心电采集电路（精选7篇）
心电采集电路 篇1
随着社会的进步、科技的发展及老年化社会的到来，人类的健康观念、健康方式和途径都发生着深刻的转变，心脏保健成为了一个引人注目的社会问题。由于医院传统的心电图仪体积大、成本高，不适宜家庭日常监护使用，因此设计一款便携式、低成本，使用方便的动态心电监护系统具有重要的实际意义和需求。
1 设计思想
1.1 系统设计
基于体积、重量、电池供电等因素考虑，选取的单片机必须是低功耗的[1]。MSP430FG43X单片机是TI专门设计用于人体医学监护(心电、血压、血糖)的单片机。系统采用MSP430FG439微处理器为核心控制芯片，不仅具有MSP430的超低功耗特性，还能大大简化系统设计。心电图(Electrocardiogram,ECG)信号是通过心电电极探测到生物电流，并通过导联线与心电信号采集器连接，将采集到的模拟电信号转化为数字信号进行计算机分析[2]。系统的主要功能框图如图1所示。
1.2 设计要求
心电信号属于强噪声背景下的低频微弱生物电信号[3]，常规心电信号是mV量级信号，幅度约为10μV～5mV，频率范围为0.05～150Hz，其主要能量成分集中在0.05～100Hz。结合人体心电信号微弱、低频、易受干扰、不稳定、随机等特点，在系统设计时必须充分考虑相关因素，合理规划，选取合适芯片，力求为A/D端传送高质量的心电信号。在设计心电放大器时应选用低漂移、高输入阻抗并具有高共模抑制比的集成运放电路[4]。
2 信号调理电路
信号调理电路是整个系统的基础，这个部分电路设计的好坏与否直接关系到信号提取的质量。信号调理电路主要包含放大电路及滤波电路，主要用来放大和消除或减少原始ECG信号中的噪声。信号调理电路框图如图2所示。
2.1 放大器的设计
由于心电信号十分微弱，只有0.05—5mv，而且因人而异，从电极采集到的心电信号的峰峰值一般为1mv。为了便于观察和A/D转换，心电信号应尽量不失真地放大到V量级。要想获得用如此高增益的放大器来放大强噪声背景下的低频微弱ECG信号并不是一件容易的事情，考虑到初级放大增益太大会影响电路的直流稳定性，前置放大器将出现饱和现象，因此采用两级放大。
2.1.1 前端放大电路
在心电信号的采集和处理过程中，前置级放大电路设计是整个电路设计的最关键部分[5]，因为它不仅要求在心电信号频率范围内不失真地放大所采集的微弱心电信号，同时要将干扰信号降低到最低水平。任何放大器都会同时放大夹杂在所需ECG信号中的各种干扰[6]，在某些情况下ECG信号往往淹没在干扰信号中，使放大的信号毫无价值。
前置级放大电路一般都采用三运算放大器结构实现，但自己搭建的三运算放大器电路，由于电子元件精度不对称，很难达到设计所需的精度[7]。由于从电极采集到的ECG信号夹杂着各种共模干扰，为了防止ECG信号的输出被淹没在50Hz工频干扰、电极极化电压或其他共模干扰之下，一个更好的方法是使用一个差分放大器。这些共模干扰通过理想匹配的差分放大器自动地滤除掉了。本设计中采用已经和相应的平稳增益电阻匹配的INA321差分放大器[8]。
INA321是美国Texas Instruments公司设计的一款微功耗、单电源的CMOS仪表放大器，它提供固定的5倍增益，可根据需要外接增益电阻任意设置增益;线性误差最大值为2ppm，失调电压最大值为200μV;共模抑制比为94dB，可扩展到3KHZ，有效消除了线路噪声及线路谐波等共模干扰;工作电压范围：2.7V—5.5V。INA321还具有低成本，低输入偏置电流和小封装等特点，所以它非常适合应用于医疗仪器。基于系统选择的单片机而言，INA321仪表放大器在单片机的工作电压(1.8V—3.6V)下工作更稳定，偏移电压、偏移电流更小，更适合用于心电信号的前置放大。
2.1.2 主级放大电路
经过INA321放大后的心电信号的幅值仍较低，为了提高采集精度，将进一步被MSP430FG439中三个综合运算放大器之一的OA0放大，如图3所示。结合FG439中集成的A/D转换器的测量范围0～2.5V，将主放大电路的放大倍数设定为100倍左右，经两级放大后ECG信号总共被放大500倍，使输入A/D转换端口的心电信号幅值落在测量范围内。
2.2 滤波电路设计
滤波器主要作用是：让有用信号尽可能无衰减的通过，对无用信号尽可能大的衰减。按所通过信号的频段，滤波器分为低通、高通、带通和带阻滤波器四种。由于心电信号受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：工频干扰、电极接触噪声、肌电干扰、基线漂移等，可以设计合适的滤波电路很好地消除各种干扰。结合ECG信号特征采用有源滤波器，这类滤波器的优点是：通带内的信号不仅没有能量损耗，而且还可以放大，并且滤波器的体积小、重量轻、不需要磁屏蔽，适应便携式医疗设备。
2.2.1 高通滤波电路
高通滤波器是允许信号中的高频分量通过，抑制低频或直流分量。为了抑制直流漂移和放大器通带外的低频噪声，设计了一个简单的RC高通滤波器，如图3所示，其中C2和R9构成高通滤波器，其下限截止频率计算公式如下：
由式(1)可知，当C=2μf,R=1MΩ，下限频率为0.08Hz，即可较好隔除直流及基带漂移干扰等。
2.2.2 低通滤波电路
低通滤波器是允许信号中的低频或者直流分量通过，抑制高频分量或干扰和噪声。心电信号频率范围为0.05～150Hz，其主要能量成分集中在0.05～100Hz，为了消除高频信号的干扰，必须进行低通滤波。基于功耗和体积的考虑，使低通滤波器和心电后级放大器合用一个运放OA0。在OA0模块的1MΩ反馈电阻并上1.6nf电容，如图3所示，构成截止频率大约为100Hz低通滤波器。
2.3 右腿驱动电路
50Hz工频干扰是心电测量中最重要的干扰，仅靠前置差分放大器的高模抑制比还不能将其完全抑制，可以利用FG439内部的一个运算放大器OA1设计右腿驱动电路。
图4电路图为ECG信号采集及调理电路图。由于巨大放大因素使输出信号对电极和皮肤间接触电阻的变化非常敏感，将导致增大心电信号放大器基线漂移。为了解决这一问题，我们可以用FG439内部的一个运算放大器OA2设计一个模拟积分器来处理。积分器对被主级放大5倍的直流量积分，然后反馈给INA321。不管皮肤和电极间接触阻抗怎样变化，这个反馈可以使INA321输出一个恒定的直流量。
3 结束语
针对便携式监护仪器自身固有的特点：硬件结构简单、体积便于携带,提出了以MSP430FG439超低功耗微处理器为核心控制芯片、采用高精度的仪表放大器INA321为前置放大的设计思想,着重介绍了抗干扰的硬件解决方案,对其余系统的设计将在进一步的研究工作中去实现和完善。
参考文献
[1]杨琦.基于MSP430超低功耗MCU的便携式心电监护仪及其系统的研究[D].福建:福州大学,2003.
[2]廖云朋,孔令锋.12导联同步心电信号自动分析系统[J].生理信号检测与监护,2009(15):1-4.
[3]蔡建新,张唯真.生物医学电子学[M].北京:北京大学出版社,1997.
[4]叶一初.基于ARM的心电信号采集与远程传输系统的研究与设计[D].西安:西安电子科技大学,2009.
[5]周洪建,吴小玲,李桂英.心电监护系统的设计[J].医疗卫生装备,2000(6):3-5.
[6]陈正伟.心电监测系统的设计[J].仪器仪表用户,2011,18(2):60-61.
[7]孙上鹏.心电信号采集及无线传输系统的设计[D].北京:北京交通大学,2009.
[8]蒋庐俊,杨李萍,陈会,等.基于MSP430FG439超低功耗MCU便携式心电监护仪的研究[J].大众科技,2010(10):48-50.
心电图机充电指示电路故障 篇2
故障现象:在充电过程中, 充电指示灯常亮。
故障分析:在正常工作状态下, 充电电路给电池充电时, 充电指示灯闪烁, 表示电正在充电。电池充满后, 充电指示灯常亮, 表示充电结束。如果在充电过程中, 充电指示灯常亮, 说明充电指示电路有故障, 或者充电电池有故障。
电路分析及故障检修:本机型的充电指示电路是由Q404、Q405、IC405A、IC405B和发光二极管LED402及周边电容电阻组成。正常充电电流在R440上的压降使Q405导通, 并通过R438对C410充电。
当C410上充到一定电压值后, 即IC405B的反相输入端高于同相输入端电压 (+6 V) 时, 则IC405B输出一个低电平, 使LED402反偏而不亮, 同时, 这个低电平又经R436加到IC405A反相输入端, 使其输出端由低变高并使Q404导通, 则C410快速放电。当C410上电压放到使IC405B反相输入端电压低于同相输入端电压使其输出高电平时, LED402亮。这时C411被充电, 当充到高于IC405A同相输入端电压时, 输出低电平, 又使Q404截止, 电源又通过Q405、R438给C410充电, 当C410上电压充到高于一定值时, IC405B输出低电平, 使LED402不亮, 如此反复进行, 使LED402时亮时暗, 闪烁发光, 显示充电进行中。当蓄电池接近充电电压时, 充电电流减小, R440上压降不能使Q405导通, C410不被充电, IC405B输出维持高电平, 则LED402维持常亮, 表示充电完成。
断电测量R440、Q405、Q404均正常, 通电后测IC405B输出端始终为高电平, 判断IC405B损坏, 更换后, 充电指示灯闪烁, 故障排除。
摘要：ECG-6511型心电图机在多数医院中普遍使用, 使用过程中经常出现故障, 就充电指示故障进行分析。
新型心电信号前置放大电路设计 篇3
心电信号是在心脏有规律地收缩和舒张过程中,心肌细胞产生的动作电位综合而成的电信号。心电由电极从体表测得,经放大后显示或描记下来的波形即为心电图。心电图是反映心脏兴奋的电活动过程,它对心脏基本功能及其病理研究方面,具有重要的参考价值。
在医学上采集标准的心电信号时,一般采用威尔逊多导联结构,需要在人体上放置很多电极,同时在金属电极上打上电极膏,一般需要在专业人员的指导下进行。在运动检测中,通过测量运动过程中的心率变化,了解身体的运动状态。采用传统的心电检测方法,不仅测量方法不方便,而且每次测量的成本很高。同时测量的心电信号效果很差,精度达不到要求。目前市场上也有高端的心电采集系统,设备价格往往很高,影响其大范围推广。
本文设计一种三导联采集心电信号的方法,即左右手各握两金属电极和右腿接驱动电路,通过差分放大器采集左右手上的两点电压差值,进而采集心电信号。采用这种方法设计的心电信号采集系统,在测量方法上有很大的改进,心电测量将更加方便和快捷。
2 心电信号特征及其对设计电路的要求
2.1 心电信号特征
人体的心电信号是一种低频率的微弱电信号,常规心电信号是m V级信号,幅度为10μV~5m V,其频率范围0.05~150Hz,心电信号的主要能量成分集中在0.05~150Hz。心电信号属医学生物信号,噪声背景强,即要测的有用信号往往淹没在干扰信号中。由于心电信号直接取自人体,人体电阻很大,所以在心电采集的过程中不可避免会混入各种干扰信号。对于心电信号测量中,干扰主要有以下几类:(1)工频干扰,它是由市电频率产生的电磁干扰信号,分布在测量环境中,我国工频为50HZ;(2)人体的静电干扰,它易使放大器饱和,导致不能正常工作;(3)射频电磁干扰;(4)肌电和呼吸干扰,导致基线漂移,即零点电位飘移。采用本文设计方法,由于双手的皮肤表面比胸部皮肤粗糟,导电效果差;如果手和金属电极接触不良,容易导致较大极化电压产生,在电路中会产生尖锋脉冲,干扰将更加严重。
2.2 设计电路要求
综合心电信号特点和心电信号的干扰,设计出的心电信号前置放大电路必须具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、非线性度小、抗干扰能力强以及合适的频带和动态范围放大等性能。心电信号采集系统的电路设计整体框架如图1:
3 设计电路步骤
设计电路时,主要有三个步骤:前置级、反馈级和后级设计。前置级设计主要包括射频信号滤波器、人体保护电路和仪表放大器组成;反馈级主要介绍右腿驱动电路和高通滤波器组成;后级包括主放大电路、低通滤波和增益可调放大电路等,实现系统的具体设计电路如下面描述。
3.1 射频信号干扰(RFI)滤波器
在现实的测量环境中,存在射频信号干扰,可能会导致后级的仪表放大器内部的射频整流,将导致仪表放大器不能正常工作。特别当信号传输线路较长并且信号强度低的情况,此时射频干扰的影响就更加严重,结果得不到有用的心电信号,必须处理不断增加的RFI,降低仪表放大器电路中的RFI整流误差。本系统解决方案是设计一个用于防止RFI整流误差的差分低通滤波器电路,其电路如图2:
该滤波器除了提供对RFI抑制,还提供附加的输入过载保护,因为电阻器R1a和R1b帮助把仪表放大器的输入电路与外部信号源隔离。C2跨接电桥输出端以便C2有效地与C1a和C1b的串联组合并联。C2非常有效地减小了由于不匹配造成的任何AC-CMR误差。RFI滤波器差分带宽定义为当差分输入信号施加到电路的两个输入端时滤波器的频率响应。该滤波器的-3d B差分带宽(BW)为:
3.2 人体保护电路
对人体的测量设备,一定要保证人体的绝对安全。给每一个输入端引入两个正反极性的二极管,此方法不仅可以解决静电干扰等问题,还可以保障人体安全。在干燥的天气里,人体身上带有大量的静电,瞬时电流很大,在采集的信号的开始阶段容易导致后级的放大器达到饱和状态。本设计电路可以使瞬时电流通过二极管引入到外部电路中,避免这种情况发生。同时,设计电路万一发生意外时,高压可以使二极管导通,电流引入到地,人体将不会有大电流流过。在正常的工作状态,人体上的电压不能使二极管导通,二极管不会产生负面影响。
3.3 仪表放大器
在心电信号的采集和处理过程中,前置级放大电路设计是整个电路设计的最关键部分,因为它不仅能够提取有用的心电信号,同时将干扰信号降低到最低水平。目前前置级放大电路一般都采用三运算放大器结构实现,即首先由A1和A2等组成并联交叉负反馈型差动放大器,再由运算放大器A3将双端输入转变为单端输出。其共模抑制比取决于第一级放大电路中2个运放共模抑制比的对称程度、差动放大器的闭环增益以及电阻的匹配精度等。一般自己搭建的三运算放大器电路,由于电子元件精度不对称,很难达到设计所需的精度,所以本系统的设计采用高精度、低噪声和低功率的仪表放大器INA128,可以解决上述问题。
INA128的8个引脚功能分别为:1脚和8脚之间接电阻Rg,该电阻用来设置电路的增益,电路增益由公式2计算得到:
电路增益设置范围可以由1到10000,即外接不同的Rg可以设置不同的电路增益。但由于极化电压和共模信号干扰的存在,前级放大器增益不易过大,这里Rg取5.8K,电路增益G1=10。2脚和3脚为放大器的输入端。4脚和7脚为电源输入端,7脚为电源正极,4脚为电源负极,这里使用典型的双电源±5V供电。5脚为输出参考端,一般5脚接地,本电路设计中5脚接后面的高通滤波器的负反馈端。6脚为输出引脚。INA128具有很高的共模抑制比(CMRR),最高可达120d B。CMRR是指差分放大器对同时加到两个输入端上的共模信号的抑制能力,它等于放大器开环共模增益与开环差模增益的比值。CMRR以分贝表示时,为:
心电信号采集前置放大电路需要很高的CMRR。INA118是高性能仪表放大器,测量两个输入端的交流电压的差值。一般在测量心电信号时,把一个输入端电极放到左手上,另外一端放到右手上,由于这两输入端的共模信号是几乎相等的,两者相减时,近似可以认为消除共模信号;但对两个输入端的差模信号来说,却大范围的放大。
3.4 右腿驱动电路设计
实际测量环境中,工频干扰处处存在,对标准的心电信号造成很大的干扰。如果不对工频信号进行消除,心电信号将埋没在工频信号里面。在多数心电信号采集电路中,一般采用把一个电极放在右腿上,即右腿驱动电路,可以减少工频信号干扰。实验表明右腿驱动电极代替了大地电极,大大抑制了50Hz工频共模信号干扰,可以削弱交流干扰100倍。设计电路如图3:
在本文设计的心电信号测量系统中,采用内有三芯导线和外有屏蔽网的屏蔽线。三个导线分别和三个电极连接起来,外部的屏蔽网连接到电阻R5的右端。首先由共模取样驱动电路取出的两电极共模电压一方面经过U1A(电压跟随器)和U1B(反相放大)后反馈到人体上,跟原来的共模电压相加,形成共模电压负反馈,即构成人体地共模反馈电路,可以减小共模电压的输入值,从而提高了电路对工频干扰的能力。一般心电采集时,从人体身上的电极到测量设备之间有一定距离,导线越长越容易受干扰信号影响。此时将U1A的输出端接至输入电极的屏蔽层,即构成屏蔽驱动电路,可减少引线分布电容的分流效应,使其对放大器的输入阻抗影响尽可能的减少,从而使CMRR不下降,提高了前置级的共模抑制能力。
3.5 高通负反馈滤波器设计
由于呼吸、肌电以及测量人轻微的运动等引起的干扰信号的存在,往往使基线偏离零电势线,这种情况称为基线漂移。基线就是参考零电势线。在心电信号中,各波的起始点和幅度测定必须以基线为参考,因此,确保基线处于零电势线是准确测量的前提。在硬件上实现消除基线漂移,即设计一个高通滤波器,如图4:
高通负反馈滤波器的5和6输入端口分别和前面的仪表放大器的输出端口5和6脚相连,此滤波器实现高通滤波器功能,同时具有降低极化电压干扰等性质,因为此电路5脚的信号通过负反馈放大器引入到仪表放大器中。由电路图得本电路的-3d B的带宽为:
前面的电路设计可以提取到微弱的心电信号,信号幅度很小,还需进一步放大信号,同时还需对信号作相关处理。后面的电路设计使用1片高精度和低噪声的运放芯片OPA4227,其内部包含运算放大器,使用第一个运放为前面的高通滤波器设计,第二个运放为主放大器,第三个运放为低通滤波器,最后一个运放为后级增益可调放大电路。
4 实验结果数据分析
采集到的心电信号经过上述几个部分处理后,能够滤除原始心电信号中存在的干扰,达到了抑制噪声放大信号的目的。本文将放大的信号经过USB接口的高速光电隔离型数据采集卡后,在计算机屏幕上在线显示心电信号,并将其储存在计算机硬盘上。采集的某一段心电数据通过matlab软件在屏幕上显示为图5:
5 结束语
结果表明,本设计通过对电路结构的精心设计和选用新器件,使心电放大电路具有较高的共模抑制比,克服了心电信号提取中常遇到的一些困难,从而能较好地检测出所需的心电信号。将设计好的电路用protel99se软件画成原理图后制成PCB电路板,在此基础上已经制作出人体心电信号测量系统,满足心率检测等功能,系统运行状态稳定可靠。如果选用贴片的电子元器件,可以将系统做的微型化,可应用于很多ECG监护仪当中,扩大采集系统的应用范围。
参考文献
[1]余学飞.医学电子仪器原理与设计[M].广州:华南理工大学出版社,2000.
[2]聂能,尧德中,等.生物医学信号数字处理技术及应用[M].北京:科学出版社,2005.
[3]张唯真.生物医学电子学[M].北京:清华大学出版社,1990.
[4]Bruce B,Winter John G,Webster.Driven-Right-Leg Circuit Design[C].IEEE Trans,1983.
基于STM32的心电采集仪设计 篇4
1 总体设计方案
心电采集包括模拟采集和数字处理两部分,本设计通过AgCl电极和三导联线心电采集线采集人体心电信号,通过前置放大电路,带通滤波电路,50 Hz双T陷波后再经主放大电路和电平抬升电路把心电信号的幅度控制在STM32 的A/D采集范围内,STM32 通过定时器设定A/D采样频率,通过均值滤波的方式对得到的数字信号进行处理,最后在彩屏上描绘出心电图形,系统总体框图如图1 所示。
2 硬件设计
2. 1 主控模块电路设计
主控模块的STM32F103VET单片机是控制器的核心,该单片机是ST意法半导体公司生产的32 位高性能、低成本和低功耗的增强型单片机,其内核采用ARM公司最新生产的Cortex—M3 架构,最高工作频率72 MHz、512 kB的程序存储空间、64 kB的RAM,8 个定时器/计数器、两个看门狗和一个实时时钟RTC, 片上集成通信接口有两个I2C、3 个SPI、5 个USART、 一个USB、一个CAN、一个SDIO,并集成有3 个ADC和一个DAC,具有100 个I/0 端口［1 －3］。主控单片机管脚排列图如图2 所示。
2. 2 前置放大电路的设计
前置放大电路是模拟信号采集的前端,也是整个电路设计的关键,它不仅要求从人体准确地采集到微弱的心电信号,还要将干扰信号降到最低,由于心电信号属于差分信号,所以电路应采用差动放大的结构,同时要求系统具有高共模抑制比、高输入阻抗、低漂移等特点。因此,选择合适的运算放大器至关重要,这里选择仪用运放AD620 实现前置放大,AD620 具有高精度、低噪声、低输入偏置电流低功耗等特点,使之适合ECG监测仪等医疗应用。AD620 的放大倍数由1 与8 脚之间的反馈电阻决定,增益G = 49. 4 kΩ RG+ 1,由于心电信号中含有较大的直流分量,因此前置放大电路的放大倍数不能过大,在这里选择放大约10 倍［12］, 因此反馈电阻R6取约5 kΩ,为提高电路的共模抑制能力,这里用一个OP07 检测R10,R4上的共模信号驱动导线屏蔽层,消除分布电容。同时用另一个OP07 运放和R5,C3,R7组成右腿驱动电路［7］,在R10,R4上检测到的共模信号经反相放大器后经R7反馈到人的右腿,进一步抑制了共模信号和50 Hz工频干扰,这里右腿驱动有一个对交流电的反馈通路,交流电的干扰可能对人体产生危害,因此这里要注意做好绝缘措施, 同时保护电阻R7尽可能大,取1 MΩ 以上。此外系统电源的不稳定也对心电信号的采集有较大影响,因此在本系统中,所有运放的电源脚都并联两个0. 1 μF和10 μF的电容退耦,提高系统的稳定性,前置放大电路的电路图如图3 所示。
2. 3 带通滤波器的设计
从前置放大电路输出的心电信号还含有较大直流分量和肌电信号,基线漂移等干扰成分,所需采集的有用心电信号在0. 03 ~100 Hz范围之间,因此需设计合理的滤波器使该范围内的信号得以充分通过,而该范围以外的信号得到最大限度的衰减,这里采用具有高精度,低偏置,低功耗特点的两个OP07 运放分别组成二阶有源高通滤波器和低通滤波器［9］,高通滤波器由C11,C12,R7,R10组成,截止频率f1≈0. 03 Hz,低通滤波器由R8,R9,C10,C13组成,截止频率约为f2≈100 Hz,系统带通滤波器的电路如图4 所示。
2. 4 50 Hz双T陷波器设计
工频是心电信号中最主要也最常见的干扰源,虽然前面的右腿驱动电路对其有一定的抑制作用,但是仍有较大部分进入了后面的电路,因此有必要设计截止频率为50 Hz的带阻电路来进一步滤除干扰,带阻电路也称陷波器,顾名思义,带阻电路就是使某特定频率范围内的信号大幅衰减,而对该频率范围外的信号几乎不产生影响。双T陷波电路是典型的带阻电路, 在双T网络中,两个T型网络的参数是对称的,如图5 所示的50 Hz双T陷波电路中,R13= R14= 2R16= R = 32 kΩ,C20= 2C19= 2C18= C = 200 nF,本质上是由两个T型高通滤波器和低通滤波器并联组成［10 －11］,图5 所示电路的截止频率f0= 1 /2πRC≈50 Hz。
2. 5 主放大以及电平抬升电路设计
心电信号的幅度约为0 ~4 mV,STM32 AD转换的输入电平要求为3. 3 V,因此,为了单片机能够处理采集到心电信号,需将采集到的模拟信号放大800 ~ 1 000倍。前置放大电路已放大了10 倍,理论上主放大电路约放大100 倍即可。为确保信号不失真,一般单级放大不超过10 倍,因此,可采取两级放大的方式来达到放大100 倍的效果,U9固定放大10 倍,U11的反馈电阻采用可调电阻,这样就可以通过变阻器的调节达到放大100 的效果。此外,因为STM32 单片机的A /D采集不能采集负电平,因此这里设计了如U7所示的电平抬升电路把心电信号提到0 电平以上,方便单片机采集。
3 软件设计
得到心电信号后要输入STM32 进行AD采集和软件滤波,最终送LCD实现波形显示,单片机初始化后, 程序设计定时器每6 ms中断一次,在中断函数里,对读取到的A/D值采取均值滤波的形式滤除干扰,然后把之转换与彩屏对应的坐标值,在彩屏上画线实现波形的实时显示,整个系统的程序流程如图7 所示。
4 测试结果分析
通过电极片和三导联线在人的左臂,右臂,右腿部采集心电信号经前端模拟电路和STM32 处理后,最后在示波器和彩屏上得到的心电信号如图8 所示。
从彩屏和示波器上所得的心电图来看,50 Hz工频信号和基线漂移得到了较好的抑制,从示波器上可看出,相邻两个波峰之间的时间大约为900 ms,这与真实的心电信号基本吻合,图像清晰稳定,能够较好地反映人体心电特征。
5 结束语
本设计实现的是以STM32 为控制核心,以AD620, OP07 为模拟信号采集端的小型心电采集仪,该设计所测心电波形基本正常,噪声干扰得到有效抑制,电路性能稳定,基本满足家居监护以及病理分析的要求,整个系统设计简单,成本低廉,具有一定的医用价值。
摘要：文中介绍了一种基于STM32处理器的心电采集仪的具体设计方案,该方案实现了从强噪声环境下通过AgCl电极和三导联线心电采集线提取微弱心电信号,再经AD620和OP07为核心元件的模拟前端对采集到的心电信号进行滤波放大,最后通过STM32单片机进行数字化处理,得到清晰、稳定并能够反映人体实际心电特征的生物电信号,同时在LCD上实时显示。本设计简单实用、稳定性高,且具有一定的医用价值。
心电采集电路 篇5
目前,各种无线技术在医疗产品的应用中已经很普遍。Zigbee作为一种新兴的短距离、低速率、低功耗无线网络技术,主要用于近距离无线连接。它通过统一专用的协议,使得网络中的各传感器节点之间相互协调实现通信。这些传感器只需要很低的功耗,且通信效率非常高,整个网络具有非常好的稳定性。而在无线传感器网络中整合生物信号的检测,已经作为Zigbee应用中的一个热点。
2 CC2430的特点
CC2430芯片沿用了以往CC2420芯片的架构,在单个芯片上整合了Zigbee射频(RF)前端、内存和微控制器。它使用1个8位MCU(8051),具有128 KB可编程闪存和8 KB的RAM,还包含模拟数字转换器(ADC)、几个定时器(Timer)、AES128协同处理器、看门狗定时器(watchdog timer)、32 k Hz晶振的休眠模式定时器、上电复位电路(PowerOn Reset)、掉电检测电路(brown out detection),以及21个可编程I/O引脚。CC2430芯片采用0.18μm CMOS工艺生产,工作时的电流损耗为27 m A;在接收和发射模式下,电流损耗分别低于27 m A或25 m A[1,2,3]。
3 ECG采集平台的硬件设计
整个ECG平台由1块CC2430收发模块、CC2430底板、心电采集模块、心电模块与CC2430底板通过TTL串口进行连接,见图1。双方按照约定的协议进行数据的传输。
CC2430底板由电源电路、按键与LED显示、CC2430的Sniffer接口电路、CP2102UART_USB转接电路及MAX3232 RS232驱动电路组成,见图2。Zigbee模块采用了西安华凡科技的HFZ-CC2430EM-22模块,其管脚定义见图3。
MAX3232用于模块间通过RS232电平进行连接串口通信(有些模块直接用TTL电平连接),直接连接功能模块,见图4。P2102UART_USB转接电路用于提供一个方便的计算机数据交换接口,用于数据传输测试和Ztool调试,见图5。
4 ECG采集平台的软件设计
ECG采集平台的软件设计是在TI Zigbee 2006免费协议栈Z_stack 1.4.2上开发的。
Z-Stack达到了Zigbee测试机构德国莱茵集团(TUV Rheinland)评定的Zigbee联盟参考平台(golden unit)水平,目前已为全球众多Zigbee开发商所广泛采用。Z-Stack全面符合Zigbee 2006规范,支持多种平台。除此以外,它还支持丰富的新特性,如无线下载,可通过Zigbee网状网络(mesh network)无线下载节点更新。Z-Stack还支持具备定位感知(location awareness)特性的CC2431。上述特性使用户能够设计出可根据节点当前位置改变行为的新型Zigbee应用[4,5]。
针对CC2430和Z-Stack的特点,以及心电采集的实时要求,我们对在采集平台中的不同分工节点,设计了不同的流程,其流程描述如下:
协调器用于组建和管理网络,由于该节点的工作量很大,所以在应用层上没有设置更多的任务。在协调器启动后,它只负责组建网络维护网络。
路由器节点除负责路由中转外,它在应用层上还负责心电信号的转发和采集工作,并把采集到的心电信息传送至计算机上,上电后查找网络并加入;等待心电采集节点通过串命令进行连接;当收到心电信息时,解析数据包,然后上传到计算机。
心电采集节点上电后,初始化、串绑定后直接进入休眠模式。通过定时来完成心电信号的读取,然后按照串命令方式发送心电数据,处理完毕后继续进入等待状态,直至下一次定时再次激活。当多个从节点同时向路由器节点发送数据请求时,路由器节点因来不及响应处理而丢掉一些请求,这时心电采集节点需再重新发送几次数据发送请求,如果该请求仍没有得到响应,则重新发送绑定请求查找路由器节点。
各节点的处理流程如图处理流程如图6所示。
5 总结
结合CC2430的心电采集平台可以使被测对象在拥有较多活动空间的同时,又能够取得较丰富的数据。如果将该方案扩展到在社区医疗中,利用Zigbee网的动态路由功能,构建一个基于无线传感器网络的数字化社区保健监测网,用来监测有需要的人群,如慢性病患者和老人,这种无线采集数据方式的主要优点是不影响人们的日常生活,测得的数据真实性强,数据准确可靠,具有较好的实时性,其将会有更为广阔的应用前景。
摘要：目的:对Zigbee网上心电数据采集进行研究。方法:提出了一种以CC2430的Zigbee集成芯片为核心,搭建一个多节点的心电采集平台的方法。分别就Zigbee的硬件设计和ECG软件采样流程进行了介绍。结果:由于Zigbee协议支持动态路由功能,使得该平台可以在采集丰富数据的同时,使被测对象拥有较多的活动空间。结论:该方案在收集心电数据上是一种很好的选择。
关键词：Zigbee,CC2430,ECG
参考文献
[1]瞿雷,刘盛德,胡咸斌.Zigbee技术及应用[M].北京:北京航空航天大学出版社,2007:9.
[2]赵泽,崔莉.一种基于无线传感器网络的远程医疗监护系统[J].信息与控制,2006,35(2):265-269.
[3]王陈海,吴太虎.基于非标准协议无线通信的个人健康监护系统设计[J].医疗卫生装备,2007,28(5):15-17.
[4]郭世富,马树元,吴平东,等.基于Zigbee无线传感器网络的脉搏信号测试系统[J].计算机应用研究,2007,24(4):258-260.
心电采集电路 篇6
1 心音与心电的对应关系
P波、R波和QRS波是心电图的主要组成部分。所谓心电信号就是指携带人体心脏生理活动时序信息的电信号,心电能够反映心脏电活动的过程。在同步采集的心电、心音信号中,可以将心电信号作为参考。心音与心电的对应关系如图1所示。
2 心音、心电采集系统设计与实现
2.1 整体设计
2.2 心电采集电路
前端放大电路采用仪表放大器用于抑制噪声和预放大,后级采用高通滤波放大。后级电路截止频率fc=0.034Hz,放大倍数是40倍。电路见图2。
2.3 心音采集电路
采用HKY-06B心音传感器,信号经过高通滤波电路以及电压跟随器处理后,使心音电路的负载能力有所增加。放大电路采用MC34119,其输入电压范围宽(2~16v),静噪电源电流低,供电可以使用电话线或电池。输入电路用来获取心音信号,放大电路用来放大音频功率,进行听诊。电路见图4.
2.4 信号同步采集、存储软件系统的设计与实现
Lab VIEW是可以取代文本语言的图形化语言的一种虚拟仪器的开发平台,可以对程序框图中节点的数据流向进行定义。图形化语言的函数表现形式是图标。
2.4.1 DAQ-mx持续读取
DAQ-mx持续读取由DAQmx创建通道子VI、DAQmx采样定时(采样时钟)VK DAQmx开始任务子VI、DAQmx读取子VI(模拟ID波形、N通道N釆样)和波形图标组成。
2.4.2 心音、心电信号存储
本文使用Lab VIEW文件I/O中的写入测量文件VI对心电、心音信号文件进行保存,其存储格式为.Ivm。.Ivm格式文件是动态数据类型,是一种基于文本的测量文件,并将数据保存于文本中。DAQ-mx读到的数据是一种心电和心音的复合信号,通过拆分信号VI可以将数据拆分为心电和心音两路信号,并将其存于对应的ECG存储路径和PCG存储路径中。
3 心音、心电信号的预处理
信号分析的准确性由心音、心电信号的预处理的精确度直接影响,本文采用matlab软件处理。
3.1 小波变换
在非平稳信号进行分析时,小波变换的优势十分明显,主要是由于其自适应性很强。当信号类型为低频长时信号时,频率分辨率变高,而时间分辨率变低。
3.2 小波去噪
(1)心电信号小波阈值去噪。小波去噪是处理非平稳的心音信号的方法之一,对于一维信号的小波去噪的步骤包括:(a)确定要处理的小波,根据小波信号的特点进行N层小波分解;(b)小波分解系数的阈值量化;(c)一维信号的小波重构。
(2)心音信号小波阈值去噪。心音频率在5~600HZ,而杂音频率高达约1200HZ。对心音信号采用db6小波进行8层分解。
3.3 归一化香农能量提取心音、心电信号包络
归一化香农能量是一种信号包络提取算法,其特点在于能够在降低低强度的噪声的同时对中等强度的信号进行加强,运用这种方法提取心电、心音包络,可以清晰直观的体现心电、心音信号的时域特征。其主要包括三个步骤:
第一,将X(k)被处理信号进行归一化后,其序列为Xnorm(k)。
第二,平均香农能量公式为:
第三,计算归一化香农能量P(t),公式:
Mean(Es(t))指的是Es(t)的平均值,而Std(Es(t))指的是Es(t)的方差。
3.4 心音信号自动分段定
小波去噪和包络提取能够使心音信号的时域特征明显的体现出来,但是由于心音信号是一种生理信号,其并非一种平稳的信号,还需要采用合适的分段算法。本文不做重点阐述。
4 结语
本文的论述主要是基于Lab VIEW的心音、心电采集系统研究了心电、心音信号的预处理方法。采用了传统的小波阈值去噪方法对心音、心电信号进行滤波,去噪效果明显。利用归一化香农能量的方法对心音、心电信号进行包络的准确提取。实现了信号的实时采集、存储以及预处理。为心音、心电数据库的构建和后续的信号处理奠定了基础。
摘要：心电、心音信号是对心脏疾病初步判断的非常有效的信号,本文介绍了一种基于Lab VIVW的心音、心电实时采集系统,最后用MATLAB进行信号预处理的信号处理解决方案。
一种集成化的心电图采集方法 篇7
心电图是人体最重要的生物电信息之一。心电信号是一种周期性的电生理信号, 由人体组织传到体表, 在体表产生电位差。在医学临床上, 通常可以用各种仪器和设备将体表产生的电位差测量出来并描绘成曲线, 然后形成心电图。体表的心电信号测量方法通常是采用贴在体表特定位置的电极获取微弱的心电信号, 再通过心电导联线将上述微弱的心电信号输送到心电预处理电路进行处理后, 经A/D数字化转化为数字信号, 并送入MCU, 由MCU进行心电图特征点的识别和处理, 最后将处理后的心电信号传送给上位机进行显示。
传统的心电图采集系统和装置使用了分立的元器件对心电信号进行采集, 主要包括了前级保护电路、电刀抑制电路、前端阻抗匹配电路、导联脱落识别电路、主放大电路、起搏检测电路、高通滤波电路、二级放大电路、低通滤波电路、右腿驱动电路、A/D转换电路以及MCU电路组成。由于采用分立元器件来实现, 不可避免会运用大量的集成电路、电阻和电容等元器件, (将会) 造成该装置的体积大、功耗高、设计复杂灵活性低等缺点。由于集成电路、电阻和电容元器件等个体之间存在诸多的差异性, 造成了心电图各个导联的参数和指标具有差异性 (典型的如共模抑制比、输入阻抗等) 。电阻和电容差异性过大, 还容易造成前端滤波电路滤波特性的变化, 造成了心电图各个通道带宽的不一致性。
2. 详细设计方案
本文针对现有心电采集装置存在的问题, 提出了一种集成化的心电图采集方法, 该方法采用集成化的ASIC芯片取代传统的分体式电路, 将心电采集的前端阻抗匹配电路、导联脱落识别电路、主放大电路、起搏检测电路、二级放大电路、右腿驱动电路、AD转换电路集成到一片ASIC芯片中, 降低了体积、功耗以及成本, 内部集成了24位高分辨率的A/D转换器, 最大程度保留了心电信号的细节。由于减少了电子器件, 提高各导联心电参数指标的一致性。将分体式电路中的高通滤波和低通滤波电路采用数字滤波器来实现, 不仅稳定可靠, 还增加了设计的灵活性, 避免了由于电阻和电容差异造成滤波特性不一致, 引起心电信号的失真。这在很大程度上提高了心电采集系统的精度以及信噪比。本采集方法, 可通过硬件电路和软件控制进行实现。
2.1 硬件电路部分
硬件部分由前端的保护电路、电刀抑制电路、ASIC芯片电路、主控电路、电源电路以及接口电路组成。心电信号通过患者导联线传输给前端的保护电路和电刀抑制电路, 经过电刀抑制电路RC滤波之后进行ASIC芯片的内部处理, 主要包括了心电信号的放大、导联脱落检测、起搏脉冲检测以及A/D数字化处理, 经ASIC处理之后通过SPI接口传输给主控芯片DSP进行滤波处理以及特征点的识别, DSP处理完成以后通过接口电路将处理和识别后的心电信号和处理结果发往上位机进行显示, 其原理框图如图1所示。
ASIC芯片电路采用了一种集成化的ASIC芯片, 该芯片将前端阻抗匹配电路、导联脱落识别电路、主放大电路、起搏检测电路、二级放大电路、右腿驱动电路及24位A/D转换电路集成到一个ASIC芯片中, ASIC芯片由主控DSP通过SPI接口进行控制, ASIC芯片将心电信号处理和A/D数字化之后, 送给主控DSP进行数据处理;ASIC的集成框图如图2所示。
2.2 软件控制部分
软件部分主要由系统控制软件部分、滤波部分以及心电特征点识别部分组成;系统控制软件部分的流程如右图所示, 首先上电初始化主控芯片外设资源, 主控芯片通过SPI总线初始化ASIC内部寄存器 (内部寄存器包括了心电导联、起搏检测、导联脱落控制等寄存器) , 初始化完成以后等待ASIC芯片返回握手数据, 然后开始定时接收ASIC芯片发送的数据包 (包括心电数据、起搏状态数据以及导联脱落状态数据) , 然后判断是否有导联脱落以及起搏状态数据, 如有导联脱落数据, 主控芯片发送导联脱落标志, 如果有起搏状态数据则对心电信号进行去起搏信号处理, 处理完成以后进行心电信号的滤波以及特征点的识别, 最后发送处理完成的数据给上位机进行显示。
3. 结论
本文所述的心电采集装置采用集成化的ASIC芯片替代传统元器件的方式, 缩小了心电信号采集系统的体积, 减少了系统的功耗, 同时亦可以降低系统的设计成本。采用集成化ASIC芯片的心电信号采集方法, 使得心电信号采集的微型化和便携化成为可能。同时, 由于集成化的心电信号采集方法减少了大量电子元器件的使用, 提高了各个导联心电参数指标的一致性、可靠性和稳定性。
摘要：心电图是人体最重要的生物电信息之一, 传统的心电图采集系统和装置使用了分立的元器件对心电信号进行采集;但是由于集成电路、电阻和电容元器件等个体之间存在诸多的差异性, 造成了心电图各个导联的参数和指标具有差异性, 引起不必要的失真。本文针对现有心电采集装置存在的问题, 提出了一种集成化的心电图采集方法, 该方法采用集成化的ASIC芯片取代传统的分体式电路, 避免了由于电阻和电容差异造成滤波特性不一致, 引起心电信号的失真, 很大程度上提高了心电采集系统的精度以及信噪比。