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摘 要: 本系统以TI公司的高精度仪表放大器INA2331和低功耗MSP430单片) u; r j) l, f* T0 {& V
机为核心，实现了两路心电信号的采集、存储和显示。设计采用右腿驱动电路和
4 z" K: n# y' S y& C) g高通负反馈滤波器等抑制干扰措施，提高了放大器的共模抑制比；选用内部资源
# }+ \) i6 e8 f. J丰富的MSP430 单片机和液晶显示器LCD 实现了心电信号的存储和回放。结果表$ ?, ~% l# j% c5 g# l/ ]
明系统各项技术指标达到了设计要求，具有低功耗低成本的特点。9 p/ [4 [) y8 e/ I. s5 E/ j' u. p, d
, z: A- |) Y0 X g3 r
1、方案设计
% J: N7 `3 b1 P" k0 K0 |1.1 理论分析及芯片选用依据
9 R: j: q7 I9 E, L& e人体心脏工作产生的生物电流在身体表面不同部位产生不同电势，并且随心
- ^1 A3 k! u7 Y% X4 V跳的节律呈现规律性的升降变化，通过电极将变化着的电位差检测并记录下来就' ~* F! l G- v8 Z; o
是心电图（ECG）。心电信号是一种带宽为 0.05Hz 至 100Hz（有时高达 1kHz），
, _( T( K( @* w幅度在10μV~5mv的微弱交流信号，并且混杂有人体生物电干扰以及各种外部电( r* c: F0 o# V1 N Z) t$ l
磁干扰。如何从环境噪声中提取微弱的心电信号是设计的难点和要点。) z, G/ Q: s. y1 D E' j8 _% j
低成本低功耗便携式简易心电图仪是本设计的最大考量。它顺应了保健电子
0 j! h# J( J/ U产品设计的发展趋势。系统采用常见电池供电，能采集标准导联方式I或II心电% n8 A4 ?6 Y# X/ V* S
信号，通过放大、滤波得到模拟心电信号（ECG），并能利用液晶实时显示或存储
4 F4 r; r" T) G; w- S$ K回放ECG波形。
u |, K5 K7 W本系统主要需要以下几种功能的芯片：仪用放大器、通用运算放大器，微型& d+ E$ x1 `% ^9 [# O
单片机，以及A/D，D/A转换器。为此，在选择用于本系统的集成芯片（IC）时，
2 a) ~6 {8 \8 ~; V- l$ `' ` Z6 w低功耗、小尺寸、高精度、性能稳定的芯片就是选用的目标。TI公司的相关芯片0 m4 C6 f' X. [1 l# m% V: v3 g
可满足对系统的要求。7 \1 d3 [* Z# @4 X5 p
其中INA331仪用放大器系列是轨对轨输入与输出的高性能、低成本、高精度
" @ } X, U! _7 S仪表放大器。它们是真正的单电源仪表放大器，具有极低 DC 误差和超出正轨与; ?* T( Q, ^6 r# n* I1 G3 `
负轨之外的输入共模范围。这些特性使其适用于从通用到高精度的各种应用范围。
9 } F" @5 b, i. X其出色的长期稳定性与极低的 1/f 噪声可确保产品在整个使用寿命期内都具有
: ]9 q9 K/ T/ l0 W较低的失调电压与漂移。主要参数如下：低失调电压：100 μV（最大值）、 低失
) N4 {8 H. Y: c9 q: Q调漂移：0.4 μV/°C（最大值）真正的轨至轨 I/O ，电源范围：单个 +2.7V 至- Q1 M3 c1 ^" c+ E1 \' z" N: |
+5.5V 的电源。4 e. Y5 _9 I) d/ B2 u/ R5 F
OPA335 系列 CMOS 运算放大器采用自动归零技术，同时可提供极低的失调电0 T V* v6 [1 n6 r1 ^" N4 i* D s5 E+ _. b
压（最大值为 5μV），而且随着时间和温度的变化，漂移接近于零。这些微型的高8 v. K! d3 T m4 H- |% k9 R+ X
精度、低静态电流放大器具有较高的输入阻抗及轨至轨输出摆幅。可使用单电源# |4 v1 t. k5 i% w1 W) ~+ `1 r8 t
或双电源，电压可低至 +2.7V (±1.35V)，高至 +5.5V (±2.75V)。该系列运算: f @- C( ]( v( h4 q3 {! K3 k& ?9 M
放大器针对低电压、单电源操作进行了专门优化。 K/ {$ s, y. d' H* i! ^9 a
MSP430F149是TI 公司推出的一款低电源电压范围（1.8V～3.6V）的低功耗
: h, B: @+ O5 |9 W$ n16位单片机。该芯片内含60Kbyte的Flash EPROM以及2KByte的RAM。有一个性: S u. o- X: q5 @$ M# a k* T6 Z
能齐全的基础时钟模块，包括一个数据控振荡器（DCO）和两个晶体振荡器。另外# J0 h. X( f# X
还包括硬件看门狗、三个捕获/比较寄存器的16位定时器Timer_A3、七个捕获/
! V9 e8 k7 E O& r0 e- L比较寄存器的16位定时器Timer_B7、8通道12位A/D转换器ADC12和两个串行. B( f7 P0 G9 U) ?, U. _* B
通信接口等。特别值得一提的是其低功耗应用。采用外接低速晶振32768Hz产生" z; [: |" u8 I) f
3- U; ]& S3 m8 N8 v
准确的定时信号和设置异步握手通信波特率，而A/D转换及运行使用内部数控振
# L0 R; T8 C2 E |" R/ a- T, `荡器产生的速度较快的400kHz时钟信号，其功耗小于3mA×3.3V。1 }6 x( w$ M* u
本系统设计使用常见的五号两节镍氢、碱性或普通干电池供电，选用上述几
2 V0 J+ t& y8 M款芯片设计。
6 [- L$ j6 y( Q$ G1 z) h$ _1.2 设计方案论证3 J7 X: y8 L/ r# s/ y T
分析可知，简易心电图仪系统主要包括输入回路、前置放大模块、后级放大) h2 l- f* [- y8 b1 H9 Y
模块、滤波网络模块以及存储回放等模块。设计重点在于前置放大模块，和滤波
; k4 t0 o7 L9 A网络模块和数字化存储回放部分。方案论证主要围绕这三部分展开。8 P' e# o9 W5 \1 M5 D( p" O; z
1.2.1 输入回路噪声抑制设计1 R7 ~3 [' B$ C3 U7 ~2 d8 P
来自导联电极的心电信号混有主要包括人体肌电呼吸等生物噪声、电极接触
) `) S- n. E; a6 j& v% T! ~噪声、工频50Hz信号及其谐波等干扰；以及其它电子设备机器噪声及外界高频电& P8 b0 H9 l9 K. X( F
磁干扰等噪声，其中工频50Hz干扰信号较强，主要是共模噪声。
+ y1 ?% V7 S8 R9 [8 {按照设计要求，皮肤接触电极到分别通过 1.5m长的屏蔽导联线与前置放大器
! L; B! y7 r: w7 T- z1 M相连接。由于信号线对屏蔽线的输入电容不完全对称，造成共模电压的不等量衰
7 ^* [& I9 ?8 H- H$ g2 q2 E减，使得包括导联在内的放大器共模抑制比降低，从而使系统抑制干扰的能力下2 {! ^# Z' s% {9 d4 g
降。其中工频干扰引起的共模信号可能远大于心电信号，其影响尤为严重。而由
2 _0 Z. l/ O7 _ b0 g于工频干扰频谱与正常心电信号混杂，又不宜采用工频陷波器滤除。/ _; D" Z# H1 g3 _
为有效地消除输入电路不对称而引起的电压分配效应所产生的共模干扰，采
M/ L3 F; V' c9 K用屏蔽驱动和右腿驱动电路。从输入导联取出的共模电压送入屏蔽层（屏蔽层不, b, h) m5 F8 M4 V4 `& i }' c( T
接地）；同时送到右腿放大器反向放大，经一个限流电阻接到右腿电极，即等效7 f b& q) b5 C% P% K
为以人体为相加点的电压并联负反馈电路。抑制了共模干扰进入后续电路。为更: L9 ^ i9 C. X, b9 h) Y
好的抑制工频干扰，可以在右腿驱动电路加入低通滤波电路。满足将心电放大器
0 \% Z4 r9 F' n: r8 J" q（含屏蔽导联线）的共模抑制比提高到80dB的指标要求。该电路采用OPA335实
9 P/ W- r4 M1 U! \现。
5 ~! O# S1 s) o1 _1.2.2 前置放大模块
# z4 z" F. S; A; ?; t前置放大模块在整机中处于非常重要的地位，其性能决定了整机的主要技术7 t0 O$ E e* j; w
指标。前置放大模块应满足高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移的要求。
1 `# H$ ?3 T8 u5 Z# I采用单电源工作的仪表放大芯片INA2331。其内部集成有两个共模抑制比可
' N4 {. t- L* g G达94dB的仪用放大电路，可以同时满足两路微弱信号的采集要求，而且只需外接
/ ]& ?# h, a% ^7 H两个电阻可调节增益，增益从5~1000倍可调。同时该芯片对电源的要求低，2.7V; i' \/ g4 _5 I. t- x. L
的电源电压就可表现出良好的功能特性，静态电流只有400uA,功耗极低。输入阻% K2 \9 D( U+ t- b- P8 Y: f3 C/ _0 y' G
抗达到1013Ω，特别是芯片的各项指标在低频段表现优异，适用于10KHz以内信
: L; S" Z3 v. D2 e- v1 ?+ ^号的放大。
H8 j* @1 \) V' S, B4
8 P# z+ D7 m$ `4 I考虑到电极接触噪声产生的直流极化电压（尤其使用普通铜皮作为接触电极
& |7 c- [4 B, w, r2 }时），电极的极化电压是个差模信号，可能会造成运放的饱和。可以利用INA2331
0 O# e6 a# z$ v* m; K的REF端进行输出偏移调零。虽然提高放大器的第一级增益有利于降低输出噪声，. U1 m% | C% s- E8 y$ w2 g: i- d
但考虑到极化电势的影响，仪表放大电路增益不应太大。
7 l4 C! G5 x+ `% |1.2.3 滤波网络模块& { Q( { I0 n* {% L
由于心电信号易受噪声干扰，且主要能量成分集中在0.05Hz~100Hz频带内，
% n# r, ]& E( c9 W4 C3 t7 C所以本系统采用滤波的方法对心电信号作进一步的降噪处理，抑制外界干扰，从( V9 {& h6 l; k2 |2 |2 y' \* O" c
而得到较为平滑的心电图波形。滤波电路的设计主要是满足心电信号特定的频率
3 `6 {$ t' `" y5 ]响应特性。
; v: d7 B' F% Z( \(1) 高通滤波5 J2 I& \' ?5 d% ]
心电信号的最低可能频率成分只达到0.5Hz（相应于心脏搏动30 次/分），但% P$ M9 Z) k6 o2 Q s
为降低信号因相移产生线性失真，心电信号放大电路的低频截止频率必须达到心5 X( X! d& e9 Z* C( n' _
电信号的低频截止频率的1/10，即0.05Hz。* Q+ K/ r# X6 J4 s3 L! r: j
实际上，在前置放大模块采用了高通负反馈滤波器进行隔直和低通滤波，0.05
) ?" S0 |: ^; I1 J; DHz 信号包括直流极化信号已基本被滤掉。为进一步满足高通滤波特性，可以采用
, b9 U7 G5 U; G0 [1 \- _/ X效果不错且易于实现RC 一阶无源滤波。4 [3 I1 ?5 l4 x
（2） 低通滤波电路
+ {2 \( U& r7 Z4 P2 Y3 ?" n滤除混入的各种高频干扰噪声。按照心电图信号的频谱范围，高频截止频率
6 H, n; ?, Y+ e. V# l选择100Hz 和500Hz两种。对滤波特性的要求主要是信号的时域失真要小，心电1 m; q, ?* `( J5 d
信号具有脉冲波形的特征，为保证不失真放大，滤波器应具有较好的线性相位特0 U* h+ `$ d0 m3 \
性。
! ?% |# `, X: N- }* A方案一：采用已有算法进行离散数字滤波。其优点是参数调节性好，滤波特4 c; F) C8 u* G% I
性比较精确。但为达到较好的滤波效果要求滤波器取较高的阶数，对处理器的要+ d& m0 V5 o* G9 N
求比较高，利用单片机现有资源难以实现。
0 L, F7 q2 y% _& r( V: C' @" ^1 k方案二：通常采用模拟有源滤波器实现。模拟滤波器主要有巴特沃斯滤波器、
6 F: X' ^1 _: A切比雪夫滤波器和贝赛尔滤波器三种，其中贝赛尔滤波器具有线性相移特性，最
- Q! x+ V8 {8 s9 I/ D4 o适用于心电信号的滤波处理。本设计主要考虑到满足并尽量完善设计指标，采用
v2 V( e- ]4 b& U2 M( F/ _二阶贝塞尔滤波电路的方案。
1 o! `: C) y/ r" [" _2 z( J1.2.4 数字化存储与回放电路# u& l/ Z+ X0 g/ Y: i7 J7 T
MSP430 F149 作为系统的控制核心，具有丰富的片内资源，是一款性价比极5 y2 p' x7 {7 R7 ^4 B ~
高的单片机。利用它作心电信号的采集与处理，不仅极大地简化了系统硬件电路，
% ^, Q3 O2 W6 `7 {还大大提高了系统的性价比。
/ G7 U5 x! `( r& B液晶显示模块采用LCD 12864H点阵式LCD 实现，作为菜单和心电波形的显
' G) P; ?$ N4 U. L示。它以MSP430 作为液晶的微处理器，通过单片机采集和处理心电数据，输出
, `; U( G8 F1 E" F; o56 b+ T# j8 S$ l: ?; N
给液晶显示。它与单片机采用串行方式连接。
/ p# ~2 U% y% c% N' B+ L
5 X4 F2 b! I/ M! b u9 E1 I) M% J; N3 D4 h& ?
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发表于 2019-12-16 19:02
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