生物医学信号采集实习汇编.docx

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生物医学信号采集实习汇编

生物医学信号采集实习

课程设计报告

心电信号采集

指导老师：

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起止日期：

目录

一、前言————————————————————3

二、心电信号简介————————————————3

三、实验要求——————————————————5

四、软件设计及仿真———————————————6

五、硬件电路及仿真———————————————12

六、人体测量结果————————————————13

七、实验总结——————————————————14

一、前言

心脏是人体血液循环的动力泵，心脏搏动是生命存在的重要标志，心脏搏动节律也是人体生理状态的重要标志之一。

心电信号是心脏电活动的一种客观表示方式，是一种典型的生物电信号，具有频率、振幅、相位、时间差等特征要素，比其他生物电信号更易于检测，并具有一定的规律性。

由于心电信号从不同方面和层次上反映了心脏的工作状态，因此在心脏疾病的临床诊断和治疗过程中具有非常重要的参考价值。

对心电信号的采集和分析一直是生物医学工程领域研究的一个热点，是一项复杂的工程，涉及到降低噪声和抗干扰技术，信号分析和处理技术等不同领域，也依赖于生命科学和临床医学的研究进展。

人体体表的一定位置安放电极，按时间顺序放大并记录这种电信号，可以得到连续有序的曲线，这就是心电图。

心电信号的各种生理参数都是复杂生命体（人体）发出的强噪声条件下的弱信号（除体温等直接测量的参数外），心电信号的幅度在10µV～4mV之间，频率范围为0.05～100Hz，淹没在50Hz的工频干扰和人体其他信号之中，检测过程及方法较复杂。

去除信号检测过程的干扰和噪声、进行心电信号的分析是心电仪器的重要功能之一，心电信号的放大质量直接影响着分析仪器的性能和对人体心脏疾病的诊断。

本次设计了一个心电信号检测放大电路，充分考虑了人体心电信号的特点，采用三导联输入—前置放大电路—带通滤波电路—次级放大电路组成的模式，并且利用软件对相应的电路进行仿真，实验结果表明，电路能够很好地完成人体心电信号的检测放大。

关键词：

AD620、TL082CP、OP07CP、LM358、陷波、右腿驱动、NIELVIS

二、心电信号简介

1.心电图

心肌是由无数个心肌细胞组成，由窦房结发出的兴奋，按一定的途径和时程，依次向心房和心室扩布，引起整个心脏的循环兴奋。

心脏各部分兴奋过程中出现的电位变化的方向、途径、次序、和时间均有一定的规律。

由于人体为一个容积导体，这种电变化也必须扩布到身体表面。

鉴于心脏在同一时间内产生大量的电信号，因此，可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢电极，将心脏产生的电位变化以时间为函数记录下来，这种记录曲线称为心电图，如下图所示。

心电图反映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。

心肌细胞的生物电变化时心电图的来源，但是心电图曲线与单个心肌细胞的膜电位曲线有明显的区别。

ECG波形是由不同的英文字母统一命名的。

心肌是由无数个心肌细胞组成，由窦房结发出的兴奋，按一定的途径和时程，依次向心房和心室扩布，引起整个心脏的循环兴奋。

心脏各部分兴奋过程中出现的电位变化的方向、途径、次序、和时间均有一定的规律。

由于人体为一个容积导体，这种电变化也必须扩布到身体表面。

鉴于心脏在同一时间内产生大量的电信号，因此，可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢电极，将心脏产生的电位变化以时间为函数记录下来，这种记录曲线称为心电图，如下图所示。

心电图反映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。

心肌细胞的生物电变化时心电图的来源，但是心电图曲线与单个心肌细胞的膜电位曲线有明显的区别。

ECG波形是由不同的英文字母统一命名的。

正常心电图由一个P波、一个QRS波群和一个T波等组成。

P波起因于心房收缩之前的心房极时的电位变化； QRS 波群起因于心室收缩之前的心室除极时的收位变化；T波为心室复极时的电位变化，其幅度不应低于同一导联R波的1/10，T波异常表示心肌缺血或损伤。

ECG的持续时间由：

P-R间期（或P-Q间期）为P波开始至QRS波群开始的持续时间，也就是心房除极开始至心室除极开始的间隔时间，正常值为0.12～0.20s，若P-R 期延长，则表示房室传导阻滞；Q-T间期为 QRS波群的开始至T波的末尾的持续时间，意为心室除极和心室复极的持续时间，正常值为 0.32～0.44s；S-T段为从QRS波群终末导T波开始之间的线段，此时心室全部处于除极状态，无电位差存在，所以正常时与基线平齐，称为等电位线，若S-T段偏离等电位线一定QRS波群持续时间正常值约为0.06～0.11s范围，则提示心肌损伤或缺血等病变；因此，实时的检测心电信号，可以从所得出的心电图上观察心脏的变化，医生就可以从所测的心电图上判断心脏各个部位的功能是否正常，所以心电图是医生治疗心脏方面的疾病所不可或缺的依据。

因此心电检测就有了实际应用的意义。

图1标准心电图图例

2.人体心电信号的干扰

人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。

一般正常的心电信号频率范围为0.05-100Hz，而90％的心电信号（ECG）频谱能量集中在0.25-35 Hz之间。

采集一种电信号时，会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：

（1）工频干扰50 Hz工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由50Hz的正弦信号及其谐波组成。

幅值通常与ECG峰峰值相当或更强。

（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导致松动；也可能是检测系统不断的开关、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、其特征值包括初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；其持续时间一般的1s左右，幅值可达记录仪的最大值。

（3）人为运动,人为运动是瞬时的（但非阶跃）基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起。

人为运动由病人的运动和振动所引起，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，幅值通常为几十毫伏。

（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基线通常在很小电压范围内。

所以一般不明显。

肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，主要能量集中在30-300Hz范围内。

（5）基线漂移和呼吸时 ECG 幅值的变化 基线漂移和呼吸时 ECG 幅值的变化一般由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引起，频率小于 5 Hz；其变化可视为一个加在心电信号上 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％。

三、实验要求

1.实验仪器设备：

1）作图工具：

TINA原理图编辑器

2）仿真工具：

使用Multisim交互式地搭建电路，然后仿真。

3）电路图实验设计：

面包板

4）电路测试：

使用NIELVISmx提供电压，显示电路数据。

2.设计要求

体表心电信号是微弱信号，极易受到干扰，心电前置放大电路设计要求尽可以将外界干扰排除，再通过ELVIS平台传到上位机做数字信号处理和显示。

要求完成以下技术指标

（一）电路的放大倍数：

800~1000倍。

（二）电路的共模抑制比：

大于75

（三）电路的输入阻抗：

大于20M

（四）电路的信号的频率响应范围：

0.05~120Hz

我们要设计的是三导联。

心电前置放大电路一般会由两~三级组成，第一级是CMRR很高的差动放大电路，主要用来抑制共模干扰，比如工频电场干扰，但这一级放大倍数一般在10倍左右（为什么这么设定，请大家思考并查资料，采用什么电路方式来提高共模抑制比也可以查资料）。

第二级通常是一个两阶低通滤波和放大10倍左右的电路。

（请大家去找到合适的两阶滤波器电路，并选用合适的电容与电阻）。

最后一级通常是可调放大倍数的放大电路，并提供一个低内阻的输出级。

高通滤波一般在前端采用无源的一阶滤波器。

四、软件设计及仿真

1、前置放大电路和右腿驱动电路的设计

（1）前级放大电路是将采集到的心电信号直接放大，该信号包含了很多背景噪声以及较高的共模信号，若这些干扰信号也随着心电信号一起被放大，将导致心电信号完全被湮没在噪声信号中，因此前级放大电路是关键，它必须满足高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声，低漂移等特点。

因此选用仪用放大器AD620，它采用经典的三运放改进设计，只需要一个电阻就能实现对增益的调节。

它具有较高的输入阻抗和共模抑制比，能够很好地达到要求。

对于前级放大的增益不宜过大，否则会使干扰信号过强，不利于后期处理。

（2）右腿驱动电路专为针对50Hz工模干扰，提高CMRR而设计的，原理是采用人体为相加点的共模电压并联负反馈，其方法是取出前置放大级中的共模电压，经驱动电路反相后在加回体表上，一般做法是将此反馈信号接到人体的右腿上，所以称为右腿驱动。

通常，病人在做正常的心电检测时，空间电厂在人体产生的干扰电压以及共模干扰是非常严重的，而用右腿驱动电路就能很好地解决了上述问题。

图1前置放大电路

由电路图1可知1脚和8脚之间的等效电阻

，根据

可得，该电路的增益G=8.41，其中电阻R1、R2的匹配性会直接影响到该放大电路的共模抑制比，因此要尽量保持阻值的相等。

图3仿真结果

由图3仿真结果可以看出，输入1mV，40HZ的交流电压后，经AD620芯片

放大测量出的信号值达到12mV左右，有效值为8.64mV，即实际放大倍数为8.64倍，与理论值相近。

2、滤波电路的设计

因为电路所要求的频带范围为0.05Hz到100Hz，由于纯粹的带通滤波器的幅频特性不好控制，因此选择低通和高通两个滤波器串联，形成一个带通滤波器。

低通滤波器的截止频率为100Hz，高通滤波器的截止频率为0.5Hz。

在芯片选择方面，由于运放本身的频带范围会影响所做滤波器的特性，因此选择频带范围较宽的TL082做为滤波器的运放。

TL082是一种通用的J-FET双运算放大器，能够用一个芯片来完成低通和高通滤波。

我们采用二阶的滤波器，虽然滤波阶数越高，滤波效果越好，但是，滤波阶数过高了就会提高成本，而且阶数越高滤波电路结构会更加复杂，调试也更加有难度。

二阶低通滤波相对于一阶来说，其滤波性能更加稳定，效果更好。

图1为滤波电路。

根据公式

得，截止频率分别为49Hz和0.08Hz，并其增益都为1。

图1带通滤波电路图

通过过对实际信号的滤波来检验滤波器的特性，心电信号是属于低频信号，则前级要放大的信号必定为低幅值、低频率的信号，由于信号的幅值和频率都很小，更加容易受到噪声的影响。

在经过高通和低通滤波之后，可以看出滤波器在截止频率范围内提供了有效的滤波。

3、主放大电路设计

整个电路的放大部分主要由主放大来承担，由于前级的放大倍数为8.6倍，因此将主放大的倍数定在100倍，整个电路总的增益为860倍（陷波器的增益不包括在内）。

这部分利用低偏置电压的TL081CD来承担。

反向输入端的1K和100K的电阻决定100倍增益，同相输入端利用100K电阻平衡两端电压，增大共模抑制比。

如图1所示：

图1主放大电路仿真图

在同相输入端输入60Hz,1mVVpp的正弦信号，经运算放大器放大后在6号脚测到信号Vpp约为10.1V，如图2所示：

主放大电路的实际放大倍数大约在100倍，与理论值的误差是由芯片本身的特性以及电阻的失配引起。

图2主放大电路仿真结果

4、50HZ陷波器的设计

由于测得的心电信号中夹杂了工频干扰，难以去除，并且干扰信号的幅值与心电信号相近，严重影响了心电信号的识别，因此在对信号进行第二级放大时采用了一个陷波器，用于除去工频干扰。

该陷波器的中心频率为50Hz，并且具有1.5倍的增益。

50HZ陷波电路电路图如图1所示：

图1陷波电路

图2仿真结果

理论上中心频率50Hz左右时有比较明显的衰减，而测量结果也跟理论相近，对于实际电路，采用频率50Hz，峰峰值为1V的，正弦信号进行测试，从图2中看出，经过陷波器之后，原本峰峰值为1V的信号，在1.5的增益下应该为1.5V，实际测得的增益为由于是50Hz的信号，衰减至0.1V，效果较明显。

5、总体电路设计

图1心电采集设计框图

电路设计中最重要的是抑制信号中噪声的产生及对噪声信号的滤除，使其对心电信号本身的影响达到最小。

本次实验中心电信号选择为0.5至100Hz之间的频带。

因为心电信号幅值大致都在1mV至3mV之间，电路供电电压为±5V，因此选择放大倍数为800至1000倍。

总的电路图设计如图2所示：

图2心电采集电路总图

图3仿真结果

理论上的放大倍数计算得出，前置放大倍数为8.41倍，主放大倍数为100倍，所以总体放大倍数约为841倍。

然而从图3的仿真结果看出，实际前置放大倍数约为7.57倍，这是因为带通滤波模块会衰减一部分信号，使总体的放大倍数减小，仿真实验到此成功结束。

五、硬件电路及仿真

1、前置放大电路

在面包板上搭建了以AD620为中心的差动放大电路以后，用NIELVIS软件仿真，输入一个频率为25Hz，峰峰值为1V的正弦信号，得出的结果如图1，可看出峰峰值放大了8倍左右，与软件仿真结果相近。

当共模输入信号时，测得的共模增益小于0.001，如图2所示。

图1前置放大电路测试结果

图2共模输入测试结果

2、带通滤波电路

用一个低通滤波电路和一个高通滤波电路搭建好一个带通滤波电路，软件仿真计算出的带通截止频率在0.08Hz-49Hz之间，但由于是实际的电路做不到理想化，所以信号从30Hz就开始衰减，如图1所示。

图1带通滤波器测试结果

3、50Hz陷波电路

图1陷波测试结果

图1可看出在中心频率为51Hz左右时的信号有明显的衰减，由于阻值的选择不同，所以测试结果与软件仿真结果存在一定的误差。

4、后级放大电路

图1后级放大测试结果

搭建好电路以后，测试得出图1的结果，由图可看出，后级放大倍数在110倍左右，与理论值的误差是由芯片本身的特性以及电阻R4和R5的失配引起。

5、总体电路

图1差模输出图2共模输出

输入为25Hz，10mV的正弦波。

采用差模输入时，输出为11.13V左右，放大1113倍采；用共模输入时，输出为1.59mV，放大0.16倍。

由公式

可得，整个电路的共模增益为76.8dB。

六、人体测量结果

图1实际测量结果

在实际测量时，电极贴的位置及个人的皮肤状况也会影响测量结果。

可以用清水湿润皮肤，并用砂皮磨掉表面的死皮，这样会使测量效果更加。

同时被测人的体质不同也会对测量结果有影响。

图2实际电路图

在面包板上完成上述电路的搭建，并对每一部分都进行单独调试。

最终的电路实物图如图2所示。

左上为前置放大，使用了AD620芯片，左下为右腿驱动电路，使用的芯片为TL082CP，中上和中部构成了一个带通滤波电路，使用了两个TL082CP，中下为陷波电路，使用的芯片为OP07CP,右下为第二级放大，使用了TL082CP芯片。

在实际测量时，采用三导联的方式，一根接右腿，其余两个分别接左右手，若分别接左右胸口效果会更佳，由于不是很方便就采用接左右手腕的方式。

七、实验总结

1、难点

（1）前置放大电路中抑制共模信号的调制。

（2）消除随机噪声、工频噪声、内部噪声的干扰。

（3）电路图的设计，芯片、电阻等元件的选择。

2、调试经验

（1）开始连接的电路没有加入50Hz陷波电路，但在实际测量中有大量的工频干扰，于是加入了该模块，结果有效地一直掉了工频干扰。

（2）原来选择的低通滤波起的阻值为11K，理论计算出的截止频率为97.6Hz，但实际测量中大量的干扰频率在50Hz左右，于是修改了阻值，改为33K，这样可以滤掉更多的干扰，有利于得出正常的心电图。

（3）第一次没有成功测出心电信号，经讨论才知道是因为前置放大器模块没有做好，导致大量的共模信号进入了电路，由于心电信号非常微小，就被这些干扰信号淹没了，于是修改了差分输入的阻值，选择了两个特别接近的阻值，以减小共模干扰，计算出前置放大器的共模抑制比在0.001dB左右，有效抑制了共模干扰，最终得出了正常的心电信号。

（4）虽然最后实验成功了，但是还是存在一些干扰信号，说明滤波这一块还需改进。

心电测量电路中对噪声的消除是十分重要的。

外界噪声很有可能在电路的任何一部分掺杂进来，所以在最后再加一个低通滤波器滤除高频噪声是必要的。

（5）电极的放置对心电的影响也很大，放在一个准确的位置可以很容易地从示波器上看到清晰的波形，反之，心电信号太过微弱会被噪声完全淹没。

（6）实验中，有源滤波器比无源的滤波效果要好很多。

两个有源滤波器串联构成的带通滤波器也比无源和有源串联的效果好。

（7）对于电容的选择：

在本次实验中，用瓷片电容的效果比电解电容要好一点。

因为瓷片电容构成的滤波器滤除高频成分的性能好，电解电容构成的滤波器滤除低频成分的性能好。