一種基于ARM控制器的心電采集系統的設計

許海樹張明旭尤若寧肖龍坤陳 慶*

一種基于ARM控制器的心電采集系統的設計

許海樹①張明旭①尤若寧①肖龍坤①陳 慶①*

目的：設計一種基于ARM控制器的心電采集系統，對心電檢測時產生的干擾和噪聲進行有效抑制。方法：心電采集系統以ADUC7020為模擬控制器，外圍由緩沖放大電路、右腿驅動電路、前置放大電路、帶通濾波電路、主放大器電路和50 Hz陷波電路等組成。結果：系統可將弱小的心電信號經過放大濾波，得到具有診斷價值的心電信號，然后由模擬控制器轉換為數字信號發送到個人計算機(PC)做進一步處理。結論：基于ARM控制器的心電采集系統可有效抑制心電檢測時產生的干擾和噪聲，增強心電信號的有用成分。

ARM控制器；心電采集；干擾；濾波

隨著我國人口老齡化的加劇，心臟疾病的患病率也越來越高，目前我國有1億以上的人患有高血壓，每年大約有75萬人死于心臟疾病，心血管疾病的患病率仍在逐年上升，且呈低齡化趨勢。臨床醫學實踐表明，對于心臟疾病的防治，其最有效的方法是預防和保健，在對心臟病患者進行經常性心電監測的基礎上，可盡早發現異常病變情況，及時進行治療，以控制病情的進一步發展。

心電圖作為一種無創檢查手段，經大量的臨床研究證明其對心臟肥大、心肌梗塞以及梗塞部位具有決定性的診斷價值，對某些心臟疾病，如心肌炎、心包炎和藥物中毒等引起的心臟病變也具有輔助診斷意義，而如何準確的獲取人體的心電信號顯得尤為重要，為此，本研究設計一種基于ARM控制器的心電采集系統，對心電檢測時產生的干擾和噪聲進行有效抑制。

1 心電信號的干擾與噪聲分析

心電信號是心臟活動過程中心臟的肌肉和神經電活動的綜合，屬于直接信號，又稱為主動信號，信號源為心臟[1]。由于人體自身的機制以及信號源的不可觸及性，檢測心電信號時，必須在體表測量。心電信號與人體其他系統產生的信號一樣，具有隨機性較強(即信號無法用確定的函數式來描述)、噪聲背景強(待測的有用信號往往淹沒在許多無用信號中)以及信號頻率低的特點。

1.1 干擾與噪聲的分類

(1)呼吸干擾。呼吸引起的基線漂移可以看成是將一個呼吸頻率的正弦成分加入到心電信號中，此正弦成分的幅值和頻率可變化[2]。呼吸干擾引起的心電信號幅值變化最高可達15%，引起的基線漂移頻率為0.015～0.03 Hz。

(3)工頻干擾。交流電系統對心電系統會產生50 Hz工頻干擾，如照明設備和各種電子儀器設備等都是這一類型的干擾源，該干擾的幅值最大可達心電波形峰峰值的50%[4]。

(4)電極接觸噪聲。電極接觸噪聲是由于電極和皮膚接觸不良或是被測人體和檢測系統脫離引起的瞬間干擾，可認為是一個隨機發生的快速基線改變，這種改變可能只發生一次，產生一個階躍干擾，也可能快速發生數次。該噪聲信號維持時間大約1 s，幅值可使放大器輸出飽和。

(5)電極移位干擾。電極移位干擾是由于電極與皮膚間的阻抗隨著電極移動發生了改變，引起源阻抗變化，該阻抗將與放大器輸入阻抗分壓。由于放大器輸入電壓依賴于源阻抗，而源阻抗是隨電極位置改變而變化，因此信號會發生變異[5]。電極移位干擾的維持時間約為l00～500 ms，幅值可達心電波形峰峰值的50%。

1.2 干擾與噪聲的抑制

(1)基線漂移的抑制。抑制基線漂移主要有硬件濾波和軟件濾波兩種方法，基于ARM控制器的心電采集系統采用硬件濾波設計，用0.05 Hz的模擬高通濾波電路來實現[6]。

(2)工頻干擾的抑制。系統采用右腿驅動電路和50 Hz陷波電路，可將工頻干擾衰減到1%以下。

(3)電極接觸噪聲和電極移位干擾的抑制。電極接觸噪聲和電極移位干擾從其形成原理來看，只要在檢測前清潔肌膚，然后使用一次性心電電極即可消除，不需要增加額外電路來處理這些噪聲和干擾[7]。

PLC的就地控制可以采用觸摸屏或者按鈕/開關的方式來操作，由于電解槽下的酸霧環境，腐蝕性較大，本設計中采用按鈕/開關來實現。

2 心電采集系統設計

本研究設計的心電采集系統，其功能主要是將心電電極采集到的弱小心電信號通過逐步調理，在盡可能不失真的情況下將其調理為符合A/D轉換輸入允許范圍的信號，然后通過模數轉換，將模擬心電信號轉換為數字心電信號，并由模擬控制器將這些轉換結果通過串口通信發送到PC機做進一步處理[8]。系統主要由緩沖放大電路、右腿驅動電路、前置放大電路、帶通濾波電路、主放大電路和50 Hz陷波電路等構成。系統結構如圖1所示。

圖1 心電采集系統結構框圖

2.1 緩沖放大電路

緩沖放大電路是心電采集系統的一個重要部分，在系統中起隔離作用。設置緩沖放大電路可提高放大器的輸入阻抗，降低輸入噪聲。系統選用高精度運算放大器OPA4277，具有超低失調電壓10 μV，超低失調偏移±0.1 μV，偏置電流最大為l nA[9]。將心電電極采集到的信號經l00 kΩ的電阻接到放大器OPA4277同相端，放大器作為電壓跟隨器將信號送下一級處理。緩沖放大電路如圖2所示。

圖2 緩沖放大電路圖

2.2 右腿驅動電路

右腿驅動電路是心電信號提取中必需的一個環節，將混雜于原始心電信號中的共模噪聲提取出來，經過一級倒相放大后，再返回到人體，使其相互疊加，從而減小人體共模干擾的絕對值，提高信噪比，可將50 Hz的工頻干擾降低到1%以下，且不會將心電信號中的50 Hz有用信號除去[10]。電路將電極經過電阻R5、R6與放大器OPA4277接地端相連，可降低人體的共模電壓。右腿驅動電路如圖3所示。

圖3 右腿驅動電路圖

2.3 前置放大電路

前置放大電路是整個系統設計的關鍵，由于人體的心電信號具有幅值小、頻率低、易受干擾、不穩定和隨機性強等特點，使得對前置放大電路的設計提出了嚴格的要求，尤其是放大器的選擇顯得十分重要[11]。本系統選用美國模擬(Analog Devices，ADI)公司的儀表放大器AD620作為前置放大電路的核心器件。

AD620是ADI公司設計的一款低功耗、低價格儀表放大器，是一種高精度儀表放大器，僅需一只外接電阻便可在1～100倍范圍內任意設置增益。AD620精度很高，線性誤差最大值為40 ppm，失調電壓很低，最大值為50 μV，失調漂移最大值為0.6 μV/℃。AD620具有低噪聲，低輸入偏置電流和低功耗等特點，所以非常適合應用于醫療儀器。AD620引腳如圖4所示、前置放大電路如圖5所示[12]。

圖4 AD620引腳圖

圖5 前置放大電路圖

2.4 帶通濾波電路

人體心電信號是一種低頻率的弱小信號，為了減少噪聲對心電信號的影響，需要對采集到的心電信號做降噪處理。常規心電信號的頻帶為0.05～100 Hz，在此頻帶范圍內包含了心電信號的主要成分[13]。因此，本系統設計了通帶頻率為0.05～100 Hz的帶通濾波電路，將心電信號的有用成分從采集到的信號中分離出來。

由于心電信號屬于低頻信號，為了去掉高頻的干擾，須通過低通濾波。本研究采用歸一化設計的BUTIERWORTH四階低通濾波，截止頻率為100 Hz，在頻率轉折處有足夠的陡度，避免高頻信號的干擾。考慮到元件的誤差，設定截至頻率fH=110 Hz，根據R10=100 kΩ，R9=56 kΩ。低通濾波電路如圖6所示。

放大器的溫漂、皮膚電阻的變化及呼吸和人體運動，都會造成心電信號出現“基線漂移”現象。從頻譜而言，這些影響都可視為一個低頻噪聲干擾，這些噪聲主要集中于0.03～2 Hz[14]。但心電信號中的ST段和Q波頻率分量集中于0.05～2 Hz，與上述低頻噪聲分量很接近。因此，不可簡單地將高通截止頻率定為2 Hz，否則將使心電信號的波形出現較大失真。根據美國心臟協會(AHA)的建議，去除心電信號中的直流成分的高通濾波器截止頻率≤0.05 Hz，本研究設計將高通濾擇C12=C13=10 μF，R15=R16=510 kΩ，R18=750 kΩ，R17=510 kΩ。高通濾波電路如圖7所示。

圖6 低通濾波電路圖

圖7 高通濾波電路圖

2.5 主放大電路

心電信號的幅值范圍為10 μV～4 mV，而A/D轉換器的輸入范圍為土5 V，所以整個模擬信號處理電路有近千倍的增益。其中前置放大電路對心電信號己經放大了10倍，主放大電路通過調整電位器RP1的阻值來設置整個心電放大電路的總增益。主放大電路如圖8所示[15]。

圖8 主放大電路圖

2.6 50 Hz陷波電路

工頻干擾信號中除了50 Hz的基波頻率分量外，還有較多50 Hz的諧波頻率分量。雖然前置放大電路對共模干擾具有較強的抑制作用，但部分工頻干擾是以差模信號方式進入電路，且頻率處于心電信號的頻帶之內，加上電極和輸入回路不穩定等因素，經過前面的前置放大，低、高通濾波和主放大后，輸出仍然存在較強的工頻干擾，必須專門濾除[16]。

本研究設計采用“雙T帶阻濾波”電路來濾除工頻干擾，在設計中采用等容值的雙電容并聯來代替普通的單電容，使其在容值上更加匹配，放大器采用低功耗、低噪聲的運算放大器TLC2254。50 Hz工頻陷波電路如圖9所示。

圖9 50 Hz陷波電路圖

2.7 模擬控制器

模擬控制器的功能是將模擬心電信號轉換為數字心電信號，并將這些轉換結果通過串口通信，發送到個人計算機(personal computer，PC)做進一步處理。本研究設計選用ADI公司生產的ADUC7020，其為一款基于ARM7 TDMI 32bit RISC內核的精密模擬微控制器，片上集成了5通道12位的模擬數字轉換器(analog to digital converter，ADC)、4通道12位緩沖的數字模擬轉換器(digital to analog converter，DAC)、電壓比較器、62位閃存和8Kbytes靜態隨機存取存儲器(static random access memory，SRAM)，最高處理能力達40單字長定點指令平均執行速度[17](million instructions per second，MIPS)。基本設置的內容包括核心時鐘的設置、ADC采樣、串口通信、LED指示管腳和控制管腳。主程序流程如圖10所示。

圖10 模擬控制器主程序流程圖

3 結論

隨著數字化、智能化及大規模化集成電路的應用，醫療設備技術復雜程度越來越高，存在的干擾因素也逐步增多，針對心電檢測過程中存在的基線漂移和工頻50 Hz等干擾因素，本研究設計一種基于ARM控制器的心電采集系統，綜合應用了各種濾波技術，包括右腿驅動電路、帶通濾波電路和50 Hz陷波電路等，其具有性能強、功耗低和成本低等優點，有效抑制了心電檢測系統中的干擾和噪聲，保證了采集過程中患者的安全，增強了心電信號的有用成分。

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Design of ECG acquisition system based on ARM controller/

XU Hai-shu, ZHANG Mingxu, YOU Ruo-ning, et al//China Medical Equipment,2017,14(6):3-6.

Objective: To design an electrocardiograph (ECG) acquisition system based on ARM controller in order to effectively control the interference and noise when the ECG detection was applied. Methods: The ADUC7020 was used as simulation controller in ECG acquisition system, and its periphery was consisted of buffer amplifying circuit, driving circuit of right leg, preposition amplifying circuit, band pass filtering circuit, main amplifier circuit and 50 Hz trapped wave circuit. Results: This system can get a valuable diagnosing electrical signals from weak electrical signals through the amplified filtering wave, and these electrical signals were converted to digital signals by simulation controller. Then, they were send to personal computer (PC) to accept more analysis and disposes. Conclusion: This system based on ARM controller can effectively suppress the interference and noise when using ECG technology, and enhance the effective electrical signals.

ARM controller; ECG acquisition; Interference; Filtration

Department of Medical Engineering, Chenggong Hospital Affiliated Xiamen University, The 174thHospital of People's Liberation Army, Xiamen 361003, China.

10.3969/J.ISSN.1672-8270.2017.06.002

1672-8270(2017)06-0003-04

R-058

A

2016-12-12

①解放軍第174醫院(廈門大學附屬成功醫院)醫學工程科 福建 廈門 361003

*通訊作者：cedychenjl@163.com