心电信号采集及系统设计.docx

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微弱信号检测课题报告

心电信号采集

—噪声分析及抑制

指导老师：

宋俊磊

院系：

机电学院测控系

班级：

学号：

姓名：

【目录】

【摘要】 3

第一章 4

1.1人体生物信息的基本特点[1} 4

1.2体表心电图及心电信号的特征分析[4] 5

1.3心电信号的噪声来源[7] 6

1.4心电电极和导联体系分析 7

1.4.1系统电极选择[8] 7

第二章硬件电路设计 8

2.1心电信号采集电路的设计要求 8

2.2心电采集电路总体框架 9

2.3采集电路模块 11

2.4AD620引入的误差 11

2.4.1电子元件内部噪声 11

2.4.2集成运放的噪声模型：

13

2.4.3AD620的噪声计算 14

2.4.4前置放大电路改进措施 15

2.5滤波电路设计 17

2.6电平抬升电路[14] 20

2.7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，这种生物电信号可以波及人体各个部分，

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，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。

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到采样要求。

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，所以在心电采集的过程中不可避免会混入各种干扰信号。

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处理。

运用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，采用前置差动放大+带通滤波器+50Hz陷波器（带阻滤波器）组成的模式，对心电信号进行测量。

关键词：

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；此外，生物信号对来自测量系统（包括人体）之外的干扰十分敏感，这是因为：

（1）被测生物医学信号的提取信号微弱：

如心电信号幅度一般在10uV～4mV：

要求测试系统具有较高的灵敏度。

而灵敏度越高，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：

一般在0.05Hz～200Hz，频带范围不宽；工频50Hz干扰和人体其它信号几乎落在所有生物电信号的频带范围内，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，一般为几十千欧；

（4）人体相当于一个导体，将接受空间电磁场的各种干扰信号；除了外界环境对被测信号的干扰之外，微弱信号还常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方法，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于强电磁场环境中，成为无法回避的客观事实；而且还由于抗干扰和低噪声本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处理，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，通过各种传感器，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，其测量仪器的电路结构基本相同，不同的只是因信号的频率和幅度不同，对电路的性能要求不同。

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主要向智能化、系统化和集成化方向发展。

目前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，后端多数采用的是处理性能较高的嵌入式微处理器。

这种处理器性能强大，它使得心电仪在心电数据采集、处理、存储和显示等功能的基础上，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征分析[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改变，引起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于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”的功能，维持人体循环系统的正常运转。

心电信号从宏观上记录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。

每一个心脏细胞的除极和复极过程可以等效于一个电偶极子的活动。

为了研究方便和简化分析，可以把人体看作是一个容积导体，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，所有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，通常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]

按照美国心电学会确定的标准，正常心电信号的幅值范围在10μV-4mv之间，典型值为1mV。

频率范围在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，它的主要频率范围是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。

从医学理论和实践可以理解，心电信号受人体生理状态和测量过程等多种因素的影响而呈现复杂的形态；同时，个体的差异也使心电信号千差万别。

阐述心电信号特征的相关文章和书籍很多，本人在认真阅读和分析的基础上，得出心电信号特征主要体现在以下四个方面：

（1）微弱性：

从人体体表获取的心电信号一般只有10μV-4mV，典型值为1mV。

（2）不稳定性：

人体信号处于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，且容易接收外来信号的影响，信号容易随着外界干扰的变换而变化，具有一定的随机性。

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。

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0.25-35Hz之间[13]。

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50Hz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5Hz；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％。

（6）信号处理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、相当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，要准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征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抑制各种干扰、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。

共模信号强度可以远远大于心电信号，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]

心电信号检测一般采用体表电极，随着时代的发展金属电极已经成为了体表的连接器。

一个由盐溶液和胶组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。

电极系统可完成离子电流到电子电流的转换。

当病人身体的运动会导致电极电位的变化，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记录中的伪差（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导致信号的基线漂移。

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要求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，使它更接近非极化电极，有效地抵消极化电压引起的干扰。

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。

这种方法把直流漂移电位减小到与峰值相比非常小的程度。

因此，这种电极移动导致的基线漂移比其他极化电极要小很多。

第二章硬件电路设计

2.1心电信号采集电路的设计要求

心电信号是一种典型的人体生理信号，具有生物电信号的普遍特征，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。

所以：

（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，选择合适的传感器。

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）进行符合要求的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，所以A/D的采样频率至少要达到200Hz以上。

（3）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，所以设置前置放大器用来放大心电信号；为了抑制基线漂移，设置了0.5Hz高通滤波；由于心电信号属于低频信号，设置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，设置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；最后设置了A/D转换电路，使信号频率达到采样要求[17]。

本系统选用的前置放大器是AD620A[11]，具有很好的性能，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其具体规格特性如下：

（1）电源供应范围：

±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／：

共模抑制比（增益G=10）：

100dB。

AD620的增益可调，范围为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，就可以求出Rg。

共模盾驱动器

低噪声的AD620允许使用的心电图显示器（图36），高1兆瓦或源电阻高并不少见。

AD620的低功耗，低电压的要求，并节省空间，此外，低偏置电流和低电流噪声再加上低电压噪声的AD620提高动态范围，更好的性能，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具有非常低的输入失调电压（对于OP07A最大为75μV），所以OP07在很多应用场合不需要额外的调零措施。

OP07同时具有输入偏置电流低（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特别适用于高增益的测量设备和放大传感器的微弱信号等方面。

其主要规格参数有：

电源供应范围：

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

2.3.1前置放大电路设计

（1）心电测量中，皮肤和电极接触将引起极化电压，如果两个电极完全对称，这种极化电压数值和相位相同，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抑制比（CMRR），共模抑制比高能很好地抑制干扰。

心电信号前置放大器的共模抑制比一般要在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导致极化电阻阻抗值发生变化。

极化电阻可以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，变化的极化电阻会导致前置放大电路的分压输出处于不稳定状态。

所以心电前置放大器必须具有很高的输入阻抗才能减弱心电信号的衰减影响。

信号源阻抗一般在数十欧姆到数K欧姆之间，心电前置放大器的输入阻抗应该比源阻抗至少高两个数量级，以保证信号的不失真。

（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，尤其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围，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正确的测量。

总之前置放大器的选择要从高共模抑制比、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

1、电阻的热噪声

（1）起因：

电阻热噪声起源于电阻中自由电子随机热运动，导致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Pt

B：

为系统等效带宽，HZ

e：

热噪声电压值

（5）电压有效值（均方根值）

2、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起的。

凡是有导体接触不理想的元器件，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服从正态分布，均值仍为零

②功率谱密度函数反比工作频率，又称低频噪声

③一般限定下限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HZ

Idc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晶体管PN结的散弹噪声；

②电阻的热噪声；

③不同金属接触的1/f噪声。

2．运放的in-en噪声模型

in表示等效输入噪声电压，

en表示等效输入噪声电流。

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fA=0时，则En2→∞,In2→∞,公式无效。

所以一般取fA≥0.01Hz

2.4.3AD620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

等效输出电压噪声（eno）：

100nV/√HzG=10,0hz

等效输入电流噪声（max）：

0.1pA/√HzG=10,0hz

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

0.1x12等效电流噪声

电阻热噪声：

Vn2=4KbTRB（V2/Hz）

在室温下：

V噪声=4R

电极的电阻为：

R=1KΩ

电阻的噪声电压：

er=42+42=5.6nV/Hz

放大器电流噪声：

ei=（0.1×1）2+（0.1×1）2=0.14nV/Hz

放大器电压噪声：

eni=13Nv/Hz

enO=100nV/Hz

根据A/D620数据手册得出：

en=132+（100÷10）2=16.4nV/Hz，

G=10

总的输入噪声电压为：

eN=en2-er2-ei2=17.3nV/Hz

由式（1-1）可得Eni=0.29μV,

EnO=10*Eni=2.9μV

2.4.4前置放大电路改进措施

噪声匹配

放大器的噪声系数F

利用变换阻抗，则可达到最小噪声系数

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结构来充分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抑制比参数，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，可以有效地提高共模抑制比，如图3.4和图3.5所示，和接成射极跟随器，可以稳定输入信号和提高输入阻抗和共模抑制比；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，进一步提高共模抑制比：

、、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，从而降低共模电压，较强地抑制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，严重会导致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：

降低位移电流干扰的一种有效办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，它经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。

右腿驱动电路实际可以看成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干扰的抑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，限流电阻通常在1MΩ以上。

图3.6右腿驱动电路

l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，滤波电路传递函数一般采用复频率表示方式，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。

需要注意的是必须保证系统处于稳定状态，既极点都处于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如下：

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，可以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，是一个二阶低通滤波器。

其中，，式中-特征角频率，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