Eckart Hartmann, Analog Devices
Автор перевода: Кульшун Л.В
Источник: www.analog.com/...
Введение
Электрокардиограмма (ЭКГ) это запись электрических потенциалов, порожденных сердечной деятельностью, на поверхности тела. Электрические потенциалы измеряются при помощи электродов, расположенных на коже в определенных местах тела человека. Сигнал ЭКГ состоит из шести пиков и спадов, которые называются в соответствии с последовательными буквами латинского алфавита P, Q, R, S, T, и U (рисунок 1).
Рисунок 1 - форма сигнала ЭКГ.
В данной статье описывается способ построения систем мониторинга ЭКГ низкой стоимости, которые предусматривают использование персонального компьютера (ПК). Хотя данная статья написана с учетом безопасности пациентов, какие-либо части системы, используемые самостоятельно, могут не удовлетворять абсолютно всем требованиям безопасности. Все, кто использует какую-либо из составных частей данной системы мониторинга, должны проектировать полную конструкцию системы с учетом соответствия ее всем необходимым требованиям безопасности.
Прежде всего, необходимо провести обзор существующих схемотехнических подходов к проектированию систем ЭКГ. Ниже предложена схема, выполняющая аналого-цифровое преобразование, цифровую фильтрацию и усиление сигнала. Эта схема выполнена на основе MicroConverter – интегрированной «системы на чипе», которая сочетает в себе аналого-цифровой преобразователь, микроконтроллерное ядро и flash-память. Далее в статье рассмотрен выбор элементов и цифровой анализ, полученных данных.
Требования к электрокардиографу
Входные сигналы, обрабатываемые аналоговой частью системы ЭКГ, лежат в диапазоне от 0.5 до 5 мВ, при наличии постоянной составляющей ±300 мВ, возникающей из-за контактной разности потенциалов между электродами и кожей, и разностью потенциалов между электродами и землей до 1.5В. Полезная составляющая сигнала ЭКГ зависит от сферы применения системы и лежит в диапазоне частот от 0.5 до 50 Гц для систем мониторинга в отделениях интенсивной терапии, и может достигать 1 кГц в системах измерения запаздывающих потенциалов (в кардиостимуляторах). Стандартная клиническая система ЭКГ имеет полосу пропускания от 0.05Гц до 100Гц.
Сигнал ЭКГ может быть загрязнен различными видами шума. Источники шума:
• помехи промышленной частоты : 50Гц
• контактный шум электродов: контактная разность потенциалов электрод-кожа, создающий основной дрейф нуля
• артефакт движения: сдвиги постоянной составляющей, обусловленные изменением сопротивления электрод-кожа
• сокращение мышц: наложение электромиограмного сигнала на сигнал ЭКГ
• дыхание
• высокочастотные электромагнитные помехи от других устройств, возбуждаемые в проводах электродов, выступающих в качестве антенн
Для точной расшифровки данных необходимо провести фильтрацию, что бы уменьшить влияние всех этих источников шумов.
Типичная блок-схема одноканального электрокардиографа
На рисунке представлена блок-схема типичного одноканального кардиографа. Из приведенной схемы видно, что вся фильтрация выполняется аналоговыми цепями, в то время как микропроцессор, микроконтроллер или ЦСП используются для передачи данных и других низкоуровневых задач. Таким образом, для цифровой обработки на встроенных вычислительных мощностях исходный сигнал оказывается недоступным. Так же фильтры высоко порядка вносят значительный вклад в итоговую стоимость разработанной системы, а также для них требуется дополнительное пространство и электропитание.
Рисунок 2 - Типичная блок-схема одноканального электрокардиографа.
Предлагаемая схема
Цепь аналоговой обработки сигнала может быть упрощена с использованием ADuC842 MicroConverter, который содержит цепи АЦП, фильтров и микропроцессорное ядро, расположенные на одной интегральной схеме. Дополнительными преимуществами, являются реализация фильтрации и изоляции в цифровом виде. Предлагаемая система, показана на рисунке 3.
Аналоговая обработка сигнала
Аналоговая часть системы построена на базе распространенной схемы с инструментальным усилителем (ИУ) и цепью компенсации постоянной составляющей на базе операционного усилителя. В качестве ИУ выбран AD620, недорогой, высокоточный инструментальный усилитель с коэффициентом подавления синфазных помех CMR>>100дБ на частоте 1 кГц, максимальным напряжением смещения 50 мкВ, низкими входными токами смещения (не более 1 нА), и низким шумовым напряжение, приведенным ко входу (0.28 мкВ в диапазоне от 0.1 до 10 Гц).
Для установки коэффициента усиления (КУ) AD620 предназначен резистор (RG). Резисторы R2 и R3 предназначены для приведения уравнения КУ ИУ к виду to [Gain = 1 + 49.4 k/RG + (49.4 k/2)/22 k]. Во избежание перегрузки по выходу, КУ ИУ ограничен амплитудой выходного сигнала, и максимальным входным сигналом ИУ. При питании AD620 двухполярным напряжением ±5В максимальный размах выходного сигнала составляет ±3.8 В; при максимальном входном сигнале ±5мВ и изменяющемся в диапазоне ±300 мВ напряжении смещения, максимальный КУ 12.45. В приведенной схеме КУ по традиции принят равным 8, при этом сопротивление RG = 8.45 kΩ (±1%).
В цепи компенсации синфазных помех, прикрепляемой к правой ноге, используем операционный усилитель (ОУ) OP97, маломощный, высокоточный ОУ с высоким коэффициентом подавления синфазных помех (не менее 114 дБ). Эта цепь предназначена для формирования инвертированной версии синфазной помехи на коже правой ноги обследуемого, с целью подавления помех. КУ ОУ OP97 для синфазного напряжения составляет 91[R4/(R2 || R3) = 1 MΩ/11 kΩ]. АЧХ ОУ имеет спад в районе 1.6 Гц и частоту среза в районе 160 Гц для увеличения стабильности. [f–3 дБ = 1/(2π* (10 kΩ * 0.1 мкФ)].
Рисунок 3 - Принципиальная схема, предложенной ЭКГ системы.
Требования безопасности
В дополнение к цифровой изоляции и изолированному источнику питания, согласно требованиям AAMI (Association for the Advancement of Medical Instrumentation) в цепи электродов последовательно включены резисторы Rx1, Rx2, и Rx3 для удовлетворения требований стандартов на безопасные величины протекающих токов. Согласно требованиям этих стандартов среднеквадратичное значение токов заземления не должно превышать 50 мкА.
Цифровая обработка сигналов
Микроконтроллер ADuC842 предназначен для задач цифровой обработки сигналов. Он оснащен быстрым двенадцатиразрядным АЦП и другой высокопроизводительной аналоговой периферией, быстрым микропроцессорным ядром семейства 8052, 62кБ встроенной flash-памятью программ, и другой периферией (см. рисунок 4).
Рисунок 4 - Блок-схема ADuC842.
АЦП и микропроцессорное ядро являются основными компонентами ADuC842 в проектируемой системе ЭКГ. АЦП преобразует выходной сигнал ИУ в цифровую форму. Программное обеспечение (ПО) контроллера обрабатывает оцифрованный сигнал для получения точной формы ЭКГ сигнала. Как и большинство разработок на основе технологии MicroConverter, ПО содержит как участки кода, написанные на языках высокого уровня (С), так и критичные к времени исполнения подпрограммы, написанные на ассемблере. Полосовые и режекторные фильтры реализованы с использованием языка С, в то время как АЦП управляется при помощи ассемблерного кода. Этот код отвечает за накопление множества необработанных счетов, позволяя использовать АЦП с его максимальной разрядностью (12 разрядов).
Рисунок 5 - Полученная кардиограмма.
Коэффициент усиления
Выбор КУ сигнала очень важен в процессе разработки сигнальной цепи ЭКГ системы. В системе описанной выше он зависит от нескольких факторов. Как описано выше, коэффициент аналогового усиления выбран 8. Далее происходит цифровое усиление сигнала с КУ равным 64 путем сложения 64 отсчетов сигнала. Далее следует ослабление сигнала в 8 раз путем троекратного сдвига вправо каждого отсчета; и наконец, происходит четырехкратное усиление сигнала благодаря уравнениям полосовой фильтрации. В результате, общий КУ равен G = (8 * 64/8) * 4 * 4 = 1024, что является типичным для классических аналоговых систем ЭКГ.
Рисунок 8 - График, полученных данных.
Вывод
На рисунке 8 изображены результаты, полученные при кардиографировании человека с I отведения по схеме Эйнтховена. Как следует из сравнения рисунка с данными, полученными с использованием других систем, разработанная система ЭКГ позволяет получить достаточно точные данные, несмотря на простоту электронной части прибора. Данная статья демонстрирует, насколько значительные улучшения могут быть достигнуты с простым оборудованием и усложненной программной частью системы. Результаты, полученные в этом примере, не претендуют на оптимальность и могут быть улучшены. Дополнительные улучшения могут быть получены при применении других частот фильтрации. Программная память ADuC842 основывается на технологии flash, что позволяет изменять программную часть проекта после производства, и даже подстраивать ее под нужды конкретного пациента. В результате может быть получена компактная, недорогая система ЭКГ с потенциально высоким объемом продаж.
Литература
- Webster John G., Medical Instrumentation. Application and Design. 3rd edition, Wiley, 1998.
- Firth J. and Errico P., “Low-Power, Low-Voltage IC Choices for ECG System Requirements,” Analog Dialogue, Volume 29, Number 3, 1995.
- AAMI, American National Standard, Safe Current Limits for Electromedical Apparatus (ANSI/AAMI ES1-1993). Association for the Advancement of Medical Instrumentation, 1993.
- AD620 Data Sheet revision F. Analog Devices, Inc., ©2003.