心電信號(hào)采集及系統(tǒng)設(shè)計(jì)

1、 微弱信號(hào)檢測(cè)課題報(bào)告心電信號(hào)采集 噪聲分析及抑制指導(dǎo)老師： 宋俊磊 院 系： 機(jī)電學(xué)院測(cè)控系 班 級(jí)： 學(xué) 號(hào)： 姓 名： 【目錄】【摘 要】3第一章41.1人體生物信息的基本特點(diǎn)141.2 體表心電圖及心電信號(hào)的特征分析451.3心電信號(hào)的噪聲來源761.4 心電電極和導(dǎo)聯(lián)體系分析7系統(tǒng)電極選擇87第二章 硬件電路設(shè)計(jì)82.1 心電信號(hào)采集電路的設(shè)計(jì)要求82.2 心電采集電路總體框架92.3采集電路模塊112.4 AD620引入的誤差112.4.1 電子元件內(nèi)部噪聲11 集成運(yùn)放的噪聲模型：13 AD620的噪聲計(jì)算142.4.4 前置放大電路改進(jìn)措施152.5 濾波電路設(shè)計(jì)172.6電平

2、抬升電路14202.7心電信號(hào)的50Hz帶阻濾波器（50Hz陷波）設(shè)計(jì)1520結(jié)論22附錄：參考文獻(xiàn)23 【摘 要】 心臟是人體循環(huán)系統(tǒng)的核心，心臟的活動(dòng)是由生物電信號(hào)引發(fā)的機(jī)械收縮。在人體這個(gè)三維空間導(dǎo)體當(dāng)中，這種生物電信號(hào)可以波及人體各個(gè)部分，在人體體表產(chǎn)生規(guī)律性的電位變化。在人體體表的一定位置安放電極，按時(shí)間順序放大并記錄這種電信號(hào)，可以得到連續(xù)有序的曲線，這就是心電圖。 針對(duì)心電信號(hào)的特點(diǎn)進(jìn)行心電信號(hào)的采集、數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換模塊的設(shè)計(jì)與開發(fā)。設(shè)計(jì)一種用于心電信號(hào)采集的電路，然后進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，使得心電信號(hào)的頻率達(dá)到采樣要求。人體的心電信號(hào)是一種低頻率的微弱信號(hào)，由于心電信號(hào)直接取自人體，所以在

3、心電采集的過程中不可避免會(huì)混入各種干擾信號(hào)。為獲得含有較小噪聲的心電信號(hào)，需要對(duì)采集到的心電信號(hào)做降噪處理。運(yùn)用一個(gè)心電信號(hào)檢測(cè)放大電路，充分考慮了人體心電信號(hào)的特點(diǎn)，采用前置差動(dòng)放大+帶通濾波器+50Hz陷波器(帶阻濾波器)組成的模式，對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行測(cè)量。關(guān)鍵詞： 心電信號(hào)采集，降噪，A/D轉(zhuǎn)換放大，噪聲分析第一章11人體生物信息的基本特點(diǎn)1人體的生物信號(hào)測(cè)量的條件是很復(fù)雜的。在測(cè)量某種生理參數(shù)的同時(shí)，存在著其它生理信號(hào)的噪聲背景；此外，生物信號(hào)對(duì)來自測(cè)量系統(tǒng)(包括人體)之外的干擾十分敏感，這是因?yàn)椋?1)被測(cè)生物醫(yī)學(xué)信號(hào)的提取信號(hào)微弱：如心電信號(hào)幅度一般在10u V4mV：要求測(cè)試系統(tǒng)具有

4、較高的靈敏度。而靈敏度越高，對(duì)干擾也就越敏感，即極易把干擾信弓引入測(cè)試系統(tǒng)；(2)頻率低：一般在0.05Hz200Hz，頻帶范圍不寬；工頻50Hz干擾和人體其它信號(hào)幾乎落在所有生物電信號(hào)的頻帶范圍內(nèi)，而50Hz干擾又是普遍存在的；(3)生命體為發(fā)出不穩(wěn)定自然信號(hào)的信號(hào)源：人體內(nèi)阻、檢測(cè)電極與皮膚的接觸電阻等為信號(hào)源內(nèi)阻，其阻值較大，一般為幾十千歐；(4)人體相當(dāng)于一個(gè)導(dǎo)體，將接受空間電磁場(chǎng)的各種干擾信號(hào)；除了外界環(huán)境對(duì)被測(cè)信號(hào)的干擾之外，微弱信號(hào)還常常被深埋在測(cè)試系統(tǒng)內(nèi)部的噪聲中?？垢蓴_和低噪聲，構(gòu)成生物信號(hào)測(cè)量的兩個(gè)基本條件。 本文的目的是在分析的基礎(chǔ)上，得到生物信號(hào)測(cè)量系統(tǒng)的強(qiáng)抗干擾能力和

5、低噪聲電子設(shè)計(jì)方法，我們把抗干擾和低噪聲作為人體測(cè)量盼基本條件，不只是由于人體電子測(cè)量是處于強(qiáng)電磁場(chǎng)環(huán)境中，成為無法回避的客觀事實(shí)；而且還由于抗干擾和低噪聲本來就是電子設(shè)計(jì)開始時(shí)必須予以考慮的環(huán)節(jié)。 總之，人體生物醫(yī)學(xué)信號(hào)的提取和處理，是自然科學(xué)領(lǐng)域中難度最大的。生物電信號(hào)，如心電、腦電，通過電極用一定導(dǎo)聯(lián)方式提取出來；非電量參數(shù)，如心音、脈搏、體溫、呼吸等，通過各種傳感器，換能器變換成電信號(hào)后被提取。常見的有脈波換能器，心音換能器，綁帶式流量換能器，張力換能器。 對(duì)于能夠通過電極提取的體表生物電信號(hào)，其測(cè)量?jī)x器的電路結(jié)構(gòu)基本相同，不同的只是因信號(hào)的頻率和幅度不同，對(duì)電路的性能要求不同。常見的

6、生物電信號(hào)有心電(ECG)、腦電(EEG)、肌電(EMG)、視網(wǎng)膜電和眼電等。 前便攜式心電圖儀的設(shè)計(jì)主要向智能化、系統(tǒng)化和集成化方向發(fā)展。目前市面上常見的便攜式心電儀多數(shù)是采用了前后端的實(shí)現(xiàn)方式，前端是以單片機(jī)為核心的心電信號(hào)采集系統(tǒng)，后端多數(shù)采用的是處理性能較高的嵌入式微處理器。這種處理器性能強(qiáng)大，它使得心電儀在心電數(shù)據(jù)采集、處理、存儲(chǔ)和顯示等功能的基礎(chǔ)上，還能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)心電數(shù)據(jù)的分析3。1.2 體表心電圖及心電信號(hào)的特征分析4 心電是心臟的無數(shù)心肌細(xì)胞電活動(dòng)的綜合反映，心電的產(chǎn)生與心肌細(xì)胞的除極和復(fù)極過程密不可分。心肌細(xì)胞在靜息狀態(tài)下，細(xì)胞膜外帶有正電荷，細(xì)胞膜內(nèi)帶有同等數(shù)量的負(fù)電荷，此種

7、分布狀態(tài)稱為極化狀態(tài)，這種靜息狀態(tài)下細(xì)胞內(nèi)外的電位差稱為靜息電位，其值保持相對(duì)的恒定。當(dāng)心肌細(xì)胞一端的細(xì)胞膜受到一定程度的刺激(或閾刺激)時(shí)，對(duì)鉀、鈉、氯、鈣等離子的通透性發(fā)生改變，引起膜內(nèi)外的陰陽離子產(chǎn)生流動(dòng)，使心肌細(xì)胞除極化和復(fù)極化，并在此過程中與尚處于靜止?fàn)顟B(tài)的鄰近細(xì)胞膜構(gòu)成一對(duì)電偶，此變化過程可用置于體表的一定檢測(cè)出來。由心臟內(nèi)部產(chǎn)生的一系列非常協(xié)調(diào)的電刺激脈沖，分別使心房、心室的肌肉細(xì)胞興奮，使之有節(jié)律地舒張和收縮，從而實(shí)現(xiàn)“血液泵”的功能，維持人體循環(huán)系統(tǒng)的正常運(yùn)轉(zhuǎn)。心電信號(hào)從宏觀上記錄心臟細(xì)胞的除極和復(fù)極過程，在一定程度上客觀反映了心臟各部位的生理狀況，因而在臨床醫(yī)學(xué)中有重要意義

8、。每一個(gè)心臟細(xì)胞的除極和復(fù)極過程可以等效于一個(gè)電偶極子的活動(dòng)。為了研究方便和簡(jiǎn)化分析，可以把人體看作是一個(gè)容積導(dǎo)體，心臟細(xì)胞的電偶極子在該容積導(dǎo)體的空間中形成一定方向和大小的電場(chǎng)，所有偶極子電場(chǎng)向量相加，形成綜合向量，即心電向量。當(dāng)它作用于人體的容積導(dǎo)體時(shí)。在體表不同部位則形成電位差，通常從體表檢測(cè)到的心電信號(hào)就是這種電位差信號(hào)。當(dāng)檢測(cè)電極安放位置不同時(shí)，得到的心電信號(hào)波形也不同，于是產(chǎn)生了臨床上不同的導(dǎo)聯(lián)接法，同時(shí)也考慮有可能用體表心電電位分布圖反推心臟外膜電位即心電逆問題的求解。5心電信號(hào)的電特性分析6按照美國(guó)心電學(xué)會(huì)確定的標(biāo)準(zhǔn)，正常心電信號(hào)的幅值范圍在10V-4mv之間，典型值為1mV。

9、頻率范圍在O.05-100Hz以內(nèi)，而90的ECG頻譜能量集中O.25-35Hz之間，心電信號(hào)頻率較低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要頻率范圍是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz12。心搏的節(jié)律性和隨機(jī)性決定了心電信號(hào)的準(zhǔn)周期和隨機(jī)時(shí)變特性。從醫(yī)學(xué)理論和實(shí)踐可以理解，心電信號(hào)受人體生理狀態(tài)和測(cè)量過程等多種因素的影響而呈現(xiàn)復(fù)雜的形態(tài)；同時(shí)，個(gè)體的差異也使心電信號(hào)千差萬別。闡述心電信號(hào)特征的相關(guān)文章和書籍很多，本人在認(rèn)真閱讀和分析的基礎(chǔ)上，得出心電信號(hào)特征主要體現(xiàn)在以下四個(gè)方面：(1)微弱性：從人體體表獲取的心電信號(hào)一般只有10V-4mV，典型值為1mV。(2)不穩(wěn)定性

10、：人體信號(hào)處于不停的動(dòng)態(tài)變化當(dāng)中。(3)低頻特性：人體心電信號(hào)的頻率多集中在O.05-100Hz之間。(4)隨機(jī)性：人體心電信號(hào)反映了人體的生理機(jī)能，是人體信號(hào)系統(tǒng)的一部分，由于人體的不均勻性，且容易接收外來信號(hào)的影響，信號(hào)容易隨著外界干擾的變換而變化，具有一定的隨機(jī)性。1.3心電信號(hào)的噪聲來源7人體心電信號(hào)是一種弱電信號(hào)，信噪比低。一般正常的心電信號(hào)頻率范圍為0.05-100 Hz，而90的心電信號(hào)(ECG)頻譜能量集中在0.25-35 Hz之間13。采集一種電信號(hào)時(shí)，會(huì)受到各種噪聲的干擾，噪聲來源通常有下面幾種：(1)工頻干擾 50 Hz工頻干擾是由人體的分布電容所引起，工頻干擾的模型由5

11、0 Hz的正弦信號(hào)及其諧波組成。幅值通常與ECG峰峰值相當(dāng)或更強(qiáng)。(2)電極接觸噪聲 電極接觸噪聲是瞬時(shí)干擾，來源于電極與肌膚的不良接觸，即病人與檢側(cè)系統(tǒng)的連接不好。其連接不好可能是瞬時(shí)的，如病人的運(yùn)動(dòng)和振動(dòng)導(dǎo)致松動(dòng)；也可能是檢測(cè)系統(tǒng)不斷的開關(guān)、放大器輸入端連接不好等。電極接觸噪聲可抽象為快速、隨機(jī)變化的階躍信號(hào)，它按指數(shù)形式衰減到基線值，包含工頻成分。這種瞬態(tài)過渡過程可發(fā)生一次或多次、其特征值包括初始瞬態(tài)的幅值和工頻成分的幅值、衰減的時(shí)間常數(shù)；其持續(xù)時(shí)間一般的1s左右，幅值可達(dá)記錄儀的最大值。(3)人為運(yùn)動(dòng) 人為運(yùn)動(dòng)是瞬時(shí)的(但非階躍)基線改變，由電極移動(dòng)中電極與皮膚阻抗改變所引起。人為運(yùn)動(dòng)

12、由病人的運(yùn)動(dòng)和振動(dòng)所引起，造成的基線干擾形狀可認(rèn)為類似周期正弦信號(hào)，其峰值幅度和持續(xù)時(shí)間是變化的，幅值通常為幾十毫伏。(4)肌電干擾(EMG) 肌電干擾來自于人體的肌肉顫動(dòng)，肌肉運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生毫伏級(jí)電勢(shì)。EMG基線通常在很小電壓范圍內(nèi)。所以一般不明顯。肌電干擾可視為瞬時(shí)發(fā)生的零均值帶限噪聲，主要能量集中在30-300 Hz范圍內(nèi)。(5)基線漂移和呼吸時(shí)ECG幅值的變化 基線漂移和呼吸時(shí)ECG幅值的變化一般由人體呼吸、電極移動(dòng)等低頻干擾所引起，頻率小于5 Hz；其變化可視為一個(gè)加在心電信號(hào)上的與呼吸頻率同頻率的正弦分量，在O.015-O.3Hz處基線變化變化幅度的為ECG峰峰值的15。(6)信號(hào)處理中

13、用電設(shè)備產(chǎn)生的儀器噪聲 心電信號(hào)是由人體心臟發(fā)出的極其精密、相當(dāng)復(fù)雜并且有規(guī)律的微弱信號(hào)，外界干擾以及其它因素的存在都會(huì)使其變得更為復(fù)雜，要準(zhǔn)確地對(duì)其進(jìn)行自動(dòng)檢測(cè)、存儲(chǔ)、分析卻是一項(xiàng)十分艱巨的任務(wù)。例如，工頻干擾信號(hào)對(duì)心電圖的影響會(huì)使心電信號(hào)的特征點(diǎn)定位變得十分困難。因此，心電信號(hào)的監(jiān)視、分析必須在建立在有效抑制各種干擾、檢測(cè)出良好的心電信號(hào)的基礎(chǔ)之上。 (7)共模信號(hào)(commonmode signal)：從體表采集到的信號(hào)除了人體心臟產(chǎn)生的電信號(hào)外，還包含許多與心電無關(guān)的電信號(hào)。由于體表各個(gè)導(dǎo)聯(lián)均可看到這些信號(hào)，故稱為共模信號(hào)。共模信號(hào)強(qiáng)度可以遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于心電信號(hào)，從而干擾心電圖分析。1.4

14、心電電極和導(dǎo)聯(lián)體系分析系統(tǒng)電極選擇8心電信號(hào)檢測(cè)一般采用體表電極，隨著時(shí)代的發(fā)展金屬電極已經(jīng)成為了體表的連接器。一個(gè)由鹽溶液和膠組成的電極層成為了金屬電極和皮膚的接觸面。身體內(nèi)部電流是由離子運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的，而在導(dǎo)線中的電流是由電子的運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的。電極系統(tǒng)可完成離子電流到電子電流的轉(zhuǎn)換。當(dāng)病人身體的運(yùn)動(dòng)會(huì)導(dǎo)致電極電位的變化，當(dāng)用兩個(gè)電極分別引導(dǎo)生物體兩點(diǎn)的電位時(shí)，如果兩個(gè)電極本身的電位不同則會(huì)造成記錄中的偽差(又稱極化電壓)。這個(gè)小失調(diào)電壓會(huì)隨心電信號(hào)放大1000倍，因此小信號(hào)的變化也會(huì)導(dǎo)致信號(hào)的基線漂移。極化電壓在心電信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)中屬于干擾因素，應(yīng)盡量避免極化噪聲的影響。因此在心電測(cè)量系統(tǒng)中要求采用

15、非極化或極化電壓微弱的電極?？刹捎帽砻驽冇蠥g-AgCl的可拆卸的一次性軟電極，并在電極上涂有優(yōu)質(zhì)導(dǎo)電膏，使它更接近非極化電極，有效地抵消極化電壓引起的干擾。該電極漂移電位非常小，它在Ag層上鍍了一層AgCl。氯離子將在體內(nèi)、電極內(nèi)以及在AgCl層內(nèi)運(yùn)動(dòng)，在這里轉(zhuǎn)換成在Ag中的電子運(yùn)動(dòng)并傳導(dǎo)到導(dǎo)線中。這種方法把直流漂移電位減小到與峰值相比非常小的程度。因此，這種電極移動(dòng)導(dǎo)致的基線漂移比其他極化電極要小很多。 第二章 硬件電路設(shè)計(jì)2.1 心電信號(hào)采集電路的設(shè)計(jì)要求心電信號(hào)是一種典型的人體生理信號(hào)，具有生物電信號(hào)的普遍特征，如幅度小、頻率低并且易受外界環(huán)境干擾，為采集和測(cè)量帶來了難度。所以：(1)

16、對(duì)微弱的心電心電信號(hào)進(jìn)行放大和濾波等必要的信號(hào)調(diào)理a)設(shè)計(jì)合理的導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)，選擇合適的傳感器。b)設(shè)計(jì)合理的有源濾波器，能夠進(jìn)行005-100Hz的帶通濾波，50Hz陷波。c)實(shí)現(xiàn)1000倍的信號(hào)放大。d)實(shí)現(xiàn)信號(hào)電壓抬高。10(2)進(jìn)行符合要求的AD轉(zhuǎn)換根據(jù)采樣定理，采樣頻率要是心電頻率的2倍以上，所以A/D的采樣頻率至少要達(dá)到200Hz以上。(3) 設(shè)計(jì)電源電路2.2 心電采集電路總體框架由心電信號(hào)是微弱信號(hào)，所以設(shè)置前置放大器用來放大心電信號(hào)；為了抑制基線漂移，設(shè)置了0.5Hz高通濾波；由于心電信號(hào)屬于低頻信號(hào)，設(shè)置了二階低通巴特沃斯濾波器，消除100 Hz以上的高頻成分（帶通濾波）；為了

17、消除50 Hz工頻干擾，設(shè)置50 Hz雙T陷波電路；為了心電信號(hào)不失真，設(shè)計(jì)了電平抬升電路；最后設(shè)置了A/D轉(zhuǎn)換電路，使信號(hào)頻率達(dá)到采樣要求17。本系統(tǒng)選用的前置放大器是AD620A11，具有很好的性能，非常適合作為心電信號(hào)測(cè)量前置放大器，引腳分布如圖3.2其具體規(guī)格特性如下：(1)電源供應(yīng)范圍：±2.3V-±18V；(2)高精度：輸人最大偏置電流：1mA；輸人最大失調(diào)電流：O5nA；輸入最大失調(diào)電壓：50V；最大溫度漂移：O6V；輸入阻抗：10G。(3)低噪聲：輸入電壓噪聲(f=1K Hz)：9nV：共模抑制比(增益G=10)：100dB。AD620的增益可調(diào)，范圍為11

18、000倍，通過調(diào)節(jié)AD620A的1和8腿之間的Rg的值來實(shí)現(xiàn)： 已知要放大的倍數(shù)，就可以求出Rg 。 共模盾驅(qū)動(dòng)器低噪聲的AD 620允許使用的心電圖顯示器（圖36），高1兆瓦或源電阻高并不少見。AD 620的低功耗，低電壓的要求，并節(jié)省空間，此外，低偏置電流和低電流噪聲再加上低電壓噪聲的AD 620提高動(dòng)態(tài)范圍，更好的性能，使其應(yīng)用于心電檢測(cè)中。 本電路所用的集成放大電路為OP07。引腳分布如圖3.3。OP07芯片是一種低噪聲的單運(yùn)算放大器集成電路。由于OP07具有非常低的輸入失調(diào)電壓（對(duì)于OP07A最大為75V），所以O(shè)P07在很多應(yīng)用場(chǎng)合不需要額外的調(diào)零措施。OP07同時(shí)具有輸入偏置電流

19、低（OP07A為±2nA）和開環(huán)增益高（對(duì)于OP07A為300V/mV）的特點(diǎn)，這種低失調(diào)、高開環(huán)增益的特性使得OP07特別適用于高增益的測(cè)量設(shè)備和放大傳感器的微弱信號(hào)等方面。其主要規(guī)格參數(shù)有：電源供應(yīng)范圍：3V-18V；輸入最大失調(diào)電壓：75V；最大溫度漂移：1.3V /。圖3.3 OP07引腳2.3采集電路模塊2.3.1前置放大電路設(shè)計(jì)（1）心電測(cè)量中，皮膚和電極接觸將引起極化電壓，如果兩個(gè)電極完全對(duì)稱，這種極化電壓數(shù)值和相位相同，將作為直流共模信號(hào)輸入到心電放大器；無處不在的工頻干擾也是一種共模干擾。因而所選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

20、擾。心電信號(hào)前置放大器的共模抑制比一般要在80dB以上。（2）電極和皮膚接觸會(huì)存在極化電阻，而被測(cè)者身體的移動(dòng)會(huì)導(dǎo)致極化電阻阻抗值發(fā)生變化。極化電阻可以看作是整個(gè)電路系統(tǒng)源電阻，和前置放大電路的輸入電阻進(jìn)行分壓，變化的極化電阻會(huì)導(dǎo)致前置放大電路的分壓輸出處于不穩(wěn)定狀態(tài)。所以心電前置放大器必須具有很高的輸入阻抗才能減弱心電信號(hào)的衰減影響。信號(hào)源阻抗一般在數(shù)十歐姆到數(shù)K歐姆之間，心電前置放大器的輸入阻抗應(yīng)該比源阻抗至少高兩個(gè)數(shù)量級(jí)，以保證信號(hào)的不失真。(3)由于電子電路溫度變化而造成的零點(diǎn)漂移也能嚴(yán)重影響正常的心電信號(hào)的檢測(cè)，因而要采用低溫漂的元件，尤其是在選擇心電信號(hào)放大器時(shí)更要選擇低溫漂的產(chǎn)品

21、，否則會(huì)影響放大器的輸入范圍，使得微弱的緩變信號(hào)無法放大，心電信號(hào)中的低頻成分不能得到正確的測(cè)量?？傊爸梅糯笃鞯倪x擇要從高共模抑制比、高輸入阻抗、低噪聲和低溫漂這幾個(gè)方面著手。2.4 AD620引入的誤差 電子元件內(nèi)部噪聲1、 電阻的熱噪聲（1）起因：電阻熱噪聲起源于電阻中自由電子隨機(jī)熱運(yùn)動(dòng)，導(dǎo)致電阻兩端電荷的瞬時(shí)堆積，形成噪聲電壓（2）功率譜密度函數(shù)式中： f：頻率 R：電阻值 k=1.38´10-23J/K，波爾茲曼常數(shù) T：絕對(duì)溫度（3）幅度分布：零均值高斯分布（4）熱噪聲的等效功率PtB：為系統(tǒng)等效帶寬，HZ e：熱噪聲電壓值(5) 電壓有效值（均方根值）2、 散彈噪聲：（

22、1）起因: PN結(jié)的載流子的隨機(jī)擴(kuò)散和電子孔穴對(duì)的隨機(jī)產(chǎn)生與復(fù)合造成（2）功率譜密度函數(shù):3、1/f噪聲 （1）接觸噪聲發(fā)生在兩導(dǎo)體相連接的地方，是由于接觸點(diǎn)電導(dǎo)的隨機(jī)漲落引起的。凡是有導(dǎo)體接觸不理想的元器件，都存在接觸噪聲。接觸噪聲最早是在電子管的極板電流中發(fā)現(xiàn)的，稱為閃爍噪。（2）1/f 噪聲早期模型服從正態(tài)分布，均值仍為零功率譜密度函數(shù)反比工作頻率，又稱低頻噪聲一般限定下限0.001HZ式中：K為取決于接觸面材料類型和幾何形狀的系數(shù)。 f為頻率，單位HZ Idc直流電流平均數(shù)值（3）遷移率漲落模型 式中：N載流子總數(shù)。 aH無量綱系數(shù) 當(dāng)K=aH/N時(shí)，簡(jiǎn)化為早期模型集成運(yùn)放的噪聲模型：

23、 1 運(yùn)放的內(nèi)部噪聲源 晶體管PN結(jié)的散彈噪聲； 電阻的熱噪聲； 不同金屬接觸的1/f 噪聲。 2 運(yùn)放的 in-en 噪聲模型 in表示等效輸入噪聲電壓， en 表示等效輸入噪聲電流。 其等效電壓噪聲功率和等效電流噪聲功率取決于： 平坦段白噪聲的功率譜密度 1/f噪聲與白噪聲相交的拐點(diǎn)頻率 工作頻帶的高低頻率4 運(yùn)算放大器的噪聲性能計(jì)算等效噪聲源的歸一化功率：使用時(shí)注意：當(dāng)fA =0時(shí)，則En2 ,In2 ,公式無效。所以一般取 fA 0.01Hz AD620的噪聲計(jì)算 儀表放大器AD620參數(shù)： 等效輸入電壓噪聲(eni)：13nV/Hz G=10, 0hz<f<300hz 等

24、效輸出電壓噪聲(eno)：100nV/Hz G=10, 0hz<f<300hz 等效輸入電流噪聲(max)：0.1 pA/ Hz G=10, 0hz<f<300hz 噪聲電壓拐點(diǎn)頻率： fce =20HZ 噪聲電流拐點(diǎn)頻率: fci=200HZ 計(jì)算：電阻熱噪聲0.1x12 等效電流噪聲電阻熱噪聲：Vn2=4KbTRB(V2/Hz)在室溫下： V噪聲=4R電極的電阻為：R=1K電阻的噪聲電壓：er=42+42=5.6nV/Hz放大器電流噪聲：ei=（0.1×1）2+（0.1×1）2=0.14nV/Hz放大器電壓噪聲：eni=13Nv/Hz enO=1

25、00nV/Hz根據(jù)A/D620數(shù)據(jù)手冊(cè)得出：en=132+（100÷10）2=16.4nV/Hz，G=10總的輸入噪聲電壓為：eN= en2-er2-ei2=17.3nV/Hz由式（1-1）可得 Eni=0.29V,EnO=10*Eni=2.9V2.4.4 前置放大電路改進(jìn)措施 噪聲匹配放大器的噪聲系數(shù)F利用變換阻抗，則可達(dá)到最小噪聲系數(shù)前置放大器的性能并不是整個(gè)實(shí)際電路的性能，還必須輔以合理的電路結(jié)構(gòu)來充分發(fā)揮前置放大器的作用。前置放大級(jí)最重要的電路參數(shù)為共模抑制比參數(shù)，很大程度上取決于電路的對(duì)稱性，本系統(tǒng)采用典型的差分放大電路來作為前置放大級(jí)，可以有效地提高共模抑制比，如圖3.4

26、和圖3.5所示，和接成射極跟隨器，可以穩(wěn)定輸入信號(hào)和提高輸入阻抗和共模抑制比；將和的人體共模信號(hào)檢測(cè)出來用于驅(qū)動(dòng)導(dǎo)線屏蔽層，以消除分布電容，進(jìn)一步提高共模抑制比：、和構(gòu)成浮地驅(qū)動(dòng)電路可將人體共模信號(hào)放大后用于激勵(lì)人體右腿，從而降低共模電壓，較強(qiáng)地抑制50Hz工頻干擾。極化電壓差作為差模直流電壓信號(hào)輸入到放大器，會(huì)造成前置放大器靜態(tài)工作點(diǎn)的偏離，嚴(yán)重會(huì)導(dǎo)致放大器進(jìn)入截止或飽和狀態(tài)。這種極化電壓的存在限制了前置放大級(jí)的增益，為了避免截止或飽和，前置放大電路的增益不能太大，本系統(tǒng)設(shè)計(jì)的前置放大電路的增益 圖3.5 前置放大電路 右腿驅(qū)動(dòng)電路13】心電電極和電力線之問由于存在電容耦合會(huì)產(chǎn)生位移電流Id

27、，位移電流大部分從人體流經(jīng)地，對(duì)人體是十分有害的。皮膚與接地間的接地阻抗為Z3，位移電流流經(jīng)Z3建立共模電壓，對(duì)微弱的心電信號(hào)檢測(cè)影響很大。假定ZI，Z2為皮膚和電極1，2間的接觸電阻，Id1和Id2為心電電極1，2和電力線之間的位移電流，則導(dǎo)聯(lián)信號(hào)的兩個(gè)電極輸入端A，B因位移電流將產(chǎn)生電位差：降低位移電流干擾的一種有效辦法是采用右腿驅(qū)動(dòng)法，圖3.6為右腿驅(qū)動(dòng)的具體連接電路。由圖3.5，右腿不直接接地而是接到輔助運(yùn)算放大器U10的輸出。從R43和R44電阻結(jié)點(diǎn)檢出共模電壓，它經(jīng)過輔助的反相放大器放大后通過電阻R39反饋到右腿。人體的位移電流這時(shí)候不再流入地而是流入R39和輔助放大器的輸出。R3

28、9起安全保護(hù)作用，當(dāng)病人和地之間出現(xiàn)很高電壓時(shí)輔助放大器飽和，右腿驅(qū)動(dòng)不起作用，這時(shí)候U10等效于接地，R39此時(shí)起到限流保護(hù)作用。右腿驅(qū)動(dòng)電路實(shí)際可以看成以人體為相加點(diǎn)的共模電壓并聯(lián)負(fù)反饋電路，任何流入人體的位移電流基本等于反饋電阻上的驅(qū)動(dòng)電流。只要放大器A的開環(huán)增益足夠大，那么即使有大的位移電流流入人體，人體的電位基本保持零電位。采用右腿驅(qū)動(dòng)電路，對(duì)50Hz干擾的抑制并不以損失心電信號(hào)的頻率成分為代價(jià)。但由于右腿驅(qū)動(dòng)存在交流干擾電壓的反饋電路，而交流電流經(jīng)人體，成為不安全因素，限流電阻通常在1M以上。 圖3.6 右腿驅(qū)動(dòng)電路l 加入屏蔽層：2.5 濾波電路設(shè)計(jì)(1)濾波理論 模擬濾波器類型

29、由低通、高通、帶通、帶阻以及全通等，濾波電路傳遞函數(shù)一般采用復(fù)頻率表示方式，既S域法。傳遞函數(shù)的零、極點(diǎn)決定了該電路具體的濾波類型。“零點(diǎn)”是分子s多項(xiàng)式的根，“極點(diǎn)”則是分母多項(xiàng)式的根。需要注意的是必須保證系統(tǒng)處于穩(wěn)定狀態(tài)，既極點(diǎn)都處于S平面的左半側(cè)，否則電路會(huì)產(chǎn)生自激振蕩。圖3.7為二階有源濾波器的示意圖，運(yùn)放接成同相放大器，其增益為 圖3.7 二階有源濾波器示意圖該電路的傳遞函數(shù)推導(dǎo)如下：根據(jù)電路，分別列出節(jié)點(diǎn)C及B的電流方程I=0，得： 聯(lián)立上式可得：賦予Y1到Y(jié)4不同的阻容元件，可以得到不同類型的濾波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,則傳遞函數(shù)：該傳遞函數(shù)共有兩個(gè)極點(diǎn)而沒有

30、零點(diǎn)，是一個(gè)二階低通濾波器。其中，式中 -特征角頻率，K-運(yùn)放增益，Q-濾波電路的等效品質(zhì)因素，Q值太低，濾波器很難有陡峭的過渡帶。當(dāng)K3時(shí)，母中系數(shù)s項(xiàng)變?yōu)樨?fù)，極點(diǎn)就會(huì)移至s平面的右半平面，從而導(dǎo)致系統(tǒng)不穩(wěn)定。如果將低通電路中的R和C的位置互換，就可以得到RC高通電路。即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就可以得到二階有源高通濾波器，由于二階高通濾波器與二階低通濾波器在電路結(jié)構(gòu)上存在對(duì)稱性，他們的傳遞函數(shù)也存在對(duì)偶關(guān)系，可得高通濾波器的傳遞函數(shù)為：當(dāng)?shù)屯ê透咄V波電路串聯(lián)，可以構(gòu)成帶通濾波電路，條件是低通濾波器的截止角頻率大于高通濾波電路的截止角頻率，兩者覆蓋的通帶就提供了一個(gè)帶通響應(yīng)

31、。(2)心電信號(hào)的帶通濾波器設(shè)計(jì)圖3.8是帶通濾波電路圖，采用兩個(gè)運(yùn)放設(shè)計(jì)成二階有源高通和低通濾波電路并組合成帶通濾波，兩個(gè)運(yùn)放的增益為1。OP-07(圖中標(biāo)識(shí)為U13和U14)是常用的通用放大器，價(jià)格便宜，它具有高精度、低功耗，低偏置的特點(diǎn)。其中、和構(gòu)成高通電路，其截止頻率， 等效品質(zhì)因素Q=13。、和組成低通電路，為了不損失心電信號(hào)的高頻成分，其截止頻率。 圖3.8 帶通濾波電路2.6電平抬升電路14由于本系統(tǒng)的A/D轉(zhuǎn)換是通過單電平供電的，而ECG信號(hào)經(jīng)過放大后會(huì)是交變信號(hào)，為了是心電信號(hào)不失真，必須在把信號(hào)送到A/D轉(zhuǎn)換之前，把電平給抬升上去。即將腦電信號(hào)疊加在一個(gè)合適的直流電平上，使之符合AD轉(zhuǎn)換器的輸入范圍，這里采用了一個(gè)25v的穩(wěn)壓管LM385經(jīng)電阻分壓，從而把電平抬升上去，如圖3.9所示：圖3.9 電平抬升電路2.7心電信號(hào)的50Hz帶阻濾波器（50Hz陷波）設(shè)計(jì)15雖然心電信號(hào)前置放大電路對(duì)50Hz工頻干擾有很強(qiáng)的抑制作用，但僅僅靠共模抑制是不夠的，還需要設(shè)計(jì)專門的濾波電路來濾除，模擬帶阻濾波器，俗稱陷波器。最典型的陷波電路是無源雙T網(wǎng)絡(luò)加運(yùn)算放大器，雙T網(wǎng)絡(luò)實(shí)際是由低通和高通濾波器并聯(lián)組合成的二階有源帶阻濾波器，兩個(gè)運(yùn)算放大器接成射