增益自適應ECG采集系統(tǒng)設計*

尚　宇　李建林

(西安工業(yè)大學　西安　710021)

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增益自適應ECG采集系統(tǒng)設計*

尚宇李建林

(西安工業(yè)大學西安710021)

摘要論文以ECG信號峰峰值因測量者不同個體間差異為背景,介紹一種增益自適應ECG采集系統(tǒng)設計,使用AD603作為主放大器,以STM32F103ZET6作為核心處理器,實現(xiàn)了對ECG采集的自動增益控制,有效提高了系統(tǒng)對測量者個體差異的適應性,實際測試結果顯示系統(tǒng)采集到的ECG數(shù)據(jù)滿足醫(yī)學診斷時的高精度、可靠性要求,具有一定的實用價值。

關鍵詞ECG; 采集系統(tǒng); 自適應增益控制; AD603; STM32

Design of ECG Acquisition System Using Adaptive Gain Control

SHANG YuLI Jianlin

(Xi’an Technological University, Xi’an710021)

AbstractTo adapt individual differences of ECG peak to peak value, an ECG acquisition system design using adaptive gain controlis is introduced in this paper. In this design, AD603 is used as the mainamplifierand and STM32F103ZET6 is used as the core processor. Finally it realizes the AGC acquisition of ECG, and the system effectively improve the adaptation of individual differences. The practical test results show that the ECG data collected by the system is precise and reliability when used in themedical diagnosis,and the system has certain practical value.

Key WordsECG, acquisition system, adaptive gain control, AD603, STM32

Class NumberTH772

1引言

目前,各式各樣的便攜式心電檢測產品,作為全新的心臟檢測與自我監(jiān)控設備,漸漸地步入人們的生活之中,有些功能強大,具有Holter功能,可快速測量也可進行24小時監(jiān)測,甚至具有初步診斷功能,如ETComm公司生產的便攜式心電監(jiān)測儀/檢測儀HC-201,另外還有一些僅具有簡單的心率測量功能,例如Apple公司推出的Apple Watch,這些產品的內部采集電路對心電信信號測量的精確度直接關系到購買者的用戶體驗。文章主要針對心電信號的采集環(huán)節(jié)提出了一種增益自動控制的心電信號采集系統(tǒng)的設計方案,與以往設計相比,系統(tǒng)增加了對于測量者個體差異的靈活適應性,即使當心電信號峰峰值較一般水準偏低時也可精確獲取信號波形。

2系統(tǒng)總體方案

本ECG采集系統(tǒng)以STM32F103ZET6為主控單元,由信號調理模塊、數(shù)據(jù)采集模塊,通訊模塊和電源管理模塊組成,系統(tǒng)總體設計如圖1所示。信號經信號調理模塊調節(jié),通過STM32片內ADC進行數(shù)模轉換得到ECG數(shù)據(jù),這些數(shù)據(jù)經程序實時的算法計算,通過STM32片內DAC產生兩路模擬信號,分別控制信號調理模塊的整體增益值和電平抬升值,實現(xiàn)對ECG信號采集的自動增益控制。系統(tǒng)采用USB接口供電,通過電源管理模塊提供各芯片工作電壓,最后運用藍牙模塊,實時地將采集到的ECG數(shù)據(jù)傳送給上位機。

圖1　系統(tǒng)總體框圖

3系統(tǒng)硬件設計

3.1信號調理模塊電路設計

生物電信號的檢測必須要考慮到生物信號自身的特點,根據(jù)不同的信號參數(shù)特點,采集電路應采用不同的設計方式。作為典型的生物電信號,心電信號具有以下特點:

1) 幅度微弱,以連接體表電極方式獲取到的心電信號幅值范圍為0.01mV~5mV,其典型值通常為1mV[1]。

2) 頻率較低,心電信號的頻率范圍一般為0.05Hz~100Hz,且頻譜能量主要集中在0.5Hz~35Hz[2]。

3) 干擾噪聲強,從噪聲來源上可以將這些噪聲分為兩大類:人體內部噪聲(呼吸干擾、肌電干擾等)和人體外部噪聲(工頻干擾、測量設備本身干擾等)。

4) 高阻抗性,人體作為心電信號的信號源,其阻抗特性相當復雜,典型的人體阻抗值為幾千歐姆到幾萬歐姆。

根據(jù)人體心電信號自身特點,在設計采集電路時必須要考慮多方面因素,電路的主要設計要[1]求如下:

1) 高輸入阻抗,根據(jù)心電信號源本身的高內阻特性,要求采集電路的輸入阻抗足夠高,才能保證心電信號能有效地經由電極引入采集電路,其典型值通常至少應為1MΩ。

2) 增益,取決于心電信號的幅度特性和后端ADC的輸入電壓范圍,電路的整體增益通常為1000倍左右,才能保證心電信號能被清晰地記錄下來。另外,因為人體阻抗特性因人而異等因素,導致經由電極提取到的心電信號幅度范圍存在差異,故電路增益也應設計成在一定范圍內可控變化的,這樣可以使不同人體的心電信號經電路處理都可以處于數(shù)據(jù)采集端的最佳測量范圍內。

3) 高共模抑制比,電路采用差分放大的方式采集心電信號,其主要原因在于,這樣設計可以有效地抑制人體攜帶的工頻干擾以及其他生理因素干擾,而共模抑制比(CMRR)是差分放大器的主要技術指標,一般來講,生物電放大器要求CMRR值為60dB~80dB[1],一些高性能的放大器的CMRR值可達到100dB以上。

4) 低噪聲、低漂移,運算放大器在工作時會產生熱量,導致環(huán)境溫度變化從而造成放大器的零點漂移,另外,運算放大器作為電子器件而言,其本身即帶有工作噪聲。除了上述由器件引入的噪聲外,如何濾除人體內部的呼吸干擾和肌電干擾,也是在設計中需要解決的問題。

5) 設置保護電路,包括人體安全保護電路和運算放大器輸入保護電路。

結合體表電極獲取到的心電信號特點以及采集電路的設計要求,整個模塊的原理框圖如圖2所示。心電導聯(lián)體系選擇I導聯(lián)體系,電極RA、LA、RL分別與人體的右臂、左臂、右腿相連,左右臂心電信號采用差分輸入的方式,經過兩級放大(前置差分放大電路、主放大電路),噪聲濾除(帶通濾波電路、陷波電路),電平抬升,輸出到STM32片內ADC進行心電數(shù)據(jù)采集,其中,主放大電路運用電壓控制型放大器AD603實現(xiàn),使STM32可以通過片內DAC產生的增益控制信號實現(xiàn)對模塊整體增益的自動控制。

圖2　信號調理模塊原理框圖

人體體表微弱的心電信號由傳導電極置入心電采集系統(tǒng),在低頻情況下,忽略電容的影響,體表電極等效電阻取決于電極-皮膚的接觸情況、汗腺分泌情況以及體表清潔度等因素,參考值可達10kΩ~100kΩ,因此,傳導電路的輸入阻抗應比它大100倍以上才能滿足設計要求。為了改善前置差分放大電路的輸入阻抗特性,采用電壓跟隨電路實現(xiàn)傳導功能。信號從運算放大器同相端輸入,由反相端連接至運算放大器輸出端輸出[3]。電路如圖3所示,U1A、U1B、R1~R2、D1~D4、C1~C4組成了左右臂傳導電路,運算放大器選用TI公司提供的精密運算放大器OPA2277,該芯片內集成了兩個獨立的運算放大器,工作電壓范圍在±2V~±18V內均能保證優(yōu)良的工作性能。當運算放大器同相端電壓過高時,D1和D2中的一個穩(wěn)壓二極管將導通,保證流經人體的電流在安全范圍內。濾波電容C2和C3保證OPA2277的工作電壓穩(wěn)定。

圖3　傳導、右腿驅動及前置差分放大電路

在50Hz電磁環(huán)境中,人體與電磁干擾源之間存在分布電容,這導致人體本身就攜帶著干擾電壓。在市電工頻50Hz電磁場內,由于分布電容,耦合到人體上的50Hz電壓的參考值可達20V,即使前置放大電路采用差分方式輸入,這部分干擾電壓作為共模電壓也會超出放大器的輸入端電壓范圍,故設計采用右腿驅動技術,不但可以降低50Hz干擾電壓對前置放大電路的影響,還可以將差分電路檢測出的共模電壓反饋到右腿,提高系統(tǒng)整體的共模抑制比。圖3中U2A、R3~R5、C5~C7組成右腿驅動電路,右腿電極接到運算放大器輸出端,當人體與大地間的電壓過高時,運算放大器飽和,電路失去共模電壓反饋作用,此時限流電阻R3將保證人體安全,電容C11保證右腿驅動電路穩(wěn)定工作。

圖3中U3、R6~R8、C8、C9組成前置差分放大電路,主要芯片選用TI公司提供的儀表放大器AD620,AD620擁有成本低、精度高、功耗低等優(yōu)點共模抑制比可達100dB,具有±2.3V~±18V的寬電源電壓范圍,運用時僅需通過改變外接電阻阻值,即可獲得1~1000倍的可調增益范圍,其外接電阻Rg與放大倍數(shù)Aa的計算公式如下:

(1)

結合圖3中外接電阻R6、R7、R8的阻值,由上式計算可得,前置差分放大電路的增益為10倍,作為第一級放大電路,放大增益不易設置過高,較高的放大增益會導致后續(xù)電路中引入的噪聲過大,不利于信號的噪聲濾除[4]。

根據(jù)心電信號的頻率特性,設計中帶通濾波電路由二階有源高濾波器(U4A、R9~R12、C10~C13)和二階有源低通濾波器(U4B、R13~R16、C14、C15)組成一個通頻帶為0.5Hz~100Hz的帶通濾波電路[5],電路如圖4所示。

U5A、U5B、R17~R21、RW、C16~C23組成雙T有源陷波器,電路如圖5所示,為了減小阻帶寬度,電路通過運算放大器引入正反饋,品質因數(shù)可以滑動變阻器RW來調節(jié)。這種陷波器的帶阻特性主要取決于兩支路的R、C對稱度,它決定雙T陷波器的陷波點所能衰減到的最低限度,只有保持R、C的嚴格對稱關系,才能使陷波點頻率50Hz處的信號相互抵消,衰減到零[6]。這種陷波電路設計必須保證前端電路的輸出阻抗較低,并且此電路也沒有帶負載的能力,因此加入運算放大器U6A減小陷波電路的輸出阻抗。

圖4　帶通濾波電路

圖5　陷波電路

濾波電路(帶通濾波電路和陷波電路)的主要設計目的在于濾除ECG信號主要的噪聲干擾(基線漂移、工頻干擾和肌電干擾)[7],使信號在進入主放大電路之前盡可能地降低干擾噪聲對信號的影響,圖6為濾波電路應用仿真軟件Proteus繪制的幅頻響應,其中,通帶內的增益(11.6dB)較為平坦,50Hz處有較為狹窄的阻帶寬度。

圖6　濾波電路幅頻響應

根據(jù)人體心電信號的幅值特征,采集系統(tǒng)的整體放大增益范圍在1000左右,才能滿足STM32 ADC端的輸入要求,結合前置差分放大電路和濾波電路的放大增益A,計算公式如式⑵所示,主放大電路的放大倍數(shù)至少為27.3倍(28.7dB)。在心電信號的實際測量過程中,由于被測人體特性不同(性別、年齡等),經電極引入系統(tǒng)中的ECG信號幅值大小存在較大差異,此時若系統(tǒng)的增益為一固定值,那么必將導致進入STM32 ADC端的ECG信號峰峰值無法總是處在最佳測量范圍,從而不利于ECG信號在上位機上的顯示與處理。

(2)

由運算放大器和電阻組成的傳統(tǒng)放大電路,其放大倍數(shù)由連接電阻的比值確定,一旦電阻阻值確定,增益大小便固定下來,無法改變,若將電阻采用滑動變阻器替換,可通過調節(jié)滑動變阻器的阻值改變主放大電路的增益,這種設計方法較前者有所改進,但仍不利于控制的自動智能化。因此設計選用AD公司提供的電壓控制型放大器AD603組成主放大電路,可以通過設置VOUT(7管腳)與FDBK(5管腳)間的連接方式可以獲得不同的增益控制范圍,使用時可通過改變GPOS(1管腳)與GNEG(2管腳)間的電壓差VG來控制放大器增益G,電路如圖7所示。

圖7　主放大、電平抬升及高頻噪聲濾除電路

圖7中U7、R22、R23、C24~C27組成,此時VOUT與FDBK之間開路,該模式為高增益模式,增益可控范圍為10dB~50dB,帶寬為9MHz。當VG=-500mA時,G=10dB,當VG=500mA時,G=31.07dB,當設置VG在-500mA~500mA范圍內時,以25mV/dB進行線性增益控制[8],計算公式如式(3)所示。本設計中需要使主放大電路的放大倍數(shù)范圍在30dB~40dB(31.6~100倍)范圍內變化,故增益控制信號DAC1的電壓變化范圍為0mV~500mV,為了保證控制電壓的穩(wěn)定,電路中加入了濾波電容C27。

G(dB)=30+40×VG(V)

(3)

由于STM32 ADC端的輸入電壓范圍一般為0V~3.3V,而心電信號經過兩級放大后的幅值范圍應為-1V~1.5V,故為了保證信號完整地經過數(shù)模轉換,必須增加由U6B、R24、R25、C28組成的電平抬升電路。ECG信號反相后,與運算放大器正相輸入端電平抬升信號DAC2的電壓相加后輸出,達到電平抬升的目的。電平抬升值由電平抬升信號DAC2控制,可在參考值1.5V上下一定范圍內浮動,用以抵消一部分由于人體電極移動產生的基線漂移干擾。

理想狀況下,經電平抬升電路處理后的ECG信號可以直接供STM32 ADC端進行數(shù)模轉換,但是實際測試時發(fā)現(xiàn),電平抬升電路輸出的信號中仍含有較大的噪聲,這些噪聲經分析,其主要來源為AD603及各運算放大器的高頻器件噪聲,故可以用低通濾波電路濾除。電路由圖7中U8、C29~C32組成,選用MAXIM公司提供的8階巴特沃斯低通濾波器MAX295實現(xiàn)低通濾波,該芯片使用±5V電源供電,濾波器的截止頻率與CLK引腳(1管腳)連接的電容大小有關,此時截止頻率設定為100Hz,ECG信號經濾波后由OUT引腳(5管腳)向STM32 ADC端輸出調理后的ECG信號。

3.2電源管理模塊設計

整個系統(tǒng)由USB接口提供5V電源,共需要三種工作電平:5V、-5V和3.3V,其中±5V用于信號調理電路各芯片工作,3.3V用于提供STM32和藍牙模塊的數(shù)字電源。電路圖如圖5所示,由反向電荷泵芯片MAX660提供-5V電平,開關電源芯片AMS1117-3.3提供3.3V電平。

圖8　電源管理模塊電路圖

3.3STM32片上資源

STM32F103ZET片內包含了12位ADC(設計中考慮到ECG信號的頻率特性和抗混疊原理,設定的ADC采樣頻率為250Hz。)和12位DAC(該DAC模塊有兩個輸出通道,設計中通過這兩個DAC通道來產生兩路模擬控制信號。),因此電路不需再設計外接的ADC和DAC電路。

STM32F103ZET6具有兩個USART串行通信接口,內置分數(shù)波特率發(fā)生器,發(fā)送與接收共用可編程波特率,最高達4.5Mb/s,數(shù)據(jù)字的長度、停止位均可設置[9]。設計中運用串口1與芯片CH340G實現(xiàn)USB接口與STM32的串口通信,用于程序燒寫和串口調試;另外,運用串口2實現(xiàn)與藍牙模塊的串口通信,控制藍牙模塊向上位機傳送ECG數(shù)據(jù)。

4系統(tǒng)軟件設計

本系統(tǒng)設計中,采用英蓓特公司和ARM公司聯(lián)合推出的高效ARM開發(fā)環(huán)境Realview MDK,RealView MDK集成了業(yè)內最領先的技術,包括µVision3集成開發(fā)環(huán)境與RealView編譯器。支持ARM7、ARM9和最新的Cortex-M3核處理器,自動配置啟動代碼,集成Flash燒寫模塊,強大的Simulation設備模擬,性能分析等功能,與ARM之前的工具包ADS等相比,RealView編譯器的最新版本可將性能改善超過20%。軟件的主程序需要完成數(shù)據(jù)采集,增益控制,串行通信功能,流程圖如圖9所示。其中,系統(tǒng)初始化完成ADC、DAC及藍牙模塊的初始化配置[10],A/D轉換獲取ECG數(shù)據(jù)的同時,完成數(shù)據(jù)處理并直接通過藍牙將數(shù)據(jù)發(fā)送給上位機。

圖9　主程序流程圖

圖10　信號調理電路實測波形

5系統(tǒng)設計展示

將信號調理電路的輸出端連接示波器,實際測試波形圖如圖10所示,從圖中可以看出,信號調理電路輸出的ECG信號比較清晰的,其中QRS波、P波、T波的識別度還是較高的。

6結語

本文介紹了一種增益自適應ECG采集系統(tǒng)的設計方案,使用電壓控制型放大器AD603作為主放大器,以STM32F103ZET6作為主控芯片,針對測量者個體差異產生ECG信號峰峰值不同的特點,實現(xiàn)了對ECG信號的自適應增益采集,滿足ECG采集系統(tǒng)的高精度,穩(wěn)定性的設計需求,具有一定的實用價值。

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中圖分類號TH772

DOI:10.3969/j.issn.1672-9722.2016.03.038

作者簡介:尚宇,女,教授,研究方向:現(xiàn)代信號處理。李建林,男,碩士,研究方向:生物醫(yī)學儀器,ECG信號處理。

收稿日期:2015年9月10日,修回日期:2015年10月23日