ECG前端設(shè)計(jì)通過微型轉(zhuǎn)換器簡化

Enrique Company-Bosch 和 Eckart Hartmann

心電圖（ECG）是心臟在體表產(chǎn)生的電活動(dòng)的記錄。心電圖測量信息由放置在身體指定位置的皮膚電極收集。ECG信號(hào)的特征是六個(gè)峰谷，用字母P，Q，R，S，T和U的連續(xù)字母標(biāo)記（圖1）。

圖1.心電圖信號(hào)的形式。

本文提出了一些低成本實(shí)施ECG監(jiān)護(hù)儀的想法。1它的配置設(shè)想用于個(gè)人計(jì)算機(jī)（PC）。盡管本文在編寫時(shí)考慮了患者安全，但提出的任何想法本身并不一定符合所有系統(tǒng)安全要求;任何使用這些想法的人都必須確保在特定設(shè)計(jì)中，整個(gè)設(shè)計(jì)符合所需的安全標(biāo)準(zhǔn)。

首先，我們概述了典型的模擬ECG拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)。然后提出了一種電路，該電路執(zhí)行模數(shù)轉(zhuǎn)換、數(shù)字濾波和數(shù)字放大——所有這些都通過使用微轉(zhuǎn)換器——一個(gè)集成的“片上系統(tǒng)”，結(jié)合了A/D轉(zhuǎn)換器、微控制器和閃存。本文繼續(xù)討論微轉(zhuǎn)換器的組件選擇和編程方面的考慮因素。

心電圖儀的要求

ECG的前端必須能夠處理0.5 mV至5.0 mV的極弱信號(hào)，再加上高達(dá)±300 mV的直流分量（由電極-皮膚接觸產(chǎn)生）以及高達(dá)1.5 V的共模分量（由電極和接地之間的電位產(chǎn)生）。ECG 信號(hào)的有用帶寬（取決于應(yīng)用）范圍為 0.5 Hz 至 50 Hz（對(duì)于重癥監(jiān)護(hù)病房的監(jiān)測應(yīng)用）——高達(dá) 1 kHz（對(duì)于后期電位測量（起搏器檢測）。標(biāo)準(zhǔn)臨床心電圖應(yīng)用的帶寬為 0.05 Hz 至 100 Hz。

心電圖信號(hào)可能會(huì)被各種噪聲破壞。噪音的主要來源是：

電力線干擾：來自電源的 50–60 Hz 拾音和諧波

電極接觸噪聲：電極與皮膚之間的接觸可變，導(dǎo)致基線漂移

運(yùn)動(dòng)偽像：電極-皮膚阻抗變化引起的基線偏移

肌肉收縮：產(chǎn)生肌電圖型信號(hào)（EMG）并與ECG信號(hào)混合

呼吸，導(dǎo)致基線漂移

來自其他電子設(shè)備的電磁干擾，電極線用作天線，以及

從其他電子設(shè)備耦合的噪聲，通常是高頻。

為了進(jìn)行有意義和準(zhǔn)確的檢測，必須采取措施過濾掉或丟棄所有這些噪聲源。

典型ECG信號(hào)鏈

圖2顯示了典型單通道心電圖儀的框圖。在該鏈中，很明顯，所有濾波都是在模擬域中完成的，而微處理器、微控制器或DSP主要用于通信和其他下游目的。因此，數(shù)字內(nèi)核的強(qiáng)大計(jì)算特性并不容易用于處理本質(zhì)上原始狀態(tài)的信號(hào)。此外，精密模擬濾波器由于不靈活，以及所需的空間、成本和功耗，對(duì)整體設(shè)計(jì)來說可能成本高昂。

圖2.典型的單通道心電圖儀。

建議的電路

使用ADuC842微轉(zhuǎn)換器可以簡化信號(hào)鏈，該轉(zhuǎn)換器允許將ADC、濾波器和微處理器組合在一個(gè)集成電路中。其他優(yōu)點(diǎn)是濾波器實(shí)施的靈活性和數(shù)字域中的隔離。建議的系統(tǒng)設(shè)計(jì)如圖3所示。

模擬輸入處理

模擬前端采用儀表放大器（IA）和右臂共模反饋運(yùn)算放大器的典型方法。IA是一款低成本、高精度儀表放大器AD620，具有出色的直流性能：CMR>>100 dB至近1 kHz、50 μV最大失調(diào)電壓、低輸入偏置電流（最大值1 nA）和低輸入電壓噪聲（0.28 Hz至0 Hz時(shí)為1.10 μV）。

AD620只需要一個(gè)外部增益設(shè)置電阻，RG.電阻R2和R3將正常增益公式更改為[增益= 1 + 49.4 k/RG+ （49.4 千米/2）/22 千米]。為避免輸出飽和，可用增益受輸出擺幅和IA最大輸入電壓的限制。采用±5 V電源時(shí)，AD620的輸出擺幅約為±3.8 V;最大輸入為 ±5 mV，外加高達(dá) ±300 mV 的可變正常模式直流失調(diào)，最大增益為 12.45。在這里，增益保守設(shè)置為 8 （±1%），使用RG= 8.45 kΩ。

右臂共模反饋電路中使用的運(yùn)算放大器是OP97，這是一款低功耗、高精度運(yùn)算放大器，具有極高的共模抑制（最小114 dB）。該電路將共模干擾的反轉(zhuǎn)版本應(yīng)用于主體的右腿，目的是消除干擾。運(yùn)算放大器在共模電壓下具有91 [即R4/（R2 ||R3） = 1 MΩ/11 kΩ]，滾降為 1.6 Hz，低通截止頻率約為 160 Hz，以確保穩(wěn)定性 [f– 3 分貝= 1/（2π × （10 kΩ × 0.1 μF）]。

數(shù)字隔離

數(shù)字隔離是 PC RS232 接口的核心，在本例中建議用于顯示器。隔離器是ADuM1301，這是一款基于ADI公司的雙向數(shù)字隔離器我耦合?技術(shù)——一種消除通常與光耦合器相關(guān)的設(shè)計(jì)困難（不確定的傳流比、非線性傳遞函數(shù)等）的技術(shù)。

與光耦合器相比，它還能夠以更低的功耗實(shí)現(xiàn)高數(shù)據(jù)速率。ADuM1301具有三個(gè)獨(dú)立的隔離通道，其中兩個(gè)用于發(fā)送數(shù)據(jù)，另一個(gè)用于接收數(shù)據(jù)。（ADuM1301的另一個(gè)功能（此處不需要）是啟用/禁用輸入/輸出數(shù)據(jù)的能力。ADuM1301測量側(cè)的電源取自ADP3607-5升壓器/穩(wěn)壓器，后者提供固定的5 V輸出。PC端的電源與電路完全隔離。它可以從 PC 獲?。ㄈ绱颂帲┗驈钠渌麃碓传@取。

安全電源

隔離電源由電池提供，不使用時(shí)在充電站中充電。為了處理雙極性輸入信號(hào)，AD5和OP620需要±97 V雙電源。ADP3607-5升壓/穩(wěn)壓器和ADP3605逆變器用作穩(wěn)壓雙電源，采用單節(jié)3 V電池提供正負(fù)穩(wěn)壓電壓。

ADP3607是一款穩(wěn)壓輸出開關(guān)電容倍壓器，能夠提供高達(dá)50 mA的電流。該器件能夠在低至3 V的輸入電壓下工作，提供穩(wěn)壓固定為5 V的版本（ADP3607-5），即此處使用的版本。（也可通過外部電阻器在 3V 至 9V 范圍內(nèi)進(jìn)行調(diào)節(jié)。它可以通過由無源元件組成的外部泵級(jí)產(chǎn)生更大的正電壓。

ADP3605開關(guān)電容電壓逆變器具有穩(wěn)定的輸出電壓，能夠提供高達(dá)120 mA的電流。該器件提供固定在–3 V （ADP3605-3）的調(diào)節(jié)，或通過外部電阻在–3 V至–6 V范圍內(nèi)進(jìn)行調(diào)節(jié)。（與ADP3607一樣，通過增加一個(gè)外部泵級(jí)可以實(shí)現(xiàn)更大的負(fù)電壓。需要–5 V電源，輸入電壓為+5 V，因此R設(shè)置為31.6 kΩ （±1%），使用公式：在外= –1.5 R/9.5 kΩ。

兩種電源電壓（±5 V）均由電容式電荷泵產(chǎn)生，即使在故障條件下也不會(huì)產(chǎn)生不安全的電壓，因?yàn)樗鼈儾恍枰魏?a target="_blank">電感器。這些器件還具有關(guān)斷模式，允許微轉(zhuǎn)換器在系統(tǒng)不使用時(shí)關(guān)閉器件的電源。

圖3.建議的心電圖配置。

患者安全

除了數(shù)字隔離和安全電源外，串聯(lián)電阻Rx1、Rx2和Rx3還為患者提供保護(hù)，以符合AAMI（醫(yī)療儀器促進(jìn)協(xié)會(huì)）的安全電流水平標(biāo)準(zhǔn)（參見參考文獻(xiàn)）。這些標(biāo)準(zhǔn)要求來自電子器件的均方根接地電流或故障電流必須小于50 μA。

信號(hào)處理

ADuC842微轉(zhuǎn)換器非常適合主要信號(hào)處理任務(wù)。它具有一個(gè)快速的12位ADC和其他高性能模擬外設(shè)、一個(gè)快速的8052微處理器內(nèi)核、用于代碼的集成62KB閃存以及其他幾個(gè)有用的外設(shè)，如圖4所示。

圖4.ADuC842原理框圖

用于此設(shè)計(jì)的微轉(zhuǎn)換器的關(guān)鍵組件是ADC和8052內(nèi)核。ADC將儀表放大器的模擬輸出轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)。為 8052 內(nèi)核編寫的軟件處理數(shù)字化信號(hào)，以生成最終 ECG 軌跡的數(shù)據(jù)。與許多 MicroConverter 設(shè)計(jì)一樣，該軟件既包括用 C 語言編寫的復(fù)雜高級(jí)代碼，也包括用匯編代碼編寫的時(shí)間敏感例程。在這種情況下，帶通濾波器和陷波濾波器的實(shí)現(xiàn)采用C語言，而ADC由匯編代碼控制。匯編代碼與轉(zhuǎn)換器速度相結(jié)合，可以累積多個(gè)樣本，從而將ADC的有效分辨率提高到遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過其正常的12位。

圖5很好地說明了微轉(zhuǎn)換器的有效性。頂部跡線是來自應(yīng)用于ADC的儀表放大器的信號(hào)。中間跟蹤僅顯示使用 C 代碼篩選實(shí)現(xiàn)的初始結(jié)果，而底部跟蹤顯示使用匯編代碼處理多個(gè)轉(zhuǎn)換后的最終結(jié)果。

圖5.示波器跡線。

C 代碼中的篩選器

采集的信號(hào)通過微轉(zhuǎn)換器中的數(shù)字濾波進(jìn)行處理。為此，我們?cè)O(shè)計(jì)了兩個(gè)基于500 Hz采樣頻率的二階數(shù)字無限脈沖響應(yīng)（IIR）濾波器。陷波濾波器設(shè)計(jì)用于抑制50 Hz干擾。選擇的設(shè)計(jì)程序是極點(diǎn)零點(diǎn)放置方法，陷波頻率為50 Hz，陷波寬度為10 Hz。為此，需要以下傳遞函數(shù)：

傳遞函數(shù)可以轉(zhuǎn)換為可編程遞歸算法：

在這個(gè)等式中，子索引 k 表示當(dāng)前值，k-1 表示前一個(gè)時(shí)刻的值，依此類推。

我們現(xiàn)在需要將這個(gè)等式轉(zhuǎn)換為代碼。C 編碼是這種算術(shù)密集型處理的自動(dòng)選擇，因?yàn)樵趨R編中對(duì)其進(jìn)行編程太耗時(shí)了。使用ADuC842直接實(shí)現(xiàn)濾波器方程效率低下，因?yàn)樗皇菫楦↑c(diǎn)計(jì)算量身定制的。幸運(yùn)的是，我們可以縮放系數(shù)（例如按 4096）并將陷波代碼實(shí)現(xiàn)為：

iNOut = （4096L*iNIn-6627L*iNIn1+4096L*iNIn2+6211L*iNOut1-3598L*iNOut2）/4096;

這實(shí)現(xiàn)了二階濾波器。雖然我們可以計(jì)算高階濾波器，但在實(shí)踐中，簡單地級(jí)聯(lián)二階濾波器似乎是可行的。

第二個(gè)濾波器是巴特沃茲通帶濾波器，具有0.05 Hz的低截止頻率和100 Hz的高截止頻率。傳遞函數(shù)和遞歸算法為：

這是通過以下方式在 C 代碼中實(shí)現(xiàn)的：

iBOut = （1723L*iBIn-1723L*iBIn2+4745L*iBOut1-650L*iBOut2）/4096;

請(qǐng)注意，只需更改輸入的系數(shù)即可縮放輸出。另請(qǐng)注意，為了提高效率（如果信號(hào)都是正數(shù)），最后通過向右移動(dòng) 4096 來完成 12 的除法。

圖6所示的實(shí)現(xiàn)方案適用于4個(gè)帶通濾波器和12個(gè)陷波濾波器的級(jí)聯(lián)。信號(hào)在第一和第二帶通濾波器中按4096倍放大。<> 位右移完成 <> 分頻。

圖6.C 代碼的重要組成部分。

請(qǐng)注意 if （iAdc00>24000）iDac-= 1 和 if（iAdc00<8000）iDac += 1，這些行調(diào)整 ADuC842 的 DAC 輸出以驅(qū)動(dòng) AD620 的電平轉(zhuǎn)換輸入，從而將 AD620 輸出轉(zhuǎn)換為微轉(zhuǎn)換器 ADC 輸入的舒適值。 這是可取的，以減少由于電極施加到皮膚的方式略有不同而導(dǎo)致的可變直流偏移的影響。類似的技術(shù)用于確保輸出電壓在輸出范圍內(nèi)居中。

在匯編代碼中處理

匯編代碼的主要功能是定期測量輸入信號(hào)，并確保以每秒 500 次所需的速率重復(fù) C 代碼計(jì)算。首先，我們將 Timer0 編程為連續(xù)運(yùn)行，并以 1 毫秒的間隔生成中斷。每個(gè)中斷重新啟動(dòng) Timer0，獲得一個(gè) ADC 轉(zhuǎn)換結(jié)果，并遞增一個(gè)變量 c2ms，用于同步 C 代碼。在代碼開發(fā)的這個(gè)階段，C 代碼的前幾行是：

而（c2ms<2）;用于第一階段。
c2ms = 0;
iAdc00 = iAdc0;

最初，c2ms 為 0，C 代碼將在 while（c2ms<2）;1 毫秒后，發(fā)生 Timer0 中斷，c2ms 遞增到 1。再過 1 毫秒后，c2ms 遞增到 2?，F(xiàn)在雖然（c2ms<2）;不再滿足，C 代碼通過將計(jì)數(shù)器 c2ms 重置為 0 并執(zhí)行過濾器計(jì)算來繼續(xù)。此后，C 代碼將結(jié)果沿變量鏈向下移動(dòng)，這些變量表示為下一次循環(huán)迭代準(zhǔn)備的各種延遲結(jié)果。循環(huán)的最后一部分是printf（...），它將結(jié)果發(fā)送到PC進(jìn)行顯示。在 PC 上處理數(shù)據(jù)（超出本文的范圍）可以像將其導(dǎo)入電子表格進(jìn)行圖形顯示一樣簡單，也可以像設(shè)計(jì)人員希望的那樣復(fù)雜。該解決方案產(chǎn)生了圖5的中間跡線。

為了改善結(jié)果，Timer0中斷率縮短到1/32 ms，并將數(shù)據(jù)累積在iAdc0中，以使用多個(gè)測量而不是單個(gè)測量。同時(shí)，while 更改為 while（c2ms<64），以便 C 代碼在執(zhí)行每個(gè)濾波器循環(huán)之前等待累積 64 個(gè)測量值。iAdc0 中的值保存在 iAdc00 中以供進(jìn)一步處理，然后清除 iAdc0 — 準(zhǔn)備累積接下來的 64 次測量。圖 7 顯示了程序集代碼。這種改進(jìn)的解決方案產(chǎn)生了圖5的下跡線。

圖7.程序集代碼。

獲得

信號(hào)增益始終是ECG信號(hào)鏈中的一個(gè)重要考慮因素。在上述設(shè)計(jì)中，它取決于許多因素。如前所述，模擬增益設(shè)置為8×。接下來，通過累積該信號(hào)的64次測量結(jié)果，獲得64×的增益。接下來，代碼iBIn = iAdc8>>0;的信號(hào)損失為3×，最后，前兩個(gè)帶通濾波器方程的縮放增益為4×兩倍。這導(dǎo)致總增益為 G = （8 × 64/8） × 4 × 4 = 1024，這是模擬 ECG 電路的典型值。

圖8.實(shí)際測量圖表。

結(jié)論

圖8顯示了以埃因托芬導(dǎo)聯(lián)線I配置連接的受試者的結(jié)果。可以看出，盡管使用的電子硬件很簡單，但仍取得了良好的效果。本文表明，通過簡單的硬件結(jié)合對(duì)軟件的關(guān)注，可以實(shí)現(xiàn)顯著的改進(jìn)。此示例中的改進(jìn)絕不是最佳水平;專門的設(shè)計(jì)師應(yīng)該有可能顯著改善結(jié)果。如果要實(shí)現(xiàn)具有不同濾波器頻率或其他特殊特性的代碼，則可以進(jìn)行其他改進(jìn)。ADuC842的代碼存儲(chǔ)器基于閃存，允許在使用該產(chǎn)品的產(chǎn)品制造后進(jìn)行此類定制，甚至可以在患者需求發(fā)生變化時(shí)進(jìn)行此類定制。最終的結(jié)果可能是為潛在的大批量市場提供緊湊、廉價(jià)的心電圖。

審核編輯：郭婷