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心電圖是臨床疾病診斷中常用的輔助手段｡心電數據采集系統是心電圖檢查儀的關鍵部件｡人體心電信號的主要頻率范圍為0.05~100Hz,幅度約為0~4mV,信號十分微弱｡由于心電信號中通常混雜有其它生物電信號,加之體外以50Hz工頻干擾為主的電磁場的干擾,使得心電噪聲背景較強,測量條件比較復雜｡為了不失真地檢出有臨床價值的干凈心電信號,往往要求心電數據采集系統具有高精度､高穩定性､高輸入阻抗､高共模抑制比､低噪聲及強抗干擾能力等性能｡本文利用C8051F206的片上A/D轉換和多路模擬開關設計了一種符合上述要求的多路心電數據采集系統｡ 1 系統結構及信號調理 圖1所示是一個心電數據系統的組成框圖,其中心電信號由專用電極拾取后送入前置放大器初步放大,并在對各干擾信號進行一定抑制后送入帶通濾波器,以濾除心電頻率范圍以外的干擾信號｡主放大器可將濾波后的信號進一步放大到合適范圍后,再經50Hz和35Hz陷波器濾除工頻和肌電干擾,然后將符合要求的心電模擬信號由模擬輸入端送入C8051F206的片上ADC,以進行高精度A/D轉換和數據的采集存儲｡ 1.1 前置放大電路 前置放大是心電數據采集的關鍵環節,具體電路如圖2所示｡由于人體心電信號十分微弱,噪聲背景強且信號源阻抗較大,加之電極引入的極化電壓差值較大(比心電差值幅度大幾百倍),因此,通常要求前置放大器具有高輸入阻抗､高共模抑制比､低噪聲､低漂移､非線性度小､合適的頻帶和動態范圍等性能,設計時一般都采用差分放大電路｡本設計選用儀用放大器AD620作為前置放大器｡AD620輸入端采用超β處理技術,具有低輸入偏置電流､低噪音､高精度､較高建立時間､低功耗等特性,共模抑制比可達130dB,非常適合作為醫療儀器前置放大器使用｡其增益可調(范圍約1~1000倍),并可由公式 G=1+49.4kΩ/Rg 來確定｡為防止前置放大器工作于飽區和或截止區,其增益不能過大｡試驗表明:10倍左右效果較好｡通過U3可將R2､R3上的人體共模信號檢測出來用于驅動導線屏蔽層,以消除分布電容,提高輸入阻抗和共模抑制比｡U4､R5､R6､C1構成的“浮地”驅動電路可將人體共模信號倒相放大后用于激勵人體右腿,從而降低甚至抵消共模電壓,以達到較強抑制50Hz工頻干擾之目的｡U1､U2主要用于穩定輸入信號和提高輸入阻抗,進一步提高共模抑制比｡ 1.2 帶通濾波及主放大電路 如圖3所示,帶通濾波由雙運放集成電路OP2177構成｡OP2177具有高精度､低偏置､低功耗等特性,片內集成了兩個運放,可靈活組成各類放大和濾波電路｡由于心電信號頻帶主要集中在0.05~100Hz左右,頻帶較寬,為此,采用OP2177的兩個運放分別設計二階壓控有源高通和低通濾波器并組合成帶通濾波｡其中,U6A､C6､C7､R8､R9構成高通濾波器,為不損失心電信號的低頻成分,其截止頻率設計為f=1/2πC6C7R8R9 1/2=0.03Hz｡U6B､R10､R11､C8､C9構成低通濾波器,同樣,為不損失其高頻成分,截止頻率設計為f=1/2πC8C9R10R11 1/2=130Hz｡主放大電路由OP1177(U7)､R12､R13構成｡考慮到心電信號幅度約為0~4mV,而A/D轉換輸入信號要求1V左右,因此,整個信號電路的放大倍數需1000倍左右｡而前置放大約10倍左右,因此本級放大倍數設計為100倍左右,即G=1+R12/R13≈100｡ 1.3 陷波和電平抬升電路 工頻干擾是心電信號的主要干擾,雖然前置放大電路對共模干擾具有較強的抑制作用,但有部分工頻干擾是以差模信號方式進入電路的,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,前級電路輸出的心電信號仍存在較強的工頻干擾,所以必須專門濾除｡常規有源陷波器的頻率特性對電路元件的參數比較敏感,因此難以精確調試,且電路穩定性不高｡而開關電容集成濾波器無需外接決定頻率的電阻或電容,濾波頻率僅由外接或片內時鐘頻率決定,且其頻率特性對時鐘和外圍電路的參數不敏感,因而性能較穩定｡凌特公司的LTC1068-50集成開關電容濾波器內部集成了四個獨立的二階開關電容濾波器,時鐘與中心頻率之比為50:1,誤差為 0.3%可采用5V､5V供電｡因此,配合廠家提供的FilterCAD濾波器設計軟件,可靈活配置成各類濾波器(低通､高通､帶通､全通等)｡為較好地濾除工頻干擾,本設計利用LTC1068-50的優點專門設計了一個8階巴特沃斯50Hz陷波器,采用的時鐘信號頻率為2.5kHz設計電路如圖4所示｡經測試,陷波深度可達50dB,可衰減100倍左右,效果比較理想｡ 另外,人體肌電隨著個體的差異也會對心電信號造成不同程度的干擾,有時甚至淹沒心電信號,因而有必要加以抑制｡研究表明,肌電干擾主要集中在35Hz左右,為此,本系統還設計了圖5所示的35Hz的無限增益多路反饋型二階陷波器｡該二階陷波器由U10A､U10B構成｡其截止頻率約為35Hz,Q約為7,可符合實際要求｡ 經過一系列信號調理后,陷波輸出的心電信號為交變信號,而本系統中單片機內置ADC轉換輸入電壓范圍為0~3.3V,因此,在送入ADC之前還需進行電平抬升,在圖5中,電平抬升部分由U11､R42､R43､R44構成｡ 12通道心電數據采集系統的各路心電信號可從人體體表不同部位獲取｡由于各路信號頻率特性相同,僅波形的形狀不同,因此各路信號可采用相同的信號調理電路｡ 2 單片機采集系統的設計 2.1 由C8051F206構成的數據采集系統 圖6所示是單片機與信號調理電路連接框圖｡其中C8051F206是Cygnal公司出品的一種混合信號ISP FLASH微控制器,該芯片內含與8051完全兼容的高速微控制器內核､8k Flash､4字節寬的I/O端口､硬件UART和SPI總線､12位高精度ADC和多達32通道的模擬輸入多路選擇器｡每一個I/O引腳均可用軟件配置成模擬輸入端口,其轉換速率可達100ksps｡這些特點使得C8051F206非常適合作為本數據采集系統的控制器｡根據系統需要,可將其端口P1.0~P1.7 P3.0~P3.3配置成12路心電模擬信號的輸入端｡此外,C8051F206還為50Hz陷波器提供2.5kHz時鐘信號｡ 2.2 軟件設計 系統上電后,首先要進行初始化設置,包括系統復位方式､時鐘源､電壓基準､中斷､UART､SPI､ADC的設置以及用交叉開關對I/O端口進行配置,這些設置可通過設置相應特殊功能寄存器(SFR)來進行,具體細節可參閱相關資料｡本系統選擇內部時鐘源,頻率16MHz,并采用內部電壓基準VDD｡由于心電信號的主要頻率范圍為0.05~100Hz,根據采樣定理,為了不失真地采集信號,設計時將采樣頻率定為200Hz,即12通道的心電數據采樣周期為5ms｡為此設置ADC轉換時鐘為系統時鐘的16分頻,啟動方式采用定時器2溢出和軟件寫ADBUSY位啟動相結合的方式;轉換采用查詢方式,并通過讀控制寄存器ADC0CON的ADBUSY位來判斷一次A/D轉換的完成與否;轉換數據結果采用右對齊,12位數據結果字由數據字寄存器讀入FLASH｡數據采集程序流程如圖7所示｡ 3 結束語 與常規設計相比,本系統具有性能穩定､精度高､抗干擾能力強等特點,特別是對50Hz工頻干擾有較好的抑制能力,可獲取反應心電特征及其變化規律的高質量心電信號｡設計中充分利用了高性能單片機C8051F206的片內12位ADC資源來使系統結構簡化,采集的數據可靈活方便地由C8051F206的SPI端口送入心電處理中心進行后續分析處理｡ |
