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1、1 人体心电信号的特点心电信号属生物医学信号，具有如下特点：(1) 信号具有近场检测的特点，离开人体表微小的距离，就基本上检测不到信号；(2) 心电信号通常比较微弱，至多为 mV 量级；(3) 属低频信号，且能量主要在几百赫兹以下；(4) 干扰特别强。干扰既来自生物体内，如肌电干扰、呼吸干扰等；也来自生物体外， 如工频干扰、信号拾取时因不良接地等引入的其他外来串扰等；(5) 干扰信号与心电信号本身频带重叠 ( 如工频干扰等 ) 。2 采集电路的设计要求针对心电信号的上述特点，对采集电路系统的设计分析如下：(1) 信号放大是必备环节，而且应将信号提升至A D 输人口的幅度要求，即至少为 “ V”
2、的量级；(2) 应尽量削弱工频干扰的影响；(3) 应考虑因呼吸等引起的基线漂移问题；(4) 信号频率不高，通频带通常是满足要求的，但应考虑输入阻抗、线性、低噪声等因 素。3 采集电路设计分析过程3 1 前级放大电路设计由于人体心电信号的特点，加上背景噪声较强，采集信号时电极与皮肤间的阻抗大且变 化范围也较大， 这就对前级 ( 第一级 )放大电路提出了较高的要求， 即要求前级放大电路应满 足以下要求：高输入阻抗；高共模抑制比；低噪声、低漂移、非线性度小；合适的频带和动态范围。为此，选用Analog公司的仪用放大器 AD620作为前级放大(预放)。AD620的核心是 三运放电路 ( 相当于集成了三
3、个 OP07 运放 ) ，其内部结构如图 1 所示。图1AD620生畅医学放大爲的内部建构简国该放大器有较高的共模抑制比（CMRR），温度稳定性好，放大频带宽，噪声系数小且具有调节方便的特点，是生物医学信号放大的理想选择。根据小信号放大器的设计原则，前级的增益不能设置太高，因为前级增益过高将不利于后续电路对噪声的处理。根据上面的分析，前级放大电路按图2设计，并先运用 Multisim 2001 仿真。仿真过程采用 0. 5 MV , 1 . 2 Hz的差分信号源为模拟心电输入来模拟电路的放大过 程，结果满足要求。3 . 2次级放大电路（信号放大）第二级放大电路主要以提高增益为目的，选用普通的A
4、D OP07即可满足要求。3 . 3高通滤波器（消除基线漂移）在电路部分加上简单的高通滤波环节，对隔断直流通路和消除基线漂移将会起到事半功 倍的效果，本部分电路置于预放大与信号放大电路之间，一个简单的无源高通滤波电路如图3所示。楼预展输出”47叶接故大输入1其特征频率（转折频率）计算为:12nR,Ca=0- 034(1)经过高通滤波后，可X以大大削弱0 . 03 Hz以下因呼吸等引起的基线漂移程度，心电 信号低频端也就相应地取该频率。3 . 4补偿电路（抵消人体信号源中的各种噪声 ）引入补偿电路，是为了抵消人体信号源中的干扰 （包括工频干扰）。引入补偿电路的方法：在前级放大电路的反馈端与信号源
5、地端建立共模负反馈，为提高电路的反馈深度， 将反馈信号放大后（仍采用OP07）接人信号源参考端，这样可以最大限度地抵消工频干扰。引入的这种电路形式，根据其结构和功能，可形象地将其称为反馈浮置跟踪电路”。3 . 5整个电路系统的框图结构整个电路系统的原理框图及信号流程如图4所示。團n 电路魁体站构3. 6实际电路系统原理图最后的综合电路如图 5所示。图中U1单元为AD620前置放大；U2为反馈浮置跟踪部 分；U3为第二级放大输出部分。该电路的增益估算为：第一级放大:Am = 1 + R唁禺=7. 6第二级放大；弘=! +慕=101总增盅池=Al；ALi A 767(4)实际增益由于高通滤波及其他
6、损耗的存在，要比理论估算值略小，但已满足放大输出的 要求。4电路性能的实验验证按图5搭建电路，采用虚拟仪器 LabVIEW 8 . 2系统，通过NI的USB-6009DAQ 采 集电路输出的心电信号，结果如图6所示(为便于对比，采用了相同的坐标刻度)。在图6中，图6(a)为不加反馈浮置部分时采集到的信号波形，可以看出，干扰很大， 其中的主要干扰为 50 Hz的工频干扰；图6(b)为加上反馈浮置电路部分后采集到的心电波 形，其基线附近的仍有部分纹波干扰，但较图6(a)不加反馈浮置时得到的波形已大为改善，可见加上反馈浮置电路对降低人体中干扰信号有很大帮助。至于仍残留的工频干扰，可在系统后续部分采用有关滤波技术进一步加以抑制，这里不再讨论有关工频干扰的进一步滤波问题。-0*jhha & n I i图s 虫轻申朶集列的心电建瞪5结语（如笔（信号的采用以AD620及OP07为核心的信号放大器来实现心电信号的放大，电路功耗小, 敏度高，理论上最低只需 3 V的电源，可由外接电池提供，容易实现基于移动式设备 记本电脑）为核心的心电信号采集及处理，是一种实用的心电信号前端采集放大电路进一步优化可在采集后由软件进行调理）。
