心电信号采集及系统设计

微弱信号检测课题报告心电信号采集—噪声分析及克制指导老师：宋俊磊院系：机电学院测控系班级： 学号： 姓名：

【目录】TOC\o"1-3"\h\z\u【摘要】 3第一章 41.1人体生物信息的基本特点[1} 41.2体表心电图及心电信号的特性分析[4] 51.3心电信号的噪声来源[7] 61.4心电电极和导联体系分析 71.4.1系统电极选择[8] 7第二章硬件电路设计 82.1心电信号采集电路的设计规定 82.2心电采集电路总体框架 92.3采集电路模块 112.4AD620引入的误差 112.4.1电子元件内部噪声 112.4.2集成运放的噪声模型： 132.4.3AD620的噪声计算 142.4.4前置放大电路改善方法 152.5滤波电路设计 172.6电平抬升电路[14] 202.7心电信号的50Hz带阻滤波器（50Hz陷波）设计[15] 20结论 22附录：参考文献 23【摘要】心脏是人体循环系统的核心，心脏的活动是由生物电信号引发的机械收缩。在人体这个三维空间导体当中，这种生物电信号能够涉及人体各个部分，在人体体表产生规律性的电位变化。在人体体表的一定位置安放电极，准时间次序放大并统计这种电信号，能够得到持续有序的曲线，这就是心电图。针对心电信号的特点进行心电信号的采集、数据转换模块的设计与开发。设计一种用于心电信号采集的电路，然后进行A/D转换，使得心电信号的频率达成采样规定。人体的心电信号是一种低频率的微弱信号，由于心电信号直接取自人体，因此在心电采集的过程中不可避免会混入多个干扰信号。为获得含有较小噪声的心电信号，需要对采集到的心电信号做降噪解决。运用一种心电信号检测放大电路，充足考虑了人体心电信号的特点，采用前置差动放大+带通滤波器+50Hz陷波器(带阻滤波器)构成的模式，对心电信号进行测量。核心词：心电信号采集，降噪，A/D转换放大，噪声分析第一章1．1人体生物信息的基本特点[1}人体的生物信号测量的条件是很复杂的。在测量某～种生理参数的同时，存在着其它生理信号的噪声背景；另外，生物信号对来自测量系统(涉及人体)之外的干扰十分敏感，这是由于：(1)被测生物医学信号的提取信号微弱：如心电信号幅度普通在10uV～4mV：规定测试系统含有较高的敏捷度。而敏捷度越高，对干扰也就越敏感，即极易把干扰信弓引入测试系统；(2)频率低：普通在0.05Hz～200Hz，频带范畴不宽；工频50Hz干扰和人体其它信号几乎落在全部生物电信号的频带范畴内，而50Hz干扰又是普遍存在的；(3)生命体为发出不稳定自然信号的信号源：人体内阻、检测电极与皮肤的接触电阻等为信号源内阻，其阻值较大，普通为几十千欧；(4)人体相称于一种导体，将接受空间电磁场的多个干扰信号；除了外界环境对被测信号的干扰之外，微弱信号还经常被深埋在测试系统内部的噪声中。抗干扰和低噪声，构成生物信号测量的两个基本条件。本文的目的是在分析的基础上，得到生物信号测量系统的强抗干扰能力和低噪声电子设计办法，我们把抗干扰和低噪声作为人体测量盼基本条件，不只是由于人体电子测量是处在强电磁场环境中，成为无法回避的客观事实；并且还由于抗干扰和低噪声原来就是电子设计开始时必须予以考虑的环节。总之，人体生物医学信号的提取和解决，是自然科学领域中难度最大的。生物电信号，如心电、脑电，通过电极用一定导联方式提取出来；非电量参数，如心音、脉搏、体温、呼吸等，通过多个传感器，换能器变换成电信号后被提取。常见的有脉波换能器，心音换能器，绑带式流量换能器，张力换能器。对于能够通过电极提取的体表生物电信号，其测量仪器的电路构造基本相似，不同的只是因信号的频率和幅度不同，对电路的性能规定不同。常见的生物电信号有心电(ECG)、脑电(EEG)、肌电(EMG)、视网膜电和眼电等。前便携式心电图仪的设计重要向智能化、系统化和集成化方向发展。现在市面上常见的便携式心电仪多数是采用了前后端的实现方式，前端是以单片机为核心的心电信号采集系统，后端多数采用的是解决性能较高的嵌入式微解决器。这种解决器性能强大，它使得心电仪在心电数据采集、解决、存储和显示等功效的基础上，还能够实现对心电数据的分析[3]。1.2体表心电图及心电信号的特性分析[4]心电是心脏的无数心肌细胞电活动的综合反映，心电的产生与心肌细胞的除极和复极过程密不可分。心肌细胞在静息状态下，细胞膜外带有正电荷，细胞膜内带有同等数量的负电荷，此种分布状态称为极化状态，这种静息状态下细胞内外的电位差称为静息电位，其值保持相对的恒定。当心肌细胞一端的细胞膜受到一定程度的刺激(或阈刺激)时，对钾、钠、氯、钙等离子的通透性发生变化，引发膜内外的阴阳离子产生流动，使心肌细胞除极化和复极化，并在此过程中与尚处在静止状态的邻近细胞膜构成一对电偶，此变化过程可用置于体表的一定检测出来。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、心室的肌肉细胞兴奋，使之有节律地舒张和收缩，从而实现“血液泵”的功效，维持人体循环系统的正常运转。心电信号从宏观上统计心脏细胞的除极和复极过程，在一定程度上客观反映了心脏各部位的生理状况，因而在临床医学中有重要意义。每一种心脏细胞的除极和复极过程能够等效于一种电偶极子的活动。为了研究方便和简化分析，能够把人体看作是一种容积导体，心脏细胞的电偶极子在该容积导体的空间中形成一定方向和大小的电场，全部偶极子电场向量相加，形成综合向量，即心电向量。当它作用于人体的容积导体时。在体表不同部位则形成电位差，普通从体表检测到的心电信号就是这种电位差信号。当检测电极安放位置不同时，得到的心电信号波形也不同，于是产生了临床上不同的导联接法，同时也考虑有可能用体表心电电位分布图反推心脏外膜电位即心电逆问题的求解。[5]心电信号的电特性分析[6]按照美国心电学会拟定的原则，正常心电信号的幅值范畴在10μV-4mv之间，典型值为1mV。频率范畴在O.05-100Hz以内，而90％的ECG频谱能量集中O.25-35Hz之间，心电信号频率较低，大量的是直流成分，去掉直流，它的重要频率范畴是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz[12]。心搏的节律性和随机性决定了心电信号的准周期和随机时变特性。从医学理论和实践能够理解，心电信号受人体生理状态和测量过程等多个因素的影响而呈现复杂的形态；同时，个体的差别也使心电信号千差万别。叙述心电信号特性的有关文章和书籍诸多，本人在认真阅读和分析的基础上，得出心电信号特性重要体现在下列四个方面：(1)微弱性：从人体体表获取的心电信号普通只有10μV-4mV，典型值为1mV。(2)不稳定性：人体信号处在不停的动态变化当中。(3)低频特性：人体心电信号的频率多集中在O.05-100Hz之间。(4)随机性：人体心电信号反映了人体的生理机能，是人体信号系统的一部分，由于人体的不均匀性，且容易接受外来信号的影响，信号容易随着外界干扰的变换而变化，含有一定的随机性。1.3心电信号的噪声来源[7]人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。普通正常的心电信号频率范畴为0.05-100Hz，而90％的心电信号(ECG)频谱能量集中在0.25-35Hz之间[13]。采集一种电信号时，会受到多个噪声的干扰，噪声来源普通有下面几个：(1)工频干扰50Hz工频干扰是由人体的分布电容所引发，工频干扰的模型由50Hz的正弦信号及其谐波构成。幅值普通与ECG峰峰值相称或更强。(2)电极接触噪声电极接触噪声是瞬时干扰，来源于电极与肌肤的不良接触，即病人与检侧系统的连接不好。其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动和振动造成松动；也可能是检测系统不停的开关、放大器输入端连接不好等。电极接触噪声可抽象为快速、随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值，包含工频成分。这种瞬态过渡过程可发生一次或多次、其特性值涉及初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；其持续时间普通的1s左右，幅值可达统计仪的最大值。(3)人为运动人为运动是瞬时的(但非阶跃)基线变化，由电极移动中电极与皮肤阻抗变化所引发。人为运动由病人的运动和振动所引发，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值普通为几十毫伏。(4)肌电干扰(EMG)肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。EMG基线普通在很小电压范畴内。因此普通不明显。肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，重要能量集中在30-300Hz范畴内。(5)基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化普通由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引发，频率不大于5Hz；其变化可视为一种加在心电信号上的与呼吸频率同频率的正弦分量，在O.015-O.3Hz处基线变化变化幅度的为ECG峰峰值的15％。(6)信号解决中用电设备产生的仪器噪声心电信号是由人体心脏发出的极其精密、相称复杂并且有规律的微弱信号，外界干扰以及其它因素的存在都会使其变得更为复杂，要精确地对其进行自动检测、存储、分析却是一项十分艰巨的任务。例如，工频干扰信号对心电图的影响会使心电信号的特性点定位变得十分困难。因此，心电信号的监视、分析必须在建立在有效克制多个干扰、检测出良好的心电信号的基础之上。(7)共模信号(commonmodesignal)：从体表采集到的信号除了人体心脏产生的电信号外，还包含许多与心电无关的电信号。由于体表各个导联均可看到这些信号，故称为共模信号。共模信号强度能够远远不不大于心电信号，从而干扰心电图分析。1.4心电电极和导联体系分析1.4.1系统电极选择[8]心电信号检测普通采用体表电极，随着时代的发展金属电极已经成为了体表的连接器。一种由盐溶液和胶构成的电极层成为了金属电极和皮肤的接触面。身体内部电流是由离子运动产生的，而在导线中的电流是由电子的运动产生的。电极系统可完毕离子电流到电子电流的转换。当病人身体的运动会造成电极电位的变化，当用两个电极分别引导生物体两点的电位时，如果两个电极本身的电位不同则会造成统计中的伪差(又称极化电压)。这个小失调电压会随心电信号放大1000倍，因此小信号的变化也会造成信号的基线漂移。极化电压在心电信号检测系统中属于干扰因素，应尽量避免极化噪声的影响。因此在心电测量系统中规定采用非极化或极化电压微弱的电极。可采用表面镀有Ag-AgCl的可拆卸的一次性软电极，并在电极上涂有优质导电膏，使它更靠近非极化电极，有效地抵消极化电压引发的干扰。该电极漂移电位非常小，它在Ag层上镀了一层AgCl。氯离子将在体内、电极内以及在AgCl层内运动，在这里转换成在Ag中的电子运动并传导到导线中。这种办法把直流漂移电位减小到与峰值相比非常小的程度。因此，这种电极移动造成的基线漂移比其它极化电极要小诸多。第二章硬件电路设计2.1心电信号采集电路的设计规定心电信号是一种典型的人体生理信号，含有生物电信号的普遍特性，如幅度小、频率低并且易受外界环境干扰，为采集和测量带来了难度。因此：(1)对微弱的心电心电信号进行放大和滤波等必要的信号调理a)设计合理的导联系统，选择适宜的传感器。b)设计合理的有源滤波器，能够进行0．05-100Hz的带通滤波，50Hz陷波。c)实现1000倍的信号放大。d)实现信号电压抬高。[10](2)进行符合规定的A／D转换根据采样定理，采样频率要是心电频率的2倍以上，因此A/D的采样频率最少要达成200Hz以上。设计电源电路2.2心电采集电路总体框架由心电信号是微弱信号，因此设立前置放大器用来放大心电信号；为了克制基线漂移，设立了0.5Hz高通滤波；由于心电信号属于低频信号，设立了二阶低通巴特沃斯滤波器，消除100Hz以上的高频成分（带通滤波）；为了消除50Hz工频干扰，设立50Hz双T陷波电路；为了心电信号不失真，设计了电平抬升电路；最后设立了A/D转换电路，使信号频率达成采样规定[17]。本系统选用的前置放大器是AD620A[11]，含有较好的性能，非常适合作为心电信号测量前置放大器，引脚分布如图3.2其具体规格特性以下：(1)电源供应范畴：±2.3V-±18V；(2)高精度：输人最大偏置电流：1mA；输人最大失调电流：O．5nA；输入最大失调电压：50μV；最大温度漂移：O．6μV／℃；输入阻抗：10GΩ。(3)低噪声：输入电压噪声(f=1KHz)：9nV／：共模克制比(增益G=10)：100dB。AD620的增益可调，范畴为1～1000倍，通过调节AD620A的1和8腿之间的Rg的值来实现：已知要放大的倍数，就能够求出Rg。共模盾驱动器低噪声的AD620允许使用的心电图显示屏（图36），高1兆瓦或源电阻高并不少见。AD620的低功耗，低电压的规定，并节省空间，另外，低偏置电流和低电流噪声再加上低电压噪声的AD620提高动态范畴，更加好的性能，使其应用于心电检测中。本电路所用的集成放大电路为OP07。引脚分布如图3.3。OP07芯片是一种低噪声的单运算放大器集成电路。由于OP07含有非常低的输入失调电压（对于OP07A最大为75μV），因此OP07在诸多应用场合不需要额外的调零方法。OP07同时含有输入偏置电流低（OP07A为±2nA）和开环增益高（对于OP07A为300V/mV）的特点，这种低失调、高开环增益的特性使得OP07特别合用于高增益的测量设备和放大传感器的微弱信号等方面。其重要规格参数有：电源供应范畴：3V-18V；输入最大失调电压：75μV；最大温度漂移：1.3μV/℃。图3.3OP07引脚2.3采集电路模块（1）心电测量中，皮肤和电极接触将引发极化电压，如果两个电极完全对称，这种极化电压数值和相位相似，将作为直流共模信号输入到心电放大器；无处不在的工频干扰也是一种共模干扰。因而所选放大器一定要有很高的共模克制比(CMRR)，共模克制比高能较好地克制干扰。心电信号前置放大器的共模克制比普通要在80dB以上。（2）电极和皮肤接触会存在极化电阻，而被测者身体的移动会造成极化电阻阻抗值发生变化。极化电阻能够看作是整个电路系统源电阻，和前置放大电路的输入电阻进行分压，变化的极化电阻会造成前置放大电路的分压输出处在不稳定状态。因此心电前置放大器必须含有很高的输入阻抗才干削弱心电信号的衰减影响。信号源阻抗普通在数十欧姆到数K欧姆之间，心电前置放大器的输入阻抗应当比源阻抗最少高两个数量级，以确保信号的不失真。(3)由于电子电路温度变化而造成的零点漂移也能严重影响正常的心电信号的检测，因而要采用低温漂的元件，特别是在选择心电信号放大器时更要选择低温漂的产品，否则会影响放大器的输入范畴，使得微弱的缓变信号无法放大，心电信号中的低频成分不能得到对的的测量。总之前置放大器的选择要从高共模克制比、高输入阻抗、低噪声和低温漂这几个方面着手。2.4AD620引入的误差2.4.1电子元件内部噪声电阻的热噪声（1）起因：电阻热噪声来源于电阻中自由电子随机热运动，造成电阻两端电荷的瞬时堆积，形成噪声电压（2）功率谱密度函数式中：f：频率R：电阻值k?=?1.38???10-23?J/K，波尔兹曼常数T：绝对温度（3）幅度分布：零均值高斯分布（4）热噪声的等效功率PB：为系统等效带宽，HZe：热噪声电压值(5)电压有效值（均方根值）散弹噪声：（1）起因:PN结的载流子的随机扩散和电子孔穴对的随机产生与复合造成（2）功率谱密度函数:3、1/f噪声（1）接触噪声发生在两导体相连接的地方，是由于接触点电导的随机涨落引发的。但凡有导体接触不抱负的元器件，都存在接触噪声。接触噪声最早是在电子管的极板电流中发现的，称为闪烁噪。（2）1/f噪声早期模型=1\*GB3①服从正态分布，均值仍为零=2\*GB3②功率谱密度函数反比工作频率，又称低频噪声=3\*GB3③普通限定下限0.001HZ式中：K为取决于接触面材料类型和几何形状的系数。f为频率，单位HZIdc直流电流平均数值（3）迁移率涨落模型式中：N载流子总数。aH无量纲系数当K=aH/N时，简化为早期模型2.4.2集成运放的噪声模型：1．运放的内部噪声源=1\*GB3①晶体管PN结的散弹噪声；=2\*GB3②电阻的热噪声；=3\*GB3③不同金属接触的1/f噪声。2．运放的ininen其等效电压噪声功率和等效电流噪声功率取决于：平坦段白噪声的功率谱密度1/f噪声与白噪声相交的拐点频率工作频带的高低频率4．运算放大器的噪声性能计算等效噪声源的归一化功率：使用时注意：当fA2.4.3AD620的噪声计算仪表放大器AD620参数：等效输入电压噪声(eni)：13nV/√HzG=10,0hz<f<300hz等效输出电压噪声(eno)：100nV/√HzG=10,0hz<f<300hz等效输入电流噪声(max)：0.1pA/√HzG=10,0hz<f<300hz噪声电压拐点频率：fce=20HZ噪声电流拐点频率:fci=200HZ计算：电阻热噪声0.1x电阻热噪声：V在室温下：V电极的电阻为：R=1KΩ电阻的噪声电压：e放大器电流噪声：e放大器电压噪声：ee根据A/D620数据手册得出：eG=10总的输入噪声电压为：e由式（1-1）可得EE2.4.4前置放大电路改善方法噪声匹配放大器的噪声系数F运用变换阻抗，则可达成最小噪声系数前置放大器的性能并不是整个实际电路的性能，还必须辅以合理的电路构造来充足发挥前置放大器的作用。前置放大级最重要的电路参数为共模克制比参数，很大程度上取决于电路的对称性，本系统采用典型的差分放大电路来作为前置放大级，能够有效地提高共模克制比，如图3.4和图3.5所示，和接成射极跟随器，能够稳定输入信号和提高输入阻抗和共模克制比；将和的人体共模信号检测出来用于驱动导线屏蔽层，以消除分布电容，进一步提高共模克制比：、、和构成浮地驱动电路可将人体共模信号放大后用于激励人体右腿，从而减少共模电压，较强地克制50Hz工频干扰。极化电压差作为差模直流电压信号输入到放大器，会造成前置放大器静态工作点的偏离，严重会造成放大器进入截止或饱和状态。这种极化电压的存在限制了前置放大级的增益，为了避免截止或饱和，前置放大电路的增益不能太大，本系统设计的前置放大电路的增益图3.5前置放大电路右腿驱动电路[13】心电电极和电力线之问由于存在电容耦合会产生位移电流Id，位移电流大部分从人体流经地，对人体是十分有害的。皮肤与接地间的接地阻抗为Z3，位移电流流经Z3建立共模电压，对微弱的心电信号检测影响很大。假定ZI，Z2为皮肤和电极1，2间的接触电阻，Id1和Id2为心电电极1，2和电力线之间的位移电流，则导联信号的两个电极输入端A，B因位移电流将产生电位差：减少位移电流干扰的一种有效方法是采用右腿驱动法，图3.6为右腿驱动的具体连接电路。由图3.5，右腿不直接接地而是接到辅助运算放大器U10的输出。从R43和R44电阻结点检出共模电压，它通过辅助的反相放大器放大后通过电阻R39反馈到右腿。人体的位移电流这时候不再流入地而是流入R39和辅助放大器的输出。R39起安全保护作用，当病人和地之间出现很高电压时辅助放大器饱和，右腿驱动不起作用，这时候U10等效于接地，R39此时起到限流保护作用。右腿驱动电路实际能够当作以人体为相加点的共模电压并联负反馈电路，任何流入人体的位移电流基本等于反馈电阻上的驱动电流。只要放大器A的开环增益足够大，那么即使有大的位移电流流入人体，人体的电位基本保持零电位。采用右腿驱动电路，对50Hz干扰的克制并不以损失心电信号的频率成分为代价。但由于右腿驱动存在交流干扰电压的反馈电路，而交流电流经人体，成为不安全因素，限流电阻普通在1MΩ以上。图3.6右腿驱动电路加入屏蔽层：2.5滤波电路设计(1)滤波理论模拟滤波器类型由低通、高通、带通、带阻以及全通等，滤波电路传递函数普通采用复频率表达方式，既S域法。传递函数的零、极点决定了该电路具体的滤波类型。“零点”是分子s多项式的根，“极点”则是分母多项式的根。需要注意的是必须确保系统处在稳定状态，既极点都处在S平面的左半侧，否则电路会产生自激振荡。图3.7为二阶有源滤波器的示意图，运放接成同相放大器，其增益为图3.7二阶有源滤波器示意图该电路的传递函数推导以下：根据电路，分别列出节点C及B的电流方程∑I=0，得：联立上式可得：赋予Y1到Y4不同的阻容元件，能够得到不同类型的滤波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,则传递函数：该传递函数共有两个极点而没有零点，是一种二阶低通滤波器。其中，，式中-特性角频率，K-运放增益，Q-滤波电路的等效品质因素，Q值太低，滤波器很难有陡峭的过渡带。当K﹥3时，母中系数s项变为负，极点就会移至s平面的右半平面，从而造成系统不稳定。如果将低通电路中的R和C的位置交换，就能够得到RC高通电路。即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就能够得到二阶有源高通滤波器，由于二阶高通滤波器与二阶低通滤波器在电路构造上存在对称性，他们的传递函数也存在对偶关系，可得高通滤波器的传递函数为：当低通和高通滤波电路串联，能够构成带通滤波电路，条件是低通滤波器的截止角频率不不大于高通滤波电路的截止角频率，两者覆盖的通带就提供了一种带通响应。(2)心电信号的带通滤波器设计图3.8是带通滤波电路图，采用两个运放设计成二阶有源高通和低通滤波电路并组合成带通滤波，两个运放的增益为1。OP-07(图中标记为U13和U14)是惯用的通用放大器，价格便宜，它含有高精度、低功耗，低偏置的特点。其中、、、、和构成高通电路，其截止频率，等效品质因素Q=1／3。、、、和构成低通电路，为了不损失心电信号的高频成分，其截止频率。图3.8带通滤波电路2.6电平抬升电路[14]由于本系统的A/D转换是通过单电平供电的，而ECG信号通过放大后会是交变信号，为了是心电信号不失真，必须在把信号送到A/D转换之前，把电平给抬升上去。即将脑电信号叠加在一种适宜的直流电平上，使之符合AD转换器的输入范畴，这里采用了一种2．5v的稳压管LM385经电阻分压，从而把电平抬升上去，如图3.9所示：图3.9电平抬升电路2.7心电信号的50Hz带阻滤波器（50Hz陷波）设计[15]即使心电信号前置放大电路对50Hz工频干扰有很强的克制作用，但仅仅靠共模克制是不够的，还需要设计专门的滤波电路来滤除，模拟带阻滤波器，俗称陷波器。最典型的陷波电路是无源双T网络加运算放大器，双T网络实际是由低通和高通滤波器并联组合成的二阶有源带阻滤波器，两个运算放大器接成射随状态，增益都为