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哈尔演理t 大学t 学硕七学位论文 基于u s b 技术的心电检测系统的研究与设计 摘要 随着社会的进步和科技的发展，人们对健康观念、健康方式和途释都发 生着深刻的变化。我国是心脑血管疾病的高发区，然而多数医院的心电监护 设备数量少、不宜移动、且成本高，无法满足市场的需求。为了满足对心电 监护设备的需求，降低医疗成本，需要一种能与p c 机进行通信和传输，利 用p c 机强大运算能力的心电检测系统。本系统采用u s b 技术，利用u s b 接口具有传输速度快、可以采用总线供电、易于扩展、使用灵活、支持即插 即用和热插拔功能等特点，有效地解决了系统与p c 机的通信和传输问题。 基于u s b 技术的心电检测系统的设计严格遵循u s b l 1 协议，采用台 湾凌阳公司生产的s p c e 0 6 1 a 微控制器，采用p h i l i p s 公司生产的带并行总 线的p d i u s b d l 2 芯片作为u s b 接口芯片。其中单片机系统主要完成信号 采集、f l a s h 存储和数据通信；p d i u s b d l 2 实现u s b 接口通信；微机完 成数据接收、存储、数据处理、显示等功能。在数据处理中，本文针对 e c g 的主要噪声工频干扰和基线漂移详细讨论了采用小波变换滤波的方 法，这种方法与传统滤波相比具有明显的优点；在q r s 波检测过程中采用 了几种传统方法相结合的方法，基本满足了q r s 波检测的需要。本系统在 软件设计中采用汇编语言、c 语言编写数据采集，f l a s h 存储和对u s b 接 口芯片进行协议处理及数据交换的程序。上位机的数据处理和显示程序应用 v c + + 编写完成。 关键词s p c e 0 6 1 a ：u s b ( 通用串行总线) ；e c g ；小波变换 哈尔滨理丁大学工学狮t 学位论文 r e s e a r c ha n dd e s i g no fe c gd e t e c t i n g s y s t e mb a s e do nu s bt e c h n o l o g y a b s t r a c t t h em o v e m e n to ft h es o c i a la n dt e c h n o l o g i c a lp r o g r e s s ，h e a l t h yc o n c e p t ， h e a l t h yf a s h i o na n da p p r o a c ho fp e o p l ea r ed e e p l yc h a n g i n g t h e r ei st h ea r e ao f c a u s i n gh e m a ld i s e a s eo fh e a r ta n db r a i nf r e q u e n t l yi no u rc o u n t r y b u tm o s t h o s p i t a l sh a v ef e wc a r d i o g r a md e t e c t i n ge q u i p m e n t s ，a n dt h e s ee q u i p m e n t sc a n n o tb em o v e de a s i l ya n dh a v et o oh i g hp r i c e ，s ot h ee q u i p m e n t sc a nn o ts a t i s f y n e e d so ft h em a r k e t f o rs a t i s f y i n gt h en e e da n dd e p r e c i a t i n gt h ei a t r i c a lc o s t ，w e n e e dak i n d o fc a r d i o g r a md e t e c t i n gs y s t e m ，w h i c hc a l lc o m m u n i c a t ea n d t r a n s m i tw i t ht h ep ca n du s i n gp o w e r f u lc a l c u l a t i o no ft h ep c t h es y s t e m a d o p t st h eu s bt e c h n i q u e ，w h i c hh a st h ec h a r a c t e r i s t i c so fb u so f f e r i n gp o w e r , e x t e n de a s i l y , u s i n gn e a t l ya n dp l u g i n ga n dp l a y i n g ，a n de f f e c t i v e l yr e s o l v et h e p r o b l e mo fc o m m u n i c a t i o na n dt r a n s m i t i o nw i t ht h ep ca n ds y s t e m d e s i g no fe c gd e t e c t i n gs y s t e mb a s e do nu s bt e c h n o l o g ys t r i c t l yf o l l o w s u s b l ip r o t o c 0 1 t h es y s t e mu s e st h es p c e 0 6 1 am c uw h i c hi sm a d eb y t a i w a n e s es u n p l u si n c a n dt h ec m o s c h i po fi n t e r f a c eu s e sp d i u s b d 12o f p o s s e s s i n go fc o l l a t e r a lb u s ，w h i c hi sm a d eb yp h i l i p si n c t h em c us y s t e m c h i e f l ya c c o m p l i s h e sc o l l e c t i n gs i g n a l ，f l a s hs t o r a g ea n dd a t ac o m m u n i c a t i o n a n dp d i u s b d12 a c c o m p l i s h e s u s bi n t e r f a c ec o m m u n i c a t i o n 。t h ep c a c c o m p l i s h e sd a t ai n c e p t i o n ，s t o r a g e ，d a t ad i s p o s a la n dd i s p l a yf u n c t i o n s i nd a t a d i s p o s a l ，a i m i n ga tp r i m a r yn o i s eo ft h ee c gw h i c ha r e5 0 h zf r e q u e n c yd i s t u r b a n db a s e l i n ed r i f t ，t h ep a p e rd i s c u s s e st h em e t h o do fu s i n gw a v e l e tt r a n s f o r m f i l t e ri nd e t a i l t h em e t h o dh a so b v i o u sm e r i t st oc o m p a r ew i t ht h eo n eo f c o n v e n t i o n a lf i l t er i np r o c e s so ft h eq r sw a v ed e t e c t i o n ，w eu s i n gt h em e t h o d o fc o m b i n i n gs e v e r a lc o n v e n t i o n a lm e t h o d s ，a n dm a ys a t i s f yn e e do ft h eq r s w a v ed e t e c t i o n t h es y s t e mu s i n gc o m p i l ea n dcl a n g u a g ep r o g r a m m et h ed a t a c o l l e c t i o n ，f l a s hs t o r a g e ，d i s p o s a lt ou s bi n t e r f a c ea n dd a t ae x c h a n g i n gi n s o f t w a r ed e s i g n t h ed a t ad i s p o s a la n dd i s p l a yp r o g r a m m ea r ea c c o m p l i s h e db y i i 竺垒薹矍三奎茎三兰竺圭兰堡竺兰 v c + + k e y w o r d ss p c e 0 6 1 a ；u s b ；e c g ；w a v e l e tt r a n s f o r m i i i 哈尔滨理工大学硕士学位论文原创性声明 本人郑重声明；此处所提交的硕士学位论文基于u s b 技术的心电检 测系统的研究与设计，是本人在导师指导下。在哈尔滨理工大学攻读硕士 学位期间独立进行研究工作所取得的成果。据本人所知，论文中除已注明部 分外不包含他人已发表或撰写过的研究成果。对本文研究工作做出贡献的个 人和集体，均已在文中以明确方式注明。本声明的法律结果将完全由本人承 担。 作者签名： 徐琵 日期：0 歹年3 月肚日 哈尔滨理工大学硕士学位论文使用授权书 基于u s b 技术的心电检测系统的研究与设计系本人在哈尔滨理工 大学攻读硕士学位期日j 在导师指导下完成的硕士学位论文。本论文的研究成 果归哈尔滨理工大学所有，本论文的研究内容不得以其它单位的名义发表。 本人完全了解哈尔滨理工大学关于保存、使用学位论文的规定，同意学校保 留并向有关部门提交论文和电子版本，允许论文被查阅和借阅本人授权哈 尔滨理工大学可以采用影印、缩印或其他复制手段保存论文，可以公布论文 的全部或部分内容。 本学位论文属于 保密口，在年解密后适用授权书。 不保密口 ( 请在以上相应方框内打4 ) 作者签名：彳n 吉乞 日期； d 年3 月估日 导师签名： 毖参鲰 f 日期： 口彳年】月盟日 哈尔滨理工大学t 学硕t 学位论文 第1 章绪论 1 1 课题的来源及研究的目的和意义 随着社会的进步和科技的发展，人们对健康观念、健康方式和途径都发生 着深刻的变化。我国是心脑血管疾病的高发区，然而多数医院的心电监护设备 数量少，不宜移动，且成本高，无法满足市场的需求。为了满足这种需求，降 低医疗成本，需要一种便携式的心电监护设备。 目前，心电监护仪在国外已经产品化，规模化，如h p 等较大的电子仪器 公司都有成套的产品，并且功能齐全，性能良好，已经在临床大量使用，但价 格十分昂贵，一般都在几十万元左右。而即使是便携式的小型心电监护设备， 价格也在数万元之问，这显然不能满足人们日常使用的需要。此外，由于便携 式设备往往功能比较简单，对于较复杂的病情无法判断，而且患者因距离等原 因，无法与专家进行经常性的沟通，同时自己也无法像专家一样对数据进行精 确的判断，因此大大降低了诊断效率，严重时可能贻误病情。钊刘毛家- 1 忠者 由于距离问题无法沟通的情况，有效利用计算机网络通讯无疑是最行之自，效的 方案，本文正是基于以上原因开发了适用于家庭使用的价格低廉的便携式心电 检测系统。它很好的解决了数据存储与传输的问题，架起了专家与患者之日j 的 桥梁。它的开发预期目标是对心电信号进行采集存储，经u s b 接口与计算机通 讯和传输，并由计算机对心电信号进行分析和处理，同时也可以将数据进行保 存，并通过网络与专家进行沟通，提醒患者服药或者入院检查。最大限度地提 高突发心脏病救治成功率，从而实现远程医疗“”“”监护的功能。 1 2 心电检测技术的历史和现状 e c g 信号是生物医学信号中的一大类，e c g 信号分析主要是提取p 、 q r s 、t 波和s t 段的参数( 幅度、宽度、斜变) 并分析波形。其准确度，叮 靠性的好坏决定诊断结果的准确性和可靠性。e c g 检测足2 0 世纪建立起柬行 广泛应用于临床诊断和监测的重大技术成果之一。1 8 9 5 年荷兰生理学家 e i n t h o v e n 在改进毛细管电位计的基础上，获得了现代的心电波形。1 9 0 3 年， e i n t h o v e n 发明弦线型心电流计，其结构是把极细的铂丝或镀会的石英纤维支 哈尔泞理t 大学t 学碜f 学位论文 撑在强磁场的空气隙中，当心电电流通过弦时，引起弦在磁场垂直方向上的移 动，再用光学投射系统放大，投射在移动的胶卷或纸上，从而真实的记录了心 电图，这种方法确定了心电图测量的标准导联。1 9 1 2 年w a i l e r 将心电变化曲 线命名为“心电图”( e l e c t r o e a r d i o g r a m ，e c g ) 。由于心电图对心血管疾病 诊断尤其是心脏疾病诊断具有重要意义，它在临床上得到广泛应用。 1 9 5 7 年，美国物理学家h o l t e r 首创了一种用磁带记录器对正常活动状态 下的病人做长时间连续心电图记录的方法，开辟了时问全信息和环境全信息心 电记录和诊断的新领域，从而在某种程度上弥补了常规心电图的不足之处。这 种长时间连续记录的心电图称为动态心电图( a m b u l a t o r ye l e c t r o c a r d i o g r a p h ， a e c g ) ，它提供的长时间动态心电图记录对心率失常的检出、早期心血管病 诊断、抗心率失常治疗的评价以及心率失常和生理关系的研究具有藿要意义。 a e c g 主要涉及两大技术，一是采集、存储和传输技术，二足自动分析技术。 1 2 1 采集、存储和传输技术 1 9 6 0 年，美国及加拿大的医疗中心相继开创了冠心病监护病房( c c u ) 和加强护理病房( i c u ) ，通过长时l 日j 的示波监护对病人进行治疗。但是数量 庞大、分南环境复杂的院外患者，h o l t e r 和c c u 等还是无法解决问题。2 0 世 纪7 0 年代，美国研制成功了利用电话线传送心电图的监测系统( t 1 m ) 1 。 n m 系统是微机为基础的心电传输接收和心电数扼库管理系统，通过电话 线传输心电信息及计算机处理实现对病人的心电监护。随着电子、计算机、特 别是网络通信技术的飞速发展，t t m 系统的发展迅速，心电监护参数只趋多 元化，医疗机构开始建立心电监护网络和数掘处理中心，实现了中央集中监 护、远程监护和家庭健康监护等多种监护方式。与之对应的患者随身佩带的便 携式心电监护仪也因此得到发展。 早期的h o l t e r 系统中，马达变速、定期保养和更换是磁带记录的一大难 题，1 9 8 5 年后出现了固态h o l t e r 系统，它把心电信号转换成数字信号后存储 在芯片上，避免了马达引起的一些问题。目前各大、中型医院已经采用了以 r a m 作缓冲、磁光盘记录的h o l t e r 系统。9 0 年代以束，国外多导步心电检 测技术日趋成熟，这是心电检测系统的重大发展和进步。进入2 1 世纪，心电 产品正向着数据检测多样化，数据处理中心化以及设备小型化等方面发展，而 本文也正是针对这些领域对心电设备进行探讨。 竺尘兰矍三奎兰三兰竺三耋堡竺兰： 1 2 2 自动分析技术 1 9 5 9 年p i p b e r g e r 等人完成了一个可以区分正常和异常心电图的程序，并于 1 9 6 1 年首先开发出导联心电图分析程序。同年，h o l t e r 首创便携式磁带记录仪 器，突破了空间的限制”1 。七十年代后期，微处理技术的高度发展更加促进了 e c g 自动分析技术的研究。带有微处理器的具有分析判断功能的心电图机( 心 电分析机) 极大的提高了心电数据处理速度和同步性，从而提高疾病诊断成功 率。自七十年代以来，e c g 自动分析技术十分迅速。具有大存储量，良好的人 机界面，强有力的编辑和分析功能的心电监护仪器已经逐渐成为医生诊断心血 管疾病不可缺少的重要工具。 目前，e c g 自动分析技术主要足提高信号检测的准确牢，其巾最荩本的足 检；孤j q r s 波，这是因为它不仅是诊断心率失常的最重要依掘，而且只有在q r s 确定后于能分析e c g 的其他细节。早期的q r s 检测由硬件完成，f h 随着计算机 技术的发展，软件检测技术占据了主导地位。目前，对心电噪声抑制采用低通 滤波方法，这种方法虽然可以滤除迭加性白噪声，但同时也衰减心电信号中各 种波的幅度”。一般q r s 波检测方法由以下三个步骤组成：e c g 信号的带通滤 波、非线性变换及基于规则的q r s 波检测”1 。其检测方法为基于信号处理的 q r s 检测和基于图像识别的q r s 检测”1 。 基于信号处理的q r s 检测：对e c g 信号所进行的变换运用最为广泛的足作 差分，这其中有j a c k s o n 的两点差分，为了把e c g 信号转换成易于识别的荦向形 式，m u r t h y 在一阶差分的基础上求平方以检测p v c 。a h l s t r o m 研究的h o l t e r 实 时检测系统在e c g 一阶和二阶差分基础上检测q r s 波。以上q r s 检测方式都是 用固定阈值进行判别，由于可能有干扰，或者有高p 波、高t 波，若其滤波后超 过该闽值，会产生假阳性( f a l s e p o s i t i v e ，f p ) 检测；另一方面，当心律失常或 q r s 波幅度变小，阐值设置过高，会导致漏检，即假阴性( f a l s en e g a t i v e ，f n ) 检测。因此有必要采用一些阈值自动调整规则，如有幅度阈值、斜率阈值和时 间阈值等”i l o 。 基于图像识别的q r s 检测：把e c g 中不同的波形和线段分解成一系列模式 ( 线段和尖峰) ，把每个模式的特征参数( 如线段的斜率、起点、终点等) 用 一组符号表示，检测这些符号构成的序列，当某一序列符合q r s 波所具有的符 号序列时，则判定该序列所对应的e c g 段为q r s 复合波。关键在于划定模式和 定义所用的符号序列”。 国内外不少学者也把小波变换用于心电图特征点标定的研究”n ， 哈尔滨理t 大学t 学够+ 学位诊丈 用样条小波和m a r r 小波( 高斯函数的二次导函数) 设计小波滤波器组t 用 m a l l a t 算法“”计算小波变换，通过可变阂值检测小波变换的过零点或模极大值 来标定r 峰位置，并用一系列策略对杯定值进行修正以增强算法的抗干扰能的 力，提高q r s 波的正确检测率，同时还分析了二次微分小波相对于一次微分小 波在r 波检测过程中的不同之处“”。 1 3 课题研究内容 课题的研究内容就是设计一套基于u s b 技术的心电信号检测系统。其中 包括： 1 心电采集系统、f l a s h 存储系统的软硬件设计。 2 u s b 接口传输系统的软硬件设计。 3 心电数据的滤波和检测软件设计。 4 上位机的接收、存储、显示等软件设计。 5 对系统进行调试。 哈尔滨理工大学丁学硕七学位论文 第2 章系统整体设计方案 2 1 心电基本原理 心电信号属于强噪声背景下的低频微弱信号，是一种复杂的自然信号，所 以对心电系统的设计有其特殊性，应区别于工业工程中的情况。对心电信号的 了解有助于系统整体方案的设计。 2 1 1 心电图的产生及特征 讵常人体内，每一个心动周期中，起自窦房结的自动节律性兴奋，绎传导 组织引起全部心房和心室肌的相继除极和复极。心脏各部分兴奋过程中出现的 电变化的方向、途径、次序和时| 日j 都有一定规律。这种生物电变化通过心脏周 围的导电组织和体液反映到身体表面上来，使身体各部位在每一次心动周期中 也都发生有规律的电变化。因此，在体表的任意相隔一定距离的两个点之间存 在电位差。体表的电位分却随心肌的电活动而不断地变化。所以任意两点之问 的电位差也是变化的，这个电位差是周期性曲线。把测量电极放在人体表面的 一定部位，记录的心脏电变化曲线即临床常舰心电图( e l e c t r o c a r d i o g r a m ， e c g ) 。心电图一般包括p 波、q r s 复合波和t 波，有时u 丁石到后继的u 波。 连接两个波群之间的是心电图的基线，即等电位线，反映此时各部分心肌的电 位相等，体衷电极上无电位差。 1 p 波反映心房除极的综合向量。高度不超过o 2 5 m v ，宽度o 0 6 s 0 1 1 s 。超过上述范围为p 波过高或过宽，属于异常现象。 2 p - r 间期自p 波开始至q 波开始的间距。代表自心房开始除极到心室 开始除极的时问。p r 间期的正常值随年龄和心率而有所等别，心率慢者。p r 间期较长。正常成人一般在0 1 2 s 0 2 0 s 之间。 3 o r s 复合波反映整个心室的除极综合向量的变化，即整个q r s 在各导 联轴上的投影。典型的q r s 复合波包括第一个向下的负波一q 波，一个快速 向上的正波一r 波，和随后的向下的负波一s 波。正常q r s 时间在o 0 6 s 0 0 8 s 之间，一般不超过0 1 0 s 。 4 s - t 段由s 波结束到t 波丌始的线段。反映左、右心室全部除极完毕 到复擞，f 始以韵的一段时| 日j 。 哈尔滨理_ 大学t 学修十学位论文 5 t 波反映心室复极的综合向量。 6 o - t 间期从q 波丌始到t 波结束。反映了心j 鱼，l 始除极剑仝邙复极允 毕的一段时日j 。 7 u 波t 波之后有时可能看到的一个很小的正向波。可能表示心肌激动 后的电位变化，人们对它的认识仍在探讨中。 2 1 2 常用心电图导联 1 标准肢体导联在心动周期里最主要的心电综合向量通常指向左酮下 方，因而通常反映在左下肢的电位最高，而右上肢电位最低，左上肢的电位居 中。习惯上采用的三个标准导联就是将正常情况下电位较低的一个肢端连接心 电图机的负极，较高的一端连正极，以便在多数导联上得到以正波为主要的心 电图波形。 2 加压单极肢体导联如以标准导联中的一个肢体记录电极连接心电图 机的正极为探查电极，而另一记录电极连接于身体的零电待点作为“无干电 极”，这样记录所得可以说就是心电综合向量反映于该端的“绝对”变化。这 种连接方式称为单极肢体导联。人们从理论和实践上证明：将右上、左上、左 下三个肢体以导线联结于一点，该处的电位即等于或接近于零电位，称为“中 心电端”。为渭除各个记录电极同肢体皮肤连接处局部电阻不同所造成的差 异，在组成中心电端的各导线上均串联一个5 0 0 0 q 的固定电阻，这样可使三条 通路上的电阻值接近平衡。以后又发现只需以探查电极为一极，联接除该极以 外的另两肢为另一极，即可得到和原单极肢体基本一致的图形，但幅度增人半 倍，更便于观察。这就是目前常规应用的加压单极肢体导联。记录电极连右上 肢的导联叫a v r 导联，连左上肢的叫a v l 导联，连左下肢的叫a v f 导联。 3 胸导联胸导联也是一种单极导联。胸导联中将探查电极置于胸前不 同位置，连接心电图机的正极，并以中心电端作为无干电极接心电图机的负极 进行记录。由于胸导联的探查电极距心室较近，可更好地反映附近心肌的局部 电位变化，因而在冠心病及其他心肌疾患的诊断上有更大的价值“。其中，v l 和v 2 导联在第四肋日j 隙胸骨左右缘，v 4 导联在左锁中线和第五肋间隙相交 处，v 6 在左腋中线相当于v 4 水平位置，v 3 在v 2 和v 4 导联连线中点处， v 5 在v 4 和v 6 导联中点处。 本文采集的数据使用改进的v 5 导联方法：正极置于胸骨右缘第四肋处， 负极放在左锁骨中线下方，所获得的波形与v 5 导联相似，参考电极通常放在 哈尔漳理t 大学t 学硕士学位论文 右锁骨中线第5 肋骨上方。 2 1 3 心电信号的特征 1 微弱性心电信号非常微弱，一般只有o 0 5 5 m v ，典型值为l m v 。 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 0 5 1 0 0 h z ，能量主要 集中在0 5 2 0 h z 。 3 不稳定性人体与外界有密切的联系，内部各器官日j 存在相瓦影响， 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 1 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 5 0 h z 工频及其各次谐波的干扰从人体表面采集的e c g 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：其 频率成分包含有5 0 h z 的基波及其各次谐波；其幅值成分在e c g 峰峰幅值的 0 5 0 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3 0 m v 的皮肤 电势。当皮肤伸张时，皮肤电势降到大约2 5 m v 。这5 m v 的皮肤电势变化反映 到e c g 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 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可以有效 降低此类噪声。 坠查堡矍三奎茎三兰矍! 兰竺丝塞 2 2 系统设计原则 心电检测系统作为医用辅助诊疗设备，同时也是以微型计算机为核心的应 用电子仪器，它的最终目的是面向市场和面向用户。因此在系统设计、研发的 各个阶段必须要考虑兼顾各方面的特点和技术要求，在系统设计的整个过程中 始终要遵循以下几条原则”1 i 。l lo ， 1 安全性原则设计和制作要完全依据g b 9 7 0 6 1 1 9 9 5 医用电气设备安 全通用要求规定的内容进行，保证系统的电气性能安全。 2 准确性原则人体的生物信号都是极其微弱的信号，非常容易受到人 体静电和环境感应电的干扰，因此在设计、制作中要采取一切手段保证信号的 不失真。 3 可靠性原则必须保证能够长时间稳定的工作，性能可靠而不出故 障。 4 通用性和可移植性原则要求通用性尽可能好，能灵活的进行功能扩 充。尽可能采用通用的系统总线结构，以便在需要时进行扩充。 5 先进性和可发展性原则考虑到计算机技术的迅速发展，设计必须要 为以后系统的升级、改造留有手段，同时在技术上要做到适度超前。 6 简易性原则由于产品面向家庭用户，所以方便快捷的使用也非常重 要。 2 3 系统整体结构 图2 一i 系统总体框图 f i g 2 - ib l o c kd i a g r a mo f s y s t e m - 8 心电检测系统主要包括：模拟电路、电源电路、单片机系统、f l a s h 存 储电路和u s b 接口电路等部分( 见图2 1 ) 。 在设计上，模拟电路的主要功能是对电极采集的心电信号进行放大和简单 的滤波；电源电路主要是将9 v 电池电压转为正负5 v 和3 3 v 电压供电路使 用；f l a s h 用于存储采集的数据；单片机系统负责a d 转换，信号处理以及 对系统各部分的控制；u s b 接口电路用于与上位机通讯。 2 4u s b 总线 当今的计算机外部设备，都在追求高速度和高通用性。为了满足用户的需 求，以i n t e l 为首的七家公司于1 9 9 5 年推出了u s b ( u n i v e r s a ls e r i a lb u s ，通用串 行总线) 总线协议，专用于低、中速的计算机外设。目前，u s b 端口己成为了 微机主板的标准端口；而在不久的将来，所有的微机外设，包括键盘、鼠标、 显示器、打印机、数字相机、扫描仪和游戏手柄等等，都将通过u s b 与 机相 连。这种连接比以往普通并口和串口的连接而占，主要的优点足速度高、功耗 低、支持即插即用( p l u g & p l a y ) 和使用维护方便。 t 作为开发者，我们最关心的便是如何去开发u s b 外设。由于u s b 协议非 常复杂，控制器芯片必须知道如何检测并对u s b 端口的事件做出反应，它必 须为设备提供存储要发送的数据和获得已经接收到的数据的一种方法。控制器 芯片在进行u s b 通信时所需要的支持是不同的。一些芯片只需要访问一系列 寄存器以存储和恢复u s b 数据。其他的芯片要求设备程序代码做更多的工 作，包括管理描述符的重新获得、设定数据切换值和保证正确的交换包被发送 等。一些控制器芯片上有通用功能的c p u ，而其他的控制器芯片则采取最简 单的方法和接口与一个外部c p u 连接，按需要处理与u s b 控制器之问的非 u s b 任务和通信”。1 。因此，微控制器和u s b 接口的选择有二种方式：带 u s b 接口的单片机和通用u s b 收发器两种。 1 u s b 接口的单片机主要有r n t e l 的8 x 9 3 0 系列，c y p r e s s 公司的 e z u s b ，以及m o t o r o l a 公司的m c 6 8 h c 9 0 8 j b 8 系列等。这种方案的最人 优点在于开发难度较小，因为大多数这样的单片机都是基于8 0 5 1 结构或者其 它常见的结构，同时均有完备的开发辅助文档和代码实例，但是其开发一般需 要号用的仿真器，并且对于简单或低成本系统，价格高将会是最大的障碍。 2 通用u s b 收发器主要产品有p h i l i p s 公司的p d i u s b d i l ( 1 2 c 接口) 、 p d i u s b d l 2 ( 并行接口) ，n s 公司的u s b n 9 6 0 3 9 6 0 4 ( 并行接口) 等。通用 u s b 收发器仅处理u s b 总线相关事务，必须有一个外部微处珲器来进行协议 哈尔滨理工大学t 学顾t 学位论文 处理和数据交换。这种方案的主要特点是成本低、接口形式多样、可靠性高， 具有很高的灵活性，尤其适合于产品的改型设计，缺点是开发者需要非常熟悉 u s b 的协议，以处理u s b 总线事务，同时要用微处理器控制收发器的工作。 根据现有的条件，本系统采用第二种方案。u s b 接1 ：3 芯片采用p h i l i p s 公 司的p d i u s b d l 2 ，它是一种价格便宜、功能完善的并行接口芯片，支持多路 复用、非多路复用和d m a 并行传输“”微控制器采用台湾凌阳公司的 s p c e 0 6 1 a 。 2 5 系统工作过程 便携式心电检测系统设计实现对人体心电信号的单导联监测采集，以供医 生对冠心病等心脏疾病进行临床诊断以及个人对自己心脏健康状况的实时跟 踪。系统工作过程如下； 1 被测者保持放松、平和的心态。 2 心电电极贴在人体体表，正确连接电极与前端信号采集电路。 3 检查电路连接无误后，接通电源，然后按“运行”控制键，系统斤始 采集信号。按“结束”控制键完成采集过程。 4 将系统用u s b 线路与p c 相连，按“上传”控制键将数据传输到p c 上，然后利用编辑的软件将图像打开，完成成像过程。 2 6 本章小结 本章主要介绍了心电的基本原理，系统设计原则，系统整体结构，u s b 总 线以及系统工作的过程。对于系统的设计思想方法及实现方案做出了概括性的 介绍，并根据此整体设计方案进行下一阶段的硬件和软件设计。 哈尔演理丁大学t 学硕卜学 奇论文 3 i 模拟电路 第3 章系统的硬件设计与实现 3 1 1 心电模拟信号的设计要求 由于人体的心电信号有微弱、低频、易受干扰、不稳定、随机等诸多特 点，因此对心电放大器的设计有很苛刻的要求。需要考虑此的因素有以下几 点： 1 高共模抑制比电极与皮肤接触引起的极化电动势可作直流共模干扰输 入到心电放大器，其值可能达到数百毫伏的程度，远比心电信号大得多。而且 心电信号的探测要受到现场很多电气设备的干扰，尤其是市电的共模干扰，还 有其他共模干扰常把微弱的电信号淹没。共模抑制比( c m m r ) 是衡量心电放 大器对共模干扰抑制能力的一个重要指标，也是克服温度漂移的重要因素。为 了防止心电信号的输出淹没在5 0 h zi 频、电极极化电压或其他共模干扰电压 之下，一般要求c m m r 应达到8 0 d b 以上。 2 频率响应由于人体心电信号的频谱范围为0 0 5 h z 1 0 0 h z ，所以要 求心电放大器在此频率范围内必须不失真地放大所检测的各种心电信号，为了 减少不需要的带外噪声，心电信号采用带通滤波器，同时设计抗5 0 h z 工频于 扰的方法，这样处理后的心电信号才具有可靠的诊断价值。 3 高输入阻抗心电放大器输入阻抗的设计取决于人体的阻抗特性、所 使用的电极类型以及与人体的接触界面。心电放大器通过电极连接到人体上， 由放大器的输入端向人体方向看去，从电极、导电膏、皮肤( 角质层、粒层、 汗腺) 、组织液n , b 脏外壁形成了信号源阻抗，这个源阻抗可看作由一组串并 联的电阻及电容组成。在低频情况下，这个源阻抗为纯电阻。组织液离子浓度 的变化，皮肤与电极的松紧程度，皮肤的干湿、清洁情况以及角质层的薄厚程 度都会影响电阻值1 。由于心电信号源具有高阻抗的特性，而心电信号又是微 弱的，若心电放大器的输入阻抗不高，那么经过分压后，心电放大器输入端的 信号就非常微弱，所以要求前置放大器具有较高的输入阻抗。 4 增益由于心电信号非常微弱，只有0 0 5 m v 5 m v ，考虑s p c e 0 6 1 a 的a d 最大输入电压为3 3 v 以及电压抬升等因素，心电放大器设定放大6 0 0 哈尔演理t 大学t 学够卜学位论文 倍( 具体见滤波放大电路) 。从前置放大器a d 6 2 0 的技术手册可见，增益越 高，其共模抑制比( c m r r ) 也越高。但是由于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a d 6 2 0 输入端若a d 6 2 0 的增益过 高，则会使之饱和而失去放大能力。所以设计前霄放大器放大倍数为1 0 倍左 右，后级放大剩余倍数。 此外，考虑到系统的便携特性，所以在选择放大器时，同时要考虑到其功 耗及体积的特性，以便更好地降低整机的功耗和体积。 3 1 2 输入缓冲电路 输入缓冲电路的结构为电压跟随器，其作用是使人体与电阻网络隔离以及 可以缓冲两个输入端输入电阻的不平衡( 如图3 1 ) 。在图3 1 中运算放大器 采用t l c 2 2 5 2 ，t l c 2 2 5 2 是1 1 公司的双路运算放大器，其单道供电电流的消 耗仅为3 5 u a ，此外还具有较高的输入阻抗和非常低的噪声，非常适用于便携 式产品。d i 、d 2 组成双向限幅电路，对来自人体的高压干扰实施限幅，防止 因过度激励造成运放逆转而失效。电阻、电容构成一阶低通滤波电路，抑制高 频干扰。皮肤的接触电阻为5 0 0 k o ( 典型值) ，取上限截止频率为1 5 0 h z ，得 c = 2 1 2 3 p f ，实际取2 0 0 0 p f 。 图3 1 输入缓冲电路图 f i g 3 - 1c i r c u i td i a g r a mo f i n p u tc u s h i o n 3 1 3 前置放大电路 前置放大电路在模拟电路中有着举足轻重的作用，其精度的高低直接影响 系统的性能，其核心是前置放大器的选择。前置放大器的种类很多，本系统采 用荚国a n a l o gd e v i c e s 公司的低功耗的仪用放大器a d 6 2 0 。a d 6 2 0 是一种低 价格、高准确度的仪用放大器，只需通过一个外接电阻就可以设置从l 到1 0 0 0 的增益。另外，它的供电电流只有1 3 m a ，因此非常适合电池供电的便携式仪 哈尔滨理工大学t 学硕七学位论文 器中。 a d 6 2 0 的主要性能指标：最大输入失调电压5 0 u v ，最大失调漂移 0 6 肛v c ，最大偏置电流l n a ，最小共模抑制比1 0 0 d b ( g = 1 0 ) ，输入电压噪 声9 n v h z ， l k h z ，0 2 8 p vp - p 噪声( i h z - 1 0 h z ) 。a d 6 2 0 的增益通过i 脚和 8 脚之间的电阻r 设置完成，公式为 r ：1 4 9 _ 9 k ( 3 - 0 u 一l 其中g 为放大倍数。这里为了使r 为整数，取g = 1 0 9 8 ，则r 4 = 5 k 。为防 止后级放大器工作点漂移，可以采用漏电很小的金属膜电阻。 图3 - 2 前置放丈电路，滤波放大电路 f i g 3 - 2 a m p l i f i e d c i 托u i t o f p r e f a n d f i l t e r 此外，人体可以看作一个导体，人体与电源线之间，人体与大地之问存在 分白电容u ，和u ，使工频干扰耦合到人体中设电源线电压u = 2 2 0 v ，则干 扰电压： ， = u 万昔( 3 - 2 ) u 1 1 - u2 非常容易超出放大器的共模输入动态范围。为了有效的抑制，图3 2 设计 了右腿驱动电路( 在便携应用时一般接在右腹皮肤上) ，使右腿不接地，而由 r 1 5 接到反馈放大器t l c 2 2 5 4 的输出端。当右腿接地时，设空间交变电磁场 在人体上的干扰电压为= x ，当接入右腿驱动电路时，系统接入负反馈，此 时人体上的干扰电压为昵= y 。栉为反向运算放大器放大倍数，输出电压为研 y ，所以有x + ( - n 力= j ，即： 哈尔泞理- 大学t 学妒卜学位译文 j ，= 土 一 j，2l+n(3-3) 可见空间电场在人体上的干扰下降了1 + n 倍。在理想状态下，负反馈越深，干 扰抑制能力越强。但实际上，人体作为信号传输媒体，其传输特性不是纯阻 性，导联引线也有分布电容，太强的反馈可能在某特定频率上满足自激条件， 使电路不能正常工作，这基设为1 0 0 倍。 3 1 4 滤波放大电路 由于心电信号只有o 0 5 m v 5 m v ，一般不超过2 5 r n v ，综合s p c e 0 6 1 a 的a d 电压取值范围o 3 3 v 和电压抬升1 2 v 等因素，所以整个系统电压放 大6 0 0 倍。前置级放大了l o 9 8 倍，因此本级放大5 4 6 4 倍。此外，由r 8 、 r 1 2 、r 2 4 、c 1 0 和c 1 1 组成带通滤波，频率范围o 4 8 h z 1 5 9 h z 。当希望调整 放大倍数时，可对电位器进行操作，得到新的放大倍数。这罩只采用简荦的滤 波方法，进一步的滤波方法将在数字滤波中详细介绍。图3 2 为前置放大电 路和滤波放大电路。 3 1 5 电压抬升电路 1 0 0 k 图3 - - 3 电压抬升电路和调零点路 f i g 3 - 3c i r c u i to f r a i s i n gv o l t a g ea n da d j u s t i n g t oz e r o 心电信号是双极性的，存在负电压，而凌阳公司的s p c e 0 6 1 a 单片机中的 a d 是o 3 3 v ，所以在a d 转换前必须把心电信号的基线抬高。这罩采用的 方法是把放大后的e c g 信号与一个基准电源相加，从而产生完全为下的电 压。但是要注意到抬升后的电压不光要满足a d 的下限，同时相加后的电压也 不能超出a d 的3 3 v 上限。电压抬升电路如图3 3 所示。l m 3 8 5 1 2 是一个 哈尔滨理t 大学t 学坝卜学位诒史 精密基准电源，可以在1 5 u a 到2 0 m a 范围内产生1 2 v 稳定电压，其误差只有 l ，可以满足要求。 3 1 6 调零电路 ， 由于失调电压和失调电流的存在，当输入信号为零时，集成运放输出电压 不为零。为此，需要对集成运放进行调零。在集成运放的输入端加一个补偿电 压，以抵消运放本身的失调电压，达到调零的目的。如图3 3 所示，将凋零 电位器中点接地，大大减小了电源电压波动的影响。 实现调零的方法有两种。一种是在无输入时调零：即先将集成运放的两个 输入端接地，然后将输出电压调到零。但调零后接入信号源时，因信号源内阻 的影响，会使实际的零点有所变化。应一种是在有输入时调零：即在加入信号 前，将显示输出电压的示波器的扫描线调到荧光屏的中心位置。加入信号后如 果发现扫描线偏离，就调节调零电路，使扫描线回到中心位置。 3 1 7 电源电路 如图3 4 所示，系统采用9 v 电池供电，需要产生的电压有正、负5 v 和 3 3 v 。首先将9 v 电压通过7 8 m 0 5 转换成5 v 电压，再分别由l m c 7 6 6 0 和 s p y 0 0 2 9 产生5 v 和3 3 v 电压