尚　宇　李建林

(西安工业大学　西安　710021)



增益自适应ECG采集系统设计*

尚宇李建林

(西安工业大学西安710021)

摘要论文以ECG信号峰峰值因测量者不同个体间差异为背景,介绍一种增益自适应ECG采集系统设计,使用AD603作为主放大器,以STM32F103ZET6作为核心处理器,实现了对ECG采集的自动增益控制,有效提高了系统对测量者个体差异的适应性,实际测试结果显示系统采集到的ECG数据满足医学诊断时的高精度、可靠性要求,具有一定的实用价值。

关键词ECG; 采集系统; 自适应增益控制; 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,各式各样的便携式心电检测产品,作为全新的心脏检测与自我监控设备,渐渐地步入人们的生活之中,有些功能强大,具有Holter功能,可快速测量也可进行24小时监测,甚至具有初步诊断功能,如ETComm公司生产的便携式心电监测仪/检测仪HC-201,另外还有一些仅具有简单的心率测量功能,例如Apple公司推出的Apple Watch,这些产品的内部采集电路对心电信信号测量的精确度直接关系到购买者的用户体验。文章主要针对心电信号的采集环节提出了一种增益自动控制的心电信号采集系统的设计方案,与以往设计相比,系统增加了对于测量者个体差异的灵活适应性,即使当心电信号峰峰值较一般水准偏低时也可精确获取信号波形。

2系统总体方案

本ECG采集系统以STM32F103ZET6为主控单元,由信号调理模块、数据采集模块,通讯模块和电源管理模块组成,系统总体设计如图1所示。信号经信号调理模块调节,通过STM32片内ADC进行数模转换得到ECG数据,这些数据经程序实时的算法计算,通过STM32片内DAC产生两路模拟信号,分别控制信号调理模块的整体增益值和电平抬升值,实现对ECG信号采集的自动增益控制。系统采用USB接口供电,通过电源管理模块提供各芯片工作电压,最后运用蓝牙模块,实时地将采集到的ECG数据传送给上位机。

图1　系统总体框图

3系统硬件设计

3.1信号调理模块电路设计

生物电信号的检测必须要考虑到生物信号自身的特点,根据不同的信号参数特点,采集电路应采用不同的设计方式。作为典型的生物电信号,心电信号具有以下特点:

1) 幅度微弱,以连接体表电极方式获取到的心电信号幅值范围为0.01mV~5mV,其典型值通常为1mV[1]。

2) 频率较低,心电信号的频率范围一般为0.05Hz~100Hz,且频谱能量主要集中在0.5Hz~35Hz[2]。

3) 干扰噪声强,从噪声来源上可以将这些噪声分为两大类:人体内部噪声(呼吸干扰、肌电干扰等)和人体外部噪声(工频干扰、测量设备本身干扰等)。

4) 高阻抗性,人体作为心电信号的信号源,其阻抗特性相当复杂,典型的人体阻抗值为几千欧姆到几万欧姆。

根据人体心电信号自身特点,在设计采集电路时必须要考虑多方面因素,电路的主要设计要[1]求如下:

1) 高输入阻抗,根据心电信号源本身的高内阻特性,要求采集电路的输入阻抗足够高,才能保证心电信号能有效地经由电极引入采集电路,其典型值通常至少应为1MΩ。

2) 增益,取决于心电信号的幅度特性和后端ADC的输入电压范围,电路的整体增益通常为1000倍左右,才能保证心电信号能被清晰地记录下来。另外,因为人体阻抗特性因人而异等因素,导致经由电极提取到的心电信号幅度范围存在差异,故电路增益也应设计成在一定范围内可控变化的,这样可以使不同人体的心电信号经电路处理都可以处于数据采集端的最佳测量范围内。

3) 高共模抑制比,电路采用差分放大的方式采集心电信号,其主要原因在于,这样设计可以有效地抑制人体携带的工频干扰以及其他生理因素干扰,而共模抑制比(CMRR)是差分放大器的主要技术指标,一般来讲,生物电放大器要求CMRR值为60dB~80dB[1],一些高性能的放大器的CMRR值可达到100dB以上。

4) 低噪声、低漂移,运算放大器在工作时会产生热量,导致环境温度变化从而造成放大器的零点漂移,另外,运算放大器作为电子器件而言,其本身即带有工作噪声。除了上述由器件引入的噪声外,如何滤除人体内部的呼吸干扰和肌电干扰,也是在设计中需要解决的问题。

5) 设置保护电路,包括人体安全保护电路和运算放大器输入保护电路。

结合体表电极获取到的心电信号特点以及采集电路的设计要求,整个模块的原理框图如图2所示。心电导联体系选择I导联体系,电极RA、LA、RL分别与人体的右臂、左臂、右腿相连,左右臂心电信号采用差分输入的方式,经过两级放大(前置差分放大电路、主放大电路),噪声滤除(带通滤波电路、陷波电路),电平抬升,输出到STM32片内ADC进行心电数据采集,其中,主放大电路运用电压控制型放大器AD603实现,使STM32可以通过片内DAC产生的增益控制信号实现对模块整体增益的自动控制。

图2　信号调理模块原理框图

人体体表微弱的心电信号由传导电极置入心电采集系统,在低频情况下,忽略电容的影响,体表电极等效电阻取决于电极-皮肤的接触情况、汗腺分泌情况以及体表清洁度等因素,参考值可达10kΩ~100kΩ,因此,传导电路的输入阻抗应比它大100倍以上才能满足设计要求。为了改善前置差分放大电路的输入阻抗特性,采用电压跟随电路实现传导功能。信号从运算放大器同相端输入,由反相端连接至运算放大器输出端输出[3]。电路如图3所示,U1A、U1B、R1~R2、D1~D4、C1~C4组成了左右臂传导电路,运算放大器选用TI公司提供的精密运算放大器OPA2277,该芯片内集成了两个独立的运算放大器,工作电压范围在±2V~±18V内均能保证优良的工作性能。当运算放大器同相端电压过高时,D1和D2中的一个稳压二极管将导通,保证流经人体的电流在安全范围内。滤波电容C2和C3保证OPA2277的工作电压稳定。

图3　传导、右腿驱动及前置差分放大电路

在50Hz电磁环境中,人体与电磁干扰源之间存在分布电容,这导致人体本身就携带着干扰电压。在市电工频50Hz电磁场内,由于分布电容,耦合到人体上的50Hz电压的参考值可达20V,即使前置放大电路采用差分方式输入,这部分干扰电压作为共模电压也会超出放大器的输入端电压范围,故设计采用右腿驱动技术,不但可以降低50Hz干扰电压对前置放大电路的影响,还可以将差分电路检测出的共模电压反馈到右腿,提高系统整体的共模抑制比。图3中U2A、R3~R5、C5~C7组成右腿驱动电路,右腿电极接到运算放大器输出端,当人体与大地间的电压过高时,运算放大器饱和,电路失去共模电压反馈作用,此时限流电阻R3将保证人体安全,电容C11保证右腿驱动电路稳定工作。

图3中U3、R6~R8、C8、C9组成前置差分放大电路,主要芯片选用TI公司提供的仪表放大器AD620,AD620拥有成本低、精度高、功耗低等优点共模抑制比可达100dB,具有±2.3V~±18V的宽电源电压范围,运用时仅需通过改变外接电阻阻值,即可获得1~1000倍的可调增益范围,其外接电阻Rg与放大倍数Aa的计算公式如下:

(1)

结合图3中外接电阻R6、R7、R8的阻值,由上式计算可得,前置差分放大电路的增益为10倍,作为第一级放大电路,放大增益不易设置过高,较高的放大增益会导致后续电路中引入的噪声过大,不利于信号的噪声滤除[4]。

根据心电信号的频率特性,设计中带通滤波电路由二阶有源高滤波器(U4A、R9~R12、C10~C13)和二阶有源低通滤波器(U4B、R13~R16、C14、C15)组成一个通频带为0.5Hz~100Hz的带通滤波电路[5],电路如图4所示。

U5A、U5B、R17~R21、RW、C16~C23组成双T有源陷波器,电路如图5所示,为了减小阻带宽度,电路通过运算放大器引入正反馈,品质因数可以滑动变阻器RW来调节。这种陷波器的带阻特性主要取决于两支路的R、C对称度,它决定双T陷波器的陷波点所能衰减到的最低限度,只有保持R、C的严格对称关系,才能使陷波点频率50Hz处的信号相互抵消,衰减到零[6]。这种陷波电路设计必须保证前端电路的输出阻抗较低,并且此电路也没有带负载的能力,因此加入运算放大器U6A减小陷波电路的输出阻抗。

图4　带通滤波电路

图5　陷波电路

滤波电路(带通滤波电路和陷波电路)的主要设计目的在于滤除ECG信号主要的噪声干扰(基线漂移、工频干扰和肌电干扰)[7],使信号在进入主放大电路之前尽可能地降低干扰噪声对信号的影响,图6为滤波电路应用仿真软件Proteus绘制的幅频响应,其中,通带内的增益(11.6dB)较为平坦,50Hz处有较为狭窄的阻带宽度。

图6　滤波电路幅频响应

根据人体心电信号的幅值特征,采集系统的整体放大增益范围在1000左右,才能满足STM32 ADC端的输入要求,结合前置差分放大电路和滤波电路的放大增益A,计算公式如式⑵所示,主放大电路的放大倍数至少为27.3倍(28.7dB)。在心电信号的实际测量过程中,由于被测人体特性不同(性别、年龄等),经电极引入系统中的ECG信号幅值大小存在较大差异,此时若系统的增益为一固定值,那么必将导致进入STM32 ADC端的ECG信号峰峰值无法总是处在最佳测量范围,从而不利于ECG信号在上位机上的显示与处理。

(2)

由运算放大器和电阻组成的传统放大电路,其放大倍数由连接电阻的比值确定,一旦电阻阻值确定,增益大小便固定下来,无法改变,若将电阻采用滑动变阻器替换,可通过调节滑动变阻器的阻值改变主放大电路的增益,这种设计方法较前者有所改进,但仍不利于控制的自动智能化。因此设计选用AD公司提供的电压控制型放大器AD603组成主放大电路,可以通过设置VOUT(7管脚)与FDBK(5管脚)间的连接方式可以获得不同的增益控制范围,使用时可通过改变GPOS(1管脚)与GNEG(2管脚)间的电压差VG来控制放大器增益G,电路如图7所示。

图7　主放大、电平抬升及高频噪声滤除电路

图7中U7、R22、R23、C24~C27组成,此时VOUT与FDBK之间开路,该模式为高增益模式,增益可控范围为10dB~50dB,带宽为9MHz。当VG=-500mA时,G=10dB,当VG=500mA时,G=31.07dB,当设置VG在-500mA~500mA范围内时,以25mV/dB进行线性增益控制[8],计算公式如式(3)所示。本设计中需要使主放大电路的放大倍数范围在30dB~40dB(31.6~100倍)范围内变化,故增益控制信号DAC1的电压变化范围为0mV~500mV,为了保证控制电压的稳定,电路中加入了滤波电容C27。

G(dB)=30+40×VG(V)

(3)

由于STM32 ADC端的输入电压范围一般为0V~3.3V,而心电信号经过两级放大后的幅值范围应为-1V~1.5V,故为了保证信号完整地经过数模转换,必须增加由U6B、R24、R25、C28组成的电平抬升电路。ECG信号反相后,与运算放大器正相输入端电平抬升信号DAC2的电压相加后输出,达到电平抬升的目的。电平抬升值由电平抬升信号DAC2控制,可在参考值1.5V上下一定范围内浮动,用以抵消一部分由于人体电极移动产生的基线漂移干扰。

理想状况下,经电平抬升电路处理后的ECG信号可以直接供STM32 ADC端进行数模转换,但是实际测试时发现,电平抬升电路输出的信号中仍含有较大的噪声,这些噪声经分析,其主要来源为AD603及各运算放大器的高频器件噪声,故可以用低通滤波电路滤除。电路由图7中U8、C29~C32组成,选用MAXIM公司提供的8阶巴特沃斯低通滤波器MAX295实现低通滤波,该芯片使用±5V电源供电,滤波器的截止频率与CLK引脚(1管脚)连接的电容大小有关,此时截止频率设定为100Hz,ECG信号经滤波后由OUT引脚(5管脚)向STM32 ADC端输出调理后的ECG信号。

3.2电源管理模块设计

整个系统由USB接口提供5V电源,共需要三种工作电平:5V、-5V和3.3V,其中±5V用于信号调理电路各芯片工作,3.3V用于提供STM32和蓝牙模块的数字电源。电路图如图5所示,由反向电荷泵芯片MAX660提供-5V电平,开关电源芯片AMS1117-3.3提供3.3V电平。

图8　电源管理模块电路图

3.3STM32片上资源

STM32F103ZET片内包含了12位ADC(设计中考虑到ECG信号的频率特性和抗混叠原理,设定的ADC采样频率为250Hz。)和12位DAC(该DAC模块有两个输出通道,设计中通过这两个DAC通道来产生两路模拟控制信号。),因此电路不需再设计外接的ADC和DAC电路。

STM32F103ZET6具有两个USART串行通信接口,内置分数波特率发生器,发送与接收共用可编程波特率,最高达4.5Mb/s,数据字的长度、停止位均可设置[9]。设计中运用串口1与芯片CH340G实现USB接口与STM32的串口通信,用于程序烧写和串口调试;另外,运用串口2实现与蓝牙模块的串口通信,控制蓝牙模块向上位机传送ECG数据。

4系统软件设计

本系统设计中,采用英蓓特公司和ARM公司联合推出的高效ARM开发环境Realview MDK,RealView MDK集成了业内最领先的技术,包括µVision3集成开发环境与RealView编译器。支持ARM7、ARM9和最新的Cortex-M3核处理器,自动配置启动代码,集成Flash烧写模块,强大的Simulation设备模拟,性能分析等功能,与ARM之前的工具包ADS等相比,RealView编译器的最新版本可将性能改善超过20%。软件的主程序需要完成数据采集,增益控制,串行通信功能,流程图如图9所示。其中,系统初始化完成ADC、DAC及蓝牙模块的初始化配置[10],A/D转换获取ECG数据的同时,完成数据处理并直接通过蓝牙将数据发送给上位机。

图9　主程序流程图

图10　信号调理电路实测波形

5系统设计展示

将信号调理电路的输出端连接示波器,实际测试波形图如图10所示,从图中可以看出,信号调理电路输出的ECG信号比较清晰的,其中QRS波、P波、T波的识别度还是较高的。

6结语

本文介绍了一种增益自适应ECG采集系统的设计方案,使用电压控制型放大器AD603作为主放大器,以STM32F103ZET6作为主控芯片,针对测量者个体差异产生ECG信号峰峰值不同的特点,实现了对ECG信号的自适应增益采集,满足ECG采集系统的高精度,稳定性的设计需求,具有一定的实用价值。

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中图分类号TH772

DOI:10.3969/j.issn.1672-9722.2016.03.038

作者简介:尚宇,女,教授,研究方向:现代信号处理。李建林,男,硕士,研究方向:生物医学仪器,ECG信号处理。

收稿日期:2015年9月10日,修回日期:2015年10月23日