（计算机软件与理论专业论文）12导联心电信号同步采集系统.pdf

摘要 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 c 8 0 5 1 f 1 2 0 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1 2 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p c 机充当心电信号处理模块的角色时，本系统还可以通过 u s b 接口直接和p c 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 1 2 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1 0 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5 0 倍左右。取自人体体表的微弱心电信号 经两级放大后达到5 0 0 倍左右的放大增益，便于a d c 进行采样。 论文接着介绍软件方面的设计。本系统任务数目不多，但是前后相关性很强， 因此，采用可抢占式任务调度的前后台系统来实现。将上位机控制命令引发的 中断赋予最高的优先级，以迅速响应命令并对采集板作出新的采样参数设置。通 过改变a d c o 的启动方式实现8 通道数据的同步采集。在单片机x d a t a 区开辟环 形缓冲区，采集数据经过处理后存入临时缓冲区等待发送。论文中详细介绍了采 集系统的串行接口设计，以及串口软件的设计方法，实现了单片机和上位机之间 的心电数据传输。 最后，本文详细介绍了适合本系统单片机端实时处理的滤波器设计。基于 h a m m i n g 窗，采用滤波器级联的方式以简化运算复杂度。根据奈奎斯特定理，首先 设计针对2 0 0 h z 采样频率的工频滤波器，然后对滤波器进行改造以适应本系统的 要求。通过反复的研究比较和实验，论文给出了采集系统实时滤波器设计的关键 技术和核心算法，并通过仿真验证其可行性。 关键词：心电信号采集；1 2 导联；c 8 0 5 1 f 1 2 0 ；实时滤波；串行通信 分类号： a b s t r a c t a b s t r a c t s y n c h r o n o u sa c q u i s i t i o ns y s t e mo fe c gs i g n a li st h ef r o n t - e n dm o d u l eo fe c g d e v i c e t h et h e s i si n t r o d u c e st h ed e s i g na n di m p l e m e n t a t i o no fe c g a c q u i s i t i o ns y s t e m b a s e do nm i c r o c o n t r o l l e ro fc 8 0 5 1 f 1 2 0 i ti sa1 2 - l e a de c gq u a s i - s y n c h r o n o u s a c q u i s i t i o ns y s t e m a sag e n e r i ce c ga c q u i s i t i o nc o l l e c t o r , t h es y s t e m c a nb ea p p l i e dt o av a r i e t yo fc a r d i a cd e v i c e s i na d d i t i o n ，w h e nap cp l a y sar o l eo fe c gs i g n a l p r o c e s s i n gm o d u l e ，i tc a l lw o r kw i t hp ct h r o u g h t h ec o n n e c t i o no fu s bi n t e r f a c e s oi t h a sac e r t a i na b i l i t yt ow o r ki n d e p e n d e n t l y t h es y s t e mh a ss m a l ls i z ea n du s e sl o w p o w e rc o n s u m p t i o n ，h a n d l e st h er e q u i r e m e n t so fh i g l lp e r f o r m a n c e ，s u p p o r t sp l e n t y p e r i p h e r a le q u i p m e n t sa n dp r o v i d e sh a n d ye x t e n s i b i l i t y 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 s ，t h i st h e s i si ss e p a r a t e di n t os e v e r a l p a r t st od e s c r i b eo u re c ga c q u i r i n gs y s t e m f i r s t l y , t h ep a p e ro u t l i n e st h eb a s i ck n o w l e d g eo fe c g , i n c l u d i n gt h em e c h a n i s m a n df e a t u r e so fi t i nt h ee c gt e r m i n o l o g y , l e a d su n i t ei st h el a y i n gp o s i t i o no fe l e c t r o d e i nt h eh u m a nb o d ya n dt h ec o n n e c t i o nm o d eb e t w e e nt h ee l e c t r o d ea n da m p l i f i e r t h e p a p e rg i v e sac o n v e r s i o nf o r m u l af r o mo u rs y s t e ml e a dt ot h ei n t e r n a t i o n a ls t a n d a r d 1 2 - l e a ds y s t e m t h ep r o c e s s i n gm o d u l er e a l i z e st h i st r a n s f o r m a t i o nt h r o u g ht h e s o f t w a r ea n dd r a w su pt h ee l e c t r o c a r d i o g r a ma c c o r d i n gt ot h ea b o v e s e c o n d l y , t h et h e s i si n t r o d u c e s t h eh a r d w a r ed e s i g ng o a l a n dt h es e l e c t i o no f m i c r o c o n t r o l l e r t h ep a p e rd e s c r i b e si nd e t a i lt h ed e s i g np r i n c i p l eo ft w oa m p l i f i e r t h e f i r s t - l e v e la m p l i f y i n gc i r c u i te n l a r g e st h es i g n a la b o u t1 0t i m e s ，t h e nt h eo u t p u ts i g n a l e n t e r st h es e c o n d l e v e la m p l i f y i n gc i r c u i ta f t e r “d i r e c t sc u r r e n t p r o c e s s e st oe n l a r g e a b o u t5 0t i m e s t h ew e a kh e a r te l e c t r i c a ls i g n a li se n l a r g e dt oa c h i e v ea b o u t5 0 0t i m e s a f t e rt w ol e v e l so fa m p l i f i e r s ，w h i c hi sa d v a n t a g e o u sf o ra o ct oc a r r yo nt h es a m p l i n g n e x t , t h ep a p e ri n t r o d u c e ss o f t w a r ed e s i g n t h es y s t e mh a sn o ts om a n yt a s k s ，b u t t h er e l e v a n c eb e t w e e nt h e s et a s k si sv e r ys t r o n g ，t h e r e f o r e ，t h es o f t w a r ed e s i g ni sb a s e d o nt h ef o r e g r o u n d b a c k g r o u n dt a s ks c h e d u l ew h o s et a s ks c h e d u l i n gc a nb eg r a b e d t h e i n t e r r u p t st r i g g e r e db yc o n t r o lc o m m a n do fs u p e r i o rm a c h i n eh a st h eh i g l l e s tp r i o r i t y , s o s c mc a nr e s p o n dt oo r d e r si m m e d i a t e l y b yc h a n g i n gt h ei n i t i a l i z a t i o nm o d eo fa d c 0 t or e a l i z es y n c h r o n i z e dg a t h e r i n go f8 - c h a n n e ld a t a t h es y s t e mo p e n sar i n g l i k eb u f f e r i nt h ex d a t aa r e ao fs c m ，t h eg a t h e r i n gd a t as t o r e si n t ot h et e m p o r a r yb u f f e ra f t e r p r o c e s s i n gw a i t i n gf o rt r a n s m i s s i o n v p l n a 儿y ；t h et h e s i si n t r o d u c e st h ed e s i g no fr e a l t i m ef i l t e ro ns c m t h e f i l t e rb a s e s o nt h eh a m m i n g w i n d o w u s e st h ec a s c a d ef i l t e r t os i m p l i f yl h e 叩e r a t j o n c o m p l e x i t y a c c o r d i n g 幻m e n 撕k u i s i t et h e o r e m ，w ef i r s t l y d e s i g n saf ! i l t e r b a s e d h e 2 0 0 之 s a m p i i i l g f r e q u e n c y ，t h e n m a k e sat r a n s f o r r n a t i o nt om a k et h i sf l i t e r a d a p tt h er e q u e s to f o u rs y s t e m 1 h r o u 曲c o m p 狮t i v e s t u d ya n dr e p e a t e de x p e r j m e n t s ，t h i s t h e s i s 二e st h e k e y t e c h n o l o g ya n dc o r ea l g o r i t h mo fl h er e a l - t i m e r ，a n dc o n f i r m s i t sf e 。a s i b i l i t y 硒y w o r d s ：e c g a c q u i s i t i o n ；1 2 山a d ；c 8 0 5 1 f 1 2 0 ；r e a l t i m ef i l t e r ； s e r i a lc o m m u n i c a t i o n c l a s s n o ： 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， 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说明) 学位论文作者签名： 崔晚献 导师签名： ，弼秀和7 签字日期： 嗝年6 月6 日 签字日期：dg 年乡月61 7 1 独创性声明 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：崔晚诮k 签字日期： 细孑年莎月f 日 7 1 致谢 毕业在即，借此机会，对研究生求学期问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，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、字斟旬酌的修改，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，就是先做架构， 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。不仅如此，在日常生活中，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。 再次，要感谢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! 在本项目中，侯石岩同学负责处理和显示模块的设计与开发，宋健同学负责 心电信号存储和传输系统的设计，在开发过程中，大家一起探讨项目中的难点， 共同解决遇到的问题，在此向他们表示感谢。 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。 综述 1 1 选题背景 1 综述 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1 7 0 0 万人死于心脏病和其他心血管疾病，预计到2 0 2 0 年这个数 字将有可能突破2 0 0 0 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。1 8 4 3 年德国生理学家 e d u b o i s r e y m o n d 用动作电位( a c t i o np o t e n t i a l ) 描述心肌收缩，被公认为世界 电生理学研究的奠基人。1 8 5 6 年，r v k o e l l i k e r 和h m u l l e r 首次在病人身上记 录到心脏的动作电位【l 】。如今已经可以通过对心电信号的分析研究对心血管病变做 出预测和诊断。心电图仪是记录心脏活动的专用仪器，它将心电信号经过放大、滤 波后，以连续曲线的方式绘制出心电图，现在心电图已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。这 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 北京交通大学硕十学位论文 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 望设计一种小体积、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 往不适合复杂心脏疾病的诊断。 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p m 系列，p m 一9 0 0 0 e x p r e s s 、p m s 0 0 0 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。h o t e r 系统和心脏b p 机等代表了这一发展趋势。 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。 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。 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。 2 综述 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c 8 0 5 1 f 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u s b 接口和p c 互联工作。前端同步采集模块是 本文要完成的工作内容，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n d , 型 心电仪内部，本系统中采集板的表面尺寸在6 c m 8 c m 左右； 采集速率最高达到1 0 0 0 s p s ，另外提供2 5 0 s p s 和5 0 0 s p s 的采集速率以供 选择，支持8 位、1 0 位、或者1 2 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f i r 滤波器，去除5 0 h z 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 存储，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。 北京交通大学硕十学位论文 2 1心电图产生机理 2 心电图基础知识 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 0 2 秒至0 0 7 秒之后就有机械性的收缩活动1 3 1 。 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。 0 4 心电图基础知识 t 波：反映心室肌复极化过程中的电位变化。范围为0 1 0 5 m v ，在以r 波为 主的心电图上，t 波不应低于r 波1 1 0 。 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 r 间期：它是从p 波起点到q r s 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 r 间期为0 1 0 , 4 ) 1 2 s ，不同导联测量的p r 间期 可能略有差别，p r 间期随着年龄增长而有加长的趋势。 p r 段：是从p 波后半部分起始端到o r s 波群起点。正常人接近于基线。 o r sf , j 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 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 。 q t 间期：自o 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 。心率愈慢，q - t 间期愈长，心率愈快，q t 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，由于人体的导电性 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以 记录心脏活动的电位变化。心电图( e c g ) 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 应用己久的国际标准1 2 导联体系【3 】：即1 9 0 3 年e i n t h o v e n 发明标准导联的i 、i i 、 i i i ；1 9 4 0 年w i l s o n 提出，1 9 4 2 年g o l d b e r g e r 完善的加压肢体导联a v r 、a v l 、a v f 与胸导联v 1 、v 2 、v 3 、v 4 、v 5 、v 6 。因此把国际标准十二导联体系，分别记为 5 北京交通人学硕十学位论文 i 、i i 、i i i 、a v r 、a v l 、a v f 、v 1 v 6 ，其中，i 、i i 、i i i 导联为双极导联，a v r 、 a v l 、a v f 、v 1 v 6 为单极导联。 国际标准1 2 导联体系中，需要在人体体表放置1 0 个电极，分别位于左臂( l a ) 、 右臂( r a ) 、左腿( l l ) 、右腿( r l ) 以及胸部6 个电极( v 1 一v 6 ) 。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 、i i 、i 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。 导联i 导联i i 寻联i 图2 2 双极导联i 、i i 、i i i 的连接方式 设e pe 胪e ，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： k = e l e r ， k i = e f e r ， k = e f e l ， 由上式可以推导出，每一瞬间都有v 。i - v 。+ v m ，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i i 导联或i i i 导联中可记录到 清晰的波形改变。 6 心电图基础知识 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，w i l s o n 等人在1 9 4 0 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2 k 、1 5 kq 、2 5 kq ，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。w i l s o n 提出在三个肢 体上各串联一个平衡电阻( 阻值在5kq 3 0 0kq 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。w i l s o n 中心电端的连接图如图2 3 所示。 l ：r 威尔逊 1 中心端 图2 3w i l s o n 中心端的电极连接图 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e g 。 e g ：三( e 工+ e r + e f ) 公式2 - 2 ) j 此时，设某一测试电极处的实际电位是巨，则单极导联测得的电位v i 是： k ；e l e g 一巨一l ( e r + e s + e f ) ( 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： = e r 一 = e l e g = e ，一e g ( 公式2 - 4 ) + + = 0 7 北京交通大学硕士学位论文 2 2 3加压单极肢体导联 g o l d b e r g e r 于1 9 4 2 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 导联形式，称为加压单极导联。其连接方式如图2 4 所示。 a 理 “la 图2 4 加压单极肢体导联连接图 在图2 4a v r 的电路中，将图2 3 中w i l s o n 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。a v r 、a v l 、a v f 导联的电位值与 v r 、v l 、v f 之间有如下关系： 13 圪限= e r 一寺( e l + e ，) = 詈 圪亿；也一丢( + 砟) ；吾 ( 公式2 5 ) k 阿= 砟一言( e r + 色) = 吾 1气 修正后的电势杉朔比圪提高了5 0 ，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w i l s o n 于1 9 4 2 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w i l s o n 中心端。临床诊断常常用到胸导联，由于距 8 心电图基础知识 心脏较近，获得的心电波形幅度值较大，便于医生诊断。 12 3 图2 5 单胸极导联电极位置图 任意一个单极胸导联测得的电位v i 可以表示为： k ；e f - e g = e l - 三陋l + e s + e ，) ( f 一1 6 ) 2 3 本系统导联体系和标准1 2 导联的换算 6 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： 图2 6 本系统导联连接方式 目前广泛采用的是国际标准1 2 导联体系，如本章第二节所介绍的，为了统一 和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 后的通道值( 如图2 7 所示) ，求得标准1 2 导联值，接下来才能绘制心电图。本系 9 北京交通火学硕士学位论文 统中通道和电极的连接如图2 7 所示： 坠压巫匹卜 图2 7 本系统电极与通道关系图示 如图2 7 所示，8 个通道分别标识为：c h x 、c h y 、c h l 、c h 2 、c h 3 、c i - h 、 c h 5 、c h 6 ，现推导本系统中通道值与标准1 2 导联的关系式。e i 代表第1 点的电位 值，推导过程如下： ( 1 ) 由公式2 1 可知： v i = e l - - e r = e l - - e f - - ( e r - - e f ) = c h v - - c h x v i i = e re f e r = - - c h x v i l l = e f - - e l = _ c h v ( 2 ) 由公式2 2 ，2 4 ，2 5 可知： v 。v r = ( 3 2 ) v 讯= ( 3 2 ) ( e r - - e g ) = 1 5e r - - 0 5 ( e l + e r + e f ) = e r - - 0 5 ( e l + e f ) = e r e f 一0 5 ( e l + e f - - 2 e f ) = c h x - - c h y 2 同理可推得： v 。v l = c h v - - c h x 2 1 0 心电图基础知识 ( 3 ) 由公式2 - 4 知： v a v f = 一( v a v r + v 。r e ) = 一( c h x c h y 2 + c h v - - c h x 2 ) = 一c h x 2 一c h y 2 ( 4 ) 由公式2 2 ，2 6 可知： v 1 = e l e g = e l 一( 1 3 ) ( e r + e l + e v ) = e 1 一e f 一( 1 3 ) ( e r + e l + e f - - 3e r ) = c h i - - ( c h x + c h y ) 3 同理推得： v n = c h n - - ( c h x + c h v ) 3 ( 其中n 为2 6 ) 由此我们得到，本系统通道值和标准1 2 导联的关系方程如公式2 7 所示。 i c h y - - c h x i i = 一c h x i i i = - - c h y a v r = c h x - - c h y 2 a v l c h v c h x 2 a v f ：- - c h x - - c h y 2 ；chx+chyvnc i - i n - - ，( 其中n 为1 6 )；，( 其中为6 ) 3 这组转换方程是后续处理模块获取标准1 2 导联值的转换依据， 联值之后，才可以绘制1 2 导联心电图。 ( 公式2 7 ) 计算出标准导 北京交通人学硕士学位论文 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b i o s 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 求实时和多任务的体系【5 1 。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 行认真、细致的分析和研究。 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【5 】： 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。 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。 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。 0 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。 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。 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、去耦滤波、印刷电路板布线、通道隔离等。 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。 本系统的硬件设计主要完成两级放大电路的设计和微控制器的外围电路设 计。心电信号采集系统的硬件设计原理图如图3 1 所示。 系统硬件设计 吴一 图3 1 心电信号采集系统硬件原理框图 本文对前端数据采集系统提出了如下性能要求： 1 以2 5 0 、5 0 0 或1 0 0 0 次秒的速率对心电信号进行采集，支持8 位、1 0 位 或1 2 位的采样精度，需采样8 个通道。因此每秒的采样数据为： 最少：2 5 0x8 8 8 = 2 0 0 0 b s = 1 9 5 3 1 2 5k b s 2 k b s 最高：1 0 0 0 1 2 8 8 = 1 2 0 0 0 b s = 1 1 7 1 8 7 5k b s 1 2 k b s 在向上位机传送数据的过程中，为了保证不丢失数据，两个系统之间需采用 波特率为1 1 5 2 0 0 b p s 的串口速率进行通信。串口的最高速率理论上可以达到 1 1 5 2 0 0 1 0 1 0 2 4 = 1 1 2 5 k b s ，小于1 2 k b s ，因此当采样速率为1 0 0 0 s p s 时，仅设8 位和1 0 位两种采样精度，此时系统需要的最高传输速率为：1 0 0 0 x1 0 8 8 1 0 2 4 9 8k b s 耗电量低，对输入电流的最大消耗为3 4 t a ，可以工作在3 v 、5 v 以及输 入电压范围更低的场合，可以电池驱动； 较之前一代产品c m o s 放大器，噪声隔离效果明显提高。其高输入阻抗 和低噪音，非常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； 当接口设备为数位转换器( a d c ) 时，该器件更为适合。 这一部分的电路图如图3 6 所示： 图3 6 二级放大电路 放大器1 0 号引脚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t l v 2 2 5 4 、r 4 2 和r 6 6 构成的二级放大电路。 心电信号的频率范围在o 0 5 1 0 0 h z 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r 4 2 上并联上电容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，实践证明这种方法是可行的。 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，所以输出端( 图3 6 中的8 号引线) 输出的信号浮动在o 电平的位置，不能直接接入微控制器。电路 右端r 3 9 j h + 3 v 电压，r 3 9 、r 5 2 、r 5 3 和c 6 6 组成的电路，一方面为微控制器供 电，另一方面将二级放大电路输出的信号幅度降为原来的一半，便于后续的信号 采集。二级放大电路的放大倍率以参数a 来衡量，a = r 4 2 r 6 6 ，a 越大，放大倍 率越大。我们选择r 4 2 为5 1 k ，r 6 6 为1 k ，得到了5 0 倍左右的放大率。这样， 经二级放大后，采集信号总的增益达到5 0 0 倍以上。 需要指出的是，对于1 0 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调制 过程。电极r l i n 是输入信号，将电极l i j n 获得的信号作为前置差分放大器的负 端输入，最后总共得到8 路输出，分别接入微控制器的8 路模拟通道，进行下一 1 9 北京交通人学硕+ 学位论文 步的a d 转换处理。 3 4右腿驱动电路设计 信号采集过程中，采集器的采集电极会拾取5 0 h z 交流电压而形成交流干扰， 设计右腿驱动电路可以有效的去除人体携带的交流共模干扰。本系统的右腿驱动 电路由运算放大器o p 0 7 c 和限流电阻r 1 0 组成，o p 0 7 c 是一个高精度运算放大器， 具有低偏置电压，另外，o p 0 7 c 提供低输入电流和高增益，特别适合仪表方面的 应用。 这部分电路图如图3 7 所示。 r 1 0 u 9o p 0 7 c i + 38 i2i 】 厂d 1 1 r i 2一口蕊f5 t 丁 0 20 l 一k o i l6 笳。 + v si n 1 mts 7t6 o u t+ i n 3c 4 3 4 一 l ij e，“占6 海亍c 。4 4 v s tln 图3 7 本系统中的右腿驱动电路示意 本系统的右腿驱动电路没有以威尔逊中心电端作参考输入，而是直接接地给 出o 值电位参考点，简化了电路设计但是并不影响右腿驱动功能。右腿驱动电路将 交流( 尤其是5 0 a z ) 共模电压干扰降低，并且将患者有效接地，进一步提高了前置放 大器的共模抑制比。流入人体的位移电流基本等于反馈电阻r 。o 上的驱动电流，这 样就能保证有位移电流流入人体，人体的电位也基本保持零电位，大大降低了人 体拾取的共模电压造成的交流干扰。 3 5系统抗干扰措施 微弱的心电信号要求采集系统有较高的灵敏度，而高灵敏度对于干扰信号也 会更加敏感；人体本身是电的良导体，而且体积“较大”，难以屏蔽而且很容易受 到电磁波的干扰；工频5 0 h z 为人体所携带。因此系统存在干扰是一个不期望出现 但又确实存在的事实。抗干扰和低噪声是本系统硬件设计的一个基本目标，应当 充分分析干扰形式及应对措施1 5 1 。 系统硬件设计 3 5 1系统存在的干扰类型 电极噪声和电磁场干扰 电极由于和电解质或体液接触，在金属界面上会产生极化电压，极化电压叠 加在信号上形成干扰。另外，各种频段的无线电广播、电视发射台、通讯设备、 雷达等的工作，使空气中的电磁波大量增加。这些高频电磁干扰也可通过测量