心电信号采集模块的设计

医学仪器与设备课程设计题目：心电信号采集模块的设计院系：电气工程学院专业：生物医学工程姓名：学号：指导老师：时间：2008年12月29日——2009年1月6日心电信号采集电路的设计一、系统概述心电信号采集模块组成：心电电极；导联线；缓冲放大器；威尔逊电阻网络；差动放大；低通滤波器；高通滤波器；50Hz陷波器；光电隔离器；增益可调电路；调零电路(1)心电电极生物电引导电极实际完成人体和测量系统之间的界面作用。

为了把生物电信号引入信号处理模块中，引导电极必须具备电流的传导能力。

在人体内，电流靠离子导电，而在测试系统内是电子导电。

通过引导电极，把离子电流变为电子电流，所以电极实际上起了一个换能器的作用。

提取心电信号，采用的是皮肤表面电极（体表电极）。

(2)导联线此设计中心电采集模块由4个电极组成导联线，包括三个肢体电极和一个右腿接地（右腿驱动）电极。

电极获取的心电信号仅为毫伏级，所以导联线均用屏蔽线。

导联线的芯线和屏蔽线之间有分布电容存在（约100pF/m），为了减少电磁感应引起的干扰，屏蔽线可直接接地，但这样会降低输入阻抗。

也可以采用屏蔽驱动，这样可减少共模误差和不降低输入阻抗。

(3)缓冲放大器缓冲放大器保证心电放大器的高输入阻抗要求，起到阻抗变换作用。

生物信号源本身是高内阻的微弱信号源，通过电极提取又呈现出不稳定的高内阻源性质。

不稳定性将使放大器电压增益不稳定。

放大器的输入阻抗应至少大于1MΩ。

(4)威尔逊电阻网络威尔逊电阻网络是按照标准十二导联心电图定义组成的电阻网络。

(5)差动放大差动放大是心电前置放大的主要部分，和缓冲放大器一起组成心电图前置放大。

差动放大的作用是将幅度仅为毫伏级的微弱心电信号进行放大。

同时必须有高抗干扰能力，即具有高共模抑制比。

(6)低通滤波器心电信号的高频响应界限为100Hz，由100Hz低通滤波器完成。

(7)高通滤波器心电信号的低频响应界限为0.05Hz，由0.05Hz高通滤波器完成。

(8)50Hz陷波器50Hz陷波器用于加强滤除50Hz干扰。

有的心电图机还设有40Hz低通滤波器用于滤除肌电干扰。

(9)光电隔离器生物电放大器必须采用隔离技术，也就是与生物体接触的前置放大级采用浮地（或者浮置）放大器，这样一方面可提高放大器抑制干扰能力，更重要的可保证测量安全。

信号从浮地部分传递到普通接地部分，两部分之间没有电路直接联系。

(10)增益可调放大和调零电路光电隔离以后还需要增益调节和调零，使最后输出的心电信号频率范围为0.05~100Hz，此设计中标准增益为800。

(11) 导联屏蔽线驱动和右腿驱动电路人体本身通过各种渠道从环境中拾取工频50Hz的交流电压，在心电放大中形成交流共模干扰，这种交流共模干扰常在几伏以上，远大于心电信号。

为了消除这一交流共模干扰，一般采用导联屏蔽线驱动和右腿驱动电路。

二、系统设计框图：三、系统原理与电路图(1)缓冲放大级：缓冲级输入缓冲放大器由4个运算放大器所组成。

信号输入端设计有限幅保护电路。

用双向并联二极管（D1和D2），进而使缓冲放大器两输入端之间的电压不超过±15.7V（电源电压为±15V，二极管导通电压0.7V），起低压保护作用。

22kΩ电阻同时具有限电流保护作用，限制流入人体的电流最大为缓冲放大器的阻抗变换作用既满足生物信号源对放大器的高输入阻抗的要求，又使其后的威尔逊电阻网络的电阻值可以适当取小些，为后级放大设计带来方便。

缓冲级作为前置放大的第一级电路，除了应具有高输入阻抗外，还要求有低噪声性能；并且应使各个缓冲放大器具有相同的CMRR值，以使整个缓冲级获得高共模抑制比。

(2)威尔逊电阻网络：RA右上肢威尔逊电阻网络威尔逊电阻网络用于实现符合标准十二导联心电图要求的电阻连接，包括标准双极性肢体导联和单极性增广肢体导联。

A)标准双极性肢体导联（I 、II 、III ）：心脏活动时传导到右手、左手和左脚的心电电位分别是UR ，UL 和UF ，那么第Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联的组合原理可由下式表达： I=UL-UR II=UF-UR III=UF-ULB)单极性增广肢体导联（a VR ，a VL 和a VF ）：戈德伯杰（Goldberger ）对电阻网络进行了改进，在测定爱氏三角形某一顶点的心电信号时，去掉这一顶点到威尔森中心点的连接电阻，其他条件不变。

用这种网络所获取的心电图叫做单极肢体导联心电图，即通常所说的增压肢体导联，分别叫做aVR ，aVL 和aVF 。

单极肢体导联的组合原理可用下式表达：(3)差动放大级U1AD620AN32671854R15kΩXSC1ABExt Trig++__+_XFG115VVEE -15V仪用放大AD620心电信号送入差动放大级进行放大。

差动放大担负去掉共模干扰电压和放大心电信号的任务。

为了提高信噪比，保证信号质量，它应具有足够高的增益和较高的共模抑制比CMRR ，后级电路应不破坏低噪声性能。

此级电压增益为A1=1+49.5k Ω/5k Ω=11。

()()()⎪⎩⎪⎨⎧+-=+-=+-=222R L F F F R L L F L R R U U U aV U U U aV U U U aV(4)低通滤波U1ATL084ACD321141C3100nFIC=0VV215 VC4100nFIC=0VV3-15 VXBP1INOUTV11 Vpk1kHz0°R1100kΩR2100kΩC110nFC220nF减小R1，R2的值可以增大截止频率低通滤波(5)高通滤波R1220kΩR2110kΩC120µFC220µFU1ATL084ACD321141C3100nFIC=0VV215 VC4100nFIC=0VV3-15 VINOUTV11 Vpk1kHz0°高通滤波(6)50Hz 陷波电路A)50H 对称双T 陷波电路2R667.3kΩR767.3kΩC147nFC247nF C494nFR133.65kΩV11 Vpk 100 Hz 0DegU1ATL084ACD 321141U2ATL084ACD 321141634R22kΩKey=A50%7I NO U T 5VCC15VVEE-15V VCC15VVCCVEE-15VVEE1VCC50HZ 对称双T 陷波器在设计中采用了不对称RC 带阻电路，其参数根据需要和经验确定，在文献双T 网络有源滤波器性能分析（汪克仁编）有具体介绍。

B)50H 不对称双T 陷波电路U2ALF353D 32481VCC5VVE E-5VVEEVCC2R68.2kΩ5%R7849kΩ5%16C134nFC233nFC468nFR15%V11 Vpk 1kHz 0DegXBP1INOUT3R2500kΩKey=A 50%50HZ 不对称双T 陷波器XSC1A BExt T rig++__+_47在心电图测量时，常会受到周围50Hz 工频干扰，或者由于电极和皮肤接触不良导致严重的50Hz 工频干扰使得无法记录心电图。

50Hz 陷波器滤波电路加入可以大大改善心电图测量效果。

50Hz 陷波器滤波电路则由放大器和双T 陷波器组成。

滤除50Hz 干扰的双T 带阻滤波器由三个电阻R6=R7=R=67.3k Ω，R1=R/2和三个电容C1=C2=C=47nF ，C4=2C 组成。

双T 网络具有选频作用，可以作为某一固定频率的陷波电路，这里双T 陷波器中心频率f0=50Hz 。

无源双T 网络带阻区宽度大，品质因数Q 值小，输出带负载能力很低，因此采用运放A5组成有源双T 网络，同时引入负反馈改善选频作用，用运放A5和两个反馈电阻RF1=(1-k)R2，RF2=kR2组成，其中系数k 决定阻带宽度。

k 值取得越大，阻带宽度越窄，品质因数Q 值则越高，陷波特性好，但同时会使得稳定性变差。

反之则k 值取得越小，阻带宽度越宽，品质因数Q 值则越低，陷波特性差但同时稳定性好。

50Hz 陷波器滤波电路加入可以大大改善心电图测量效果，但是也会引起心电图发生变形，造成测量精度下降的问题。

正常情况应该不要50Hz 陷波器滤波电路，在需要时，此滤波电路可以通过模拟开关实现取舍选择。

(7)光电隔离电路U1ISO130P 72368145VDD5V VSS 5VGNDR32kΩR42kΩU2ATL084ACD 321141R520kΩR620kΩGNDVCC 15VVEE -15V ABExt Trig++__+_GNDV61mVpk 50 Hz 0°光电耦合放大级（放大倍数约为8*10）ISO130集成光电隔离放大器本身为线性隔离放大器。

输入端的心电信号先放大到不超过200mV 的电平，通常可为50mV ，ISO130的输出端6、7为双端差分信号，通过一个运算放大器TL084组成的差动放大器，将双端信号变为单端信号OUT ，同时差动放大器提供一定增益。

差动放大器增益为20k Ω/2k Ω=10，实现隔离放大功能。

此级放大倍数A2=8*10=80。

为了改善线性和减小非线性温度漂移，ISO130的引脚端3应接前级浮地，输入端2脚的输入电压的变化范围不应超过200mV。

此外，电源电压的波动会影响ISO130的性能，要使用稳压性能良好的隔离电源装置。

(8)增益可调放大及调零电路100kΩ增益可调电路用于灵敏度调节。

经过仪用放大器后的心电信号已放大11倍，再经耦合放大级后的心电信号放大80倍，这样毫伏级的心电信号就被放大到伏量级。

为适合临床测量要求，可再经过增益可调电路进行调节。

由U1A组成增益可调放大器，改变放大器负反馈电阻实现放大器的增益选择。

此级放大倍数为A3=1+(R5上)/R2。

(9)导联屏蔽线驱动和右腿驱动电路A)导联屏蔽线驱动电路导联屏蔽线驱动由U8B通过威尔逊电阻网络提取威尔逊中心电端电位，作为人体共模电压的平衡电位。

S为导联线的屏蔽层，导联屏蔽线驱动可以去除导联线屏蔽层由于分布电容的不等量衰减造成对放大器总共模抑制比CMRR的减少。

B)右腿驱动电路人体本身通过各种渠道从环境中拾取工频50Hz的交流电压，在心电放大中形成交流共模干扰，这种交流共模干扰常在几伏以上，远大于心电信号。

为了消除这一交流共模干扰，一般采用右腿电极经过电阻与放大器浮置地端相连，以降低人体的共模电压。

右腿驱动电路实际上可以看成以人体为相加点的共模电压并联负反馈电路。

人体可以看做反相放大器的反相输入端，等效的反馈电阻即为限流电阻Rz（图中为R26）。

采用右腿驱动电路，能够使工频50Hz 的交流共模干扰电压降低到1%以下。

对于50Hz交流共模干扰的抑制并不以损失心电图的频率成分为代价（如果用滤波和陷波等选频电路，由于频率成分接近则会去掉心电信号中50Hz及其附近的有用分量）。