（生物医学工程专业论文）多生理信号采集系统的研制.pdf

a b s t r a c t b e i n gp e o p l em o r ea n dm o r ei n t e r e s t e r i n ga tl i f eq u a l i t y ，e q u i p m e n to ff a m i l y d o c t o rh a v eb i g g e ra n db i g g e rm a r k e t s o ，c o n v e n i e n c et a k i n gf a m i l yd o c t o r e q u i p m e n tr u s h e do nt h em e d i c a lt r e a t m e n tm a r k e t t h i sk i n do fm a c h i n en o to n l yc a n # v eap r o b a b l yj u d g ea b o u th e a l t ho fp e o p l e ，b u ta l s oc a nb eu s e da sa l la s s i s t a n t m e t h o df o rh o s p i t a l s o m eo ft h i sa l s oc a nd 0e l e m e n t a r yt r e a t m e n tf o rp a t i e n t t h i sa r t i c l ei n t r o d u c e dt h i sk i n do ff a m i l yd o c t o r , m e a s u r i n gt h r e es i g n a l so f p e o p l e ，s u c ha se c g ，s a t 0 2a n d b l o o dp r e s s u r e ，a n ds t o r a g e di nm e m o r i z e r t e m p o r a r i l y ，a tl a s tt r a n s m i t t e dt op e r s o n a lc o m p u t e rf o rn e e d t h i sf a m i l yd o c t o ru s e d s i n g l e c h i p ( c 8 0 5 1 f 0 2 0 ) a sc p u ，e x t e n d i n ge c gc i r c u i t r y , s a t 0 2c i r c u i t r y ，b l o o d p r e s s u r ec i r c u i t r y ，l c dc i r c u i t r ya n du s bs y s t e m ，f o rc o l l e c t i n g , t r a n s a c t i n g , d i s p l a y i n ga n dt r a n s m i s s i o n w ea l lk n o w ，s i n g l e * h i ps y s t e mh a sf a v o r a b l es t a b i l i t y u s e s i n g l e c h i pa sc p u ，t h ew h o l es y s t e mw i l lh a v eas t a b l yc o n d i t i o n l c ds y s t e m c h o o s e ds e d l 3 3 5 鹤c o n t r o l l e r , t h i so n e c a nd i s p l a yt e x ta n dg r a p ha to u et i m e a t l a s t ，t h i se q u i p m e n te x t e n d e du s bs y s t e mf o rt r a n s m i t t e dt e m p o r a r i l ys i n g a l sf o r p e r s o n a lc o m p u t e r t h ew h o l es y s t e ma l s oh a ss o f t w a r eu s e di np e r s o n a lc o m p u t e rf o r u p p e rm a n a g e m e n t k e yw o r d s ：m u l t i p h y s i o l o g ys i g n a l ，s i n g l e c h i p ，u s b ，l c d 西北工业大学业 学位论文知识产权声明书 本人完全了解学校有关保护知识产权的规定，即：研究生在校攻读学位期间论文工作 的知识产权单位属于西北工业大学。学校有权保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印 件和电子版。本人允许论文被查阅和借阅。学校可以将本学位论文的全部或部分内容编入有 关数据库进行检索，可以采用影印、缩印或扫描等复制手段保存和汇编本学位论文。同时本 人保证，毕业后结台学位论文研究课题再撰写的文章律注明作者单位为西匕工业人学。 保密论文待解密币适刚本声明。 学位论文作者签名：翌3 ：塞 柙年牛月f 。日 指导教师签名：! 壹至 少 年毕月j 1 日 f 西北工业大学 学位论文原创性声明 秉承学校严谨的学风和优良的科学道德，本人郑重声明：所呈交的学位论文，是本人 在导师的指导下进行研究t 作所取得的成果。尽我所知，除文中已经注明引用的内容和致谢 的地方外，本论文不包含任何其他个人或集体已经公开发表或撰写过的研究成果，不包含本 人或其他已申请学位或其他用途使i j 过的成果。对本文的研究做出重要贡献的个人和集体， 均已在文中以明确方式表明。 本人学位论文与资料若有不实，愿意承担一切相关的法律责任。 学位论文作者签名 孙诞 西北工业大学硕+ 学位论文 绪论 绪论 生理信号是认识生命奥秘、了解生物体功能和疾病状况的重要参数。从广义 上来说，生理信号的检测包括测定人体或动物的生物电位，如心电、脑电、胃电 等生物电信号的测量；以及体温、呼吸、脉搏、血压血氧饱和度等非电参数的测 量。这些信号种类繁多，检测的方法因信号种类的不同而有所区别。 在医学研究领域，生理信号的采集是生理信号分析和处理的首要环节。采集 到的信号的质量对后期的分析有着决定性的影响，因此所采集信号不能失真。人 的生理参数一般是在医疗机构中，由专业人员用专业的仪器来采集的。随着科技 的进步，现在的市场上也出现了一些便携式的仪器，可以采集心电信号、血压、 血氧饱和度等。不过这些仪器大部分功能单一，不能同时采集一个人的多项生理 参数，而且这些仪器所采集到的数据不能或者只能有限的存储于其自身的存储器 中，最为重要的是它们不能与计算机通信，这对于做研究工作所需要的大样本长 时间采集的要求是不符的。 多生理信号检测仪是临床护理中的重要监护设备，可检测人的心电、血压、 血氧饱和度、脉搏、呼吸、体温等参数，便于医生诊断和分析患者的病情。近年 来，医疗仪器出现了从国外引进的专用的测量模块，为改变国内监护设备落后的 状况提供了一种新的解决方案，即以微处理器作为计算平台，集成几种测量模块， 以构成高性能的监护设备。 基于c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机的多生理信号检测系统，开发预期目标是以低成本 设计一套多生理信号检测仪，来满足心电、血压、脉搏和血氧饱和度的采集。检 测仪能与计算机通信，将采集到的数据保存到计算机中，作为个人的健康档案保 存。这样的一套检测系统，可以满足实验室检测生理数据的需要，而且也具有广 阔的市场前景。 此系统核心为c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机，通过单片机控制心电采集电路、血压和 血氧饱和度o e m 模块作为采集检测信号装置，外扩香港精电公司生产的g 1 2 1 c 液晶显示片显示以上三种生理信号的数据以及初步的图形，同时还扩展了1 6 m b 的f l a s h 存储器，用来临时存储当前采集的信号，最后为了方便的和计算机连 接，还使用了u s b 2 0 接口。 整个系统实现了由c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机控制心电、血压和血氧饱和度模块采 集生理信号，并通过液晶显示片显示初步数据，数据在f l a s h 存储器上临时的 西北丁业大学硕士学位论文绪论 存储以及最终传输至计算机保存。整个系统，心电信号检测电路是比较复杂的， 其中的抗干扰更是重中之重。血压和血氧饱和度模块因为是高度集成的模板，只 需要单片机通过协议向其输入控制指令即可。g 1 2 1 c 属于小液晶板，自带背景 灯，要同时显示数字和波形，其控制器是s e d l 3 3 5 ，可自定义字库，功能强大， 可满足多种显示要求。1 6 m b 的f l a s h 存储器今天看来是很小，但是系统所采 集的生理信号并不象今天我们计算机上使用的数据流，1 6 m b 如果用来存储心电 数据，可以存储一天2 4 小时所采集到的数据，这个时间应该已经符合便携式家 庭医疗设备的要求。最后扩充的u s b 2 0 系统是为了让整个系统在检测完数据最 后上传至计算机的过程也方便实用。便携式家庭医疗检测系统只有使用u s b 接 口才能满足越来越方便快捷的要求。 2 西北工业人学硕士学位论文 第一章系统总体方案设计 第一章系统总体方案设计 1 1 多生理信号采集系统的目的及功能 使用c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机作为处理器的多生理信号检测仪具有现代家庭医疗 仪器的特征，除了具有科学性、先进性之外，最重要的是操作简单，在体积、重 量、价格、安全等方面适合科学研究的需要。同时，与其他的采集装置相比， 此设备在性价比方面具有很强的优势。基于c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机的多生理参数采 集仪可以由非专业人士操作，作为课题研究而采集人体生理信号的主要设备。主 要特点如下：检测设备无创伤、无专业性很强的测试条件要求；自动化、智能化 程度高，操作简单、安全、可靠、容错能力强，操作失误不产生严重后果；可与 计算机通信。0 1 1 2 同时根据课题研究对数据采集的要求，本多生理参数采集仪，实现功能如下： 1 心电采集模块中，前置放大电路可方便准确地提取使用者的心电信号， 并实现心电信号的放大、低通滤波以及5 0 h zt 频滤波。能对前置放大电路采集 的心电信号进行a d 转换，并对数字心电信号进行相应的数字滤波以及心电特 征信号的提取。 2 血压采集模块和血氧饱和度采集模块可以快速、准确的采集血压、脉搏 和血氧饱和度。 3 液晶模块能实时、准确、动态地显示心电信号和血氧饱和度波形，以及 显示使用者心率、脉搏、血压和血氧饱和度等参数。 4 扩展1 6 m b 的f l a s h 存储器能够存储2 4 小时的采集数据，并可根据需要 扩充容量。 5 能够将所存储的采集数据快速、可靠地传至计算机，作为个人的健康档 案保存，而且在必要的时候可以作为分析研究的样本数据。 1 2 系统总体方案设计 本生理信号采集系统以心电采集模块为核心，扩展了血压检测模块、血氧饱 西北工业大学硕士学位论文 第一章系统总体方案设计 和度检测模块、u s b 接口、大容量f l a s h 存储器和液晶显示芯片等外围设备。心 电采集模块以c 8 0 5 1 f 0 2 0 为核心，扩展了前置放大电路、低通滤波电路、工频 陷波电路以及心电导联等部分。 系统硬件总体框图如图1 - 1 所示：它完成生理信号的采集，放大，滤波以及 和上位机的通信。【3 】 图1 - 1 系统硬件总体框图 图1 - 1 所示的硬件系统中，血氧饱和度测量模块和血压测量模块用于测量血 氧饱和度、脉搏和血压信号，通过串行口与单片机通信。 4 1 c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机是整个系统核心芯片，实现系统中a d 转换，数字滤波、 数字心电信号分析，控制血压检测模块、血氧饱和度检测模块、g 1 2 1 c 液晶显 示芯片、u s b 接口芯片c y 7 c 6 8 0 1 3 和f l a s h 存储器k 9 f 2 8 0 8 ( u ) 0 b 。 模拟电路提取使用者的心电信号，并实现心电信号的放大、低通滤波以及 5 0 h z 工频滤波。 g 1 2 1 c 液晶显示芯片实现显示心电，血压、血氧饱和度及脉搏的数值和一 些数据( 心电) 的简单波形。f l a s h 存储器实现数据储存的功能。 u s b 接口实现数据上传至上位机的功能。 此外，根据各芯片的需要，在整个系统需要存在3 v 、3 3 v 、5 v 、1 2 v 和一 5 v 五种电源输入。 系统软件控制各采集模块实现：数据采集、测量结果和自动分析以及结果的 显示、数据的存储以及与p c 机的通讯等功能。同时为了滤除干扰，还要对采样 数据进行数字滤波，以确保波形测量和自动分析结果的准确性【5 1 。系统应用软件 开发框图如图1 2 所示。系统软件流程图如图1 3 所示。 4 西北工业大学硕士学伊论文第一章系统总体方案设计 图1 - 2 系统应用软件开发框图 图1 - 3 系统软件流程图 5 西北：业大学硕士学位论文第一章系统总体方案设计 1 3 系统各模块简介 根据心电信号采集装置的需要，选取相应的芯片；根据采集系统的需要，选 择合适的血压和血氧饱和度o e m 模块以及其他功能芯片。 1 3 1 中央主芯片 中央主芯片选用c y g n a l 公司的高速s o c 系列单片机中的c 8 0 5 1 f 0 2 0 ，此单 片机是完全集成的混合信号系统级芯片，具有与8 0 5 1 兼容的微控制器内核，与 m c s - - 5 1 指令完全兼容。1 6 1 7 1 主要有以下一些特征： 高速流水线结构的8 0 5 1 兼容的c i p 一5 i 内核可达2 5 m i p s 。 全速非侵入式的在系统调试接口片内。 真正1 2 位1 0 0 k s p s 的8 通道a d c 带p g a 和模拟多路开关。 两个1 2 位d a c 可编程更新时序。 6 4 k 字节可在系统编程的f l a s h 存储器。 4 3 5 2 ( 4 0 9 6 + 2 5 6 ) 字节的片内r a m 。 可寻址6 4 k 字节地址空间的外部数据存储器接口。 硬件实现的s p is m b u s 1 2 c 和两个u a r t 串行接口。 5 个通用的1 6 位定时器。 具有5 个捕捉比较模块的可编程计数器定时器阵列。 片内看门狗定时器v d d 监视器和温度传感器。 单片机内部自带a d c 0 ，转换数据为1 2 位。在单片机内部进行相应的设 置，编写简单的程序即可进行模数转换。采用定时器3 溢出跟踪转换的方式，以 一定的频率进行信号采集和模数转换。 1 3 2 血氧饱和度检测模块 血氧饱和度检测选择的模块是北京迈创通元电子仪器有限公司生产的 s w s 0 1 型血氧饱和度模块，血氧饱和度检测选用的是无创性的软指套红外探头。 此模块性价比较高，具有下述特点： 完全参考进口b c i 血氧板制造。 能够快速、准确地测量血氧饱和度和脉率。 加强了抗弱灌注性能，采用血氧模拟仪测试，最低可测到o 1 5 。 6 西北工业大学硕十学位论文第一章系统总体方案设计 采取屏蔽措施抗高频干扰，读数极为稳定，满足i c u ，c c u 和麻醉手术 应用。 进行了大量与血气分析仪的临床对比试验，测量精度远高于同类产品。 符合f d a 和c e 要求的电气安全设计。 适用于成人、小儿、新生儿。 单电源5 v 工作，低功耗设计。 可以显示体积描记波和脉搏强度。 简单的串口连接，易于集成。 0 通讯协议与b c i 的通讯协议完全兼容。 1 3 3 血压检测模块 血压检测选用的模块是北京迈创通元电子仪器有限公司生产的s w b 0 1 型血 压模块。此模块具有下述特点： 完全参考进口模块制造。 临床监测精度高。 采用数字信号处理技术实现抗噪声、抗运动干扰。 模块实现n i b p 所有的测量项目。 符合c e 要求的功能安全设计。 符合a n s w a m i 所有的n i b p 标准。 适用成人；+ j l ；新生儿。 双电源1 2 v 和5 v 工作，低功耗设计。 与c a s 无创血压模块通讯协议完全兼容 1 3 4 液晶显示芯片及控制器 液晶显示模块选用香港精电公司生产的g 1 2 1 c ，1 2 8 x 1 2 8 点阵，其控制器采 用功能强大s e d l 3 3 5 ，自带e l 背光，外观尺寸为8 6 0 m m x 9 5 0 m m x l 0 0 m m ， 完全符合便携式的要求。由于液晶显示芯片对于电源的要求较高，一般都需要配 置专用的供电模块，在这里我们选用s h a d p 0 5 c 2 4 。a d p 0 5 c 2 4 是d c 到d c 的 转换器，一般都作为l c d 的专用电源。s e d l 3 3 5 是日本s e oe p s o n 公司出 品的液晶显示控制器，它在同类产品中是功能较强的。【8 】特点是： 具有较强功能i o 缓冲器。 宽工作电压2 7 5 5 v 。 7 西i i ：t 业大学硕十学位论文第一章系统总体方案设计 指令功能丰富。 八位数据并行发送，最大驱动能力为6 4 0 x 2 5 6 点阵。 1 3 5 数据储存芯片 数据存储器选用三星的k 9 f 2 8 0 8 ( u ) 0 b ，它是一种n a n df l a s h 存储器，内部 存储空间为1 6 m x s b i t ，是一款理想的大容量数据储存芯片。以2 0 0 h z 的采样频 率和一点位一个字节计算。以心电数据为例，整个f l a s h 芯片可以存储一天2 4 小时的心电数据。【9 】 1 3 6u s b 接口芯片 u s b 接口芯片选用c y p r e s s 公司的f x 2 系列的c y 7 c 6 8 0 1 3 。c y p r e s s 公司的 e z u s bf x 2 系列芯片是世界上第一个集成u s b 2 0 协议的微处理器，它支持 1 2 m b s 的全速传输和4 8 0 m b s 的高速传输，可使用4 种u s b 传输方式：控制传 输、中断传输、块传输和同步传输；完全适用于u s b 2 0 ，并向下兼容u s b i 1 。 芯片结构主要包括：u s b 2 0 收发器、串行接口引擎、增强型8 0 5 1 、8 5 k b 的r a m 、 4 k b 的f i f o 存储器、i o1 ：3 、数据总线、地址总线和通用可编程接口。【l o j 1 4 论文主要工作 1 芯片、模块选型：选用混合信号系统级微控制器c 8 0 5 1 f 0 2 0 作为主控芯片， 配合研发的心电信号采集放大模块，北京迈创公司的血压、血氧饱和度o e m 模 块组成了多生理信号采集系统，选用三星的k 9 f 2 8 0 8 ( u ) 0 b f l a s h 数据存储器， 选用香港精电公司生产的g 1 2 1 c 液晶显示器，选用c y p r e s s 公司的f x 2 系列的 c y 7 c 6 8 0 1 3 u s b 接口芯片。 2 心电信号放大、滤波电路的进一步完善：电路提取心电信号，并实现心电信 号的放大、低通滤波以及5 0 h z 工频滤波。 3 血压、血氧饱和度检测模块的测试。 4 通过s e d l 3 3 5 控制的g 1 2 1 c 液晶显示器，实现了采集信号的实时显示和简 单的波形显示。 5 u s b 口调试：为了能够将临时存储的数据传输到电脑中做最后的存储以及处 理，还扩充了u s b 2 0 接口。 8 两北r t 业大学硕十学位论文第一章系统总体方案设计 系统以c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机为核心，外扩心电、血压和血氧饱和度检测模块， 外接g 1 2 1 c 液晶显示片、f l a s h 存储器和u s b 2 0 接口。整个系统每一部分都 经过测试，运行结果完全达到设计目标。 9 西北工业大学硕十学位论文 第二章心电信号采集电路 第二章心电信号采集电路 心电信号数据采集部分的电路结构如图2 - 1 所示： 图2 1 心电信号采集电路结构图 2 1 使用前置放大器电路的目的 通常我们用体表电极提取的心电信号只有大概o 一4 m v 的微弱信号，大概的 频率范围为o 5 1 0 0 h z 。要获得便于微处理器处理的信号大小，需提高心电信 号的信噪比，并将心电信号的大小放大到足够幅度。因此，心电信号前置放大电 路的作用就显得非常重要。 我们对生物体表电现象进行测量时，一般要求在若干个测量点中对任意两点 间的电位差作多种组合测量，就是对两点之间的电位差进行放大。所以，体表生 物电前置放大器通常采用差动电路结构。【1 1 】【1 2 】 2 1 1 前置级放大器的设计目标 根据生物电信号的特点以及通过电极的提取方式，对生物电放大器前置级有 下述要求： 1 、高输入阻抗 根据人体心电信号的特点，通常要求心电信号放大器的输入阻抗至少大于 1 m q 。 2 、高共模抑制比 生物电放大器的c m r r 值一般要求6 0 d b 8 0 d b ，高性能生物电放大器的 c m r r 达1 0 0 r i b ，这是为了抑制人体所携带的工频干扰以及其它生理信号的干扰 ( 如呼吸、肌电对心电信号的干扰) 。由差动放大电路的知识可知：两级放大电 路的共模抑制比主要取决于第一级的差动增益和第二级的共模抑制能力。 3 、低噪声、低漂移 1 0 两北t 业人学硕士学位论文第二章心电信号采集电路 理想中的生物电放大器，能够抑制外界干扰使其减弱到和放大器的固有噪声 为同一数量级。这样，放大器的内部噪声实际上就是放大器能够放大的信号的一 个下限，这样放大器的噪声电平成为放大器设计的限制性条件。我们知道，放大 的低噪声性能主要取决于前置级，正确设计放大器的增益分配，在前置级的噪声 系数较小时，可以获得良好的低噪声性能。所以，整个放大电路的前置级的低噪 声设计，是整个放大器设计的主要任务。 图2 2 所示为由三运放组成的放大器，这是一种具有精密差动电压增益的放 大器件，其具有高输入阻抗、低输出阻抗、低失调电压、高共模抑制能力、低漂 移、等优点，因此被广泛应用于仪器的前置级，所以也称为仪用放大器。 图2 - 2 仪用放大器结构图 为了提高前置级放大器的共模抑制比和降低温度漂移，前置级放大器的电路 结构采用对称形式，取蜀= r ：，r ，= r ，恐= r 。可知增益表达式为 4 产坠：2 旦+ 1 l 堕( 2 - 1 ) u n u ，2 ir gjr 4 很显然，调节r 。可以很方便地改变测量放大器的增益大小。如果蜀和r ：大 小不一，对足。值影响不会很大；但如果4 放大器的电阻值稍微不相匹配，就 会使共模抑制比变差。所以，在电路中与见串接一适当阻值电位器，调节该值， 可使共模输出信号减到最小1 1 3 】。 2 1 2 前置级放大电路 综合上面的条件，本文选用a d 公司的高性能运算放大器a d 6 2 0 作为第一 级放大器。电路如图2 3 所示。 a d 6 2 0 是单片式、低功耗、高精度仪表放大器，f l j _ - - 个运算放大器组成， 并在传统的三运放方式的基础上作了一些改进。 l l 曲北j 业丈学硕七学付论文第二章心电信号采集电路 a d 6 2 0 主要特性为： 仅需外接一个电阻即可获得从1 到1 0 0 0 内的任何一个增益，使用十分方便。 工作电源电压范围极宽，2 3 v o 1 8 v 。 低功耗，最大电源电流仅1 3 m v 。 最大输入失调电压1 2 5 v 。 最大输入失调温漂i i j v c 。 最小共模抑制比为9 3 d b ( g = 1 0 ) 。 低噪声，输入电压噪声9 1 1 v 。 电阻r 与r x 应在放大器的电阻适用范围( 1 k f 2 1 0 k n ) 内。因为我们用固 定数值的电阻r ，所以可以从调整r x 来调整放大的增益值，其关系式如式( 2 - 2 ) 所示，唯一的问题就是要注意避免每个放大器的饱和现象( 其工作电压吃就 是放大器最大输出) 。 v o = ( 罢j ( v 广v 2 ) 协2 ， v 1 图2 - 3 a d 6 2 0 内部结构示意图 v o a d 6 2 0 放大器增益g = 4 9 4 k f l r 。+ l ，其中可调电阻r x 即为a d 6 2 0 0 、 脚之间连接的电阻。此电阻要求十分精细，这里我选用精度为0 0 1 的金属膜 电阻。 本系统实际运用的前置级放大电路如图2 4 所示： 1 2 西北工业人学硕士学位论文第二章心电信号采集电路 右勰驷 a d 6 2 0 图2 - 4 前置级放大电路 只要调整图2 - 4 中外部电阻r 2 的阻值就可以准确的将放大器的增益控制在 1 1 0 0 0 之间的任意一个想要的数值。当然，为了避免造成电路的饱和现象，放 大器前置级的增益一般应在1 0 0 以下。本设计中前置级放大电路放大倍数设置为 不可调，取取r ，= 4 9 j ( q 。 另外，采用右腿驱动电路可以有效去除人体自身携带的交流共模干扰 ( 5 0 h z ) 。通过电阻网络取出的平均交流共模电压，送入右腿驱动放大器反相放 大，经过限流电阻( i 匕) 加到右腿电极，安全保护作用由r z 完成。当病人和地 之间出现过高电压时，辅助放大器饱和，右腿驱动电路此时无效。右腿驱动电路 实际上就是一个以人体为相加点的共模电压并联负反馈电路。人体作为反相放大 器的反相输人端，所有流入人体的位移电流基本等同于反馈电阻上的驱动电流。 只要放大器a 的开环增益足够大，那么即使有较大的位移电流流经人体，人体 的电位也能基本保持零电位。采用此右腿驱动电路，对于5 0 h z 干扰的抑制并不 以损失心电图的频率成分为代价，但是由于右腿驱动电路存在交流干扰电压的反 馈环路，所以可能有交流电流流经人体，这是一个不安全因素，限流电阻必须够 大才能保证安全，通常要取到lm f l 以上。【1 4 1 二级放大电路由a d 6 2 0 和o p 0 7 组成，并使用可调电阻来调整放大倍数， 与前置级采用类似的结构，电路如图2 5 所示。 西北工业人学硕士学位论文 第二章心电信号采集电路 专r 图2 - 5 第二级放大电路 整体电压放大电路的增益分配为：第一级放大器的放大倍数为1 0 倍，第二 级放大倍数为1 0 0 倍。这样，两级放大电路提供能的最大放大倍数为1 0 x 1 0 0 = 1 0 0 0 倍。 2 2 模拟滤波电路 在高精度数据采集系统中，模拟低通滤波器的使用是必须的。此电路的作用 主要表现在：( 1 ) 在数据采集过程中抗“混迭”、去噪声；( 2 ) 可以提高整个系统的精 度。如果一个采集系统仅仅采用数字滤波方式，在测试频带外，若有更强大的信 号时，该信号也能输入到a d 转换器内，在测试频带内能得到足够的强度，a d 转换器的有效位数将不能得到充分的利用，从而降低了其精度【i ”。 此外，现在所采集的各种生物信号的低噪声放大，都是有严格规定的尺度， 就是在信号所包含的频谱范围之内，利用双t 限波网络和运放构成的有源双t 带阻滤波器是作为抑制生物信号测量中的工频5 0 h z 干扰而经常采用的陷波电路 结构。 有源滤波器类型很多，其滤波特性、电路的复杂程度、参数调节的方便与否、 对所用元器件的要求和成本等就是评价、选择电路的依据。采集系统通常都是用 运算放大器和r c 网络组成的有源滤波器i 。 2 2 1 模拟低通滤波电路 此采集系统采用二阶b u t t e r w o r t h 低通滤波器【1 7 】，截至频率为7 6 0 h z 。如图 1 4 西北工业大学硕士学位论文第二章心电信号采集电路 2 6 。 鼍r 图2 - 6 二阶b u t t e r w o r t h 低通滤波器电路图 2 2 2 工频干扰滤波器 工频干扰是生理信号的主要干扰，当然前置放大电路对共模干扰具有较强的 抑制作用，但还是会有部分工频干扰将以差模信号方式进入电路，并且其频率是 处于心电信号的频带之内，如果再加上电极和输入回路不稳定等因素，前级电路 输出的心电信号将仍存在较强的工频干扰，所以应该专门滤除。采用右腿驱动电 路同样可以降低5 0h z 工频干扰，但仍不能完全消除工频干扰。因此现代精密生 物信号放大装置中采用嵌入陷波器的方法，消除市电电网电源信号的干扰或其它 特定频率信号的干扰【1 8 】。 最常见的陷波器是一种双t r c 网络，如图2 7 。这个电路可在某一特殊频率 获得一个很深的零点，缺点是电路的q 值只有1 4 。( 陷波器的q 值由滤波器的 中心频率或称零频率除以3 d b 带宽得到【1 9 1 。) 为了提高q 值可以将图2 7 进行一 定的改进，如图2 - 8 所示。 图2 - 7 双t 无源陷波器 cc 图2 - 8 改进型的陷波器 v o a t r 两北t = 业人学硕士学位论文第二章心电信号采集电路 电位器用于细调电路使之达到最佳工作状态。 q 值计算公式为： q = 塑訾 ( 2 3 ) 有源滤波器的元件计算公式为： 即而1，k - 等 ( 2 - 5 ) 2 3 心电信号模数转换方法 采集到的信号通过接口输入到单片机c 8 0 5 1 f 0 2 0 中，中央处理芯片 c 8 0 5 1 f 0 2 0 单片机自身带有a d 转换单元，可以用来对前端模拟电路采集到的 模拟信号进行a d 转换。 2 3 10 8 0 5 1 f 0 2 0 中a d o 的使用 1 、a d c 通道的选择方式 中央主芯片c 8 0 5 1 f 0 2 0 采用t q f p l 0 0 封装，芯片有8 个引脚( 引脚1 8 - 2 5 ) 专门用于模拟输入，及为8 路1 2 位a d c 的输入端。每路1 2 位的转换精度都是 其自身的士i l s b ( 最低位) 。芯片内部的实际情况是对应1 2 位逐次逼近寄存器型 ( s a r ) a d c 只有1 个，在它与各输入端之间有1 个具有9 通道输入的多路选 择开关( 模拟多路开关a m i ) 。温度传感器连接在a m u x 的第9 通道上。在 c 8 0 5 1 f 0 2 0 中，1 2 位a d c 称为a d c 0 ，另有8 路8 位在系统可编程( i s p ) 的 a d c 电路称为a d c l 。其8 个外接引脚与p 1 口复用，片内结构与a d c 0 相近， 只是转换的位数为8 位，转换精度为8 位的士i l s b p o 】。 a d c 0 的每一对端口均可用编程分别地设置为单端输入或差分输入。差分输 入时的端口配对应为0 1 、2 3 、4 5 、6 - 7 ，此时端口的配对由通道选择寄存器 a m u x o s l 的低4 位和通道配置寄存器a m u x o c f 的低4 位联合确定。在 a m x o c f 中，位肚3 各对应2 个引脚通道。位值= o ，表示是独立的单端输入( 复 位时值均为单端输入) ；位值= l ，表示是差分输入。当a m x o c f 选差分输入时， a m u x o s l 中只有在选双数( 含o ) 通道时才有效( 注：a m u x o s l 低4 位为l x x x 时，不论a m x o c f 低4 位为何值，均选温度传感器) 。将r | ! f o c n 的位3 置”1 ” 时，允许使用温度传感器；置”0 ”时，温度传感器的输出为高阻态。温度传感器 1 6 西北工业大学硕士学位论文第二章心电信号采集电路 的值可用于修正参数的非线性或记录、调整与温度相关的数据。 2 、a d c 速率的设定与启动方式 c 8 0 5 1 f 0 2 0 中a d c 实际运行的速率是可用编程设置的，但其最小应该是1 6 个系统时钟。通常使用的时候，一般在转换之前还自动加上3 个系统时钟的跟踪 ，保持捕获时间( 1 5 邮) 。通过配置寄存器a d c x c f ( x 为0 或1 ) 的位7 3 来设置中央芯片f 0 2 0 内a d c 的速率，其复位值为1 1 1 1 l ( 位 7 3 = s y s c l k c l k s a r 1 ) 。 一般都是在跟踪方式下启动a d c ，控制寄存器a d c x c n 的位6 如果为0 ， 则一直处于跟踪方式( 此时启动4 种启动方式都可比跟踪启动快3 个系统时钟) ； 如为”1 ”，则有4 种跟踪启动方式可选择，即对a d c x c n 中的位3 2 赋值；0 0 为向a d b u s y 写l 时跟踪( 软件命令) ；0 1 为定时器3 溢出跟踪；1 0 为c n v s t r 上升沿跟踪( 外部信号) ；1 1 为定时器2 溢出跟踪。 a d c 复位时，a d c x c n 的位7 为0 ，处于关断状态。每次a d 转换结束时， a d c x c n 的位5 为”1 ”，4 位( 忙标志) 的下降沿触发中断结束，同时也可 用软件查询这些状态位。 3 、a d c 的基准与增益 c 8 0 5 1 f 0 2 0 的片内有1 个1 2 v 、1 5 x 1 0 6 的带隙电压基准发生器和1 个两 倍增益的输出缓冲器。通过外引脚分别接入a d c 0 、a d c l 和d a c 中的2 4 v 的 基准电压( v r e f ) 。v r e f 对外带载能力为2 0 0 “a ( 建议在驱动外部负载时，对 地接1 个负载电阻) 。a d c 使用偏置时，必须将参考源控制寄存器r e f x c n 中的 位1 置于”1 ”；如置于0 ，则会完全关闭内部偏压，此时使用的是v r e f 引脚( 引 脚1 2 ) 的外部基准电压，外部基准电压必须小于v a v i - 0 3 v ( 必须大于i v ) 。不用 a d c ，也不用d a c 时，可将r e f x c n 的位0 置0 ，将缓冲放大器处于省电方 式( 输出为高阻态) 。当r e f o c n 的位4 设置为”0 ”时，a d c 0 用v r e f 偏置，为 ”l ”时，用d a c 0 输出偏置；当r e f o c n 的位3 设置为0 。时，a d c l 用v r e f 偏 置，为”1 l i 时，用瓜，+ 偏置。在f 0 2 0 的a d c 电路中，输入多路选择开关a m u x 后面都带有1 个的内部放大器( p g a ) ，此放大器可用编程设置增益。当各模拟 通道之间输入的电压信号范围差距较大时，或需要放大一个具有较大直流偏移的 信号时( 在差分输入方式，d a c 可用于提供直流偏移) 作用十分明显。设置的 方式是配置a d c x c f 中的位2 - 4 ) ( 0 0 0 对应p g a 的增益为1 ；0 0 1 对应为2 ；0 1 0 对应4 ；0 1 1 对应为8 ；l o x 对应为1 6 、l l x 对应为0 5 ) 。 4 、a d c 数据输入方式与控制方式 1 7 西北工业大学硕七学位论文 第二章心电信号采集电路 对应单端输入时，a d c 输出结果数据字格式为：o v - - 0 0 0 0 ，v r e f - - 0 f f f 或f f f 0 。对应差分输入时，a d c 输出结果数据字格式为2 的补码：v r e f - - 0 7 f f ， 0 - - 0 0 0 0 ，v r e f - - f 8 0 0 或8 0 0 0 。如果要输出结果右对齐，则应将a d c x c n 的位0 置”o ”；要输出结果左对齐时则置”l ”。当差分输入时，右对齐产生的多余 高位是符号扩展位。复位时，a d c 部分的状态为：内部电压基准缓冲器关闭、 内部偏压关闭、内部传感器关闭、a d c 禁止、转换结果数据寄存器右对齐、1 2 位的端1 2 1 均为单端输入、端口指向a i n 0 、s a r 转换时钟为3 3 个系统时钟、内 部放大器增益为1 、下限数据寄存器为f f f f h 、上限数据寄存器为0 0 0 0 h 。 综合以上c 8 0 5 1 f 0 2 0 中控制a d c 的各要素，要想正确应用f 0 2 0 中自带的 a d c ，应按下列顺序编程：设置参考电压 设置允许a d c 设置跟踪( 启动) 方式 设定数据对齐 配置通道 选择通道 设置转换时钟和增益 设定窗口 检测上、下限 启动转换。操作s f r 的顺序( 以1 2 位为例) 为：r e f o c n a d c o c n a m x o c f a m u x o s l a d c o c f a d c o g t h a d c o g t l a d c o l t h a d c 0 m a d c o c n 或其它启动方式i ”j 。 2 3 2 实际使用c 8 0 5 1 f 0 2 0a d c 本系统使用a d c 0 的a i n 0 和a i n l 作为模数转换的差分输入端。选择工作 方式为定时中断方式，a d c 0 以定时器3 的溢出为开始跟踪转换的标志【1 5 l 。 a d c 相关程序如下： 虚函数 i n t i ：循环计数器 s y s c l kl n i t0 ；初始化振荡器 p o r tl n i t0 ；初始化数据交叉开关和通用i o1 ：3 t i m e r 3l n i t ( s y s c l k 2 0 0 ) ；初始化定时器3 溢出作为a d c 0 采样率 a d c ol n i t ( ) ；初始化a d c e a = 1 ：允许全部中断 l l u l n ； 设定一个数据存储数组全局控制s a m p l e s = 0 i f ( n u m _ s a m p l e s = = 5 1 2 ) w r i t e f l h ( s a m p l e s ) ；，如果采集数据满5 1 2 字节就进行一次写f l a s h f | 操作 w d m l c d ( p o i n t y ) ；，耳簪y 坐标值传送至l c d 的显示r a m n u m _ s a m p l e s = 0 ；， 重置n u m _ s a m p l e s = 0 系统中使用的f l a s h 存储器为k 9 f 2 8 0 8 ( u ) 0 b 型，其一次的读写单位为5 1 2 字节，因此上述程序中设置了页满控制量n u m _ s a m p l e s ，用来控制f l a s h 的存储 操作。 两北一1 业人学硕+ 学位论文第二章心电信号采集电路 定时器3 用来控制转换进程，主要就是在转换结束时产生一个中断。使用 a d c 结束中断，但禁止a d c 0 结束中断。a d c 初始化程序如下： v o i da d c oi m t “o i m 系统时钟= 1i 0 5 9 2 m a d c o c f = 0 x 0 0 ； a d c 0 配置寄存器，内部放大器增益= l ，s a r 转换时钟= 系统时钟 a d c o c n = 0 x 0 5 ； a d c 0 禁止：正常跟踪模式定时器3 溢出a d c 0 ，辟换开始 a m x o s l = 0 x 0 0 ； 模拟输入通道选择寄存器( b 3 - 0 ) ，( b 7 - b 3 ) - - - - 2 m ，内部 放大器增益= l ( b 2 b 0 ) a m x o c f = 0 x 0 0 ；模拟输入方式配置寄存器，( b 3 - 0 - - - 0 ：a i n 0 - 7 是独立的单端输 入，否则成对配置为差分输入) ，对于被配置成差分输入的通道，a d c 数据字格式为2 的补 码，此处选择a i n 0 和a i n i 作为a d c 多路转换差分输入 e i e 2 = 0 x 0 2 ； a d o e n = 1 ： ，禁止a d c 0 中断 ，使能a d c 0 以系统时钟作为基准，配置定时器3 的自动重装，重装间隔由 c o u n t s ”决定。 v o i dt i m e r 3 _ l n i t ( i n tc o u n t ) t m r 3 c n = 0 x 0 2 ；停止定时器3 ，清除t f 3 ，使用系统时钟作为时基 t m r 3 r l = - - c o u n t ；初始化重装值 t m r 3 = 0 x f f f f ； 立即开始重装 e i e 2 = 0 x 0 1 ；禁止定时器3 中断 t m r 3 c nj - 0 x 0 4 ；启动定时器3 ) a d c 0 中断服务程序，将采样值存储到全局数组s a m p l e s 。每采样一个点， 就将数据置于p o i n t 1 6 中，使用p o i n t y ( p o i n t 1 6 】) 函数计算出显示点的y 坐标1 5 1 。 v o i da d c o i s r ( v o i d ) i n t e r r u p t1 5u s i n g3 i f ( a d o i n a 3 a d o i n t = o ： s a m p l e s n u m _ s a m p l e s 】- a d c 0 ； p o i n t 1 6 = a d c 0 ； p o i n t y ( p o i n t 1 6 ) ； n u m _ s a m p l e s + + ； e i e 2 & = 0 x 0 2 ； ) ，清除a d c 0 转换结束标志 ，存储a d c 0 中的值 对t 得液晶显示时，数据点的y 坐标 ，更新采样计数器 ，禁止a d c 0 中断 1 9 西北工业大学硕士学位论文 第二章血氧饱和度和血压测母模块的使用 第三章血氧饱和度和血压