心电采集（精选七篇）
心电采集 篇1
心脏病是威胁人类生命的主要疾病之一,心电监护仪可为心脏病患者的诊断提供重要的参考依据,心电采集电路是心电仪的核心部分,它是决定心电仪性能最主要的因素,设计良好的采集器应该能够在其它较强的生物信号和环境噪声中提取微弱信号,并能不失真的检测出具有临床价值的干净心电信号。心电信号作为心脏电活动在人体体表的表现,信号比较微弱,其频谱范围是 0.05～100Hz,电压幅值为 0～5mV,信号源的阻抗为数千欧到数百千欧,并且存在着大量的噪声,所以心电采集系统的合理设计是能否得到正确的心电信号的关键部件。心电信号的测量条件是相当复杂的,除了受包括肌电信号、呼吸波信号、脑电信号等体内干扰信号的干扰以外还受到50Hz工频干扰、基线漂移、电极接触和其他电磁设备的体外干扰,在强噪声下如何有效地抑制各种干扰将成为心电采集系统设计的关键。
1 系统设计
心电采集电路的框图如图 1 所示。对由电极采集到的心电信号,先通过前置放大电路,将微弱的心电信号高保真放大,并通过低通滤波、 高通滤波及50Hz陷波滤除干扰,才能得到纯净心电波形。
2 前置放大电路的设计
前置放大电路是整个系统设计的重点。
监护仪要求在心电信号频率范围内不失真的放大采集的信号,根据刚采集到的心电信号的特点,前置放大器应选用高输入阻抗、低漂移并具有高共模抑制比的集成运算放大电路,在微弱信号检测中常选用仪表放大器。
AD620是一款高精度的仪表放大器,有非常优良的性能,在生物放大器设计中应用非常广泛。它具有低功耗、低电压、低电流噪声、低偏移电流和低电压噪声等优良特性。
AD620仪表放大器虽由三运算放大器构成,其性能却优于自制的三运算放大器,优良性能参数完全符合心电放大器的设计要求。具体如图2所示,它有8个管脚,使用方便。AD620的各管脚的作用:1、8脚是外接调整电阻;2、3外接输入信号的两极;4、7是接外部电源的两极(4接电源的负极,7接电源的正极);5是参考端,一般情况下与地连接;6是放大后信号的输出端。
电路中AD620的增益(即放大倍数)AU通过接在管脚1、管脚8之间的电阻RG来确定,电路的计算公式为:
因为心电信号中含有较高的直流分量能淹没心电信号,所以其增益不能过大。由公式(1)可知,当增益AU为20时,RG≈2.6kΩ
前置心电放大电路如图3所示。
3 低通滤波器设计
人体的心电信号频率在100Hz以下,为了消除前置心电放大电路输出的心电信号中含有肌电信号和电磁信号等高频干扰,本电路设计的滤波器上限截止频率为fH=100Hz采用图4所示的滤波器电路。此电路为一种常用的二阶低通滤波器,由C1接到集成运放的输出端,形成反馈,使电压放大倍数在一定程度上受输出电压控制,且输出电压近似为恒压源,所以又称之为二阶压控电压源低通滤波器。用此滤波器滤除100Hz以上的信号,此滤波器一种应用广、非常流行的二阶滤波器,它成本低,只需六个无缘器件和一个运算放大器构成,且输入阻抗高输出阻抗低。
传递函数为:
式中,
截止频率为:
本设计电路需要上限截止频率为100Hz,由公式(2),此处选取R2=11.8kΩ,R3=11.8kΩ,C1=0.1μF,C2=0.2μF,此时fH≈100Hz运算放大器采用电压跟随器OP07,实际设计的低通滤波器电路 如图4所示。
4 高通滤波器
为消除前置心电放大电路输出的心电信号里的电极与人体表面接触而形成的直流电压信号,幅值在几毫伏到几十毫伏之间。人体呼吸及其引起的电极移动等低频干扰信号。为减少失真得到较好的低频衰减特性和降低元器件的灵敏度,采用二阶巴特沃思有源滤波器进行高通滤波设计,采用多重反馈的二阶有源高通滤波结构,本文设计的高通滤波电路如图5所示的滤波电路。
传递函数为:
参数条件:
C1=C2=C3
下限截止频率:
本设计电路需要下限截止频率为0.05Hz,有公式(3),此处选C1=C2=C3=1.3μF,R1=156kΩ,R2=385kΩ,此时下限截止频率fL=0.05Hz。
5 陷波电路
50Hz工频干扰是心电信号的主要干扰之一,前置心电放大电路虽然对共模干扰有较强的抑制作用,但有还有一部分工频干扰是以差模形式进入电路,而且频率为50Hz的工频干扰刚好处于心电信号的频带之内,所以必须设计专门的陷波电路加以滤除。
陷波器即带阻器,图6中采用两个T型网络,其中一个T型网络由两个电阻和一个电容构成,另一个T型网络由两个电容和一个电阻构成。由运算放大器A1构成的是电压跟随器。其中双T网络是RC选频电路,在R13=2R11=2R12,C13=C11/2=C12/2的情况下,网络达到对称,其中心频率即陷波频率为:
选R11=96kΩ,C11=17μF,则f0≈50Hz。由于无源双T陷波电路的品质因数Q=1/4,Q值太低,不能满足选频要求。为了提高Q值,在图6电路中使双T网络的下端不接地,而是接到运算放大器A2的输出端,这样将A2的部分输出信号反馈到双T网络下端。因为这是正反馈,具有频率增强的作用,使阻带变窄,Q值提高,所以提高了电路的选频特性。此时A1和A2都接成跟随器,所以电路的反馈系数为:
可证明带阻滤波器的Q值为:
可通过改变R14、R15的值来来改变F进而调节Q值,由公式(4)可看出,F值越接近1,Q值越大。这里采用了陷除50Hz的高Q值陷波电路。Q值不能太大,一般不超过10,否则易产生振荡。由于A1和A2都用作跟随器,具有高输入阻抗、低输出阻抗特性,所以不会影响双T网络的谐振频率,可以保证陷波频率的稳定性,可有效滤除50Hz工频干扰。选取 R14=285kΩ,R15=7.8kΩ,由公式(4)可得F=0.972,则由公式(5)得Q=9.3。
6 后置放大电路
经过前置心电放大器后放大的心电信号的幅值仍较低在5mv以内,为提高采集精度,所以要把心电信号电压放大到V级,就必须进行后级放大。由mV级放大到V级,因此系统总的放大倍数为1000倍左右。因为系统的前置放大电路的放大倍数为20,所以将后置放大电路的放大倍数设值为50倍左右。后置放大电路采用简单的同相比例放大电路,如图7所示。计算公式如下:
式中,AU为放大倍数,取R2=25kΩ,R1=1kΩ,R3=25kΩ,由公式(6)可得AU=51。根据需要可适当调节R3的阻值,来改变放大倍数,进而得到满足要求的心电波幅度。
7 结束语
上述方法成功地设计实现了心电采集电路部分,放大电路具有高增益高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、合适的带宽和动态范围等特点,电路能在强的噪声背景下,通过体表传感器不失真地将微弱的心电信号检测出来并放大。硬件测试结果表明, 该放大电路满足实际要求,可应用于心电监护仪当中并获得较好的心电信号。
摘要：介绍一种心电采集检测电路的设计,该设计以AD620和OP07为核心元件,针对心电信号的组成和干扰频率范围,进行了分析,对由电极采集到的心电信号,通过前置放大电路将微弱的心电心电信号放大,并通过低通滤波器、高通滤波器、及50Hz陷波电路滤除干扰最后通过后置放大电路进一步放大得到清晰的心电波形。系统具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、和高信噪比、成本低等优点。
关键词：心电监测,放大电路,滤波器,AD620
参考文献
[1]蔡坤,陆尧胜.基于中值滤波的心电基线校正方法的研究[J].医疗设备信息,2004,19(2):5-7.
[2]张帷,张石,鲍喜荣,等.便携式心电监护仪前置放大电路和抗干扰的设计[J].医疗设备信息,2005,20(10):7-9.
[3]种银保,肖颖彬,史长宁,等.全程心电监护系统的设计与实现[J].医疗设备信息,2006,27(8):46.
[4]康华光,陈大钦.电子技术基础—模拟部分[M].4版.北京:高等教育出版社,2002.
[5]邓亲恺.现代医学仪器设计原理[M].北京:科学出版社,2004.
[6]童诗白,华成英.模拟电子技术基础[M].北京:高等教育出版社,2004:345-361.
[7]孙友明,黄秉鍊,罗晓曙.新型脑电信号放大检测电路的设计[J].国外电子元器件,2006,9:58-62.
心电采集 篇2
关键词：便携式,心电图机,心电信号,采集
如今, 随着社会的发展, 人们的生活节奏随之加快, 心血管疾病在身边时有发生。但是, 人们的健康意识与生活水平的提高在逐渐增强。对心脏健康状况的随时监护, 在危急时刻进行及时的就诊是必要的[1,2], 但是长住在医院实施监护与治疗是不现实的, 消费者不可能支付起这样高昂的药费, 医院门诊也不可能承受起如此的就诊压力。
1 研究背景
医疗仪器的发展, 随着科学技术的进步不断更新。如纳米机械元件的使用, 化学感测器具有可佩戴性, 保健医疗器材进入家庭等。在医疗仪器设计上, 更多地注重信息与医疗技术的整合。便携式心电图机的设计也在顺应这一趋势, 预计会产生很大的市场发展潜力。心电图是利用心电图机从体表记录心脏每个心动周期所产生电活动变化的曲线图形[3,4,5]。心电图机是诊断心脏病的重要仪器之一, 市场上品种也不少, 但适合家庭使用的不多。家庭应用心电图机需要价格不能太高, 功耗要低、操作便捷, 本文主要阐述这一便携式心电图机的设计。
2 便携式心电图机的功能与基本原理设计
对心脏的随时进行健康监护便于移动和携带, 心电图机在设计上首先保证功能:才用液晶显示系统对心电波形和工作菜单实时显示;将需要存储的心电信息利用外部存储器加以保存, 便于就诊参考提取;心电图可连接打印机打印存档便于信息记录的整理和保存;在模式设计上提供自动、手动的可供选择的模式;便于对人体心电信号的采集与医疗机构间的传送。
便携式心电图机, 为了方便使用, 在设计上须满足:低成本;体积小, 重量轻, 便于携带;有较强的抗干扰能力;低功耗;便于操作的特点, 从而提高其性价比。心电图机供电电池为干电池, 但是存在问题, 即低功耗, 低时钟频率, 操作反应与启动快, 系统配备高低不同两频率, 根据使用者的需要而随意切换。故, 采用MSP430 F135灵活的时钟模块作为控制核心, 外部存储器采用低功耗的AT29LV1024和液晶显示模块LMS0192A。混合信号处理器MSP430, 单芯片系统整合与精度较高, 具有丰富的片内外围的指令单片机flash 16-bits reduced instruction set computer (RISC) 微控制器功耗最低。采集与处理心电信号, 可以简化系统硬件电路, 优化系统。MSP430 F135外围模块处理功能比较强, 便于心电信号由电极从人体采集, 经放大、滤波处理后进入单片机进行A/D转换, 送液晶显示的采集、处理、存储、打印以及传输的集合功能。按下存储键存到外部存储器中, 便于回放、打印与传输的调用, 便于医师诊断间的信息反馈, 真正实现对健康的随时监测, 既节省用户开支又减轻医院门诊患者过多带来的压力。
3 便携式心电信号的检测及采集
便携式心电图机心电信号检测幅值范围是0.05~4 m V, 频率为0.05~72 Hz。但是, 在检测中会有干扰信号存在, 如“仪器内部噪声、电极板与人之间的极化电压、50 Hz工频干扰、和心电图机周围电场磁场与电磁场的干扰”等。
其中消除50 Hz工频干扰心电信号, 可以用自适应模板法, 则心电图机模拟部分可以先将心电信号经电极或导联线采集后, 通过前置放大电压, 经过低高通虑波, 电压放大器前级采用负反馈差动放大电路 (后级放大) , 将基线位置调整为1.25 V的心电信号硬件结构。TI公司的基于双运放电路的微功耗仪表放大器INA321芯片, 双运放电路的微功耗仪表, 为心电信号的前级放大器 (倍数为10倍) 。干扰信号为72 Hz以上, 属于强干扰, 0.05 Hz以下的信号为弱干扰。低通滤波电路, 先滤取低于72 Hz的信号后, 接高通滤除极化电压信号, 顺利采集到心电信号。RC高通滤波电路具有高输出阻抗, 在后级同相放大电路 (倍数为20倍) 。
这样, 最高幅值4 m V的心电信号, 放大200倍得到0.8 V, 输入范围为0~2.5 V的12位A/DC参考电压, 参考电压最好取1.25 V这个中间值, 使之与放大后的心电信号叠加为 (1.25±0.8) V, 完全符合12位A/DC参考电压中的信号输入范围内, 也保证了0.05~72 Hz的心电信号频率,
信号处理, 采样频率fs的设定, 需要与采样要求吻合, 采样速率也是有限的, 如f449的AD采样速率最高为200 KSPS。可以用定时器作为AD采样的触发信号进行采样的速率控制, 每次定时器中断 (或中断标志位置位) 后读出上次采样值并开始下一次得采样。为了达到较为精确的采样速率控制, 可设置系统时钟为8 M。为保证转换速率, 最佳选取采样率fs=200 Hz。系统的控制核心MSP430 F135, 该Aluminum-Alloy Die Castings 12, 功能齐全, 提供了参考电压、有采样保持、采样速率200 KHz, 自动扫描功能, 内、外通道共12个, MSP430 F135包含512B RAM, 外设有基本时钟系统、通用目的定时器、带3个比较寄存器和通用串行同步接口USART0, 一个容量为16个字的可编程缓冲器, 具备自动扫描功能, A/D转换器不依赖中央处理器可独立工作, 数据转换后可以自动存入缓冲区, 减轻中央处理器的工作负荷, 去执行其他的数字信号运算或进入省电工作模式。实现了采样方式多样化, 基本能够满足用户健康监测和检查的日常要求。
便携式心电图机的菜单和心电波形的显示, 模块采用以MSP430作为液晶的微处理器的LMS-0192A液晶显示。通过单片机采集和处理心电数据, 输出给液晶显示。汉字菜单的显示:菜单通过汉字字库将汉字逐个转换为“16×16”点阵形式, 汉字都有相应的数据表的数据与之对应, 程序查表后就能显示汉字, 共32个16进制的数据送液晶显示。
4 小结
便携式心电图机作为诊断心脏病的重要仪器, 适合在家庭中使用。其设计体积较小, 便于出门在外用户的携带与使用。功能齐全且易于操作, 价格上普通用户基本都能接受, 显著特点就是功耗低, 轻松实现心电信号的采集、处理、存储、打印以及发送, 大大简化整个硬件电路, 在及时随地监测心脏与保健方面, 值得被推广应用。
参考文献
[1]包君康, 张珣.基于USB数据采集便携式心电监护仪的设计[J].工业控制计算机, 2011, 24 (7) :86.
[2]王艳, 陈玉敏.对便携式心电图机改进的配置二例与经济效益分析[J].医疗装备, 2007, 28 (6) :42.
[3]雷玉峰, 刘家寿, 刘景霞.便携式自动分析心电图机在临床查体中应用评价[J].实用心电学杂志, 2003, 12 (2) :140.
[4]孙敬和, 何小莲, 谢慧文, 等.XFT-8001型便携式心电计的临床应用[J].临床心电学杂志, 2011, 20 (5) :357-359.
心电采集 篇3
随着计算机技术和测控技术的发展,计算机成为了科学研究与工程实践中的高效工具。虚拟仪器是用户根据需要,灵活地将计算机、各种硬件、软件结合起来,形成能实现各种功能的特定设备。
本文介绍的基于LabVIEW实现的呼吸训练心电采集实验系统就是采用虚拟仪器技术实现的用于为研究心肺网络相互作用机制提供数据的实验平台。
1 系统组成
本系统的突出优点就是构造简单、方便。由于本实验是在普通的实验室中开展的,因此,我们设计构建了如图1所示的采集系统。采集系统的原理就是从心电导联得到的微弱的体表心电信号先经过放大,后通过计算机程序控制数据采集卡进行A/D转换。系统设计完成后先经模拟器测试,性能稳定,后用于人体实验。
系统采用的心电放大电器为两个完全相同的初级放大器和次级放大器级联的结构。下面主要对其中一个的结构与对应功能给以具体介绍。
导联信号首先通过初级差分放大电器AD620如图2所示,它对导联信号进行初级放大,具有较高的共模抑制比。输出的信号经0.05Hz的RC高通滤波器滤掉直流分量,再经次级功率放大和末级滤波,输出到数据采集卡的模拟输入端,用以完成以上三部分功能的电路图如图3所示,其中的次级放大器选用的是美信公司的轨对轨放大器MAX4164,其内部集成4个运放,恰好满足系统对两路信号的放大要求,这样不但电路稳定,也能很好地解决元器件的开支。末级采用的是Sallen-Key结构的低通滤波器。
将3个电极片分别贴于受试者的左手、右手和左脚踝部作为肢体导联的接入点,通过放大器将两路信号放大1000倍使信号达到V级水平,最后连接信号至接于PC机USB接口的数据采集卡USB6009的两个AD接口,通过运行在LabVIEW[1,2,3]环境下编写的上位机程序就可以实现两路心电信号的实时采集功能。
2 系统功能
此系统具有指示受试者进行不同频率的呼吸训练、实时采集显示人体Ⅰ、Ⅱ导心电、计算瞬时心率、心率报警以及数据存储、回放历史数据等功能。
运行程序后,出现系统主界面,包括采集卡物理通道、呼吸频率和功能选择,如图4所示。
在选择采集功能后,出现一个受试者信息录入界面用于存储受试者信息,之后进入心电采集的主界面,它除具有普通的显示控制功能如暂停(波形冻结)、停止、数据保存等外,还具有一定的分析功能,如:瞬时心率显示、心率过限报警等。此外的一个重要功能就是具有实现呼吸训练的柱状指示条:受试者跟随蓝色柱条的上升进行吸气动作、跟随它的下降进行呼气。
此系统还具有存储数据的历史回放功能,当在主界面中选择为历史数据回放功能时,显示图5的数据界面。
3 系统应用
本实验系统主要是为进行心电信号的心率变异性分析而设计的心电数据采集平台。心率变异性(Heart Rate Variability,HRV)是指人体心脏搏动周期存在的微小变异。HRV的产生与中枢神经系统的自发性节律活动以及呼吸等因素对自主神经系统进行的调制有关。很多文献显示[4],呼吸对心血管系统具有重要的反馈调节功能,因此我们确立了通过进行呼吸训练来研究心血管系统的调节功能的研究方向,以此进一步研究心肺网络相互作用机制。采用的方法是用采集的心电信号提取R-R间期后形成HRV信号,采用信号处理的各种方法,如分析HRV功率、计算HRV的非线性参数[5,6]等。
4 小结
基于计算机的虚拟仪器将单台仪器所具备的测量功能嵌入到计算机中。它可以在保证测量的同时,满足不同应用的多样性要求,本系统是根据研究需要建立的一个的数据采集实验平台,由于虚拟仪器技术具有很大的灵活性,可以进一步扩展其功能,它为在不同领域方便快捷地构建实验系统提供了一个很好的思路。
摘要：本文介绍了一个基于虚拟仪器技术LabVIEW开发的用于呼吸训练的心电采集系统，它能够实现人体体表Ⅰ、Ⅱ导心电信号的实时采集和分析。此虚拟仪器系统克服了传统仪器开发周期长、功能固化的缺点，它开发方便并且便于根据实际需要进行功能修改和扩充，为快速构造一个特定功能的实验系统提供了很好的思路。
关键词：LahVIEW,虚拟仪器,心电信号
参考文献
[1]雷振山．LabVIEW 7 Eexpress实用教程[M]．北京：中国铁道出版社，2004：260-278．
[2]周求湛，钱志弘，等．虚拟仪器与LabVIEWTM7Express程序设计[M]．北京：北京航空航天大学出版社，2004：1-3．
[3]李涛，等．基于LabVIEW的心电信号采集和分析[J]．医疗设备信息，2007(6)：15-17．
[4]Malliani A,Pagani M,Lombardi F et al.Spectral analysis to assess increased sympathetic tone in arterial hypertension [J]. Hypertemion,1991;17:36-42.
[5]Tkacz EJ,Kostka P.An application of wavelet neural network for classification of patients with coronary artery disease based on HRV analysis [J].Engineering in Medicine and Biology Society.2002(2):1391-1393.
心电采集 篇4
研究表明, 气压、气温等气象因子的剧烈变化均可诱发心、脑血管疾病。严重的情况下会出现心猝死、脑卒中类心血管疾病的发生。但这些结论都是人们事后根据统计分析得到的。迄今为止, 尚不了解由于气象因子变化而引起的生命指征改变的动态过程[1,2,3]。
为此, 本文设计了一个心电与气象因子同步数据采集系统。利用该系统对气象因子和心电信号进行长时间同步采集, 可以直接分析气象要素中的气压、温度、湿度这三个要素对人体的心电信号产生的影响, 进而较为详细地了解气象条件和人体健康之间的关系。此方法有别于国内外气象部门根据疾病发生实况资料与气象条件寻找相关关系的思路, 使我们能够更加方便地了解人体生理参数与气象因素之间的直接对应关系[4]。
1系统整体结构
心电信号与气象因子采集系统硬件 (如图1所示) 主要包括模拟和数字两大部分[5]:首先将采集到的信号进行模拟放大、滤波处理;然后进行A/D转换, 转换完的数字信号通过单片机进行数字滤波得到光滑、正确的数据, 最后将滤波后的数字信号一方面经过无损压缩后存储到CF卡, 另一方面传送到实时的分析系统进行分析。CPLD作为外围的控制电路的核心, 控制液晶和三通道异步串行通信
2 系统硬件设计
2.1 心电采集模块设计
人体心电信号是非常微弱的生理低频电信号, 主要频率范围为 (0.05～100) Hz, 幅度约为 (0～4) mV。而且心电信号中通常混杂有其他生物电信号, 加之体外以50 Hz工频干扰为主的电磁场干扰, 使得心电噪声背景较强, 测量条件比较复杂。
心电采集模块如图2, 包括[6,7]: (1) 前置放大, 将两个电极的信号进行差分放大, 增益为十倍左右, 右腿驱动电路去除人体携带的交流共模干扰; (2) 二阶高通滤波; (3) 二阶低通滤波, 将心电频率取在 (0～100) Hz; (4) 50 Hz陷波, 去除50 Hz干扰; (5) 主放大, 增益为80倍左右, 实现总体800倍左右的增益; (6) 电平抬升电路, 将信号调整到A/D转换器的输入范围内[3,4]。
2.2 气压采集模块设计
选用MPX4115A型[9]恒压驱动的桥式硅压阻器件作为气压测量传感器。它具有成本低, 性能优越, 功耗低, 长期稳定性好等优点。被测气压由压力传感器变换为电压信号, 经分压进入到A/D转换器的输入范围内。信号输出到单片机I/O口[8], 气压采集原理如图3。
由于A/D芯片的基准电压是1.3 V, 最大电流驱动能力为2.5 mA。所以在模拟端进行了简单的分压用1个10 k和40 k的电阻进行分压, 并且用5 V的电源对传感器供电。
2.3 温、湿度信号采集
DB110 数字温湿度传感器探头[10]是数字温湿度传感器系列中电缆型的传感器。传感器把传感元件和信号处理集成起来, 输出全标定的数字信号。DB110 采用世界先进的温湿度传感器为核心部件, 确保产品具有一定的可靠性与稳定性。传感器内部包括一个电容性聚合体测湿敏感元件、一个用能隙材料制成的测温元件, 并在同一芯片上, 与14 位的A/D 转换器以及串行接口电路[11]实现无缝连接。
串行时钟输入 (SCK) 用于微处理器与DB110 之间的通讯同步。由于接口包含了完全静态逻辑, 因而不存在最小SCK 频率。
串行数据 (DATA) 三态门用于数据的读取。DATA 在SCK 时钟下降沿之后改变状态, 并仅在SCK 时钟上升沿有效。
2.4 数据存储
CF卡是一种包含了控制和大容量Flash存储器的标准器件, 具有容量大、体积小、高性能、携带方便等优点, 已广泛应用在数据采集系统和许多消息类电子产品中。
CF卡有3种工作模式[12]可供选择:I/0模式、存储器模式和IDE模式。CF卡的默认模式是存储器模式, 使用也最为普遍。如果使用存储器模式则不需要配置任何寄存器。每一种模式的电路连接各不相同。在I/0模式和存储器模式下, 可以采用8位的访问方式, 也可以采用16位的访问方式。本文所采用的是8位的存储器模式, 其接口电路原理图如图5所示。
W78LE516的P0口就为数据线连接CF的DO—D7, CF卡的A0-A10为地址线, P3.6、P3.7分别为读 (RD) 、写 (WE) 线。由于W78LE516是8位的单片机, 所以对CF卡的访问采用8位的方式较为方便。通过把-CE2设为‘1’即可通过访问CF卡的D0-D7来存取数据。而CEl可以作为CF卡的片选信号, 通过设CEl为‘0’来选通CF卡, 即CEl接W78LE516的P2.6来线选CF卡。当REG为‘0’时, 访问 CF卡的属性寄存器;REG为‘1’时, CF卡在存储器模式下对数据进行读写操作。RDY/BSY为CF卡状态引脚, 当为“0”时, CF卡忙, 为“1”时可以对CF卡操作。
2.5 CPLD控制电路设计
本系统通过CPLD与单片机共同完成液晶控制, 多通道异步串行通信。本系统的CPLD为CY37032V-3[13], 有1 800个可用门, 84个引脚, 以第二代MAX结构为基础的基于E2PROM的可编程逻辑器件。运行速度快, 可与单片机进行协调工作。单片机通过EMIF (外部存储器扩展接口) 与CPLD进行通信。从而控制液晶显示和多通道异步串行通信。
如图5所示, 液晶显示器的数据总线DB0～DB7与单片机I/O口相连。RS (数据指令选择) , R/W (读写选择) , E (使能) , PSB (串并选择) 等控制线与CPLD相应的I/O口相连, CPLD通过对单片机的地址总线进行译码, 从而控制液晶的显示。
3 系统软件设计
系统的软件设计是系统设计的重要组成部分。在软件设计中, 本论文对记录仪的软件需求按功能进行了严格划分, 将每一部分内容形成模块, 最后再合成在一起。设计的系统软件总体结构如图6所示。
动态心电与气象因子记录仪的所有操作均由液晶显示屏幕给出中文菜单提示。开机后, 系统首先进行预处理, 例如设置系统的工作状态、显示主菜单等, 通过按键可以进行操作。
4 测试结果和分析
4.1 心电信号采集结果分析
图7是通过上位机软件观察到三个通道中某个具体时间段的心电信号图形, 根据图形的回放我们很直观看到经过放大和滤波后的心电信号明显的变得平滑并且在滤除噪声的同时, ECG信号的主要病理特征都得到了好的保留。如医学上进行病理判断的P、T和QRS复波都得到了很好的恢复。
4.2 气象因子采集结果分析
在对硬件电路测试的基础上, 我们在经过必要的线性补偿, 温度补偿后, 整个系统的精度有了显著的提高。因为气象因子在短时间内的变化是很小的, 所以需要测量长时间的信号才可以看到它们的变化情况, 由于篇幅的原因这里我们列出气压采集测试结果, 如表1所示。
需要说明的是, 其测量值是绝对气压值。取样测试发现精度小于0.7 hPa, 并且有很高的长期稳定性, 达到了高精度、低成本的目的, 这样有利于我们更方便的分析出在不同大气压力的情况下, 心电的变化, 而不仅局限在分析大气压力变化对人体心电的影响。
5 总结
本文所设计的系统选用WINBOND的W78LE516型单片机作为主控芯片、CF卡作为大容量存储器, 功耗低, 体积小, 可以长时间连续同步记录气象因子与心电信号并存储所有信息, 也可很方便地进行存储容量的扩展。根据所记录的数据, 我们可以建立气象因子与心电信号之间的关联数据, 进而探讨气象因子及其变化趋势对人体心电的具体影响。
摘要：研究发现, 气象因子的变化会影响人体生理参数的改变。目前的研究都是基于事后的统计分析。为此设计了一种动态采集系统, 用于对气象因子和心电信号进行24h的同步采集, 从而揭示气象因子变化与心电信号之间的对应关系。系统选W78LE516单片机和CPLD来构造控制电路, 用读写速度快、功耗低的低电压外部数据存储器CF卡存储采集完的信号。最终采集到的数据可以在上位机上显示波形。
心电采集 篇5
随着现代生活条件水平的提高,人类饮食结构与睡眠规律都发生了显著变化。人们摄入的胆固醇和各类动物脂肪已经大大超出人体的健康日摄入量,同时社会的压力以及各种不良生活习惯,都直接或间接导致了心脏疾病发病率的明显增加。
心电信号和心音信号是心脏肌肉进行工作时产生的生理信号,对心电和心音信号的分析,是诊断心脏疾病的重要手段和标准。心电信号对于检测常见心脏病, 特别是心机梗塞和心律失常而言,相对于其他的诊断手段具有快速便捷、简单实用、费用廉价以及无创伤等优点。但对于一些心脏组织自身的病变,并不会直接在心电信号中反应出来,但却能在心音信号中较好的体现出来,比如先天性的变力性心中瓣膜受损即是如此[1]。因此心电与心音信号是不可相互取代的一组极重要的信号,在临床诊断中最合适的诊断途径是两种信号相结合,共同完成心脏疾病的诊断。
对于医生出诊以及家庭日常使用而言,一款通用价廉的便携式心电与心音实时采集系统是非常有必要的,而智能手机的普及,给这种方案提供了极大便利[2]。本文设计了一种基于Android系统的便携式心电与心音信号实时采集系统,由前端传感器采集到的心电和心音信号能实时在上位机上显示并储存,进而达到后继详细诊疗的目的。
1心电与心音信号采集及调理电路
本文所设计实现的采集系统框图如图1所示。
由于心电和心音信号比较微弱,易受干扰,因而在设计放大电路时均采用多级放大器进行放大,并加以滤波,以得到较为理想的信号波形。传感器所采集到的毫伏级信号在经过前置放大电路进行初步放大后,再通过带通滤波器进行滤波处理,之后送入中间级和后级的放大电路放大,得到的信号可用于A/D转换等后期处理。
1.1心电信号部分
心电信号可由传统的v6导联的采集位进行采集, 右腿驱动补偿采集点在右脚处。本文所设计的心电信号采集电路由前置放大电路、右腿驱动电路、带通滤波电路、陷波器电路和后级放大电路组成。
1.1.1前置放大电路
通过人体电极传导出来的心电信号十分微弱,而前置放大的精度将影响到整个电路系统的最终效果,所以必须选用低噪声抑制性能比较好的运放。AD620是一款比较优秀的仪表放大器,具有低噪声、低输入偏置电流和低功耗特性,而且有贴片封装形式,大大提高了电路的集成度。采集到的两路原始信号输入AD620后,通过可调电阻Rg的阻值能够改变放大倍数。由于输入信号是两个电极点间的电位差,易造成AD620的静态工作点偏移, 使之进入截止或饱和状态。为了避免这种情况,基于AD620的前置放大器电路的增益不能太大[3],在系统设计过程中,此电路的增益可由下式进行计算:
1.1.2右腿驱动电路
在人们周围通常都环绕着市电供电电路,因人体皮肤电阻阻抗不相等而引起的电压分配效应,使得采集到的信号受到市电交流电路干扰,要消除交流干扰,右腿驱动电路是一种较好的方法[4],其在信号采集的过程中可起到减少共模干扰的作用。右腿驱动电路所使用的运算放大器为OPA2134,其原理是从R3和R4中取出的人体共模电压反向加载到人体,消除分布电容以提高共模抑制比。右腿驱动电路与前置放大电路如图2所示。
1.1.3带通滤波电路
心电信号的频谱范围主要集中在0.05~100 Hz之间,需要用带通滤波器来滤除不必要的高频成分。带通滤波电路也沿用运算放大器OPA2134作为放大器件, 电路构造一个截止频率为100 Hz的低通滤波器和一个截止频率为0.05 Hz的高通滤波器,均采用压控电压源二阶滤波电路。
1.1.4陷波电路
在采集过程中,外界干扰源为50 Hz的工频干扰尤为突出,滤除工频干扰的主要手段就是构造一个陷波电路,其可有效的抑制工频干扰[5]。本系统中陷波电路图如图3所示,其中运放U4,R13~R20和C9~C12组成了陷波频率为50 Hz的双T有源陷波器。
1.1.5后级放大电路
经过陷波电路处理后的信号最大幅度能达到100 m V级别,但由于后期A/D的需要,还需把信号通过后级放大电路进行一次放大,以达到5 V左右。
1.2心音信号部分
心音信号采集同样是通过传感器,将采集到的心音信号送进前置放大电路中,然后经过带通滤波后送给中间级放大电路,最后由后级放大电路输出放大信号。其中间级放大电路可配置一个标准的3.5 mm耳机插孔, 以便于实时监听。
1.2.1前置放大电路
心音信号也属于微弱音频信号,故需要前置放大器有很优秀的低失真性能,在心电采集部分所使用的OPA2134运放亦满足该要求,其低失真率仅为0.000 08%,且在同一系统中使用统一的元器件可以有效提高系统集成度以及降低成本。
为了抑制采集到的噪音,心音采集部分增益倍数不宜过大,实际试听结果表明6~10倍的放大倍数是比较合适的。
1.2.2低通滤波电路
心音信号主要的信号能量集中在20~500 Hz,少量高频成分可达800 Hz左右,低频分量在2 Hz左右。 因此需要构造一个截止频率在1 000 Hz左右的低通滤波器,用以滤除传感器自身以及衣服摩擦所产生的高频噪声。低通滤波器同样采用压控电压源二阶滤波电路, 其自身增益应小于3。
1.2.3中间级放大器
中间级放大器承担着整个信号放大电路的放大质量,是至关重要的一环,因此需要选用一款较合适的音频运放。本系统中使用了经常应用在专业音响仪器设备中的NE5532AP运放芯片,并为其外接了一个3.5 mm标准音频接口,整个中间级放大器设计如图4所示。
同样由于中间级放大电路输出的信号只有几百毫伏,故需要使用后级放大电路把信号放大至5 V左右的区间值,以便于A/D处理。
2 A/D转换
本系统中采用STC12C5A60S2单片机作为A/D转换主控芯片。STC12C5A60S2单片机中包含中央处理器(CPU)、程序存储器(FLASH)、数据存储器(SRAM)、定时/计数器、UART串口、串口2、I/O接口、高速A/D转换、 SPI接口、PCA、看门狗及片内R/C振荡器和外部晶体振荡电路等模块[6]。自带的8路高速A/D转换最高精度为10位,最高速度为25万次/s,完全满足设计需要。
为了提高系统集成度,减少系统空间占用,选用封装形式为LQFP-44贴片封装的STC12C5A60S2主控芯片。LQFP-44贴片封装大小仅为10 mm×10 mm,具有超低功耗特性,空闲模式下典型功耗小于1.3 m A,正常工作模式为2~7 m A。且STC12C5A60S2具有宽工作电压特性,正常工作电压为3.3~5.5 V,因为该芯片在进行A/D转换的过程中使用的参考电压为电源供电电压,所以要用5 V标准电压供电。
3蓝牙通信
本系统所采用的HM-06蓝牙模块的主控IC为CSR Blue Core的BC41C671芯片,通信协议为蓝牙V2.1+EDR版本,适配市面上几乎绝大部分的Android系统智能手机,该协议的理论传输速度高达3 Mb/s,实际传输速率在2.1 Mb/s左右。该模块采用全贴片最小封装形式,只有13.5 mm×18.5 mm×2.3 mm大小,适用于便携式设备的使用,方便灵活。 A/D转换完成后,数据通过STC12C5A60S2串口发送给蓝牙模块,蓝牙模块与Android系统智能手机配对后将采集到的数据传入客户端。
4 Android系统客户端编写
Android本身是一个基于Linux内核的操作系统,并且完全开源。由于其开放和自由的特性,使之具有相对于封闭的iOS系统更为广阔的应用领域。在Android 2.0及以后的系统,Google公司加入了完善的蓝牙支持,并给出了相应的API,方便程序员使用Android SDK开发基于蓝牙技术的程序。
4.1蓝牙数据接收
安卓支持蓝牙数据传输要求的最低版本为Android 2.0,所以建立的工程目标SDK必须至少适配Android 2.0以上的系统。与蓝牙相关的类和接口位于android.bluetooth包中,要使用蓝牙设备,就必须调用此包的API。Bluetooth Adapter是蓝牙API中的核心类[7], 使用这个类可以打开、关闭蓝牙,以及搜索周围的蓝牙设备。当客户端连接上目标设备的时候,通过包里的Bluetooth Socket类以及Bluetooth Server Socket类来创建对象进行数据读取和传输。
4.2信号图形实时显示
客户端的信号显示模块使用图表引擎AChart En-gine进行绘图。该图表引擎对绘图功能进行了优化处理,它可以处理和显示值的数量非常大,并且能够自由放大,以便查看信号图细节。
AChartEngine可通过坐标点集add Series来绘制图形的,客户端接受到采集模块发送过来的数据后,将第一项数据打入点集后画面上就能显示第一个点。然后再将第二项数据打入点集,并用chart.invalidate方法刷新一次画面,依次循环,并把刷新频率与数据采样频率进行同步,即可实现在Android系统中的实时显示的功能。在程序中接收到的实时心电信号与心音信号结果如图5所示。
5结语
通过心电导联线与心音探头采集信号并传入到Android设备中,在程序中接收到的实时心电信号与心音信号。参照未来物联网的发展趋势,搭建一台服务器接受信号资料实现远程医疗,是一项非常有前景的科研课题。
参考文献
[1]陈天华.基于现代信号处理技术的心音与心电信号分析方法[M].北京:机械工业出版社,2011.
[2]张洹千,杜晓薇,杨坚,等.一种体域网无线心电监护系统的研制与测试[J].现代电子技术,2014,37(4):37-41.
[3]远坂俊昭.测量电子电路设计-模拟篇[M].彭军,译.北京:科学出版社,2006.
[4]付雄飞.心电图右脚驱动技术及其安全问题[J].医疗器械,1981(2):38-42.
[5]史骏,彭静玉.基于双T网络的50 Hz陷波电路设计[J].科技信息,2011(21):121-122.
[6]宋凤娟,付侃,薛雅丽.STC12C5A60S2单片机高速A/D转换方法[J].煤矿机械,2010(6):219-221.
心电采集 篇6
胎儿健康状态检测一直是大家普遍关注的问题, 目前主要借助B超和多普勒胎心仪来处理, 但这两种方法都是主动式的, 对胎儿存在一定的伤害。考虑到胎儿心电 (FECG) 是测试胎儿心脏生理活动的一项客观指标, 可以反映胎儿在孕期的生长和健康状况[1,2], 本文设计了一种被动式心电信号接收系统, 减少了对胎儿的影响。特别地, 该系统较好地克服了胎儿心电信号所具有的低幅度高噪声且混叠着母亲心电信号等难点, 较为准确地采集到了实际胎儿心电信号。此外, 通过借用已有的生物电信号采集芯片, 该系统能将微弱的生物电信号转换为数字信号, 且系统信号采集装备中的各个模块被集成在一片Soc上, 功耗较低。
1 系统整体设计
图1显示了本设计系统的整体框图, 主要包括以下三个模块:基于ADS1294的前向采集模块、基于STM32F103的微控制模块以及上位机软件模块。同时在微控制模块与上位机之间连接着由FT245RL构成的转串口模块。
开始采集时, 要在孕妇的肚皮上贴四块心电电极, 一块做右腿驱动, 一块做参考电极, 另两块为混叠母亲心电信号的两路心电信号。采集到的两路心电信号通过SPI传输到MCU再转移到MCU的GPIO口最后由FT245将并行数据转成串行数据发给PC机。
2 系统硬件设计
2.1 前端信号采集模块
该模块使用TI公司推出的低功耗生物电采集芯片ADS1294, 其内部框架如图2所示[3]。该芯片专门用于生物电位测量, 集成特性包括8路独立的PGA和24bit ADC, 右腿驱动电路以及电极检测等, 这些功能极大地方便了脑电信号和心电信号等生理信号采集系统的设计, 使其所占用的组件数量与电路板尺寸与分立器件相比要降低95%, 功耗也降低95%左右, 3 V供电时其最大功耗仅为9.5 m W。
通过控制ADS1294内部寄存器可以实现它的主要功能, 在本文中, ADS1294与MCU之间通过SPI来进行通信。ADS1294的参考电压可设置为2.4 V或4 V, 因为它的分辨率为24 bit, 所以最低可分辨的电压分别为0.286 m F和0.477 m F。而母亲心电信号的幅度一般为500 m V~100 m V, 胎儿心电信号的幅度一般为10 m V~50 m V[4]。所以在信号进入ADS1294之前不需要再经过放大处理, 其自带的放大模块就能满足要求, 这样就大大简化了信号调理电路, 极大地缩小了整体信号采集电路的体积。
2.2 MCU模块
本系统选用意法半导体公司的STM32F103芯片作为主控芯片。STM32系列芯片是该公司专门针对要求高性能、低功耗、低成本的嵌入式系统而生产的, 采用ARM Cortex-M3内核[5]。其中F103是同类产品中性能最高的, 时钟频率达到72 MHZ, 内置32 k B到128 k B的闪存, 另外还有3组串口和SPI接口以及一些其他的外设接口, 同时它的功耗只有36 m W。
2.3 FT245RL转串口模块
FT245RL芯片是由FTDI公司设计生产的, 它是一款USB转串口的芯片, 与FT245BM类似[6,7]。FT245RL内部主要由USB收发器、串行接口引擎 (SIE) 、USB协议引擎和先进先出 ( FIFO) 控制器等构成。使用FT245RL转串口时, MCU无需对其特定的引脚进行操作, 任何一个MCU的引脚都可以用来控制FT245RL的读写, 只要该引脚能产生FT245RL所需的读写时序。图3是FT245RL与PC机和MCU的连接图。
FT245RL硬件电路的设计采用总线供电模式, 同时采用上电复位的方式。GPIO的PA0到PA7为双向数据端口, RD# 、WR、TXE# 、RXF# 控制数据的读写, USBDP和USBDM分别与USB接口电路中的D-和D+相连。
FT245RL设计中最重要的是对控制时序的掌握, 时序图如图4所示。对于FT245RL读时序, 当RXF#为低时, 当前FIFO可以读取接收缓冲区数据, 当其为高时, 禁止从FIFO接收缓冲区读取数据。对于FT245RL写时序, 当TXE#为低, 当前FIFO发送缓冲区空, 可以向发送缓冲区写入数据, 当其为高时, 当前FIFO发送缓冲区已满或者正在写入上一个字节, 禁止向发送缓冲区中写入任何数据。微控制器向FT245RL写入数据时应确保TXE#为低。
FT245RL在这里起到了桥梁的作用, MCU通过读取与FT245RL相连的8根数据线的值就可判断PC机发来的命令, 同时MCU也可以通过这8根数据线将采集到的数据发到PC机上。这种只要操作GPIO口的方式简单且易于实现。
3 系统软件设计
3.1 上位机程序设计
上位机程序流程图如图5所示, 该程序主要完成对整个系统的监控以及对采集到的数据进行基线漂移处理后显示在PC机上。基线漂移是一种常见现象, 起因于呼吸干扰和电极移动引入的低频干扰[8], 而传统的滤波器截止频率是固定的, 因此当干扰信号频率不定时难以抑制基线漂移。本文使用中值滤波算法来消除基线漂移[9], 较好地保留心电信号的主要波群, 最后通过上位机应用软件给MCU发送开始采样和停止采样的命令。
3.2 MCU控制程序设计
MCU控制程序流程图如图6、图7所示, 这部分程序使用C语言来编写, 其主函数为一个死循环函数, 一直在查询PC机是否有命令传过来、是否有数据要发往PC机。
如果PC机有命令传过来, 程序马上进入优先级为0的外中断服务函数, 并通过读取8根数据线的值来判断命令类型。如果是停止采样命令, 则调用停止采样函数终止采样;如果是开始采样命令则调用ADS1294初始化函数给ADS1294配置相关的参数。
当ADS1294采样到有效的数据时会自动产生一个外中断, 该外中断优先级设为1, 并在该中断中将采集到的数据进行一定的处理后通知主函数有数据要发送。
4 实验结果及分析
为了验证本系统的可行性, 我们进行了大量的试验。试验开始时, 将用于心电采集的导联电池贴于孕妇的右腿和腹部。打开上位机应用程序设置好采样频率, 选择适当的放大倍数后通过串口给MCU发一条开始采样的指令, 此时系统开始采样。当我们需要停止采样时就给MCU发一条停止采样的指令, 采集到的数据可以实时的显示在PC上。图8为我们在广州市某医院的一位孕妇身上采集到的信号, 该孕妇体态偏瘦、孕期33周, 这是一例很好的试验数据。图中可以清晰的看到与母亲心电信号叠在一起的胎儿心电信号, 其中幅值较大的为母亲心电信号, 较小的为胎儿心电信号。
在胎儿心电信号采集过程中我们发现孕妇的年龄、体型, 胎儿位置的移动以及心电电极的变动等都会对我们采集胎儿心电信号产生一定的影响, 因而需要在一定的环境下进行。
5 总结
本系统能很好地完成从采样到在PC机上显示心电信号的过程, 具有体积小、成本低、精度高、功耗低等特点, 不过其对采集目标的适应性不够强, 对孕妇的体态、兴奋程度、身体移动幅度等都有一定的要求, 这将是下一步的主要工作。
参考文献
[1]姜海波, 陈铁军, 沈艳河, 等.基于ARM的胎儿心电信号数据采集系统[J].微计算机信息, 2008, 7 (2) :10-12.
[2]陈泳珊, 游泽山, 梁若虹.胎儿心电图临床应用价值[J].广东医学, 2002, 23 (6) :629-630.
[3]TI.ADS1294 Datasheet[EB/OL].[2011-08].http://focus.ti.com.cn/cn/lit/ds/symlink/ads1294.pdf.
[4]邢国泉, 徐洪波.生物医学信号研究概况[J].咸宁学院学报 (医学版) , 2006, 20 (5) :459-460.
[5]ST.STM32F103中文教材及参考资料[EQ/OL].[2010-06-20].http://www.st.com/stonline/products/literature/rm/13902.pdf.
[6]FTDI.FT245RDatasheet[EB/OL].[2011-08-11].http://pdf1.alldatasheet.com/datasheet-pdf/view/197789/FTDI/FT245R.html
[7]刁兆奎, 张鹏飞, 熊继军, 等.基于FT245BM的数据采集系统设计与实现[J].测试技术学报, 2011, 2 (16) :126-127.
[8]周立功, 张华.深入浅出ARM7:LPC213X/214X (上) [M].北京:北京航空航天大学出版社, 2005.
心电采集 篇7
关键词：STM32,AD620,OPA2604,心电信号
心血管类疾病一直是医学界的重要疾病，心电检测则是一种重要的辅助诊断方法，心电采集电路是心电采集仪的关键部分，心电幅度只有m V级，属于微弱信号，其频率范围在0.05～100 Hz之间，幅度在0～4 m V之间，且信号中易混杂其他电信号，使心电噪声变大[1,2]。因此，设计良好的调理电路和选择合适的控制器才能提取有用信息。基于此，设计选用32位ARM内核处理芯片STM32F103ZET为控制核心，OP07和AD620为模拟前端，本设计简单稳定，心电信号得到了实时显示。
1 总体设计方案
系统包括模拟采集和数字处理部分两部分，设计通过电极和Ⅲ导联线采集人体心电信号，通过前置放大处理，带通滤波处理，50 Hz双T陷波处理后再经主放大处理和电平抬升处理，通过配置ADC相关寄存器控制A/D采样频率，通过陷波滤波后在彩色屏幕上描绘出心电图形，系统实现框图如图1所示。
2 硬件设计
2.1 微处理器的选型
系统采用了ST公司基于Cortex-M3为内核的32位微处理器STM32F103VET[3,4,5,6]，最高频率为72 Hz，该芯片的设计满足低功耗、集成性高、实用性强的要求，它内部集成了最大储存空间为512 kB的Flash和64 kB的SRAM，以及大量的I/O口和外设连接在APB总线上，丰富的片上资源降低了系统功耗的同时也简化了系统硬件。
2.2 前置放大电路
通常用电极提取的心电信号较弱，需要前置放大电路将心电信号放大，同时对共模干扰信号有较好的抑制，它将干扰信号降到最低的同时能从人体准确地采集到微弱的心电信号，同时要求系统具备高共模抑制比(CMRR)、高输入阻抗、低噪声等特点，在整个系统中起着重要的作用。这里选择运放AD620实现前置放大，AD620有较高的共模抑制比，噪声系数小，放大频带宽，精度较高，其核心是三级运放电路，适用于小信号的前置放大电路。但输入阻抗较低，设计中加入了一个缓冲电路。AD620的1、8引脚外接增益反馈电阻。在这里选择放大约10倍[7],Rg=49.4/(G-1)，计算得反馈电阻R6应为5.1 kΩ。右腿驱动电路以一个OP07运放和R6,C3,R7组成，在电阻R10,R4上获得的共模信号送入反向放大器后经R7，再连接到人的右腿，这样就使得工频干扰信号得到有效地降低，大幅提高了系统的共模抑制比。此外在所有运放的电源脚都并联两个10μF和0.1μF的退耦电容以提高系统的稳定性，前置放大电路如图2所示。
2.3 带通滤波器的设计
带通滤波器的作用就是使在0.05～100 Hz范围内的用心电信号保留下来，而在此范围之外的噪音信号最大程度地衰减。这里采用具有超低谐波失真、低噪声、高增益带宽特点的俩个OPA2604运放分别组成二阶有源高通滤波器和低通滤波器[8]，高通滤波器截止频率f1≈0.05 Hz，低通滤波器截止频率约为f2≈100 Hz，如图3所示。
2.4 50 Hz双T陷波器设计
尽管对工频做了一定的抑制，但工频干扰仍影响了后续电路，因此这里设计了带阻电路来进一步滤除工频干扰，这些谐波频率分量通过50 Hz陷波[10,11]，然后通过一个二阶压控电压源低通滤波器，降低高频率的肌电干扰与电开关容滤波引起的开关噪声，从而达到较好的滤波效果。
这里陷波采用正反馈双T陷波电路，两个T型网络的参数相同，图4所示电路的截止频率计算公式为f0=1/2πRC，约为50 Hz。
2.5 主放大以及抬升电路设计
系统采用STM32内部的A/D转换模块，其输入电平为3.3 V，而心电信号的幅值为0～4 m V。预设采集到的模拟信号增益放大800倍以达到要求。前置放大电路已增益10 dB，理论上主放大电路约放大增益80 dB即可。通常单级放大不超过10倍以确保信号不失真，因此，这里采用两个OPA2604放大的方式以达到放大要求，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80 dB的效果。采集信号经过两级放大后含有双极性电平，而STM32内部A/D采集只能采集正电平，因此设计了电平抬升电路消除负电平以确保心电波形的完整性。
3 软件设计
主程序系统初始化后，打开全局中断，等待中断响应，程序通过定时器隔一段时间中断一次，把A/D读取到的值软件滤波，最后转换为相对屏幕的坐标，实现心电波形显示。如图6所示。
4 测试结果
通过AgCl电极及Ⅲ导联线在人的左臂，右臂，右腿部采集，将得到的心电信号经模拟电路处理和STM32转化，在系统启动20 s后在示波器上得到稳定波形，如图7所示。
从示波器上所得的心电图来看，工频干扰和噪声干扰得到了较好的抑制，得到图形与医用仪器所测的心电信号基本吻合，能够反映人体心电信号。
5 结束语