1、心率信号的采集与处理技术分类： 医疗电子 | 2009-04-08 1 概述SoC 技术是一项很重要的电子应用技术，十分适合将其用于生物工程领域。为了满足低电压、低功耗的需要，本次系统设计选择 SoC 技术用于生物信号处理。心率是一项重要的生理指标。它是指单位时间内心脏搏动的次数，是临床常规诊断的生理指标。为了测量心率信号，有许多技术可以应用，例如：血液测量，心声测量，ECG 测量等等。在混合信号 SoC 的设计中，电路可以被分成两部分，模拟电路部分和数字电路部分。其中模拟电路很容易被数字电路干扰，这是因为数字电路部分本身就是一个高频的噪声源。作为一个混合信号的 SoC，怎样处理模拟模块和数字
2、模块的连接问题是一个挑战。所以文中对噪声处理技术也进行了讨论。在这篇文章里，第二部分给出了系统的设计框图，第三部分对心率信号处理中的问题进行了讨论，第四部分设计了一个心率信号处理的滤波器，第五部分是对其功能和指标的准确性进行了测试，第六部分是总结。2 心率检测的 SoC 系统框图用混合信号 SoC 设计心率信号的处理系统，就需要低功耗和低电压的供给，所以电源电压为 3.3V。系统框图如图一所示。图 1 系统框图在图一中，传感器采用的是红外光电式传感器，用于把原始的心率信号转变为微电压信号。信号调理电路包括放大器、滤波器和比较器。调理电路的输入信号是传感器采集进来的原始心率信号，它的输出信号则是
3、有一定电压幅度的脉冲信号。C51 处理部分是数字信号中央处理单元，它的输入信号是上面提到的脉冲信号，输出的是心率数据，最后通过 CPU 核把信号显示出来。CPU 核是 EZL-8051。3 心率信号的采集将一对红外线发射与接收探头置于动脉一侧，当指尖的血流量随心脏跳动而改变时，红外线接收探头便接收到随心脏周期性地收缩和舒张的动脉搏动光脉冲信号，从而采集到心脏搏动信号。图 2 是单光束直射取样式光电传感器。这类槽型光耦由高功率的红外光电二极管和红外光匹配性能强、透镜敏感度高、集电极电流范围大的光敏三极管组成。由于血液中的血红蛋白对近红外线具有吸收作用的生物效应，因而此类传感器灵敏度高、输出信号稳
4、定。其性能指标如表 1 所示。（a）外观图 b）内部结构示意图图 2 单光束直射取样式光电传感器表 1 单光束直射取样式光电传感器的技术指标经红外光电传感器采集到的原始心率信号的波形如图 3 所示。图 3 红外光电传感器采集到的原始心率信号波形由图 3 可知，通过红外光电传感器采集到的原始心率信号极其微弱（变化幅值在10mV 之间），非常容易受到外围电路的干扰。因此，系统必须单独为信号调理电路提供电源。同时，电路板的布局布线也会对信号产生较大的影响。因此，在设计电路板时要对主要信号线与电源地线进行设计。根据图 3 所示的原始心率信号波形可以得到波形整体的变化趋势，但其中掺杂了很强的杂波和干扰信
5、号。因此，要对传感器采集到的心率信号进行放大、整形和滤波处理。其中放大整形电路如图 4 所示。点击看原图图 4 放大整形电路图 4 中的虚线框部分为红外光电传感器。图中两个三极管构成了达林顿管，可以有效地防止可见光的干扰，对采集到的微弱心率信号也有较好的增益。传感器采集到的心率信号（图中 A 点）经过一级放大和整形后的信号波形（图中 B 点）已经比较平滑，B 点信号的变化幅值为 0.8V 左右，但还存在一定程度的电压偏置量。经第二级放大可得 010V 的脉冲信号（图中 C 点），并且已去除掉大部分干扰，信号也相对稳定，同时也去掉了电压偏置量。放大整形电路的输出信号波形（即图中 C 点信号的波形
6、）如图 5 所示。图 5 放大整形电路的输出信号波形由图 5 可以看出，输出信号具有标准的上升沿和下降沿，且电压变化量为标准量。4 心率信号的滤波处理由图 5 可知，放大整形电路的输出信号中仅存在 50Hz 的工频干扰。下面主要介绍去除 50Hz 工频干扰的滤波器的设计。50Hz 模拟陷波器实质上就是带阻滤波电路，是一种特殊的有源RC 滤波器，能有效抑制从前端输入的差模干扰。但使用不当会导致有用的心率信号发生畸变。上文提到的 50Hz 工频干扰实际上并不仅仅是指频率为 50Hz 的干扰信号，频率为 50Hz 整数倍的谐波干扰也不能忽视，其幅值比 50Hz 的干扰信号稍小。另外，50Hz 工频干
7、扰漂移的存在，使得包含在这个范围内的频率都应被视为工频干扰。对于谐波的干扰可以通过低通滤波器去除，但要去除 49.550.5Hz 的干扰则需要设计出性能优越的陷波器。图 6 是一种名为压控电压源（VCVS）陷波器的电路结构。图 6 VCVS 陷波器电路图 6 所示电路实际上是一种典型的二阶有源带阻滤波器，其传递函数为取 R = 20k，C = 1F，使得 VCVS 陷波器的中心频率刚好为 50Hz。在 Multisim 中对图 6 电路进行仿真。输入 50Hz 的正弦信号，通过 VCVS 陷波器后，在示波器上可观察到输入的正弦波已衰减为一条直线，如图 7（a）所示；在波特图仪上可观察到电路频率
8、在 50Hz 处的带阻特性，如图 7（b）所示。（a）示波器（b）波特图仪图 7 VCVS 陷波器电路的仿真结果红外光电传感器采集到的原始心率信号经信号调理电路的放大、整形和滤波处理后，得到的信号波形如图 8 所示。图 8 信号调理电路的输出波形由图 8 可知，心率信号经放大、整形和滤波处理后得到的脉冲信号波形稳定，基本上去除了各种干扰，是心脏跳动的真实反映。这样就可将此脉冲信号直接输入到中央处理单元中进行处理。5 系统功能检测为了验证系统的准确性，对其功能和指标进行测试。运动前和运动后的三组数据如表二所示。表 2 测试数据由表 2 可以得到以下两条信息：（1）运动前后心率值的变化：运动前后心
9、率值的变化是因为运动会消耗一部分能量，使得心脏加快向外输送血液的速度，导致心率值的增加。另外，在运动前，被测者的心率值也会随着其生理反应的变化而发生小幅度的改变。运动后，被测者心率值的 3 组数据反映了从剧烈运动到恢复平静的变化过程。（2）人工测量值与数码管显示值之间的偏差：人工测量值与数码管显示值也存在一些偏差。人工测量是指用手指按在手腕处测得的结果，数码管显示值是指经心率检测仪测得的结果。导致两组数据存在偏差的主要原因有传感器的灵敏度不高以及模拟滤波器不能完全滤除自然界中存在的 50Hz 工频干扰。6 结 论本次设计将微电子技术与生物医学工程技术紧密地结合在一起，达到了设计要求，具有较大的
10、创新性和实际应用价值，并且有良好的市场推广价值。本文作者创新点采用 ST180 这种单光束直射取样式光电传感器来采集心率信号，摆脱了原本的发光对管传感器和压力式传感器，在采集信号时不灵敏不稳定的缺陷。选择它正是看到此类传感器灵敏度高、输出信号稳定的优点。在滤除 50HZ 工频干扰时，采用专门的 VCVS 陷波器来滤除。整体电路电源电压为 3.3V，为系统提供低电压控制。参考文献(1) 吴本玠红外技术与生物医学J中国医疗器械信息，2001,7,(3): 33-35(2) 程光. 指动脉搏动波光电传感器的研制J.南京医学院学报,1991,4:329-330.(3) K.-W. Chan, K. H
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