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便携式心电信号采集系统的设计方案

作者:时间:2017-06-06来源:网络

随着生活水平的提高,健康问题引起人们高度重视,尤其是对心脏疾病方面,因而从医院大型设备到便携式仪器,甚至各种远程诊断设备,都有飞跃发展,而所有心电设备的基础都是精确采集到心电信号。在大型设备中,对采集电路的性能要求严格,因此电路设计复杂,体积较大。在便携式设备中,对采集电路要求性能和体积的统一。因此在便携式自动心电诊断系统的项目背景下,设计出便携式心电信号的采集电路。

本文引用地址:http://www.eepw.com.cn/article/201706/350113.htm

1 产生机理

在人体内,窦房结发出一次兴奋,按一定途径和时程,依次传向心房和心室,引起整个心脏兴奋。因此,每个心动周期中,心脏各个部分兴奋过程中出现的生物电变化的方向、途径、次序和时间都有一定规律。这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面上,使身体各部位在每一心动周期中也都发生有规律的生物电变化,即心电位。若把测量电极放置在人体表面的一定部位,记录处心脏电位变化曲线,即常规(Electrocardiogram,简称ECG)。

2 系统结构

便携式心电监护仪的目标是具备自动诊断心脏疾病的功能,同时便于家庭和旅行使用。这里主要给出便携式心脏疾病自动诊断设备的前端部分,即信号采集和处理部分。心电信号的采集主要由放大、滤波等模拟电路完成。心电信号在FPGA控制下,实现信号的数字化,以便后续进一步处理和存储,系统整体结构如图1所示。

3 采集心电信号

3.1 心电信号的特点

正常心电信号的幅值范围为10 V~4 mV,典型值为1 mV。频率范围在0.05~100 Hz,而90%的频谱能量集中在0.25~35 Hz之间。在检测微弱的心电信号时还要注意到噪声的抑制。这些噪声主要有皮肤与电极接触的极化电压、其他生理信号的混入、电子器件的噪声、无线电波和工频干扰等。

根据心电信号非常微弱的特点,采集心电信号的前置放大电路需要具备高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声和低漂移等方面性能。

综合考虑以上要求,这里选用为AD620。AD620的输入阻抗为10GΩ,增益为10时的共模抑制比为100dB,最大温度漂移O.6μV/℃。从AD620的参数指标上看,适用于心电的前置放大电路。

3.2 导联系统

从人体体表采集心电时,首先要考虑2个问题:一是电极的放置位置。二是电极与连接形式。临床上为了统一和便于比较所获得的心电波形,对测定ECG的电极位置和与的连接方式都做了统一规定,称为的导联系统,常称导联。广泛认可的国际标准十二导联,分别为I、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1~V6。其中I、Ⅱ、Ⅲ导联为双极导联,其余为单极导联。I、Ⅱ、Ⅲ导联又称肢体导联,拾取左右臂和左腿的任两者之间的电位差,所以是双极导联。双极导联不反映单电极的电位变化。单极导联是一端接参考电极,另一端接探查电极,反映心脏局部电位变化。V1~V6便是一端接参考电极,一端的探查电极放在胸部的6个位置。aVR、aVL、aVF称为加压肢体导联,是改变参考电极端,使信号幅度增加一倍的肢体导联。

3.3 一级放大

心电信号一级选用AD620,它在输入阻抗、共模抑制比、低噪低漂移上具有出色的性能。另外,AD620采用差分放大,能够有效地抑制噪声。一级放大倍数不宜太大,因为在采集信号时可能产生电位波动和极化电压及其他噪声,给后续电路处理噪声带来不便,建议在7~lO倍。电路连接如图2所示,另外,AD620的REF引脚接地。

3.4 滤波电路

由于心电信号的频率在0.05~100 Hz,采集电路就需要设计除去该段频率以外的噪声频率。滤波电路主要由高通滤波、低通滤波和50Hz器组成。高通,采用简单的CR无源高通电路(图2),能有效阻断直流通路,消除基线漂移,而基线漂移主要是由呼吸引起。为了达到理想的滤波效果,对大于截止频率的信号,有较严格的衰减,设计了二阶低通,如图2所示。

对电路进行实际测试计算得到以下数据,如表1所示。表1中,衰减为电路测试数据,“Filterlab”为软件仿真的数据,从数据对比上看,实际计算数据和仿真数据基本一致。

图3给出了二级有源滤波器的幅频曲线及相频曲线。其中曲线A为幅频曲线,曲线B为相频曲线。

3.5 电路

由于交流电的影响,在心电信号采集中,容易受50 Hz工频干扰的影响,为此设计了50 Hz电路。该陷波电路采用双T带阻滤波。实现陷波器的难度在于参数选择和电路调试,另外一定要选择高精度的电阻电容,确保参数严格匹配。在实验过程中,对5组参数进行仿真和电路测试,5组参数经计算截止频率均为50 Hz,但实际电路测试效果很不理想。最终选择图4标注的具体电路和参数,以及46 Hz频率以下信号通过时波形仿真,结果较好。从波形图上看,在46 Hz频率以下的信号通过时,通过陷波电路的信号B与原信号A基本一致。无失真。

图5分别为49 Hz、50 Hz频率信号通过陷波电路后,与原输入信号波形的比较。由图中可清楚地看到:当输入49 Hz信号时,输出信号衰减为原信号的0.35倍左右。当输入50Hz信号时,信号基本上衰减为零,因此能有效抑制50 Hz的工频干扰。

3.6 主放大电路

为满足A/D转换器对信号幅度的要求,两级共放大l 000倍左右,一级放大电路放大倍数为8倍,所以二级放大倍数设计为125倍。从整个电路集成度和器件性价比考虑,这里选用TL064。该器件内部集成4个运放,每个的功耗只有6 mW,符合便携产品的要求,且价格较低,可减少实验和生产成本。放大电路采用简单的反馈放大电路,调节电阻参数即可。

4 数字处理部分

4.1 A/D转换

已放大的模拟信号要实现存储和显示,需要转化为数字信号,因此要完成A/D转换。A/D转换首先解决采样率和A/D转换器的选型。
采样率,美国心脏学会推荐的采样率为500 Hz,但实际中不同应用有不同的采样率,一般在125~1 000 Hz之间,监护时多采用200 Hz或250 Hz,辅助分析时多用400~500 Hz,而心电HOLTER一般取125~200 Hz。采样精度为10 bit或12 bit。

对于A/D转换器的选型,要根据电路形式、转换速率、通道数目、采样精度、功耗大小、供电电压等因素综合考虑,选出性价比较高的转换器。在确定器件前,表2给出备选的几款A/D转换器的比较结果。

通过表2和实际项目的要求,最终确定使用MAXl97,其采样位数,转换速率,功耗,体积等方面均符合心电A/D转换的要求。另外,该转换器有8个模拟信号输入端,可采集8路模拟信号,符合心电设备多导联的要求。

控制模块使用VHDL语言编程实现,根据MAXl97的时序图,利用有限状态机的方法实现控制模块。具体内容是根据A/D转换的进程,将转换过程分为5个状态:1)为初始化,写入读写信号及通道选择和转换电压范围等控制字;2)为启动转换,在时钟控制下,输出信号使得A/D转换器开始转换;3)为判断转换是否完成,若未完成继续转换,若完成跳入下一个状态;4)为读低8位,给转换结束标志信号hben赋值O,读出已经转换完的低8位;5)为读高4位,给hben赋值1,读出高4位。

图6是根据上述状态机VHDL语言实现后生成的图元符号及控制模块的仿真波形。从仿真波形上可以看出,该模块符合A/D转换器的时序要求,能在功能上实现对A/D转换器的控制,得到所需要的数字信号。

A/D转换器的控制信号由FPGA提供。基于FPGA平台搭建一个A/D转换的控制模块。选择FPGA做控制平台,是由于FPGA有着丰富的可编程逻辑资源,利用这些资源可以实现心电设备中的控制存储、显示、按键、通信等其他模块。这些模块都在FPGA上完成就构成了片上系统,使得设备体积和可靠性都有了很大程度上的提高。选择FPGA也是出于项目整体方案的考虑。

5 结束语

在项目的要求下,通过分析心电信号的特点,从幅值,频率,噪声等各方面有针对性的设计了心电采集电路,并对每一环节都做了仿真和测试,最大程度上精简电路,满足便携式设备对体积的要求,同时保持较高的性能,能有效采集到心电信号。对采集到的心电信号,用FP-GA控制A/D转换模块,得到数字信号,以便后续的数字处理。另外,由于FPGA的丰富可编程资源,可以在这个采集系统基础上升级为诊断并显示的系统。



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