ECG (심전도) 신호 수집 및 분석

심전도는 0.5mV에서 5.0mV에 이르는 매우 약한 신호뿐만 아니라 최대 ±300mV(전극 피부 접촉에서 발생)의 DC 구성 요소와 최대 1.5V의 공통 모드 구성 요소뿐만 아니라 전극과 지면 사이의 잠재력에서 발생하는 공통 모드 구성 요소를 감지할 수 있어야 합니다. ECG 신호의 유용한 대역폭은 응용 프로그램에 따라 다르며 0.5-100Hz범위의 범위로, 때로는 최대 1kHz에 도달할 수 있습니다. 일반적으로 훨씬 더 큰 외부 고주파 노이즈, 50 또는 60Hz 간섭 및 DC 전극 오프셋 전위가 있는 경우 일반적으로 약 1mV 피크-투 피크입니다. 소음의 그밖 근원은 피부 전극 인터페이스, 근육 수축 또는 전기 역학 스파이크, 호흡 (리듬 또는 산발적일지도 모르다), 전자기 간섭 (EMI), 및 입력에 결합하는 그밖 전자 장치에서 소음에 영향을 미치는 운동을 포함합니다.

첫째, 심전도 증폭기를 생산하여 심전도를 처리합니다. 그런 다음, 전극은 두 팔 사이의 잠재적 차이를 측정하기 위해 환자에 배치됩니다. 생물 전위 증폭기의 주요 기능은 생물학적 기원의 약한 전기 신호를 취하고 진폭을 증가하여 추가 처리, 기록 또는 표시될 수 있도록 하는 것입니다.

그림 3. 심전도 증폭기.

생물학적으로 유용하기 위해 모든 생물 잠재력 증폭기는 다음과 같은 기본 요구 사항을 충족해야 합니다.

• 측정되는 신호의 최소 하중을 제공하려면 입력 임피던스가 높어야 합니다. 생체 전극은 신호의 왜곡으로 이어지는 부하의 영향을 받을 수 있습니다.
• 생물 전위 증폭기의 입력 회로는 또한 연구되는 주제에 대한 보호를 제공해야합니다. 증폭기는 전극 회로를 통해 전류를 안전한 수준으로 유지할 수 있도록 격리 및 보호 회로가 있어야 합니다.
• 출력 회로는 일반적으로 표시 또는 기록 장치인 부하를 구동합니다. 판독값에서 최대 충실도와 범위를 얻으려면 증폭기는 출력이 낮고 부하에 필요한 전력을 공급할 수 있어야 합니다.
• 생물 잠재력 증폭기는 증폭되는 생물 잠재력이 존재하는 주파수 스펙트럼에서 작동해야 합니다. 이러한 신호의 낮은 수준 때문에, 앰프의 대역폭을 제한하여 잡음 비에 대한 최적의 신호를 얻는 것이 중요합니다. 이 작업은 필터를 사용하여 수행할 수 있습니다.

도 3은 심전도 증폭기의 예이며, 도 4는 이 데모 중에 구축되는 심전도 증폭기의 회로이다. 보호 회로, 계측 증폭기 및 하이 패스 필터의 세 가지 주요 단계가 있습니다.

그림 4. 생물 잠재력 증폭기.

첫 번째 단계는 환자 보호 회로입니다. 다이오드는 한 방향으로 전류를 수행하는 반도체 장치입니다. 다이오드가 전방편향이 발생하면 다이오드는 단락 역할을 하며 전기를 전도합니다. 다이오드가 역편향되면 개방 회로역할을 하며 전기를 전도하지 않으며,_나는 ≈ 0을 ≈.

다이오드가 전방 편향 된 구성에있을 때 다이오드가 전류를 수행하기 위해 초과되어야하는 임계 전압 (VT = 약 0.7 V)으로 알려진 전압이 있다. VT를 초과하면 다이오드 전체의 전압 강하는_VIn에 관계없이 VT에서 일정하게 유지됩니다.

다이오드가 역편향되면 다이오드는 개방 회로에서 와 같이 작동하며 다이오드 를 가로 질러 전압 강하가_V와같습니다.

도 5는 이 데모에서 사용될 다이오드를 기반으로 하는 간단한 보호 회로의 예입니다. 저항기는 환자를 통해 흐르는 전류를 제한하는 데 사용됩니다. 계측 증폭기 또는 다이오드의 결함이 전원 레일 중 하나와 환자의 연결을 단락하는 경우 전류는 0.11 mA 미만입니다. FDH333 저누설 다이오드는 계측 증폭기의 입력을 보호하는 데 사용됩니다. 회로의 전압이 크기0.8V를 초과할 때마다 다이오드는 활성 영역 또는 "ON" 상태로 변경됩니다. 전류는 그(것)들을 통해 흐르고 환자와 전자 분대를 둘 다 보호합니다.

그림 5. 보호 회로.

두 번째 단계는 3개의 작동 증폭기(op-amp)를 사용하는 계측 증폭기 IA입니다. 입력 저항을 높이기 위해 각 입력에 하나의 op-amp가 부착되어 있습니다. 세 번째 op-amp는 차동 증폭기입니다. 이 구성은 접지 참조 간섭을 거부하고 입력 신호 사이의 차이만 증폭할 수 있습니다.

그림 6. 계측 증폭기.

세 번째 단계는 대형 DC 전압 위에 타는 작은 AC 전압을 증폭시키는 데 사용되는 하이 패스 필터입니다. 심전도는 환자의 움직임과 호흡에서 오는 저주파 신호에 의해 영향을 받습니다. 높은 패스 필터는 이 노이즈를 줄입니다.

하이 패스 필터는 1차 RC 회로로 실현될 수 있습니다. 도 7은 첫 번째 주문 하이패스 필터 및 전송 기능의 예를 보여 주어 있다. 컷오프 빈도는 다음 수식에 의해 제공됩니다.

,
  

그림 7. 높은 패스 필터.

1. 심전도 신호 획득

1. 소스의 전압을 +5 V 및 -5 V로 조정하고 연재하여 연결합니다.
2. 그림 4에표시된 회로를 빌드합니다. 저항기와 커패시터의 값을 계산합니다. 하이 패스 필터의 경우 컷오프 주파수는 0.5Hz여야 합니다. 커패시터 값은 아래 표에서 선택해야 합니다(가용성에 따라).

3. 환자의 오른팔, 왼팔 및 오른쪽 다리(참조)에 전극을 놓고 회로에 연결합니다.
4. 진동을 사용하여 심전도 신호(V_o)를봅니다. 자동 설정을 누르고 필요에 따라 수평 및 수직 스케일을 조정합니다. 신호의 소음에도 불구하고 R 피크를 볼 수 있어야 합니다.

2. 계측 소프트웨어를 사용하여 심전도 신호를 표시

1. 이 데모에서는 LabVIEW를 사용했습니다. 측정 및 파형 그래프를 구성하기 위한 그래픽 인터페이스를 사용하여 ECG 신호를 표시하는 프로그램을 작성합니다. 아날로그 입력을 선택한 후 다음 설정으로 프로그램을 구성합니다.

• 신호 입력 범위 >> 최대 = 0.5; 최소 = -0.5
• 단말 구성 >> RSE
• 연속 >> 획득 모드
• 읽을 샘플 = 2000
• 샘플링 속도 = 1000

2. 심전도 신호를 획득하고 파형을 관찰합니다. 그림 1과유사한 신호가 표시됩니다.
3. x축의 배율을 조정하여 몇 초 만에 시간을 표시합니다.
4. 관심 신호를 특정 진폭으로 증폭시키는 계측에 종종 필요합니다. 게인 컨트롤을 만들고 ECG의 진폭이 2 Vp되도록 설정합니다.

3. 심전도 신호 분석

이 섹션에서는 심박수를 결정하기 위해 심전도 신호를 필터링하고 분석합니다. 다음 블록 다이어그램은 프로그램의 구성 요소를 보여 주어 있습니다.

1. 파형 그래프를 사용하여 신호를 표시합니다.
2. 진폭 및 위상 스펙트럼 서브비(스펙트럼 → 스펙트럼)를 사용하여 신호스펙트럼을 평가하고 파형 그래프를 사용하여 그 크기를 표시합니다. 가로 축은 주파수에 해당합니다. 컴퓨터가 빠른 푸리에 변환 (FFT) 알고리즘을 사용하여 신호의 스펙트럼을 계산하기 때문에 이산입니다. 주파수는 k = 0에서 k = (N-1)/2로, N은 시퀀스의 길이인 경우 이 경우 4000입니다. 해당 아날로그 주파수를 계산하려면 다음 수식을 사용합니다.
   
   여기서 f는 샘플링 주파수입니다. 신호의 에너지의 대부분은 저주파 범위에 있으며 또한 중간 주파수 범위에서 고강도의 피크가 있다는 것을 유의하십시오. 위에 제공된 수식을 사용하여 해당 피크의 빈도를 계산합니다.
3. 체비셰프 기능의 버터워스를 사용하여 로우 패스 필터를 구현합니다. 100Hz와 동일한 컷오프 주파수를 선택합니다. 필터가 스톱밴드에서 최소 -60dB/10년의 감쇠를 제공하는지 확인합니다.
4. 스프레드시트 서브비에서 로우패스 필터의 입력에 읽기의 출력 신호를 연결합니다.
5. 버터워스 또는 체비셰프 기능을 사용하여 스톱 밴드 필터를 구현합니다. 목표는 다른 주파수를 수정하지 않고 60Hz 간섭을 줄이는 것입니다. 60Hz에 가까운 국경 주파수를 사용해 보십시오.
6. 로우패스 필터의 출력을 스톱밴드 필터의 입력에 연결합니다.
7. 피크 검출기 서브바이를 사용하여 피크를 찾습니다(시그 작동 → 신호 처리에 위치). 임계값의 경우 신호의 진폭을 살펴보고 가장 적합한 값을 선택합니다.
8. 인덱스 배열 subvi(프로그래밍 → 배열)를 사용하여 피크의 위치를 추출합니다.
9. 더 높은 위치에서 낮은 위치를 빼고 샘플링 기간 T = 1/fs를 곱하여 RR 간격을 얻습니다.
10. 상호를 계산하고 단위를 조정하고 BPM을 표시하기 위해 표시기를 배치합니다.

이 데모에서, 3개의 전극은 개별에 연결되고, 출력은 생물 잠재력 증폭기를 통과했습니다. 디지털 필터링 전에 샘플 심전도 그래프가 아래와같습니다(그림 8).

그림 8. 디지털 필터링없이 심전도 신호.

필터를 설계하고 데이터를 개발된 알고리즘에 공급한 후 그래프의 피크가 감지되어 심박동률(BPM)을 계산하는 데 사용되었습니다. 그림 9는 시간 및 주파수 도메인에서 원시 데이터를 ECG 신호(필터링 전)로 표시합니다. 그림 10은 해당 신호를 필터링한 결과를 보여 주는 것입니다.

그림 9. 필터링 하기 전에 심전도 신호.

그림 10. 필터링된 심전도 신호.

원래 심전도 플롯에는 약간 눈에 띄는 P, QRS 및 T 복합체가 있었는데, 소음으로 인한 많은 변동이 나타났습니다. ECG 신호의 스펙트럼은 또한 소음으로 가정된 65Hz에서 명확한 스파이크를 보여주었습니다. 신호가 로우 패스 필터를 사용하여 처리되어 불필요한 고주파 부분을 제거한 다음 65Hz 신호 구성 요소를 제거하는 대역 정지 필터를 제거했을 때 출력이 상당히 더 깨끗한 것으로 나타났습니다. 심전도는 모든 노이즈를 제거한 신호의 각 구성 요소를 명확하게 보여줍니다.

또한 측정된 심박수는 분당 약 61.8609비트였습니다.

심장 주기 동안 심장 근육의 수축은 흉부 내의 전류를 생성합니다. 저항 조직에 걸쳐 전압 강하는 피부에 배치된 전극에 의해 검출되고 심전도에 의해 기록됩니다. 전압이 약하기 때문에 0.5 mV의 범위에서, 소음의 크기에 비해 작고, 신호의 처리 및 필터링이 필요하다. 본 실험에서, 2부 아날로그 및 디지털 신호 처리 회로로 구성된 심전도 장치는 결과 심전도 신호를 분석하고 심장 박동 속도를 계산하도록 설계되었습니다.

이 데모는 전자 회로및 ECG 신호 필터링의 기초를 소개했습니다. 여기서, 실용적인 신호 처리 기술은 시끄러운 배경에서 약한 신호를 추출하는 데 사용되었다. 이러한 기술은 신호 증폭 및 노이즈 감소가 필요한 다른 유사한 응용 분야에서 사용할 수 있습니다.

재료 목록