低成本高精度单导联心电信号采集电路设计

王 睿, 李 欣, 曹慧斌, 杨 罕

(吉林大学 a. 电子科学与工程学院； b. 后勤服务集团, 长春 130012)

0 引 言

随着人口老龄化, 心血管疾病成为威胁人们生命的主要疾病[1-2]。心血管类疾病在潜伏期间, 很难通过病人的外在表现发现； 而在疾病发病时, 其突发性导致病人很难及时接受治疗, 死亡率较高。因此日常的心脏健康监测具有较大的医疗意义[3], 可尽早发现心血管类疾病的征兆, 及时了解心脏健康状况, 有效降低死亡率。目前医院主要采用心电图机、24 h动态心电和心电监护仪监测心脏状态。心电图只是瞬时采样, 很难发现潜伏性疾病； 动态心电佩戴复杂且即时性差[4-6]； 心电监护仪精度高、功能全面, 但其价格昂贵、不便携的劣势使其无法在医院外普及应用[7-9]。

笔者采用AD8232芯片结合硬件滤波电路设计了一种低成本高精度的单导联心电采集电路, 能为家用医疗监护及可穿戴便携式心电监测系统提供稳定可靠的前级输入, 帮助医生和病人及时获得准确的心电信息, 及时评估病情。

1 设计原理

心电信号包含大量与人体健康状况相关的信息, 分析心电波形, 可对身体健康状况做出评定[10-11]。标准心电信号频谱集中于0.05～100 Hz范围内[12]； 其幅值较小, 约为mV量级, 易受到外界信号的干扰。干扰会降低心电信号信噪比, 增加信号采集和处理难度。

心电信号的干扰信号主要包括工频干扰, 共模信号干扰, 肌电信号干扰和基线漂移[13]。笔者依据心电信号和主要干扰信号的特点设计前级放大电路, 将心电信号适当放大； 设计50 Hz陷波器滤除工频干扰； 设计截止频率为0.05 Hz的高通滤波器和截止频率为100 Hz的低通滤波器滤除其他干扰。

2 电路设计

2.1 心电采集前级电路

笔者使用差分输入方式对心电信号幅值进行放大, 便于后续处理。考虑低成本、低功耗的需求[14], 选用具有导联脱落检测的AD8232芯片对心电信号进行放大。AD8232是一款用于心电信号检测的信号处理芯片[15], 内部包含仪表放大器、运算放大器和高通低通滤波器。电路采用LA(Left Arm)、RA(Right Arm)、RL (Right Leg)3个电极, 使用差分输入方式降低共模干扰信号对心电信号的影响, 提高心电信号的信噪比[16]。以AD8232为核心的心电采集前级电路原理图如图1所示。该电路将心电信号放大了1 100倍左右, 所得心电波形中仍然混入部分干扰信号, 需要通过进一步的滤波处理使心电波形平滑化。

图1 基于AD8232的心电采集前级电路原理图Fig.1 The pre-ECG acquisition circuit based on AD8232

2.2 滤波电路设计

经过心电采集前级电路处理的心电信号中包含的主要干扰成分有： 50 Hz工频干扰, 肌电干扰, 基线漂移(小于0.05 Hz)。因此, 本系统滤波部分设计包括100 Hz低通滤波器、0.05 Hz高通滤波器以及50 Hz陷波器, 心电信号通过该滤波模块后可得较为平滑的波形。

笔者采用四阶线性相位低通滤波器设计100 Hz低通滤波器, 用以去除高频范围内的肌电干扰, 电路原理图如图2所示。

图2 四阶线性相位低通滤波器电路原理图Fig.2 Schematic circuit diagram of fourth order linear phase low pass filter

根据图2中元件参数计算, 第1级低通滤波器截止频率为

(1)

第2级低通滤波器截止频率为

(2)

由于基线漂移干扰主要集中在直流至0.05 Hz范围内, 采用四阶巴特沃兹-贝塞尔高通滤波器, 减少基线漂移对测量结果的影响, 电路原理如图3所示。

图3 四阶巴特沃兹-贝塞尔高通滤波器电路原理图Fig.3 Schematic circuit diagram of 0.05 Hz high pass filter

根据图3中元件参数计算, 第1级高通滤波器截止频率为

(3)

第2级高通滤波器截至频率为

(4)

笔者设计双T型50 Hz模拟陷波器用于滤除心电信号中包含的工频干扰成分, 电路原理图如图4所示。

根据图4中元件参数计算, 该电路陷波中心频率为

图4 50 Hz陷波器电路原理图Fig.4 Schematic circuit of 50 Hz notch

该有源陷波器滤波电路由U2A和U2B两个运算放大器和双T型陷波电路构成, 同时在电路中引入负反馈, 从而改善陷波电路选频作用。该电路中, 运放U2A有两个作用： 对双T网络进行隔离； 提供反馈环路的增益。运放U2B在电路中引入正反馈调节, 通过调整R12、R13的大小, 可以调节电路的Q值。

3 实验结果

将低通滤波器、高通滤波器和陷波器串联分别进行软件仿真分析和硬件实际测量, 滤波器模块幅频特性的仿真及测量结果如图5所示。

a 软件仿真结果 b 硬件测试结果图5 滤波电路仿真与测试结果Fig.5 Filter circuit simulation and test results

软件仿真结果如图5a所示, 在频率为50 Hz附近处, 信号衰减最高可以达到-64.23 dB, 可较好地滤除工频干扰的影响； 信号在0.05 Hz处衰减-3.45 dB； 在100 Hz处衰减-3.11 dB, 可保证心电信号信息能较好地保留。图5b所示为硬件电路实测的幅频特性曲线, 可以看出在频率为50 Hz附近处, 信号衰减-41.08 dB； 信号在0.05 Hz处衰减-4.67 dB； 在100 Hz处衰减-4.81 dB。该硬件电路幅频特性与软件仿真相似度较高, 从而证明该硬件电路满足系统要求, 可以应用于滤除心电信号中掺杂的干扰信号, 且保证心电信号所处的频率范围所受的影响较小。

图6是原始心电信号通过前级放大电路和滤波电路前后心电波形结果。图6a为心电信号在未通过滤波电路时的波形, 可以看出此时经过采集放大的心电波形中存在较多的噪声信号。图6b为经过模拟滤波电路的心电波形信号, 可以看出此时的心电波形信号较为平滑, 滤波系统滤除了采集到的心电信号中掺杂的大部分干扰。

a 滤波前波形 b 滤波后波形图6 心电信号Fig.6 ECG signal

4 结 语

笔者采用AD8232设计采集前级放大电路, 配合模拟滤波电路实现了单导联心电信号的低成本高精度采集。以AD8232为核心的前级电路将心电信号放大1 100倍, 放大后信号依次通过100 Hz低通滤波器、0.05 Hz高通滤波器和50 Hz双T型陷波器, 综合其幅频特性、相频特性、群延迟等特性进行比较调整, 确定参数。通过对其进行软件仿真和硬件测试, 验证了其能满足系统的滤波要求。在低成本和便携性的需求下, 较好地实现心电信号的采集滤波, 具有一定应用价值。