基于容性耦合原理的心電傳感器噪聲抑制方法研究

基于容性耦合原理的心電傳感器噪聲抑制方法研究

1非接觸式心電測(cè)量中的噪聲抑制問題在心臟疾病方面，心電壓是檢測(cè)和診斷心臟疾病的重要手段。在人口城市化和健康老齡化的背景下，我們必須注重社區(qū)和家庭的心臟健康監(jiān)測(cè)?；谌菪择詈显淼姆墙佑|式心電測(cè)量是新型心電測(cè)量技術(shù)研究的重要分支與研究熱點(diǎn)，是實(shí)現(xiàn)社區(qū)與家庭環(huán)境下心電信號(hào)長(zhǎng)時(shí)間、連續(xù)監(jiān)護(hù)的途徑之一。對(duì)非接觸式心電測(cè)量的研究表明，由于需采用高輸入阻抗的前置放大電路，因此噪聲抑制是其中的關(guān)鍵問題。在非接觸式心電傳感器端，國(guó)內(nèi)外多采用接地屏蔽與動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽2種方法抑制空間耦合噪聲，均得到了較為理想的心電信號(hào)，但不同屏蔽方法對(duì)心電信號(hào)測(cè)量性能的影響卻未見報(bào)道。在非接觸式心電測(cè)量系統(tǒng)端，容性耦合右腿驅(qū)動(dòng)(driven-right-leg,DRL)的提出為實(shí)現(xiàn)完全非接觸式心電測(cè)量奠定了基礎(chǔ)，但在將該方法用于穿戴式測(cè)量時(shí)，由于法向運(yùn)動(dòng)偽跡的存在，其固定增益的缺陷不利于共模干擾的抑制。同時(shí)，由于非接觸式心電測(cè)量與傳統(tǒng)濕式測(cè)量間存在較大差異，因此對(duì)傳統(tǒng)濾波電路結(jié)構(gòu)的改進(jìn)有助于提高心電測(cè)量性能，但這方面尚缺乏較為深入的研究。本文首先從理論上分析了接地屏蔽方法的缺點(diǎn)，通過實(shí)驗(yàn)證明了動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽方法對(duì)心電信號(hào)測(cè)量性能的改善;其次，本文研究并實(shí)現(xiàn)了可變?cè)鲆嫒菪择詈嫌彝闰?qū)動(dòng)CC-DRL模塊，在存在法向運(yùn)動(dòng)偽跡的情況下解決了非接觸式心電測(cè)量中的共模干擾問題;最后，本文基于非接觸式心電測(cè)量的特點(diǎn)改進(jìn)了傳統(tǒng)濾波電路，提高了心電信號(hào)測(cè)量性能。2非接觸式心電測(cè)量性能的提高對(duì)于非接觸式心電測(cè)量，由于傳感器的電極片與人體間存在由衣服、空氣以及傳感器隔離層等構(gòu)成的介質(zhì)空間，使得待測(cè)心電信號(hào)的源阻抗處于較高水平。研究中可將介質(zhì)等效為電阻Rc與電容Cc并聯(lián)的模型，如圖1所示，其中Rc約為108Ω，Cc約為10～100pF。依據(jù)電路理論，非接觸式傳感器的前置運(yùn)算放大器的輸入阻抗需遠(yuǎn)高于信號(hào)源阻抗Rc，才能實(shí)現(xiàn)信號(hào)檢測(cè)的目的。高輸入阻抗在實(shí)現(xiàn)信號(hào)檢測(cè)的同時(shí)，不可避免地提高了傳感器對(duì)外界噪聲的敏感程度。因此，對(duì)輸入端的合理屏蔽是提高非接觸式心電測(cè)量性能的關(guān)鍵問題。目前，國(guó)內(nèi)外多采用接地屏蔽與動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽的方式實(shí)現(xiàn)對(duì)噪聲的抑制。接地屏蔽的等效電路如圖1所示，理論上空間噪聲將完全被接地屏蔽層短路，如圖1虛線所示。由基爾霍夫定律可知此時(shí)放大器的輸入輸出關(guān)系如式(1)所示:式中:Av為前置運(yùn)放增益，VS(jω)為待測(cè)心電信號(hào)源，YCs(jω)為非接觸式傳感器屏蔽層與前置運(yùn)放輸入端間分布電容Cs的等效導(dǎo)納，YC(jω)=gc+jωCc為非接觸式傳感器與人體間的等效導(dǎo)納，Yin(jω)=gin+jωCin為非接觸式傳感器的輸入導(dǎo)納。雖然接地屏蔽層可有效地實(shí)現(xiàn)對(duì)噪聲的抑制，但如式(1)所示，接地屏蔽層引入了分布電容構(gòu)成的YCs(jω)項(xiàng)，從而非線性地降低了心電信號(hào)的幅度，影響后續(xù)的心電信號(hào)分析。對(duì)于動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽電路，該電路將前置運(yùn)算放大器的輸出直接作為屏蔽層的驅(qū)動(dòng)，其等效電路如圖2所示。由于運(yùn)放的輸出阻抗在理論上為無窮小，因此可等效于通過圖2所示的虛線將噪聲直接接地，以實(shí)現(xiàn)屏蔽噪聲的研究目標(biāo)。由基爾霍夫定律，運(yùn)放輸出如式(2)所示:若令該運(yùn)放增益為1，即Av=1，則由式(2)得:如式(3)所示，當(dāng)前置運(yùn)放增益Av為1時(shí)，動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽不對(duì)心電信號(hào)造成額外的非線性衰減，有利于提高系統(tǒng)的信噪比;且采用動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽的非接觸式傳感器對(duì)心電信號(hào)的頻譜特性影響較小，利于實(shí)現(xiàn)監(jiān)護(hù)級(jí)的心電信號(hào)檢測(cè)。本文分別采用仿真與實(shí)驗(yàn)對(duì)2種屏蔽方法進(jìn)行了研究，結(jié)果如圖3所示，圖中橫坐標(biāo)為信號(hào)頻率，縱坐標(biāo)為同頻輸入信號(hào)下，動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽輸出信號(hào)幅度與接地屏蔽輸出信號(hào)幅度的比值，實(shí)線為仿真結(jié)果，虛線為實(shí)驗(yàn)結(jié)果。3cc-drl的反饋電路增益容性耦合右腿驅(qū)動(dòng)CC-DRL電路能夠抑制由工頻信號(hào)帶給心電測(cè)系統(tǒng)的共模干擾，容性耦合右腿驅(qū)動(dòng)的等效電路如圖4所示。其中，Id為工頻電力線與人體間的位移電流，Vcm為共模干擾電勢(shì)。反饋平衡后的共模信號(hào)如式(4)所示:從理論分析可得，在運(yùn)放輸出不飽和的前提下，提高反饋電路增益G(由Zf與Za的比率決定)，可降低測(cè)量系統(tǒng)共模干擾的幅度。如圖5左圖所示分別為設(shè)置反饋電路增益為1、10、100時(shí)，采用非接觸式傳感器測(cè)量所得的心電信號(hào)，其中圖5右圖為心電信號(hào)對(duì)應(yīng)的幅頻特性?？梢?，與CC-DRL的反饋電路增益為1時(shí)相比，當(dāng)CC-DRL的反饋電路增益為100時(shí)，工頻及其諧波干擾已經(jīng)被大幅衰減，可非常直觀地觀察到高信噪比、R峰清晰的心電信號(hào)，這對(duì)于多數(shù)采用心電信號(hào)進(jìn)行的研究，可大幅降低心電信號(hào)后端處理的難度。實(shí)際測(cè)量中，在傳感器存在與人體軀干表面相垂直的法向運(yùn)動(dòng)時(shí)，CC-DRL方法的性能將受到影響。為此，本文采用了可變?cè)鲆嫒菪择詈嫌彝闰?qū)動(dòng)的方法，在電路中增加了一級(jí)可變?cè)鲆娣糯笃?，將源端的Vcm放大后由單片機(jī)的ADC模塊進(jìn)行采集，經(jīng)內(nèi)部運(yùn)算后控制該可變?cè)鲆娣糯笃鞯脑鲆妗?高信噪比數(shù)字系統(tǒng)實(shí)際測(cè)量中，即使有動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽以及CC-DRL電路，心電信號(hào)依然會(huì)受到直流偏置、空間耦合噪聲、低頻噪聲以及高頻熱噪聲的干擾，且噪聲源來自多個(gè)方面，如人的運(yùn)動(dòng)或呼吸作用、運(yùn)放的偏置電壓與本征噪聲、電源噪聲以及殘留的共模干擾等。因此，優(yōu)化濾波結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)可提高信噪比，為后續(xù)的數(shù)字系統(tǒng)提供優(yōu)質(zhì)的心電信號(hào)。本文針對(duì)非接觸式心電測(cè)量的特點(diǎn)，對(duì)濾波電路結(jié)構(gòu)進(jìn)行如下優(yōu)化:1)在非接觸式傳感器模擬前端，在其前置運(yùn)放后緊隨一個(gè)二階有源高通濾波器，截止頻率為0.5Hz。一方面抑制運(yùn)動(dòng)帶來的低頻干擾，使信號(hào)輸出更加穩(wěn)定;一方面濾除直流分量，使進(jìn)入儀表放大器的信號(hào)在其輸入電壓范圍內(nèi)，防止高增益儀表放大器的輸出信號(hào)發(fā)生飽和截止。2)在心電測(cè)量系統(tǒng)后端，由于儀表放大器的正負(fù)信號(hào)輸入端間的直流電位差也被放大，因此在其后設(shè)計(jì)一級(jí)有源高通濾波器，截止頻率0.1Hz。直流電位濾除后可保證后續(xù)的信號(hào)調(diào)理具有最大的動(dòng)態(tài)范圍;隨后設(shè)計(jì)一級(jí)二階有源低通濾波器，截止頻率100Hz。有效濾除高頻噪聲。3)進(jìn)行50Hz陷波處理，抑制儀表放大器后的工頻干擾，其會(huì)使得心電信號(hào)發(fā)生溢出。4)對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行二級(jí)放大，系統(tǒng)總增益設(shè)計(jì)為1000。5非接觸式心電測(cè)量系統(tǒng)實(shí)驗(yàn)裝置本文所述非接觸式傳感器與心電測(cè)量系統(tǒng)均采用單電源3.7V鋰電池供電;選擇AD8603作為傳感器的前置運(yùn)放并實(shí)現(xiàn)二階高通濾波;儀表放大器采用AD623;其余均選用OPA2335實(shí)現(xiàn)?；诖?，本文研究完成的非接觸式傳感器如圖6(a)所示，采用雙層PCB板，一側(cè)為面積約200cm2的錫電極片;另一側(cè)為前置運(yùn)放與二階高通濾波電路。電極片外圍設(shè)計(jì)有雙圈屏蔽環(huán)，其中內(nèi)圈屏蔽環(huán)與電路側(cè)的覆銅共同構(gòu)成動(dòng)態(tài)驅(qū)動(dòng)屏蔽，作為一級(jí)屏蔽;外圈屏蔽環(huán)與傳感器的鋼制外殼一同接地，作為該傳感器的二級(jí)屏蔽。傳感器與圖6(b)所示的處理電路構(gòu)成非接觸式心電測(cè)量系統(tǒng)的電路部分。本文采用如圖6(c)所示的彈性圍胸作為非接觸式心電測(cè)量系統(tǒng)的襯底，傳感器對(duì)稱固定，使用時(shí)傳感器位于人體左右胸，如圖6(d)所示。容性耦合DRL的電極采用銀纖維織物，位于襯底中央，面積約900cm2，使用時(shí)位于人體背部。傳感器與處理電路、容性耦合DRL電極與處理電路間均通過改裝的心電導(dǎo)聯(lián)線連接。本文分別在日常靜止、普通行走、上樓狀態(tài)下進(jìn)行了非接觸式心電測(cè)量，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖7(a)～(c)所示。為驗(yàn)證系統(tǒng)對(duì)法向運(yùn)動(dòng)偽跡的抑制作用，在實(shí)驗(yàn)志愿者劇烈呼吸狀態(tài)下進(jìn)行了非接觸式心電測(cè)量，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖7(d)所示。以上實(shí)驗(yàn)結(jié)果均為直接顯示在Tek3034示波器上的模擬信號(hào)，未經(jīng)任何數(shù)字濾波處理。如圖7所示的實(shí)驗(yàn)結(jié)果，本文研究的非接觸式心電測(cè)量系統(tǒng)噪聲抑制性能良好，可在使用者日?；顒?dòng)的條件下實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)檢測(cè)，且以靜止與普通行走狀態(tài)下的檢測(cè)結(jié)果為優(yōu)。在使用者劇烈呼吸時(shí)，由于胸部的快速起伏引入法向運(yùn)動(dòng)偽跡在心電信號(hào)內(nèi)，因此心電信號(hào)的信噪比有所降低，但如圖7(d)所示，心電信號(hào)基線仍保持在水平位置，表明了本文對(duì)傳感器與測(cè)量系統(tǒng)濾波器結(jié)構(gòu)研究結(jié)果的正確性。在使用者處于上樓狀態(tài)時(shí)，由于運(yùn)動(dòng)引起的呼吸加速以及上樓的運(yùn)動(dòng)起伏，相當(dāng)于同時(shí)引入法向與切向運(yùn)動(dòng)偽跡在心電信號(hào)內(nèi)，因此如圖7(c)所示，心電信號(hào)的信噪比進(jìn)一步降低，但仍可分辨出多數(shù)的QRS復(fù)波。6監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的研制本文分別對(duì)非接觸式心電測(cè)量進(jìn)行了研究，首先通過理論分析與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)證