心電采集系統(tǒng)中模擬電路的設計方案

　　心電信號作為心臟電活動在人體體表的表現(xiàn)，信號比較微弱，其頻譜范圍是0.05～ 200Hz，電壓幅值為0～5mV，信號源的阻抗為數(shù)千歐到數(shù)百千歐，并且存在著大量的噪聲， 所以心電采集系統(tǒng)的合理設計是能否得到正確的心電信號的關鍵部件。心電信號的測量條件是相當復雜的，除了受包括肌電信號、呼吸波信號、腦電信號等體內(nèi)干擾信號的干擾以外還受到50HZ 市電、基線漂移、電極接觸和其他電磁設備的體外干擾，因此，在強噪聲下如何 有效地抑制各種干擾將成為心電采集系統(tǒng)設計的關鍵。

　　1 心電采集系統(tǒng)簡介

　　完整的心電采集系統(tǒng)包括模擬和數(shù)字兩部分，其中模擬部分主要完成心電信號的拾 取、放大和濾波等，數(shù)字部分將對模擬部分獲得的心電信號進行分析與處理，以便醫(yī)護人員 得出正確的診斷結果，因此心電采集系統(tǒng)中的模擬電路在心電監(jiān)護系統(tǒng)中具有重要作用。心電采集系統(tǒng)的總體結構如圖1 所示。

　　由攜帶在人體上的專用電極拾取的心電信號首先經(jīng)前置放大器初步放大，并在對各種干擾信號進行一定抑制后送入帶通濾波器，以濾除心電頻率范圍以外的干擾信號，然后由主放 大器將濾波后的信號進一步放大到合適范圍，再經(jīng)50Hz 陷波器濾除工頻干擾，得到模擬的 心電信號將被送入AD 轉換系統(tǒng)進行模數(shù)轉換，轉換成數(shù)字信號后由中央處理單元負責后續(xù) 的分析處理。

　　2 前置放大電路

　　從人體體表拾取的心電信號一般只有幾個毫伏，為了提高其分辨率以便于后端顯示和 處理，首先需要對信號進行放大。在心電信號采集過程中，前置放大電路對心電信號的影響 最大，為提高心電信號的性能，前置放大電路的放大倍數(shù)不能選擇得太大(一般小于20)， 否則會由于有較大的干擾信號(指電極的極化電壓)，致使放大器產(chǎn)生阻塞現(xiàn)象。

　　對于心電信號而言，采集的信號屬于差模信號，所以其放大器都采用差動放大電路結 構，使用最普遍的是采用低噪聲、高輸入阻抗、高共模抑制比、高增益和抗干擾能力強的同 相并聯(lián)差動放大電路，即通常所說的三運放儀表放大器，本系統(tǒng)采用通用的集成運放LM324 來構成這種放大器的。LM324 是一種4 集成運算放大器，由于價格低廉且使用方便，所以被 廣泛應用于控制和信號放大處理之中。我們在實驗室認真設計和反復實驗，用LM324 構成的 電路成功實現(xiàn)了心電信號的放大處理，其主要技術指標都能滿足要求。LM324 既可以單電源 使用，也可以雙電源使用，電源電壓可以從+5V 一直用到±15 V，而且驅動功耗低，每一組 運放差模增益可達到100dB。通過外圍電路的合理設計，使得以LM324 為主要器件的放大電 路完全能滿足高放大倍數(shù)、高穩(wěn)定性的心電信號放大處理要求。

　　值得一提的是，LM324 的低電流噪聲特別適用于ECG 的應用，它有很好的直流特性：輸 入失調(diào)電壓小于5mV，輸入失調(diào)電壓溫漂小于7uV/℃，輸入偏置電流小于40nA，共模抑制 比達100dB，而它的低功耗、低電源(低至3V)、精簡封裝等特性更是電池供電便攜式心電監(jiān) 護系統(tǒng)的極佳選擇。放大電路原理如圖2 所示。

　　圖2 設計的放大器由兩級組成，U1C 和U1D 構成第一級的差動輸入輸出級，U2A 為基本 型差動比例電路，總的電壓增益Au，等于兩級增益之積。由于第一級采用同相輸入，有較 高的輸入電阻，U1C 和U1D 選用相同特性的運放，使它們的共模輸出電壓和漂移電壓也都相 等，再通過U2A 組成的第二級差分式電路，可以互相抵消，第二級差分放電路將雙端輸入變 單端輸出，適應接地負載的需要。把兩級電路級聯(lián)后，它們相互取長補短，使組合后的這個 電路具有輸入阻抗高、電壓增益調(diào)節(jié)方便、共模抑制比高和漂移相互抵消等一系列優(yōu)點。為 提高共模抑制比和降低溫漂影響，進一步提高電路的性能，測量放大器采用對稱結構，即嚴 格挑選幾個外接電阻R10、R11、R12、R13、R14、R15、R16 和調(diào)節(jié)RW2，使得R11=R12、R13 =R14、R16=R15+調(diào)節(jié)后RW2。所以通過調(diào)節(jié)外接電阻RW2 的大小可以很方便地改變測量放大器的增益。

　　去除人體攜帶的交流共模干擾的一種有效方法是采用右腿驅動電路，在本圖2 的系統(tǒng) 中，右腿RL 端不是直接接地，而是接到放大器的輸出端。從驅動屏蔽的輸出端檢出共模電 壓，它經(jīng)輔助的反向放大器U0 放大后，再經(jīng)過電阻R1 反饋到右腿，由此而得到右腿驅動的 名稱，即人體的位移電流不再流入地，而是流向R1 和輔助放大器U0 的輸出端。但是由于右 腿驅動電路存在交流干擾電壓的反饋環(huán)路，而可能有交流電流流經(jīng)人體，成為不安全因素， 限流電阻不能很小，通常取1M 歐以上，即R1 在這里起安全保護作用，當病人與地之間出現(xiàn) 很高電壓時，輔助放大器U0 飽和，右腿驅動電路不起作用，U0 等效于接地，因此電阻R1 這時就起限流保護作用。干擾信號送右腿驅動放大器進行反相放大,傳到右腿驅動電極RL 對于干擾信號是一種深度的負反饋，它有效地削弱了人體上感應的共模干擾信號。

　　3 主放大和濾波電路

　　心電的主放大及濾波電路如圖3 所示。由于檢測信號中存在的主要干擾信號有電極板 與人之間的極化電壓、50Hz 工頻干擾、儀器內(nèi)部噪聲和儀器周圍電磁場干擾等等。要想獲 得清晰穩(wěn)定的心電信號，濾波器的設計也很關鍵，特別是50Hz 的帶阻濾波器尤其重要。采 集到的心電信號中，200Hz 以上的干擾信號較強，而0.05Hz 以下的干擾信號相對較弱，所 以在濾波電路中采取先低通濾波取出200Hz 以下的信號，然后通過接高通的方式，從而濾除 極化電壓及高頻干擾。在電路中U2B 及電阻、電容組成帶通濾波器，同時使電路具有較高的 輸入阻抗。濾波電路采用阻容耦合電路，輸入阻抗高輸出阻抗低，并且輸入和輸出之間具 有良好的隔離。其作用主要是隔去前置放大器的直流電壓和直流極化電壓，耦合心電信號。 為了保證心電信號不失真地耦合到下一級，必須耦合 RC。RC 乘積越大，放大器的低頻響應 越好，但RC 的取值不能無限制加大，因為 R 值受輸入阻抗的限制，C 值太大不但體積大， 漏電流增加還會引起漂移，同時還會延長回路充放電時間。人體的心電信號頻率較低，用 RC 濾波電路可以有效地避免有源濾波電路中由于通用型集成運放的帶寬較窄而不適用于高 頻范圍的缺陷。

　　4 電平抬升電路

　　放大濾波后的心電信號將被送入A/D 轉換電路進行模數(shù)轉換，而本系統(tǒng)選擇的AD 轉換 器是單5V 供電的MAX187，所以濾波之后需加一級電平抬升電路，將心電信號抬升到0～+ 5V 的范圍。電路設計很簡單，如圖4 所示。

　　5 結果分析

　　通過上述方法成功地設計實現(xiàn)了心電采集系統(tǒng)的模擬電路部分，其中的電平抬升電路簡 單可靠，放大電路具有高增益、高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲、低漂移、合適的帶寬 和動態(tài)范圍等特點，電路能在強的噪聲背景下，通過體表傳感器不失真地將微弱的心電信號 檢測出來并放大、抬升至合適的幅度，獲得較好的心電信號如圖5 所示。

　　經(jīng)試驗證明，文中設計的心電信號采集電路能夠得到臨床上有價值的心電數(shù)據(jù)，為心電信號 的后續(xù)處理提供了可靠的保證。