CC BY
45
Б01 10.25987/УЗТи.2019.15.4.008 УДК 621.3.049.77
РАЗРАБОТКА СИСТЕМЫ БЕСКОНТАКТНОГО СЧИТЫВАНИЯ ЭКГ СИГНАЛОВ Д.В. Журавлев, И.А. Сафонов, И.В. Остроумов, И.С. Анисимов
Воронежский государственный технический университет, г. Воронеж, Россия
Аннотация: рассмотрены особенности разработки системы, предназначенной для бесконтактного считывания медико-биологических показателей (сигналов ЭКГ), путем расчета и моделирования электрической схемы, позволяющей в системе бесконтактного датчика регистрировать биоэлектрические потенциалы организма человека. Электрическая схема обеспечивает максимальное усиление в наиболее выгодных условиях. Если опираться на худшие показатели, амплитуда QRS-комплекса достигнет предела усиления при появлении лучших условий съема биопотенциалов. Емкостные электроды позволят выйти на совершенно новый уровень удобства и комфортабельности использования биомедицинских измерительных приборов в повседневной жизни, а также позволят существенно снизить затраты за счет весьма продолжительного срока использования таких электродов. Активный фильтр, помимо всего прочего, также помогает избавиться от синфазной помехи, наводимой сетью питания. Модель включает непосредственно электрод, обеспечивающий бесконтактное считывание биопотенциалов человека через емкостную связь; буферный каскад, необходимый для согласования приемной части устройства с последующими каскадами; высокочастотный фильтр с требуемой частотой среза; делитель напряжения в качестве смесителя постоянного напряжения на необходимое значение; активный фильтр, служащий для конечного усиления и низкочастотной фильтрации электрического сигнала
Ключевые слова: система бесконтактного считывания медико-биологических показателей, ЭКГ, активный фильтр, емкостный электрод
Введение
Использование липких проводных электродов в повседневной деятельности сопряжено с рядом проблем, решить которые возможно, только отказавшись от указанного типа электродов и применив беспроводные сухие ёмкостные электроды. Мониторинг ЭКГ посредством емкостного измерения требует специального электрода. В статье рассматривается разработка электрода, состоящего из одного проводящего (медного) слоя. Этот электрод, будучи поднесенным близко к груди субъекта может моделироваться через конденсатор СЭКВ., значение которого, согласно теории конденсаторов с параллельными пластинами, зависит от расстояния, размера и диэлектрического материала между этими пластинами.
Расчет эквивалентной емкости
Известно, что материалом ткани, через который будет проходить сигнал, является хлопок, обладающий высокой доступностью на рынке и весьма комфортным при использовании в качестве одежды. Диэлектрическая проницаемость данного материала варьируется от 1.3 до 1.4. Толщина же изготавливаемых из хлопка тканей лежит в пределах от 0.16 до 0.6 мм. Большинство одноразовых электродов (се-
© Журавлев Д.В., Сафонов И.А., Остроумов И.В., Анисимов И.С., 2019
ребро/хлорид серебра) для регистрации биопотенциалов обладает размерами от 25 до 60 мм в диаметре.
Таким образом, для расчета эквивалентной емкости, существующей на границе кожа/ткань/электрод, даны необходимые характеристики:
£ткань = 1-3 - 1-4, ^ткань = 0-16 ... 0.6 мм, = 25. .60 мм.
Найдём площадь пластины электрода, используя средний диаметр хлорсеребряного электрода:
5п.э = п • (Дп.э)2 = я • ("пр)
« 1.386 • 10-3м2 . (1)
Теперь рассчитаем непосредственно эквивалентную емкость, взяв среднюю толщину хлопковой ткани и ее диэлектрической проницаемости:
„ _ £ТКАНЬ ' £о ' -5п.э
^экв. = , (2)
"ткань
где е0 « 8.85 • 10-12 Ф/м - электрическая постоянная.
„ _ £ТКАНЬ ' £о ' -5п.э
^экв. =
"ткань
« 43.577 пФ. (3)
Передача энергии и первичная фильтрация
Частотный диапазон принимаемых сигналов находится в пределах от 1 до 150 Гц. Чтобы обеспечить данный диапазон, требуется построение фильтров нижних и верхних частот соответственно. В качестве фильтра верхних частот (рис. 1) будем использовать рассчитанную эквивалентную емкость. Но для составления такого пассивного фильтра необходимо получить сопротивление.
Рис. 1. Фильтр верхних частот
Чтобы получить такой фильтр, а также передать информацию на последующие каскады, воспользуемся операционным усилителем, сконфигурированным как буфер напряжения с единичным коэффициентом усиления (повторитель). Такой операционный усилитель обеспечит согласование по сопротивлению и передачу энергии без значительных потерь.
Используем недорогой, широко доступный операционный усилитель LMP7702, обладающий КМОП-структурой, подходящей для разработки датчиков со сверхвысоким сопротивлением [1].
Для проверки расчетов используем САПР МиШ8т, проведём построение схемы фильтра верхних частот и буфера и ее амплитудно-частотной характеристики (рис. 2, рис. 3).
Рис. 2. Моделируемая схема
Рис. 3. АЧХ фильтра
С помощью курсоров, используемых при построении графика, мы определили, что ча-
42 г
стота среза по уровню — приблизительно равна
/"-з ав.вч - 0.026 Гц.
Теперь мы можем произвести расчет фильтра нижних частот (рис. 4).
Рис. 4. Фильтр нижних частот
Частота среза для фильтра нижних частот определяется следующим образом:
/-
3 йв.нч —
2п • Rm • Снч
(4)
В качестве емкости возьмем конденсатор с емкостью Снч = 0.15 мкФ. Так как частота среза равна
f-з ав.нч = 150 Гц, отыщем нужное нам сопротивление резистора
Кнч =
2п • Снч • f-з
7.073 кОм.
йв.нч
Для проверки расчетов используем САПР МиШ8т, проведём построение схемы и амплитудно-частотной характеристики (рис. 5, рис. 6).
сткань с0
Рис. 5. Моделируемая схема
Рис. 6. АЧХ фильтра
При построении графика мы определили, что частота среза фильтра нижних частот по уровню 0.707 равна примерно 150.725 Гц.
Влияние емкостной связи на уровень принимаемого сигнала
При изменении расстояния между кожей и пластиной электрода (толщины ткани) будет меняться эквивалентная емкость Сэкв.. То есть происходит изменение частоты среза /_3 ¿в.вч, которое в свою очередь неизбежно приводит к изменению амплитудно-частотной характеристики. Возьмем данные ниже характеристики электрода и рассчитаем эквивалентные емкости для каждого из вариантов:
^ткань1 = 0.16 мм, ^тканьз = 0.6 мм, ¿п.э = 48 мм, £ткань = 1. 4;
еткань • £0
37.37 пФ. (6)
"тканьз
Для получения результатов рассматриваемых случаев используем известное промежуточное значение эквивалентной емкости Сэкв.2 = Сэкв. = 43-577 пФ.
Используя САПР МиШ8т, проведём построение схемы, включающей эквивалентную емкость, повторитель, фильтр нижних частот, и получим амплитудно-частотные характеристики трех видов (рис. 7, рис. 8).
Рис. 7. Моделируемая схема
Рис. 8. АЧХ фильтров
Построим график зависимости амплитудно-частотной характеристики от толщины хлопчатобумажной ткани. Для этого воспользуемся системой компьютерной алгебры Mathcad (рис. 9) и данными АЧХ.
-экв.1
140.15 пФ, (5 )
*ткань1
0.?
а1п1 а2|1)°
--- 1 Гц
г= 150 Гц
Г- 0,01 Гц
Рис. 9. Отображение результатов рассматриваемых случаев
Однако, проводя построение графиков, мы учитывали только толщину хлопчатобумажной ткани. То есть тело человека, ткань и электрод непосредственно соприкасались друг с другом. В реальности дело обстоит иначе, существует незначительная прослойка воздуха как на границе кожа-ткань, так и на границе ткань-электрод. Таким образом, возникают дополнительные диэлектрические слои в эквивалентном конденсаторе, которые необходимо учитывать. Поэтому с учетом вышесказанного проведем расчет рассматриваемого эквивалентного конденсатора.
Проверим полученные расчеты эквивалентной емкости и сравним амплитудно-частотные характеристики с учетом воздушной прослойки и без, смоделировав все в САПР Multisim (рис. 10).
Рис. 10. Проверка полученных расчетов
Наблюдаются значительные потери как по амплитуде, так и по частоте. Всего 0.6 мм воздуха почти в 2 раза уменьшают амплитуду сигнала. Иначе говоря, нам необходимо найти
то расстояние, при котором еще возможно наблюдение наибольших по амплитуде участков электрокардиосигнала
иВХ = 0.03 .„10 мВ.
Такую роль играет так называемый QRS-комплекс. Комплекс QRS - это желудочковый комплекс, который регистрируется во время возбуждения желудочков сердца. Это наибольшее отклонение на ЭКГ. Ширина комплекса QRS указывает на продолжительность внутрижелудочкового возбуждения и в норме составляет 0,06-0,09 (до 0,1). Ширина комплекса QRS несколько уменьшается с учащением сердечного ритма, и наоборот [2].
Исходя из длительности QRS-комплекса его частота приблизительно равна
/ =
10 ... 17 Гц.
(7)
Ближайшая частота данной полосы, на которую оказывает влияние изменение эквивалентной емкости равно 10 Гц. Теперь есть возможность задать параметры генератора, имитирующего кардиосигнал, в САПР Multi-sim (рис. 11, рис. 12). Помимо этого, зададим максимальную толщину хлопчатобумажной ткани, чтобы ухудшить условия моделирования.
ит = 10 мВ; игтз — 7 мВ; f = 10 Гц; ¿ткань = 0.6 мм.
В условии непосредственной близости кожи, ткани и электрода рассчитаем эквивалентную емкость.
Сэкв.4 — 27.599 пФ.
(8)
пробник!.
27.5Э9рР
74
?7тугтз 10 Нг
°° vi
- |—1|||-3 v
7.073ш ^1ро6ник2 с6
VI
—I I I I"
■ф- ЗУ
фо.гг^р фо.гг^р
с1
сз
с2
с4
фо.гг^ фо.гг^р
Рис. 11. Модель электрода
Рис. 12. Анализ переходных процессов
Отношение амплитуды выходного напряжения к входному ^спад равно:
Кс
и.
т.вых
спад
и.
0.5195.
(9)
т.вх
Предельное усиление и активная фильтрация
Для того чтобы уже электрический сигнал на выходе разрабатываемого устройства с малыми потерями переходил на последующие каскады обработки информации, мы реализуем на одной интегральной микросхеме (если рассматривать один электрод) не только буферизацию, но и так называемую активную фильтрацию. Это означает, что, помимо обеспечения частоты среза 150 Гц по уровню -3дБ, мы усиливаем полученный с буфера электрический сигнал. Возникает проблема выбора коэффициента усиления.
Ранее нами было исследовано прохождение через схему гармонического сигнала с частотой 10 Гц, который имитировал комплекс QRS, важную составляющую сердечного ритма, а также обладающей наибольшей амплитудой. Другими словами, пределом усиления будет являться напряжение элемента питания 3В. Добиваться большего усиления не имеет смысла. В таком случае R-пик останется на таком же уровне 3В, тогда как другие частоты будут увеличиваться, что приведет к затруднению обработки и выделения комплекса QRS из исследуемого частотного диапазона.
Таким образом, нам следует использовать наиболее приемлемые параметры для расчета активного фильтра. Во-первых, это непосредственно эквивалентная емкость. Для максимально полной передачи энергии от тела чело-
века к электроду, она должна быть наибольшей. Ограничения вызваны толщиной хлопчатобумажной ткани, расстоянием между кожей и электродом, конструктивными особенностями самого электрода. Тончайший хлопок имеет толщину 0.16 мм, £ткань = 1-4. Ввиду плотного прилегания электрода к телу через ткань и, как следствие, наличия небольшой воздушной прослойки, расстояние между первым и кожей также будет равна 0.2 мм. Диаметр электродной пластины примем равной 40 мм. Тогда эквивалентная емкость будет равной:
• п •
^экв. =
■¿воздух £воздух
101 пФ. (10)
+
^ткань
еткань
В проведенных ранее исследованиях мы не учитывали собственно кожный импеданс, представляющий собой параллельную RC цепочку со значениями сопротивления и емкости 51 кОм и 47 нФ соответственно. Такие значения практически не влияют на результаты, но их мы учтем, чтобы весь процесс происходил при условиях, приближенных к реальным [3]. На рис. 13 показано влияние эквивалентной емкости и незначительное влияние кожного импеданса на прохождение сигнала.
Рис. 13. Влияние эквивалентной емкости и кожного импеданса на прохождение сигнала
Структурная модель разработанной схемы датчика для регистрации биопотенциалов проиллюстрирована на рис. 14.
Рис. 14. Структурная модель разработанной схемы датчика для регистрации биопотенциалов
Влияние высокочастотных помех
Высокочастотные электромагнитные помехи наводятся от таких источников, как радио и телевизионные передатчики, мобильные и радиотелефоны, тиристорные преобразователи, коллекторные электродвигатели, электросварочное оборудование, дисплеи компьютеров и сами компьютеры [4]. Помехи с частотой выше 100 кГц обычно находятся за границей частотного диапазона измерительных систем, однако высокочастотные помехи могут быть нежелательным образом выпрямлены или перенесены в область более низких частот по причине нелинейности характеристик диодов и транзисторов, расположенных на измерительной плате и внутри микросхем.
В системах с очень высокой чувствительностью могут наблюдаться паразитные напряжения, вызванные термоэлектрическим эффектом в контактах разнородных металлов, трибоэлектричеством, возникающим при трении диэлектриков друг о друга, пьезоэлектрическим эффектом и эффектом электростатического или электромагнитного микрофона. Эти источники помех опасны тем, что встречаются редко, поэтому о них зачастую забывают [5]. Таким образом, для возможности подавления высокочастотных помех имеет место использовать так называемые ферритовые фильтры.
Простейшими типами фильтров, не требующих больших затрат, но существенно ослабляющих воздействие короткого (то есть аналогичного по свойствам высокочастотному сигналу) электромагнитного импульса в проводах, подключенных к электронной аппаратуре, являются различных форм ферритовые
фильтры, взаимодействующие с проводами [6].
Импеданс катушки, образованной одним или несколькими витками контрольного кабеля, пропущенного через ферритовое кольцо, очень мал для низкочастотных рабочих сигналов и для переменного тока промышленной частоты и очень велик для высокочастотных (импульсных) сигналов в определенном диапазоне частот, зависящем от количества витков, материала и геометрических размеров кольца. В результате импульсные и высокочастотные помехи, попавшие в такой кабель, будут существенно ослаблены. Затухание, вносимое такими фильтрами, составляет 10-15 дБ.
В электронной аппаратуре такие фильтры можно использовать повсеместно: и в цепях питания, и в цепях передачи логических и импульсных сигналов, и в цепях связи (рис. 15) [6].
Рис. 15. Ферритовый фильтр
При различных частотах требуется и различный материал феррита. Для 100 МГц желателен №2п (никель/цинк). Начальная магнитная проницаемость такого материала равна 850. На частоте 100 МГц (рис. 16) добротность рассматриваемой катушки принимает значение 0.138.
Рис. 16. Зависимость магнитной проницаемости от частоты
Ферриты в электронной аппаратуре, предназначенные для монтажа, называют еще фер-ритовыми бусинами. Простейшей формой ферритовой бусины является проводящий провод, вставленный через полый кусок феррита. Используется последовательно с линией питания, это означает, что любой постоянный ток, протекающий через бусину, создаст падение напряжения, пропорциональное сопротивлению по постоянному току. Эквивалентная схема первого порядка изображена на рис. 17.
Рис. 17. Ферритовая бусина
Во многих ферритовых бусинах поверхностного монтажа проводник оформляется в виде катушки, причем отдельные витки накладываются между ферритовыми листами. Таким образом, электрические характеристики также зависят от деталей конструкции намотки.
Заключение
Была рассмотрена разработка системы для бесконтактной регистрации медико-биологических показателей. Модель включает непосредственно электрод, обеспечивающий бесконтактное считывание биопотенциалов человека через емкостную связь; буферный каскад, необходимый для согласования приемной части устройства с последующими каскадами; высокочастотный фильтр с требуемой частотой среза; делитель напряжения в каче-
стве смесителя постоянного напряжения на необходимое значение; активный фильтр, служащий для конечного усиления и низкочастотной фильтрации электрического сигнала.
В процессе разработки произведен расчет площади электрода, которая равна 12.568 см2, эквивалентной емкости, связующей электрод и кожу человека, составляющей 100.945 пФ, высокочастотного RC-фильтра с частотой среза по уровню -3дБ 0.987 Гц, который исключает постоянную составляющую, созданную буферным каскадом, резистивного делителя напряжения 360/1 кОм, осуществляющего подъем постоянной составляющей сигнала на 8.315 мВ для его прохождения с полной амплитудой, активного низкочастотного фильтра с коэффициентом усиления 180.65 и частотой среза по уровню -3 дБ 158.3 Гц.
В основе буферного каскада и активного фильтра лежит высокоточная интегральная микросхема с КМОП-структурой LMP7702, которая совмещает оба каскада. Она обладает высоким входным импедансом, низким электропотреблением и низким уровнем собственных шумов, а также способностью работать с однополярным питанием и работать в режиме диапазона напряжений от питания до питания по входу и по выходу.
Литература
1. http://www.ti.com/lit/ds/symlink/lmp7702.pdf
2. Wearable medical systems for p-health / X.-F. Teng, Y.-T. Zhang, C. Poon, and P. Bonato // IEEE Rev. Biomed. Eng. 2008. Vol. 1. No. 1. Pp. 62-74.
3. Peng G., Sterling M., and Bocko M. Non-contact, capacitive biosensor electrodes for electrostatic charge reduction // In: 2013 IEEE Sensors, 2013. Pp. 1-4.
4. Taheri B.A., Knight R.T., and Smith R.L. A dry electrode for EEG recording // Electroencephalography Clin. Neurophysiol. 1994. Vol. 90. No. 5. Pp. 376-383.
5. A performance comparison of dry-foam type capaci-tivelycoupled EEG electrodes depending on the contact area / J.H. Kim, H.J. Baek, Y.G. Lim, and K.S. Park // In: 46th Conference of Korean Society of Medical & Biological Engineering. Korea, 2012. Pp. 517-518.
6. Ott H.W. Noise reduction techniques in electronic systems. New York: Wiley, 1988.
Поступила 14.05.2019; принята к публикации 29.07.2019 Информация об авторах
Журавлев Дмитрий Владимирович - канд. техн. наук, доцент кафедры радиоэлектронных устройств и систем, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: ddom@bk.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0002-1087-9704
Сафонов Иван Александрович - д-р техн. наук, доцент кафедры радиоэлектронных устройств и систем, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: saff@inbox.ru, ORCID: https://orcid.org/ 0000-0003-3825-4770
Остроумов Иван Владимирович - канд. техн. наук, доцент кафедры радиоэлектронных устройств и систем, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: vanik07@mail.ru, ORCID: https://orcid.org/ 0000-0003-2796-2886
Анисимов Иван Сергеевич - студент, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: pilot7mig@yandex.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0002-0681-1299
DEVELOPMENT OF CONTACTLESS ECG SIGNALS READING SYSTEM D.V. Zhuravlev, I.A. Safonov, I.V. Ostroumov, I.S. Anisimov Voronezh State Technical University, Voronezh, Russia
Abstract: in this article, we consider the features of the development of a system designed for non-contact reading of biomedical indicators (ECG signals), by calculating and modeling the electrical circuit that allows the non-contact sensor system to register the bioelectric potentials of the human body. The electrical circuit provides maximum gain in the most favorable conditions. If you rely on the worst performance, the amplitude of the QRS-complex will reach the gain limit with the appearance of the best conditions for the removal of biopotentials. Capacitive electrodes will allow one to reach a completely new level of convenience and comfort of using biomedical measuring devices in everyday life, and will significantly reduce costs due to the very long term use of such electrodes. The active filter, among other things, also helps to get rid of common-mode noise induced by the power supply network. The model includes: a direct electrode that provides contactless sensing of the biopotentials of the person through capacitive coupling; buffer stage, necessary for matching the receiving part of the device with the subsequent stages; high-frequency filter with the required cutoff frequency; voltage divider as a DC voltage mixer to the required value; active filter, serving for the final gain and low-frequency filtering of the electric signal
Key words: system of non-contact reading of biomedical parameters, ECG, active filter, capacitive electrode
References
1. http://www.ti.com/lit/ds/symlink/lmp7702.pdf
2. Teng X.-F., Zhang Y.-T., Poon C., Bonato P., "Wearable medical systems for p-health," IEEE Rev. Biomed. Eng., Jan. 2008, vol. 1, no. 1, pp. 62-74.
3. Peng G., Sterling M., Bocko M. "Non-contact, capacitive biosensor electrodes for electrostatic charge reduction", IEEE Sensors, 2013, pp. 1-4.
4. Taheri B.A., Knight R.T., Smith R.L. "A dry electrode for EEG recording," Electroencephalography Clin. Neu-rophysiol, 1994, vol. 90, no. 5, pp. 376-383.
5. Kim J.H., Baek H.J., Lim Y.G., Park K.S. "A performance comparison of dry-foam type capacitivelycoupled EEG electrodes depending on the contact area", 46th Conference of Korean Society of Medical & Biological Engineering, Korea, 2012, pp. 517-518.
6. Ott H.W. "Noise reduction techniques in electronic systems", New York, Wiley, 1988.
Submitted 14.05.2019; revised 29.07.2019 Information about the authors
Dmitriy V. Zhuravlev, Cand. Sc. (Technical), Associate Professor, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh 394026, Russia), e-mail: ddom@bk.ru, ORCID: https://orcid.org/0000-0002-1087-9704
Ivan A. Safonov, Dr. Sc. (Technical), Associate Professor,Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh 394026, Russia), e-mail: saff@inbox.ru, ORCID: https://orcid.org/ 0000-0003-3825-4770
Ivan V. Ostroumov, Cand. Sc. (Technical), Associate Professor, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh 394026, Russia), e-mail: vanik07@mail.ru, ORCID: https://orcid.org/0000-0003-2796-2886
Ivan S. Anisimov, Student, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh 394026, Russia),e-mail: pi-lot7mig@yandex.ru, ORCID: https://orcid.org/0000-0002-0681-1299
