流行趋势、防治现状与临床研究方面的权威综合报告1。心血管疾病，也是西方国家人口的重要死亡原因，其中，心脏猝死又是心血管疾病中最主要的死亡原因。心脏猝死指由心脏病变原因导致的急性症状发作后，没有人为或外伤的因素，不可预料地心脏射血功能的突然终止。患者在10秒钟左右意识骤然丧失，4分钟左右可导致不可逆性脑损伤，随后几分钟内即发生生物学死亡，10分钟后患者就没有任何生还的希望。在这过去的十年里，古月、高秀敏、马季这些我们耳熟能详的名字也先后因心脏猝死而离世。但是心脏性猝死在心脏疾病研究课题中具有非常大的挑战性。据统计，一年中，美国超过四十万人、全球有数百万人的死亡与心脏猝死有关2。所以人们迫切希望有一种可以快速、准确，并且先进的心脏类疾病的诊断技术，以便在心脏病突发前，当心脏刚开始出现异常时，就能够准确快速地检测出，及时发出警告提醒患者，或告知其家属，以达到引起大家对患者心脏病病发可能性的关注。这样就可以预防心脏病病发，或者为患者心脏病病发的治疗争取尽可能早的时间，从而能更好的保护患者生命。纵观历史和现在，设计一款心电采集设备都是很有必要的。本课题主要是设计心电采集硬件电路，尽量提取出更加清晰有效的心电信号。第二节 研究动态1903 年，荷兰生物学家w.einthoven 第一次使用弦线型电流计，并用光学放大原理，在感光板上记录下世界上第一个实用心电信号。在此后的一百多年的时间里，心电检测经历了弦线型、电子管放大与数字化几个阶段变化。综合多方面的资料信息来讲，在心电监护中，心电信号采集经历了由单导联到多导联地发展历史；由最开始的几个心拍记录，到几秒钟心电数据记录，再到全天后的心电检测；由单一静态心电记录，到如今动态心电信号获取；由心电信号简单记录，到动态心电检测以及自动化分析的变化过程。总而言之，随着科学技术综合发展，心电信号的采集越来越方便，也越来越精确，越来越趋于智能化3。信号采集主要完成信号提取、放大信号、提升信噪比。心电信号一般只有毫伏级，最大幅值只有4个毫伏，所以ecg信号非常微弱且极易受到干扰，甚至可能完全被背景噪声湮没。所受到的噪声一般源于供电系统，人体自身分布电容、人体呼吸及肌肉颤动，放大器的温漂、零漂，以及接触电极电阻等。文献显示，噪声大体可以分为：工频干扰，基线漂移和肌电干扰。常用的心电信号去噪方法有两种：采用经典的硬件电路完成。这种方法能够滤除不同于心电信号频率的噪声，但是噪声是随机的，不能避免的存在与有用的心电信号频率相同的噪声，而这种频带内的噪声是不能被完全滤除。但针对本课题，硬件电路即能满足要求，可以把大多数噪声滤除掉，显现出比较清晰有效的ecg信号波形。还有一种就是采用软件滤波。但一般将ecg信号输送到mcu以前都要先进行硬件滤波，这样可加快传送速度，减小占用内存和空间。而本课题不用到中央处理器，故只需硬件处理就可以了。ecg信号去噪是ecg信号采集的重点。能否成功将噪声滤除决定着能否得到比较理想的心电信号。 第三节 研究意义及应用前景随着科技发展、社会进步，人们的生活水平逐渐提高，生活方式也发生了改变。由于生活节奏加快、竞争更加激烈等原因使得各种疾病的发病率上升、发病年龄逐渐年轻化，因此健康这一话题成为社会关注的焦点。其中最常见疾病是心脏类疾病，它已经严重威胁到民众的健康与生命安全。就目前国内情况来看，全民教育水平进一步提高、收入大幅度增长、健康知识更加普及，民众越来越多地关注个人的身心健康。比如关注个人的时时身心状态，预防危险性恶性突发病症的发生，如果一但发生，就能够有效预警并能保证有充足的时间采取紧急救助。这也就促使无线体域网（wireless body area network, wban）概念的提出，并为这提供广阔的前景，这势必是未来医疗界的发展趋势，并且逐渐走进寻常百姓家，为百姓们了解自己的身体健康状况提供参考。医学传感器被佩戴在人体体表或植入人体体内，用于监测病人的生理电信号，然后使用低功耗射频设备发送这些监测数据到数据汇聚中心，然后对数据进行处理或者传送到远程医疗监控中心。具体说wban主要提供一个集成软硬件的环境智能(ambient intelligence)平台，并为未来的普适健康医疗监控系统的发展创造必备条件。wban特别强调用于穿戴式或可植入的生物传感器，要满足小尺寸、低功耗及可无线通信。这些传感器节点把采集到的人体重要生理信号（如体温、心电信号和血压等）、人体动作信号和所处的环境信息进行处理或传输45。为了检测人体的时时生理状态，所以被测人要时时穿戴这些生理信号检测设备，但同时又不能影响人的正常生活。因此要求这些检测设备微型化、轻量化，再更进一步要做到数据的无线传输6，这是发展趋势。另外日常生活中人体大部时间是活动的，这也会产生一些与别的非生理信号中包含的不相同的噪声，因此在噪声处理方面有更高的要求。本课题主要是实现理论上的应用，采集到比较理想的心电信号，实现其功能，而对微型化、便携化不予以考虑。当在基本功能实现的情况下，作为以后拓展，可以逐渐将设备向微型化、便携、低功耗发展。第四节 本章小结本章主要介绍了本课题研究的背景、研究动态、研究意义和应用前景。这是本课题选择研究心电信号采集电路的意义所在，是课题展开的背景。第二章 心电信号相关理论第一节 ecg信号分析一、ecg信号的形成生理机理心脏具有特殊的电传导系统，其功能是产生和传导兴奋。心脏电传导系统是由窦房结、房室交界、浦肯野氏纤维、结间束、希氏束和束支等构成。心脏进行有规律地收缩与舒张，以提供动力迫使血液在血管中循环，最终为身体运行提供养分。构成心脏的心肌细胞大致可分为两类：其中一类心肌细胞是普通的，并具有收缩功能。这类心肌细胞构成心房及心室的肌层，收缩心脏以迫使血液在血管中流动；另外一类心肌细胞是有特殊功能的，能自动产生和传导电激动，以达到控制心脏的节律性活动，这被称为心脏的传导系统。具体描述如下：其中可以使用“心电脉冲的形成和传播”来描述心脏收缩。通过心脏传导系统进行传播的“心电脉冲”，是由窦房结(sa结)所产生的；其产生后，经左右心室的肌肉组织传输，并到达房室结(av结)，在这个传输过程中将有一个自然的延时产生。心房肌细胞与心室肌细胞受到上述过程的刺激，相应产生两房收缩。特别指出的是这一过程对于房室结是非常重要的，因为心房的收缩迫使血液填补心室。心电脉冲传导至房室结后，连续的心电脉冲经希氏束，最后止于浦肯野纤维。其中该纤维的存在使心电脉冲通过心室、刺激心肌细胞及使左右心室收缩组成一个完整的行为。当上述过程开始的时候，心肌细胞是静息的并且处于极化状态，带有负电荷。然而在刺激发生的时候，心肌细胞的极化状态转变为另一个极，并带有正电荷。这个过程称为去极化。去极化的结果是导致心脏的肌肉纤维缩短，以至心脏肌肉发生收缩。然而在收缩的过程中，心肌细胞所带的电荷慢慢恢复为负电荷，与此同时，心电脉冲沿着传导系统向下传导，并且使心脏肌肉放松。这一过程称为复极化。去极化和复极化过程中，心肌细胞带电性质发生改变，这种变化造成在体表特定部位产生不同的电位，并且体表电位变化具有规律性。因此可以通过对皮肤表面的电极活动进行检测。记录上述过程中特定体表电位活动，并且将其绘制成二维图像心电信号(electrocardiogram)，简称ecg7。二、ecg信号的特点ecg信号属于人体生理信号的一种，具有生理信号所共有的特点。生理信号是强噪声下的低频弱信号，ecg也是如此。由于心电信号的特点，这也给ecg信号的提取带来很大难度。强噪声背景人处于非常复杂的环境中，所测得的ecg信号不仅包含外界的噪声，还有来自人体自身的干扰。外界的噪声最典型的代表就是工频噪声，如果不对其测得的信号进行工频陷波，那么有用信号会完全湮没在工频噪声当中。来自人体自身的干扰比如体位变化、肌电、体温变化等，都会造成所测得的ecg信号发生微弱的变化。频率低ecg信号的频率范围为0.05100hz，而大多数的信号频谱能量都集中在35hz以下。由此可见，ecg信号是低频信号。信号微弱由于心脏只产生微弱的兴奋来控制心肌细胞产生规律的收缩与舒张，且我们不能用直接法进行测量，故心电信号到达体表时只有微伏到毫伏级的电压，给测量带来很大的难度。 三、信号特征分析对ecg信号特征波形的分析与了解，是研究ecg信号采集的基础。ecg信号一般包括qrs波群、p波及t波，并且可大致分出r-r间期、p-r间期、q-t间期及s-t间期等几个分析心脏状态的重要参数，图2.1所示为正常人的一个完整周期的ecg信号。在ecg信号中，qrs波群是ecg信号中最为重要的特征波，该波群携带着关于心脏状态的重要信息，另外qrs波群的准确定位是获取其它间期值的重要前提。ecg信号主要特征波形及特征参数描述如下8：图2.1 正常ecg信号波形特征分析示意图表2.1 特征波形特征波形具体描述p波它代表左右心房兴奋过程中的电位变化。波形时间宽度一般为0.080.11s，电压不超过0.25mv，幅值较低，波形一般圆钝光滑，在心电信号上不易辨认。当其时间宽度和振幅超出以上范围时，常表示心房肥大。p-r段其产生于心房的复极过程，来源于房室结和房室束电活动，电位变化极弱。在ecg图形中，其是从p波的终点到qrs波起点之间的曲线，在体表较难检测。qrs波群其表示两心室去极化过程中的电位变化，正常的qrs波群，时间宽度在0.060.10s之间，幅度一般为10v4mv。其由向下的q波、尖高向上的r波以及与r波相联并向下的s波组成。波群的时间宽度超出范围时，是心室肥厚的表现，r波的检测常用来判断是否心率失常。st段其表示为心室缓慢的复极过程，正常时接近于基线。波形时间宽度为0.0550.255s。当其偏离基线范围-0.050.1mv时候，会有心肌梗死或冠状动脉供血不足等情况的发生。t波其反映的是心电再极化的过程，与心肌代谢相关。正常情况下，波形方向与qrs波方向相同。t波的时间宽度为0.050.25s，幅度不应低于同导联r波的1/10。当其倒置时，可表示为心肌缺血和低血钾等症状。u波在t波后，其方向一般与t波一致，由心室复极化形成。波形的时间宽度一般为0.020.04s，平均幅值电压为0.03mv，在胸导联中较清晰。其在ecg图形中的呈现与心率相关，心率较快时比较明显，慢时较难辨认。特征波形描述如上表2.1所示：主要特征参数描述如表2.2所示： 表2.2 ecg信号特征参数 ecg信号特征参数具体描述r-r间期当前r波与下一个r波之间的间隔，它是心率的倒数。p-r间期代表心房激动传导至心室的时间间期长。正常心率情况下，p-r间期在0.120.20秒之间。如果心动过缓，其p-r间期会略长(如0.25秒)，长期如此，则表明存在心室传导阻滞。s-t间期st间期为心室去极后至复极开始时间的间期长。其始于qrs波群的终点，并以t波起点为结点，正常情况下电位接近于电位线。 q-t间期代表心室从去极开始至复极结束的时间间期长。其间期长度随心率快慢不同有所不同。正常的qt间期在0.320.44秒之间。某些疾病会使q-t间期明显延长，因此q-t间期具有重要的诊断意义。第二节 ecg信号所包含噪声分类及处理方法ecg信号滤噪的必要性：ecg信号是一种非常微弱的体表电信号，幅值约为0.54mv，频谱能量主要集中在0.05100hz，属于低幅值、低频率信号。由于人体所处的复杂的环境，在从人体体表提取到的信号中不免会参杂着较强的干扰噪声，这些噪声甚至会完全淹没ecg信号，使得到的信号失去原有的波形。因此需要采用具体有效的去噪方法，使干扰噪声得到十分有效的抑制，并且更加突出qrs波群特征波，这便于后期对ecg信号采集模块进行拓展。可见去噪处理对于ecg信号的提取具有十分重要的意义。图2.2所示为mit-bih数据库中的100心电数据的频谱图，它的频率范围为0.05100hz。其中qrs波群能量主要集中在825hz内，属于ecg信号高频区，并且占据信号能量中的主要部分。然而p波及t波分布于频率相对较低频区，即0.510hz。运动伪迹与基线漂移都属于低频噪声，它们的频带低于7hz。因为mit-bih中的数据来自于美国，所以在使用此类数据的时候，工频噪声在60hz及其倍频处。肌电噪声的频率一般在l0300hz之间。以下是对心电信号中主要存在的一些噪声进行的介绍9。 图2.2 心电信号频谱图 基线漂移基线漂移一般是由人体呼吸及肢体运动等所引起的，其会导致心电信号出现不规律的漂动，或上下摇曳等现象。因此将导致心电信号失真严重，以至影响心脏类疾病诊断，故滤除这类噪声是十分必要的。图2.3是受基线漂移干扰的ecg信号。由于基线漂移能量主要集中在0.5hz以下，故可以设计一个高通滤波器来将此滤除。 图2.3 受基线漂移干扰的ecg信号工频噪声工频噪声是来自人体及其周围环境的电源频率及其谐波成分。图2.4是受工频噪声干扰的ecg信号。由于我国所使用的大多数电器都是用的220v交流电，其频率点是50hz，稳定范围一般在48hz到52hz之间，故所测得的ecg信号含有大量50hz的噪声。由于此噪声为50hz左右，故可以设计一个陷波器来达到滤除的效果。图2.4 受工频干扰ecg信号肌电噪声人体处于活动状态或者身体的某一部位在受到刺激的时候将会产生动作电位，即肌电干扰。图2.5是受肌电噪声干扰的ecg信号。这种干扰会和心电波形叠加，使心电波形产生不规则的变化。肌电干扰的频率范围非常广泛，一般在10300hz，大部分能量集中在100hz以上，幅值处于毫伏级，是高频干扰。如果不能较好的抑制，那么得到的ecg信号会出现很多毛刺，使得到的信号不清晰。由于肌电噪声属于高频信号，故可以设计一个低通滤波器达到滤除肌电噪声的目的。 图2.5 受肌电噪声干扰ecg信号 第三节 本章小结本章首先对心电信号的形成生物机理、波形特征、信号特点做了简要的介绍，使对ecg信号有一个初步的了解，为采集ecg信号做理论准备。然后分析了ecg信号包含的噪声种类，提出了解决思路。42重庆邮电大学本科毕业论文 第三章 心电采集硬件电路设计第一节 心电采集模块的总体硬件设计硬件电路设计是本课题的精髓，它在很大程度上决定了整个系统的整体性能。根据应用环境与系统功能的要求，本文将硬件电路分为拾取部分、预处理部分及显示部分。由于ecg信号十分微弱，频率低，噪声强烈，并且设备还要直接与人体接触，这就要求本课题所设计的电路必须考虑到以上诸多因素，既要求取得较好地提取信号的效果，又不能对人体造成伤害。综上考虑，分析思路如下。一、系统硬件电路设计原则本课题的目的是将从人体体表提取到的含有大量噪声的ecg信号进行预处理，得到比较干净完整的信号。考虑到ecg信号本身的特征和作用对象的特殊性，所以研究开发过程中在考虑硬件滤波设计基本要求的同时必须考虑到人体的安全。实验的成功与否关系到最终检测是否正确，会不会出现误判，甚至关系到人身安全。所以在设计硬件滤波系统时必须遵循如下原则10：安全性原则本课题所设计的设备是用来采集心电信号，属于简易的医疗仪器，故系统在设计制作要符合医疗仪器设备的安全规定，保证其电气性能安全。为了达到此要求，本课题选用5v低压电源，并且做到隔墙，这样即使漏电了也不会对人身安全造成伤害，保证了电气安全。低通性原则在精密医疗仪器信号提取过程中，必须使用模拟低通滤波器，并且要滤除低频与直流干扰。低通滤波器的具体作用有两个方面：首先防止信号“混迭”也即是滤噪；其次提高系统精度，以免信号失真。假如，心电提取系统没有硬件滤波电路，而仅有数字滤波，当所需频带外的噪声信号足够强时，其也将进入a/d转换器，信号的信噪比下降，进一步降低了a/d转换器的精度11。适用性原则本课题主要是为了采集ecg信号，考虑到后续工程的需要，为今后实现便携做准备，尽量做到低功耗。准确性原则系统应该能够准确测量人体微弱的心电信号，并且尽量减少信号受到环境感应电与周围设备静电的干扰，这些在元器件选择、去耦滤波及pcb板布局布线时都应当考虑到。可靠性原则系统在设计时首先考虑使用典型电路，为硬件系统的模块化及标准化作铺垫，并且在硬件设计过程中参考标准心电信号对硬件电路设计进行优化，最终使系统性能达到最优。最后保证系统能够长期稳定可靠地运行。二、系统建模基于本课题所研究的ecg的特点，综合以上几点考虑，将系统框图初步设计如图3.1所示。图3.1 系统模型框图由系统模型框图3.1得知，ecg采集节点完成从拾取电极拾取人体ecg信号，最终完成ecg信号的显示，主要完成以下工作12：ecg数据拾取ecg模块通过拾取节点与人体相连，拾取人体体表微弱生理信号并转换成电信号输入到输入端。其中，拾取电极有多种连接方法，当拾取电极与人体接触位置不同时心电信号形将有相应变化。本课题所用的信号是来自心电信号发生器，其产生的信号和从人体体表直接拾取的信号特点几乎是一样的，故与该设备直接作用于人体理论上是一致的。ecg数据放大滤波该部分包括一级放大电路即前置放大、0.05hz高通、100hz低通、50hz陷波和二级放大。主要完成对ecg原始信号的预处理，放大滤波，让得到的信号满足我们的要求。由于ecg信号非常微弱，峰值最高只有十个毫伏级，且含有大量噪声，为了能使信号正常的显示，并且方便以后对该设备的完善，为后续工作做好准备，故要尽量让所得到的ecg信号更加干净，并且峰值达到伏级以上。ecg信号显示本课题所用的显示装置是示波器。为了方便地检测所得到的ecg信号的效果，故需要对ecg信号进行实时显示，这也给调试电路带来很大的参考价值。如何证明本课题所设计的硬件电路能够对ecg信号进行处理，达到了什么样的效果，以及进行怎样的调试，示波器所显示的波形都是一把很好的标尺。故显示部分对本课题也是必不可少的。 三、系统前置放大电路的设计要求ecg信号是低频、微弱信号，为了获得能够清晰显示且达到最优精度要求的ecg信号，一方面着手提高信号的信噪比，另一方面使ecg信号的幅值放大到足够大。所以，预处理放大电路的设计就显得十分重要。由ecg信号的特点决定预处理放大器的放大倍数不宜过大，以防止放大干扰噪声从而湮没有效信号。也不宜过小，否则信号输入到后级滤波输入端时有效信号也容易被滤除掉。另外有较多共模噪声混入ecg信号中，为了滤除这些共模噪声，所以要求预处理电路的cmrr值较大。再者，因为ecg信号是低频信号，所以要求预处理放大电路具有较低的温漂。综上所述，预处理放大电路具有以下特点：增益可调、高共模抑制比、低噪声及低温漂。心电信号是比较微弱的体表生物信号，仅为毫伏级，频率在0.05100hz范围内，属于低幅值，低频率信号，且含有大量噪声。为了获得良好而清晰的ecg信号，对ecg信号采集模块14的主要技术指标要求如表3.1所示：表3.1 ecg信号采集模块主要技术指标输入阻抗/输入短路噪声（p-p）/共模抵制比（kcmr）/频带/50干扰抑制滤波器/2.510600.0510020鉴于心电信号的特殊性，前置放大电路需满足高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移等要求14。高输入阻抗生物电信号源本身是高内阻的微弱信号源，同时对ecg信号的提取方法以及人的生理状态的不同又呈现出不稳定的高内阻源性质。阻抗源的不稳定性，将导致放大器电压增益不稳定，从而形成难以修正的测量误差。理论上源阻抗是关于信号频率的函数，随频率的增大而下降。若放大器输入阻抗不够高，则会造成信号低频分量的幅度减小，产生低频失真。高共模抑制比为了抑制人体所受到的工频干扰以及所测量的参数外的其他生理作用的干扰，需选用差动放大形式。因此，cmrr是放大器的主要技术指标。生物电放大器的cmrr值一般要达到6080db，高性能放大器的cmrr则能达到100db，这说明对于10mv的共模干扰的输出与0.1v的差模信号相同。低噪声、低漂移相对于幅度仅在微伏、毫伏数量级的低频生物信号而言，低噪声、低漂移是生物电前置放大器的重要要求。高阻抗源本身就带来相当可观的热噪声，输入信号的质量较差。所以，为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声性能有严格的要求。放大器的低噪声性能主要取决于前置级，正确设计放大器的增益分配，在前置级的噪声系数较小时，可以获得良好的噪声性能。四、系统滤波器的设计讨论具多方资料显示，心电信号能量主要集中的频率范围是0.0580hz，为了最大程度减少干扰，提取较为准确的ecg信号，将通带频率范围设成0.0580hz。本课题是选用一个0.5hz的高通和一个80hz的低通串联来实现带通的功能。本课题所使用的滤波器都是有源滤波器。有源滤波器按传输特性分类一般分为三种，即巴特沃思逼近滤波器、切比雪夫逼近滤波器和贝塞尔逼近滤波器。这三种滤波器都有自己各自的特点，介绍如表3.2，其幅频特性如图3.2所示15。图3.2.1 巴特沃思 图3.2.2 切比雪夫 图3.2.3 贝塞尔表3.2 滤波器类型滤波器类型优缺点特点巴特沃思逼近其幅频特性在通带内最为平坦，并且单调变化。但是在阻带的衰减较为缓慢，选择性较差。幅值a随频率单调下降，随着电路阶数n的增加逐渐向理想矩形滤波器逼近。q=0.707。切比雪夫逼近其在通带内有纹波，在阻带内具有较陡的衰减特性，选择性较好，且波动越大选择性越好。由于具有波动性，故幅值不稳定。幅值a在通道内呈震动现象，随着电路阶数n的增加波动越大，其衰减得越快。q0.707。贝塞尔逼近其相频特性在通带内具有较高的线性度，但幅频特性较差，衰减得比较缓慢。衰减过于缓慢，不适合作对幅频特性要求比较高的电路的滤波器。q=0.57通过实验及查阅文献了解到，二阶的模拟滤波器即可满足本课题的要求。当滤波器的品质因数q值选择不同时，其性能也会有所差别。一般来说，滤波器的q值越大在阻带内衰减就越快，但是随着q值的增大系统的稳定性也会随着变差，所以q值也不是越大越好。当q=0.707时，二阶压控电压源型滤波器是巴特沃斯逼近滤波器，该类型滤波器的幅频特性最为平坦，基本上是单调变化；当q0.707时，变为切比雪夫逼近滤波器，该滤波器在阻带内可以得到不错的衰减特性，但是在通带内会有一定的波动，并且这种波动与q值成正相关；当q=0.57时，则为贝塞尔逼近类滤波器，这类滤波器的相频特性最好，但衰减特性比巴特沃斯滤波器差些。由于本课题的特殊性，希望更多的保留ecg信号的原始信息，所以信号失真的程度是本设计的重要考虑点。切比雪夫滤波器的衰减特性比巴特沃斯逼近滤波器好，虽然通带内有纹波，但其纹波大小可以通过q值的选择来改变。贝塞尔滤波器有较好的相频特性，然而本课题对相频特性没有过高要求，另外它的阻带衰减特性较差。从以上几种考虑，本课题初步选用衰减特性最好的切比雪夫逼近滤波器，虽然其在通带内有纹波，但是可是适当把q值选小一点，在衰减与幅频特性上折中，使这细微的波动可以忽略不计。第二节 ecg采集硬件电路具体设计ecg信号是一种较微弱的体表电信号，其幅值约为0.5v4 mv，频率主要分布在0.05100hz14，属于低幅值、低频率信号。本课题设计的目的是采集ecg信号，结合其特点，所设计的装置需要满足放大信号、滤除噪声等要求。由于采集的是生物电信号，故属于简易的医疗仪器，需满足生物医疗仪器的一般特性，如需要具有较高灵敏度，因为生理信号极易受到噪声的干扰，有时有效信号甚至会被湮没掉。ecg信号具有低频微弱的特点，对提取ecg信号的硬件就提出了要求。本课题ecg采集的硬件电路总体设计方案是按照硬件总体设计原则要求及现在条件提出的。本部分电路的主要功能是拾取人体ecg原始信号，然后进行初步处理。其过程可分为，通过拾取电极拾取ecg信号，但是此时ecg的信号包含有大量的噪声，微弱的ecg信号几乎被湮没，之后，将信号送入预处理放大电路，在通过多类滤波器电路滤掉噪声后再进行第二次放大，以达到伏级以上13。本系统硬件电路设计分为：预处理一级放大模块、0.05hz高通滤波、100hz低通滤波、50hz陷波。二级放大，具体流程如图3.1所示。一、ecg信号的拾取信号拾取部分主要是为了提取原始ecg信号。常用的拾取方法是采用12导联，当采用不同的导联方式，拾取到的心电信号会有细微的差别13。在本课题中心电信号的拾取部分不是本课题的重点，本课题所使用的心电信号来自于北京迈创元电子仪器有限公司的biosim12心电信号发生器，其产生的心电信号与从人体身上直接拾取的心电信号几乎是一致的，也具有心电信号的强噪声、低频、微弱等特点。故如果把此课题设计的设备作用于人体，应该只需做微小的改进。二、ecg采集信号放大电路的设计通常来讲人体生理信息、电信号都具属于低频微弱信号，ecg信号也不例外，拾取电极拾取的ecg信号的电压幅值一般在10v（婴儿）4mv（成人）之间，频率范围在0. 5100hz。本课题设计欲将心电信号从毫伏级放大到伏级，根据以往实验经验，将放大倍数设定为 800倍左右。1、前置放大电路设计由于从人体身上提取的原始心电信号信噪比非常低，并且人体生理电信号受到非常强的共模干扰噪声。所以对于预处理放大器电路类型的选择必须慎重，才可以有效的检测到ecg信号及提取到较为干净的ecg信号。结合第二章第一节中ecg信号的特点及本章第三节中前置放大电路的设计要求可知，预处理放大电路必须具有较高的共模抑制比（kcmr），高增益、高输入阻抗与低噪声、低漂移等特点。因此考虑采用三运放组成的放大器对信号进行预处理放大。本课题采用较为常见的仪用放大器ad620来实现预处理放大，它具有高精度（最大非线性度40pmm）、低失调漂移（最大为0.6v/）与低失调电压（最大50v）等特性，另外还具有低输入偏置电流（最大值1.0na）、低噪声和低功耗（内部功耗650mw）特点，图3.3是其内部工作原理，图3.4是其管脚图。图3.3 ad620内部工作原理图（源于芯片说明书）图3.4 ad620管脚图ad620是一个集成了改进型的传统三运放电路。电阻器r1和r2是片内电阻器并且经过激光微调的，用户仅需要选用一个外部电阻器rg便可以很简单的设置增益，且最大误差在0.3%左右。图3.2中的q1和q2组成ad620的前置放大级，并提供附加的增益前端。通过q1-a1-r1与q2-a2-r2两路反馈环路，确保流经器件q1和q2的集电极电流恒定不变，这样便将输入电压加在外部增益设置电阻器rg的两端。因此便产生了从输入到a1、a2输出的差分增益g， 。最重要的是共模信号被单元增益减法器a3消除，此时a3产生一个相对于ref引脚电位的单端输出电压。rg的值不只是设置增益的高低另外还可以决定预处理放大级的跨导。在减小rg的值以提高增益时，预处理放大级的跨导逐渐增加到对应三极管的跨导。这里有三个明显的优点。第一，降低增益的相对误差，因为开环增益随着设置增益的增加而增加；第二，优化放大器的频率响应，因为增益带宽乘积会随着所设置的增益倍数加大而增大；第三，可以将输入的电压噪声降低到，由控制输入的集电极电流与确定的匹配基极电阻值决定。依据课题的需要，并且使共模信号获得最大的抑制效果，初级放大器放大倍数不宜过高，放大倍数一般为几十倍，因为放大倍数过高，势必会导致共模信号的抑制效果减弱，再者对于前级的干扰噪声放大倍数太高的话，将对后面信号的处理带来比较大的麻烦甚至得不到正常信号数据。当然放大倍数也不能太小，放大倍数太小可能导致有效信号在后级滤波电路中丢失，另外考虑实际电阻阻值问题，综上所述我们设定的放大倍数为20倍，实际测量中验证这个倍数既能很好的对共模信号产生抑制又能适当的放大有用信号使其满足后级电路处理的需要。根据公式， ，可求得增益电阻为5.5k，由于放大倍数不是唯一确定的值，故在本设计中，将用一个10k的可调电阻代替。在将接入电路前先调节好阻值为5.5k，接入电路后再根据实际情况进行微调。一级放大电路图如图3.5所示。图3.5 一级放大电路图2、二级放大电路设计本课题设计决定将信号一共放大800倍左右，而第一级放大了20倍，其后的两个滤波器要各放大2倍，则二级放大电路需放大10倍左右。考虑到心电信号十分微弱，容易受到外界的影响，故本课题选用同相放大电路来作为二级放大电路。同相放大电路具有高输入阻抗、低输出阻抗等特点 ，能对共模信号起到一定的抑制作用，不易受到外界的干扰。故差分放大电路能很好地满足本课题的要求。同相放大电路如图3.6所示。图3.6 同相放大电路 由同相放大电路的3.1，先设定，得 ， 再结合市面上卖的电阻阻值，最终选择 。 （3.1）。 本课题将设定为1k, 在本电路中起到对电路保护的作用，控制电流，不会对电路的电压值产生太大的影响。二级放大电路最后设计如图3.7所示。图3.7 二级放大电路图三、ecg采集滤波电路设计1、滤波器元器件选择标准经过查阅资料，对于二阶滤波电路，电阻阻值不宜过小也不宜过大。过大则误差也会较大并且运放输入阻抗有限，将影响滤波器的精度；过小则会增加运放和前级电路的负载，甚至烧坏电路。根据本课题，由于是处理的小于100hz的信号，故电容选用100.1f之间。本课题选用的运放是比较常用的lm324运放芯片。该芯片有四组运放，可以一起工作，简化了硬件电路。工作电压为正负3v32v，范围广，本文准备使用正负5v电源，能满足要求。并且有内部补偿功能、低输入偏置电流等功能。lm324管脚图如图3.8所示。图3.8 lm324管脚图2、50hz陷波器电路设计陷波器是带阻滤波器常用的一种类型，本文设计的双t陷波器主要抑制50hz处的工频噪声。一般实验室表明，50hz工频干扰往往能完全湮没ecg信号，以至于系统不能提取到有用的ecg信号。另外，在提取人体生物电信号时，检测系统中不可避免的产生50hz工频干扰，所以常用陷波器予以抑制。本文设计的双t陷波器是有源双t带阻滤波电路，是由双t网络与运算放大器构成的。有源双t陷波器电路图如图3.9、图3.11所示，波特图分别如图3.10、图3.12所示。有源双t带阻滤波器的特性主要由双t网络中电阻电容的对称程度决定，对称性越好，陷波点的衰减能力越强。要做到中心频率点的信号相互抵消，获得衰减工频干扰的目的，只有保持以及的严格的对称关系。信号质量受陷波点的衰减程度影响，衰减不足，信噪比将降低。在具体测量系统中，可以根据滤波器的位置，提出具体陷波要求，阻带宽度由式3.4中决定，陷波器特性参数如下： （3.2） （3.3） （3.4）式中： 为电位器的分压比（反馈系数）。根据公式3.2，3.3，3.4及滤波器设计法则，再结合市面上所卖的电阻阻值选定了两组数值，第一组为，,第二组为，电路图分别如图3.9和图3.11，对应的波特图分别如图3.10和3.12所示。图3.9 50hz陷波电路1图3.10 50hz陷波电路1波特图图3.11 50hz陷波电路2图3.12 50hz陷波电路2波特图由波特图对比可知，电路2的性能比电路1 的性能好很多，滤波选择性也会相应更优。因此选择电路图2作为本课题的50hz陷波电路。3、