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心电图 (ECG) 、肌电图 (EMG) 和脑电图 (EEG) 系统通过测量活体组织表面的电势，分别测量心脏、肌肉和大脑随时间的活动。通过测量体内的离子电流可以检测神经刺激和肌肉收缩。这是通过使用生物电电极来实现的。 带负电的离子是阴离子，带正电的离子是阳离子。人体中的电流流动是由于离子流动，而不是电子。生物电电极是一种传感器，可感测组织表面的离子分布，并将离子电流转换为电子电流。将电解质溶液 / 胶冻放置在电极与组织接触的一侧；电极的另一侧由导电金属组成，连接到连接仪器的引线上。化学反应发生在电解质和电极之间的界面处。 微小的负电位 测量系统的范围和量程 电解质 - 电极界面简介 电流可以从电解质流向非极化电极。（极化电极的作用更像电容器，电流发生位移，但不能在电解界面上自由移动）。当电极中的原子氧化形成阳离子和电子时，电流穿过界面。阳离子被释放到电解质中，电子通过引线携带电荷。类似地，电解质中的阴离子向界面移动，将自由电子传递到电极。 由于阴离子和阳离子的不均匀分布，界面上会产生一种称为半电池电位的电压。它在心电图、肌电图和脑电图上表现为直流偏移。 银 / 氯化银 (Ag/AgCl) 是一种非常受欢迎的电极，因为它的半电池电位非常低，约为 220 mV ，并且易于制造。 Ag/AgCl 电极是非极化电极，它们允许电流穿过电解质和电极之间的界面。非极化电极在抑制运动伪影和对除颤电流的响应方面优于极化电极。运动伪影和除颤事件都会对电解质和电极界面的电容进行充电。图 1 显示了等效电气模型。 AgCl 层降低了电极的阻抗。这对于进行心电图和脑电图测量的直流附近低频非常重要。 患者准备挑战与系统设计相关 临床医生在进行生物电势测量时面临实际挑战。他们必须准备好患者的皮肤，以便与电极良好接触。干燥和 / 或老化的皮肤会产生高阻抗，从而难以获得良好的读数。此外，电极到皮肤的阻抗因种族、年龄和性别而异。 临床医生用温和的磨料摩擦皮肤，去除薄薄的死皮层，使组织和电极上的电解质之间的离子流动更好。这可以确保更好的测量，但需要时间。当电解质在几个小时内干燥时也会出现问题。这增加了电解质中的阻抗，从而稳定地增加了直流偏移，进而扩大了仪器的动态范围。这两个挑战都与系统设计人员相关。 使用银 / 氯化银电极在 10 Hz 频率下，在皮肤经过适当处理的情况下，皮肤到电极的阻抗通常约为 5 k Ω。该阻抗因制造商而异。在设计 ECG 和其他生物电势前端电路时，设计人员必须记住，可能会经常遇到 500 k Ω 的阻抗。 银可被当作工作电极而应用于在生物医药、食品安全、环境检测领域，也可以当作 参考电极，前提是要经过化学或电化学处理成银 / 氯化银电极方能稳定使用，也有人 会将银处理成氧化银当作拟参考电极，其参考电位会有些许不同，可参考图 1 得知， 氧化银 (Ag/AgxO) 对于标准氢电极的电位为 -0.153 V ，银 / 氯化银的参考相对电位是 0.197 V 。 参考的电位 梳状电极 梳状干电极与湿电极阻抗对比 Ag-AgCl （银 - 氯化银；）电极体直流阻抗 <1 欧；子母扣电极体直流阻抗 <50 欧。 第一，无需使用导电膏，可直接使用，体现干电极的特点； 第二，干电极具有很好的柔韧性，保证干电极与头皮稳定接触及使用舒适度； 第三，干电极是梳状结构，可用于有头发覆盖区域。 许多临床医生从不花时间准备皮肤以连接电极，除非他们在获取良好信号时遇到问题。此外，脑电图记录中通常使用带有糊剂的金电极，这些电极产生的阻抗比银 / 氯化银电极高得多。将电极放置在胸腔上将使皮肤到电极的阻抗比放置在四肢上的电极低约 2.5 倍。 超电势设计 过电势是半电池电势与零电势之间的差值。它显示为测量仪器的直流偏移。就 ECG 而言，人胸部的差分电压（心脏信号）的幅度通常为 1.8 mV ，直流偏移高达 300 mV 。与心脏信号相比，直流偏移的巨大程度限制了应用于前端放大器的增益量。例如，应用 100 的增益会将 5 mV 心脏信号增加到 500 mV ，但也会将 300 mV 直流偏移增加到 30 V 。 通常使用在 ± 5V 等宽电源电压下运行的放大器来利用更大的输入电压范围。此外，设计者还能够应用更多增益。 设计人员经常使用 ± 7.5 V 的大电源轨来应对 ECG 设备必须工作的恶劣环境，例如手术室 (OR) 。在手术室中，心电图前端电路会看到干扰信号，例如消融、电烧灼、除颤、外部起搏、内部起搏、起搏器 H 场遥测和大量其他信号。此外，一些放大器（例如 Analog Devices AD8220 和 AD8224 ）具有轨到轨架构，允许设计人员设置更高的增益。 电极放大器 另一个常见问题是电极极化。如果皮肤接触不良，前端放大器的输入偏置电流会使电极极化。 图 2 显示了输入偏置电流小于 1 pA 的 JFET 输入运算放大器，例如 Analog Devices AD8625 / AD8626 / AD8627 和 AD8641 / AD8642 / AD8643 。 JFET 输入仪表放大器（例如 AD8220 和 AD8224 ）（如图 2 和图 3 所示）的输入偏置电流低于 20 pA 。 结论 了解电极中的电化学相互作用有助于阐明其行为的细微差别。此外，它还使设计人员能够了解临床医生在给患者放置电极时面临的挑战。对电极与皮肤界面的透彻了解可确保信号采集正确可靠，从而使临床医生能够正确诊断患者的病情。 关注公众号“优特美尔商城”，获取更多电子元器件知识、电路讲解、型号资料、电子资讯，欢迎留言讨论。

ECG/PPG量测解决方案 摘要 本应用文件介绍了心电图 (ECG) 与光电容积图 (PPG) 的基本工作原理，讨论了ECG与PPG生理信号的量测，以及提高可靠性、实现高精度电气特性的难点。一般高精准度的ECG与PPG架构都是采用模拟前端和ADC组合而成的解决方案。 1. 概述 心脏运作可以揭露人体许多极具价值的信息，包括其健康状态、生活方式，甚至是情绪状态及心脏疾病的早期发病等。传统的医疗设备中，监测心跳速率和心脏活动是经由测量电生理讯号与心电图 (ECG) 来完成的，需要将电极连接到身体来量测心脏组织中所引发电气活动的信号。此外，随着心跳会有一压力波通过血管进行传递，这个波会稍微改变血管的直径，除了ECG外的另一选择──光体积变化描记图法 (Photoplethysmography, PPG) 就是利用这个变化，是一种无需测量生物电信号就能获得心脏功能信息的光学技术。PPG主要用于测量血氧饱和度 (SpO2)，但也可不进行生物电信号测量就提供心脏功能信息。借助PPG技术，心率监护仪可集成到手表或护腕等可穿戴设备上，以达成连续侦测的应用。 2. 生理讯号：ECG vs. PPG与PTT 心电描记术 (Electrocardiography, ECG或者EKG) 是一种经胸腔以时间为单位记录心脏的电生理活动，利用在人体皮肤表面贴上的电极，可以侦测到心脏的电位传动，而心电图所记录的并不是单一心室或心房细胞的电位变化，而是心脏整体的电位变化。心电图的结果通常以波型显示，基本包括有P波、QRS波组、T波。P波代表的是心房收缩，QRS波组则是心室收缩，T波是心室舒张。有关心跳率的测量或评估，是以R波与R波的间隔时间来代表。RR间隔越大代表心跳率越低，RR间隔越小代表心跳率越高。测量ECG信号常常要在身体多个部位连接传感器电极，在胸部和四肢之间最多可以连接10个电极。 数据源：HEALTHY-AGEING 光体积变化描记图法 (Photoplethysmography，简称PPG) 是借光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方法。当一定波长的光束照射到指端皮肤表面，每次心跳时，血管的收缩和扩张都会影响光的透射 (例如在透射PPG中，通过指尖的光线) 或是光的反射 (例如在反射PPG中，来自手腕表面附近的光线)。当光线透过皮肤组织然后再反射到光敏传感器时，光照会有一定的衰减。像肌肉、骨骼、静脉和其他连接组织对光的吸收是基本不变的 (前提是测量部位没有大幅度的运动)，但是动脉会不同，由于动脉里有血液的脉动，那么对光的吸收自然也会有所变化。当我们把光转换成电信号时，正是由于动脉对光的吸收有变化而其他组织对光的吸收基本不变，得到的信号就可以分为直流DC信号和交流AC信号。提取其中的AC信号，就能反应出血液流动的特点。 下图是PPG信号和ECG信号的对比 根据PPG与ECG个别的生理特征点，我们可以发现ECG的峰值来自于心室的收缩，而PPG的峰值则是因为血管收缩所造成的，因此我们可以得到血液自心脏送出后到达量测部位的传输时间，也就是脉搏波传递时间Pulse Transit Time (PTT)，脉搏波传递的速度与血压是直接相关的，血压高时，脉搏波传递快，反之则慢，所以通过心电信号ECG与脉搏波信号PPG获得脉搏传递时间 (PTT)，再加上常规的一些身体参数 (如身高、体重) 即可得出脉搏波传递速度，通过建立的特征方程来估计人体脉搏的收缩压与舒张压，可实现无创连续血压测量。 3. 生理讯号处理的挑战 ECG量测的挑战 一般ECG电极需放置在心脏两侧并紧贴皮肤，可以用来记录心电信号随时间的变化。实际ECG信号的幅度只有几毫伏，频率不超过几百赫兹。ECG测量面临诸多挑战：一方面，来自ECG主电源的50Hz至60Hz电容耦合干扰要比心脏信号强许多；另一方面，身体皮肤的接触阻抗以及传感器之间阻抗的不匹配，这会导致较大的偏差并降低共模抑制能力；此外，还要解决接触噪声以及电磁源产生的干扰问题。此类应用中一些重要的放大器参数包括共模抑制、输入偏移电压和偏移电压漂移、输出摆幅以及放大器噪声，说明如下： 共模抑制 如前文所述，放置在患者皮肤上的电极可能有大约数百毫伏特的直流电压，而有用讯号的电压通常小于一毫伏特。仪表放大器配置非常适合这种情况，该放大器将消除任何与差分输入共模的讯号 (来自电极或任何共模噪声，如60Hz干扰)，同时放大有用的心电讯号。在这种情况下，考虑放大器电路的共模抑制参数是非常重要的，不仅针对直流讯号，还要考虑跨频率，尤其是线路频率为50Hz或60Hz时。具有高共模抑制比的放大器将消除更多不需要的噪声并实现更高精度的测量。 输入偏移电压和偏移电压漂移 由于有用电压相当小，放大器需要提供增益，以提高检测电路的分辨率。此应用需要高增益，因此放大器的偏移电压非常重要。放大器产生的任何偏移电压都将乘以电路增益，例如，假定心脏收缩在皮肤上的一个指定电极上产生1毫伏特电压，假定放大器电路的增益设置为1000，则放大器电路的理想输出为1伏特，但如果放大器的输入偏移电压为100微伏特时，则将在输出产生100毫伏特的误差 (占有用讯号的10%)。值得注意的是，放大器的输入偏移误差以输入为参考，因此，误差将与放大器的增益成比例。 与所有电子组件一样，放大器的特性会随时间和温度发生变化，其电压偏移也是如此。放大器电压偏移是误差的来源，随着偏移电压的漂移，此误差可能变得更大。然而，透过选择低漂移放大器 (如采用自动归零校准架构的放大器) 或者定期执行系统校准，藉此校正失调和漂移的运算放大器，可大幅度地减小此类误差源带来的影响。 放大器输出摆幅 在前面的示例中，电极上1毫伏特电压变化会在放大器电路的输出上产生1伏特的电压变化。对于5伏特单电源系统，这代表放大器电路可精确检测0 ~ 5毫伏特的电压，放大器需要输出可摆动到最低与最高的电源轨。相反地，如果放大器不支持轨对轨的输出摆动，则电压的动态范围会变小，就无法正确检测出完整的输入讯号，因而会限制检测电路的动态范围，无法做出精确的侦测。 放大器噪声 当评估此类应用的放大器时，另一个必须考虑的重要参数是放大器噪声。值得注意的是，放大器的噪声可能不会随频率保持恒定，尤其是在1/f噪声可成为主要噪声源的低频率下；在ECG应用中，有用的讯号带宽通常为直流到100Hz，因此1/f噪声仍是误差源之一。 PPG量测的挑战 测量PPG面临的主要挑战来自环境光和运动产生的干扰。阳光产生的直流误差相对而言比较容易消除，但日光灯和节能灯发出的光线都带有可引起交流误差的频率分量。运动也会干扰光学系统，当光学心率监护仪用于睡眠研究时，这可能不是问题，但如果在活动期间穿戴，则将很难消除运动伪像，光学传感器 (LED和光电检测器) 和皮肤之间的相对移动也会降低光信号的灵敏度。 此外，运动的频率分量也可能会被误判为心率，因此，必须测量该运动并进行补偿。设备与人体之间相贴越紧密，这种影响就越小，但采用机械方式消除这种影响几乎是不可能的。通常可使用多种方法来测量运动的干扰，其中一种是光学方法，即使用多个LED波长。共模信号表示运动，而差分信号用来检测心率。不过，最好是使用真正的运动传感器，该传感器不仅可准确测量应用于可穿戴设备的运动，而且还可用于提供其他功能，例如跟踪活动、计算步数或者在检测到特定g值时启动某个应用。 4. ECG量测电路 典型的ECG设备通常利用AFE进行信号放大、滤波，然后通过一个ADC进行数据采集。使用低分辨率 (16位) ADC时，信号需要被显著增益 (增幅通常为100 ~ 200倍) 以达到必要的分辨率。使用高分辨率 (24位) Σ-ΔADC时，信号仅需要4 ~ 5倍的适度增益。因此可以除去消除直流偏移所需的第二增益级和电路。这将实现面积与成本上的整体缩减。Σ - ΔADC方法还将保留信号的整个频率内容，并为数据后期处理提供充分的灵活性。 仪表放大器 (IA) 仪表放大器 (IA) 的主要任务是抑制共模信号 (通常是50Hz/60Hz干扰)，ECG应用需要90dB甚至更高的共模抑制比 (CMRR) 以抑制放大电路从电源耦合的50Hz/60Hz信号。即使采用具有高共模抑制比 (CMRR) 的IA，不同ECG电极的差异或者是皮肤接触阻抗之间的不匹配不仅产生偏移电压漂移，也会导致CMRR低于所期望的水平。阻抗的不匹配主要源于电极与皮肤的物理接触、排汗和肌肉运动等原因。随后要考虑的因素是IA的增益，设置IA增益时必须注意避免增益过大导致削波或饱和。IA的输入阻抗指标也很重要，因为ECG测量的是微弱信号。推荐选择具有高阻输入的IA，因为较低的输入阻抗会导致较大的信号衰减。 第二级放大 (PGA) 利用IA和滤波器消除噪声和干扰后，再进行第二级放大，提供额外的增益以达到ADC的输入量程。有些设计还添加了一个陷波滤波器，对50Hz/60Hz作进一步抑制。 低通/抗混迭滤波器 (Filter) 低通滤波器用来抑制高频干扰，同时也起到一个抗混迭滤波器 (Anti-aliasing Filter) 的作用，即阻止任何大于奈奎斯特或1/2采样频率的信号，避免产生ADC混迭。 为了进一步降低输入共模信号，ECG设计通常还引入一级「右腿驱动器」 (VRLD)，驱动反相共模信号返回人体。为了确保病人的安全，通常利用一个运算放大器和一个限流电阻以确保驱动到人体的是一个非常微弱的信号源。这个右腿驱动器可以降低ECG电极承载信号的噪声耦合。 5. PPG量测电路 PPG的量测电路包含：光发射驱动系统中的LED，以及测量光电二极管返回信号的电路。目标是通过消耗的一定LED电流量 (存在一定的电流传输比)，测量尽可能高的光电流。光电二极管的输入接收信号透过转导放大器 (TIA) 而放大、滤波，然后通过一个ADC进行数据采集。 环境光干扰是一个大问题，尤其是当存在调制光时，比如使用LED或节能灯的固态照明系统。为了获得良好的信号响应，要透过数字信号处理降低环境光干扰的影响，这是一个关键功能，能够非常有效地抑制外部光干扰。 来源：立锜科技电子报

In my last blog, we saw an application in medical electronics. Let’s continue that in this blog too where we will see a circuit that is used to eliminate noise in the signal processed by the ECG.   Coming back to ECG, we know it is a piece of equipment which measures the beating of the heart. We saw the bio-electric amplifier which amplifies the signals generated by the beating for further processing. If we plot the frequency spectrum of such an input signal you are bound to find a peak at about 60 Hz (or 50 Hz in some cases) – something like the diagram below.   http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/thumb/7/73/Mains_hum_spectrum.png/220px-Mains_hum_spectrum.png   You will see a peak at around 60 Hz. Why is this coming? This is due to 60 Hz noise. And the circuit we will be seeing is called the 60-Hz reject filter with gain .   Why does this peak arise? This noise arises from the interference from other current carrying conductors present in the same room. When current flows through a conductor it tends to induce a small current in any other equipment near it. Suppose we have a wire carrying a high current. According to the laws of electromagnetism, this induces a magnetic field around it. This magnetic field in turn induces some current in any circuit nearby. This noisy signal will be at a frequency of 60 Hz which is the frequency of the mains current in many countries (50 Hz in some). So before processing our required signal we must filter it for this noise. For that purpose we use a notch filter . A notch filter is a type of band-stop filter which has a very steep notch at particular frequency. That is at a particular frequency the signal is completely attenuated.   The notch filter we will use is the twin-T notch filter . This is made up of two T-sections – one of low pass and another high pass section – in parallel. The low pass and high pass sections are designed such that they don’t overlap and they both allow low frequencies below the notch frequencies and those above it but not the frequencies at the notch frequency. Let’s see the circuit for it:     You can see that the input signal is given to a twin-T network. The upper part is the low pass circuit and the lower part is the high pass filter. Remember that at high frequencies the impedance of a capacitor is very low while that of an inductor is very high and vice versa. As a result in the upper network at high frequencies the capacitance will be very low - almost a short. Thus the voltage across it is zero. The similar concept is applied to the high pass section. The design is as follows: notch frequency is given by f = ; R0=R1= 2.R2 and C1=C2= C0.   Gain can be introduced in this circuit as the opamp is connected as an amplifier. The gain will be determined by the ratio of  the resistors R4 and R3.   This is the frequency response:     Note the notch at 60 Hz, and also note the quality factor is not too good. For our application, the quality factor must be much better than this.   For that in real life a reject filter with variable Q is used. The circuit is given below: The Q in this circuit depends on the ratio of resistors R6 and R7. . Increase this ratio and note how the Q varies.   You can check these videos out: https://www.youtube.com/watch?v=sBEFyMbi2Zo For another application of notch filter: https://www.youtube.com/watch?v=01EB6W0HZuk

Have you wondered one thing—that how widely electronics is used? This blog gives you a small-window view of the places where electronics is used and has been sitting silently in our lives over the years. Now switch over to our health needs and how medicine and medical equipment is an inseparable part of modern life. Lifestyle diseases are very prominent among us these days. Along with it comes all the medicine and of course the use of medical equipment. Think of any of those and you will get one thing common and that is the presence of electronics in all of them. From the tiny gadget that checks the amount of sugar in blood to the bulky ECG machine which measures your heart operation. We'll try to cover one such application in this blog. Figure 1 What is this ECG ? ECG stands for electrocardiography. We all know that our heart is a muscle formed in a way that allows it to act as a pump for blood. This process is the acquisition of electrical activity of the heart captured over time by an external electrode attached to the skin. Each of the cell membranes that form the outer covering of the heart cell has an associated charge which is depolarized during every heartbeat. These appear as tiny electrical signals on the skin which can be detected and amplified by the ECG. These electrical signals are then given to an ECG pre-amplifier. We'll see one type of such an amplifier—instrumentation amplifier. Before going into it, let us see the differential amplifier. A differential amplifier amplifies the difference of the two signals given as input to it. This is very important in our application because it rejects common mode voltages while amplifying the differential signal of interest. Figure 2 The circuit shown above is of a differential amplifier. You will see that this circuit is a combination of an inverting and a non-inverting amplifier. Run the circuit and see the output is a difference of the inputs. The main advantage of this circuit is that this circuit can remove the error caused by common mode voltage. What is common mode voltage? These are signals that are common to both inputs of the opamp. Common mode voltages cause a certain error in the output of the opamp: this error is measured as the common mode rejection ratio . For example, suppose equal 60Hz noise* is present on each input and one input is at 5V dc and the other is at 2V dc . The common noise is cancelled out in the difference and the 3V difference is amplified. This circuit has some restrictions also—it being that the input impedance is limited by the resistors R2 and R3. We all know that the input impedance looking into the amplifier should be high. So if a high gain is required, then a high R0/R2 ratio is required, yet practical circuit considerations limit the maximum and minimum values for these resistors. The solution to both high-gain and high-input impedance problems is the instrumentation amplifier (INA). This circuit uses three opamps. Figure 3 Use the inverting amplifier equations to derive an equation for the gain of the first stage. The input is the difference between the two points connected to positive of opamp and the output is the difference between the two outputs of the opamps. This gain of the first stage comes to A v¬ = 2(R 1 /R 0 ) + 1. This is then given to the final stage which in itself is a differential stage. So finally the output from the circuit will take into consideration this too – thus the final gain will be . The main advantages of INA's are: ability to obtain high gain with low resistor values, extremely high input impedance, and superior rejection of common mode signals. Modern INA's are of the monolithic IC form with terminals for the R0 resistor which is usually variable and can be used to control the gain. You can see details about these ICs here:  http://www.analog.com/en/specialty-amplifiers/instrumentation-amplifiers/products/index.html#Instrumentation_Amplifiers As a conclusion it should be noted that there are more complexities involved. There will be a filter connected to this amplifier as well as an isolation amplifier involved mostly to eliminate noise. There will also be circuitry to null out a dc offset introduced by the electrodes that are connected to the patients. We will try to introduce them in the coming weeks. For now this is just an introduction to a simple bioelectric amplifier and its concept as well as its implications in ECG. Visit the following sites to try designing these circuits: http://www.docircuits.com/circuit-editor/205 http://www.docircuits.com/circuit-editor/206 * 60Hz noise is the noise introduced due to electromagnetic disturbance from other electronic appliances in the room along with the ECG machine.

  本 人正在设计一个便携式心电监测设备（电池供电），采用三导联，图中波形是模拟前端采集到信号波形，但还有比较多的50Hz工频干扰，可工频好像很难滤掉， 一不小心就会损害正常的心电信号，是否采用软件滤波会比较好，处理器计划采用C2000系列DSP或者STM32。或者模拟前端设计有没有需要特别注意的 地方呢？