模块化信号调理电路的设计

生物电位信号传感器的模块化信号调理电路设计

Winncy Y. DU, Winston JOSE, Jake ASKELAND

圣荷西州立大学机械与航空航天部，加州圣荷西市95116美国

Tel.: +1-408-924-3866, fax: +1-408-924-3995

E-mail: winncy.du@https://www.360docs.net/doc/c214319153.html,

收稿：2010年8月5日/接受：2010年9月14日/出版：2010年9月27日Abstract: Biosignal conditioning (BC) is critical in biomedical instruments because it directly affects measurement accuracy, reliability, and repeatability. BC also presents a great challenge due to the small amplitude of biosignals and their ease of corruption with noise and other disturbances. This paper describes a modular BC system developed for biopotential sensors that can preserve useful information while removing unwanted noise and interference components. This BC circuit includes an instrumentation amplifier, an active 1st-order high-pass filter with Sallen-Key configuration, a 5th order low-pass Bessel filter,and a 2nd -order Twin-T notch filter. The order of these filters and the associated components in each filter can be easily changed to adapt to different biosignals (modular feature). Data acquisition and sampling were performed using a USB6009 module with a built-in A/D converter. Testing of a real electrocardiogram on the designed signal conditioning circuit demonstrated comparable outputs to commercial devices. Copyright ? 2010 IFSA.

Keywords: Biosignal conditioning, Modular circuit, ECG signal

摘要：生物信号处理（BC）在生物医学仪器中是非常关键的，因为它直接影响到测量的准确度、可靠性和再现性。由于生物信号的小振幅和容易受到噪声以及其他干扰的特点，对BC也提出了重大挑战。本文描述了一种模块化的生物信号传感器处理电路系统，它是专为生物信号传感器设计的在滤除不必要噪声和干扰成份的同时又能保护其中的有用部分。这个BC电路包括一个仪表放大电路，一个含有Sallen-Key结构的一阶有源高通滤波器，一个五阶低通贝塞尔滤波器，一个二阶双T陷波器。这些滤波器和每个滤波器的相关组件可以很容易改变以适应不同的生理信号（模块化功能）。数据采集和取样是用的带内置A/D转换器的USB6009模块。在所设计的信号调理电路上进行真正的输出真实心电图测试表明其可比商业设备。版权所有? 2010 IFSA。

关键词：生物信号调理，模块化电路，心电图信号

1、简介

生物信号调理（BC）在生物医学仪器和生物传感器中发挥了关键性作用。一个设计很好的的BC电路可以显著提高测量的精度，可靠性和可再现性。然而，BC也面临着一个巨大的挑战，因为：(1)生物信号本质上就是很微弱的（0.001mV-100mV带有1mV的典型值。见图1）;(2)他们很容易受到噪声和其他干扰的破坏，例如电源线的干扰，脉冲噪声，静电电位，杂散电容，以及附近的电子设备。（3）生物信号产品可以通过物体移动和肌肉张力获得[2]。图1显示了常见生物电信号的幅度和频率范围[3]。请注意，心电图（ECG）信号是位于生物信号的中间范围，幅度为0.1mV-10mV的范围，频率为0.01Hz-250Hz。因此，心电图信号作为生物信号的典型代表被选作模块BC电路实验和实现的工作模型。

图1常见生物信号的幅度和频率范围[3]

[4-[13]的文献报道了关于心电图信号研究的几项工作。Tenedero等[4]开发了一个带宽为0.05 Hz –40Hz的心电图电路。其中用到了一个AD620的仪表放大器（IA），由于其低噪音，低输入偏置电流，低失调电压，低功耗和100分贝的高共模抑制比（CMRR）。在仪表放大器（IA）与数据采集单元之间有三个滤波电路：一个隔离放大器（与60Hz的电源线分离，同时保护了病人不会心源性休克），一个截止频率为0.05Hz的高通滤波器和一个截止频率接近100Hz的低通滤波器。心电图信号的ADC（模拟到数字转换）采样速率为500赫兹。富尔福德琼斯等人设计了一种便携式，低功耗心电图系统[5]。一种嵌入式芯片运放（运算放大器）被用到，由于它的低噪声和低功耗。这种运放的CMRR为94分贝。高通滤波反馈可以矫正任何直流时域的变化。其ADC的采样速率为120赫兹。马特维延科[6]使用CY8C27443作为微控制器进行心电信号的采集和处理。控制器嵌入运放的CMRR为60 dB。据笔者，这个低共模抑制比可以接受是由于一个为了减少射频干扰（RFI）而将差分低通滤波器放在IA之前的独特设计，因为RFI在已经经过IA整流的心电图信号中产生的错误将不能被滤除。一个截止频率为2 kHz的高通滤波器放在IA的输出上。缓冲放大器和反相放大器也被用来消除了RFI干扰。 ADC的采样速率为240赫兹。

ECG调理电路经过了德州仪器（TI）[7]和模拟器件公司（AD）[8]两大工业领导者的审查。TI的电路特点突出，一个INA321 IA具备几方面独特的特点：掉电模式，所提供的电流小于1mA 时关闭电路（为了节能）。微控制器嵌入式运放，一个反馈回路以维持一个恒定的直流水平。512Hz 的采样频率。进一步实施数字滤波以去除电源线噪声并提供了6Hz-30Hz的通频带。在AD的设计，心电图电路采用AD的AduC842（一综合―片上系统‖）进行放大，数字滤波和A / D转换。

2.获得一个ECG信号

心电图（ECG）是一个心脏活动时产生的小型电波，通常是由遍布在全身特定点的电极记录。三根肢体引线通常用于构建一个艾因特霍芬的三角形（见图。2）[15]。一个心电图波形是通过布置在全身的引线获得，这些引线点布置特点是与心脏等电力间距。这样可以最大化引线之间的电位

差[16].。

图2. 艾因特霍芬的三角形和肢体引线布置结构（源自[15]）

三根引线安装方式如下：

导线I ：正电极在左臂上（L ），负电极在右臂上（R ）；

导线II ：正电极在左腿/脚上(F),负电极在右臂上(R)；

导线III: 正电极在左腿/脚(F),负电极左臂上(L)。

VI, VII,和VIII 分别表示导线I ，II 和III 的电压。L,R 和F 分别表示L.R 和F 点的电压。心脏向量的大小| P |和方向可表示为：[16]：

| （1）

| （2）

1tan ((2)/))I II I V V α-=- （3）

1tan (()/())II III I V V α-=+ （4）

带宽对于心电信号的记录是非常重要的，美国心脏协会（AHA ）建议为12至16岁儿童最小带宽150 Hz ，成人最小带宽125 Hz [17]。

用于记录心电信号的电极使用的是银-氯化银（Ag-AgCl ）。它有以下重要特点：

（1）它是非极化的，这意味着在电极的交界处电流可以自由的流过。没有电子像一极化电极积聚在交界处；（2）产生的噪声比较低―（<10μV 的）。Ag – AgCl 电极是有一层氯化银附着在一个银盘上。氯离子在人体中的移动（在电解液）。在氯化银层，这些氯离子在银盘上被转换为电子流，而这些电子通过连接线传送出去。这银氯化结构使直流偏置降低到了一个尽可能低的值。导电胶是一个用来减少双重电荷层扰动。

3.信号调理电路的设计与实现

3.1.BC 电路的的整体结构

从Ag-AgCl 电极获得的典型心电信号幅值为1mV 但是它很容易受到噪声的干扰，噪声的主要来源包括呼吸，运动伪影，肌肉收缩，电极接触噪声，电源线干扰，射频干扰和电磁干扰（EMI ）。在某些情况下，噪音可以完全覆盖心电图波形，使放大后的信号没用。为了有效地消除不必要的噪音和维护心电图信号的有用成分，下面的生物信号调理计划应运而生：

1.仪表放大器来提高原始心电信号的信号电平;

2.使用高通滤波器来消除电极之间的直流偏置信号；

3.使用低通滤波器消除高频噪声成分；

4.使用陷波器来消除电源线干扰；

5.将滤波后的模拟信号转化为数字信号供电脑显示和/或者以后的数字信号处理和分析。

为了确保BC 电路设计可以适应其他不同幅度和频率的生物信号，模块化设计使得其很容易调换，修改或插入开发出来电子器件。BC 电路的框图如图3所示。 以下各节将讨论组件功能和特性。

图3.心电调理信号电路的总体框图结构

3.2.AD8220仪表放大器

一个ADI 公司的AD8220的仪表放大器（IA ）和评估电路板被首先用于放大从左右两只手臂电极获得的差分电位心电信号（图.2引线1）。选用AD8220是因为它有很宽的工作范围以适应噪声环境，10pA 的低输入偏置电流，高CMRR 减小RFI 的影响，并且容易获得[18]。该评估板式用于简单原型。

由于AD8220的电源电压是+5V ，增益G 被谨慎的设定为19以避免两个输出出现电压饱和，虽然高的增益对于这个IA 是允许的。但是在此设定下一个典型的心电信号1.0mV 被放大至19.0mV-远远低于电源水平。增益电阻Rg 由下式计算获得[19]：

49.449.4 2.741191

k k Rg k G ΩΩ===Ω-- （5）

3.3. 1阶有源高通滤波器（HPF ）

心电信号经过放大之后，它接着通过一个正向有缘高通滤波器（HPF ）以滤除电极之间产生的直流偏置成分，同时更进一步放大心电信号。这个有缘HPF 包括一个MCP6271运算放大器，一个RC 滤波器（电容Z2和电阻Z4）和增益电阻Z10和Z11被放在一个Sallen-Key 结构中（如图4（a ））。电路板如图4（b ）。

（a ） （b ）

图.4.(a) Sallen-Key 结构的一阶高通滤波器；（b ）高通滤波器的电路板 4621171022(6.810)(0.033)

c Z k Z f ππ-===Ω? （6） 由于ECG 信号的频率范围为0.01Hz-100Hz ，为了保证绝大部分有用的ECG 信号通过高通滤波器HPF ，截止频率fc 设定为0.033Hz ，而不是0.01Hz 这样设定是出于电子器件设计公差的考虑。Z2的取6.8F 是为得到一个更高的响应。同时电阻值Z4为：

另外，10Z 和11Z 分别取值为806Ω和13k Ω。高通滤波器的增益结果GHPF 为：

1110130001117.13806HPF Z G Z =+

=+= (7) 3.4. 5阶有源贝塞尔低通滤波器

通过HPF 之后，ECG 信号被送到一个低通滤波器（LPF ）以滤除其中高频噪声成分。截止频率设定为160Hz ，由于正常ECG 频率带宽和AHA 对ECG 最低频率带宽的规定一样。这个LPF 是一个五级级联有源贝塞尔滤波器，它具有良好的瞬态响应和线性相位响应。相比之下，其他的滤波器类型，如切比雪夫，都在其通频带幅频响应和瞬态响应中带有纹波。为了实现模块化，一个基于集成芯片技术的有源滤波器组件被运用于这个滤波器结构中。这个5阶贝塞尔滤波器需要总共三个有源滤波器（见图.5）。

图.5.5阶有源贝塞尔LPF 电路图

第一个滤波器是一个一阶有源LPF ，在其传递函数中含有一个真极点。第二个和第三个滤波器都含有二阶Sallen-Key 的拓扑结构。（Sallen-Key 拓扑结构作为单位增益缓冲器具有很高的增益准确度。）单位增益结构也使得需要很少器件—两个电阻，一般的非单位增益设计需要四个电阻。从而减少由电阻引起的热噪声。LPF 中的电阻和电容安放如下，首先考虑第二个滤波器：

1.设定

fc=160Hz

160c f Hz == （8） 2.m 作为R21和R22的比率，n 作为C21和C22的比率，即:

2122{R mR

R R == 2122{C nC C C == （9）

3.设置Q-系数=1（为了获得更好的滤波性能使在截止频率内没有明显的过冲）即

,

2221221Q === （10） 4.m 和n 值的确定是基于Q 的设定，如果m=1，从而由（10）n=4.

C 值的选择和R 的计算都是基于fc ：C 值不能取得太小，因为小电容会因为寄生电容造成很严重的错误，。所以选择C=0.068，因此：

21224(0.068)0.2720.068{

C F C F

μμ=== （11） 由式（8）

7.318R k ==Ω2122(1)(7.318)7.3187.318{

R mR k R R k ===Ω

==Ω 同样，1号滤波器可以设计成将fc=160Hz ，Q=1，n=4.5，m=2，C=0.068μF ，因此计算得C11=0.068μF ，R11=14.628k ?；三号滤波器设计成C31=0.306μF ，C32=0.068μF ，R31=9.752k ?，R32=4.876k ?。LPF 中的所有的运放都是MCP6271，这种CMOS 芯片有2 MHz 的增益带宽积（GBWP ）和65 °相位裕度。它还支持轨到轨输入和输出摆幅[21]。

3.5陷波器/带阻滤波器

在陷波器或带阻滤波器通常用于生物医学仪器来抑制某种频率或频率范围的信号中。60Hz 的

电源干扰依旧存在于ECG 信号中需要被滤除。这需要一个小的过渡带宽或高Q 值达到陡转降。一个双- T 的陷波器是为数不多的RC 网络能在某一特定频率的无限深缺口的提供滤波能力。两个“T ”形RC 滤波器与一个MCP6271运放组合，如图.6a 所示，组成一个有源陷波器。参数Q 能从通常的0.3提升到2.5（Q 的参数值可以达到50或者更高）。更进一步的，运放提供了低输出阻抗和高输入阻抗，使的“T ”网络中可以使用大电阻，从而只需要小电容，哪怕是在低频条件下也可以接受。

（a ） （b ） （c ）

图.6.滤除60Hz 电源线噪声的双T 滤波器（a ）；陷波器电路板的无源部分（b ）陷波器电路板的有源

部分（c ）

确定截止频率fn=60Hz ，C=0.47μF ，滤波器的电阻值由下式确定：

611 5.64722(60)(0.4710)

n R k f C ππ-===Ω? 双“T ”结构的另一个有利条件是品质因数，Q ，可以通过改变内部增益，而无需改变陷波频率fn 。为了使Q 因数等于2.5的R=1k ?，所以选择R=805 ?。

3

1312110 2.5642()2(110805)

R Q R R ?===-?- 滤波器增益为：

2280611 1.8061000

R G R =+=+= 所设计的陷波器如图6（b ）（c ）所示，图6中（b ）所示为双T 滤波器的无源部分，图6（c ）所示为滤波器的有源部分。串联放在无源的电阻产生了5.647k Ω的总阻值，而有源滤波器电路板上的两个电阻R1和R2，，设置Q 值和滤波器增益G 。一个+5 V 电源供给MCP6271（低通滤波器电路的VDD 相同）；同时有源和无源电路板的所有地都连接到一个2.5 V 基准源上（在低通滤波器电路上类似于Vdd/ 2）。

3.6.右腿驱动电路

右腿驱动电路时用于消除左右臂电极之间产生的共模信号，通过反相放大然后右腿电极反馈给身体。如图7所示，有三条引线连接至身体：左臂右臂和右腿个一条。两个AD708双运放被采用，第一个是保持增益起缓冲作用，而第二个是作为逆变器和放大器（即反相放大器）。866k ?和12.7k ?

的增益电阻产生了68.19的增益。（即G=866 ÷12.7=68.19）。反馈回路种的一个0.068μF的电容是用来是用来维持右腿驱动电路的稳定性的。在输出端499kΩ的电阻起到保护病人限制流入身体的电流。这右腿驱动电路是搭建在一个3.81厘米?3.81厘米原型板。 AD8220电源支持要求是± 5 V直流电源。

±5V直流电源由一个±5V电源支持电路产生。它包括两个9伏电池，两个电压调节器。NTE977将+9 V电源调节为+5 V，而在NTE1917调节-9 V电源到-5V。总的心电图信号调理电路如图8所示，高通，低通，陷波过滤器级联连接。 ± 5 V电源供电电路位于右腿驱动电路板和USB6009之间。所有的电路和评估板随着USB 6009数据采集装置，被安装在一40.64cm?20.32cm基地静电耗散明确压克力铸板制成的板材上。每个电路或模块，以及其相关的组件可以很容易地更改或修改，以适应不同的生理讯号的不同需要。

图7右腿驱动电路采用两个AD708运算放大器和一个AD8220

图.8.信号调理电路组装

4.心电信号在设计的BC电路上的应用

设计完成的BC电路系统被用在一个从人体身上采集的真实心电信号上，心电图信号是由贴在人体身上的三个Ag-AgCl电极获得并传送到右腿驱动电路。然后通过IA，HPF，LPF最后通过陷波器等一系列的滤波。为了检验和显示在每一个阶段的筛选结果，USB6009单元和LabView的程序[22]用于数据采集，模拟到数字转换，以及显示。每个滤波器的输出被安装在位于每个过滤器板的顶部边缘的VOUT引脚，并连接到USB6009单元的接线端子上。如图9所示，显示了在每个阶段的ECG滤波输出。

图.9.每个调理阶段的ECG输出信号-IA，HPF，LPF和陷波器

最初的IA放大（增益为19）只改变心电图的电压等级，心电信号特征没有发生明显变化。高通滤波器输出开始显示心电图信号的峰值，但有高频噪声夹杂在基信号中。这种高频率噪音被低通滤波器去除掉，但电源线的干扰仍清晰可见。心电图峰值-P，R，S，T –在低通滤波器后变得更加明显。连续陷波滤波器能够消除电源线的噪音，使基信号更加清晰。P，Q，R，S，T峰值在这时更加清晰可辨。这种ECG信号最终输出心电图证实所设计的ECG调理电路工作正常。

5.结论

一个生物电位信号调节装置功能模块设计，搭建和测试完成。该装置由一个仪表放大器

（AD8220），一个1阶有源高通滤波器（含MCP6271运算放大器和一个Sallen - Key结构中包含的RC滤波器），一个5阶贝塞尔有源低通滤波器（包括一个一阶低通滤波器和两个二阶Sallen –Key 滤波器），以及双- T有源陷波滤波器（结合了两个―T‖形RC滤波器与一个MCP6271运算放大器）。一个右腿驱动电路添加其中以消除左，右手臂电极的共模信号。一个电源电路为系统提供±5 V直流电源使用了两个9V电池和两个直流稳压电源系统（NTE977调节+9 V电源到+5V; NTE1917 V电源调节-9-5V）。

一个真实的ECG信号从人体身体获得之后依次经过每一个滤波环节，ECG在每个环节的输出都被采集，显示和检测。IA首先放大原始的ECG信号以提高其电压水平。在这一环节还不能观测到明显的ECG尖峰。经过高通滤波器和进一步的放大之后ECG信号的特点开始显现。虽然任然有高频噪声混杂在ECG输出信号中，随后的低通滤波器衰减掉了其中的高频成分。然而，60Hz的电源线干扰依然存在。在这个阶段，ECG尖峰-P,R,S,T-变得更加清晰。陷波器可以滤除电源线噪声。结果一个带有P，Q，R，S，T尖峰的清晰平滑的ECG信号变得更加清晰可见。这种EGC波形最终输出心电图证实，调理电路设计运行良好可与商业产品相媲美。

该系统的优点不仅在于它卓越的功能，更重要的是其灵活的模块化。每个滤波单元或模块电路，以及相关的组件，可以很容易地更改或修改，以适应不同的幅度和频率的生理讯号。该系统也可以用于其他条件的非生物信号。该设备为学生提供了一个良好的学习平台，一步一步，信号调理的原则，功能，有源和无源过滤器的搭建，电子元器件，界面结构有益的教育平台，与LabVIEW 编程工具。

致谢

作者感谢研究生，David Chan和Mike Meakins,对他们用真实的心电信号测试模块化电路表示感谢。References

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