心電采集系統(tǒng)中模擬電路的設(shè)計(jì)方案

　　心電信號(hào)作為心臟電活動(dòng)在人體體表的表現(xiàn)，信號(hào)比較微弱，其頻譜范圍是0.05～ 200Hz，電壓幅值為0～5mV，信號(hào)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(shè)計(jì)是能否得到正確的心電信號(hào)的關(guān)鍵部件。心電信號(hào)的測(cè)量條件是相當(dāng)復(fù)雜的，除了受包括肌電信號(hào)、呼吸波信號(hào)、腦電信號(hào)等體內(nèi)干擾信號(hào)的干擾以外還受到50HZ 市電、基線(xiàn)漂移、電極接觸和其他電磁設(shè)備的體外干擾，因此，在強(qiáng)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(shè)計(jì)的關(guān)鍵。

　　1 心電采集系統(tǒng)簡(jiǎn)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(hào)的拾 取、放大和濾波等，數(shù)字部分將對(duì)模擬部分獲得的心電信號(hào)進(jìn)行分析與處理，以便醫(yī)護(hù)人員 得出正確的診斷結(jié)果，因此心電采集系統(tǒng)中的模擬電路在心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)中具有重要作用。心電采集系統(tǒng)的總體結(jié)構(gòu)如圖1 所示。

　　由攜帶在人體上的專(zhuān)用電極拾取的心電信號(hào)首先經(jīng)前置放大器初步放大，并在對(duì)各種干擾信號(hào)進(jìn)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(hào)，然后由主放 大器將濾波后的信號(hào)進(jìn)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(hào)將被送入AD 轉(zhuǎn)換系統(tǒng)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)后由中央處理單元負(fù)責(zé)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(hào)一般只有幾個(gè)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(duì)信號(hào)進(jìn)行放大。在心電信號(hào)采集過(guò)程中，前置放大電路對(duì)心電信號(hào)的影響 最大，為提高心電信號(hào)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(huì)由于有較大的干擾信號(hào)(指電極的極化電壓)，致使放大器產(chǎn)生阻塞現(xiàn)象。

　　對(duì)于心電信號(hào)而言，采集的信號(hào)屬于差模信號(hào)，所以其放大器都采用差動(dòng)放大電路結(jié) 構(gòu)，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(qiáng)的同 相并聯(lián)差動(dòng)放大電路，即通常所說(shuō)的三運(yùn)放儀表放大器，本系統(tǒng)采用通用的集成運(yùn)放LM324 來(lái)構(gòu)成這種放大器的。LM324 是一種4 集成運(yùn)算放大器，由于價(jià)格低廉且使用方便，所以被 廣泛應(yīng)用于控制和信號(hào)放大處理之中。我們?cè)趯?shí)驗(yàn)室認(rèn)真設(shè)計(jì)和反復(fù)實(shí)驗(yàn)，用LM324 構(gòu)成的 電路成功實(shí)現(xiàn)了心電信號(hào)的放大處理，其主要技術(shù)指標(biāo)都能滿(mǎn)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(qū)動(dòng)功耗低，每一組 運(yùn)放差模增益可達(dá)到100dB。通過(guò)外圍電路的合理設(shè)計(jì)，使得以LM324 為主要器件的放大電 路完全能滿(mǎn)足高放大倍數(shù)、高穩(wěn)定性的心電信號(hào)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(yīng)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(dá)100dB，而它的低功耗、低電源(低至3V)、精簡(jiǎn)封裝等特性更是電池供電便攜式心電監(jiān) 護(hù)系統(tǒng)的極佳選擇。放大電路原理如圖2 所示。

　　圖2 設(shè)計(jì)的放大器由兩級(jí)組成，U1C 和U1D 構(gòu)成第一級(jí)的差動(dòng)輸入輸出級(jí)，U2A 為基本 型差動(dòng)比例電路，總的電壓增益Au，等于兩級(jí)增益之積。由于第一級(jí)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(yùn)放，使它們的共模輸出電壓和漂移電壓也都相 等，再通過(guò)U2A 組成的第二級(jí)差分式電路，可以互相抵消，第二級(jí)差分放電路將雙端輸入變 單端輸出，適應(yīng)接地負(fù)載的需要。把兩級(jí)電路級(jí)聯(lián)后，它們相互取長(zhǎng)補(bǔ)短，使組合后的這個(gè) 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(diǎn)。為 提高共模抑制比和降低溫漂影響，進(jìn)一步提高電路的性能，測(cè)量放大器采用對(duì)稱(chēng)結(jié)構(gòu)，即嚴(yán) 格挑選幾個(gè)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(guò)調(diào)節(jié)外接電阻RW2 的大小可以很方便地改變測(cè)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(qū)動(dòng)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(qū)動(dòng)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(guò)電阻R1 反饋到右腿，由此而得到右腿驅(qū)動(dòng)的 名稱(chēng)，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(qū)動(dòng)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(hù)作用，當(dāng)病人與地之間出現(xiàn) 很高電壓時(shí)，輔助放大器U0 飽和，右腿驅(qū)動(dòng)電路不起作用，U0 等效于接地，因此電阻R1 這時(shí)就起限流保護(hù)作用。干擾信號(hào)送右腿驅(qū)動(dòng)放大器進(jìn)行反相放大,傳到右腿驅(qū)動(dòng)電極RL 對(duì)于干擾信號(hào)是一種深度的負(fù)反饋，它有效地削弱了人體上感應(yīng)的共模干擾信號(hào)。

　　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(cè)信號(hào)中存在的主要干擾信號(hào)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?chē)姶艌?chǎng)干擾等等。要想獲 得清晰穩(wěn)定的心電信號(hào)，濾波器的設(shè)計(jì)也很關(guān)鍵，特別是50Hz 的帶阻濾波器尤其重要。采 集到的心電信號(hào)中，200Hz 以上的干擾信號(hào)較強(qiáng)，而0.05Hz 以下的干擾信號(hào)相對(duì)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(hào)，然后通過(guò)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(shí)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(hào)。 為了保證心電信號(hào)不失真地耦合到下一級(jí)，必須耦合 RC。RC 乘積越大，放大器的低頻響應(yīng) 越好，但RC 的取值不能無(wú)限制加大，因?yàn)?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(huì)引起漂移，同時(shí)還會(huì)延長(zhǎng)回路充放電時(shí)間。人體的心電信號(hào)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(yùn)放的帶寬較窄而不適用于高 頻范圍的缺陷。

模擬電路文章專(zhuān)題:模擬電路基礎(chǔ)

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