（生物医学工程专业论文）lcd便携式急救心电监护仪.pdf

麓 塑垩查兰丝 兰竺堡兰 竺 a b s t r a c t t h i sd i s s e r t a t i o nd e s c r i b e sap o r t a b l ee m e r g e n c y e c gm o n i t o r d e v e l o p e db yu s i n gt h e s jn g l e c h i p c o m p u t e ra t 8 9 c 5 1a n dt h el i q u i dc r y s t a lg r a p h ic d i s p l a y l c d i tc a np r o v i d ei m m e d i a t e a c c u r a t e h i g h r e s o l u t i o nd is p l a yo fe c gw a v e f o r m sa n d n u m e r i cd i s p l a y so ft h em a i ae c gp a r a m e t e r sv i at h e a u t o m a t i ce c ga n a l y z i n ga n dp r o c e s s i n gt e c h n o l o g y t h ei n s t r u m e n ta l s oh a sv a t i o u sf u n c t i o f i s s u c ha s a r r h y t h m i am o n i t o r i n g e m e r g e n c y t r e a t m e n to f a c u t e m y o c a r d i a li n f a r c t i o n a m i a l a r m p a r a m e t e r ss e t t i n ga n da b n o r m a le c gw a v e ss a v i n g t op r o v i d eh i s t o r i c a ld a t af o rd o c t o r s i th a st h e a d v a n t a g e so fl i t t l ev o l u m ea n dl o wc o s ta n di s e s p e c i a l l ys u i t a b l ef o rh o u s e h o l dm o n it o r i n ga n d d i a g n o s i sa n dm o n i t o r i n gi ne m e r g e n c yc a s e s t h e h a r d w a r ea n ds o f t w a r ed e s i g no ft h ei n s t r u m e n ta r e p r e s e n t e d k e yw o r d s l c d p o r t a b l em y o c a r d i a l in f r a c t i o n m o n i t o t i n gs y s t e m 2 浙江人学坝i j 学位论义 2 0 0 2 年 第一章前言 第一节心电监护技术的发展与问题的提出 英国学者w 哈维的 心脏运动论 开创了现代牛理学的篇章 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 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 心电图的临床应用已有百年历史 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 给百年的老检查方法赋予了新的生命 心电监护是指通过连续监测病人的心电图 e g g 信号 及时了解病 人的心脏状况 并在发现严重的心脏异常情况时 及时采取有效的治疗 和急救措簏 我们通常所称的心电监护仪 实际上只是完成上述工作的 前一部分 即监测e c g 并指示异常情况 不具有护理和治疗的功能 从 这个意义上讲 把心电监护仪称为心电监测仪更贴切些 然而 由于习 惯称法以及在以后技术发展过程中 可能将某些急救或治疗功能加入心 电监护仪中 所以仍保留心电监护仪这个称法 心电监护的主要内容是实时观测心律失常 由于早期心电图描记观 察的间断性 天一次或两次 相当高比例的心律失常病症未被注意 到 而有4 0 以上的急性心肌梗塞病人是由于心律失常并发症而死亡 直 到2 0 世纪6 0 年代 人们才认识到心律失常是急性心肌梗塞病人的特殊 常见并发症 这归因于直到那时人们才发展了实用的可进行心电连续监 测的技术设备 其最先用于冠心病监护 c c u 中 冠心病可以导致心脏 骤停和早期泵衰竭等各种心律失常 冠心病人若能在疾病发作的1 分钟 内得到及时治疗 有9 0 的牛存机会 而在3 分钟后才得到治疗 牛存机 会就大为下降 据美国华盛顿医院中心心脏科研究报道 建立了c c u 监 护病房后 冠心病人的死l 率从原来的4 0 下降到1 2 5 心电监测仪使 浙江人学硕 i 学位论文 2 0 0 2 年 人们可以 直连续观察心脏的电活动 并即时提示重要的心律失常 从 而为与一心律失常相关的心脏疾病的研究 急救和治疗提供了重要的手段 心电监护成为c c u 的一个里程碑 随着科学技术的发展 医学的进步 监护装置得到了迅速发展 可 靠性和准确性不断提高 在医院得到了广泛的运用 现代集中监护仪普 遍实现智能化 在监护病房里都设有带微处理器的床边监护仪 它具有监 护生理参数 显示和报警功能 集中监护的中央控制台大多数采用存储 量大的计算机 可同时监护多至1 6 位病人 通常采用分伟式处理系统 中央控制台和床边监护仪构成星型网络相互通信 集中监护中央控制台接受来自8 至1 6 个床边监护仪的数据 进行运 算处理 给出节律状态 报警状态 异位搏动及早搏等信息 并提供心律 的趋势图 除此之外 也可以根据监护的需要作出血压 体温 呼吸 脑 电 心输出量等各种生理参数的波形和趋势图 集中监护系统记下并显 示所监护病人的报警性质和历史 通过键盘或开关选择报警的显示和禁 止 c c u 集中监护具有强大的功能和完善的服务 然而病房的床位有限 使得许多心脏病患者没有条件得到监护 而且常规心电图记录的是病人 在静卧情况下的心电活动 对心律失常等病的发现率很低 环境 如过 热 过冷 噪声等 和人的精神状态 如悲哀 兴奋 惊恐 疲劳 烦 躁等 都能影响心脏工作 诱发潜在心脏病的发作 早在三 四十年代 n o r m a nj h o l t e r 就从事于生物信号遥测技术 的研究 并于1 9 4 9 年研制成了遥测心电图 r e c g 装置 接着又将r e c g 系统改成了由一个袖珍发射器和一个便于携带的接收部分 磁带记录 器 在病人附近 组成的结构 1 9 5 7 年 他研制成了一个能以6 0 倍于记 录带速的磁带回放机构 1 9 6 1 年 又将发射器和接收器合并 终于制成 了用磁带作为e c c 传递媒介的动态心电获得系统 1 9 6 5 年 第一台商业 化动态心电监护系统 h o l t e r 问世了 h o l t e r 能记录病人处于正常生 活 工作 活动条件下的心电变化 捕捉到初期的潜在的心脏疾病的心 电信息 成为检出定量心律失常 心肌缺血的重要而有效的诊断方法 6 浙江人学硕士学位论立 2 0 0 2 年 也使心脏病的早期诊断成为可能 h o l t e r 系统的出现 打破了传统的监护概念 使其从医院走入了家 庭 但在实际应用中也显示了它的局限性 主要表现在 1 h o l t e r 系统实现将病人的数据记录在磁带或大容量r a m 上 然后 再进行处理和诊断 它能对异常 i i 电活动做回顾性分析 也即 对病人 的病情分析 要经过一段时间之后才能获得 如果出现致命的心房搏动 室颤等 1 1 电活动 不能及时发出报警和采取治疗措施 从这个意义讲 h o l t e r 系统并不具备监护作用 2 2 4 小时甚至4 8 小时的大量心电数据对后处理计算机提出了高要 求 因而 人们为了提高分析速度 不得不采用快速回放系统和高速微 机或小型机系统 使得整个系统成本很高 由于存储的心电数据中有大 量的正常心电数据 使临床诊断的效率降低 而且 在高速回放中 偶 发性的异常搏动或心律失常极易被漏检 随后发展起来的电话心电监护仪 克服了传统的h o l t e r 系统实时 性差的缺点 它显示病人的全部心电信号 但是只将病人感觉异常时的 心电信号发送到心脏监护中心 由中心记录 并交由医学专家分析诊断 这套系统价格适中 诊断的正确性高 但由于其丢失了大量原始数据 不利于心脏病的早期防治和药物疗效的观察 从临床应用需要来看 无论是普通的医疗诊断 病房监护 还是在 些特殊场合下 例如医生出诊 野外急救 和移动条件下的监护 都 需要一种小型轻便 具有实时e c g 波形显示和e c g 自动分析处理的心电 监护仪 第二节本仪器的主要功能 本仪器具有以下主要功能 1 能够实时 准确地显示清晰的e c g 波形 可以连续自动地检测和 计算出e c g 的各主要参数 如 心率 s t 段偏移量 r 波幅值和o r s 宽度 7 浙江人学硕l 学位论文 2 0 0 2 年 等 2 能够实时分析2 4 小时动态心电图 自动诊断多种常见的心律失 常 报警同时记录异常心电波形 报警前5 秒 供医生作回顾分析 若报警次数达到5 次 则认为病情已比较严重 必须送到医生处处理 因而此后将不再记录任何数据 3 在诊断为急性心肌梗塞的情况下 报警的同时仪器能自动将硝酸 甘油片粘贴于病人的心前区 经皮肤渗透给药 以缓解病情 4 l c d 实时显示病人心率 提示心律失常的种类 浙江人学硕t 学位论文 2 0 0 2 年 第二章病理学基础 第一节正常心电的生理意义 心电图用来表示心脏在搏动过程中的牛物电变化 对于心脏疾病的 诊 断有非常重要的意义 正常的心电图波形如下图 图2 1 一 p 波 1 p 波的形状和方向 正常的p 波形状是一个圆滑的小波 无双峰 切迹和钝错现象 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 心房除极的综合向量由右上指向左下 其角度大多在4 5 5 0 度之 间 故在a v r 导联中波是倒置的 在v 1 v 2 a v l 导联中p 波可为双向 其余各导联 i i i a v f v 3 v 4 v 5 的波一般为直立向上 2 p 波的宽度 正常不超过0 0 1 秒 3 p 波的振幅 直立的p 波高度正常不超过0 2 5 m y p 波过小一般 无重要临床意义 二 t a 波 t a 波代表心房复极过程中产牛的电位变化 始于p 波后 方向与p 波 9 浙江人学硕j 学位论义 2 0 0 2 年 相反 波幅很低 约为0 0 5 o 1 m v 持续时间为0 2 2 一o 2 6 s 经常 被q r s 波所掩盖而无法看到 故一般心电图上看不到t a 波 只有在房室 分离或高度房室传导阻滞时的心电图中 常可清楚看到t a 波 三 o r s 波群 q r s 波群代表左 右两心室去极化过程的电位变化 历时 o 0 6 0 1 0 s 典型的q r s 波群包含三个紧密相连的波 第一一个向下的波 为q 波 其后向上的高而尖的为r 波 继r 波之后的 个向下的为s 波 但是在不同导联记录的心电图上这三个波不一定都出现 其波形和幅度 变化也较大 四 t 波 t 波代表心室复极过程中的电位变化 是一个波形圆钝 占时较长 o 0 5 一o 2 5 s 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r 波为主的导联中 t 波的幅度不应低于r 波的 1 1 0 五 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 致 时间约为0 1 一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 六 p r 间期 由p 波起点到q r s 波群开始之间的时间 代表自心房除极开始至心 室除极的时间 征常成人为0 1 2 一o 2 0 s 在幼儿及心率较快的情况下 p r 间期相应地缩短 而经常进行体育锻炼的人 如职业运动员 其p r 间期较长 有的可超过0 2 0 秒 七 p r 段 o 浙江人学坝 i 学位论文 2 0 0 2 年 从p 终点至q r s 起点之间的线段 般p r 段与等电位线 基线 水 平相同 八 s t 段 自q r s 波终点至t 波起点之间的线段 代表心室各部分已全部进入去 极化状态 心室各部分之间没有电位差存在 因此又恢复到基线水平 正常s t 段上升不应超过基线0 1 m v 下降不应低于基线0 0 5 m y 在a v r 导联则相反 s t 段上升不应超过0 0 5 m v s t 段下降不超过0 1 m v 在v 1 v 2 v 3 导联中 s t 段上升可允许超过0 1 m v v 3 导联最高可达0 3 m y 但多为斜上型 九 q t 间期 从q r s 波群起点至t 波终点的时程 代表心室开始去极化至完全复 极到静息状态的时间 这一间期的长短与心率密切相关 心率越快 q t 间期越短 反之 则间期越长 正常成人的q t 间期为0 3 2 一o 4 4 s 第二节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 一 心肌梗塞 心肌梗塞是指冠状动脉的一支或数支由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 由于心肌梗塞病变的程度不同 可归纳为下述三种心电图改变 1 缺衄型心电图改变 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 一3 0 咖 称为 冠状t 波 这一型心肌损伤最轻 浙江大学硕士学位论文 2 0 0 2 年 心肌仅仅处于缺血状态 出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 人个 图2 2 3 坏死型心电图改变 这一型心电图改变是由于心肌严重缺血 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 r 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 二 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 因饱锓 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 由于二心绞痛时 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不足常见的s t 段和t 波的改变 浙江人学坝i 学位论义 2 0 0 2 年 类型 i s t 段水平型下降 i i s t 段斜降型 l i i s t 段降低 t 波倒置 i v t 波低电平有切迹 图2 3 三 阵发性心动过速 其心电表现为心率快 多达1 4 0 一1 8 0 次 分 而大致齐 o 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o r s 波无关联的窦性p 波 房室分离 波形如下图所示 图2 4 四 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 塑垩叁兰竺 竺 堡丝奎 竺竺 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 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 5 五 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 图2 6 六 室性停搏 其心电图表现为仅见p 波 或p 波也不见 心电图在一段时间内呈一 水平线 偶尔出现一次室性逸搏的q r s 波群 七 房室传导阻滞 其心电图表现为室性自律心律 r r 问期增长 1 5 s q r s 可有畸 变 或是q r s 增宽 病人出现以上紧急异常情况时 检出这些特征性的心电图波形是决定 仪器是否能正确报警和及时给药的关键 根据医生的经验 我们归纳了下 列指标为报警或给药的标准 浙江人学颂l 学位论立 2 0 0 2 年 l 连续五次q r s 波群宽度达0 1 2 秒以上 f i r r 频率超过1 2 0 次 s 提示 心室扑动或室性心动过速 需报警 2 连续4 秒没有r 波出现 提示心室颤动或室性停搏 需报警 3 连续5 次r r 频率小于4 0 次 分 r r 间期 1 5 s 提示窦性停搏 窦 房传导阻滞 需报警 4 连续5 次s t 段抬高大于0 2 m y 提示急性心肌梗塞 需报警并立即 自动给药 5 连续5 次s t 段压低大于0 1 m v 或在原有基础上再压低o 0 5 m y 提 示急性冠脉供血不足 需报警并立即自动给药 以上指标基本上包括了各种心脏紧急异常情况 但有些非致命的心电 图改变也能满足上述条件而报警 如完全性左或右束支传导阻滞伴心动过 速 q r s 波宽度 0 1 2 s 心率 1 2 0 次 分 等病例 因此 我们在仪器中加 了回放系统 把报警时的心电图回放出来 供医生进一步确诊 浙江人学硕 匕学位论文 2 0 0 2 年 第三章系统硬件 仪器样机用4 节5 号电池供电 样机尺寸为1 1 5 8 5 4 5 毫米 重 量 不含电池 约3 5 0 克 人体心电信号经过低噪声 高输入阻抗 高增益 高共模抑制比的 生物信号前置放大器放大和滤波 再经a d 转换后送入8 0 3 1 单片机作数 字滤波处理 心电图自动诊断和识别 同时在液晶显示屏上显示心电波 形和瞬时心率 遇到异常心电信号时报警并在液晶显示屏上提示可能的 心律失常情况 1 液晶显卜 液晶显示 i 示棒口l i 给药回p 心肌梗塞给药 i 塑苎旦卜异常心电回放 圆 图3 1系统硬件框图 整个硬件系统由模拟电路和数字电路两大部分组成 下面分别予以 详细介绍 第一节模拟电路部分 由心电放大单元 报警电路和给药电路组成 心电放大单元包括前置放大电路 5 0 h z 陷波器 带通滤波和主放大 浙江大学硕i 学位论文 2 0 0 2 年 电路 q r s 波检测电路等部分 一 前置放大电路 心电信号由电极直接取自人体体表 用酒精 生理盐水对皮肤预处 理后 皮肤阻抗仍有i o kq 左右 同时 人体上还存在着较大的共模电压 病人的自由活动 会使基线大幅漂移 所有这些都要求前置放大电路具 有高输入阻抗 适当的增益和较高的共模抑制比 图3 2 是前置放大电路 其主要部分为a n a l o gd e v i c e s 公司生产 的仪表放大器a d 6 2 0 c 2 l 避竺兰 m f f j 土 s 川 l u 1 卜 r i1 w l f f 1 r 朔i 一州s u 一 2l 孓i t 1 璃sz 1 一 莒 k 删h 嚣 i 葡 c t p 一 一 1 叫 l 豇 i h 强 辩广 一一 掰 卜 一 矗 酬 j 二 芷j 一 布 八 z 一 一瑚 一 i t 一 n 一 t r 手姗n 1 l 铡f q 中 o h 1 i 飞 一 芦 一丁r 卜 i 二 l t 6 c 1 2 2 0 0 1 2 孓习一一 气jj 如 二 堆 芏i t l1 f n 自n 司 n l f 嘎e j l 一 鸭 图3 2 前置放大电路 a d 6 2 0 是一种低价格 高精度的仪表放大器 它仅需要一只外接电阻 便可设置增益1 至1 0 0 0 a d 6 2 0 精度很高 线性误差最大值为4 0 p p m 失 调电压很低 最大值为5 0 uv 失调漂移在最大值时为0 6 uv 而且 1 7 浙江大学硕1 学位论文 2 0 0 2 年 a d 6 2 0 具有低噪声 低输入偏置电流和低功耗等特点 所以它很适用于医 疗仪器 如心电图机 a d 6 2 0 经过改进的性能超过自制的三运放结构仪表 放大器 而且还具有较小的体积 较少的元件和低于1 1 0 的供电电流 最 大电源电流仅为1 3 m a 因此它适宜电池供电 便携式 或遥控 的应用 场合 a d 6 2 0 的增益通过电阻r g 的设鼍来实现 或更精确地通过1 脚和8 脚之间的阻抗来确定 为了使a d 6 2 0 提供精确的增益 用0 卜1 误差的 电阻 对于某增益要求的r g 可用下式计算 r g 4 9 9k q g 1 为了 使增益误差最小 选用低温度系数 t 的r g t 低于l o p p m 为了获得最佳的c m r 参考端应靠近低阻抗点 两个输入端之间的电 容和电阻的差别应保持最小 在很多应用场合 还采用屏蔽电缆使噪声 最小 同时为了在整个频率范围内使c m r 最佳 应适当地驱动屏蔽电缆 本前置电路中使用了有源数据防护线路接法 通过 自举 输入屏蔽电 缆电容来改善交流共摸抑制 从而使两个输入端之间的电容失配最小 右腿驱动电路的作用是为了有效地抑制交流 尤其是5 0 h z 共模电 压的干扰 它由电阻网络 运放及限流电阻组成 在较新型的心电图机 中经常采用这种方案 由图可以看出 经电阻网络取出平均交流共摸电 压 送入右腿驱动放大器进行反相放大 经限流电阻后加到右腿电极 该电路实际上是共模干扰的电压并联负反馈电路 采用右腿驱动电路 可 将5 0 h z 的共模干扰电压降低到1 以下 二 5 0 h z 陷波器 牛物电信号的特点丰要有三个 一是频率主要集中于低频段l o o h z 范围内 二是信号微弱 一般在1 0 l 0 1 v 或更小 三是信号的源阻抗高 易受外界信号干扰 特别是在此频段内存在强烈干扰源 5 0 或6 0 h z 市 电电网信号的影响 它通过电磁感应的方式从人体 导线等多种途径窜 入信号 严重时可将有用信号全部淹没 尽管几乎所有生物信号放大装 置都采用低噪声前置放大和提高共模抑制比的多种方法 在不同环境中 实际测量时 还不能完全消除市电电源的干扰 不能达到正常的测量目 浙江人学硕i 学位论文 2 0 0 2 年 的 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和其他特定频率信号的干扰 目前广泛采用对称型双t 阻容有源陷波器 其理论计算和设计都比 较成熟 这类陷波器对称性要求高 元器件精度要求严 否则直接影响 陷波频率和值 因此对制作工艺或筛选器件带来困难 更大的问题是中 心频率一旦设定后 不能移动和调整 从而限制或影响实际使用效果 而实际使用时 市电频率往往有偏差 其干扰强度随使用环境不同而变 化 因此本系统中采用对干扰源频率和干扰强度可进行选择和调整的陷 波器 非对称阻容网络陷波器 该陷波器用单一电位器调整陷波器的 中心频率 用调整负反馈的方法改变q 值 如图3 3 放大器为理想放大器 则其网络传递函数为 j 型垫堕 攀 业坠型垫坐 1 3 r 2 r 3 r l 2 r 2 r 3 1 一k c s2 2 r 2 r 3 r i 1 一k c s r l r 2 r c s 3 其中 r 2 r 2 r v 2 r 3 r 3 r v 2 c c 5 c 6 c 反馈电压系数 k r v t r v t r v t r v r v 为便于与传统的双t 网络公式比较 对实际的频率 可方便地设计 r 3 2 r 2 r 则传递函数的幅频特性为 i 爿扣 f 其中 f 二竺 竺 鱼墨竺 些 竺 竺 塑 l 一珊2 m o r r r c j o2 a g 2 r s r w c o o 1 一 2 r e 6 0 c o 2 妒c a c 培c r r 一四 c 留 竺型孓兰 等嗟 三 i 笔i j 0 o r 怛墨 垫 7 1 1 r i r 2 r 3 c 21 3 r 2 r 3 c 2 9 浙江人学硕士学位论文 2 0 0 2 年 r 6 2 r 2 2 r 3 r 2 r 2 玛 r e r l r 1 一k 由幅频特性公式看出在u c o 即谐振状态时 i a c o i o 此时网 络输出电压v o o 当u 远离于u 时 i a u l 趋近于l 呈现明显的陷波 特性 其q 值是由k 和相关阻容参数决定的较复杂的函数 此处将不列 出 q 值的大小随反馈电压系数增高而变大 由相频特性公式看出v 在频率 i 2 m 2 1 i r r r 时发生 跳变 陷波器中心频率由调整决定 可表达为 o o 2 k r v 2 j r 3 1 k r v 2 其中 k i r v 2 r v r v 2 r v 2 r v 2 则u 的可调范围为 一m 即 厂 1 一 0 0 r a i n 2 j 瓦面j 丽 厂 1 一 m 2 1 瓦不i 丽 为针对5 0 h z 市电电网信号陷波 取参数为 r i m q r 产6 2 k q 1 5 0 k q r v 2 i o kq r v f l o kq c o 0 4 7 u f 此外 该陷波器还有一特点 即在中心频率f 时 相位连续变化而 不发生跳变 因此可获得较高的q 值且不产生自激振荡 浙江大学硕士学位论文 2 0 0 2 年 一 2 c l j 9 一 一 上 l l 8 t 1 努 z 一 1 l r 中8 l 一一j t i i i i 5 z 6c 1 0c4 7j f 04 7j r 鼙 4 5 j f 一 一 r t l 当 f l 基 一 一 v n t 15 皇 4 w卜 一一 5 b k l 一 嵯卜 一u j一 一 k彳 一 l r r鼻妇 lj l lp i 日k i 冒i弛r 鞋 l嶂 一 j l j u j j j u 十一 r t l lm 图3 3 非对称阻容网络陷波器 三 带通滤波与o r s 波检出电路 电磁场 工频干扰 肌电干扰等都对心电信号形成干扰 因而有必 要采用滤波电路消除干扰 系统为了有效滤除各种干扰和进一步抑制温漂 采用了有源带通滤 波器 如图3 3 所示 c r 构成高通滤波器 其余部分构成低通滤波器 系统通频带为0 5 4 8 h z 系统采用的自动阈值控制o r s 波检出器具有结构简单 检出率高 输出t t l 电平可直接与微机外部中断口相连接等优点 该电路由q r s 波 滤波器 全波整流电路 比较器组成 o r s 波滤出器为一两阶低通滤波器 具有以下特性 中心频率 1 一瓦丽雨丽蒜 浙江大学顾i 学位论文 2 0 0 2 年 品质凼数 q 2 壶j 斧 放大倍数 足 一 生 1 c 7 c 8 月1 8 仅当r r 时 以上各式成立 t 卜 j 一 l 卜 一j j l l 一 暂曩 1 i 一 s iil 丌 le 一 蠢f t忙卅i 1 一r 一巧 i 1 p 硅1 d 口 j e i 船i i r l b 於蠢 jl l 南七一 卜蹲 1 lj 型一 j i l l i 一 e 一 i j h u 驸 i n t l t 4 雌 jz l 瑚 1 4 i t m n l 1 ll r 藉矗i i 1 qo i 目 缸五 1 l 一 一l 一t 矗 唯一 鬯二抛 裁一 e 一卜 一 一棚 j 一一氯 瑚 l 蝎 t tz 日唧 2 i i 孽 弘 h 一 一 i 蕊i 图3 40 r s 波检出电路 全波整流电路是为了能检出倒置的o r s 波 二极管d d 除完成整 流作用外 还有 大优点 即其正向压降产生约0 6 v 的幅度盲区 可以 隔离带通滤波器未滤尽的小幅干扰 闽值由d a c 0 8 3 2 的v 端通过射极跟随器输出到比较器u 3 c 的反相 端 闽值v t 的变化准则是 最小的阈值应超过由于基线干扰及p t 波 造成的滤波器输出 对于 心率为4 0 1 5 0 次 分钟的范围 v t 5 0 v p 这 里的v p 是前一次滤波整流后的q n s 波峰值 四 报警及给药电路 报警电路结构简单 报警信号由单片机的第六脚提供 经三极管放 一一 塑垩查兰堡 兰竺丝兰 兰 大后 驱动蜂鸣器发声 发光二极管发光报警 我们给不同情况设计了 不同频率的报警信号 贴药电路部分的电子线路并不复杂 当有信号时继电器吸合 机械 装置中绕制的线圈获得一个大电流 驱动铁芯运动 带动药膜完成贴药 动作 该电流用软件控制持续到药力产生作用 解除病人危险为止 采用的药膜是临床治疗心肌梗塞的专用药用硝酸甘油脂 卜 一订一l 矧i 矗 爿一 w蕊 f 一一 一 习 一 i y 一1 葡 i 巴 l 6 u jl i l i 一 t 日 一一 l i j 淄一 卿窿 j j 1 l 一卜 一十一 l 一 n j q i 垒垒彦j l 汴d 1 rl i n ji 举f4 7 州1 i 二 l 站 伫 y镌 膏卜n ph j r 3 i 一 i 南 t j z i f 一01 1 i l 1 l 图3 5 报警与给药电路 第二节数字电路部分 数字电路部分以单片机8 9 c 5 1 为核心 配以a d c 0 8 0 4 模数转换器 d a c 0 8 3 2 数模转换器 数据存储器s r a m 电路和液晶显示电路 一 单片机a t 8 9 c 5 1 a t 8 9 c 5 1 是一种低功耗 高性能的片内含有4 k b 快闪 f l a s h 可编程 擦除只读储存器的8 位c f f o s 微控制器 使用高密度 非易失储存技术制 造 并且与8 0 c 5 1 引脚和指令系统完全兼容 芯片上的f p e r o m 允许在线 编程或采用通用的非易失储存器对程序储存器重复编程 浙江大学硕士学位论文 2 0 0 2 年 8 9 c 5 1 的性能及特点主要包括 与m c s 一5 1 微控制器产品系列兼容 片内有4 k b 可在线重复编程的快闪擦写储存器 储存器可循环写入 擦除1 0 0 0 次 储存数据保存时间为1 0 年 宽工作电压范围为2 7 6 v 全静态工作频率可从o h z 一1 6 1 d h z 程序储存器具有3 级加密保护 1 2 8 8 位内部r a m 3 2 条可编程i o 线 含两个1 6 位定时器 计数器 5 个中断源和2 个优先级 二 d d a 转换电路及存储器电路 a d c 0 8 0 4 是逐次比较式8 位a d 转换芯片 转换时间为l o o u s 相对 精度位 i l s b 单一的 5 v 电源 输入电压范围为o 5 v 增加某些外部 电路后 模拟输入电压为一5 一 5 v a d c 0 8 0 4 与微处理机连接时非常简洁 它有数据输出寄存器和三态输 出控制逻辑 能和8 位数据总线直接相连 芯片的时钟输入可以由c p u 提供 或芯片外接电阻和电容 芯片内部产生一个频率为f i 1 i r c 的 时钟信号 如分别连上l o k 电阻和1 5 0 p 电容时时钟频率为典型值6 4 0 k 当模拟输入电压范围是o 5 v 时 基准电压输入脚v 端可不加任何电压 由芯片内部对电源进行分压而得到 v w 和v i n 是a d c 0 8 0 4 的模拟差动输入端 v 是输入电压范围二分 之一的参考电压端 如果模拟输入v 的电压范围是o 一 5 v 则v i i 接地 v w 接v v 可不外接电压 芯片内部对 5 v 电源进行分压而自行建立 在2 5 v 上 又如输入电压v l 范围是o 5 3 5 v 则v 一 接0 5v v 接v v 端外加1 5 v 为了适用不同病人心电信号幅度变化的需要 我们把参考电压端设 计为可调 由电阻分压和跟随器组成 浙江 学坝l 学位论义 2 0 0 2 年 a d c 0 8 0 4 的启动转换为脉冲控制方式 当c s 和w r 信号有效时即启动 转换 转换结束时i n t r 由高电平变为低电平 此时以c s 和r d 有效的选 通脉冲把输出数据读出 读选通脉冲并使i n t r 变为高电平 d l c 0 8 3 2 是能与8 0 5 1 直接接口的d a 转换器 有内部8 位输入寄存器 可采用双缓冲 单缓冲 直通三种形式进行数据输入 本系统中 d a c 0 8 3 2 采用单缓冲方式接口 i 硅女 5 v 寄存器选择信号c s 及数据传送信号x r e f 都与地址选择线相连 两级寄存器的写信号都e h 8 9 c 5 1 的w r 端控制 当地 址线选通d a c 0 8 3 2 后 只要输出w r 控制信号 d a c 0 8 3 2 就能一步完成数字 量的输入锁存和d a 转换输出 浙江大学硕上学位论文 2 0 0 2 年 第四章系统软件 第一节主程序流程 本仪器的系统软件用m c s 一5 1 汇编语言编写 采用模块化结构 包括以 下几个部分 自学习 5 0 h z 工频滤波 基线漂移抑制 心电波形分析处理 报警 数据记录和回放 以及心电波形显示等 其中 除了心电波形分析 处理部分以外 都是由相应的子程序完成的 主程序的流程图见下 浙江人学硕士学位论文 2 0 0 2 年 图4 1主程序流程图 根据系统需要 设鼍了3 个中断 a d 中断 定时器中断 和r 波中 断 程序运行过程中 a d 采样不间断地进行 采样频率为2 0 0 h z 用定 时器0 作5 m s 定时 整个软件是这样工作的 先是进行初始化 对5 l 的一些专用寄存器 以及存储数据地址和数据长度的寄存器赋初值 并对r 波幅值域值设初 值 禁止r 波中断 采集病人心电数据1 5 秒 进入自学习予程序 自学 习若不成功 则适当降低r 波幅值域值 并判断 若此时该域值已降为0 浙江大学硕士学位论文 2 0 0 2 年 则程序转至起始处 重新初始化 若不为o 则重新采集1 5 秒心电数据 自学习成功后 将首先对一些重要的寄存器 如 心电参数异常计 数器 滤波子程序中用到的变量寄存器等赋初值 然后允许r 波中断 等待一个r 波中断的进入 若等待的时间超过4 秒 则认为是心室颤动 或室性停搏 程序转向相应的报警部分 否则 程序将根据某一特定的 寄存器 来判断是否是第一次进入r 波中断 若是 则表示这是一段不 完整的心电数据 将被丢弃 否则 将对数据进行工频滤波和基线漂移 抑制的处理 以滤除在采样等过程中由各种因素带来的干扰 由于基线 漂移抑制采用的是数字滤波的方法 第一段数据经处理后会变形 也将 被丢弃 接着 程序将对经预处理后的数据进行心电波形的分析 提取 重要的心电参数 并判断此时的心电波形是否正常 若波形异常 程序 将转至相应的报警部分 并存储该段心电数据 至此 一段心电数据已 处理完毕 程序将判断所记录的异常心电数据是否已达到5 段 若是 则认为病人的病情已比较严重 则程序将不再进行任何处理 只是反复 的回放所存储的数据 若存储的数据还不足5 段 程序将继续判断本段 数据在处理后是否经过报警部分 由于报警时 会关闭所有中断 因而 程序在此判断后 将转至不同的循环起始处 重新开始一段数据的采集 预处理 分析的过程 在自学习以后 程序的总体运行是由r 波中断控制的 在两次r 波 中断之间 进行数据的预处理 分析 并交替地插入a d 采样中断和定 时器中断的服务子程序 完成数据采集 为下次的处理作好准备 第二节自学习子程序 设置自学习程序的目的是为了克服因人而异的心电标准 对于心脏 病人来说 他们的心电参数与正常的可能有很大差别 因而 从病人的 浙江大学硕i 学位论义 2 0 0 2 年 心电波形中提取有个体特征的心电参数 以作为监护时的依据 显得更 为重要 主程序的处理 是针对一个r r 间期的 因而 必须首先送一个中 断阈值给阚值比较器的一端 由于病人的个体差异 电极安置点的不同 以及电极接触情况的不同 可能使心电图的幅度发生很大的变化 因而 r 波中断闽值恒定是不可取的 应根据病人心电波形的r 波幅值而变化 另外 p t 段和s t 段高度是波形分析 参数提取和判断是否需要报警的 重要参数 其数值因人而异 可能差别很大 若取为定值 很可能发生 误报警的情况 设置自学习程序 就能让系统对病人的心电有所了解 从而根据病人的心电情况修改报警参数 使系统的可靠性大为提高 自学习的过程如下 首先 对取来的病人1 5 秒内的心电数据 采样 频率为2 0 0 h z 时 为3 0 0 0 个数据 进行预处理 即 滤除工频干扰和基 线漂移 滤波部分详见后两节 然后寻找r 峰 求得r 峰均值 并根 据r 峰的位置 找到相应的p t 段和s t 段 求出其幅度均值 若以上 三个参数都被正常获得一次 则对事先设定的自学习计数器加1 当3 0 0 0 个数据全部被分析过以后 程序将判断自学习计数器的值是否大于8 若 条件满足 蜂鸣器将会晌两声 以示自学习通过 否则 将会在d a 端 口输出特定的波形 通过液晶显示器就可以看到 不管自学习通过与否 都会返回主程序 由主程序决定下一步的程序走向 r 峰检测采用斜率一幅值双重判定法 在具体算法中 把斜率作为 第一个判定标准 对于l m v 的心电波形 其r 波正向最小斜率为1 6 7 m v s 所以这是一个判定斜率的阈值 可用来将r 波与p 波 t 波区别开来 另 外 考虑到实际使用时会有干扰的存在 可能会出现尖峰刺波 这些刺 波的斜率往往大于所定的斜率阈值 但是刺波的持续时阳j 比较短 一般 不超过l o m s 即两个采样点的时间 而r 波的上升沿至少有2 0 m s 的时间 因而可以依据这点来去除尖峰刺波的影响 软件中设置了一个斜率计数 器 只有当连续三次满足斜率条件时 才初步认为是r 波 接着 取出 其峰值 使用幅值判定法 将它与主程序中设定的r 波幅值阈值作比较 浙江火学倾l 学位论义 2 0 0 2 年 若幅度条件不满足 则认为不是r 波 将继续往下寻找 检测到r 波后 以r 波为定位点 取r 波前0 2 2 一o 2 6 s 的8 个点 求平均值作为p t 段值 取r 波后9 0 一1 0 5 m s 的4 个点 求均值作为s t 段的值 每取得一个r 波峰值 p t 段和s t 段值 都将其与前次求的值 作求均值的运算 这样 3 0 0 0 个数据处理过后 最后得到的就是所需的 参考值 r 波中断阈值按以下公式求得 中断阈值 p t 段参考值 o 3 7 5 r 峰幅值 经过连接i n s i g h t m e 5 2 一p 仿真器调试 当r 峰幅值大约为c o h 时 所求得的r 波中断阈值为6 7 h 左右 经过多次实验证实 采用如此计算 得到的中断阈值 确实能产生正确的r 波中断 第三节工频滤波子程序 由人体表面采集到的e c g 常常受到多种干扰 其中由于人体的分布电 容所引起的工频干扰是其中最主要的一种 对于一个给定的测试环境而 言 我们可将这种干扰区分为频率和幅值两大部分 其频率成分包含有 5 0 h z 的基波及其各次谐波 其幅值成分在e c g 峰一峰幅值的o 一5 0 范围 内变化 由于5 0 h z 工频干扰对信号影响很大 因此 在生物医学信号检测技 术中 如何抑制5 0 h z 工频干扰是最重要的问题之一 通常 从两方面着 手滤除干扰 一方面 从硬件上 通过采取合理屏蔽和接地措施 采用 性能优良的器件和浮地工作等方式 可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 从软件 上 采用有效的数字滤波技术 目前 常用的数字滤波方法有平滑滤波 简单整系数带阻滤波 自 适应滤波 小波变换等 其中 平滑滤波的算法简单 处理速度快 滤 波效果较好 但对e c g 中的q r s 波有较大削峰 信号衰减很大 因而无 3 0 浙江人学硕士学位论义 2 0 0 2 年 法满足临床的诊断要求 简单整系数带阻滤波器 即n o t c h 滤波器 具 有线形相位 可配置在 般的8 位微处理机上 可实现实时处理 但是 其延时很大 并且只能滤除固定频率 当工频有波动时 其滤波效果明 显下降 小波变换的方法 是把e c g 信号按频率分为几个频段 可比较 灵活地对e c g 信号进行处理 但其算法复杂 计算量大 难以实现需实 时处理的e c g 信号 此外 由于干扰与心电信号的频率范围重叠 在消 除干扰时 也会去除一部分有用的e c g 信号 1 9 8 4 年 l e v k o v 首先提出对e c g 信号的线性段和非线性段采用不同 处理方式的数字滤波方法 1 9 8 8 年 c h r i s t o v 对该算法改进 引入e c g 信号的线性段判据m 来加快滤波的速度 称之为改进的l e v k o v 滤波法 该方法原理就是从原始e c g 信号中直接减去在该信号线性段中确定 的干扰信号的幅值 它要求原始e c g 信号满足3 个条件 1 e c g 信号的采样频率f s 必须是工频干扰频率f 的整数倍 2 在一个工频干扰周期t 内 工频干扰采样点幅值的代数和为零 3 在一个线性段中 要求滤波后相邻的e c g 采样点的差值相等 而在非线性段该条件不满足 当运用该方法进行滤波时 在e c g 的线性段中 其采样点真值 即 滤波后的值 可以在一个t 内通过求其周围原始采样点的平均值得到 同时求出工频干扰的值作为非线性段的工频干扰的模板 而在非线性段 尤其是q r s 波 b 段内 采样点真值可由原始数据减去在临近线性段求 得的干扰模板值而得到 设y i 为原始的e c g 信号 其采样频率为f s 总的采样点数为h u m y 为滤波后的信号 y i 为工频干扰 其频率为f 周期为t 在采样频 率f s 2 0 0 h z 工频干扰f 5 0 h z 情况下 一个工频干扰周期t 内e c g 信号 的采样点数为 n f s 仁2 0 0 5 0 4 设d 为滤波后相邻的e c g 采样点的差 值 由以上假设 可得 y i y i y i 1 l 浙江大学硕 i 学位论文 2 0 0 2 年 y j y j y j 2 y i 十3 o 在线性段中 有 y o y l y 2 y 3 y o y l y