心电信号检测仪初期报告

摘要
心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一。

据统计，心血管疾病是威胁人类生命的主要疾病，世界上心脏病的死亡率仍占首位。

因此，对心血管疾病的诊断、治疗一直被世界各国医学界所重视，准确地进行心电信号提取，为医生提供有效的辅助分析手段是重要而有意义的课题。

随着电子技术的迅速发展，医用电子监护系统近年来己在临床诊断中逐渐应用。

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。

目前对心电信号的降噪有多种方法，本文主要从滤波的方面介绍将噪声从信号中分离。

关键词：心电信号采集，降噪，A/D转换放大，电源电路
ABSTRACT
Heart disease has become the one of major disease，which does harm to human health．According to statistics，cardiovascular disease is the major disease of threatening human life．The death rate of heart disease still takes the first place around the world，so the diagnose and treatment for cardiovascular disease is paid much attention by the medical circle around the world．Accurately extracting ECG signal and providing effective method of auxiliary analyses is a very meaningful task．Along with quick development of electronics technique，Medical electron monitoring system has been applied to the clinical diagnosis in the recent years．ECG signal acquisition, data conversion module design and development beyond the ECG characteristics. Design a circuit for ECG acquisition, and then do the A / D conversion, make the frequency of ECG sampling requirements to achieve. ECG signal is a low frequency signal, because ECG is taken directly from the human body, so the process of ECG acquisition inevitably mixed with a variety of interference signals. In order to obtain Low noise ECG signal, we need to do noise reduction of the collected ECG signal. Now, there are many ways to do the noise reduction of the ECG signal, this article introduce how to separate noise from signal using the filter.
KEYWORDS: ECG signal acquisition, noise reduction, A / D conversion, power circuit
目录
第一章研究基础 (1)
1.1心电信号的电特性分析 (1)
1.2心电信号的噪声来源 (1)
第二章硬件电路设计 (2)
2.1 心电信号采集电路的设计要求 (2)
2.2 心电采集电路总体框架 (3)
2.3 采集电路模块 (4)
2.4电平抬升电路 (8)
2.5 心电信号的50Hz带阻滤波器设计 (10)
第三章实习体会 (12)
参考文献 (13)
第一章研究基础
1.1心电信号的电特性分析
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[1]。

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。

1.2心电信号的噪声来源
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0.05-100 Hz，而90％的心电信号(ECG)频谱能量集中在0.25-35 Hz之间[2]。

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50 Hz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30-300 Hz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％。

(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。

第二章硬件电路设计
2.1 心电信号采集电路的设计要求
通过前面的分析得出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。

由于本系统需要进行大量的数学运算，所以对处理器的数据处理能力和速度也有很高的要求。

如果选用处理速度很快的处理器，则相应的外设也要有与之相适应的性能指标[3]。

综合各个方面因素，电路设计要求：
(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。

(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
图 1.1 采集电路总体框架
由于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100 Hz 以上的高频成分；为了消除50 Hz 工频干扰，设置50 Hz 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[4]。

本系统选用的前置放大器是AD620A ，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：10G Ω。

(3)低杂讯：输入电压噪声(f=1K Hz)：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：
()49.4131g
k G R Ω=+-
图1.2 AD620引脚分布图
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1.3 OP07引脚图
2.3 采集电路模块
(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[5]。

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()212
34R R K R +=-
图1.4 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：()()()1231323430035c i B o B C o
B U Y Y Y U Y U Y U Y U Y Y U Y U U K ++---=⎧⎪+-=-⎨⎪=⎩
联立上式可得：
()()()()()134123123
361o uf i U s KYY A U s Y Y Y Y Y Y K Y ==-++++-⎡⎤⎣⎦ 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：
()()()2
22012220022137uf K K R C A s s s s s RC R C Q ωωω==-++++ 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()0138RC ω=-，()21
139f f R K R =+-，()13103Q K =--式中0ω -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，从而导致系统不稳定。

如果将低通电路中的R 和C 的位置互换，就可以得到RC 高通电路。

即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就可以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结构上存在对称性，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： ()()22
2222002231131uf Ks Ks A s K s s s s RC R C Q
ωω==--++++ 当低通和高通滤波电路串联，可以构成带通滤波电路，条件是低通滤波器的截止角频率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个带通响应。

(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(图中标识为U13和U14)是常用的通用放大器，价格便宜，它具有高精度、低功耗，低偏置的特点。

其中40C 、41C 、46R 、47R 、和13U 构成高通电路，其截止频率
()
1120.03312f Hz π=≈-，
等效品质因素Q=1／3。

42C 、43C 、42R 、38R 和14U 组成低通电路，为了不损
失心电信号的高频成分，其截止频率
()
212100.7313f Hz π=≈-。

该部分电路实际调试过程中发现，如果f2设为150Hz ，信号发生器提供的正弦输入信号要到200Hz 才会有明显的衰减，为了使滤波电路的选频性能更精确，带通频带上限留有的余量不是很大，实验也证明这样效果更好。

图1.5 带通滤波电路
（输入信号：-2mv~+2mv ，频率10Hz ，正弦波）
图1.6 低通电路交流分析
（输入信号：-2mv~+2mv，频率10Hz，方波）
（输入信号：-2mv~+2mv，频率10Hz，正弦波）
图1.9 高通电路瞬态分析
（输入信号：-2mv~+2mv，频率10Hz，方波）
2.4电平抬升电路
由于本系统的A/D转换是通过单3.3V电平供电的，而ECG信号经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。

这里采用了一个2．5v的稳压管TL431经电阻分压，从而把电平抬升上
如图3.9所示
图1.10后级放大电路
（输入信号：-16mv~+16mv，频率10Hz，方波）
（输入信号：-16mv~+16mv，频率10Hz，正弦波）
图1.13 加法电路
图1.14 加法电路瞬态分析
（输入信号：-2.5v~+2.5v ，频率10Hz ，方波）
图1.15 加法电路交流分析
（输入信号：-2.5v~+2.5v ，频率10Hz ，正弦波）
2.5 心电信号的50Hz 带阻滤波器设计
虽然心电信号前置放大电路对50Hz 工频干扰有很强的抑制作用，但仅仅靠共模抑制是不够的，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l [7]。

本系统实际采用的电路就是这种双T 网络构成的带阻滤波器，如图
3.10所示，运算放大器仍选用的是OP-07。

49R = 52R =R ，44C = 45C =C ，46C 、35C 并联为2C ，50R 、51R 并联为R/2，设53R = 1R ，54R = 2R ，该电路的传递函
数为：()()()()2
222022022120221314411uf s RC s A s R R R s s s s Q RC R C ωωω++==--+⎡⎤⎣
⎦++++
式中
()()022111,1,31541K Q RC R R R ω===--+⎡⎤⎣⎦
，
调节R1,R2的比值可以控制Q 的值。

图1.16 50Hz 陷波电路 取C44=C45=C46=C35=0.068uF ，R49=R50=R51=R52=47K ，R53=R54=50K ，由上式()01250316f RC Hz π=≈-，
Q=0.5，实际调试过程表明，该电路对50Hz 的衰减在20dB 左右，对工频干扰有一定的遏制作用，但并不能满足系统要求。

图1.17 陷波电路交流分析
（输入信号：-2mv~+2mv ，频率10Hz ，正弦波）
图1.18 陷波电路瞬态分析
（输入信号：-2mv~+2mv，频率10Hz，方波）
第三章实习体会
小学期实习期间按照指导老师的要求，对硬件电路进行了设计、仿真、焊接等一系列工作，对放大电路以及滤波电路的原理有了充分的了解，加深了对模拟电路的应用。

在仿真阶段，熟悉MULTISIM10.0软件的使用，这是一款用于仿真模拟电路十分有用的软件，我相信以后还会用得到。

在画电路图时，又学习了DXP 软件，同时学会了绘制PCB板的方法，这些都是极其有用的知识，我相信对我以
后在科学研究道路上前行有着非常重要的帮助。

参考文献
[1] 张开滋，刘海样，吴杰．心电信息学．北京：科学技术文献出版社，1998．4
[2] 郭继鸿．心电学进展．北京：北京医科大学出版社，2002．9
[3] 蔡建新.张唯真．生物医学电子学．北京：北京大学出版社，1997
[4] 王保华.生物医学电子学．四川：高等教育出版社，1988
[5] 许克诚.临床心电图学教程．北京：人民卫生出版社，1999
[6] 余学飞.医学电子仪器原理与设计[M]．广州：华南理工大学出版社，2003
[7] 张唯真.生物放大器前置级的设计，1988。