淺析基于ARM的單電源心電圖檢測(cè)的原理及算法實(shí)現(xiàn)

隨著心電圖技術(shù)的臨床應(yīng)用和電子技術(shù)的發(fā)展，心電圖作為生物醫(yī)學(xué)測(cè)量中一項(xiàng)較成熟、應(yīng)用較廣泛的技術(shù)，已逐漸成為一種常規(guī)臨床檢查的手段，并在心臟疾病的診斷、監(jiān)護(hù)以及藥效分析等方面發(fā)揮著十分重要的作用。

目前常用的心電檢測(cè)電路多為雙電源供電，這種方案需要很多的電源器件和較大面積的布局布線，而這些都將增加產(chǎn)品的成本。

本文給出的設(shè)計(jì)采用單電源供電，可以解決上述問(wèn)題并降低產(chǎn)品成本，同時(shí)該設(shè)計(jì)還在基于ARM核的嵌入式系統(tǒng)中采用了簡(jiǎn)單實(shí)用的算法，能快速準(zhǔn)確定位QRS復(fù)波(即計(jì)算人的心率)。該設(shè)計(jì)面向廣大家庭用戶而設(shè)計(jì)，體積較小，只需要一臺(tái)個(gè)人電腦與之連接，便可實(shí)時(shí)地操作、觀測(cè)心電信號(hào)。

心電信號(hào)采集系統(tǒng)的基本架構(gòu)如圖1所示。人體的心電信號(hào)經(jīng)電極和專用導(dǎo)聯(lián)線從人體送至系統(tǒng)。通過(guò)濾波和放大調(diào)節(jié)電路，微弱的心電信號(hào)被放大到合適的幅值，并處于A/D轉(zhuǎn)換范圍之內(nèi)。

圖1：心電信號(hào)采集系統(tǒng)的基本架構(gòu)

系統(tǒng)的控制和數(shù)據(jù)的處理由ADI公司基于ARM7 TDMI核的MCU ADuC7020來(lái)完成。這款芯片有豐富的片內(nèi)外圍電路，處理速度高達(dá)40MIPS，A/D轉(zhuǎn)換速度可達(dá)1MSPS，具有很高的性價(jià)比。最后將結(jié)果由 ADuC7020通過(guò)UART口送至計(jì)算機(jī)，由計(jì)算機(jī)通過(guò)由LabVIEW編寫的界面將結(jié)果直觀地顯示出來(lái)或存儲(chǔ)下來(lái)。圖2是基本的硬件電路圖。

圖2：基本的硬件電路

從人體或是心電信號(hào)發(fā)生器上采集到的心電信號(hào)幅值在0.05～5mV之間(一般為2mV)，頻率在0.05Hz～75Hz之間。心電信號(hào)要經(jīng)過(guò)緩沖、匹配電阻網(wǎng)絡(luò)、電壓放大和濾波等幾級(jí)電路。

心電信號(hào)首先經(jīng)過(guò)一個(gè)兩級(jí)的RC低通濾波電路，進(jìn)入緩沖級(jí)。信號(hào)進(jìn)入系統(tǒng)之前，需要除去高頻分量，因此這里設(shè)計(jì)了一個(gè)截止頻率為300Hz的低 通濾波器，以保證0.05～75Hz的微弱心電信號(hào)不會(huì)被衰減。緩沖級(jí)由電壓跟隨器組成，它可以提高整個(gè)放大電路的輸入阻抗，降低輸出阻抗。為保證差分信 號(hào)的一致性，應(yīng)選用集成在芯片上的放大器。匹配電阻網(wǎng)絡(luò)通常采用威爾遜電中心端網(wǎng)絡(luò)，它通過(guò)特定的電阻網(wǎng)絡(luò)獲得威爾遜電中心端作為整個(gè)ECG系統(tǒng)的參考 點(diǎn)。

濾波放大電路的前級(jí)采用負(fù)反饋差分放大電路，這里使用ADI公司可調(diào)增益高共模抑制比的儀表放大器AD8221作為前級(jí)放大器。放大倍數(shù)設(shè)為8倍，由公式G=49.4kΩ/RG+1計(jì)算得到，其中RG是AD8221兩個(gè)RG管腳之間的電阻值。

這個(gè)電阻應(yīng)當(dāng)選用高精度、低溫漂的金屬膜電阻，以保證AD8221的低噪聲性能。AD8221的REF管腳沒(méi)有接地，而是和一個(gè)低通濾波器構(gòu)成 負(fù)反饋回路，以便能有效地濾除直流分量，從而使U1處的電壓始終箝位在1.25V。因?yàn)槭菃坞娫垂╇?，而不同?dǎo)聯(lián)的心電信號(hào)電壓有正有負(fù)，所以一定要提供一個(gè)合適的箝位電壓。ADuC7020的AD轉(zhuǎn)換模式下電壓輸入范圍是0-2.5V，這里就選擇中間值1.25V作為箝位電壓。

AD8221輸出的單端信號(hào)幅值非常小，其中還混有大量干擾，無(wú)法進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。后級(jí)濾波放大電路由一個(gè)增益較大的有源低通組成，增益可調(diào)。不同人的心電信號(hào)強(qiáng)弱不一樣，考慮到有衰減，一般將該增益設(shè)為150倍。系統(tǒng)的傳遞函數(shù)為：

這兩個(gè)低通濾波器都要求具有低電壓偏移、低溫漂和低噪聲特性，ADI公司的軌到軌輸入輸出雙運(yùn)放AD8607能夠很好地滿足這些要求。由于第二級(jí)放大器是反相端輸入，所以最后得到的信號(hào)是反相的，這可以在軟件中再作處理。

從保護(hù)病人和提高系統(tǒng)的共模抑制比兩方面考慮，必須將共模信號(hào)反相并放大后，再反饋給人體，這樣系統(tǒng)和人體就共同構(gòu)成了一個(gè)電壓并聯(lián)負(fù)反饋網(wǎng) 絡(luò)，即通常所說(shuō)的右腿驅(qū)動(dòng)電路。由ADuC7020對(duì)處理后的心電信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換，選擇定時(shí)器控制的ADC采樣模式。一次A/D轉(zhuǎn)換結(jié)束，觸發(fā)ADC中斷，在中斷服務(wù)程序中對(duì)數(shù)字信號(hào)進(jìn)行處理。

處理心電數(shù)字信號(hào)的關(guān)鍵是對(duì)心電信號(hào)中QRS復(fù)波的精確識(shí)別。正常人的QRS波群的寬度為0.06至0.10秒，且不受心律變化的影響。針對(duì)R 波很尖銳的特點(diǎn)，我們通過(guò)一個(gè)滑動(dòng)時(shí)間窗判斷信號(hào)峰、谷是否滿足要求，同時(shí)確認(rèn)其是否在時(shí)間窗內(nèi)。對(duì)信號(hào)幅值的閾值采用雙可變閾值法，即對(duì)波形設(shè)置波峰閾值和波谷閾值。如果峰閾值和谷閾值在一段適當(dāng)時(shí)間內(nèi)有較大變化，則重新設(shè)置峰閾值和谷閾值。下面我們將對(duì)QRS復(fù)波定位和心律計(jì)算進(jìn)行討論。對(duì)起始一段時(shí)間的信號(hào)只進(jìn)行反相和濾波處理，這是為了將倒置的心電信號(hào)恢復(fù)過(guò)來(lái)，并避免信號(hào)初期的波動(dòng)影響閾值。然后在一定的時(shí)期內(nèi)，根據(jù)采樣得到的數(shù)據(jù)設(shè)置峰閾值 Thpeak 和谷閾值THtrough，然后對(duì)QRS波進(jìn)行定位。最后，按以下步驟(見(jiàn)圖3)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。

圖3：數(shù)據(jù)處理的基本步驟

讀取新采樣點(diǎn)Ni：

1)判斷采樣的信號(hào)點(diǎn)幅值是否大于峰閾值Thpeak。如果不滿足，則回到第1)步。

2)如果滿足條件，則開(kāi)始計(jì)數(shù)n＝1，并記錄n值為peaktime1。將時(shí)間窗的起始邊滑至此處。

3)繼續(xù)采樣Ni+1，每采樣一次則n＋1。

4)判斷新的采樣點(diǎn)Ni+1是否小于谷閾值。如果不滿足，則回到第4)步。

5)如果滿足采樣點(diǎn)小于谷閾值Thtrough，則記錄該點(diǎn)的n值為troughtime1。

6判斷這兩次滿足幅值要求的信號(hào)點(diǎn)時(shí)刻troughtime1和peaktime1之差是否在時(shí)間窗內(nèi)，即是否小于窗寬度THtime。如果不小于THtime，則回到第1)步。

7)如果滿足，則這段信號(hào)被認(rèn)為是一個(gè)QRS波群。Peaktime1就被定位為一個(gè)R波。

有了定位的R波，就可以在此基礎(chǔ)上按以下步驟統(tǒng)計(jì)心率：1)找到第一個(gè)R波，并記錄n值為peaktime1；2)找到第二個(gè)R波，并記錄n值為peaktime2；3)按照以下公式計(jì)算心律。

實(shí)踐證明，采用這種算法計(jì)算得到的心律準(zhǔn)確率高、計(jì)算簡(jiǎn)便、易于實(shí)現(xiàn)，并最終在PC機(jī)上觀察到心電信號(hào)波形和心律值。