心电图仪电路设计及仿真
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心电图仪电路设计及仿真
摘要:本文设计了心率监测的一种方法,由于人体心电信号属于低频微弱信号,故经导联输入后,从体表获得的心电信号经滤波滤除高频干扰后,再经50 Hz陷波器进一步抑制电源干扰,最后通过MSP430单片机的A/D转换,得到数字化的心电信号。实验表明本文设计的心电图仪显示的心电信号清晰稳定,基本满足临床监护以及病理分析等要求。
关键词:心电放大电路陷波电路低噪声
1 引言
众所周知,目前心血管疾病是危害人类健康的一种较常见疾病,而检测心电信号是诊断心血管疾病的主要依据,因此实时监测病人心电活动,设计采集病人心电信号的系统具有重要的意义。
2 心电信号的特点
由于心电信号属医学生物信号,一般具有以下两个个特点:其一心电信号的随机性较强,即信号无法用确定的函数进行描述,所以用统计的方法通过大量测量数据中看其规律;其二噪声背景强,即要抗干扰。心电信号的频带范围一般是0.05~100 Hz。所以要对心电信号进行精确测量,必须设计出性能优良的放大器。
3 心电信号的传感、放大及滤波
3.1 心电输入电级
采集记录心电信号,采用电极导电性能好、电极应贴附力强、透气性好、吸汗、极化电压低的优质电极,此外还应该具有拆卸方便、对皮肤刺激小、佩戴舒适等特点。通常采用表面镀有AgCI可拆卸的一次性软电极,还需要在电极上涂有优质导电膏。
3.2 心电信号的放大
本设计中的放大器主要是用来放大心点信号。放大器的放大倍数大约为5000倍左右,主要是为了满足模拟滤波和A/D采样的需要。本设计的放大采用二次放大。第一次放大倍数为10倍,是为了满足模拟滤波器滤波的。如果信号太小,滤波器根本达不到所要滤波的效果;太大则会使滤波器电路电流过大,影响滤波效果。主放大电路(二次放大)的倍数位500倍,使其满足单片机A/D采样的最佳效果。
本次放大器设计选用高精度的INAl05做为主体器件,具有低输入偏置电流、低噪音、较高建立时间、低功耗等特性,其共模抑制比可达130dB,所以非常适合作为医疗仪器在前置放大器上使用。其增益可调(范围约1~1000倍),并可由公式可知:G=(R+25000)/25000, 同时为防止置放大器工作在饱和区或截止区,其增益不能过大。经验证10倍左右效果较好。
由于心电信号幅度约为0~2mV,而A/D转换输入信号要求1V
左右,因此,整个信号电路的放大倍数大约需1000倍左右。其前置放大约10倍左右,故本级放大倍数设计为100倍左右,即G=1+R/25000,整个放大电路刚好能满足设计处理信号的基本要求。
3.3 心电信号的滤波
本设计滤波采用的是模拟滤波电路。从心电电极得到的心电信号先要经过前置放大电路,被处理后的心电信号主要受到工频、肌电等信号的干扰。通过陷波电路和滤波后就可以得到较为光滑的波形。电路如下图所示(如图1)
在本电路中,我们取C1=C2=0.22uF= 220nF
根据所选择的电容C1的实际值,再按照下式计算电阻换标系数K,其中fc为中心频率,设定为50HZ;C1的单位为uF。由带通滤波器的品质因数Q=7,增益为1dB,我们可以通过查表得到R1,R2,R3的值,查得:R1=11.141kΩ,R2=0.115kΩ,R3=22.282kΩ
将上述电阻值乘以电阻换标系数K=9,得:
R1=100.269kΩ,取标称值100kΩ
R2=1.035kΩ,取一个滑动变阻器,可以对中心频率进行微调
R3=200.538kΩ。取标称值200kΩ
带通滤波器设计完成后,继续设计第二级加法电路。取R4=R5,让
经过带通滤波器后的信号与原始信号等权相加,这样50 Hz信号在加法电路中正好抵消,可通过调节R2可以调节中心频率。R6来调整整个陷波电路的通带增益。
使用V1,V2两个交流信号源串联作为我们的输入信号,其中V1频率为150HZ,V2频率为50HZ,电压幅值均为1.5V。V1为需要通过的信号,V2为需要滤除的干扰信号。通过示波器来观察输入输出信号的变化。(如图2)
从上图我们可以看到,在输入50HZ的信号被严重衰减,而其他频率的信号则无损通过,证明了我们设计的有效性。
4 仿真结果分析
通过对心电图仪硬件整体电路的设计,并对该硬件电路进行了仿真验证,该电路输出的心电信号的波形与标准信号基本接近,得到了较好的仿真效果,基本满足了设计要求。
5 结语
本设计选用MSP430作为系统的微控制器。选用低功耗的外围器件并充分利用了该芯片的各种低功耗模式,从而达到了设计预期的要求。
参考文献
[1] 郭航迭.简明临床心电图手册[M].上海:复旦大学出版础,2002.
[2] 魏小龙.MSP430系列单片机接口技术及系统设计实例[M].北京航空航天大学出版社,2002:15~18.
[3] 刘大茂,吴学慧.多功能便携式心电监护的研制[J].福州大学学报1998,26(2):45~48.