用于運動監護的心電模擬前端的設計

吳隆誼，何楚楚，陳亞珠

0 引言

隨著人們健康意識的不斷提升、醫療保健需求的不斷提高，醫院等醫療機構所提供的醫療服務已經不能滿足人們日益增長的醫療保健需求，新的醫學模式強調預防戰略觀念，要求醫學服務形式從醫療型向醫療、預防、保健型轉變[1]。

心電信號反映出心臟活動狀況，是心血管健康的重要指標，所以心電檢測作為醫療保健的常規項目具有重要的意義。傳統的心電檢測以患者前往醫院就診的方式進行，由于設備的限制不可能做到心電的長時間連續測量。動態心電圖雖然允許患者自由活動中持續地測量，但佩戴方式復雜，需要由專門的醫護人員進行佩戴；而且貼片電極和導聯線的使用一定程度上限制了被測者的活動。運動狀態下，心臟的負荷增大，冠心病、心肌缺血等癥狀容易在心電信號中表現出來，所以運動心電更能反映出心臟的健康狀態[2]。傳統的心電檢測設備和動態心電圖都不能滿足運動心電檢測的要求，所以開發一款佩戴方便的運動心電檢測系統具有重要的意義。

1 心電模擬前端的設計需求

人體心電信號幅度為 10μV～5mV，頻率范圍為0.05～150Hz，由于人體體表接觸阻抗很大，在心電采集過程中不可避免的引入各種干擾，如表1所示：

表1 相同面積的各種電極與皮膚接觸阻抗[3]

主要的噪聲干擾包括：（1）工頻干擾；（2）射頻干擾；（3）肌電干擾[3]。被廣泛采用的Ag/AgCl 電極，由于使用了導電膏，能有效的貼附在皮膚上，從而獲得良好的導電性能。但Ag/AgCl 電極存在很多問題，例如長時間使用后導電膏脫水影響信號質量[4]，人體出汗時容易脫落等等。所以Ag/AgCl 電極并不適用于運動狀態下的心電檢測。為了克服Ag/AgCl 電極的缺陷，發展出了很多替代電極，包括與皮膚直接接觸而不需要使用導電膏的干電極、采用電容耦合的非接觸電極等[4]。干電極與非接觸電極克服了Ag/AgCl 電極長期佩戴所產生的不適，但很難保證與皮膚之間的緊密耦合[5]，導致電極與皮膚之間的接觸阻抗增大。

接觸阻抗的增大導致心電信號耦合更多的工頻噪音，同時由于兩個電極之間可能的阻抗不匹配，原本以共模信號形式出現的工頻噪音部分轉變為差模噪聲，增大心電信號處理難度。所以使用干電極或者非接觸電極的心電模擬前端需要滿足以下幾點要求：

（1）由于皮膚接觸阻抗很高，要求心電模擬前端具有很高的輸入阻抗以及極小的輸入偏置電流。

（2）從電極到電路的引線要盡可能短，同時采用引線屏蔽技術，減小工頻噪聲的耦合。

（3）由于電極與皮膚接觸不夠緊密，在運動中可能會產生移位，引入更大的直流偏置電壓。所以心電模擬前端需要采用多級放大的結構，避免過大的直流偏置引起的電路飽和。

（4）心電模擬前端需要對射頻噪聲與肌電噪聲進行濾波處理。

2 心電模擬前端的設計

為滿足心電模擬前端的性能要求，本文設計出的電路結構，如圖1所示：

圖1 心電模擬前端的整體結構

雖然心電信號受工頻噪聲干擾最為嚴重，但只要放大器的共模抑制率（CMRR）足夠高，以共模形式出現的工頻噪聲就很容易被抑制?，F代工藝的儀表放大器的CMRR 很容易達到90dB，完全滿足心電放大電路高CMRR的需求。然而，由于兩個差分電極與皮膚之間的接觸阻抗的不匹配，以及放大器兩端輸入阻抗的不匹配導致共模的工頻噪聲轉變為差模噪聲，嚴重影響心電信號的提取。若用Zia，Zib分別表示兩個電極的輸入阻抗，用Zea，Zeb表示兩個電極的接觸阻抗，Vcm表示共模電壓，根據分壓效應可計算出共模轉差模的電壓Vab公式（1）

假設輸入阻抗遠大于接觸阻抗，則式（1）可以改寫為公式（2）

公式（2）表明，由于阻抗不匹配所產生的差模噪聲與共模電壓幅度、接觸阻抗與輸入阻抗之比、接觸阻抗的不匹配率、輸入阻抗的不匹配率有關。由于接觸阻抗和輸入阻抗各自的不匹配很難避免，同時干電極和非接觸電極的接觸阻抗Ze比較大，所以可以通過降低共模噪聲幅度和提高輸入阻抗Zi來減小由共模產生的差模噪聲。本設計采用導線屏蔽驅動電路減小工頻噪聲對電路的共模耦合，同時采用具有極高輸入阻抗（100GΩ||3pF）的儀表放大器INA333 作為電路前級，減小共模轉差模效應。

心電信號幅度很小（10μV～5mV），通常要放大500～1000倍才能進行模數轉換，然而兩差分輸入電極間存在最大± 300mV的直流偏置，若一次性放大，勢必導致電路飽和，所以采用多級放大的設計。一級儀表放大電路，利用儀表放大器高CMRR的特性，消除共模噪聲，同時利用積分反饋電路消除直流偏置。由于無法避免的共模轉差模效應，一級儀表放大電路的輸出信號中仍然存在幅度可觀的工頻噪聲，如果直接進行二級放大，信號中的工頻噪聲將和心電信號一起同時被放大，不利于心電信號的提取。所以在一級儀表放大和二級放大之間設計工頻陷波器用于抑制工頻噪聲。

2.1 導線屏蔽驅動電路的設計

降低共模的工頻噪聲干擾可以采用導線屏蔽技術。通常將導線外的屏蔽層接地，但是由于導線和屏蔽層之間形成電容，降低了電路的輸入阻抗。為克服這一缺點，本文設計了導線屏蔽驅動電路。將電極輸入的信號經過電壓跟隨器驅動屏蔽層，使信號線與屏蔽層的電位保持一致，減少了工頻噪聲的耦合，同時由于運算放大器的輸入阻抗很高，不會對電路的輸入阻抗產生明顯的影響。電壓跟隨器采用TI 公司的運算放大器 OPA2333，該運放具有極低的輸入偏置電壓（10μV），極低的溫漂（0.05μV/℃），極低的功耗（靜態電流17μA），而且具備一定的容性負載驅動能力。電壓跟隨器的輸出電壓以0.99的比率驅動屏蔽層，這樣可以提高驅動電路的穩定性，如圖2所示：

圖2 導線屏蔽驅動電路

2.2 一級儀表放大電路的設計

圖3 一級放大電路

2.3 工頻陷波電路的設計

一級儀表放大電路的共模抑制高達100dB，有效的消除了共模形式的工頻噪聲，但由于無法避免的共模轉差模效應，一級儀表放大電路輸出信號中仍然存在幅度較大的工頻噪聲，本文設計雙T 型工頻陷波器用于抑制工頻噪聲，如圖4所示：

圖4 雙T 型工頻陷波電路

圖4所示工頻陷波電路的傳遞函數為[7]:

R，C 分別取0.047Fμ、68kΩ 時陷波器中心頻率為50Hz。R1，R2 和跟隨器構成正反饋，決定陷波器阻帶寬度和增益，R1，R2 分別取1kΩ，50kΩ 時，可獲得阻帶寬度和增益均適合的頻譜特性，如圖5所示：

圖5 陷波器頻譜特性

2.4 二級放大電路的設計

經過一級儀表放大電路和工頻陷波電路后，射頻干擾、工頻干擾、直流偏置等噪聲均被有效的抑制了，但一級儀表放大倍數僅為5 倍，心電信號幅度還很小，不能用于數模轉換。此時需對心電信號進行二級放大，如圖6所示：

圖6 二級放大電路

3 結果分析

心電模擬前端采用聚合物鋰電池進行供電，體積小巧，安放在心率帶上。使用時，調節心率帶位置，使心電模擬前端位于胸骨劍突處；調節心率帶長度，使心率帶上左右兩個電極與皮膚充分接觸。心電信號經模數轉換后通過藍牙無線發送到智能手機上進行心電數據的分析與波形顯示，如圖7所示：

圖7 采集到的心電數據

4 結束語

本文采用高輸入阻抗、低偏置電流、低功耗的儀表放大器INA333 和低溫漂、低功耗的精密運放OPA2333 設計出一款具有高輸入阻抗和低輸入偏置電流的心電模擬前端。結合單導聯心率帶，無需貼片電極和導電膏便可實現I 導聯心電信號的檢測。該模擬前端功耗低，使用聚合物鋰電池進行供電，體積小巧，佩戴方便；通過藍牙將心電數據發送到智能手機上進行數據分析與波形顯示，不會對人體活動產生任何限制。

該模擬前端具有使用方便、功耗低、無需貼片電極和導電膏的特點，適合運動過程中心電信號的采集。經過多次試驗，該模擬前端工作穩定，能夠抑制射頻噪聲、工頻噪聲、肌電噪聲，有效地保證了心電信號的質量。

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