用于运动监护的心电模拟前端的设计

吴隆谊，何楚楚，陈亚珠

0 引言

随着人们健康意识的不断提升、医疗保健需求的不断提高，医院等医疗机构所提供的医疗服务已经不能满足人们日益增长的医疗保健需求，新的医学模式强调预防战略观念，要求医学服务形式从医疗型向医疗、预防、保健型转变[1]。

心电信号反映出心脏活动状况，是心血管健康的重要指标，所以心电检测作为医疗保健的常规项目具有重要的意义。传统的心电检测以患者前往医院就诊的方式进行，由于设备的限制不可能做到心电的长时间连续测量。动态心电图虽然允许患者自由活动中持续地测量，但佩戴方式复杂，需要由专门的医护人员进行佩戴；而且贴片电极和导联线的使用一定程度上限制了被测者的活动。运动状态下，心脏的负荷增大，冠心病、心肌缺血等症状容易在心电信号中表现出来，所以运动心电更能反映出心脏的健康状态[2]。传统的心电检测设备和动态心电图都不能满足运动心电检测的要求，所以开发一款佩戴方便的运动心电检测系统具有重要的意义。

1 心电模拟前端的设计需求

人体心电信号幅度为 10μV～5mV，频率范围为0.05～150Hz，由于人体体表接触阻抗很大，在心电采集过程中不可避免的引入各种干扰，如表1所示：

表1 相同面积的各种电极与皮肤接触阻抗[3]

主要的噪声干扰包括：（1）工频干扰；（2）射频干扰；（3）肌电干扰[3]。被广泛采用的Ag/AgCl 电极，由于使用了导电膏，能有效的贴附在皮肤上，从而获得良好的导电性能。但Ag/AgCl 电极存在很多问题，例如长时间使用后导电膏脱水影响信号质量[4]，人体出汗时容易脱落等等。所以Ag/AgCl 电极并不适用于运动状态下的心电检测。为了克服Ag/AgCl 电极的缺陷，发展出了很多替代电极，包括与皮肤直接接触而不需要使用导电膏的干电极、采用电容耦合的非接触电极等[4]。干电极与非接触电极克服了Ag/AgCl 电极长期佩戴所产生的不适，但很难保证与皮肤之间的紧密耦合[5]，导致电极与皮肤之间的接触阻抗增大。

接触阻抗的增大导致心电信号耦合更多的工频噪音，同时由于两个电极之间可能的阻抗不匹配，原本以共模信号形式出现的工频噪音部分转变为差模噪声，增大心电信号处理难度。所以使用干电极或者非接触电极的心电模拟前端需要满足以下几点要求：

（1）由于皮肤接触阻抗很高，要求心电模拟前端具有很高的输入阻抗以及极小的输入偏置电流。

（2）从电极到电路的引线要尽可能短，同时采用引线屏蔽技术，减小工频噪声的耦合。

（3）由于电极与皮肤接触不够紧密，在运动中可能会产生移位，引入更大的直流偏置电压。所以心电模拟前端需要采用多级放大的结构，避免过大的直流偏置引起的电路饱和。

（4）心电模拟前端需要对射频噪声与肌电噪声进行滤波处理。

2 心电模拟前端的设计

为满足心电模拟前端的性能要求，本文设计出的电路结构，如图1所示：

图1 心电模拟前端的整体结构

虽然心电信号受工频噪声干扰最为严重，但只要放大器的共模抑制率（CMRR）足够高，以共模形式出现的工频噪声就很容易被抑制。现代工艺的仪表放大器的CMRR 很容易达到90dB，完全满足心电放大电路高CMRR的需求。然而，由于两个差分电极与皮肤之间的接触阻抗的不匹配，以及放大器两端输入阻抗的不匹配导致共模的工频噪声转变为差模噪声，严重影响心电信号的提取。若用Zia，Zib分别表示两个电极的输入阻抗，用Zea，Zeb表示两个电极的接触阻抗，Vcm表示共模电压，根据分压效应可计算出共模转差模的电压Vab公式（1）

假设输入阻抗远大于接触阻抗，则式（1）可以改写为公式（2）

公式（2）表明，由于阻抗不匹配所产生的差模噪声与共模电压幅度、接触阻抗与输入阻抗之比、接触阻抗的不匹配率、输入阻抗的不匹配率有关。由于接触阻抗和输入阻抗各自的不匹配很难避免，同时干电极和非接触电极的接触阻抗Ze比较大，所以可以通过降低共模噪声幅度和提高输入阻抗Zi来减小由共模产生的差模噪声。本设计采用导线屏蔽驱动电路减小工频噪声对电路的共模耦合，同时采用具有极高输入阻抗（100GΩ||3pF）的仪表放大器INA333 作为电路前级，减小共模转差模效应。

心电信号幅度很小（10μV～5mV），通常要放大500～1000倍才能进行模数转换，然而两差分输入电极间存在最大± 300mV的直流偏置，若一次性放大，势必导致电路饱和，所以采用多级放大的设计。一级仪表放大电路，利用仪表放大器高CMRR的特性，消除共模噪声，同时利用积分反馈电路消除直流偏置。由于无法避免的共模转差模效应，一级仪表放大电路的输出信号中仍然存在幅度可观的工频噪声，如果直接进行二级放大，信号中的工频噪声将和心电信号一起同时被放大，不利于心电信号的提取。所以在一级仪表放大和二级放大之间设计工频陷波器用于抑制工频噪声。

2.1 导线屏蔽驱动电路的设计

降低共模的工频噪声干扰可以采用导线屏蔽技术。通常将导线外的屏蔽层接地，但是由于导线和屏蔽层之间形成电容，降低了电路的输入阻抗。为克服这一缺点，本文设计了导线屏蔽驱动电路。将电极输入的信号经过电压跟随器驱动屏蔽层，使信号线与屏蔽层的电位保持一致，减少了工频噪声的耦合，同时由于运算放大器的输入阻抗很高，不会对电路的输入阻抗产生明显的影响。电压跟随器采用TI 公司的运算放大器 OPA2333，该运放具有极低的输入偏置电压（10μV），极低的温漂（0.05μV/℃），极低的功耗（静态电流17μA），而且具备一定的容性负载驱动能力。电压跟随器的输出电压以0.99的比率驱动屏蔽层，这样可以提高驱动电路的稳定性，如图2所示：

图2 导线屏蔽驱动电路

2.2 一级仪表放大电路的设计

图3 一级放大电路

2.3 工频陷波电路的设计

一级仪表放大电路的共模抑制高达100dB，有效的消除了共模形式的工频噪声，但由于无法避免的共模转差模效应，一级仪表放大电路输出信号中仍然存在幅度较大的工频噪声，本文设计双T 型工频陷波器用于抑制工频噪声，如图4所示：

图4 双T 型工频陷波电路

图4所示工频陷波电路的传递函数为[7]:

R，C 分别取0.047Fμ、68kΩ 时陷波器中心频率为50Hz。R1，R2 和跟随器构成正反馈，决定陷波器阻带宽度和增益，R1，R2 分别取1kΩ，50kΩ 时，可获得阻带宽度和增益均适合的频谱特性，如图5所示：

图5 陷波器频谱特性

2.4 二级放大电路的设计

经过一级仪表放大电路和工频陷波电路后，射频干扰、工频干扰、直流偏置等噪声均被有效的抑制了，但一级仪表放大倍数仅为5 倍，心电信号幅度还很小，不能用于数模转换。此时需对心电信号进行二级放大，如图6所示：

图6 二级放大电路

3 结果分析

心电模拟前端采用聚合物锂电池进行供电，体积小巧，安放在心率带上。使用时，调节心率带位置，使心电模拟前端位于胸骨剑突处；调节心率带长度，使心率带上左右两个电极与皮肤充分接触。心电信号经模数转换后通过蓝牙无线发送到智能手机上进行心电数据的分析与波形显示，如图7所示：

图7 采集到的心电数据

4 结束语

本文采用高输入阻抗、低偏置电流、低功耗的仪表放大器INA333 和低温漂、低功耗的精密运放OPA2333 设计出一款具有高输入阻抗和低输入偏置电流的心电模拟前端。结合单导联心率带，无需贴片电极和导电膏便可实现I 导联心电信号的检测。该模拟前端功耗低，使用聚合物锂电池进行供电，体积小巧，佩戴方便；通过蓝牙将心电数据发送到智能手机上进行数据分析与波形显示，不会对人体活动产生任何限制。

该模拟前端具有使用方便、功耗低、无需贴片电极和导电膏的特点，适合运动过程中心电信号的采集。经过多次试验，该模拟前端工作稳定，能够抑制射频噪声、工频噪声、肌电噪声，有效地保证了心电信号的质量。

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