非接触式心电测量的噪声抑制研究

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第 34卷 第 10期2013年 lO月仪 器 仪 表 学 报Chinese Journal of Scientific InstrmnentVo1．34 No．100ct．20l3非接触式心电测量的噪声抑制研究 木周 平，汪 丰，刘梦星，鲁豫杰，吕 菲(东南大学生物科学与医学丁程学院 南京 210096)摘 要：噪声抑制是基丁容性耦合原理的非接触式心电传感器与心电测量研究中的关键问题。酋‘先针对接地屏蔽与动态驱动屏蔽 2种噪声屏蔽方法，通过理论分析与实验数据证明了接地屏蔽方法的缺点；其次在传统噪声抑制研究的基础上，提J{J并采用优化滤波电路结构设计与可变增益容性耦合右腿驱动抑制共模干扰的方法，提高了系统信噪比；最后存此基础l 研究并实现了非接触式心电传感器与心电测量系统。实验结果表明，该系统对噪声的抑制效果明显 ，可稳定地实现非接触式心电信 号测量，并对法向运动伪迹具有一定的抑制作用。

关键词：非接触；心电；容性耦合；噪声抑制中图分类号：TH776 文献标识码：A 国家标准学科分类代码：3l0．6110Study on noise restraint in non-contact electr0cardi0graphic measurementZhou Ping，Wang Feng，Liu Mengxing，Lu Y ie，Lv Fei(School of Biological Science&Medical Engmeering，Southeast University，Na ng 210096，China)Abstract：Noise restraint is the key issue in the study on non。contact ECG sensor and ECG measurement 1)ased oncapacitive coupling principle．First of al，in comparison with the active driven—shield method，the disadvantage of theground—shield method is illuminated through theoretical analysis and experimental result in this paper．Then，on thebasis of studying the traditional noise restraint method，the methods of optimizing the filter structure design and con—straining common—mode interference with variable gain capacitive coupling driven-right—leg(CC-DRL)circuit areproposed and adopted to improve the signal—to—noise ratio(SNR)．At last，based on the above，a non—contact ECGsensor and ECG measurement system are studied and implemented．The experimental results indicate that the systemhas obvious noise restraint effect and could achieve non—contact ECG signal stable measurement，and also has certainrestraining ability for normal direction movement artifact.

Keywords：non-contact；electrocardiogram (ECG)；capacitive coupling；noise restraint1 引 言就心脏疾病而言，心电信号是发现、诊断心脏疾病的重要手段 。 ，在人 口老龄化与亚健康年轻化的大背景下，发展以社区与家庭为主的心脏健康监护是大势所趋。

基于容性耦合原理的非接触式心电测量是新型心电测量技术研究的重要分支与研究热点，是实现社区与家庭环境下心电信号长时间、连续监护的途径之一 。对非接触式心电测量的研究表明，南于需采用高输入阻抗的前置放大电路 ，因此噪声抑制是其巾的关键问题 。在非接触式心电传感器端，国内外多采用接地屏蔽 “ 与动态驱动屏蔽? 2种方法抑制空问耦合噪声，均得到 r较为理想的心电信号，但不同屏蔽方法对心电信号测量性能的影响却未见报道。在非接触式心电测量系统端，容性耦合有腿驱动(driven—right—leg，DRL)的提l叶I为实现完全非接触式心电测量奠定了基础 ，但在将该方法用于穿戴式测量时，由于法向运动伪迹的存在，其同定增益的收稿 日期：201 2-05 Received Date：2012-05基金项 目：国家自然科学基金(61179035，61127002)、东南大学创新基金(3207031502)资助项目第 lO期 周 平 等：非接触式心电测量的噪声抑制研究 2227缺陷不利于共模干扰的抑制。同时，南于非接触式心电测量与传统湿式测量问存在较大差异 ，因此对传统滤波电路结构的改进有助于提高心电测量性能，但这方面尚缺乏较为深入的研究。

本文首先从理论上分析 r接地屏蔽方法的缺点，通过实验证明了动态驱动屏蔽方法对心电信号测量性能的改善；其次，本文研究并实现 可变增益容性耦合有腿驱动 CC—DRI 模块，在存在法向运动伪迹的情况下解决了非接触式心电测量l}1的共模干扰问题；最后，本文基于非接触式心电测量的特点改进 r传统滤波电路，提高了心电信号测量性能。

2 动态驱动屏蔽对于非接触式心电测量，南于传感器的电极片与人体问存在南衣服、卒气以及传感器隔离层等构成的介质空问，使得待测心电信号的源阻抗处于较高水平。研究中可将介质等效为电阻 与电容 c，并联的模型，如图 1所示，其中尺，约为 10 Q—C 约为 10～100 pF 。

罔 1 容件传感器等效电路Fig．1 Equivalent circuit of the capacitive sensor依据电路理沦，非接触式传感器的前置运算放大器的输入阻抗需远高于信号源阻抗 尺 才能实现信号检测的目的。高输入阻抗在实现信号检测的同时，不可避免地提高r传感器对外界噪声的敏感程度。因此，对输入端的合理屏蔽是提高非接触式心电测量性能的关键问题。目前，国内外多采用接地屏蔽与动态驱动屏蔽的方式实现对噪声 的抑制。接地屏蔽的等效电路如图 1所示，理论上空间噪声将完全被接地屏蔽层短路，如图 l虚线所示。南基尔霍夫定律可知此时放大器的输入输 关系如式(1)所示 ：： ? 。“
y (j )+y (j )+yi ．(j ) 、‘式中：A 为前置运放增益， (jOJ)为待测心电信号源，(j )为非接触式传感器屏蔽层与前置运放输入端间分布电容C 的等效导纳， (j )=g +jwC 为非接触式传感器与人体间的等效导纳，yi (j )=g +jwCi 为非接触式传感器的输入导纳。虽然接地屏蔽层可有效地实现对噪声的抑制，但如式(1)所示，接地屏蔽层引入了分布电容构成的 (j∞)项，从而非线性地降低了心电信号的幅度，影响后续的心电信号分析。

对于动态驱动屏蔽电路，该电路将前置运算放大器的输j}l直接作为屏蔽层的驱动，其等效电路如图2所示。

由于运放的输 阻抗在理论上为无穷小，因此可等效于通过图2所示的虚线将噪声直接接地，以实现屏蔽噪声的研究 目标。

(图2 动态屏蔽驱动的等效电路Fig．2 Equivalent circuit of actively driven shield南基尔霍夫定律，运放输J1{如式(2)所示：而Yc 09 挚 1 A Y 。 (j)+l， (j )·(一 )+ i(j )若令该运放增益为 1，即A，．=1，则南式(2)得：l／ ： !： ! ’ Y (j )+Y (j∞) (3)如式(3)所示，当前置运放增益A．为 1时，动态驱动屏蔽不对心电信号造成额外的非线性衰减，有利于提高系统的信噪比；且采用动态驱动屏蔽的非接触式传感器对心电信号的频谱特性影响较小，利于实现监护级的心电信号检测。

本文分别采用仿真与实验对2种屏蔽方法进行了研究，结果如图3所示，图巾横坐标为信号频率，纵坐标为同频输入信号下，动态驱动屏蔽输?信号幅度与接地屏蔽输 信号幅度的比值，实线为仿真结果，虚线为实验结果。

／Hz图 3 动态驱动屏蔽 vs接地屏蔽Fig．3 Actively driven shield vs．grounded shield3 容性耦合右腿驱动容性耦合右腿驱动 CC—DRL电路能够抑制南工频信号带给心电测系统的共模干扰，容性耦合右腿驱动的等2228 仪 器 仪 表 学 报 第 3 4卷效电路如图4所示。

Z图4 带有增益的有腿驱动等效电路Fig．4 Equivalent circuit of DRL with gain其中，， 为T频电力线与人体问的位移电流，l，r 为共模干扰电势。反馈平衡后的共模信号如式(4)所示：= ㈩ 从理论分析可得，在运放输 不饱和的前提下，提高反馈电路增益 G(南zr与 z 的比率决定)，可降低测量系统共模干扰的幅度。如图 5左图所示分别为设置反馈电路增益为 1、10、100时，采用非接触式传感器测量所得的心电信号，其中图5有图为心电信号对应的幅频特性。

可见，与 CC—DRI 的反馈电路增益为 1时相比，当 cc—DRL的反馈电路增益为 100时，T频及其谐波干扰 已经被大幅衰减，可非常直观地观察到高信噪比、R峰清晰的心电信号，这对于多数采用心电信号进行的研究，可大幅降低心电信号后端处理的难度。

T靠 儿 ● M 鸺 。o0 T 几 · Pos 125 014zCH 】 l 00 V M 500Ilsfa)反馈电路增益为1时心电信 呼及其频潜(a)ECG signal and its spectrum when the gain ofthe feedback circuit is lTck 儿 ~ STOP
+ 。。。。 Tek 几 。 Pos：125．0如(b)反馈电路增益为l0时心电信号及其频谱(b)ECG signal and its spectrum when the gain ofthe feedback circuit is 10(c)反馈电路增益为100时心电信号及其频谱(c)ECG signal and its spectrum when the gain ofthe feedback circuit is 100图5 不同反馈电路增益下的心电信号Fig．5 ECG signals and corresponding~equency responsesfor diferent~edback circuit gains实际测量中，在传感器存在与人体躯干表面相垂直的法向运动时，CC—DRL方法的性能将受到影响。为此，本文采用了可变增益容性耦合右腿驱动的方法，在电路中增加了一级可变增益放大器，将源端的 放大后南单片机的ADC模块进行采集，经内部运算后控制该可变增益放大器的增益。

4 优化滤波结构实际测量中，即使有动态驱动屏蔽以及 CC—DRL电路，心电信号依然会受到直流偏置 、空间耦合噪声 、低频噪声以及高频热噪声的干扰，且噪声源来自多个方面，如人的运动或呼吸作用、运放的偏置电压与本征噪声、电源噪声以及残留的共模干扰等。因此，优化滤波结构没计可提高信噪比，为后续的数字系统提供优质的心电信号。

本文针对非接触式心电测量的特点，对滤波电路结构进行如下优化： .

1)在非接触式传感器模拟前端，在其前置运放后紧随一个二阶有源高通滤波器，截止频率为 0．5 Hz。一方面抑制运动带来的低频干扰 ，使信号输}{J更加稳定；一方面滤除直流分量，使进入仪表放大器的信号在其输入电压范围内，防止高增益仪表放大器的输m信号发生饱和截止。

2)在心电测量系统后端 ，南于仪表放大器的正负信号输入端间的直流电位差也被放大，因此在其后设计一级有源高通滤波器，截止频率 0．1 Hz。直流电位滤除后可保证后续的信号调理具有最大的动态范围；随后设计一 级二阶有源低通滤波器 ，截止频率 100 Hz。有效滤除高频噪声。

3)进行50 Hz陷波处理，抑制仪表放大器后的T频干扰，其会使得心电信号发生溢出。

4)对心电信号进行二级放大 ，系统总增益设计为1 000一
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作者简介from Southeast University in 1 995，and received his Ph．D．degreefrom University of the Rennes 1，France in 2002．Now he is an associate professor in Southeast University．His research field is bio—medical signal processing.

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