心率信号的采集与处理

1、实用文档心率信号的采集与处理技术分类： 医疗电子 | 2009-04-081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 选才i 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SoG怎样处理模拟模

2、块和数字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

3、号则是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

4、信号稳定。其性能指标如表 1所示。（a）外观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项目测试条件符号最小典型最大单位正定压隆IF-20±TlAVF-1 2515V反向电流IK-*IDix A集电极遮光电流32同一-1P A集电极通光电流lF=SmAILU.25-侬1饱和压降IF-8mAI k U.15niAVCE-0.4V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（变化幅值在土 10mV之间），非常容易受到外围电路的干扰。因此

5、，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

6、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），弁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）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

7、率信号发生畸变。上文提到的50Hz工频干扰实际上弁不仅仅是指频率为 50Hz的干扰信号，频率为50Hz整数倍 的谐波干扰也不能忽视，具幅值比50Hz的干扰信号稍小。另外，50Hz工频干扰漂移的存在，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“出 H+2村2 -* = 2术£=菽；3平=0-,=2（2或 一斫一 2 （工-4 ）取R = 20k

8、。，C = 1 F,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 路频率在50Hz处的带阻特性，如图 7 (b)所示。(a)示波(b)波特图仪图7 VCVS陷波器电路的仿真结果红外光电传感歌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

9、。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测试数据单位1次汾人工颔惺值LED显示值运动前1r：iO|的2f 853676741165105105683略由表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

10、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，具有较大的创新性和实际应用价值，弁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。

11、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)吴本圻.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. Hung, and Y.-T. Zhang, “Noninvasive and cuffless measurements of blood pressure for telemedicine, " in Proc. IEEE EMBC,vol. 4, Oct. 2001, pp. 3592 - 3593.(4) S. A. Mascaro and H. H. Asada, “Photoplethysmograph fingernail sensors for