（电工理论与新技术专业论文）基于单片机的便携式心电监测系统的研究.pdf

西南交通大学硕士研究生学位论文 第1i 页 a b s t r a c t t h ea u t h o ri s e n g a g e di n t h es t u d y i n ga n dm a n u f a c t u r i n go fp o r t a b l ee c g m o n i t o ra n di t s s y s t e mb a s e do na t 8 9 c 5 2l o wp o w e rm c u a c c o r d i n gt ot h e c h a r a c t e r i s t i co fh u m a n se c g s i g n a l ，a ne x c e l l e n te c gs i g n a ls a m p l i n gs y s t e m w a sd e s i g n e d f u r t h e rm o r e ，t h em o n i t o ru s e sl o wp o w e r8 - b i t s ，s i n g l ec h i p m i c r o c o m p u t e ra t 8 9 c 5 2a n db u l kf l a s hm e m o r y t or e c o r d ，a n a l y s e ，a n dp r o c e s s t h ee c gs i g n a la tr e a lt i m e t h em o n i t o ru s e sl c dt os h o wt h ee c gw a v e s d e t e c t e d c o o p e r a t e dw i t hb u t t o n s i tp r o v i d e sa m i c a b l ec h i n e s em e n ua n d m a k e s o p e r m i o ns i m p l e a n dc o n v e n i e n t ，a n dt h ee c gd a t ac a nb et r a n s m i t t e dt o p e r s o n a lc o m p u t e rb ys e r i a lr $ 2 3 2i n t e r f a c e t h i sm o n i t o rc a nw o r ks t a b l ya n d r e l i a b l yf o ral o n gt i m e a n dw i t hs o m ee x c e l l e n c i e ss u c ha sm i n iv o l u m e b u l k m e m o r y , l o wp o w e r , e t c i ti sc o n v e n i e n tt ob et a k e nw i t ha n du s e d b y u s eo ft h ea s s e m b l el a n g u a g ei np r o g r a m m i n g ，t h ea u t h o ra l s om a k e sa n e c g a u t o a n a l y s i ss o f t w a r em o d u l e t h i ss o f t w a r ei s c o n v e n i e n tt ob eu s e da s w e l la sh a sf r i e n d l yi n t e r f a c e w i t ht h ee x c e l l e n te c g s i g n a ls a m p l i n gs y s t e m t h el c dc a ns h o wt h ee c gw a v e sd e t e c t e da tr e a lt i m e a tl a s t ，t h ea u t h o ri n d i c a t e ss o m es h o r t a g e so ft h ee c g s y s t e m ，a n d t h o s ec a n b ei m p r o v e di nt h ef u t u r e k e y w o r d s ：e c g m o n i t o r i n g ，s i g n a ls a m p l i n g ，r e a l t i m ea n a l y s i s ，l c d 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 页 第一章绪论 英国学者w 哈维的“心脏运动论”开创了现代生理学的篇章，他计算 出心脏昼夜所搏出的血量超出体重的几十倍。1 9 0 1 年，威廉爱因霍文 ( w i l l a m e i n t h o v e n ) 发明采用石英丝的心电电流计，从体表真实记录出心 脏的电流活动。1 9 0 5 年正式用于临床，记录出室上性阵发性心动过速。1 9 2 4 年由于此项发明e i n t h o v e n 获得诺贝尔奖1 “。 心电图( e e l e c t r o c a r d i o g r a p h y ，简称e c g ) 的临床应用己有百年历史， 由于和临床紧密结合，受到广大医务工作者的重视。因为是无创检查，众多 学者都不断进行理论和实践的探索，使其不断完善和提高，给予传统的检查 方法新的生命”1 。本文主要是对体表、无创性一t l , 电监测系统进行研究，进而 设计出一种低功耗的便携式家用心电图机。 1 1 动态心电监护仪研究的背景及意义 心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一。据统计，世界上每年平均 有几百万人死于心血管疾病，因此，对心血管疾病的诊断、治疗一直被世界 各国医学界所重视。及时了解人类，t l , 脏病的状况，对于适时治疗、预防心脏 病突发死亡，具有十分重要的意义。常规心电图是病人在医院静卧情况下由 心电图仪记录下来的心电活动n ，一般有12 个导联，反映了额面和横面上的 心电变化，可以从多个角度观察到心脏的活动情况“。对心肌梗塞、早搏、 左前支阻塞和左后分支阻塞等进行定位诊断，是心脏病诊断的重要手段之一 m ，但是常规心电图仅记录6 1 0 0 个心动周期，历时仅几秒1 分钟左右， 只能获取较少有关心脏状态的信息。一个f 常人一天2 4 小时心搏数达1 0 万 次以上，所以在有限的时间内，记录发生心率失常的概率相当低，尤其是一 些阵发性心率失常，即使病人有自觉症状，但在做常规心电图检查时也往往 难以捕获”1 。 传统的心电监护系统虽能有效地减少心脏病患者的死亡率，但不能对众 多的心脏病患者进行实时监护“】尤其是症状较轻的心脏病早期患者，平时 没有症状，偶感胸闷或心脏不适，也一般仅持续几十秒钟，等赶到医院做心 西南交通大学硕士研究生学位论文第2 页 电图检查时，因为症状消失，心电图恢复正常，使医生不能对病人进行及时 确珍，疾病也难以得到早期治疗和控制。 因此，能够记录分析病人2 4 小时心脏活动过程的动态心电图并对其分 析，给医生提供具有诊断价值的资料，对于心脏功能的评估，心脏病的早期 诊断非常有益。针对这种医疗诊断的需要，随着计算机技术和电子技术的迅 速发展，近些年来，市场上已推出不同档次的动态心电记录与分析系统“”， 例如c t 扫描、超声心动图、心电机械图、阻抗心电图等。但是由于费用、 操作程序等一些因素，使得上述心电记录与分析系统难以普及。 1 2 国内3 1 、研究现状 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，开辟了时间全信息和环境全信 息心电记录和诊断的新领域，从而在某种程度上弥补了常舰心电图的不足之 处。这种长时间连续记录的心电图称为动态心电图( d y n a m i c e l e c t r o c a r d i o g r a m 简称d 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 系的研究具有重要意义。1 9 6 1 年美国最先将d c g 技术应用到临床，以后 很快在发达国家得到普及。自1 9 7 8 年我国丌始引进此项技术以来，临床应用 逐步深入，已从大医院逐步向中小医院普及成为心血管疾病诊断领域中的 实用、高效、无创伤、安全、准确及可重复性强的重要检查方法“。 随着d c g 技术的不断推广与发展，用于d c g 记录和分析的h o l t e r 系统 也发展迅速。传统式的h o l t e r 设备，包含两部分：一部分是带在病人身上的 慢速磁带记录盒；另一部分是回放分析系统。此类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， 他是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：而且它的分析功能是在盒内进行的，克服了分析滞后的缺点。但是这类 h o l i e r 系统，记录盒内存有限，可能丢失大量信息。为保持2 4 小时不问断的 记录，采用数据压缩技术，有可能在压缩过程中丢失一些有用的信息。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。这 种磁光盘记录盒寿命长，存储容量大，能存储连续2 4 小时的全部心电数据。 1 9 6 0 年。美国及加拿大的医疗中心相继开戗了冠心病监护病房( c c u ) 西南交通大学硕士研究生学位论文第3 页 和加强护理病房( i c u ) ，通过长时间的示波监护及血流动力学监测对病人进 行治疗。但是，面对数量庞大、分布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 t m ) m 。t t m 系统是以微机为基础的心电传输接收和心 电数据库管理系统，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。病人应用记录发射器可随时、随地通过电话线向监测中心传输心 电数据，医生根据心电信号改变和患者诉说的病情，向患者提供诊断与治疗 意见，为院外心脏病人的长期心电监测和治疗提供了方便。在此后的2 0 多 年中，t t m 系统发展迅速，而且与之相对应的患者随身携带的监护仪也取 得了很大的发展。 进入2 1 世纪，医学电子仪器的发展趋势是：1 高精度、高保真、快速实 时显示；2 更加多功能、智能化、小型化和网络化；3 处理特异性强的诊断与 治疗相结合；监测技术向微观、微创、无创、快速、实时、动态性、整合性、 可视化方向发展。这些都将大大加快和提高心电信息高速公路速度，使其更 加先进、充实、完善、实用，更好提高心血管病的诊断与治疗质量，将心电 信息学数据、曲线、图像高保真、快速传送到己开通的心电信息高速公路， 并逐步推广到各级医院。 目前国内市场上存在一些便携式心电监护仪，但是远远没有得到很好的 普及，究其原因，作者认为存在以下几个方面：( 1 ) 市场上的产品几乎都是 引进国外的技术，对便携式心电监护仪的开发国内尚处于起步阶段。掘作者 调研发现只有重庆大学、福州大学等几所大学在研制开发。( 2 ) 记录的心电 信息极其有限，医生从中难以得到患者全面的心电信息，从而降低了医生对 疾病诊断的正确率；( 3 ) 费用较为昂贵，动辄几千乃至上万元，一般的患者 难以承受；( 4 ) 实时性、体积、功耗、重量等都不尽如人意，给患者在使用 过程中造成诸多不便。因此，动态心电监护系统的研制有重大深远的意义。 1 3 本课题方案思路的形成 根掘以上论述以及调查表明，心血管疾病患者迫切的需要一种功能强大、 使用方便的一1 5 , 电监护仪的出现；结合目前我国电脑和电脑网络渐渐走进百姓 家庭的趋势，作者参与了新型便携式、多功能心电监护仪的研制，其具备的 主要功能是：患者无论在工作、社交或旅游的场合，该监护仪都能随时的采 西南交通大学硕士研究生学位论文第4 页 榘和记录心电信号并进行实时分析，发病时能及时报警提示患者，也可通过 计算机网络将心电数据发送到嗡护中心，从而及时得到诊断。作者本人的主 要工作是：硬件电路的设计以及部分软件的开发。 近几年来，随着计算机技术的发展，单片机的性能得到了大大的提高， 而单片机具有集成度高、体积小、功能强、功耗低、价格便宜等优点，对单 片机的应用可以使仪器实现智能化、小型化等，这就为我们研制新型多功能、 便携式心电监护仪提供了良好的条件。因此，本文作者采用单片机作为主控 制芯片，利用l c d 显示器等外围芯片，研制了一种集显示、分析、通信等功 能于一身的新型便携式心电监护仪，总体方案见图1 1 所示。 1 4 论文的结构安排 图卜l 总体方案幽 分析仪 至中心 分析仪 本论文的第一章为绪论，讲述心电监护的意义、国内外的研究现状及本 课题的研究内容；第二章简单介绍心电信号的病理学基础，包括心电信号的 产生原理、一心电信号的畸变和干扰以及心脏病变的特征等；第三章讲述系统 总的设计原则，包括系统的工作过程和电磁兼容设计等；第四、五章介绍系 统的硬件设计，其中第四章为模拟部分，介绍心电信号的检测及变送，第五 章为数字部分，讲述单片机构成的心电信号采集、存储、与p c 通信及硬件 实现方法：第六章为心电信号处理分析方法。包括心电信号的预处理方法， q r s 波的识别算法、心电异常分析算法：第七章为全文的总结，提出课题的 研究结论及展望。 西南交通大学硕士研究生学位论文第5 页 第二章心电信号的病例学基础 心电信号属于强噪声背景下的低频微弱信号，是由复杂的生命体发出的 不稳定的自然信号，所以对心电图机的设计与研究有其特殊性，应区别与工 业工程中的情况。本章主要简单的介绍一些有关心电信号的产生和特性以及 在设计和应用电子诊断仪器时应注意的问题。 2 。1 心电产生原理和心电图特征 2 1 1 心脏传导系统 心脏是血液循环的动力器官，通过心脏有规律地收缩和舒张使血液在 血管中循环不息。心脏主要由心肌细胞构成，心肌细胞可分为两类：一类是 具有收缩功能的普通心肌细胞构成心房、心室的肌层，收缩心脏以驱动血 液流动：另一类是特殊心肌细胞，能自动和传导电激动，控制心脏的节律性 活动，称为心脏的传导系统”“。 心脏传导系统包括： 窦房结、结问束、房室束、 房室结、左右束支和浦肯 野纤维网等，如图2 2 所 示。正常心脏的激动来源 于窦房结发出的激动。在 心脏右心房和上腔静脉的 交界处，有一个特殊分化 的组织，称为窦房结。结 中有一团起博细胞。每分 钟发出6 0 1 0 0 个电冲 动，沿房间束、结间束分 别传入两测心房及房结 室。由于窦房结位于右心幽2 - i 心脏传导系统模式图 房上部，激动首先传入右心房，相继引起右心房和左心房的除极作用而产生p 西南交通大学硕士研究生学位论文 第6 页 波。激动自心房下传至房室结后，传导速度骤然减慢，当激动缓慢通过房室 结后，便以较高的速度穿过房室束、束枝及浦肯野纤维至0 低心室，几乎同时 传入左右，e l , 室的心内膜，随后由内膜传至外膜。心室除极过程产生的除极向 量环在各导联轴上的投影便成了各导联中的q r s 复波，心房除极结束后，立 即除复极而形成复极波，但因其振幅很小，且常与p t 段或q r s 复波重合， 故一般不易辨认。心室除极后的复极过程产生复极向量环，投影到导联环上 便形成了心电图上的t 波。 2 1 2 心电图及心电图特征 正常人体内，由窦房结发出的一次兴奋，按一定的途径和时程，依次传 向心房和心室，引起整个心脏的兴奋。因此，每一个心动周期中，心脏各部 分兴奋过程中出现的电变化的方向、途径、次序和时间都有一定的规律。人 体组织为一容积导体，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f r j 存在一电位差。体表的电位 分布随心肌的电活动而不断地变化。所以任意两点之间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，记录出来 的心脏电变化曲线即为临床常规心电图”( e l e c t r o c a d i o g r a m ，简称e c g ) 。 心电图反映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。正常的心电 图特征如图2 - 2 所示 “： 1 p 波：代表心房肌 的电激动过程，心 脏的激动起源于窦 房结，最先传到心 房，使之激动。p 波代表心房肌的电 激动过程，是心电 中最先出现的波动。 图2 - 2 一个周期的e c g 信号 2 p r 期间：代表心房肌开始除极到心肌开始除极的时限。 3 q r s 波群：反映心室肌除极过程的电位变化，典型的o r s 西南交通大学硕士研究生学位论文第7 页 波群包括三个紧密相连出现的波形，第一个向下的负波为q 波，其后紧 接出现一个快速向上的正波叫做r 波，r 波之后又是一个向下的负波 名为s 波。这三个波都反映心室的激动过程，所以合并成为q r s 波。 4 s t 段：从q n s 波群终点到t 波起点州的线段反映左、右心室全部 除极完毕到复极开始以前的一段时间。 5 t 波：代表心室肌激动后恢复过程产生的电位变化过程。 6 q - t 期问：从q r s 波起点到t 波终点间的期问，代表整个心室肌自丌 始除极到复极完毕的总时削。 7 u 波：t 波之后有时可能看到一个很小的正向波，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之中。 2 1 3 心电信号的特性m 1 微弱性 从人体体表拾取的心电信号很微弱，一般只有0 0 5 5 m v ，典型值为 l m v 。要检测如此微弱的信号，必需设训出合适的心电信号检测放大电路，同 时必需进行滤波等抗干扰技术处理。 2 低频特性 人体心电信号的频率比较低，频谱范围为0 0 5 1 0 0 h z ，主要能量集中 在0 5 2 0 h z 。 3 不稳定性 人体与外界有密切的联系，内部各器官间存在相互影响。所以，无论来 自外部或内部的刺激。都会使人体心电信号发生相应的变化。因此，在对心 电信号进行测量、分析和处理时，应该注意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和显示记录装置。 4 随机性 人体心电信号是反映人体机能的信号它是整个人体系统信息的一部分。 由于人体的不均匀性以及可接收多通道输入，信号易随外界干扰而变化，从 而使心电信号表现出随机性。不过，如果对心脏自发放电的时间空间构型进 行统计分析，就可以发现放电的内在规律。因此，这种随机现象服从统计规 律。在心电信号的测量中，既要注意到它的随机性，又不可忽视其内在的规 律性。 西南交通大学硕士研究生学位论文第8 页 2 2 心电信号的畸变和干扰 典型的一段e c g 波形如一f ： l o ，一l o l 一i 上 图2 - 3 典型的e c g 波形 q r s 波检测上的错误是由于受测e c g 信号的中的干扰和异常的波形引起 的。异位心动能导致o r s 复合波形态改变，在q r s 上的分类和探测上造成困 难。来自生理的潜在的错误还包括：不正常的巨大的p 波和t 波、在幅值和 频率上足够类似q r s 复合波的肌电会造成误检。在窦性节律里面，除了高频 的瞬态尖峰信号，还有非周期的低频变化，比如：在长时间记录中心脏很容 易发生一些生理和隋感上反应。病人的呼吸会造成在e c g 信号幅值上和q r s 复合波形态的突然变化，进而引起q r s 波的漏检，以及低频基线漂移。 2 2 1 来自生理上的干扰 l 、由于呼吸引起的基线漂移和e c g 幅度改变m 呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率加入e c g 信号的窦性 成分( 正弦曲线) 。这个正弦成分的幅度和频率是变化的。呼吸所引起的e c g 信号的幅值的变化可以达到15 。基线漂移的频率约是从0 1 5 到0 3 h z 蚓2 - 4 呼吸引起的基线漂移 2 、肌电干扰 肌肉伸缩会产生微伏极的电势，i 薹信号来自于肌肉的收缩，它的幅值大 约是e c g 峰峰值的1 0 ，维持时间大约是5 0 毫秒，频率成分可以从直流到 1 0 k l i z 。 西南交通大学硕士研究生学位论文第9 页 l 璺l2 - 5e c g 中的肌电干扰 3 、波形畸变 病变了的e c g 信号的波形是相当复杂的。形式各样，甚至没有前述的典 型波形。 图2 - 6 畸变波形 2 2 2 来自技术上的干扰 q r s 探测器在具体的探测过程中对不同的技术于扰的抗干扰能力是不同 的。技术上的干扰通常都会造成基线漂移。 l 、电源线干扰 无处不在的5 0 h z 交流电系统对测量系统会产生5 0 h z 干扰。象照明设备、 各种电子仪器设备等都是这一类型的干扰源。导线的移动也会产生一些峰值， 或在干燥气候下，如果皮肤是于燥的，衣服、皮肤、电极和导线彼此摩擦时 会产生静电，这种静电放电也会产生一些峰值。该干扰的频率是5 0 h z ( 基频) 及其谐波，幅值最大可达到e c g 幅度峰峰值的5 0 o 。 2 、电极接触噪声 电极接触噪声是由于电极和 皮肤接触不良或是被测对象和测 量系统脱离引起的瞬态干扰( 见 图2 - 7 ) 。这种脱离在诸如运动和 振荡时有可能发生，可以是永久 的或者是问断性的。电极接触噪 声可以看做是一个随机发生的快 速基线改变这种改变可能只发 生一次。这种情况只产生一个阶 跃干扰，也可能快速发生好几次。 il ，| | 。一、o 0 i 一一0 一 。、t 图2 7 电极滑动引入的阶跃噪声 r 0 。q ；#q、， ；。0 一一 如 ，五 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 0 页 该噪声信号维持时间大约1 秒，幅值可达到放大器最大输出。 3 、运动娇作物 运动娇作物是由于电极皮肤间的阻抗随着电极移动发生了改变。随着阻 抗变化e c g 放大器认为足一个不同的源阻抗，它和放大器输入阻抗分压， 因此，放大器输入电压依赖于源阻抗，而源阻抗随着电极位置改变丽变化了。 它的维持时间大约是1 0 0 5 0 0 毫秒，幅度可达e c g 峰峰值的5 0 。 七一心矿a 川一也 图2 - 8e c g 中的运动娇作物 4 、电子设备产生的高频仪器噪声 外科手术中用的器具的高频电流会完全改变e c g 信号。它的幅值非常大， 如过e c g 信号的采样频率在2 5 0 1 0 0 0 h z 之间，它的频率大约在l o o k h z 到 l m h z 之间。它的幅值约是e c g 峰4 峰值的2 0 ，维持时间为1 1 0 秒。 2 3 心脏疾病的心电表现 常见的心脏疾病在心电图上都能反映出来，比较常见的异常心电波形有 如下m ： 2 3 1 , l , b i 梗塞 心肌梗塞是指冠状动脉的一支或数支出于某种原因致急性严重狭窄或闭 塞引起的心肌急性缺血性坏死而言。从心肌电生理学角度来看，则是指心肌 细胞不能再被激励。心肌梗塞发生后，在心电图上产生一系列特征性的改变， 对确定诊断、指导治疗和估计预后均有很大帮助。由于心肌梗塞病变程度不 同，可归纳为下述三种心电图改变： l 、缺血型心电图改变 代表这一型的心电图表现为t 波倒置。倒置的形态表现为尖锐、对称， 深度甚至可达2 0 3 0 m m ，称为“冠状t 波”。这一型心肌损伤最轻，心肌仅 仅处于缺血状态。由于心肌的除极过程并未受损，因此q r s 综合波无改变。 2 、损伤型心电图改变 如果缺血比较严重，或持续时间较久，使心肌进一步受损，则发生损伤 西南交通大学硕士研究生学位论文 第1 1 页 型心电图改变。由于心肌的除极过程仍无明显改变故q r s 综合波仍然正常。 此型表现为s t 段逐渐升高，倒置的t 波逐渐减小，以后t 波继续增高， 直到与s t 段相合，构成一弓背向上而高出基线的单向曲线。波形如下图： 人r 幽2 - 9 损伤，议心电图 3 、坏死型心电图改变 这一型心电图改变是出于心肌严重缺血，造成心肌坏死而不能完全恢复。 心肌的除极过程及复极过程都受到了损害。代表这一型的心电图改变为r 波 倒置，即，q b s 综合波主波向下。从受损而坏死的心外膜下记录的心电图呈 q s 波形。 2 3 2 冠状动脉供血不足 冠状动脉供血不足绝大多数的病人是在冠状动脉粥样硬化的基础上，因 饱餐、激动、过度体力活动等因素引起冠状动脉痉挛发生暂时性心绞痛时， 心电图上才能出现一过性表现。由于心绞痛时，是有不同程度的心内膜下心 肌损伤和缺血，但尚未发生心肌梗塞，因而心电图上无q 波改变，却可有s t 段降低、t 波平坦或倒置。冠状动脉供血不足时出现的s t 段降低，常为整段 平行下移( 水平型) 或斜型下降( 斜降型) 。当下降超过0 5 m y 时，称为缺血型 下降。以下是冠状动脉供血彳i 足常见的s t 段和t 波的改变类型。 一1 1 r 扒。一 八1 一 人一， 图2 - 1 0 冠状动脉供血不足型心电图 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 2 页 2 3 3 阵发性心动过速 其心电表现为心率快( 多达1 4 0 1 8 0 次分) 而大致齐，q r s 波过宽、畸 形，t 波与主波方向相反，一般看不见p 波。如有p 波，也是频率较慢的， 与q r s 波无关联的窦性p 波( 房室分离) 。波形如下图所示： 图2 1 1 心动过速心电幽 2 3 4 心室颤动 心室颤动是一种极其严重的心律失常症，常见于急性心肌梗塞、严重的 心肌病变，某些药物中毒和电击伤等。其心电表现为q r s 波群消失，代之以 大小、形状不一，快而完全不匀的波形，频率在2 5 0 5 0 0 次分，波幅较大。 典型波形如下图所示： 图2 - 1 2 心室颤动心电阁 2 3 5 心室扑动 其心电图表现为快速而规则的室性异常心律，q r s 波群与t 波融合而无 法分辨，等电位线消失，形成快速、宽大的扑动波。 幽2 1 3 心室扑动心屯图 2 4 本章小结 从本章我们可以了解，o r s 波是整个心电的最重要的部分，对它的可靠 西南交通大学硕士研究生学位论文 第1 4 页 第三章系统总体设计 本章从总体上论述便携式心电监测仪的设计原则、总体结构设计和系统 工作过程。 3 1 系统设计原则 便携式心电监测仅首先是一种医用诊断仪器，同时它也是以微型计算机 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应用的特点和技术要求，在系 统设计的整个过程中始终要遵循以下几条原则“1 ： 1 安全性原则。系统设计和制作要完全依据g b 9 7 0 6 1 一9 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徽弱的信号，非常容易受到人体静 电和环境感应电的干扰，因此在系统设计、制作中要采取一切手段保证信 号的不失真。 3 实时性原则。要保证系统能够对病人进行即时的检查和实时的监护。 4 ，可靠性原则。医用系统必须保证能够长时间稳定的工作，性能可靠而不出 故障。 5 简易性原则。目前大多数医护人员对计算机操作的掌握非常有限，因此易 学、易用是对系统的基本要求。 6 通用性和可移植性原则。当前医院使用的和市面上可以见到的微型计算机 品牌、档次、内部结构是多种多样的，系统必须保证能够在大多数计算机 上通用和安全移植。 7 。先进性和可发展性原则。考虑到计算机技术的迅速发展，系统的设计必须 要为以后系统的升级、改造留有手段，同时在技术的采用上要做到适度超 前。 3 2 系统总体结构设计 便携式心电监测系统总体上说是个智能化的信号采集处理系统，在其 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 5 页 结构上主要由完成人体电信号采集、 据分析和诊断的微机控制部分构成， 能。系统框图见图3 1 。 滤波放大的前端硬件电路部分和完成数 这两部分协调配合工作完成整个系统功 前端硬件电路部分又可分为电极与导联，放大与滤波电路部分，以及系 统电源部分。放大与滤波电路部分负责将心电信号放大、滤除干扰信号等。 系统电源部分为系统提供稳定的5 v 以及3 1 直流电源。完成数据分析和诊 断分析的控制部分用8 位的单片机。单片机对采集到的数字信号进行压缩以 及显示等处理，使整个系统具有智能化特点，而且通过串行接口可以和汁算 机很好进行通信。 心电信弓 厂个r 。r r 1 嬖h 鼍p 厂l 1hh 厂 l 型l 到 8 9 c 5 2* 攀懈衙 盟 1 砸丁 ，器肾 机 i 平斛 【 当! 墼堡型卜 驱动 电路 图3 1 系统硬仆框图 为了保证系统的通用性、可移植性，本系统选用标准r s - - 2 3 2 c 串行接 e l 方式同计算机进行联结，交换数据。而且扩展串行接口主要是有利于向网 络化和远程化方向发展。 另外，为了保证系统的可发展性，扩展了外部r o m 和r a m 这样系统 可以随着各种技术的发展而升级。 3 3 系统电磁兼容设计 随着科学技术的发展，人们在生产及生活中使用的电气及电子设备的数 量越来越多，这些设备工作的同时，往往要产生一些有用或无用的电磁能量， 这些能量影响其他设备或系统的工作，为了保证我们的系统在其电磁环境下 能正常工作并且不对该环境中任何事物构成不能承受的电磁骚扰，本系统 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 6 页 采用了如下的可靠性设计方案。 3 3 1 电缆的处理 任何直接穿透屏蔽体的导线都会造成屏蔽体的失效。在实际中，很多屏 蔽严密的机箱就是由于由导体直接穿过屏蔽箱而导致电磁兼容试验失败。解 决这个问题的有效方法之一是在电缆的端口处使用滤波器，滤除电缆上不必 要的频率成份，减小电缆产生的电磁辐射，也防止电缆上感应到的环境噪声 传进设备内的电路。概括的说：信号滤波器的作用是仅允许工作必须的信号 频率通过，而对工作不必须的信号频率有很大的衰减作用，不能造成信号的 失真，这样就使产生干扰的机会减为最少。本系统传输的是低频信号，因此， 在电缆上使用低通滤波器是解决电磁干扰问题很理想的方法。 3 3 2p o b 板的处理 由于一个电路的电磁辐射和接受的能力往往是一致的即一个电路的电 磁辐射效率高，往往接受效率也高。因此，在设计中抑制线路板的电磁辐射， 同时也就提高了线路板的抗干扰能力。 线路板的辐射主要产生于两个源，一个是p o b 走线，另。个是i o 电缆。 电路工作电流在信号环路中流动，这个信号环路会产生电磁辐射。由于这种 电流是差模的，因此信号环路产生的辐射称为差模辐射。本系统通过减小信 号环路面积能够有效地减小环路地辐射。本系统还在双层扳上做地线网络来 消除地线噪声。 3 3 3 地线处理 地线干扰问题主要有地环路干扰和公共阻抗耦合干扰。地环路干扰常常 发生在通过较长电缆连接地相距较远的设备之间，其产生的内在原因是地环 路电流的存在。本系统主要的地线干扰是公共阻抗耦合干扰。 当两个电路的地电流流过一个公共阻抗时，就发生了公共阻抗耦合，如 图3 2 所示。出于地线就是信号的回流线，因此当两个电路共用一段地线时， 彼此也会相互影响。一个电路的地电位会受到另一个电路工作状态的影响， 即一个电路的地电位受另一个电路的地电流的调制，另一个电路的信号就耦 合进了前一个电路。 西南交通大学硕士研究生学位论文 第1 7 页 图3 2 公共阻抗耦台 以放大器问公共地线耦合为例，如图3 3 所示，图中的放大器前后级间 由于共用一段地线，结果，后级放大器的信号耦台到了前级放大器的输入端， 如果满足一定的相位关系就形成了正反馈，造成放大器的自激。 解决办法：可以有两个解决方案，一个是将电源的位置! 改一下，使它靠 近后级放大器( 功率较大) ，这样，后级较大的地线电流就不会经过前级的地 线了。另一个办法是后级放大器单独通过一根地线连接到电源，这实际是改 成了并联单点接地结构。本系统对放大器级间公共地线耦合问题采用后一种 方法。 改进1 改进2 图3 3 放大器间公共地线耦合 p 酲 一点卜_ 连卜 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 8 页 3 4 系统工作过程 便携式心电监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 ) 被测者安静、放松。 ( 2 ) 心电电极贴在人体体表，f 确连接电极与前端信号采集电路。 ( 3 ) 正确连接电路后，接通电源，然后按”运行”控制键，系统开始采集 信号，信号经过硬件预处理和系统软件的再处理，波形能及时显示在l c d 显 示屏，并保持实时滚动，同时将计算出的心率显示出来。 ( 4 ) 采集过程中，如想使波形静止不动以便进行观察，则按“暂停”控 制键，完毕后再按“运行”键：如想将信号保存作为病例，则按“保存”控 制键，系统便自动将采集的数据保存，以供后用；如想将系统联入互联网， 则按“通信”控制键，这样结合w i n d o w s 下的专用监护软件通过电脑网络 多媒体系统将自己的心电信息传到心电信息商速公路，在网上可以听取专家 的会诊结果。 3 5 本章小结 本章主要介绍了心电监测系统的设计原则、电磁兼容设计以及系统的工 作过程，这些都是后面章节将要介绍的具体电路设计时所应遵循的原则。 西南交通大学硕士研究生学位论文第1 9 页 第四章心电信号检测电路设计 4 1 引言 心脏在机械性的收缩之前，首先产生电激动，产生生物电流，并经组织 和体液传导至体表，在身体不同部位产生不同的电位变化，形成体表电位差， 即变化着的心电信号。人体的心电信号是一个非常微弱的非e 弦的低频信号 ，其幅值一般在1 m v 左右，可低至几十微伏，频谱分布在0 0 5 1 0 0 h z ， 主要频谱分量集中在此0 。5 2 0 1 1 z ”1 。要采集这样的信号，首先必须设计合 适的心电信号检测电路。 在心电放大器输入回路内，由于电极和皮肤分泌液之间存在着复杂的离 子交换过程，在其接触面形成极化电动势e p l 和e p 2 ，当e p l = e p 2 时。其 差值比心电信号大得多，能达到数百毫伏。差值信号与心电信号一起，由心 电放大器放大，势必造成前置放大器静态工作点的偏离，甚至进入截止或饱 和，引起心电放大器的阻塞，所以前置放大器的增益不能太大。我们设计的 放大器前置放大增益为7 倍，后级放大倍数为1 4 0 倍，总增益1 0 0 0 倍左 右。 心电信号是低信噪比的周期性微弱信号，在e c g 信号采集过程中，易受 仪器、人体等方面的影响，并混有很强的工频干扰，因此e c g 特征参数提取 关键技术包括消除干扰、稳定基线等，即放大后的信号还要经过滤波处理以 保证通带为o 0 5 1 0 0 h z ，并抑制5 0 h z 工频干扰。 心电监护仪要求在整个工作过程中，电极与皮肤有良好的接触。病人活 动时，电极松动或脱落，会造成大量伪差干扰，甚至导致记录失败。此外， 不同环境条件下电极电位的变化也会产生各种干扰和基线的大幅度波动。因 此电极安装的好坏是记录成败的关键之一。所以监护仪还必须会自动检出 由于病人长期监护等原因引起的电极接触不良或脱落，提醒病人重新安放电 极。 我们设计的心电信号采集电路原理框图如图4 一l 所示。从电极提取的心 电信号经导联传送到前置放大器，进行前置放大，经高通滤波滤除直流信号 及低频基线干扰后，由后级放大器放大，再经滤波器进一步滤除5 0 h z 工频 干扰，经低通滤波器后得到0 0 5 、1 0 0 h z 的有用心电信号，由a d 转换后送 匿南交通大学硕士研究生学位论文 第2 0 页 至单片机处理。同时导联脱落检测电路把检测结果传给单片机，脱落时产生 报警。 幽4 - i 心电信号采集原理图 4 2 心电信号放大电路设计要求 由于人体的心电信号有微弱、低频、易受干扰、不稳定、随机等特点， 因此对心电放大器的设计有很苛刻的要求。 1 增益 由于心电信号非常微弱，只有0 0 5 5 m v 而心电放大器增益的常规设 计要求心电在正常输入时，即输入为1 m v 时，输出电平达到1 v 左右( a d 转 换器的最大输入电压为5 v ) ，所以心电放大器的放大倍数很高，为1 0 0 0 倍左 右。为抑制电路的零点漂移，进一步提高共模抑制比，要求放大电路必须分 两级实现，前置放大器的增益不能太高，没计为7 倍左右，后绂为1 4 0 倍左 右。 2 频率响应 由于人体心电信号的频谱范围为0 0 5 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，心电信号用高通和低通滤波器来压缩通频带，同时必须设计抗 5 0 h z 工频干扰电路，这样，经过心电放大器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身上。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 织液到心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 西南交通大学硕士学位论文第2 l 页 及电容组成。在低频的情况下，这个源阻抗为纯电阻r ；。显然它包括人体电 阻( r ) 、皮肤电阻及电极与皮肤的接触电阻( r 。) ，那么电阻r 。= r + r ，( r 。 r ) 。 人体内组织液是一种电解质，所以r 与组织液离子浓度有关。r 。不仅与皮肤 和电极接触松紧有关，还与皮肤的干湿、清洁度及每个人角质层的厚薄有关 由于心电信号源阻抗具有高阻抗的特性，而心电信号是微弱的，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 微弱了。心电信号损失严重，而且信号源过负荷使心电信号产生畸变。 信号源阻抗不仅因人而异，因生理状态而异，而且在测量时，与电极的 安放位置、电极本身的物理状态都有密切的关系。源阻抗的不稳定，将使放 大器电压增益不稳定，从而造成难以修正的测量误差。所以只有较高的输入 阻抗，才能确保增益的稳定性。 设两个电极与皮肤的接触电阻为r s 、r s ：，如果r s ，不等于r s ：，不可避 免的就会把共模干扰信号转化为电路无法克服的差模信号。只有增大心电放 大器的输入阻抗，才能减少其影响。 此外，由于信号源阻抗般不完全相等，这种不相等的结果就使得共模 干扰向差模干扰转化，从而造成共模干扰输出。信号源阻抗一般在数k f 2 至 数十k f 2 之间，心电放大器的输入阻抗应该比源阻抗高两个数量级，故一般 取5 1 脚或1 0 艘，才能不失真地引出心电信号。 4 高共模抑制比 电极与皮肤接触引起的极化电动势可作为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运行时的干扰，尤其是市电的共模干扰，还有 其他共模干扰常把微弱的心电信号淹没。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被淹没在5 0 h z 、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。 5 低噪声、低漂移 在心电放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。心 电放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和敞粒噪声， 这都属于白噪声，其幅值成正态分布。为了获得一定信噪比的输出信号，对 放大器的低噪声性能有严格的要求。所以在设计心电放大器时应尽量选用低 西南交通大学硕士研究生学位论文 第2 2 页 噪声元件，以降低噪声并进步提高输入阻抗。 另外，温度变化会造成零点漂移，心电放大器基线漂移本质上是由于心 电放大器的输入端引入了直流电压的缘故，电极和皮肤间接触电阻、电极本 身电阻的变化和电极电位的改变都会增大基线漂移。漂移现象限制了放大器 的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大。而心电信号具有很低的频率 成分，为了能f 常的测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。所以放大器 应选用低漂移、高输入阻抗并具有高共模抑制比的集成运放电路。 总的来说，一般心电放大器的设计有如下要求： 增益为8 0 0 l o o o 左右： 频率响应为o 0 5 1 0 0 t l z ； 输入阻抗为5 1 l o 瑚： 共模抑制比大于8 0 d b ； 低噪声、低漂移。 另外，考虑到本监护仪的便携特性，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。 4 3 前置放大器设计 4 3 1 心电信号的提取 传统的心电信号放大电路如图 4 2 所示：运算放大器a l 与a 2 为， 同相比例放大器，输入阻抗很高， 它对共模信号有很高的抑制比。由 于电阻r g 连接于这两个放大器的 求和点之间，当一个差分电压加到 一” 仪表放大器的输入端时，整个输入 电压都呈现在r 。、两端。由于r g 两 端电压等于v i l 3 ，所以流过r g 的电吒+ 流等于v i n r g ，因此输入信号将通 过放大器a 1 和a 2 获得增益并得幽4 - 2 典型的三运放电路 到放大。然而须注意的是对加到放大器输入端的共模电压在r 。两端具有相同 的电位，从而不会在r 。上产生电流。由于没有电流流过r 。( 也就无电流流过 西南交通大学硕士研究生学位论文第2 3 页 r 5 和r 6 ) ，放大器a l 和a 2 将作为单位增益跟随器而工作。因此，当r i = r 3 ， r 2 = r 4 ，r 5 = r 6 时，共模信号将以单位增益通过输入缓冲器，而差分电压将 等于： 纠以) ( 1 + 警) ( 套 1 ) 按 1 + ( 2 r ；r 。) 的增益系数放大。 4 3 2 器件的选取 监护仪要求在心电信号频率范围内不失真地放大所采集的微弱心电信 号。这要求所采用的放大器必须具有低噪声、低漂移、低失调参数、高共模 抑制比、高输入阻抗、非线性度小等特点，且其增益可设计比较小。比较常 用于心电前置放大的几种仪表放大器，其主要指