同步采样心电信号采集器（硬件部分） 电气工程及其自动化专业毕业设计 毕业论.doc

中 国 矿 业 大 学本科生毕业论文姓 名：刘尊礼 学 号： 04051712学 院： 信息与电气工程学院 专 业： 电气工程与自动化 论文题目： 同步采样心电信号采集器（硬件部分） 专 题： 指导教师： 郝继飞 职 称： 教授 2009 年 6 月 徐州中国矿业大学毕业论文任务书学院 信息与电气工程学院专业年级 电气05级 学生姓名刘尊礼 任务下达日期： 2009年 2月 16日毕业论文日期： 2009 年 2月 16日 至 2009年 6月 20 日毕业论文题目：同步采样心电信号采集器（硬件部分）毕业论文专题题目：毕业论文主要内容和要求：通过对心电图仪器相关知识的了解与掌握，结合所学的工业自动化方向的专业知识设计一款同步采样心电信号采集器。此采集器必须符合如下的要求：（1） 体积小、精度高且价格低廉的便携式设计原则；（2） 实现国际标准12导联的心电生理信号同步采样功能；（3） 心电采集数据的掉电非易失性存储；（4） 与PC机的USB数据传输；（5） 实现对心电信号干扰的有效滤波，提高心电图所示信息的准确性。总之，要求采用硬软件资源优势互补实现国际标准12导联心电信号的采集、传输、滤波，存储和PC机的波形回放显示功能，使所设计的同步采样心电信号采集器真正成为可以用于人体心脏监护与疾病诊断的医疗仪器。院长签字： 指导教师签字：中国矿业大学毕业论文指导教师评阅书指导教师评语（基础理论及基本技能的掌握；独立解决实际问题的能力；研究内容的理论依据和技术方法；取得的主要成果及创新点；工作态度及工作量；总体评价及建议成绩；存在问题；是否同意答辩等）：成 绩： 指导教师签字： 年 月 日中国矿业大学毕业论文评阅教师评阅书评阅教师评语（选题的意义；基础理论及基本技能的掌握；综合运用所学知识解决实际问题的能力；工作量的大小；取得的主要成果及创新点；写作的规范程度；总体评价及建议成绩；存在问题；是否同意答辩等）：成 绩： 评阅教师签字： 年 月 日中国矿业大学毕业论文答辩及综合成绩答 辩 情 况提 出 问 题回 答 问 题正 确基本正确有一般性错误有原则性错误没有回答答辩委员会评语及建议成绩：答辩委员会主任签字： 年 月 日学院领导小组综合评定成绩：学院领导小组负责人： 年 月 日 摘 要 心电信号同步采集系统是心电设备的前端功能模块。本文介绍了一种基于C8051F120微控制器的嵌入式心电信号采集系统的设计与实现，该系统是12导联心电信号准同步采集系统。作为一个通用的心电信号采集器，它可以应用于多种心电设备中。另外，当PC机充当心电信号处理模块的角色时，本系统还可以通过USB接口直接和PC机连接，具有一定的独立工作的能力。该系统体积较小，功耗较低，性能良好，外围设备支持丰富而且可扩展性较高。针对系统的实际开发过程，论文将从如下几个部分进行阐述: 首先，论文简述了心电图方面的基础知识，包括心电图的产生机理和特征。在心电图的专业术语中，心电图的导联是指记录心电图时电极在人体体表的放置位置和电极与放大器的连接方式。论文给出了由本系统的通道数据获得国际标准12导联数据的换算公式，后端心电数据处理模块通过软件实现这种转换，并据此绘制出心电图。 接下来，论文提出了采集系统的硬件设计目标和微控制器选型。详细介绍了两级放大电路的设计原理。一级放大电路将信号放大10倍左右，输出信号经过去直流”处理后进入二级放大电路放大50倍左右。取自人体体表的微弱心电信号经两级放大后达到500倍左右的放大增益，便于ADC进行采样。 关键词:心电信号采集;12导联;C8051F120;实时滤波;串行通信分类号: ABSTRACTECG acquisition system is synchronized ECG front-end equipment functional blocks. This article describes an approach based on C8051F120 microcontroller embedded ECG Acquisition System Design and Implementation of the system is a 12-lead Quasi-synchronous ECG acquisition system. As a common collector ECG, it can be applied to a wide range of ECG devices. In addition, when PC-ECG processing module to act as the role, the system can also USB interface and PC directly connected with a certain ability to work independently. The system is smaller in size, power consumption Relatively low, the performance of good, rich support for peripheral devices and high scalability. For the actual development process, papers will be part of the following: First of all, the paper outlines the basic knowledge of ECG, including the ECG and the characteristics of the generation mechanism. Terms in the ECG, the ECG-lead ECG is the record of the body surface when the electrode placement Electrode location and the connection with the amplifier. Papers given by the channel data of the system to international standards 12-lead data conversion formula, the back-end data-processing module ECG software to achieve this conversion, and accordingly ECG draw. Next, the paper presents the hardware acquisition system design objectives and selection of micro-controller. Details Two-stage amplifier circuit design principle. An amplifier circuit will be about 10 times the signal amplification, the output signal To DC to deal with two amplifier after amplification of about 50 times. The weak from the body surface ECG Amplified by the levels of about 500-fold gain, easy to carry out sampling ADC. Key words: ECG Acquisition; 12-lead; C8051F120; real-time filtering;目 录ABSTRACT目录1 绪论11.1选题背景11.2课题研究现状11.3本文要实现的目标22 心电图基础知识42.1心电图产生机理42.2心电图导联体系52.2.1双极肢体导联62.2.2单极肢体导联72.2.3加压单极肢体导联82.2.4单极胸导联82.2.5本系统导联体系92.3心电信号的特征112.4心电信号的噪声干扰123 系统硬件设计133.1本系统的硬件设计目标133.2模拟电路部分的设计143.2.1心电输入电极153.2.2保护限流电路设计153.2.3威尔逊网络173.2.4一级放大电路设计193.2.5二级放大电路设计213.2.6右腿驱动电路设计233.3数字电路部分的设计263.3.1同步ADC的选型263.3.2微控制器的选型293.3.3外存储器的选型363.3.4 USB接口电路设计393.4系统的供电403.5系统抗干扰措施423.5.1系统存在的干扰类型433.5.2抗干扰措施433.6本章小结444系统软件设计454.1软件设计原则与编程方法45软件设计原则454.2系统软件设计454.3软件设计464.4软件概要设计474.5 本章小结48致 谢49致 谢49参考文献50中文译文52英文原文62.10中国矿业大学2009届本科生毕业论文 第74页1 绪论1.1选题背景 随着现代社会经济的高速发展，人们在享受着高水平的物质生活的同时，也面临着以往任何一个时期都不曾有过的心理压力，身心的负荷程度长期超载，这一切使得心脏疾病开始成为威胁人们生命和健康的严重杀手。世界卫生组织指出，目前全球每年有1700万人死于心脏病和其他心血管疾病，预计到2020年这个数字将有可能突破2000万。这些数字让人触目惊心，人们再也无法忽视或者逃避此类疾病了。与其他疾病相比，心脏病的发作往往具有随机性和突发性，多出现在家中或工作现场，大部分人因失去抢救时间而致死，也有很多病人是由于未及时发现病变延误了最佳治疗期而最终导致死亡。 然而，人类对心脏病的检测和治疗并非束手无策，很早以前，医学界人士就开始将人体生物电之一的心电信号加以应用了。1843年德国生理学家EDuBois一Reymond用动作电位(Aetionpotential)描述心肌收缩，被公认为世界电生理学研究的奠基人。1856年，R.V.koelliker和H.Muller首次在病人身上记录至小自脏的动作电位。如今己经可以通过对心电信号的分析研究对心血管病变做出预测和断.心电图仪是一记录心脏活动的专用仪器，它将心电信号经过放大、滤波后，连续曲线的方式绘制出心电图，现在心电图己经成为心脏疾病诊断的必不可少的工具之一。 目前世界上各大医疗器械厂商都竞相投入了大量的人力、物力进行心电监护系统的开发、生产和销售，并且都开发出了各具特色的心电仪产品。但是这些心电仪产品价格都十分昂贵，对于一些规模有限的医疗机构是沉重的负担。同时这些心电仪产品过于精密和庞大，不便于携带，很难在日常监测、急救状态、野外救援时进行及时的心电监护工作。 本文所基于的项目要研究和开发一种面向中小医疗机构的便携式心电仪。种心电仪性能良好、体积较小、使用方便而且便于携带。现在人们的保健意识空前提高，我们开发的这种小型心电仪适用于社区诊所之类的小型医疗机构和部分家庭促进了医疗监护设备在我国的应用和推广。 不论是何种类型的心电设备，心电信号采集系统均是心电仪的前端功能模块也是很重要的一个模块。采集模块实现对信号的放大和模数转换，并通过硬件电路实现一定的滤波功能，然后把易于处理的数字信号通过串口传递到后端心电信号处理模块。采集系统的工作质量和稳定性对后端处理模块会产生影响，我们期望设训一种小体积、低功耗、性能稳定的采集系统，能够为后端提供高质量的心电数据。 1.2课题研究现状 当前便携式心电图仪的设计主要向智能化、系统化和集成化方向发展。目前市面上常见的便携式心电仪多数是采用了前后端的实现方式，前端是以单片机为核心的心电信号采集系统，后端多数采用的是处理性能较高的嵌入式微处理器。这种处理器性能强大，它使得心电仪在心电数据采集、处理、存储和显示等功能的基础上，还能够实现对心电数据的分析。然而，这种心电仪在实现多种功能的同时，也有一些缺点:结构比较复杂、功耗较大、成本也较高。 另一方面，在导联个数上，在相当长的一段时间内， 心电导联系统一般仅仅 具有单导或三导联同步记录功能，市场上现在也还有很多这种产品.该类产品因为只支持少数的导联，因而它的液晶屏幕比较小， 用户观察起来很不方便，只能通过自带的打印机将心电图打印出来之后才能较好的观察分析。 另外，这种产品往往不适合复杂心疾病的诊断。 目前很多厂商也在竞相开发支持多导联的心电仪产品。 深圳迈瑞电子就是其中之一，它在便携式监护仪领域做出了带头作用，典型的产品有PM系列，PM-9000ExpreSS、PMS000等等。 随着集成电路技术、计算机和网络技术在医学领域的进一步深入，今后心电仪的研究和发展趋势主要包括以下几个方面: 仪器小巧化。随着集成电路技术的发展，心电检测仪器趋于小型化和便携化Hter系统和心脏BP机等代表了这一发展趋势。令多导同步心电检测系统尤其是十二导同步心电检测系统将逐步占领更多的市场份额。 今界面友好化。心电仪产品会越来越体现人性化的思想，以方便使用为设计目标之一，本课题中研究的心电仪就采用了触摸屏的方式，不仅界面友好，而且操作非常方便。 网络化。单个独立的心电仪系统可以通过网络连接，和心电检测数据库互联，提高对疾病的监测效率。令性能更高。随着微处理器和微控制器运算速度的进一步提高，心电仪的处理能力也会不断得到增强. 1.3本文要实现的目标 本论文描述的便携式心电仪采用了前端和后端的方式实现。其中前端的数据采 集板是基于C805lF系列微控制器设计的独立系统，除了应用于便携式心电仪之外，该采集系统还可以通过自身的USB接口和PC互联工作。前端同步采集模块是本要完成的工作内容，后端数据处理及显示模块的设计与实现是其他同学完成的，在此不做叙述。 本文所设计的心电数据采集系统要达到如下目标: 采集板尽量小型化，集成化。采集板的尺寸要尽量小，以便于嵌入到小型心电仪内部，本系统中采集板的表面尺寸在6cmxscm左右; 采集速率最高达到1O00sps，另外提供250sps和5O0sps的采集速率以供选择，支持12位的采样精度; 尽可能的降低功耗。开发的系统要支持电池供电，且电池供电时能持续工作4小时以上，否则将是无意义的; 可以采集任意导联的数据。采集板可以根据上位机的命令要求获取任意一个或几个导联的数据; 实时滤波功能。尽量优化软硬件资源，设计适合单片机端实时处理的FIR滤波器，去除50Hz工频干扰信号，提高采集系统的效率，在保证信号质量的基础上为心电图仪的处理系统提供更加“干净”的数据; 数据临时保存功能。采集系统要具备数据存储模块，对采集数据进行临时储同时具有可以扩展的外部存储空间，当有特殊需求时实现对大数据量的存储; 数据传送功能。采集系统可以将缓冲区中的心电信号数据通过串行接口传送至上位机的诊断系统中。 2 心电图基础知识2.1心电图产生机理 心脏是人体血液循环系统中的重要器官，依靠心脏的节律性收缩和舒张，血液才能够在封闭的循环系统中不停的流动，将氧气运输到全身各部分的组织器官，将二氧化碳排出体外，使得生命得以维持。人的心脏在每次收缩之前会先产生电激动，形成微弱的电流，约在0.02秒至0.07秒之后就有机械性的收缩活动3。 在每一个心动周期中，心脏各部分兴奋过程中出现的电信号的变化方向、途径、次序和时间都具有一定的规律性。人体是一个良好的导体，心脏正处于这一导体之中，可以将这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液传导到身体表面，使身体各部分在每一心动周期中也发生有规律的电变化。把测量电极放置在人体表面适当部位记录出来的心脏电位变化曲线就是临床常规心电图，反映了心脏兴奋的产生、传导和恢复过程的电变化。简单的说，心电图记录的是心脏活动过程中所产生的生物电。图2.1标明了一个典型的心电信号周期。图2.1典型心电信号波形示意图. 心电图的典型波形P波:由心房的激动所产生，反映心房肌去极化过程中的电位变化。前半部分主要由右心房所产生，后半部分则主要由左心房所产生。正常P波的宽度不超过0.115，典型值为0.2mV。QRS波群:反映左、右心室的电激动过程，QRS波群的宽度称为QRS时限，代表全部心室肌激动过程所需要的时间。T波:反映心室肌复极化过程中的电位变化。范围为0.1一0.smV，在以R波为主的心电图上，T波不应低于R波1/10。U波:位于T波之后，可能是反映心肌激动后电位与时间的变化，人们对它的认识仍在探讨之中。.心电图的典型间期和波段P一R间期:它是从P波起点到QRs波群起点的相隔时间，代表从心房开始兴奋到心室开始兴奋的时间，正常P一R间期为0.1小0.125，不同导联测量的P一R间期可能略有差别，P一R间期随着年龄增长而有加长的趋势。P一R段:是从P波后半部分起始端到QRs波群起点。正常人接近于基线。QRS间期:从Q波开始到s波终点的时间间隔。代表两侧心室肌的电激动过程。S一T段:从QRS复合波的终点到T波起点的一段，代表心室肌复极化缓慢进行的阶段。正常人的S一T段是接近基线的，与基线间的距离一般不超过0.05Inln。Q一T间期:自QRs波群开始至T波结束的时间，反映心室去极化和复极化过程所经历时间的总和，一般小于0.45。心率愈慢，Q一T间期愈长，心率愈快，Q一间期愈短。2.2心电图导联体系 根据生物电位产生的机理，心脏的活动伴随着电位变化，由于人体的导电能心脏的电位变化能够传到身体表面，因此在人体表面放置适当的电极就可记录脏活动的电位变化。心电图(ECG)就是通过在体表放置电极记录下来的反映心脏活动电位变化的图形。在人体体表记录心电图时，必须解决两个问题:一是电极的放置位置，二是电极与放大器的连接形式，这也是后续设计放大电路的前提。临床上为了统一和便于比较所获得的心电图波形，对记录心电图时的电极位置和引线与放大器的连接方式进行了严格的规定，并将记录心电图时电极在人体体表的放置位置和引线与放大器的连接方式称为心电图的导联。自人体体表任意2点放置电极都能描记出心电图，因此产生了一百多种导联体系。在临床应用过程中，有的导联体系数目太多，过于繁琐，有的数目又太少，容易漏掉心电信息。被世界各国公认的是应用已久的国际标准12导联体系3:即1903年Einthoven发明标准导联的【I、11、111】940年Wilson提出，1942年Goldbe堪er完善的加压肢体导联avR、avL、av与胸导联Vl、VZ、V3、V4、VS、V6。因此把国际标准十二导联体系，分别记为,aVR、aVL、aVF、VIV6，其中，I、11、111导联为双极导联，aVR、a,VF、VIV6为单极导联。 国际标准12导联体系中，需要在人体体表放置10个电极，分别位于左臂(LA)、右臂气RA)、左腿(LL)、右腿(RL)以及胸部6个电极(vl一v6)。在记录心电图时，右腿电极一般作为参考电极，其余九个电极作为心电电极。肢体电极采用的是平板式电极，胸电极采用吸附式电极。接下来，对各种导联结构进行介绍。2.2.1双极肢体导联双极肢体导联又称标准I、11、m导联，它是以两肢体间的电位差作为所获取的体表心电。其连接方式如图2.2所示，其中A代表放大器，M为右腿驱动电路。设、,分别表示左上肢、右上肢、左下肢的实际电位值，三个标准导联所获得的电位值分别标记为: ,，(公式2-l)由上式可以推导出，每一瞬间都有，双极肢体导联能反映出心脏的大概情况。当出现后壁心肌梗塞、心律失常时，在导联或导联中可一记录到清晰的波形改变。2.2.2单极肢体导联单极导联表示一个单独点的电势变化，Wilson等人在1940年提出了“中心电位端”的概念。实验中发现，当人体皮肤涂上导电膏后，左上肢、右上肢和左腿与心脏间的电阻分别为2K、1.5K、2.5K。，如果将三个肢体连接成一点作为参考电极点，在心脏电活动过程中，这一点的电位并不等于零。Wilson提出在三个肢体上各串联一个平衡电阻(阻值在5K一300K之间)，以使得三个肢体端与心脏间的电阻数值互相接近，因而把它们连接起来获得一个电位接近零值的电极电位端，称为威尔逊中心电端。Wilson中心电端的连接图如图2.3所示。在心脏电活动过程中，威尔逊中心端的电位相对恒定，表示为. (公式2-2)此时，设某一测试电极处的实际电位是，则单极导联测得的电位是: ,， (公式2-3)则两上臂，左腿三个肢体端的单极肢体导联分别为: (公式2-4)2.2.3加压单极肢体导联 Goldberger于1942年对单级肢体导联进行了一定的改进，提出了加压单极肢体导联的概念，提高了所获得的心电信号的幅度。当记录某一肢体单极导联心电波形时将该肢体与中心电端之间所接的平衡电阻断开，改进成增加电压幅度的导联式，称为加压单极导联。其连接方式如图2-4所示。 在图2.4aVR的电路中，将图2.3中Wilson中心端与右上肢的连接去掉，相当于提高了单极肢体导联所测得的电压，新的电端电位反映的是左臂和左腿电位的平均值，也就是图2.2中放大器A的负极输入。aVR、aVL、aVF导联的电位值与VR、VL、VF之间有如下关系: , , (公式2-5） ,修正后的电势比提高了50%，但是加压导联获得的心电波形形状不变。2.2.4单极胸导联 单极胸导联的连接方式是Wilson于1942年提出来的，为了探测心脏某一局部区域的电位变化，将探查电极安放在靠近心脏的胸壁上，参考电极置于威尔逊中心端，探察电极所在部位的电位变化即为心脏局部的电位变化。探察电极安放在前胸壁上的六个固定位置，如图2.5所示。将心电信号连入放大器正输入端，放大器负输入端通过参考电极接到Wilson中心端。临床诊断常常用到胸导联，由于距心脏较近，获得的心电波形幅度值较大，便于医生诊断。 单极胸导联电极位置图任意一个单极胸导联测得的电位Vi可以表示为: （公式2-6） （）2.2.5本系统导联体系 导联是电极在人体体表的放置位置及电极与放大器的连接方式，本系统采用的导联连接方式如下图所示： 本系统导联连接方式目前广泛采用的是国际标准12导联体系，如本章第二节所介绍的，为了统便于比较所获得的心电波形，后端处理模块要首先根据单片机传来的模数转换的通道值(如图2.7所示)，求得标准12导联值，接下来刁能绘制心电图。本系绩;中通道和电极的连接如图2.7所示: 图2.7 本系统电极与通道关系图示 .(1)由公式2-1可知: (2)由公式(2-2, 2-4 2-5可知: 同理可推得: (3) 由公式2-4知: (4)由公式2-2，2-6可知:同理推得:(其中n为26)由此我们得到，本系统通道值和标准12导联的关系方程如公式2-7所示。 （公式2-7）(其中n为l6)这组转换方程是后续处理模块获取标准12导联值的转换依据，计算出标准导联值之后，刁一可以绘制12导联心电图。2.3心电信号的特征（1）微弱性：心电信号非常微弱，一般只有0.055mV，典型值为1mV。要检测心电信号，就必须设计出合适的心电检测放大电路，同时必须进行滤波等抗干扰技术处理。（2）低频特性:心电信号频率比较低，频谱范围为0.05100mV，能量主要集中在0.520Hz。（3）不稳定性：人体与外界有密切的联系，内部各器官间存在相互影响，加之心脏位置、呼吸、年龄等原因，都会使心电信号发生相应的变化。因此，在对心电信号进行检测分析处理时，应该考虑到它是随时间变化的信号，应按其频谱特性，选择适当的放大系数。2.4心电信号的噪声干扰影响心电信号的噪声种类很多，主要包括以下几种：（1）50Hz工频及其各次谐波的干扰：从人体表面采集的信号常常受到多种干扰，其中人体分布电容所引起的工频干扰是其中最主要的一种。对于一个给定的测试环境而言，我们可以将这种干扰区分为频率和幅值两部分：频率成分包含有50Hz的基波及其各次谐波；幅值成分在ECG峰-峰幅值的050%范围内变化。另外，周围环境的电磁干扰也是产生干扰的一个方面。一般采用软硬件综合方法进行滤波。（2）由于呼吸和运动所产生的电极接触噪声：电极接触噪声是一种由于电极和皮肤之间接触不良或电极脱落所带来的一种不稳定的干扰。通常通过对皮肤的预处理以及适当固定电极和导联来消除这一类型的干扰。（3）肌肉收缩产生的噪声人体表皮层内、外存在典型值为30mV的皮肤电势，当皮肤伸张时，皮肤电势降到大约25mV。这5mV的皮肤电势变化反映到ECG中，即为人们所观察到的由于肌肉收缩舒张所产生的噪声。对于这种干扰，一方面可以通过对皮肤进行预处理以及穿刺技术使得效果得到改善，另一方面可以通过电极准确定位进行消除。（4）测量电子设备本身也会产生仪器噪声，这种噪声是由进行信号处理的电子装置内部电子元件所产生，这类干扰一般具有较高的频率特性，容易通过低通滤波加以滤除。电子装置产生的噪声在设备的设计中注意电磁干扰等情况也可以有 3 系统硬件设计3.1本系统的硬件设计目标 嵌入式系统，简单的说就是系统的应用软件与系统硬件的一体化，类似于BIOS的工作方式。具有软件代码小、高度自动化、响应速度快等特点，特别适合于要实时和多任务的体系51。嵌入式系统硬件的设计，建立在正确划分硬件系统和软件系统的基础之上。首先确定哪些功能通过硬件实现，哪些功能由硬件和软件配合实现，哪些功能纯粹由软件来完成。有了比较清晰的任务分配之后，才能开始进行嵌入式系统的硬件设计。由于硬件修改难度大、成本高，因此设计之前要进 设计嵌入式系统的硬件电路，要综合考虑各方面的因素，力求达到较高的性价比。虽然影响因素是多方面的，但并非无章可循，以下便是同领域科研工作者在实际的研究工作中得到的宝贵的设计经验，可作为我们的参考原则:1.对于实时嵌入式系统，选择相关器件首先要考虑必须满足实时性的要求。2.尽可能选择典型电路，并符合单片机常规用法，为硬件系统的标准化、模块化打下良好的基础。3.根据系统功能尽可能选择合适的处理器，系统中的相关器件要尽可能做到性能匹配，并尽可能选择低功耗产品。4.硬件结构应结合应用软件方案一并考虑。硬件结构与软件方案会产生相互影响，考虑原则是:软件能实现的功能尽可能由软件实现，以简化硬件结构。5.处理器外围电路较多时，必须考虑其驱动能力。驱动能力不足时，系统工作不可靠，可通过增设驱动器增强驱动能力或减少芯片功耗来降低总线负载。6.可靠性及抗干扰设计是硬件设计必不可少的一部分，它包括:芯片与器件选择、去藕滤波、印刷电路板布线、通道隔离等。7.成本允许的情况下，尽可能选择集成芯片，不仅增加可靠性，而且使用起来很简单。硬件平台的设计是应用系统设计的基础，是软件系统的载体，硬件平台的性能、可扩展性及可靠性对后面的开发工作有着决定性的作用。 3.1心电信号采集系统硬件框图3.2模拟电路部分的设计由于测量对象为人体，因此作为生物医学测量的生物电放大电路，应在前置极设计保护电路，包括人体安全保护电路和放大电路输入保护电路，而且应该考虑到作用于人体的其他医学检测设备和其他可能存在的某些干扰对放大电路的破坏作用，鉴于生理信号的上述特点，本系统采用典型的生理信号放大电路，模拟电路框图如图所示： 3.2模拟信号电路框图心电信号从心电输入电极输入，然后经过保护限流电路，得到约为1mV心电信号再经过前置放大电路，被处理后的信号具有低噪声、低漂移、低共模信号等性能。这时候的心电信号主要受工频、肌电等信号的干扰，此时将心电信号送到0.05Hz高通滤波器，再通过50Hz陷波器，消除频率为50Hz的工频信号，工频中的其它高次谐波可经后级的滤波器滤掉。为了消除频带以外的肌电等干扰信号，经陷波后的心电信号送到200Hz低通滤波器。心电信号通过如上放大滤波处理之后最后经过光电隔离得到0-5V电压波形。3.2.1心电输入电极心电输入电极用于引入人体体表电位。电极对于采集的心电信号的质量至关重要，采用的电极应该是贴附力强、透气性好、吸汗、电极导电性能好、极化电压低的优质电极，此外还应该具有对皮肤刺激小、佩带舒适、拆卸方便等优点。胸电极通常采用表面镀有AgCl并带吸附橡胶头的电极，肢体电极通常是导电夹，并在电极上涂有优质导电膏。3.2.2保护限流电路设计在人体表面的心电信号通过导线进入前置放大电路之前，每一路信号都要先经过如图所示保护限流电路。 3.3保护限流电路该电路能起到以下的作用：（1）图中F1为一氖泡，在输入电压达到30V左右时，氖泡就会导通发光，起高压保护的作用。（2）输入端的电阻R3一般选用几万欧姆。图中电路为22.1K，这样电路的电流就被限制在30/22.1K=1.5mA以下。（3）R3和C5组成一个低通滤波器，滤波频率约为30KHz，这样可以滤掉信号中的高频抖动，具有防颤的作用。（4）LF444用做一个电压跟随器，这样就是在一阶低通滤波电路的输出端再加上一个电压跟随器，使之与负载很好的隔离开来，构成了一个简单的一阶有源低通滤波电路，可以提高信号的输入阻抗，并且具有很强的带负载能力。（5）二极管D7和D8起低压保护的作用。LF444性能介绍一般说明 该LF444四低功耗运算放大器提供 许多相同的AC特性的行业标准， 标准LM148同时大大提高了直流特性 放大器的LM148.The具有相同的带宽，转换 率，并获得（以10K ？负荷）为LM148 ，只有提请 四分之一的供电电流的LM148.In此外， 以及匹配高压场效应管输入设备的LF444 降低输入偏置电流和抵消的一个因素 10,000的LM148.The LF444也有一个非常低 等效输入噪声电压低功率放大器。 该LF444引脚兼容与LM148允许的IM - 调解4次减少电力消耗在许多应用 LF444的地方应采用低功耗和良好的电气特性是主要的考虑。特征1/ 4电源电流的LM148 ： 200A/Amplifier （最大值） 低输入偏置电流： 50原（最大值） 高增益带宽： 1兆赫高转换速率： 1伏/微秒低噪声电压低功耗低输入噪声电流高输入阻抗： 1012 ？ 高增益VO= 10V ，RL= 10,000 ： 50k的（MIN）简化示意图 图3.43.2.3威尔逊网络威尔逊网络是由9个电阻组成的平衡电阻网络，6个20K欧姆的电阻（R1)组成三角形，3个30K欧姆的电阻R2组成星形，如图。3.5威尔逊网络电路图网络的3个顶点通过缓冲放人器分别与左臂(LA),右臂（RA)、左腿(LL) 电极相接，三角形各边的中点（Wa)是是加压肢体导联的相应参考点，星形的中点（Wi)是威尔逊网络中心端。 用威尔逊网络配合导联选择，既可减小均压电阻对心电信号的衰减，又不影响放大器的输入阻抗。通过电位分析可知，威尔逊网络的中心端(Wi)的电位与人体电偶中心点的电威尔逊网络的连接威尔逊网络是由9个电阻组成的平衡电阻网络，6个20K欧姆的电阻（R1)组成三角形，3个30K欧姆的电阻R2组成星形，如图。网络的3个顶点通过缓冲放人器分别与左臂(LA),右臂（RA)、左腿(LL) 电极相接，三角形各边的中点（Wa)是是加压肢休导联的相应参考点，星形的中点（Wi)是威尔逊网络中心端。 用威尔逊网络配合导联选择，既可减小均压电阻对心电信号的衰减，又不影响放大器的输入阻抗。通过电位分析可知，威尔逊网络的中心端(Wi)的电位与人体电偶中心点的电位相等，即均可视为零点位。 心电信号从缓冲放大器到导联选择电路，中间要经过威尔逊网络，威尔逊网络原理电路图如图所示.3.2.4一级放大电路设计 放大器的设计是心电信号采集系统的重要组成部分，心电数据采集器的输入信号是通过电极取自人体表皮的缓变微弱信号，其值不超过5mV，放大部分的作用是将幅度为微伏级，频率在0.05100Hz的心电信号，放大到可以观察和记录的水平。另外，由人体表面提取的心电信号还混入了其他一些干扰，因此不但要对心电信号进行放大，还要滤除干扰信号，单级放大电路无法满足要求，我们采取两级以上的放大电路。第一级放大器的主要功能是滤除共模干扰信号，同时对心电信号进行有限度的放大，接续的放大器可以进行更大增益的放大。一级放大器也称前置放大器，它的主要功能是滤除一些共模干扰信号，同时对心电信号进行有限度的放大，要求前置放大器具有高输入阻抗、高共模抑制比、低零点漂移、低噪声和线性工作范围较宽的特点。基于上述要求，本设计采用TI公司的放大器INA128作为心电信号一级放大的核心器件，它是一种低电压通用型仪表放大器，其特点如下：低失调电压：50V MAX；低漂移：0.5V/0C MAX；低输入偏流：5nA MAX；高共模抑制比：120dB MIN；宽通频带：200KHz（G=100）；输入过压保护：40V；宽电源电压范围：2.25-18V；低静态电流：700A；由此可见，INA128的性能指标是能够满足心电放大的要求的。如图所示。位相等，即均可视为零点位。 3.8 一级放大电路 Gi=1+50K/R4 Gi=11 R4=5K图中R4为增益调节电阻，增益G=1+50K/R4。本设计中R4调节在5 K左右，这样G=11。前置级不设置太高的增益是因为两个电极的极化电压总是不平衡的，两极化电压之差作为差模信号加到INA128的输入端，若增益太高，则可能使它饱和而失去放大能力。由于使用的心电电极具有一定的直流化电压，若将该极化电压直接输入二级放大器，会使放大器的静态工作点发生偏移，有可能偏出放大区，造成描记信号的失真，为了解决直流极化电压的Ib题，信号进入二级放大器之前应该设计一个RC滤波网络，即利用电容的“隔直”特性，将极化电压在一级放大电路的输出端滤除，而只允许心电信号通过。输出电压引脚所接的电容Cl与R21构成了一个高通滤波器，主要起到去直流的作用，用以抑制直流飘移和放大器通带外的低频噪声。INA128性能介绍INA12特征低失调电压： 50V最大值低漂移： 0.5V / C最高低输入偏置电流： 5nA最高宽电源范围： 2.25至 18V间低静态电流： 700A 热电偶放大器 RTD传感器放大器医疗仪器数据采集INA128是低功耗，一般 为了提供良好的仪表放大器 运算放大器的设计和小 大小使其适合广泛的应用。 电流反馈输入电路提供宽带宽度甚至在高增益（ 200kHz在G = 100 ） 。 一个单一的外部电阻设置任何收益从1到 10,000元。 INA128提供了一个行业标准增益 方程; INA129的增益方程兼容 在AD620 。 该INA128/INA129是激光裁剪极低 偏移电压（ 50V ） ，漂移（ 0.5V / C ）和高复合 周一模抑制（一二分贝地下 100 ） 。它的工作 与电源低至 2.25V ，和静态 电流仅为700A ，适合于电池供电输入保护能够经受高达 40V的无损害。 INA128/INA129采用8引脚塑料 部，与SO - 8表面贴装封装，指定 在40 C至+85 C温度INA128 也可在双配置 INA2128 。 3.9 LNA128原理电路图3.2.5二级放大电路设计一级放大电路的放大率有限，输出电平较低，因此设计二级电路进行接续的放大，并利用该电路中的滤波电路消除采集信号中的部分工频干扰。图3.10中高通滤波电路的后端使用了运算放大器LF411作为一个电压跟随器，构成了一个简单的一阶有源高通滤波电路。之所以选用LF411，是因为它具有以下特点：内端偏移电压：0.5mV MAX；输入电压温漂：10mV/ MAX；低输入偏置电流：50pA；低输入噪声电流：0.01pA/Hz；很宽的增益范围：3MHz MIN；高回转率：10V/ms MIN；低供电电流：1.8mA；高输入阻抗1012欧姆；快速稳定到达0.01%的时间2ms 3.10 二级放大电路 Gz=Gi*Gii=1000 Gii=100 Gii=R2/R3=100 R3=1K放大器的输入是对应的前置放大器的输出，滤除直流极化电压后的信号接着进入了由低功耗运算放大器LF411、R42和R66构成的二级放大电路。心电信号的频范围在0.05-100hz之间，为了消除高频信号的干扰，电路中实现了一个低通滤波器，它由图中的放大器反馈电阻R42上并联上电容CZI构成。让低通滤波器和二级放大电路合用一个运算放大器，实践证明这种方法是可行的。LF4114器件为双端供电方式，本系统中是士3V供电，所以输出端输出的信号浮动在0电平的位置，不能直接接入微控制器。电路右端R3加+3V电压，电，一方面将二级放大电路输出的信号幅度降为原