（计算机科学与技术专业论文）基于单片机的心电信号实时滤波算法设计与实现.pdf

中文摘要 摘要：本课题在单片机中实现了滤除心电信号中5 0 h z 工频干扰的功能，该功能模 块是心电设备的主要功能模块。它为后端进行心电信号的特征提取和分析提供准 确的数据和“干净”的波形，帮助医生做出准确的诊断。 针对该功能模块的实际丌发过程，论文将从如下几个部分进行阐述： 首先，论文介绍了系统采用的硬件平台，针对标准心电信号波形特点和心电 信号采集过程中存在的主要干扰选取合适的前端放大器和微处理器，并分别闸述 了所选择的放大器和微处理器的结构原理。 其次，通过研- a ，1 1 l 。数字滤波算法，在此基础上通过插值法捉i f j 了一种在8 位单 片机较小的r a m 空i 日j 下，去除5 0 h z 工频干扰的滤波算法。该算法具有运算量小、 系数整数化等特点，适合在单片机中实现。通过在w i n d o w s 环境中对该滤波算法 进行仿真，验证了该算法能达到预期的滤波效果。 最后，详细闸述了去除5 0 h z 工频干扰的滤波算法的软件结构以及在单片机中 的实现过程。实时滤波的数据源由心电信号发生器产生( 包括标准的心电信号和 5 0 h zj 下弦波干扰信号) ，通过实时的a d 转换、滤波和传送，完成心电采集处理 的全部过程。通过对滤波前后的波形比照，验证了本算法的有效性和可用性。 关键词：c 8 0 5 1 f 3 6 2 单片机；心电信号：5 0 h z 工频干扰；实时滤波 分类号：t h 7 7 2 4 j 匕立交道厶堂亟堂位论塞旦墨i ! a bs t r a c t a b s t r a c t ：t h i ss u b j e c ta c h i e v e st h ef u n c t i o no ff i l t e r i n gt h e5 0 h z f r e q u e n c y d i s t u r b i n gs i g n a li ne c gs i g n a lb a s e do ns i n g l ec h i pm i c r o c o m p u t e r t h i sf u n c t i o n m o d u l ei st h em a i nf u n c t i o nm o d u l eo ft h ee c ge q u i p m e n t ，w h i c hc a ne f f e c t i v e l y p r o v i d ea c c u r a t ed a t aa n d “p u r e w a v e f o r mf o rt h ef e a t u r ee x t r a c t i o na n da n a l y s i so f e c gs i g n a li nt h eb a c k e n dm o d u l e ，w h i c ha s s i s t sd o c t o r st om a k ea c c u r a t ed i a g n o s i s a c c o r d i n gt ot h ea c t u a ld e v e l o p m e n tp r o c e s so ft h i sf u n c t i o nm o d u l e ，t h i st h e s i s w i l lb ee l a b o r a t e di ns e v e r a lp a r t sa sf o l l o w s ： f i r s to fa l l ，t h i sp a p e ri n t r o d u c e st h eh a r d w a r ep l a t f o r mo ft h es y s t e m a c c o r d i n gt o t h ew a v e f o r mc h a r a c t e r i s t i c so ft h es t a n d a r de c gs i g n a la n dt h em a i ni n t e r f e r e n c e w h i c he x i s t si nt h ep r o c e s so fe c g s i g n a la c q u i s i t i o n ，t h i st h e s i ss e l e c t st h ea p p r o p r i a t e f r o n t - e n da m p l i f i e ra n dm i c r o p r o c e s s o ra n dt h e nd e s c r i b e st h es t r u c t u r ep r i n c i p l eo ft h e a m p l i f i e ra n dm i c r o p r o c e s s o rr e s p e c t i v e l y s e c o n d l y , b a s e do nt h es t u d yo nd i g i t a lf i l t e r i n ga l g o r i t h m ，t h i sp a p e rp r o p o s e sa f i l t e r i n ga l g o r i t h mw h i c hc o u l df i l t e rt h e5 0 h z - f r e q u e n c yi n t e r f e r e n c es i g n a lu n d e rt h e c o n d i t i o no fr e s t r i c t e dr a ms p a c ei n8 - b i ts i n g l ec h i pm i c r o c o m p u t e r t h i sa l g o r i t h m h a st h ec h a r a c t e r i s t i c s ，s u c ha sl e s so p e r a t i o n ，i n t e g e rc o e f f i c i e n t sa n ds oo n ，w h i c hi s s u i t a b l ef o rb e i n ga c h i e v e di n s i n g l ec h i pm i c r o c o m p u t e r t h r o u g hs i m u l a t i n gt h e f i l t e r i n ga l g o r i t h mi nt h ew i n d o w se n v i r o n m e n t ，t h ea l g o r i t h mc o u l da c h i e v et h e a n t i c i p a t e df i l t e r i n gr e s u l t f i n a l l y , t h i sp a p e rd e s i g n st h es o f t w a r es t r u c t u r eo ft h ef i l t e r i n ga l g o r i t h ma n d d e s c r i b e st h ea l g o r i t h ma c h i e v e m e n tp r o c e s si ns i n g l ec h i pm i c r o c o m p u t e r t h ed a t ao f r e a l t i m ew a v ei sm a d eb ye c gs i g n a lg e n e r a t o r ( i n c l u d i n gs t a n d a r de c gs i g n a la n d 5 0 h zs i n ei n t e r f e r e n c es i g n a l ) ，a n dt h ep r o c e s so fd a t aa c q u i s i t i o na n dp r o c e s s i n gf r o m t h ee c gs i g n a li sa c h i e v e dt h r o u g hr e a l - t i m ea dc o n v e r s i o n ，f i l t e r i n ga n ds e n d i n g t h r o u g hc o m p a r i n ga n da n a l y s i so ft h eo r i g i n a lw a v e f o r ma n dt h ef i l t e r e dw a v e f o r m ， t h ev a l i d i t ya n da v a i l a b i l i t yo ft h ea l g o r i t h mi sv e r i f i e d k e y w o r d s ：c 8 0 51f 3 6 2 ；e c g ；5 0 h zf r e q u e n c yi n t e r f e r e n c e ；r e a l t i m ef i l t e r i n g c l a s s n o ：t h 7 7 2 4 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的研 究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表或 撰写过的研究成果，也不包含为获得北京交通大学或其他教育机构的学位或证书 而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作 了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：王均年 签字同期： d 9 年莎月歹同 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解北京交通大学有关保留、使用学位论文的规定。特 授权北京交通大学可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检索， 提供阅览服务，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。 同意学校向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权 兑明) 学位论文作者签名： 王均首 签字同期： 0 9 年衫月j o r n 导师签名： 签字同期： 分心瓤刚 卜卜节 致谢 毕业在即，借此机会，对研究生求学期间悉心指导我的导师周洪利老师，对 热情帮助我的师兄师姐和同学们，还有在背后默默支持我的家人，致以最诚挚的 谢意。 这篇论文是在我的导师周洪利副教授的悉心指导下完成的，从论文的选题、 撰写、字斟句酌的修改，一直到最后定稿，导师都投入了大量的精力。他不仅在 技术问题上给我指导，更重要的是他教给了我一种做课题的方法，就足先做架构， 再到细节，一步一步地向目标靠近。导师治学态度严谨、工作方法科学，这些优 秀的品质对我的影响很深刻，也让我从中受益。不仅女h l l - i ；，和： 桦r lj ，1 1 f f t i - f - ，导师 也给了我无尽的关怀和悉心的指导，让我的研究生生活过得丰富而充实。在此衷 心感谢周老师对我的关心和指导! 再次，要感酣我们实验室的陈连坤副教授，陈老师熟知单片机领域的知识， 擅长微处理器的编程，在我的学习和课题研究遇到困难时，陈老师都给予了耐心 的指导，让我少走了弯路，并获得了很多的实际经验，使我在理论水平和实践能 力方面都得到了很大的提高，在此衷心地向陈老师表示感谢! 最后还要感谢我的家人，感谢他们支持我完成学业，以及在背后的默默鼓励 和付出。 1 1 选题背景 1 综述 心脏病是威胁人类生命健康的主要疾病之一，据统计，目自，j 全球每年约有1 7 0 0 力人死于心血管疾病，约占全球死亡人数的三分之一，医学实践表明，对心脏疾 病的诊断、预防是行之有效的解决手段，尽早地发现心血管系统疾病征兆，及时 地了解心脏病状况，对疾病的预防和及时诊治具有重要的意义。 心电图仪是记录心脏活动的0 川仪器，它将心f 乜信 ) 经过放大、滤波后，以 连续曲线的方式绘制出心电图( e l e c t r o c a r d i o g r a m ，e c g ) 。心电图就是通过在人 体体表放置电极记录心脏活动过程的电位变化的图形，e c g 中含有临床诊断心血 管疾病的大量信息，e c g 的检测与分析在临床诊断中具有重要价值，是了解心脏 的功能与状况、辅助诊断心血管疾病、评估各种治疗方法有效性的重要手段。 目前，世界上各大医疗器械厂商都竞相投入大量的人力、物力进行心电监护 系统的开发、生产和销售，开发出了各具特色的心电仪产品。但是这些心电仪产 品一般价格昂贵、测量精密，主要适合于大、中型医院使用，对于一些规模有限 的医疗机构造成沉重的经济负担，同时这些心电仪产品体积较大，不便于携带， 很难在同常监测、急救状态、野外救援时进行及时的心电监护工作。本课题正是 针对当前对低成本、小型化的心电设备的需求，在小型单片机上实现心电信号的 实时采集，实时滤波等一系列功能，从而降低心电仪的开发成本。 心电信号频率低，一般为o 5 1 0 0 h z ，幅度小，在实际采集过程中，很容易 受到外界的干扰，这些干扰的存在会使系统的信噪比下降，严重时甚至会淹没微 弱的有效心电信号，影响医生做出j 下确的诊断。因此心电信号滤波算法的研究具 有实际意义。调研发现虽然目前有多种心电信号滤波算法，但这些算法一般比较 复杂，需要繁琐的计算公式，不适合应用于存储空间有限的单片机中。本课题研 究的滤波算法j 下是应用于单片机中，通过认真研究单片机的存储特点和滤波算法 适应场合，并在此基础上设计并实现了一种可以在c 8 0 5 1 f 单片机中实现的滤波算 法。使用该算法设计的基于单片机的便携式心电仪具有低成本、低功耗、小型化、 智能化的特点，适合于农村社区医疗服务、城镇医疗、家庭保健、救护车、流动 医疗站等应用场所。 1 2 课题研究现状及意义 当前便携式心电图仪的设计主要向智能化、系统化、低成本和集成化方向发 展。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d s p 芯片或a r m 微处理器， 这种处理器性能强大，它能够使心电仪在心电数据采集、处理、存储和显示等功 能的基础上，还能够实现埘心电数据的分析。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、功耗比较大、成本也较高。这对于一些 规模有限的中小医疗机构，尤其是落后农村地区造成了过重的经济负担，一般的 患者也难以承受高额的费用，甚至无力购买，严重影响了心电监护系统在我园的 广泛应用和推广。此外，由于这些仪器过于精密和庞大，在实时性、体积、功耗 和重量等方面都不尽如人意，在使用过程中也会造成诸多不便，很难在急救状态、 野外救援时进行及时的监护。因此，低功耗、低成本、便携式的心电监护系统的 研制有实际的开发意义。 近几年来，随着计算机技术的发展，单片机的性能得到了很大的提高，应用 越来越广泛，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。 尤其是自1 9 9 7 年以来，电子技术应用又增加了一个新的层次，即片上系统( s o c ) 层次，s o c 技术是一种高度集成化、固件化的系统集成技术，其中c 8 0 5 1 f 是一个 通用的s o c 单片机系列，结构先进，功能强大【2 1 。 本系统采用单片机作为主控制芯片，实现了心电信号实时采集、实时滤波和 实时传送功能模块。这些模块可应用于便携式心电监护仪中，它突出的特点是功 耗小，成本低，非常适合应用于社区诊所和村镇医疗机构。因此基于小型单片机 开发的心电仪将成为未来的一种发展趋势，它将促进心电仪在我国的广泛应用和 推广。 1 3 系统总体目标和主要功能 本课题主要研究1 2 导联心电信号的实时滤波，主要完成了实时采集、实时滤 波、数据拼接和实时传送等功能模块的设计与实现，为后端心电信号的特征提取 和分析提供准确的数据和“干净”的波形，这些数据可用于后续心电分析、识别、 帮助医生做出准确的诊断。 本课题的难点在于如何在有限存储空间的单片机上实现心电信号实时滤波。 本系统主要滤除心电图信号中的5 0 h z 工频干扰，由于单片机硬件资源有限，要实 现滤波功能，必须要在系统总体结构设计、研发实现的各个阶段都要充分考虑和 2 兼顾各方面特点和技术要求，既要实现实时滤波功能，又要考虑到低功耗、低成 本。 心电信号实时滤波系统主要功能如下： 1 、实时采集功能。通过改变a d 启动方式实现了8 通道心电数据采集，改变 定时器的初值可实现多种采样速率的心电信号实时采集，采集得到的数据 为后端实时滤波处理模块提供数据源。 2 、实时滤波功能。通过研究c 8 0 5 1 f 单片机内部存储空间、寄存器结构和原理， 研究数字滤波算法，在此基础上通过插值法提出了一种适合单片机的滤波 算法，该算法具有运算量小，系数整数化的特点。将该算法在单片机中对 心f t l 信号进行实时滤波处理，达到了滤除5 0 h z 工频r 扰的效果。 3 、数据拼接传输功能。这部分主要是对滤波后的心电数据，按照拼接格式对 其进行压缩存储，这种存储方式既节省了大量存储空i 白j ，同时也为后端数 据传输时避免了空比特位对串口的时间占有，提高串口发送效率。压缩存 储后的数据通过串口采用中断方式传入后端处理模块。 本课题研究滤波算法的过程中，为验证提出的滤波算法的滤波效果，设计了 在w i n d o w s 环境中读取带5 0 h z 工频干扰的标准心电信号文件( e c g 2 文件) ，应 用上述滤波算法并对其进行滤波处理，达到预期的效果。然后将该算法在单片机 中进行实现，通过对比分析w i n d o w s 环境中和单片机中滤波前、后的心电波形， 实现了滤除5 0 h z 工频干扰并保持了有效心电信号波形，验证了该算法的可行性。 2 心电采集滤波系统硬件平台 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丌发工作有着决定性的作用。本系统主要是在单 片机上完成心电信号实时采集、实时滤波功能模块的设计与丌发。前端硬件电路 部分实现对心电信号的放大，接下来进行实时采集，实时滤波，最后将滤波后的 心电数据通过串口传输至下一功能模块。 2 1 系统硬件设计原则 便携式心电仪与传统心电仪在设计上的区别主要表现在：前者高度重视低成 本、微型化和低功耗设计，本系统设计的实时滤波功能应用在便携式心电仪中， 因此在进行本系统硬件电路设计时应注意以下几个原则： l 、尽可能的降低成本。在硬件设计时，可以用软件实现的功能尽可能用软件 实现，可以不外扩芯片的尽可能使用片上外设，以尽可能的减少使用芯片的数量， 达到降低成本的目的； 2 、尽可能的降低功耗。在进行硬件设计时，应该尽可能选择低功耗的芯片， 并根据不同的功能允许一些器件进入休眠( 低功耗) 状态，采取积极措施降低系 统功耗。最好选择电池供电，设计时根据设备的使用环境，充分考虑电池供电的 负载能力、连续工作时问和电池的标准化、易采购性。一般地，最好采用普通干 电池供电，以利于随地采购； 3 、可靠性和抗干扰是硬件设计必不可少的一部分，它包括：芯片、器件选择， 去耦滤波，印刷电路板布线，通道隔离等【3 】； 4 、尽可能高的运算速率。本系统要实现实时采集、实时滤波功能，需要较高 的a d 采样速度、较高的c p u 处理速度，这样才能满足系统实时性的要求； 5 、尽量朝“单片”方向设计硬件系统。根据系统功能尽可能选择合适的处理 器，尽量朝s o c 方向设计硬件系统，因为系统器件越多，器件之间相互干扰就越 强，功耗就会增大，同时不可避免地会降低系统的稳定性。另外，所用的器件越 多系统的可靠性越低，系统总成本也会越高【4 】； 6 、在实际的开发过程中，也要进步降低功耗，对各个功能模块的操作设置 成中断方式，当单片机完成初始化任务( 定时器、比较器和看门狗的工作方式， p l l 锁相环的设置等) 后，就处于低功耗工作模式，当采集中断发生时，将其唤 醒，转而执行相应的中断服务程序和滤波、发送等子程序。执行完成后又处于低 4 功耗工作模式。 2 2 系统硬件总体设计 人体心电信号是一个非常微弱的非诈弦低频信号，幅度不超过5 m v ，频率在 o 0 5 1 0 0 h z ，主要频谱分量集中在o 5 - - 一2 0 h z 的心电信号【5 1 ，要进行实时滤波首 先必须对其进行放大处理，将幅度放大到可以观察和记录的水平。放大之后的心 电信号就可以通过a d 采样输入到单片机中进行滤波处理了。因此本系统硬件主 要包括心电信号放大模块，单片机处理模块( 单片机上集成了a d 采样功z 日匕l - - , ) ，本 系统硬件总体框罔，如图2 1 所示： + 囤 幽2 1 系统馒1 i ，l ：总体框图 图2 1 中，首先将从电极取自人体表皮的缓变微弱心电信号，经导联传送到前 置放大器，在保证信号基本波形不变的日仃提下进行有限度的放大，不能无限制的 放大，否则会影响心电波形。接下来通过二级放大电路继续放大，经过两级放大 后的心电信号输入至单片机中，完成实时滤波，最后将滤波后的数据传送置下一 功能模块( 如波形显示模块) 。 2 3 前端放大器选型 人体心电信号是非常微弱的，一般都是m v 水平，必须经过前置放大器处理 后才能进行a d ( a n a l o gt od i g i t a lc o n v e r t ) 转换。此外，由人体表面提取的心电 信号中常混有一些干扰，因此不仅要对心电信号在保证不失真的条件下进行放大， 还要滤除高频干扰信号。心电信号具有低频性、不稳定、随机性等特点，因此对 心电信号放大器有较高的要求，要求所选用的放大器具有低噪声、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。本系统中采用两级放 大电路对心电信号进行放大，其中第一级放大器选用a d i 公司生产的仪表放大器 a d 6 2 0 作为前置放大器的核心器件，第二级放大器采用德州仪器半导体公司生产 的t l v 2 2 5 4 作为二级放大电路的核心器件。 本系统一级放大器选取a d 6 2 0 是基于该芯片具有如下特点【6 】： 5 1 、a d 6 2 0 是一款低成本、高精度仪表放大器，它具有输入阻抗高、共模抑制 比高的特点，放大增益范围为1 1 0 0 0 之间，仅需个可变电阻即可实现， 满足本系统心电信号放大的要求； 2 、a d 6 2 0 采用8 引脚s o i c 和d i p 封装，尺寸小于分立式设计，并且功耗较 低，因此非常适合电池供电的便携式( 或远程) 的设备应用； 3 、a d 6 2 0 还具有高精度( 最大非线性度4 0p p m ) 、输入偏置电流最大为2 0 n a 、 低失调电压( 最大1 2 5 1 a v ) 矛l 低失调漂移( 最大o 6p , v o c ) 特性，是电子秤和 传感器接口等精密数据采集系统的理想之选。 总之，a d 6 2 0 具有低噪声、低输入偏置电流和低功耗特性等特点，符合本系 统要求，经a d 6 2 0 放火后的信号失真度很小，非常适合e c g 和无创血压监测仪 等医疗应用。下面介绍一级放大电路结构图，如图2 2 所示： 左臂输 入信号 号输山至二 放人电路 图2 2 一级放人电路结构图 图2 2 中，3 号引脚+ m 表示是放大器的j 下输入端，接入的是电极左臂的输入 信号，( 对于l o 电极心电数据采集系统，各路心电信号从人体体表的不同部位获 取，虽然各路信号波形的形状不同，但是它们的频率特征相同，或者说它们具有 相同的物理特性，因此我们仅仅选取了其中一路信号简要说明其过程。) 引脚3 之 前接一个1 0 k 的电阻r l ，主要用于稳定输入信号和提高输入阻抗，达到进一步提 高共模抑制比的作用，从而减小电路连接时信号的变化。2 号引脚是负输入端，接 入的是电极左腿的输入信号。7 引脚接+ 3 v 的工作电压，4 引脚接3 v 的工作电压。 l 、8 引脚之间的电阻是可变的，通过电阻的变化来调节放大增益，增益值取决于 接入电阻的大小，根据工程经验，前置放大增益一般在6 l o 倍，防止前置放大电 路出现饱和现到7 1 。本系统是在l 、8 引脚之间( 即电阻r 2 9 ) 跨接5 1 k 的电阻， 使前置放大器得到了1 0 倍的放大率。放大后的信号从6 号引脚输出。闲置的引脚 接地，这样做是为了提高敏感器件的抗干扰性能，进而提高整个系统的抗干扰能 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 6 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问题，在输出电压引脚所接的电容c l 与r 2 1 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【6 】。 一级放大电路的放大率有限，输出电平较低，难以利用高分辨率的a d 转换 器。因此设计二级放大电路继续进行放大，本系统二级放大器采用t l v 2 2 5 4 为核 心器件，因为该芯片具有高输入阻抗和低噪音的特点。非常适合高阻抗来源的小 信号，在手提式检测仪器应用设备中有广泛的用途。二级放大电路的核心器件 t l v 2 2 5 4 有如下几个优异的性能参数【8 】= l 、耗i i m it 低，可以工作在3 v 、5 v 或输入电，k 范蜓低的场合，可以电池驱 动，对输入电流的最大消耗为3 4 , u a ，符合本系统要求的低功耗、低成本 的特点： 2 、具有高输入阻抗和低噪音的特点，适合高阻抗来源的小信号调理，在手提 式监测仪器和遥感应用设备中有广泛的用途。 二级放大电路结构图，如图2 3 所示： 输入信 图2 3 二级放大电路结构图 图2 3 中，放大器1 0 号引脚的输入对应一级放大器a d 6 2 0 的输出，信号接着 进入二级放大电路，二级放大电路主要由低功耗运算放大器t l v 2 2 5 4 、r 4 2 和r 6 6 构成。由于心电信号主要集中在0 0 5 - 1 0 0 h z 之间，电路中通过一个低通滤波器来 消除心电信号中的高频干扰，该低通滤波器由上图中的放大器反馈电阻r 4 2 ，并联 上电容c 2 1 构成。让低通滤波器和二级放大电路合用一个运算放大器。 t l v 2 2 5 4 器件为双端供电方式，本系统中是+ 3 v 供电，8 号引线即输出端输出 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r 3 97 ) 1 1 + 2 4 v 电 压，r 3 9 、r 5 2 、r 5 3 和c 6 6 组成的电路，为微控制器供电。二级放大电路的放大 倍率以参数x 来衡量，x = r 4 2 r 6 6 ，x 越大，放大倍率越大。本系统中r 4 2 选择 为5 1 k ，r 6 6 为1 k ，因此得到了5 1 倍放大率。这样，经过两级放大后，采集信号 总的增益达到5 1 0 倍。 7 2 4 微控制器选型 2 4 1系统微控制器需求分析 本课题设计的心电信号实时滤波系统是基于单片机丌发的，实现滤除心电信 号中存在的5 0 h z 工频干扰信号，该系统应用于便携式心电仪中。在滤波效果满足 要求的情况下，以单片机为数捌处理核心的心电仪与以a r m 处理器或d s p 芯片 为核心的心电仪相比，基于单片机的心电仪可节约大量开发成本。 但是由于单片机硬件资源有限，在单片机上实现滤波算法，要求所设计的滤 波算法运算量尽量小，i t j f j 仃储空l 日j 尽量少，同时滤波效果满足用户要求。 目i j ，心电信号的滤波方法主要分为离线和实时两种实现方式，离线必须要 求存储大量的数据，然后对存储的数据依次进行处理，需要较大的空间，滤波效 果好。而实时滤波伴随在采集过程中完成，实时滤波只需存贮少量中间结果和最 终结果，滤波完成后立即释放。由于本系统是基于单片机进行滤波处理的，单片 机r a m 空间有限，不能用来存储大量的数据。故本系统选用实时滤波方式，实时 滤波只需要留出一部分空i 自j 来存储一个滤波窗口长度的数据，保证能够及时处理 采集来的数据，同时也要有部分空问用来存储采集的数据，防_ 【七信息的丢失。这 样又对微处理器的处理速度提出了要求。因此必须考虑低成本，有较高的处理速 度的处理器。 2 4 2 微控制器具体选型 c 8 0 5 1 f 系列微控制器可满足上述要求，它是c y g n a l 公司推出的完全集成的混 合信号片上系统型m c u 芯片，具有与8 0 5 1 指令集完全兼容的c i p 一5 l 内核。在 单片机内部集成了a d c 、电压基准、定时器、内部振荡器、看门狗定时器及电源 监视器等功能部件。这些功能部件的高集成度为设计小体积、低功耗、高可靠性、 高性能的单片机应用系统提供了很大的方便，同时也可以使系统的开发成本大大 降低。本系统采用的是c 8 0 5 1 f 3 6 2 单片机作为核心处理器。该单片机具有丰富的 硬件资源，采用哈佛结构，具有比较强大的指令系统和高速数据处理能力。该单 片机具有较高的a d 转换速率，外部晶振输入的时钟信号通过单片机内置p l l 锁 相环的倍频，将工作频率提高到9 6 m h z ，达到较高的处理速度。因此c 8 0 5 1 f 3 6 2 单片机无论从a d 等外设还是从指令执行速度来说，都满足实时滤波的硬件要求， 价格却比a r m 处理器低的多。 首先，介绍一下c 8 0 5 1 f 3 6 2 单片机具有的主要优点【9 】： 1 c 8 0 5 1 f 微控制器使用s i l i c o nl a b 的专利c i p 5 1 微控制器内核。c i p 5 1 内核 采用流水线结构，与标准的8 0 5 1 结构相比，指令执行速度有很大提高。在相 同时钟下，单周期指令运行速度为m c s 5 1 的1 2 倍，整个指令集平均运行速 度为m c s 5 l 的9 5 倍，同样也可以达到较高的速率； 2 能启用外部晶振，同时内部有一个能独立工作的时钟振荡器。可进行可变时钟 的编程设定，通过提高频率来提升运行速度。完善的时钟系统可以保证系统在 满足响应速度的前提下，使系统的平均时钟频率最低，从而满足不同任务对处 理器速度的要求，通过单片机内置p l l 锁相环的倍频，将工作频率提高到 9 6 m h z ； 3 j t a g 系统调试接口。c 8 0 5 1 f 微控制器在8 位微控制器中率先配置了标准的 j t a g 接口，其通用性极强，c 8 0 5 1 f 微控制器全系列均采用同一丌发工具。引 入j t a g 接口将使8 位单片机传统的仿真调试产生彻底的革命，在调试主机软 件的支持下，通过j t a g 接口可直接对产品系统进行仿真调试； 4 c 8 0 5 1 f 微控制器提供多源复位，包括：上电复位、掉电复位、外部引脚复位、 软件复位、时钟检测复位、比较器0 复位、w d t 复位和引脚配置复位。众多 的复位源为保障系统的安全、操作的灵活性以及零功耗系统设计带来极大的好 处： 5 将模数转换的功能集成到片内外设中，使其不需增加其它外围芯片就能直接处 理模拟信号，符合本系统的低成本、低功耗的特点； 6 灵活的f o 交叉丌关配置。c 8 0 5 1 f 微控制器采用开关网络以硬件方式实现f o 端口的灵活配置，它可将内部数字系统资源定向到p o 、p 1 、p 2 和p 3 端口f o 引脚，即可以把定时器、串行总线、外部中断源、a d c 转换控制、比较器输 出、p c a 捕捉比较模块的v o 和外部时钟输入等定向到p o 、p 1 、p 2 和p 3 端 口f o 引脚，这就允许用户根据自己的特定应用选择通用v o 端口和所需数字 资源的组合。 9 c 8 0 5 1 f 3 6 2 微控制器的原理框图如图2 4 所示： x t a l l x t a l 2 d e b u g p r o g r a m m i n g h a r d w a r e c i p 一5 18 0 5 1 c o n t r o l l e rc o r e s f r b u s p o r t1 1 0c o n 的u r 3 t i o n d 1 3 l i a lp e r i p h e r a l s iu a r t o 卜 卜封卜卜 p r b r 村 ip c 删。t | = c r o s s b a r d e c o d e r l s m b u si h s p i p o r t 0 d r i v e r s p o r t1 o d v e r s p o r t 2 d d v , e r s = = 匕 p o r t 3 o d v e m 坚竺型2 氅二塑2 l 一 焉 图2 4 微控制器c 8 0 5 1 f 3 6 2 结构示意图 p 0 柳r e f p 0 q o a 0 o 二x t a t 1 9 3 1 t l 2 p 34 t x 0 05 常x 9 25 删s t 其 p 07 c 8 0 5 1 f 3 6 2 除了具有以上特点外，还在片内集成了丰富的片上资源，主要包 括【9 】： 1 2 8 0 字节的存储空间( 1 k + 2 5 6 b y t er a m ) ； 可寻址6 4 k 字节地址空间的外部数据存储器接口； 1 0 位1 6 通道a d c ，带模拟多路开关； 与高速流水线结构8 0 5 1 兼容的c i p 5 1 内核，外部振荡器倍频可使p l l 时速 度高达1 0 0 m i p s ； 2 周期1 6x1 6m a c 引擎，指令数据高速缓存操作( c a c h e ) ； 3 2 k b 的片上闪存容量； 片内看门狗定时器，2 个片上电压比较器，v d d 监视器和温度传感器； 集成j t a g 调试器，可在线调试和下载程序； 硬件实现的s p i ，u a r t o 串行接口； 多源复位，有看门狗复位，电源电平监视复位，比较器复位等等，以保障系统 安全并使操作更加灵活； 1 0 一一一一 翼黜 t 口 d 似 垤 矾 k嚣c 一 衅基 詈兰型 呲轾丽一雪 片内看门狗定时器，v d d 监视器和p c a ： 具有6 个捕捉t l , 较模块的可编程计数器定时器阵列； 4 个通用的1 6 位定时器t o ，t 1 ，t 2 ，t 3 ； 2 5 个i o 端口。 本系统中主要是利用c 8 0 5 1 f 3 6 2 单片机集成的a d c ，将p 2 口的8 个i o 口 作为心电信号8 个通道的模拟信号的输入口，通过a d c 完成心电信号的采集和数 字化存储。同时本系统还利用了c 8 0 5 1 f 3 6 2 集成的u a r t 作为滤波后数据的输出 通道。 3 心电信号滤波算法的研究 传统的滤波算法大多数使用繁琐的计算公式，运算量比较大，不适合应用于 单片机中。本章结合c 8 0 5 1 f 3 6 2 单片机硬件资源和心电信号中存在的干扰类型和 特点，研究数字滤波算法，然后在他人滤波算法的基础上，通过插值法得出了一 种适合本系统采用的8 位单片机的滤波算法，。通过在w i n d o w s 环境中对该滤波算 法进行仿真，验证了该算法能达到滤除5 0 h z 工频干扰的效果。 3 1 心电信号滤波原理 一个正常的心电图主要由p 波、q r s 波、t 波等波形组成。通过分析其频谱 图可知，q r s 波群的中心频率在1 7 h z ，带宽约为1 0 h z ，p 波、t 波等的频带都在 此频带的低端以外，各个特征波形幅值及频率特性都不尽相同，不同的波形和波 段分别代表了心脏的各种生物特征【l0 1 。但是在心电信号的实际测量中，室内电源 及各种电器会辐射出5 0 h z 的电磁波，干扰正常的心电信号，影响医生做出正确的 诊断，必须对其进行滤波处理，在滤除5 0 h z 工频干扰的同时必须保证心电信号的 有效波形不被破坏。 在实际应用中针对5 0 h z 工频干扰，通常从软、硬件两个方面进行滤波：一方 面，从硬件上通过采取合理的屏蔽和接地措施，将噪声减少到一个相当的程度， 但仅仅依靠硬件上的措施并不能完全解决干扰问题。另一方面是从软件上进行滤 波处理，这种方法简便，节约成本，无需硬件资源。本课题主要研究的讵是适合 在单片机中进行的软件滤波算法。 软件滤波的功能就是通过一定的计算程序，对采集的数据进行处理，从而消 除或减弱干扰噪声的影响，也就是允许某一频率或频率段的信号顺利通过，而另 外一部分频率的信号则受到较大的抑制。在滤波器中，把信号能够通过的频率范 围，称为通频带或通带，反之，信号受到很大衰减或完全被抑制的频率范围称为 阻带，通带和阻带之间的分界频率称为截止频率。理想滤波器在通带内的电压增 益为常数，在阻带内的电压增益为零。实际滤波器的通带和阻带之间存在一定频 率范围的过渡带【i 。本系统设计的滤波器主要是滤除心电信号中5 0 h z 的频率，保 留其他频段。 目前，常用的数字滤波算法大多数都需要繁琐的计算公式，并且当需要改变 滤波器参数时，需要重新计算，设计时间长【l2 1 。而单片机r a m 存储空间容量有限， 处理速度比较慢，因此复杂的滤波算法不适合应用于单片机中。本文通过研究数 1 2 字滤波器的设计方法，针对本系统要滤除的主要干扰，设计一个适合于单片机中 的滤波算法，该算法既要保证较少的运算量，又要在滤除干扰的同时保留特征波 形的有效信号。只有满足这两个条件设计的滤波算法才有真正的使用价值，这是 硬性要求。因此，本系统所设计的滤波器必须具有良好的幅频特性和严格的线性 相位特征。 3 1 1 心电信号数据特征 心电图足用来表示心脏在搏动过程中的生物电变化过程，它对于心脏病的诊 断有非os m j p o 砸要的意义。下面简要介绍一下心电信号的产_ ! 机理【1 3 】：心脏不断的进 行着有节奏的收缩和舒张活动，心脏在机械收缩之前，心肌首先产生电激动，心 肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同 的电位，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活动。在体表 放置两个电极，分别用导线连接到心电图机的两端，它就会按照心脏激动的时间 顺序，将体表两点川的 u f 讧差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图。 正常的心电图上每个心动周期中出现的波形曲线改变是有规律的，心电图由 一系列波群组成，国际上规定把这些波形分别称为p 波、q r s 波、t 波，有时在t 波后，还出现一个小的u 波。图3 1 为一个典型的心电信号周期【1 4 l 。 0 t ( 功s ) 图3 1 典型心电信号波形示意图 j 下常的心电波形主要由以下几部分组成，在进行滤波处理时必须保留有效的 波形特征。 1 、p 波：由心房的激动所产生，反映左、右两心房的电激动过程。心脏的激动 发源于窦房结，最先传导置心房，使之发生激动，所以在一组波形中首先 出现的是p 波，j 下常的p 波形状是一个圆滑的小波，无双峰，切迹和顿错 现象。各导联的p 波形状取决于p 向量环与各导联轴的相互关系，在v l 、 v 2 、a v l 导联中p 波可为双向：其余各导联的波一般为直立向上，直立的p 波高度正常不超过0 2 5 m v ，p 波过小一般无临床意义，在滤波的过程中需 要保留p 波有效值。 2 、p r 段：从p 波终点起到q r s 波群起点之间的曲线。正常人接近于基线， 是医生诊断病人的依据之一。 3 、p rf u j 期：它是从p 波起点到q r s 波群起点的相隔时问，代表从心房丌始 兴奋到心室丌始兴奋的时间，j 下常p r 间期为0 1 0 o 1 2 s 。 4 、q r s 问期：从q 波丌始到s 波终点的时间问隔。代表两侧心室肌的 t ! 激动 过程。 5 、q r s 波群：反映左、右心室的电激动过程。q r s 波形在3 一- 4 0 h z 这一频带， 典型的q r s 波群包括三个紧密相连的波，第一个向下的波为q 波，其后向 上的为r 波，继r 波以后向下的称为s 波，这三个波紧紧相连，总共时间 不超过0 1 0 秒，而且都是反映心室激动的波形，所以合并之称为q r s 波 群，这个波群非常重要，在滤波过程中不能减弱此波形的波峰。 6 、s t 段：从q r s 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 t 段是接近基线的，与基线间的距离一般不超过 0 0 5 m m 。 7 、t 波：代表心室复极过程中的电位变化，是一个波形圆顿、占时较长的波， 波形的前肢较长而后肢较短。t 波的方向与q r s 波群的主波方向一致，在 以r 波为主的导联中，t 波范围为o 1 0 5 m v ，在以r 波为主的导联中， t 波不应低于r 波1 1 0 。 8 、q t 间期：自q r s 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o 4 s 。 9 、u 波：在t 波后0 0 2 0 0 4 s 可能出现的低而宽的波，其方向一般与t 波方 向一致，时间约为0 1 o 3 s ，波幅很小，应比同一导联的t 波低。u 波在肢 体导联中不易辨认，一般在胸导联中比较清楚。 p 波、q r s 波和t 波都是心电信号中有效波形，根据p 波、q r s 波和t 波所 属的频率段，在设计滤波器时要保留这些频率的波形特点，保证p 波和t 波没有 显著的衰减，q r s 波群没有出现削峰现象。因为这些波形包含心电信号的大部分 信息，只有保留这些波形设计的滤波算法才有实际意义。 1 4 3 1 2心电信号存在的干扰类型 在心电信号的检测过程中，由于实际测量情况并非理想状念，难免会受外界 各方面噪声影响，主要有以下几种干扰类型【3 】： l 、5 0 h z 工频干扰 由于检测的信号源是人体本身，而人体是电的良导体，又处在各种纷繁复 杂的电磁环境中，室内的电源及各种电器基本上都是采用5 0 h z 交流供电， 这些电