Implementazione e realizzazione di un sistema di misura per segnali ECG: filtraggio e simulazione

36 
 
 
CAPITOLO 2 
IMPLEMENTAZIONE E SIMULAZIONE 
DELL’AMPLIFICATORE BIOPOTENZIALE 
 
 
Prima di passare all’implementazione  hardware della registrazione di una derivazione 
bipolare ECG, ossia all’implementazione dei vari blocchi di un amplificatore 
biopotenziale, si è preparato il progetto in SPICE, si è testata la bontà dello schema, poi 
si fatto in modo di interfacciare SPICE con MATLAB in modo da poter dare in ingresso 
un segnale ECG e ottenere un segnale ECG amplificato per verificare ulteriormente il 
nostro amplificatore e infine si è passati alla messa in posa del circuito su basetta di 
quanto progettato. 
Procediamo  con l’esporre i punti sopra illustrati. 
 
2.1  - PROPRIETA’ DEGLI AMPLIFICATORI BIOPOTENZIALI 
Per visualizzare e registrare la differenza di potenziale tra gli elettrodi disposti 
opportunamente sulla superficie del corpo, vengono utilizzati dei circuiti elettronici. 
Molti segnali dell’attività fisiologica hanno ampiezze piccole e devono essere amplificati 
e processati prima che possano essere considerati in maniera significativa. La buona 
notizia è che le caratteristiche degli amplificatori biopotenziali sono molto simili a quelle 
di un qualsiasi altro amplificatore. Per questo motivo, andremo ad esaminare i principi 
fondamentali degli amplificatori, con particolare attenzione a quelli biopotenziali.  
Di seguito riportiamo i parametri dell’amplificatore: 
1.Guadagno. I segnali fisiologici hanno amplificazioni il cui intervallo va da diversi 
microvolt a pochi millivolt. Ecco perché molti amplificatori biopotenziali hanno 
guadagni pari a 500 o maggiori per una corretta visualizzazione e registrazione. E’ 
necessario utilizzare l’espressione del guadagno in decibel, che si ottiene dalla forma 
lineare, attraverso la seguente formula:
37 
Gain(dB)=20 log
10
 (Guadagno lineare) (2.1) 
 
2.Reiezione Di Modo Comune (CMR). Il corpo umano è una buona antenna e creerà 
potenziali elettrici a causa delle radiazioni elettromagnetiche presenti nell’atmosfera. Un 
serio problema è rappresentato dalla frequenza a 50/60 Hz (ossia dalal frequenza di rete), 
presente quasi ovunque dove c’è potenza elettrica. Il problema diventa grave quando i 
biopotenziali, che vogliamo monitorare, hanno un’energia utile che assume valori in un 
intervallo di 50/60 Hz. La CMR è quella proprietà che permette di annullare eventuali 
segnali che sono comuni a entrambi gli ingressi, amplificando segnali differenziali (la 
differenza di potenziale tra gli ingressi).  
Per i segnali fisiologici, sono importanti sia la CMR in corrente alternata (AC) che quella 
in corrente continua (DC). La CMR è di solito specificata per una variazione della 
tensione di modo comune ad una certa frequenza.  
Il rapporto di reiezione di modo comune (CMRR) è ottenuto nel seguente modo: 
CMRR=A
D
 (V
CM 
/V
OUT 
) (1.2) 
dove :   
A
D
 è il guadagno differenziale dell’amplificatore 
V
CM 
 è la tensione di modo comune presente agli ingressi dell’amplificatore  
V
OUT
 è la tensione d’uscita risultante quando sono applicati ingressi di modo comune 
La conversione logaritmica del CMRR,è definita come: 
 
CMR(dB)=20log
10
(CMRR) (1.3) 
 
 
3.Risposta in frequenza. L’insieme delle espressioni che danno il guadagno e lo 
sfasamento in funzione della frequenza si chiama risposta in frequenza del circuito. 
Questo significa che la funzione di rete descrive il comportamento del circuito. 
 La larghezza di banda di un amplificatore fisiologico dovrebbe amplificare 
correttamente tutte le frequenze significative nel segnale, mentre dovrebbe reiettare quei 
segnali fuori dalla banda d’interesse.  
La larghezza di banda è definita come la differenza tra la frequenza di taglio inferiore e la 
frequenza di taglio superiore. Il cut-off è definito nel punto in cui il guadagno è pari a
38 
0.707 del punto medio della risposta, ed è alternativamente chiamato punto medio della 
potenza (0.707
2
 =0.5),o nel punto a -3dB, da -3.01(dB) = 20 log
10
 (0.707). 
 
4.Impedenza d’ingresso. Una regola fondamentale nella misurazione è non permettere 
che uno strumento di misura influenzi il segnale sotto osservazione. Un amplificatore 
dovrebbe esibire un’alta impedenza di ingresso per far si che non vengano attenuati i 
segnali fisiologici che si stanno misurando.  
Nel caso del segnale elettrocardiografico, l’elettrodo stesso dell’ECG ha una bassa 
impedenza, ma l’impedenza della pelle, può variare da 100Ω ad 1 MΩ. Le correnti 
d’ingresso dell’amplificatore generano potenziali ai capi dell’impedenza della pelle, che 
sono amplificate dal guadagno dell’amplificatore, causando elevati offset in DC 
nell’uscita dell’amplificatore. 
 
5.Rumore e deriva. I segnali indesiderati che contaminano le misurazioni fisiologiche, il 
rumore prodotto all’interno della circuiteria dell’amplificatore è di solito definito, come 
quel segnale con componenti al di sopra di 0,1 Hz, mentre deriva si riferisce alle 
variazioni della linea di base (baseline) al di sotto di 0.1 Hz. Il rumore può essere 
misurato in microvolt picco-picco (µV
p-p
) o microvolt valore quadratico medio (µV
RMS
). 
Le cause della deriva includono tensioni di offset di deriva (variando l’impedenza di 
ingresso), e il guadagno di deriva, di solito influenzato dalla temperatura. 
 
6.Polarizzazione degli Elettrodi. Gli elettrodi sono fatti di metallo e usati con un 
elettrolita, così come per esempio l’elettrodo standard  per ECG Argento/Argento e 
Cloro, essi formano piccoli potenziali  dallo scambio di elettroni tra gli ioni dell’elettrodo 
e dell’elettrolita (come in una batteria). La sfida per il progettista dell’amplificatore è 
amplificare i deboli segnali fisiologici in presenza di quei segnali polarizzati in DC. 
 
2.2  - REQUISITI DEL CIRCUITO 
Dunque i requisiti che deve mostrare il nostro amplificatore sono i seguenti: 
 Il complesso QRS può oscillare tra 400μV a 2,5mV, e richiede un guadagno in 
tensione che va da 100 a 1000. La banda dell’ECG è stata standardizzata per 
rendere uniforme l’interpretazione dei risultati. Vengono usati due filtri con 
banda a -3 dB, un filtro passa alto a 0.05 Hz e un filtro passa basso a 100 Hz.
39 
 Nonostante la forma d’onda dell’ECG sia considerata un segnale in AC a bassa 
frequenza, ci possono essere degli offset in DC significativi tra gli elettrodi sul 
corpo (0-20mV DC). Con un guadagno in tensione di 1000, un offset in DC di 20 
mV può far sì che l’amplificatore tenti di produrre un segnale a 20 V più alto di 
quanto una tipica alimentazione si possa permettere. Dobbiamo prevenire che gli 
offset in DC coprano il segnale AC di interesse, facciamo questo tramite un filtro 
passa alto. 
 I segnali presenti negli elettrodi a frequenza maggiore di 100Hz contribuiscono al 
rumore nell’ECG che deve essere ridotto per ottenere un ECG accurato e corretto. 
I potenziali generati dall’attività muscolare sono indesiderati e sono parzialmente 
ridotti dal filtro passa basso (è necessario che la persona che si sta sottoponendo a 
ECG sia rilassata e non si muova). 
 Ci sono molti altri potenziali che sono inavvertitamente amplificati usando 
elettrodi per monitorare l’ECG. La potenza condotta produce un alto livello di 
interferenze elettromagnetiche (EM), che devono essere accuratamente eliminate. 
L’uso di elettrodi schermati, insieme all’amplificatore differenziale, può ridurre le 
interferenze EM efficacemente. Altre fonti di radiazioni EM sono le stazioni 
radio, cellulari, telefoni portatili, sorgenti a microonde, computer, accensione di 
automobili. Ma non tenteremo di rimuoverle anche se è possibile incontrarle nelle 
misure fatte sui circuiti. 
 
2.3  - REALIZZAZIONE CIRCUITALE DELL’AMPLIFICATORE  
Per realizzare il nostro amplificatore è necessario progettare i seguenti cinque schemi a 
blocchi: 
 Oscillatore d’onda quadra 
 InAmp(Instrumentation Amplifier) 
 Filtro Passa Alto  
 Filtro Passa Basso e Blocco a Guadagno attivo  
 Filtro Notch  
Per il rilevamento del QRS, invece, sono previsti  i seguenti tre schemi a blocchi: 
 Filtro Passa Banda 
 Circuito Rettificatore (ABS) 
 Filtro Passa Basso
40 
I circuiti che mostreremo di seguito, sono stati realizzati e poi simulati(testati)utilizzando 
il programma PSpice(Orcad v16).  
 
Partiamo con i cinque schemi a blocchi per realizzare il nostro amplificatore: 
 
 
Fig. 2.0 Schema a blocchi dell’amplificatore 
 
2.3.1 Oscillatore d’onda quadra 
L’oscillatore d’onda quadra mostrato in fig 2.1, verrà utilizzato per testare ogni singolo 
circuito. Esso è caratterizzato da tre amplificatori operazionali: il primo,può essere 
utilizzato come comparatore di Schmitt: il secondo che fornisce una divisione per 
19,6,mostra un segnale d’uscita la cui ampiezza è circa 0,5 Vpp. Mentre il terzo 
amplificatore che effettua una divisione per 200, ci consente di prevedere un’uscita di 
circa 2,5 mVpp.
41 
C9
10uF
CMAX
V
R1
1k
R2
45.3k
R3
200k
R4
1k
R5
19.6k
R6
24.9k
R7
24.9k
C1
0.01uF
C2
0.01uF
C3
0.01uF
C4
0.01uF
C6
0.01uF
C8
0.01uF
V1
-5V
V2
-5V
V3
-5V
V5
5V
V6
5V
V7
5V
U1A
LM324
+
3
-
2
V+
4
V-
11
OUT
1
U2B
LM324
+
5
-
6
V+
4
V-
11
OUT
7
U2C
LM324
+
10
-
9
V+
4
V-
11
OUT
8
0 0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
 
 
Fig. 2.1 - Oscillatore d’onda quadra 
 
Nella figura sottostante,è mostrato uno zoom della forma d’onda in uscita all’oscillatore, 
ottenuta simulando il circuito precedente .Come si può notare, l’onda quadra ha 
un’ampiezza di 2.5mVpp 
  
 
Fig. 2.2 - Uscita dell’oscillatore d’onda quadra
42 
L’onda quadra da 2,5 mVpp si avvicina molto ai valori che ci aspettiamo dall’ECG, e 
può essere usata per testare il guadagno dell’amplificatore della strumentazione, come 
pure i filtri passa alto e passa basso.  
2.3.2 InAmp 
Un amplificatore per strumentazione(InAmp)è un dispositivo che amplifica la differenza 
tra due potenziali d’ingresso, mentre reietta tutti i segnali che sono comuni ad entrambi 
gli ingressi. All’InAmp è di solito assegnato il delicato lavoro di estrarre piccoli segnali 
dai sensori e dai trasduttori, in strumentazioni quali registratori di segnali ECG ed EEG, 
defibrillatori e monitor per la pressione sanguigna.  
Un InAmp è efficiente soprattutto nella rimozione dei segnali di modo comune in DC  e 
dei segnali in bassa frequenza in AC; è essenziale inoltre per monitorare i potenziali del 
corpo umano. La più importante proprietà dell’InAmp è la reiezione di modo comune 
(CMR), cioè la proprietà di annullare i segnali che sono comuni ad entrambi gli ingressi 
mentre amplifica i segnali che creano una differenza di potenziale fra i due ingressi. 
InAmp  hanno molte caratteristiche in comune: 
A. Entrambi gli ingressi differenziali bilanciati con elevata impedenza e basse correnti di 
polarizzazione. 
B. Uscita single ended rispetto ad un morsetto di riferimento. 
C. Un blocco di guadagno ad anello chiuso con resistore di guadagno isolato dai morsetti 
a cui è applicato il segnale. 
D. Bassa Impedenza d’uscita, normalmente molti milli ohm a basse frequenze.   
Allora perché non usare un amplificatore operazionale (OpAmp)? Non è vero che gli 
amplificatori operazionali hanno ingressi differenziali bilanciati con elevata impedenza 
d’ingresso, bassa impedenza di uscita e un blocco di guadagno? Perché nei tipici circuiti 
invertenti o non-invertenti, all’uscita dell’amplificatore, appariranno sia il segnale che la 
tensione di modo comune. L’amplificatore operazionale, mostra anch’esso una CMR, ma 
il segnale è amplificato dal guadagno ad anello chiuso dell’amplificatore operazionale, 
mentre la tensione di modo comune, riceve un guadagno unitario, riducendo 
l’oscillazione d’uscita dell’OpAmp. Per riassumere usando solamente l’OpAmp, un 
inadeguato valore di CMR in DC produrrebbe indesiderati offset in uscita. Un inadeguato 
valore di CMR in AC causa grandi errori variabili nel tempo, che cambiano con la 
frequenza, rendendo gli errori difficili da eliminare nei successivi circuiti elettronici.
43 
Un’altra importante proprietà degli InAmp è un basso rumore di tensione e di corrente. Il 
rumore d’ingresso è riferito all’ingresso (Referred To Input, RTI), così che una specifica 
di 10nV/ √Hz @ 1kHz va moltiplicata per il guadagno differenziale in uscita. Se l’InAmp 
lavorasse ad un alto guadagno, il rumore in ingresso potrebbe diventare la più grande 
fonte di rumore dell’intero circuito. 
Un InAmp deve fornire una banda adeguata per una determinata applicazione. Larghezze 
di banda fino a 4 MHz sono tipiche di buoni amplificatori. Molti InAmp specificano 
larghezze di banda per diversi valori del guadagno, per mostrare come la larghezza di 
banda decresce all’aumentare del guadagno. 
La CMR in AC varia con la frequenza e con il guadagno. Per la maggior parte degli 
InAmp cresce con il guadagno (fino ad un certo punto) perché molti progetti hanno una 
configurazione tale da reiettare i segnali di modo comune ed amplificare le tensioni 
differenziali. Poiché qualsiasi sbilanciamento degli ingressi differenziali verrà mostrato 
come errore di modo comune, la CMR in AC decresce con la frequenza. 
Nella fig. 2.3 mostriamo la realizzazione circuitale dell’InAmp. 
Come già detto, per testare il circuito verrà utilizzato un generatore d’onda quadra che 
dovrà fornire un segnale di ampiezza 2.5mVpp. 
Per fare ciò è stato utilizzato un generatore di tipo VPULSE(appartenente alla libreria 
SOURCE di PSpice) i cui parametri sono stati settati nel seguente modo: 
 
 V1(Valore iniziale)   0V 
 V2(ampiezza dell’impulso) 2.5mV 
 TD(ritardo) 0.25s 
 TR (sta per Rise Time, tempo di salita)1ms 
 TF( Fall Time, il tempo di discesa)1ms 
 PW (per Pulse Width, durata dell’impulso)0.5s 
 PER(rappresenta  il periodo del segnale)1s
44 
 
Fig.2.3.a VPulse 
 
Ciò che ci aspettiamo da questo circuito, è  un guadagno di circa 101.  
 
V
U1A
LM324
+
3
-
2
V+
4
V-
11
OUT
1
U2B
LM324
+
5
-
6
V+
4
V-
11
OUT
7
U2C
LM324
+
10
-
9
V+
4
V-
11
OUT
8
V8
5V
V7
-5V
V3
-5V
V4
-5V
V5
5V
V6
5V
C0
0.01uF
1 2
0
C1
0.01uF
1 2
0
C2
0.01uF
1 2
C3
0.01uF
1 2
C4
0.01uF
1 2
C5
0.01uF
1 2
0
0
0
0
R1
2k
2
1
R7
100k
2 1
R8
100k
2 1
R12
10k
2 1
R10
10k
2 1
R13
10k
2 1
R11
10k
2
1
0
0
0
V7
TD = 0.25s
TF = 1ms
PW = 0.5s
PER = 1s
V1 = 0V
TR = 1ms
V2 = 2.5mV
 
 
Fig. 2.3 – InAmp 
 
Dopo aver simulato il circuito precedente è stato possibile ottenere la seguente forma 
d’onda in uscita all’InAmp.
45 
 
 
Fig. 2.4 - Uscita dell’InAmp 
 
Come si può notare in figura 2.4, l’onda quadra è effettivamente amplificata di circa 101 
volte.  
 
 
2.3.3 Filtro Passa Alto 
Lo standard richiede due filtri: un filtro Passa Alto con frequenza di cutoff  a -3dB di 
0,05Hz e un filtro Passa Basso con frequenza di cut off a -3dB di 100 Hz.  
Il filtro Passa Alto che andremo a considerare è un filtro di Butterworth del secondo 
ordine (con fattore di qualità Q = 0,707) preferito per la sua caratteristica piatta, e buon 
roll-off. Altre tipologie di filtri offrono roll-off più ripidi, ma tipicamente hanno un ripple 
nella banda passante ed una fase crescente non lineare.  
Per i filtri ECG, è importante evitare eccessive fasi non lineari perché la fase non lineare 
causerà ritardi di gruppo variabili all’interno della banda frequenziale dell’ECG. Questo 
effetto è problematico perché i ritardi variabili a differenti frequenze, determinano una 
distorsione del segnale ECG, causando confusione nella diagnosi di eventuali problemi 
fisiologici.  
Il principale scopo del filtro Passa Alto nelle applicazioni di monitoraggio dell’ECG è 
rimuovere gli offset in DC dal segnale ECG che sono presenti dopo la fase iniziale di 
amplificazione. E’ necessario rimuovere gli offset in DC per spostare il segnale il più 
vicino possibile al centro dei livelli di alimentazione, cosicché i circuiti successivi lo 
possano filtrare e amplificare se necessario. Ecco perché il filtro Passa Alto precede il 
filtro Passa Basso.
46 
Anche in questo caso abbiamo dato in ingresso al filtro passa alto un’onda quadra 
mediante il generatore VPULSE, settando i parametri elencanti precedentemente. 
Nel grafico sottostante è mostrato lo schema circuitale relativo al filtro passa alto. 
 
 
V
0
0
U1D
LM324
+
12
-
13
V+
4
V-
11
OUT
14
C7
0.01uF
1 2
C8
10uf
1 2
C9
10uF
1 2
C10
0.01uF
1 2
V8
-5Vdc
V9
5Vdc
R8
226k
2 1
R9
453k
2
1
0
V10
TD = 0.25s
TF = 1ms
PW = 0.5s
PER = 1s
V1 = 0mV
TR = 1ms
V2 = 2.5mV
0
0
 
Fig. 2.5 - Filtro Passa Alto 
  
Ciò che ci aspettiamo dal seguente circuito è un guadagno unitario. Dalla simulazione del 
precedente circuito otteniamo la seguente forma d’onda
47 
 
 
Fig. 2.6 - Uscita del filtro passa alto 
 
Possiamo facilmente notare che l’ampiezza dell’onda quadra è circa 2.5mVpp, proprio 
come ci aspettavamo. 
2.3.4 Blocco di guadagno attivo e Filtro Passa Basso 
L’amplificatore non invertente è un blocco a guadagno positivo; quest’amplificatore 
servirà ad amplificare il segnale in uscita al filtro passa alto.  
Invece,il principale scopo del filtro Passa Basso nelle applicazioni di monitoraggio ECG 
è limitare la larghezza di banda alle frequenze di interesse nel segnale ECG.  
Il segnale originale ECG è dell’ordine di circa 1-5 mV. La seguente figura mostra lo 
schema circuitale del Blocco di Guadagno Attivo e del Filtro Passa Basso. 
V
0
0
0
U2A
LM324
+
3
-
2
V+
4
V-
11
OUT
1
U3B
LM324
+
5
-
6
V+
4
V-
11
OUT
7
C11
0.01uF
1 2
C12
0.01uF
1 2
C13
0.047uF
1
2
C14
0.1uF
1 2
C15
0.01uF
1 2
C16
0.01uF
1 2
V10
-5Vdc
V11
5Vdc
V12
-5Vdc
V13
5Vdc
R12
23.7k
2 1
R13
100k
2 1
0
0
R10
23.7k
2 1
R11
24.9k
2
1
0
V14
TD = 0.25
TF = 1ms
PW = 0.5s
PER = 1s
V1 = 0V
TR = 1ms
V2 = 2.5mV
0
 
Fig. 2.7 - Blocco di Guadagno Attivo e del Filtro Passa Basso
48 
Dalla simulazione del precedente circuito (effettuata sempre ponendo in ingresso al 
blocco il generatore VPULSE) è stata ottenuta la seguente forma d’onda all’uscita del 
Filtro Passa Basso. 
 
 
Fig. 2.8 - Uscita del filtro passa basso 
 
Come ci aspettavamo,l’uscita risulta amplificata x5 grazie al guadagno fornito dal Blocco 
di  guadagno attivo. 
2.3.5 Filtro Notch 
Il filtro elimina banda (o filtro Notch) del secondo ordine mostrato nello schema fig. 2.9, 
utilizza un filtro passa banda, seguito da un amplificatore sommatore, che sottrae l’uscita 
del passa banda dal segnale in input. 
Lo schema circuitale del filtro Notch è mostrato nella seguente figura 2.9.