（电路与系统专业论文）基于ARM核的单双电源心电监测仪的设计及实现[电路与系统专业优秀论文].pdf

摘要 摘要 随着人民物质水平的提高，人们对健康的要求己不仅停留在治疗疾病的水平 上，而是提出了预防疾病，健康保健的新课题。心血管病作为人类健康的第二大 杀手，已经引起了医学界广泛关注。心电检测技术是目前心脏病诊断、心脏健康 保健所必须的一项技术。在向小型化、家庭化、网络化发展的趋势下，势必需要 更为简便、更加低成本的心电检测设备。 本文论述了采取单电源供电和采取双电源供电两个心电检测系统的实现。其 中包括硬件电路的设计与实现、软件算法的设计与实现、与p c 通信的实现。 硬件电路部分比较了单、双电源供电系统的优劣。分别介绍两版电路的设计 方案，使用p o w e r l o g i c 绘制原理图、o r c a d 完成电路功能仿真、p o w e r p c b 绘制电 路板，并最终将这两版电路板实现。第二版在第一版的基础上通过电路功能仿真、 搭建原型板验证，增加了5 0 h z 陷波滤波器和一个二阶低通。 算法设计在传统的方法上提出改进，采用双可变阈值法，并增加了一个滑动 时间窗和r r 间期阈值。通过验证，该算法对大信号、小信号、峰值突变的信号、 不完全规则信号的q r s 复波也能够准确、有效的识别。提高了心率计算的准确性。 软件的实现，主要在含a r m 7 t d m i 核的新器件a d u c 7 0 2 0 的应用以及算法的实现上。 p c 部分的实现，主要是使用了虚拟仪器的l a b v i e w 编写虚拟心电检测仪程序。经 过系统整体调试，现在，p c 可以通过串口给电路板发命令、接收数据，并显示心 电波形和心率。 现两版电路板均已完成。 关键词：心电信号q r s 复波心率导联a r m 核虚拟仪器 a b s t r a c t a b s t r a c t a st h el i f eq u a l i t yb e c o m eh i g h e ra n dh i g h e l , t h ep e o p l ea r en ol o n g e rs a t i s f i e dw i t h c u r i n gi l l n e s s p r e v e n t i n gi l l n e s sa n dk e e p i n gh e a l t ha r eb r o u g i nf o r w a r di nt h i sw o r l d c a r d i o p a t h yi st h es e c o n do n et h a tt h r e a t e n sh u m a n sl i f e e c gt e c h n o l o g yi st h em u s t o n ei nc a r d i o p a t h yd i a g n o s e sa n dh e a r th e a l t hc a r e i t sat r e n dt h a tt h ee c gd e t e c t o r t u r n st od o m e s t i c a b l e ，s m a l la n dn e t w o r kc o n n e c t i b l e s oi t sn e e d sa c h e a p e ra n dm o r e c o n v e n i e n te c g e q u i p m e n t i n t h i sp a p e r , t h em e t h o do fs i n g l es u p p l ye c gs y s t e ma n dd o u b l es u p p l ye c g s y s t e ma r ep r e s e n t t h ec o n t e n ti n c l u d e sh a r d w a r ec i r c u i tr e a l i z a t i o n ，a l g o r i t h md e s i g n ， s o f t w a r er e a l i z a t i o na n dc o m m u n i c a t i o nw i t hp c i nt h eh a r d w a r ec i r c u i tp a r t ，t h ed i f f e r e n c e sb e t w e e ns i n g l es u p p l ya n dd o u b l es u p p l y s y s t e m sa r ep r e s e n t t h i sp a p e rg i v e so u tt w ov e r s i o n so ft h ed e s i g ns c h e m a t i c ，a f t e r c i r c u i tf u n c t i o n s i m u l a t eb yo r c a d d r a ws c h e m a t i cb yp o w e r l o g i ca n dl a y o u tb y p o w e r p c b f i n a l l y , t h es u i t a b l ec i r c u i ti ss e t t l e d a f t e rl a r g en u m b e r so fe m u l a t i o na n d p r o t o t y p eb o a r de x p e r i m e n t s ，t h es e c o n dv e r s i o na d d sa5 0 h zn o t c hf i l t e ra n da t w o - s t a g el o wp a s sf i l t e r a l g o r i t h md e s i g n i n gi sb a s eo nt r a d i t i o n a lm e t h o da n dm a k ea m e l i o r a t i o n i nt h i s d e s i g n ，i ta d o p t st w ov a r i a b l et h r e s h o l d s ，a d d s am o v i n gw i n d o wa n dr - ri n t e r v a l t h r e s h o l d i td e t e c t sq r sc o m p l e x e se x a c t l yw h a t e v e rb i gs i g n a l ，s m a l ls i g n a l ，p e a k v a l u ec h a n g ea b r u p t l ye v e na n o m a l o u se c g b yu s i n gt h em i t b i hd a t a b a s e t h eh e a r t o fr h y t h mi sa l s oe x a c t t h ea p p l i c a t i o no fa d u c 7 0 2 0 ，t h en e wp a r t ，w h i c hh a s a r m 7 t d m ic o r e ，i st h em a i np a r ti nt h es o f t w a r er e a l i z a t i o n a l s o ，t h ea l g o r i t h m r e a l i z a t i o ni st h ei m p o r t a n to n e i np cp a r t ，b yu s i n gl a b v i e wt oe x e c u t eav i r t u a l e c gi n s t r u m e n t a f t e rs y s t e md e b u g ，c u r r e n t l y , t h ep cc a ns e n dc o m m a n da n dr e c e i v e d a t at h r o u g hs e r i a li n t e r f a c e ，i ta l s oc a nd i s p l a ye c gw a v ea n dh e a r to fr h ”h m c u r r e n t l yt h et w ov e r s i o n so f b o a r da r ea c h i e v e d k e yw o r d ：e c go r sc o m p l e x h e a r to f r h y t h m l e a da r mc o r ev i r t u a l i n s t m m e n t 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 作及取得的研究成果。据我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地 方外，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 为获得电子科技大学或其它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 确的说明并表示谢意。 签名：曼堡监日期：卿6 年f 月，一日 关于论文使用授权的说明 本学位论文作者完全了解电子科技大学有关保留、使用学位论文 的规定，有权保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁 盘，允许论文被查阅和借阅。本人授权电子科技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，可以采用影印、缩印或 扫描等复制手段保存、汇编学位论文。 ( 保密的学位论文在解密后应遵守此规定) 签名：塑堕庭导师签名： 锄拟 日期：抑6 年f 月c 。日 第一章绪论 第一章绪论 1 1 心电信号及其检测的原理和相关概念 1 1 1 心电信号的原理及相关概念 b 脏在搏动之前，心肌首先发生兴奋，在兴奋过程中产生微弱的电流，该电 流经人体组织向各部分传导，由于身体各部分的组织不 同，各部分与心脏之间的距离不同，因此在人体体表各 部位，表现出不同的电位变化，这些电位变化可通过导 线送至一种特殊的记录装置心电图机记录下来，形 成动态曲线，这就是所谓的心电图( e c g ， e l e c t r o c a r d i o g r a p h ) 【1 】。 e c g 信号由六个波峰和波谷组成，分别由字母p 、 q 、r 、s 、t 和u 表示，如图1 - 1 。经历了一百多年的 +、十l_一q s p 膏q t i n t e r f a lh a t e r ，a 1 图1 - 1e c g 波形图 历史，心电图技术的临床应用随着电子技术的发展，逐渐成熟并形成了一套标准 的方法和较为完整的图谱解释。图1 - 1 就是一个普通的心电波形组成图。p 波代表 左、右心房的除极，正常的p 波呈向上形，其波顶一般是圆钝的，波宽不大于0 1 1 s ， 振幅小于0 2 5 m v 。p r 期间代表心房除极开始至心室除极开始的时间，即从p 波 开始处到q r s 复波的开始处，称为p r 期间。p r 期间随着年龄的增大有加长的趋 势，成人约为0 1 2 0 2 0 s 。在q r s 复波中，第一个向下的波称为q 波，向上的波 称为r 波，第二个向下的波称为s 波。q r s 复波的最大幅度不超过2 m v ，宽度小 于0 1 s 。s t 段是指q r s 复波终点到t 波开始一段，o r s 复波的终点称为s t 交点 或t 点，s t 段通常都是光滑而自然和t 波前枝融合。正常范围的心电图中，s t 段可能较等电位线稍高或略低，在正常人s t 段压低不应超过0 0 5 m v 。t 波是表 示心室复极波，它是一个较钝而宽的波。t 波由基线慢慢上升达到顶点，随即较快 速下降，故上下两肢不对称，倒置的t 波也是如此，但t 波应低于r 波的1 1 0 。 u 波是在t 波之后的低小的正向波，表示后继电位变化f 2 1 。 电子科技大学硕士学位论文 1 1 2 检n , 6 电信号的原理及相关概念 心电图在心血管疾病的临床诊断中有非常重要的作用。测量心电图有各种导 联方式，其原理是一样的：将两个电极安放在人体表面的任何两点，分别同心电 图机的正负极端相连，描记这两点电位差的变化。 电极是一个由导电膏和金属扣组成的，并且带粘胶的一次性使用的小片。一 般金属扣的材质为银，导电膏中含有氯化银。粘胶将电极片贴在人体皮肤上，由 导电膏接触人体皮肤，金属扣和导联线相扣。电极片将人体体表微弱的电信号采 集并传输给导联线。导联线是专用的，带屏蔽层的传输线。它根据不同的需要， 输入端分为四、五、十个头，分别扣在电极片的金属扣上。各个头用不同颜色和 字母标识，与贴在人体上各个位置的电极一一对应。如红色的l l ( l e f tl e g ) ，就 要扣在左腿的电极片上。导联线的输出端为六针插头，插在心电检测设备的输入 口上。 而放置电极的方法及其与心电图机的连接方式称为导联( l e a d ) 。根据电极放 置部位的不同，可组成各种导联，各种导联的波形也各有特点。具体各导联名称 和与之相对应的接法如表1 - 1 所示。心电图按照导联数，分有单导联、三导联、五 导联以及十二导联等等；按照精度分常用的有8 位和1 2 位精度等等。单导联，精 度低的心电图，常用于进行心电监控以及心率测量。1 2 位高精度的心电图，由于 可以反映出心电的细微变化，被更加广泛地应用于临床诊断、心电分析等地方。 现在，都采用国际上通用的导联，即i 、i i 、i 标准导联；加压单极肢体导联( a v r 、 a v l 、a v f ) 及单极胸导联( v 1 v 6 ) 。本课题由标准导联( s t a n d a r dl e a d ) 拓展至 十二导联。标准导联的接法是直接将两个肢体电极的电位加至心电放大器的输入 端，记录两者之差。加压导联是取两个肢体的电位平均值与另一个肢体电位加至 放大器输入端，胸导联是取胸腔各点的电位与三个肢体电位的平均值加至放大器 的输入端，连接方式如图1 2 。 第一章绪论 表1 1 各导联名称及对应接法 导联名称栩谚再输入( + )输入( 一) 标准导联 il ar a i ir a i i il a 加压导联 a v rr a ( l + f ) 2 a v ll a ( r + f ) 2 a v f 皿+ l ) 2 胸导联 v 1 6c 承+ l + f ) 3 l 左臂( l e f t a r m ) r ：右臂( r i g h t a r m ) f ：左腿( l e f tf o o t ) c ：胸腔( c h e s t ) o o 联 联 o r 图卜2 各种导联连线方式 1 2 心电图技术的发展概况及现状 1 2 1 心电图技术简史 联 联 联 1 9 0 1 年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 电子科技大学硕士学位论文 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 9 0 3 年，w i l l i a me i n t h o v e n 采用弦线检流计经过电 话线记录了1 6 0 0 m 以外的心电信号，首创了心电的有线遥测，同时发明了最初的 心电导联系统，因而被誉为心电之父。1 9 4 3 年，w i l s o n 提出了加压单极肢体导联 的测量方法。1 9 5 7 年，n o r m a nj h o l t e r 首先倡导使用动态心电图，于1 9 6 1 年正式 使用于临床。 1 2 2 国内外发展动向 现在世界上的电子医疗器械日新月异，呈现出了以下几个特点：第一，未来 的医疗世界，将加强多学科交叉研究，主要的代表产品是纳米机械元件，促进生 物医学传感器的微型化、智能化，实现高可靠性、多参数测量；第二，发展无拘 束及适合家庭使用的生物测量与监护技术及仪器；第三，发展医学成像技术与仪 器，提高组织结构成像的质量；第四，加强生物医学测量与仪器的评价标注的研 究，建立对各种生物参数测量方法的客观定标、校准的物理模型和手段，建立人 体生物医学信息数据库，例如建立中国人标准心律失常数据库用以评价心电监护 系统和h o l t e r 心电记录与分析系统的性能。国外已经建立有欧美人的心电数据库。 第五，发展适宜性技术，即发展廉价、高效、便捷、耐用的生物医学测量仪器， 以利于降低医疗检查费用，适合广大基层医疗机构和经济欠发达地区推广应用， 有些还适合家庭或个人使用。心血管疾病是一种较为普遍的疾病，随着生活节奏 的加快，生活水平和健康意识的提高，人们需要随时对心脏进行健康监护并且能 在比较危急的情况下进行及时的诊治。心电图机作为诊断心脏病的重要仪器之一， 在医疗机构和家庭中都是需要的。 随着心电图技术的l 临床应用和电子技术的发展，心电图作为生物医学测量中 一项较为成熟、应用较为广泛的技术，逐渐成为一项常规临床检查的手段，在心 脏疾病的诊断、监护等方面发挥着十分重要的作用，并已形成了一套标准的方法 和较为完整的图谱解释，同时逐渐发展了负荷心电图、高频心电图、心电向量图、 希氏束心电图、心电晚电位、心电体表等电位图及心电h o l t e r 系统和心电监护系 统。 目前成熟的心电监护系统中国外的产品，以通用电气公司为代表的p r 0 1 0 0 0 监护仪，三导联，双体温检测，内置打印机。安捷伦科技有限公司的病人床旁监 护仪，不仅有e a s l 1 2 导联心电图技术，还综合了更多的监护参数。而西门子伸 4 第一章绪论 国1 有限公司的s c 7 0 0 0 、9 0 0 0 x l 模块化便携式监护仪含2 道心电图，1 2 导联心电 图，可心律不齐分析，可以进行s t 段分析。 国内的代表有深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司的p m - - 5 0 0 0 多参数心电 监护仪，可进行心律失常分析、s t 段分析、起搏分析，有优越的抗高频电刀、抗 除颤、抗肌电等抗干扰功能，具有标准的检测心电、心律、呼吸、无创血压、血 氧饱和度、脉搏和体温功能。广东宝莱特医用科技股份有限公司的m 6 9 多参数监 护仪也是标准的配套检测，它采用了d s p 数字处理技术，监护、手术、诊断工作 模式，独有的诊断模式可代替心电图机，可七导联同屏显示。 1 3a r m 技术的发展和现状 a r m 是a d v a n c e dr i s cm a c h i n e s 的缩写。它是精简指令集计算机( r i s c ) ， 其设计实现了外型非常小但性能高的结构。a r m 处理器机构的简单，使a r m 的 内核非常小，这样使器件的功耗也非常低。 从最初开发到现在，a r m 指令集体系结构有了巨大的改进，并在不断完善和 发展。为了清楚的表达每个a r m 应用实例所使用的指令集，a r m 公司定义了五 种主要的a r m 指令集体系结构版本，以版本号v l - v 5 表示。a r m 公司更是开发 了很多的a r m 处理器核，目前最新的系列已经是a r m l l 了。而a r m 6 核以及更 早的系列都比较罕见，a r m l o 以后的核应用也不是十分广泛。目前应用较多的是 a r m 7 系列、a r m 9 系列、a r m l 0 系列等等。a r m 7 系列包括a r m 7 t d m i 、 a r m 7 t d m i s 、带有高速缓存处理器宏单元的a r m 7 2 0 t 等。该系列处理器提供 t h u m b l 6 位压缩指令集和e m b e d d e d l c ej t a g 软件调试方式。 a r m 7 t d m i 基于a r m 体系结构v 4 版本，是目前低端的a r m 核，具有广泛 的应用。a r m 7 t d m i 是从a r m 6 核发展而来的。a r m 6 核最早实现了3 2 位地址 空间编程模式，早期为2 6 位地址。a r m 6 所使用的电路技术使它很难在低于5 v 的电源电压下稳定工作。a r m 7 弥补了这一不足，且在短时间增加了6 4 位乘法指 令、支持片上调试、高密度1 6 位的t h u m b 指令集扩展和e m b e d d e d l c e 观察点硬 件，形成了a r m 7 t d m i 。 a r m 处理器能够带来高的指令吞吐量；出色的实时终端响应；小的、高性价 比的处理器宏单元。本课题选用的是具有a r m 7 t d m i 核的处理器【3 】。 电子科技大学硕士学位论文 1 4 本课题意义、工作内容及指标 1 4 1 本课题意义 目前，国内外的心电检测的产品，大多是应用于大型医院的、价格昂贵的大 型检测设备。而h o l t e r 虽然体积小，但价格不菲，并且必须到指定医院才能看到 心电图形。甚至一些卫生站也无法负担这些复杂昂贵的医疗设备。出于人们对自 身医疗保健的需求日益提高，心脏保健也越来越体现出其重要性。由于心电信号 的分析有其经验性的本质特点，一般人群无法对心电信号进行分析，必须要有有 经验的医生来诊断。本课题设计的心电检测系统，只需一块电路板，借助一台电 脑，就可以观测人体的心电信号。而电路板只有1 0 6 m m 9 h i u n ( 第一版) 大小，利 用l a b v i e w 生成的可执行文件，可以免费提供，安装在电脑上。利用电脑的键盘 和鼠标，可以方便的操作该系统。在卫生站或家庭，只要有电脑，就可以使用该 系统。本课题提供了一种小型、低成本的心电检测系统。今后的方向，可以在家 中，将心电数据通过网络传输给远程的医生，实现远程会诊。或者在卫生站多台 检测仪器共用一台电脑，实现卫生站同时监护多个病人。 1 4 2 本课题工作内容 本课题共完成了两个版本的心电检测电路板和对应软件。第一个版本的电路 板的模拟部分是+ 5 v 供电，数字部分是+ 3 3 v 供电，共使用1 4 个器件，算法借鉴 已有的文献，但是单电源系统对5 0 h z 的抑制不好，对非规则心电信号不能识别。 第二个版本的电路板模拟部分是+ 一3 3 v 供电，数字部分还是+ 3 3 v 供电，共使用 1 4 个器件，放大滤波电路在第一版的基础上改进，算法重新设计，采用双阈值双 窗法。这一版克服了第一版对5 0 h z 抑制不够的问题，并且对多种心电信号都能够 识别。 具体工作内容包括该心电检测系统硬件电路设计、电路实现仿真、原型板搭 建、实验、p c b 板绘制、硬件电路焊接调试、软件算法设计、算法验证、片上软 件c 语言编程、软件在线调试、单独调试、电脑上虚拟心电检测仪设计、虚拟心 电检测仪l a b v i e w 编程、系统连接整体调试。最终实现准确识别q r s 复波并进 行定位，计算心率。 6 第一章绪论 1 4 3 本课题要求指标 1 能够保护被测人，防止电击。 2 心电信号的峰值范围大约为o 5 2 m v 左右，因人而异，一般情况下为l m v 。 所以，为了达到1 v 的峰值，典型的e c g 放大器增益在1 0 0 0 左右 4 】。 3 心电信号带宽般在0 0 5 h z 至1 0 0 h z 之间，主要信号集中在1 7 h z 左右。针 对不同的应用，一般有三种带宽，0 0 5 1 0 0 h z 、0 5 3 5 h z 、l 2 5 h z 。用于 记录标准临床1 2 导联e c g 的带宽，0 0 5 1 0 0 h z ( 诊断模式) 。用于监护，其 带宽限制在0 5 3 5 h z 。主要用于强化处理病人或急渗病人时，对于心率紊乱 ( 心率失常) 波形，只要求大致的了解，而不需要了解波形的细节( 监护模式) 。 第三种带宽用于心率测试，比如在手术过程当中，有高频电刀的影响，为了探 测q r s 复波，要求信噪比最大，带宽设置在1 2 5 h z 。这种滤波器可以让q r s 复波通过，而抑止非q r s 复波，如p 波、t 波( 手术模式) 。所以根据不同的 目的，系统能够选择对应的截止频率。 4 由表1 - 1 可知，一个导联是两个输入信号之差，不同的导联即是不同输入信号 之间两两组合的结果，或是信号取平均值后再组合的结果。所以，系统要在不 同的导联间切换。 5 据资料介绍，系统通常受到以下噪声的干扰，这些噪声都应当抑制。 5 0 h z 或6 0 h z 的市电电源干扰； 电极和人体之间的极化电压，这会导致基线漂移： 肌电信号的干扰，这会混在心电信号当中，很难分辨； 人体的呼吸，同样导致基线漂移； 机器内部的噪声； 其他电子设备的电磁干扰。 6 1 m v 定标信号误差不大于+ ，1 。 7 最后，能够准确识别出心电信号中的q r s 复波，并能确定其位置，心率计算 的误差小于+ 一l b p m 。 电子科技大学硕士学位论文 2 1 系统设计 第二章硬件电路设计 2 1 1 硬件部分整体设计 该课题做了两个基于不同供电模块的系统，一个是单电源供电系统，一个是 双电源供电系统。它们有各自的优缺点，单电源系统，电路简单，节省成本，但 滤波效果较差；双电源系统电路复杂，成本较高，但滤波效果好。下图2 - 1 是整 个系统的模块图。电路原理图在附录i l l 中。 图2 一i 系统模块示意图 系统设计考虑以下四个方面： 第一，保护被测人安全，不受电击。 第二，采集人体0 5 2 m v 左右的差分信号，转为单端后放大，同时滤除各种 噪声，满足a d 转换要求。 第三，能够方便的和电脑通讯，完成数据和命令传输。 第四，使系统具备符合不同滤波要求和选择各种导联的功能，并且，人通过 电脑可以实时改变这些设置。 8 第二章硬件电路设计 处于以上考虑，该系统的保护电路、右腿驱动电路，均是为人体安全而设计。 放大、滤波电路在完成第二方面设计的同时，也和匹配电路一起完成选择功能的 设想。接口电路将处理电路板和电脑之间的通讯问题。处理器是a d 转换的场所， 也是运行软件的地方，主要涉及软件部分和对一些器件的控制。 另外，由于人体的心电信号极微弱，约0 5 m v 2 m v ，所以采用临床上广泛使 用的一次性电极作为传感器，经专用导联线输入系统。购买电极片时，需注意的 一项重要指标是极化电压小于+ 一3 0 0 m v 。 最后，为了心电信号在电脑上的显示直观、明了，实现起来简单，易于操作。 本课题选用n i 公司的l a v v i e w 软件，编写虚拟心电检测仪，使心电信号能够以动 态图形形式显示，类似示波器显示，并实时显示计算的心率。同时，人也可通过 该虚拟心电检测仪，随时改变选择的导联和工作截止频率。 2 1 2 信号流程 对于一路导联，信号流如下图2 2 。但电路板上不包括传感器、p c 和显示部 分。为了使调试过程更具稳定性和可比性，本课题调试阶段，使用f l u c k 公司的 4 5 0 0 心电信号发生器，代替人体，产生i m v 的心电信号，各个导联都可以产生， 心率、心电图类型都可设置。 若接人体，则需要在人体相应部位粘贴电极片，然后，将导联线输入端扣在 电极片的金属扣上。导联线输出端插入电路板的输入端口。若接信号发生器，不 需要电极片，将导联线的输入端直接扣在信号发生器一一对应的输出口上。输入 端直接插入电路板输入端口。 与电脑连接十分容易实现，由通用串行线连接。该串行线一头为针，一头为 孔。 f x 磊磊三。 1 人体或心电i 信号发生器k 一 咽悃悃酒 c = 令模拟差分信号+ 单端模拟信号一数字信号卜反馈共模电压 电子科技大学硕士学位论文 整个信号流程是：从人体或心电信号发生器上采集到差分信号，经导联线输 入系统。经过保护和匹配电路，在放大滤波电路中，经仪表放大器，转换为单端 信号，并得到放大。送a d 转换，经数字处理后，将该数字信号传输给电脑。另有 一路，通过右腿驱动电路，获得一个共模电压，反馈给人体或信号发生器。这是 一个导联的信号流程，与系统中其他导联的流程一致。 2 1 3 各模块功能 从图2 2 可以看到，对于一路导联信号，各个子模块完成如下的功能： 心电信号发生器，能产生按照要求设定的稳定的心电信号，便于调试。 传感器即是电极片和导联线，将心电在人体体表的电势变化传至电路板。 保护电路，降低病人意外遭到电击的可能性。 匹配电路，提高输入阻抗，实现七种导联的相互切换。上图2 2 只标出了一 路信号的流程。实际设计中，系统能够实现三个标准导联、加压导联、胸导联以 及1 m y 定标的相互切换。 右腿驱动电路，帮助提高共模抑止比，确保病人的安全。 放大滤波电路，放大有用信号，由低通滤波器和高通滤波器级联，滤除直流 分量和高频噪声。单电源系统和双电源系统的主要区别也在此。在放大、滤波电 路中，要对系统的工作模式进行选择。有三种模式：监护模式( 截止频率0 0 5 l o o h z ，默认) 、手术模式( 截止频率1 2 5 h z ) 和诊断模式( 截止频率0 5 3 5 h z ) 。 a d 转换和信号处理部分，实现模拟信号采样和处理，并将数字信号和计算结 果送至电脑。 另外，还有一路l m v 定标电路，产生l m v 的方波，用于标定在电脑上绘制的 信号波形大小。 除特别说明，本课题所使用的电阻均为5 金属膜表贴电阻，电容均为5 的独石电容，封装都是0 6 0 3 。 2 2 各模块设计 以下根据信号链的流程，逐一介绍各个模块。如无特别说明，则单电源模式 和双电源模式，除提供的电源不一样外，其余部分相同。单电源系统的供电电压 为+ 5 v ，双电源系统处理差分信号的器件供电电压为+ 一3 3 v ，处理单端信号器件 第二章硬件电路设计 供电电压+ 3 3 v 。 2 2 1 电极和导联线 使用电极片要防止导电膏枯干变质或过期，皮肤不沽、枯燥( 如老人皮肤) ， 都会引起心电信号微弱，易受干扰，甚至检不出心电信号；因此，应选择性能好 的电极片。主要考虑的方面有：灵敏度高、低噪声、极化电压不超过+ 一3 0 0 m v 、 稳定性好。 使用导联线过程中需要注意的是，导联线的抖动、牵扯会使传递信号受到干 扰，造成心电波形杂乱，监测到的心率数值有误差，过低或过高，以致错误。例 如被测人起身、运动等而牵动心电导联线会造成心电波形杂乱，但待被测人平静 下来后，心电波形、心率会趋于被测人真实的心电体征。因此，导联线应尽量稳 定在某处，不要乱动。购买导联线应当按照标准a n s i a a m ie c 5 3 ：1 9 9 5 ( r ) 2 0 0 1 执行，本课题所用导联线如图2 - 3 。 2 2 2 保护电路设计 图2 - 3 本课题所用导联线 本课题有七个导联可供选择，所以有四路输入信号r a 、l a 、l f 、c 。为了 将信号隔离，每路信号通路都添加了一个电压跟随器。由于此处信号只有0 5 - - 2 m v ，所以运放主要要求低噪声，而且四个通道要一致，以尽可能使通道之间匹配。 所以，这里选用了a d 公司的运算放大器0 p 4 1 7 7 。它一个芯片上有四个运算放大器， 低噪声( 8 n v v h z ) ，且可双电源供电( 十一2 5 v + 一1 5 v ) 。 在每一路信号的输入端，都有两个并联的二极管，以保证信号幅值不会超过 供电电压，如图2 - 4 所示。只有这两个二极管的保护是不够的，还需要在每一路 信号中串接氖管。考虑到成本的原因，本课题没有加入氖管。在应用于医疗中时， 1 1 电子科技大学硕士学位论文 必须串接氖管。另外，系统中每路信号都串接两个电阻，起到限流的作用，防止 有过大电流流经人体。 这两个电阻同时和电容构成一个二阶低通滤波器。这个低通滤波器的截至频 率约为2 k h z ，以除去一些来自人体的高频噪声。 图2 4 保护和低通滤波电路 4 ：墅； 截频率的公式是： u ii i 雨瓦面万面瓦1i 孓了再1 选择 墨2 2 0 0 k ，r = 3 0 0 k ，c 1 = c 2 ，就有 c ( u f ) * f c ( k h z ) = 0 2 8 0 8 6 f c = 2 k h z ，那么c l = c 2 = c ：1 4 0 p f 。但是，实际情况中，没有1 4 0 p f 的电容，所 以，就用1 5 0 p f 的电容代替。 2 2 3 匹配电路设计导联选择 在人体一端，可以把人看作有五个接口，即有五个电极，分别贴在四肢和左 胸。其中四个“接口”是输出，分别是左臂( l a ) 、右臂( r a ) 、左腿( l f ) 和胸 ( c ) ，另外一个“接口”是输入，即右腿( r l ) ，它接收右腿驱动电路的反馈电压。 在电路板一端，也有五个接口和人体一一对应。这样，系统可以组合出七个 导联，如表卜l 所示。如一导联i 就是l a ( 左手) 和r a ( 右手) 二者的电势差。 系统总共可以测十二个导联，分别是标准导联i 、i i 、i i i ，加压单极肢体导联a v r 、 a v l 、“f 和单极胸导联v 1 、v 2 、v 3 、v 4 、v 5 、v 6 。因为胸导联在导联线的输入端 只有一个口，就被认为是一个导联。 同时有这么多信号输入，而且要产生加压导联，必然需要有导联选择电路。 设计威尔逊网络和多路复用器以实现。 第二章硬件电路设计 2 2 3 1 威尔逊网络 图2 5 威尔逊网络 威尔逊网络是根据e i n t h o v e n 提出的等边三角形矢量模型而建立的，如图2 5 。 标准肢体导联，就是从l a 、r a 、l f 三点提取信号。对于加压肢体导联，例如a w l 则是左臂信号( l a ) ，和其他两个肢体的平均电位( r + f ) 作为测量基准。虽然，在理 论上这是一个多余的导联，因为可以由其他两个导联计算得来。但是，由于心电 信号经验性的本质特点，医生仍然要看看这些导联的特征以便更好的诊断。胸导 联是取l a 、r a 、l f 的平均值( r + l + f ) 和胸腔电位作为测量基准。 威尔逊网络的三个顶点就相当于r a 、l a 、l f ，两顶点之间的中心点，提供加 压肢体导联的平均值，整个网络的中心点，提供胸导联的基准点。为了保证很好 的通道和通道之间的匹配，威尔逊网络的电阻都选用1 的金属膜表贴电阻。 2 2 3 2 多路复用器 对于两个系统，考虑到选择七个导联和一个l m v 方波信号。心电信号是差分 输入。为了保证通道之间的匹配，以及尽可能的减小微弱的心电信号通过的损耗， 需要有一对八选一通路的多路复用器，要求内阻小，漏电流小。a d g 6 5 8 y r u 满足条 件，它内阻为4 5q ，漏电流小于0 1 n a ，而且功率小于0 1 u w ，既可单电源供电， 也可双电源供电( + 一2 v + 一6 v ) 。 单电源系统中，两个多路复用器的通道是一一对应的，如表2 一l ，所以，控制 管脚的信号也是一样的。但是，在布局布线的过程中发现，这样做会增加布线的 复杂程度，尤其是输入信号，相互之间来回交错，容易互相影响。但是，控制信 电子科技大学硕士学位论文 号简单，易于在软件当中实现。 双电源系统中，两个多路复用器的通道根据实际布线的需要来定义，不再是 一一对应的关系，这样在实际布板的时候，输入信号之间的交点减少，相互影响 减到最低。但是由于两个芯片通路不一致，控制信号就从三条增加到六条。软件 当中，修改比较麻烦。下表2 - 1 是两个系统中a d g 6 5 8 各个通路的设置。为了便于 调试，在双电源的系统中，将其中一个导联胸导联的输入口都设为s 1 。s 1 接 通时的三个控制管脚上的电平都为低。 表2 1 不同供电系统的导联通路设置 单电源系统输入 导联极性输入信号双电源系统输入端 输出端 端 a d g 6 5 8 1 一导联l as 1s 8 二导联 s 2s 2 三导联 l fs 3s 2 a v rr as 4s 6 +d a v ll as 5s 8 a v fs 6s 2 胸导联 cs 7 s l ( 默认1 l m v 方波l m vs 8s 4 a d g 6 5 8 2 一导联 r as is 5 二导联 r as 2 s 5 三导联l as 3s 7 a v rl 十fs 4s 2 d a v lr + fs 5 s 3 a v fr + l s 6s 4 胸导联 r + i fs 7 s 1 ( 默认) 1 m y 方波模拟部分地 s 8s 6 2 2 4 放大滤波电路设计 图2 - 6 分别是单电源系统和双电源系统在这个模块中各自的放大滤波电路模 块。 从图中可以看到，两个系统的共同之处是都采用了仪表放大器a d 8 2 2 1 。采用 a d 8 2 2 1 的主要考虑是它差分输入、单端输出，能够较好的抑制温漂，共模抑制比 1 4 第二章硬件电路设计 高，在i k h z 时的共模抑制比大于l o o d b ，最大偏移电压为5 0 u v ，输 输入 统 器 图2 6 两个系统的放大、滤波模块 入噪声小，i k h z 时最大输入噪声8 n v v h z ，既可以单电源供电，又可以双电源供 电，而且增益可调，范围在1 i 0 0 0 。在设置增益时，采用的电阻均用l 电阻。 进入a d 8 2 2 1 之前的有用的心电信号完全湮没在噪声中，从示波器上完全无法识别。 经过a d 8 2 2 1 差分放大后，可以看到心电信号中比较明显的 r s 复波，如下图2 7 所示。 图2 7 双电源供电系统的标准导联i i 在a d 8 2 2 1 输出端的波形 1 5 掣 獭产繇 岖 蒜孚一李 旧虱一 三源低互 坐有毒|一 oq二w一 一 一 一工矗一鬻 磊堕 轰与鞲囱 电子科技大学硕士学位论文 2 24 1 单电源供电电路放大滤波设计 对于单电源系统，具体电路如下图2 8 所示。该电路由a d 8 2 2 1 的输出经过一 个由a d 8 6 0 7 构成的低通滤波电路，将a d 8 6 0 7 的输出反馈到a d 8 2 2 1 的参考管脚， 构成一个高增益放大器来减小输入噪声，这使得噪声相对于小信号来说更加微弱， 从而，可以方便的测量出有用信号。而当信号频率小于这个低通滤波器的截止频 率f 时，在放大器a d 8 6 0 7 的作用下，a d 8 2 2 1 的交流输出为0 ；而当信号频率超过 这个截止频率f 时，信号将通过a d 8 2 2 1 放大输出。于是，实际构成一个截止频率 为f 的高通滤波器。在a d 8 6 0 7 的同相输入端，提供一个1 2 5 v 的电平，这样在a d 8 2 2 1 的输出端也会使差分放大的信号有一个1 2 5 v 的直流电平。之所以选择1 2 5 v ，是 因为a d 转换的最高电平是2 5 v 。而心电信号，不同的导联有不同的波形，例如 a v r 导联的波形就是倒相的。需要把电平抬到中间位置，这样才能够得到正常的信 号。 此后，在提供一个增益为1 5 0 的低通滤波器，也由a d 8 6 0 7 的另外一个运放组 成。为了实现在各截止频率之间的相互切换功能，高通中的电阻和低通中的电容， 都由一个四选一的多路复用器a d g 7 0 4 切换。第二级增益较大，所以选用a d 8 6 0 7 ， 它是轨到轨输入输出运放，输出电压范围0 1 6 v 4 9 7 v ，输入偏流小，最大i p h ， 供电电压1 8 v 5 v 。 另外，放大器反相放大，得到的波形是倒相的，需要在软件当中将它翻转。 它的具体电路如下图2 - 8 所示。 图2 8 单电源系统放大、滤波电路 第二章硬件电路设计 但是这样的单电源系统也有缺点，就是共模抑制比不好，对5 0 h z 的工频干扰 抑制不够。从示波器上可以看到，送a d 转换的波形上还有很多5 0 h z 的噪声。如 下图2 - 9 所示： 图2 9 单电源系统标准导联i i 放大、滤波后波形图 2 2 4 2 双电源供电电路放大滤波设计 对于双电源系统，实际上是在作差分放大之前，正负电源供电，在经a d 8 2 2 1 差分放大之后，只是正电源供电。这样做，一方面提高差分放大的共模抑制比， 另一方面一定程度上简化电路。后继电路所用的器件选用和a d 8 6 0 7 同一系列的 a d 8 6 0 9 ，它是四运放器件，其他性能和a d 8 6 0 7 一致。具体电路如图2 1 0 和图2 一1 1 所示。 图2 一i 0 双电源系统放大、滤波电路 1 7 电子科技大学硕士学位论文 ce i0 鲈， 、，一；i 黼 r陂 专0 = 兰? e 12 s v r 圈2 1 lt w i n t 陷波滤波器 为了克服单电源系统中的问题，不再使用有源高通，而是用一个r c 高通替代。 高通后波形如图2 一1 2 所示。为了提高低通滤波的效果，又在后级增加了一个二阶 的t w i n t 低通滤波器。第一级低通和第二级低通后的波形图分别如图2 1 3 和 2 一1 4 。特别为了滤除在单电源系统中出现的5 0 h z 的工频干扰，在后级又添加了一 个t w i n t 的陷波滤波器。经过陷波处理后的波形如图2 1 5 。 图2 1 2 双电源供电系统的标准导联i i 经过高通的波形 这是在图2 1 0 中的v 1 点测到的波形，信号源产生1 m v 的，心率为8 0 b p m 的 正常心电信号。经过高通后，本来共模电压在o v 左右的信号，被抬到一个电平， 1 8 第二章硬件电路设计 从图上可知，在8 4 5 6 m v 左右。 图2 1 3 双电源供电系统的标准导联i i 经过的一级低通的波形 信号经过第一级低通，测图2 1 0 中v 2 点的波形。波形明显更加清晰，从波 形上看，峰一峰值有3 7 8 1 m v ，放大约6 0 倍，信号基线在1 0