便携式远程心电监护仪的原理与设计实例

关键字：增益 前置 带宽 放大 陷波

HHCE（Home Health Care Engineering）这门学科正随着人类对健康的重视和远程医疗的发展而逐渐走进人们的生活。它提倡的是一种“在家就医，自我保健，远程诊断”的理念，把高科技与医疗结合起来。HHCE的出现符合21世纪社会老龄化、医疗费用日益高涨以及人们生活健康质量高要求的趋势，同时可实现医疗资源共享，提高边远地区的医疗水平，因此具有特别旺盛的生命力。HHCE系统提供一种对于家庭、社区医疗、出诊医生有效便捷的医疗监测解决方案，具有心电信号监测功能的监测器是HHCE系统的重要组成部分。就国内而言，该类产品的研究也属于刚起步阶段，远程网络也只是简单的完成数据库医疗数据的存储和传输，还没有真 正完成将网络与医疗器械相结合。在国际方面，世界各国在此的研究均投入大量资金，但依然主要是使用价格昂贵的仪器完成医疗数据采集，然后依托PC/internet网络完成数据采集以及网络诊断[1]。

SOPC（System On Programmable Chip）即可编程片上系统，是随着现代计算机辅助设计技术、EDA(Electronic Design Automation)技术和大规模集成电路技术高度的发展而出现的，是一种基于FPGA解决方案的SOC。本设计采用了SOPC技术，以Altera公司的NiosII软核处理器作为CPU，并移植了当今主流的uclinux操作系统。使该系统具有高稳定性、便携式、功能可升级扩展、面向用户、远程控制等特点。

1 系统介绍

便携式远程心电监护仪主要由心电信号的前端采集与调理模块、心电信号处理与存储模块、数据显示模块和远程传输控制模块等四个关键模块组成，系统功能结构如图1所示。

该监测系统的硬件平台采用Altera公司CycloneII 2C35 FPGA芯片，采用SOPC(片上可编程系统)技术将NiosII软核处理器、存储器、功能接口和扩展I/O口等集成在一块FPGA芯片上，外围扩展心电数据采集板、网络、LCD屏、触摸屏/键盘、SD存储卡等硬件来实现系统的硬件架构，且带有可扩展的I/O接口，便于以后系统功能升级与扩展。

图1 系统功能框图

2 系统关键模块的设计

2.1 NiosII嵌入式软核处理器简介

NiosII系列嵌入式处理器是Altera公司推出的软核处理器。用户可以获得超过200 DMIPS的性能，而只需花费不到35美分的FPGA逻辑资源。NiosII支持MicroC/OS-II、uClinux等多种实时操作系统，支持轻量级TCP/IP协议栈，允许用户增加自定义指令和自定义硬件加速单元,无缝移植自定义外设和接口逻辑,在性能提升的同时，方便了用户的设计。

NiosII处理器采用Avalon交换式总线，该总线是Altera开发的一种专用的内部连线技术。Avalon交换式总线由SOPC Builder 自动生成，是一种用于系统处理器、内部模块以及外设之间的内联总线。Avalon交换式总线使用较少的逻辑资源来支持数据总线的复用、地址译码、等待周期的产生、外设的地址对齐、中断优先级的指定以及高级的交换式总线传输[2]。

2.2 心电信号采集调理模块设计

对ECG信号采集采用模块化的设计方式，主要由前端的导联传感器、信号滤波放大调理电路和A/D采样电路组成。人体心电信号的主要频率范围为0.05～100Hz ,幅度约为0～4mV, 信号十分微弱。同时心电信号中通常混杂有其它生物电信号,加之体外以50Hz工频干扰为主的电磁场干扰,使得心电噪声背景较强,测量条件比较复杂。因此器件的选择显的非常重要,要求器件误差要很小,且工作性能稳定。综合考虑，本设计心电信号采集调理模块大部分元器件选用村田制作所的电子元器件。

为了不失真地检测出有临床价值的心电信号，信号滤波与放大调理部分主要由一下几个电路组成：前置放大电路、高低通滤波电路、陷波电路与A/D转换电路，电路原理图如下图2所示：

图2 心电信号滤波放大调理电路原理图

首先心电导联采集过来的微弱心电信号通过前置放大电路进行放大，此部分包括右腿驱动以抑制共模干扰、屏蔽线驱动以消除引线干扰，增益设成10倍左右。设计前置放大电路主要采用美国模拟器件公司生产的医用放大器AD620与村田制作所的电阻与电容。AD620由传统的三运算放大器发展而成,为同相并联差动放大器的集成。其具有电源范围宽(±2.3～±18V) ,设计体积小,功耗低(较大供电电流仅1.3mA) 的特点，因而适用于低电压、低功耗的应用场合。此外还具有有较高的共模抑制比，温度稳定性好，放大频带宽，噪声系数小等优点。同时该部分还选用了村田制作所的误差范围在0.1%的ERJM1系列精密电阻和容量范围在0.3pF～100uF的GRM系列电容。放大后的信号经滤波、50Hz陷波处理后再进行二次放大，后级增益设成100倍左右。其中高（低）通滤波电路电阻选用村田的精密电阻,电容选用低ESL系列电容,其范围和精度满足滤波要求。陷波电路电阻选用ERJM1系列精密电阻,电容采用LLL系列低ESL宽幅型电容。由于ECG信号幅度较大就几mV，而A/D转换中输入信号的幅度要求在1V以上，所以总增益设成1000倍左右。其中，滤波采用压控电压源二阶高（低）通滤波电路，用于消除0.05Hz~100Hz频带以外的肌电等干扰信号，工频中的其余高次谐波也可被滤除掉。同时，采用有源双T带阻滤波电路进一步抑制50Hz工频干扰。

A/D采样芯片采用TI公司的8位串行芯片TLC549，该芯片采用SPI接口，仅用三条线即可实现采集控制和数据传输；具有4MHz的片内系统时钟和软、硬件控制电路，转换时间小于17μs，采样速率达40KSPS；采用差分基准电压技术这个特性，TLC549可能测量到的较小量值达1000ｍｖ／256，也就是说0—1Ｖ信号不经放大也可以得到8位的分辨率。

2.3 数据采集控制器设计

为了得到经过前端TLC549芯片转换的心电信号，必须设计一个数据采集控制器，实现对AD芯片的控制与数字化心电数据的获取。该控制器根据TLC549芯片的工作时序[3]与后端数据处理的需要，采用verilog HDL自行设计。该控制器具有多路采集的特点。

在自TLC549的I/O CLOCK端输入8个外部时钟信号期间需要完成以下工作：读入前次A/D转换结果；对本次转换的输入模拟信号采样并保持；启动本次A/D转换。则一路采集时间为：0.5us×（3＋8×2＋1）＝10us，而芯片转换时间小于17us，则整个过程时间花费为27us。为了有效的利用该控制器，在一路A/D转换期间，同时进行另外一路A/D采样，这样就可以在40us时间内完成对四路信号的采集，大大提高了工作效率。同时，设计中还加入了一个FSM信号来控制采样时间，从而适应不同频率信号的采样频率。以下是AD芯片的时序仿真图：

图3 仿真时序图

Din 为采集数据的串行输入，时钟由系统时钟通过分频系数得到。设计中，设置了fsm作为采样控制时钟，这样可以根据需要来调整采样速率。由于进行一次AD采样的时间很短，无论采用查询还是中断直接读取都是不现实的，这就需要利用缓冲设计，通过把N次转换的数据暂存在缓冲存储器中来降低中断次数。为了取得连续和正确的采集数据，实现无缝缓冲，鉴于FPGA设计的灵活性，本设计采用了双缓冲存储的乒乓操作结构。本设计通过将AD采样时序控制器交替存储在两个512Byte的双口RAM（DPRAM）中实现数据的缓存，当其中一个DPRAM1存储满后即转为存储到另一个DPRAM2中并产生一次中断，这样在控制器写数据到DPRAM2