家用心电监测仪的研究设计毕业论文.doc

长春工业大学学士论文家用心电监测仪的研究设计毕业论文目 录摘 要IAbstractII第一章 绪论11.1 本课题提出的意义和目的11.1.1本课题提出的意义11.1.2本课题提出的目的21.2 心电监测仪的国内外发展现状31.3 人体心电信号的特点51.4 本课题的设计要求及研究内容51.4.1 本课题的设计要求51.4.2 本课题的研究内容6第二章 整体方案设计72.1系统整体方案的确定72.2各模块方案的确定7第三章 硬件电路的设计103.1中央处理系统的设计103.2信号采集电路的设计123.2.1心电传感器的设计123.2.2右腿驱动电路的设计133.3前置放大电路的设计143.3.1前置放大电路的要求143.3.2前置放大器的设计153.4高通滤波电路的设计173.5低通滤波电路的设计183.6 50Hz陷波电路的设计193.7后置放大电路的设计213.8 A/D转换电路的设计223.9打印电路的设计253.10存储器的设计273.11显示电路的设计283.12键盘电路的设计293.12.1按键开关的抖动问题303.12.2键盘与单片机的连接303.13报警电路的设计323.14稳压电源电路的设计323.14.1稳压电源的组成323.14.2电源电路的设计33第四章 软件设计354.1软件设计的要点354.1.1相邻两个心电波间隔时间的取得354.1.2瞬时心率值的存储方式354.1.3心率值的显示方式354.1.4报警的处理方法354.1.5打印的波形和数据364.2系统部分程序设计364.2.1主程序的设计364.2.2数据采集子程序的设计374.2.3数据显示子程序的设计384.2.4打印子程序的设计394.2.5存储子程序的设计40结 论42致 谢43参考文献4448第一章 绪论 1.1 本课题提出的意义和目1.1.1本课题提出的意义生物电现象是生命活动的基本属性，它几乎在机体的一切生命过程中都伴随生物电的产生。人体的各种生物电的研记录已经成为了解人体各器官的功能、临床诊断、治疗的可靠依据。心脏本身的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活动。将测量电极放置在人体表面的一定部位记录出来的心电变化曲线，就是目前临床上常规记录的心电图(用ECG表示)。也就是说，心电图是从体表记录的心脏电位随时间变化而变化的曲线,它可以反映出心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电位变化28。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；同时，如果长期住在医院里进行监护和治疗，那样花费高而且也给医院带来了不小的门诊压力。心电监测仪是诊断心脏病的重要仪器之一，目前市场上有多种心电监测仪，但是这些心电监测仪都不太适合在家庭中使用。为此，一种能够在家庭中应用、操作简单、价格便宜的家用心电监测仪的设计方案应运而生。心电监测分为心律（节律）监测和心率（速率）监测。所谓心律，是指心跳的规律性，即每一次心跳与下一次心跳的周期间隔是否相等；所谓心率，是指心脏每分钟跳动的次数，心律和心率是两个完全不同的概念。危重病人ECG监测，是对心脏节律监测最有效的手段。通过监测，可发现心脏节律异常，各种心律紊乱，如房性、室性早搏，心肌供血情况、电解质紊乱等2。目前，国内外的心电检测产品，大多是应用于大型医院的、价格昂贵的大型检测设备。而Holter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。因此，心电监护在临床诊断和治疗上不可或缺，而家用心电监护仪的研究不仅解决了以上的问题，也使心电监护更方便快捷准确，便于普及，降低突发性心脏病带来的危险，也使心脏病人更放心健康的生活。本课题所研究的仪器具有便于携带、低功耗等特点，可以长时间工作，非常适合家庭医疗保健。医生可以读取，并在PC上显示心电波形，进一步对患者的病情进行诊断，使得医院之外监护成为可能，解决了大型心电监护仪在家庭医疗保健中存在的价格、缺少实时性分析等问题，缓解了医院监护的压力。总之，该便携式、低功耗心电信号处理仪可为我国的家庭医疗保健做出重要贡献。1.1.2本课题提出的目的临床心电监测的直接目的是及时发现、识别和确诊各种心律失常，最终的目的是对各种致命性心律失常进行及时有效的处理，减低心律失常猝死率。具体说来，临床心电监测具有以下目的：1、及时发现和诊断致命性心律失常这是设立心电监测的主要目的，也正是因为开始了心电监测时代，才使得近年来急性心肌梗死和其他危重心脏病人的心律失常猝死率明显下降。2、及时发现和指示致命性心律失常的先兆通过动态观察心律失常的发展趋势和规律，可预示致命性心律失常的发生。例如，当急性器质性心脏病人出现进行性增加的高危险性室性早搏时，应警惕和预防随后可能出现的致命性恶性心律失常。3、指导临床抗心律失常治疗通过心电监测可确定心律失常的类型和程度，有助于选择抗心律失常治疗的方法和时机，同时，还能有效评价这些治疗措施的疗效和副作用。4、指导其他可能影响心电活动的治疗当其它非心律失常治疗措施有可能影响到病人的心电活动时，可采用心电监测方法加以指导。5、协助涉及临床心电活动的研究工作包括评价各种心血管疾病和治疗对病人心电活动的影响等。1.2 心电监测仪的国内外发展现状经过近50年的发展，动态心电图仪已经成为临床上一种不可缺少的医用电子仪器，它的主要价值是用以发现并记录在通常短暂心电检查是不易发现的、日常活动时发生的心电图异常，为临床诊断提供依据。具有可以随身携带，不受检测距离影响，不受体位变化及活动的限制的特点。目前，国内外临床应用的主要是3导联和12导联心电图仪。近年来，第5-6代3导联心电仪和第2-3代12导联心电仪，不仅硬件先进，软件设计合理，而且自动分析功能越来越强大、全面。除具有心率变异性、Q-T间期、Q-T离散度心室晚电位分析外，还具有T波分析、动态血压同步检测、心电监护和起搏分析等功能。如Mortar公司的12导联心电图仪，ST段分析精确达到V级，独有的ST与HRV相关分析与动态血压同步测定等，美国DMS公司的第二代高性能12联心电图仪，除具有各种心律失常软件外，独有P波分析功能，12导联ST段维彩色超视图，率先在Q-T间期离散度分析上提出具有实用性很高的色谱理论、高性能起搏分析功能，将心率变异性的时域、频率分析用于阻塞性睡呼吸暂停综合征的筛选和诊断；美国Preideal Instrument公司生产的3通心电图仪，能准确地对起搏信号加以识别，并能分析各种心率失常、ST-T改。率变异性、Q-Td等7。近年来,心脏病的发病率和致死率都有不断增高的趋势。由于其具有突发性、短暂性和危险性的特点,要防治心脏病就必须对患者的心电进行长时间实时检测,而远程医疗、社区护理正是解决这一问题的有效办法。最早出现的是基于PSTN (公共电话交换网)的远程心电监护系统,利用modem进行“点对点”方式的心电数据传输。这种方式虽然可靠性较高,但是对每一个患者需要提供一条电话线,在患者较多时就可能无法及时进行监护,存在着一定的安全隐患。为解决这一问题,后来又出现了基于以太网接口,利用Internet进行数据传输的系统，由于采用了TCP/IP协议,实现了监护中心对多个患者数据的同时接收和监护。但是,由于固定电话终端和互联网接口都并非随处可见,为了保证监护的效果,就必须限制患者的活动范围,给患者的生活带来很多不便。随着移动通讯产业的迅速发展,各种无线远程监护系统相继出现,终于使患者可以不再受时间、地域的限制,随时随地得到监护。早期出现了利用卫星电话传输心电信息的系统,但是价格过于昂贵。2000年前后,又出现了使用GSM modem或带红外接口的手机作为通讯载体的监护系统。但由于GSM方式的最大数据传输速度只有9600bps,这些系统大都采用压缩或者选择性发送的方式来传输心电数据,功能受到一定的限制,而且同样存在着监护中心不能同时接收多个患者数据的问题。同时,由于患者可以随意移动,就要求在危急情况下能够马上确定患者的位置,而现有的无线监护系统都没有定位功能。此外,大多数现有的远程心电监护系统还有一个共同的不足,就是没有独立的自动判病和报警的功能,需要患者在感觉不适时手动记录或者发送心电数据,再由医生诊断后做出处置。但是,有些心律失常并不伴随明显的身体不适,患者可能因疏忽而贻误救治的时机。患者最需要的就是在发生心律失常时能立刻得到提醒,根据病情采取相应的措施,及时控制病情的发展，因此具有实时报警功能的家用心电监测仪的研制将解决现有系统的不足。近年来国内医疗仪器公司也纷纷转向12导联动态心电图仪分为以下几种类型：1、国产化(自主研制开发)12导联AECG仪：西安蓝港公司研制出具有自主知识产权的第一代3导联心电图以后，有心电图仪，记录器具有显示屏，可以观察心率失常及ST-T改变等情况。2、与著名国外厂家共同研制：美高仪公司和美国DMS导联心电图仪，具有透明视窗装置，以液晶屏显示动态心电警和录取功能，即把动态心电图与监护心电图有机的结合成显示12个导联的心电图。可分别显示3个导联的动态心电图。3、经销国外名牌产品：这些产品都结合我国的国情，改和汉化处理，开发出中英文双界面，为基层医院提供了方便。4、进口器件改进仪器：长春时代数码有限公司，首家推出SDD系列心电图仪，使用windows2003，分析用1.5V中央处理器、最新电子U盘记录盒、USB2.0三大最新技术，仅用一节五号电池就能记录48乃至72h心电图29。此外，一些研发能力雄厚的公司，已经研制出功能齐全的第二代12导联心电图仪并应用与临床，成为诊断冠心病、分析心率失常最为实用的无创性检测方法。基于嵌入式系用了当今的网络、电话线、GPRS、蓝牙等通信技术,使医院之外的心电监护变得更加方便和快捷。总之，随着电子技术、软件技术和通信技术的飞速发展，心电图仪的研发必定会结合最新技术，不断更新功能和提高自动分析能力，朝着长时间、大容量、高精度、多功能(HRV、RDV、心电监护、动态血压同步检测等)、小型化和低成本的方向发展。1.3 人体心电信号的特点心电信号属生物医学信号，具有如下特点：(1)信号具有近场检测的特点，离开体表微小的距离，就基本上检测不到信号。(2)心电信号通常比较微弱，一般只有5mV。(3)属低频信号，频谱范围为0.05100Hz，且能量主要集中在0.520Hz。(4)干扰特别强。干扰既来自生物体内，如肌电干扰、呼吸干扰等；也来自生物体外，如工频干扰、信号拾取时因不良接地等引入的其他外来干扰等5。(5)干扰信号与心电信号本身频带重叠(如工频干扰等)。(6)不稳定性，人体与外界有密切的联系，且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。(7)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 6。1.4 本课题的设计要求及研究内容1.4.1 本课题的设计要求为了实现心脏的健康监护和家庭门诊，家用心电监测仪应实现以下基本功能：l 抗干扰能力强，由于人体的心电信号具有随机性、不稳定性等特点，又有来自各方面的干扰，因此，心电监测仪要具有很强的抗干扰能力，能正确的采集到心电信号，完成后续的处理；l 操作简单，体积小，重量轻，携带方便；l 利用外部存储器将需要存储的心电信息保存，便于患者在就医时回顾病情，作为诊断的参考；l 利用液晶显示系统实时显示心电波形；l 利用打印机将心电图打印存档，心电监测仪不仅可以利用外部存储器对心电信息进行存储，也可以在数据回顾时打印患者的心电波形，便于直观的了解心电信息； l 重病报警，当病人发生心律失常或其他危重病情时，监测仪会自动发出报警，便于及时的对病人采取抢救措施。1.4.2 本课题的研究内容l 信号采集电路的设计，选取心电传感器提取人体的心电信号；l 信号处理电路的设计，对采集的心电信号进行放大和滤波等操作；l 模-数转换电路的设计，将模拟的心电信号转换成数字信号送入主控单元；l 存储电路的设计，完成对心电信息的存储及数据回顾；l 打印机的选择及其驱动电路的设计，实现对心电波形和信息的打印功能；l 主控芯片的选择和设计，主控芯片要对采集的心电信息进行处理和判断，从而完成实时显示、存储、打印和报警等功能；l 电源驱动电路的设计，设计稳压电源，提供15V、12V和5V电源；l 重病报警电路的设计，当病人发生心律失常时能立刻得到提醒。第二章 整体方案设计2.1系统整体方案的确定家用心电监测系统总体上说是一个智能化的信号采集处理系统，其结构上主要由完成人体心电信号采集、滤波放大的前端硬件电路部分和完成数据分析和诊断的中央处理系统构成，这两部分协调配合工作完成整个系统功能。系统的整体框图如图2.1所示。图2.1 系统整体设计框图由图可知，该系统的前端硬件电路由信号采集电路、信号处理电路，以及系统电源部分组成。信号采集电路通过心电传感器采集心电信号；信号处理电路包括前置放大电路、高通滤波电路、低通滤波电路、50Hz陷波电路和后置放大电路，主要完成心电信号的放大和滤除干扰等功能；系统电源部分为系统提供15V、12V和5V直流电源。同时，完成数据分析和诊断分析的中央处理系统由单片机实现，单片机对采集到的数字信号进行压缩以及显示、存储、打印等处理，使整个系统具有智能化的特点，并且，当病人心律发生异常时具有报警功能。 2.2各模块方案的确定1.信号采集电路信号采集电路主要由心电传感器组成，本设计通过电极片和导联线提取人体心电信号，即生物电引导电极。生物电引导电极是完成人体和测量系统之间的界面作用。用电极引导生物电接地,与电极直接接触的是电解质溶液,如导电膏,人体汗液或组织液。因而形成一个金属-电解质溶液界面,产生一定的电位差。通过取得的电位差提取人体的心电信号。2.信号处理电路由于人体心电信号十分微弱，常见的心电频率一般在0.05100Hz之间，能量主要集中在17Hz附近，幅度小于5mV。同时，在检测心电信号的同时存在强大的干扰，主要有电极极化电压引起的基线漂移，电源工频干扰(50Hz)，肌电干扰(几百赫兹以上)。电源工频干扰主要是以共模形式存在，幅值可达几伏甚至几十伏，所以心电放大器必须具有很高的共模抑制比。电极极化电压引起基线漂移是由于测量电极与生物体之间构成化学半电池而产生的直流电压，最大可达300mV，因此心电放大器的前级增益不能过大，而且要有去极化电压的RC常数电路。由于信号源内阻可达几十千欧、乃至几百千欧，所以，心电放大器的输入阻抗必须在几兆欧以上，而且 CMRR也要在60dB以上。 由此可知，心电前置放大电路应具有高共模抑制比、高输入阻抗、高输出阻抗等特点。大部分心电信号都要输入单片机进行处理，一般要求幅值约为5V，即放大器的放大倍数约为1000倍。因此信号处理电路由前置放大器、高通滤波电路、低通滤波电路、50Hz陷波器和后置放大电路组成，实现对心电信号的放大和滤波。3.模-数转换电路 本系统中,需要将心电信号进行存储,然而微处理器无法对模拟信号进行处理,必须把模拟量转换成数字量,然后再送到微处理器进行数据处理。能够变模拟量为数字量的器件称作模-数转换器(简称A/D转换器)。ADC芯片型号很多，在精度、速度和价格方面千差万别，较为常见的主要是逐次逼近型和双积分型，还有电压-频率变换型（V/F变换器）。双积分型ADC的介绍。双积分型ADC，一般精度高，对周期变化的干扰信号积分为零，因而具有抗干扰性好、价格便宜等优点，但转换速度慢，速度在几十毫秒到十几毫秒之间。逐次逼近型ADC的介绍。逐次逼近型ADC，转换速度高，精度较高，价格较高15。心电信号的提取过程中最大的干扰就是50Hz的工频信号，双积分型ADC对周期变化的干扰信号有很好的抑制作用，所以双积分型ADC是一个很好的选择，但是心电信号的频率范围在0.05Hz到100Hz之间，根据采样定理，采样频率至少在250Hz以上才能保证信号的不失真，即采样的时间间隔不得大于5ms，然而双积分型ADC的采样间隔最短也只能在十几毫秒的数量级，所以无法满足要求。逐次逼近型ADC的转换速度最高能达到几十微妙的数量级，所以完全能够满足要求。因此本设计采用了逐次逼近型ADC。4.存储电路 存储器种类比较多，比如：静态RAM 6264。6264的存储容量为8K字节，与微处理器的接口形式是并行的，有13根地址线、8根数据线，封装为DIP28。存储器AT24C64。AT24C64为EEPROM，存储容量达8K字节，采用I2C总线结构，与微处理器连接需要两个I/O口，封装为DIP811。两者比较一下，静态RAM 6264，由于采用了并行接口的形式，使得它的体积与采用I2C总线结构的AT24C64相比要大很多，出于这方面考虑，选择了体积更小的AT24C64 EEPROM。然而AT24C64还具有其它的优点,在两个I/O口上，可同时接8个I2C总线结构的EEPROM，可方便的提高系统的存储容量，最高可到512K字节。AD转换每4ms转换一次，在进行下一次转换前必须将数据存储起来，这就要求存储器的写时间不能超过4ms，而AT24C64的CLOCK最高频率可达400kHz，进行一次一个字节写操作需要90ns，进行一次一个字节读操作需要110ns，这完全可以满足系统的要求。因此本设计采用了AT24C64存储器对心电信号进行存储。第三章 硬件电路的设计3.1中央处理系统的设计家用心电监测仪要求智能化、小型化，要实现的功能对控制器提出很高的要求。1速度要快由于心电信号的频率在0.05100Hz的范围内，在采样间隔的时间内，单片机要进行大量的工作，如：采样数据的预处理，数据压缩的实现，各种中断的响应处理，各种监控的实现等。要在很短的时间内完成如此大量的工作，且要让单片机有相当多的时间进入低功耗状态，所以对单片机的速度要求比较高。2I/0接口设置按键，进行人机交互以及对外执行控制功能等都要通过普通I/0口与单片机通讯，所以I/0口数目要多。3中断口及其他心电监测仪可响应重病报警、按键两种外部硬件中断，所以单片机的中断口至少需要2个。因为心电监测仪要进行心电数据的实时预处理和自动分析，算法复杂，所以待选单片机要有较强的指令功能和数据处理能力。庞大的心电数据需要大容量的数据存储器，所以要求待选单片机的数据区要大，且容易扩展，还需有2个以上的定时/计数器。基于上述的要求，本设计选用Atmega16作为中央处理系统，实现数据的分析和诊断等功能。Atmega16单片机是8位AVR系列微处理器，它是ATMEL公司新推出的90系列单片机，内含高速闪存FLASH,是基于增强精简指令RISC结构的单片机，该系列单片机在吸收PIC及8051单片机的优点的基础上，做出了重大的改进。Atmega16单片机具有如下的特点：1.速度快Atmega16单片机在单一时钟周期内执行功能强大的指令。 Atmega16单片机采用了大型快速存取寄存器文件和快速单周期指令。其快速存取RISC寄存器文件由32个通用工作寄存器组成。Atmega16单片机用32个通用寄存器代替累加器，避免了传统的累加器与存储器之间的数据传送，可在一个时钟周期内执行一条指令来访问两个独立的寄存器，代码效率比常规CISC微控制器快十倍。Atmega16单片机是用一个时钟周期执行一条指令的，即在执行前一条指令时就取出下一条指令，然后以一个周期执行指令(与DSP类似),是8位单片机中第一种真正的RISC单片机。2.性能价格比高Atmega16单片机中既有引脚少的器件(8脚),也有存储容量较大、引脚较多的器件，给用户以充分的选择余地。3.工作电压范围宽(2.76V)，抗干扰能力强。Atmega16单片机的引脚如图3.1所示。图3.1 Atmega16单片机管脚图一、电源引脚电源引脚接入单片机的工作电源。(1) Vcc（10引脚）：接+5V电源。(2) GND（11引脚和31引脚）：接地。(3) AVCC(30引脚) ：AVCC是端口A与A/D转换器的电源。不使用ADC时，该引脚应直接与Vcc连接。使用ADC时应通过一个低通滤波器与Vcc连接。二、时钟引脚2个时钟引脚XTAL1、XTAL2外接晶体与片内的反相放大器构成了1个振荡器，它为单片机提供了时钟控制信号。2个时钟引脚也可外接独立的晶体振荡器。(1)XTAL1（12引脚）：反向振荡放大器与片内时钟操作电路的输入端。(2)XTAL2（13引脚）：反向振荡放大器的输出端。三、控制引脚(1)RESET 复位输入引脚（9引脚）：持续时间超过最小门限时间的低电平将引起系统复位。持续时间小于门限间的脉冲不能保证可靠复位。(2)AREF（32引脚）：A/D转换的模拟基准输入引脚。四、I/O口引脚(1)端口A(PA7.PA0)：端口A 为A/D 转换器的模拟输入端。端口A为8 位双向I/O 口，具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，端口被外部电路拉低时将输出电流。在复位过程中，即使系统时钟还未起振，端口A 处于高阻状态。(2)端口B(PB7.PB0)：端口B 为8 位双向I/O 口，具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，端口被外部电路拉低时将输出电流。在复位过程中，即使系统时钟还未起振，端口B 处于高阻状态。(3)端口C(PC7.PC0)：端口C 为8 位双向I/O 口，具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，端口被外部电路拉低时将输出电流。在复位过程中，即使系统时钟还未起振，端口C 处于高阻状态。如果JTAG接口使能，即使复位出现引脚 PC5(TDI)、 PC3(TMS)与 PC2(TCK)的上拉电阻被激活。 (4)端口D(PD7.PD0)：端口D 为8 位双向I/O 口，具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位过程中，即使系统时钟还未起振，端口D 处于高阻状态7。Atmega16单片机在一个芯片内将增强性能的RISC 8位CPU与可下载的FLASH相结合使其成为适合许多要求，具有高度灵活性和低成本的嵌入式高效微控制器。Atmega16单片机强大的功能使其广泛应用于空调控制板、打印机控制板、智能电表、智能手电、LED控制屏、医疗设备、GPS等领域。3.2信号采集电路的设计3.2.1心电传感器的设计心脏在每一次搏动之前，心肌首先发生激动，同时产生弱电流，这些电流从心脏向身体各个部分传导，引起人体皮肤表层的电位变化，这就形成了心电信号。生物电引导电极是完成人体和测量系统之间的界面作用。用电极引导生物电信号时，与电极直接接触的是电解质溶液，如导电膏、人体汗液或组织液（针电极插入皮下时）。因而形成一个金属-电解质溶液界面。由电化学知识可知，金属与水溶液之间形成电荷分布双电层，产生一定的电位差。若金属片不是浸在水溶液中，而是浸在它的盐溶液中，也会发生这种现象。电极的极化是指电极与电解质溶液界面形成双电层以及在有电流通过时，电极-电解质溶液界面电位发生的变化。有些电极是高度极化的，而有一类电极，如Ag-AgCL电极只有低微的极化，称之为不极化电极512。本次设计中选用的是不极化电极：Ag-AgCL电极。 本设计心电传感器的结构框图如图3.1所示。图3.1 心电传感器的结构图心电电极是从人体体表提取心电信号的特殊导电电极，在使用时要对人体的皮肤进行处理，并在电极和皮肤间涂上导电膏，此时的心电信号非常微弱，易受到各方面因素的干扰，甚至检测不出心电信号。因此，电极的特性对心电信号的提取质量有很大影响。选择电极主要考虑的因素有：灵敏度、噪声、极化电压、稳定性等。本设计使用的电极为银-氯化银电极，它由银粉和氯化银粉压制而成，具有灵敏度高、噪声低、极化电压小、稳定性好的特点，是一种较为理想的体表心电信号检测电极。导联线是将电极提取的心电信号传输到后续电路的导线，由于心电信号在传输过程中会受到多种因素的干扰。因此，选择性能好的导联线具有非常重要的意义。在导联线的使用过程中，导联线的抖动、牵扯都会使传输的心电信号受到干扰，造成心电波形杂乱，导致心电数据错误。所以，在使用导联线时，还要注意保持导联线的稳定。本次设计中选用三个心电传感器，分别接到左手、右手和右腿上。左手和右手电极是整个电路的心电信号输入端，采集心电信号，其中右手电极接到前置放大器的IN-上，左手电极接到前置放大器的IN+上，具体电路如图3.4所示。右腿电极是右腿驱动电路的输入端。3.2.2右腿驱动电路的设计在生物电前置级设置一种电路，用于将人体的共模信号反馈给人体以抵消共模干扰的影响，称此电路为共模驱动，或右腿驱动电路。共模驱动电路是在放大器前置缓冲级用一组等值电阻取出共模电压，然后经过一个高增益反相放大器将倒相的共模信号反馈给人体来抵消共模干扰的影响，这是一种有效的共模反馈抵消法68。 本设计中，选用右腿驱动电路去除人体携带的交流共模干扰、减少位移电流、保护人体安全。电路如图3.2所示。图3.2 右腿驱动电路由图可知，右腿驱动电路实际上可以看成是以人体为相加点的共模电压并联负反馈电路。其输入为前置放大器的输入端，输出接右腿电极，限流电阻,取值较大，限制电流为毫安级的水平，增加了安全保护性能，防止病人受到可能的伤害。3.3前置放大电路的设计心电信号是反映人体生理状态的一种重要信息，是人体电子测量中的主要信息源，心电信号是一种低频微弱信号，对干扰很敏感，对体表电极测量而言，信号幅度在10V到4mV之间，典型值为1mV，频率范围在0.05Hz到100Hz。由于心电信号检测的信号源是人体本身，而人体又处在各种纷繁复杂的电磁环境中，所以心电信号中不可避免地会混有各种高强度的干扰。要监测心电信号首先必须正确获取心电信号，才能对心电信号进行分析和处理，因此，信号处理电路成为设计关键，尤其是心电信号的放大。3.3.1前置放大电路的要求根据心电信号的特点，对心电信号前置放大器提出的要求包括高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移和设置保护电路等。高输入阻抗心电信号源本身是高内阻的微弱信号源，通过电极提取的心电信号又呈现出不稳定的高内阻特性。信号源的信号、阻抗大小不仅因人而异、因生理状态而异，而且在测量时，与传感器的安放位置、安放的力度、电极本身的物理状态以及人当时的生理状态都有密切关系。以上这些变化对微弱的心电信号将产生极大的干扰。消除高输入阻抗影响的最好办法就是采用更高输入阻抗的放大器。高共模抑制比（CMRR）为了抑制人体所携带的工频干扰以及所测量参数外的其它生理作用的干扰，需采用差动放大形式，所以共模抑制比（CMRR）是放大器的主要指标。生物电放大器的CMRR值一般要求达到60dB到80dB，对脑电、心电等特别微弱的信号，要求CMRR值达到120dB。低噪声、低漂移相对于幅度仅在微伏、毫伏级的低频生物电信号而言，放大器前置级的这一项要求也是很重要的。高阻抗源本身就带来相当可观的热噪声，输入信号的质量很差。所以，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。理想的生物电放大器，能够抑制外界干扰使其减弱到与放大器的固有噪声为同一数量级。这样，放大器的内部噪声实际上使放大器能够放大的信号电平有一个下限，也就是说放大器的噪声电平成为放大器设计的限制性条件。除了肌电和神经动作电位外，绝大多数的生物电信号都有很低的频率成分，如心电、自发脑电、胃电、眼电、细胞内、外电位等都具有1Hz以下的频率分量。但通常采用的直流放大器的零点漂移现象限制了直流放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大，尤其在进行较长时间的记录、观察、监护时，基线漂移对测量带来严重的影响，常常使测量不能正常进行。因此应当采取措施抑制放大器的零点漂移812。3.3.2前置放大器的设计AD620仪表放大器能直接实现同相并联差动放大电路的功能，使用方便，因此，本设计选用它作为前置放大器，其结构原理如图3.3所示。图3.3 AD620集成芯片结构原理图AD620是高性能单片集成的仪表放大器，它在同相并联差动放大的基础上，采用激光晶片校准技术，使用户仅用一个外接电阻就能对增益进行准确的确定，无需调节，易于使用。使用时只需在1脚和8脚接入一电阻以设置所需要的增益G。由图3.3可知，集成的仪表放大器的电压增益为： （3.1）当电阻 取不同值时，可以得到11000倍的电压增益。AD620的突出优点是低频噪声小，从0.110Hz的噪声电压p-p（峰-峰）值为0.28V，失调电压、温漂都很小，共模抑制比为110dB,宽带120kHz（G=100）。使用时应注意，引线端REF通常接地，确保其良好接地是保持高共模抑制比所必需的。电阻的稳定性、温漂将影响放大器增益的稳定，在外接电阻很小时（即高增益设置时）应选用精密绕组电阻。电源端通常外接0.1F电容，是为了去除电源的耦合干扰，应用时电容要就近接地8。AD620的高输入阻抗、高共模抑制比以及其他优越的性能，使其可以用于ECG测量电路中。AD620作为前置放大器，其增益为10左右，加上后级放大，总增益可以达到1000倍，满足ECG信号放大的要求。本设计的前置放大电路如图3.4所示。图3.4 前置放大电路由图可知，前置放大器加入了右腿驱动电路，以减少共模干扰的影响。前置放大器的增益为： （3.2）共模驱动电路由对称电阻和取出人体共模电压，经运算放大器组成反向驱动放大器施加给人体的右腿，抵消共模干扰。3.4高通滤波电路的设计前置放大器输出的信号并不是纯粹的心电信号，其中除了夹杂着不少的工频干扰外，还有可观的低频分量。这些干扰来自心电传感器和皮肤的摩擦音、呼吸的噪音、人体的干扰信号和记录仪所产生的干扰等，还可能来自于电极极化电压的不平衡、前置放大器的失调漂移以及人体的活动等因素。这不仅会导致心电信号被淹没，也不利于后续电路的处理。有源滤波器一般由集成运放与RC网络构成，它具有体积小、性能稳定等优点，同时，由于集成运放的增益和输入阻抗都很高，输出阻抗很低，故有源滤波器还兼有放大与缓冲作用。 利用有源滤波器可以突出有用频率的信号，衰减无用频率的信号，抑制干扰和噪声，以达到提高信噪比或选频的目的， 所以本设计采用了一个巴特沃斯二阶高通滤波电路来滤除这些直流和低频分量，电路如图3.5所示。图3.5 二阶有源高通滤波电路高通滤波电路实际上是阻容耦合电路，它的作用是隔去前置放大器的直流电压和直流极化电压，耦合心电信号，从而保证心电信号低端频率界限为0.05Hz。其中，巴特沃斯二阶有源高通滤波电路的截止频率为： (3.3) (3.4)电压增益为： (3.5)满足心电检测的低频响应0.05Hz的要求。应该注意到是和位于信号通道上，它们本身的噪声性能是至关重要的，选用独石电容或钽电容，不要选择电解电容。3.5低通滤波电路的设计由于近年来电源的谐波污染越来越严重，所以滤除了低频干扰外，还有较多的高频谐波分量，这些频率分量存留于心电信号中。另一方面，心电信号中还混有较高频率的传感器和皮肤摩擦所产生的干扰以及开关电容滤波带来的开关噪声。所以在高通滤波之后设置一级低通滤波器是必要的。前面已经介绍了有源滤波器的优点，因此，为达到较好的滤波效果而又不使电路过于复杂，设计了一个巴特沃斯二阶低通滤波器，电路结构如图3.6所示。图3.6 二阶有源低通滤波电路该滤波器的优点在于所用的网络元件少，特性容易调整，输出阻抗低，元件值分布范围小，能够获得较高的增益。心电信号的高频界限为100Hz，所以低通滤波器的截止频率应在100Hz。该电路的截止频率为： （3.6） （3.7）电路的电压增益为： （3.8）3.6 50Hz陷波电路的设计尽管前置放大电路具有较高的共模干扰抑制能力，但是有些工频干扰是以差模形式进入放大器的；还由于包含电极在内的输入回路的不稳定等因素，所以前置放大电路输出的心电信号中仍然不可避免地混有较强的工频干扰，解决的方法是用50Hz陷波器将工频干扰滤掉。带阻滤波器用于滤除通带中的某一频段的频率成分，与带通滤波器的作用恰恰相反。在心电信号提取过程中，为了去除人体或测试系统中产生的50Hz工频干扰，常用带阻滤波器予以抑制。带阻滤波器又称为陷波器，当50Hz干扰严重而无法工作时，用50Hz为中心频率的陷波器把50Hz成分滤除。本设计中采用有源双T带阻滤波电路，双T网络具有选频作用，可以作为某一固定频率的陷波电路，但是无源双T网络带阻区宽度大，品质因数较低，特性曲线不够尖锐，输出带负载能力很低，这样在抑制干扰的同时会将有用的相邻频率的信号滤除掉。选用有源双T滤波网络具有正反馈，品质因数大为提高，特性曲线变窄，选择性显著提高。由于双T网络的输出阻抗较高，采用高输入阻抗的运放作为输入级，不会影响双T网络的Q值。电路如图3.7所示。图3.7 50Hz陷波电路（有源双T带阻滤波电路）双T网络由两个T型电路并联组成，其中一个T型电路由两个电阻、和一个电容构成；而另一个由两个电容、和一个电阻构成。信号经过这样两条支路送到输出端。当信号频率很高时，电容接近短路，信号通过两个电容传递到输出端，此时输出幅度与输入幅度相当；当信号频率很低时，电容接近开路，信号通过两个电阻传送，输出幅度与输入幅度仍然相当。所以，如果适当地选取R，C元件的参数，便可以使得在中间的某个频率处通过，支路和，支路传送到输出端的信号大小相等，相位相反，从而相互抵消，总的输出为零（在时）。称为双T网络的谐振频率。由图可知，采用运放组成有源双T网络，同时引入负反馈改变选频作用，由运放和两个反馈电阻, 组成，其中系数k决定阻带宽度。k值取得越大，阻带宽度越窄，品质因数Q值则越高，陷波特性越好，但同时会使得稳定性变差。反之则k值取得越小，阻带宽度越宽，品质因数Q值则越低，陷波特性差但同时稳定性好。陷波电路的特性参数为： （3.9）电压增益为： （3.10）式中，为中心频率。对于50Hz的陷波电路，若要求Q值为2.5，则首先选择电容, ,计算得到，再选择，满足小于的条件。由Q值要求得到。3.7后置放大电路的设计50Hz陷波电路之后，是模拟信号处理电路重要的一级后置放大电路。心电信号的幅度一般小于5mV，而A/D转换器的输入范围为+5V，所以整个模拟信号处理电路应有几千倍的增益。前置放大级的增益G约为11，高通滤波器和低通滤波器的增益和均为2，50Hz陷波器的增益为1.1，总共为,大约为50倍，本设计中将心电放大器总的电压增益设为1000倍，这样就可以使毫伏级的心电信号被放大到伏量级，故还需几十倍的电压增益。所以，这里的后置放大电路的放大倍数设为20倍。电路如图3.8所示。图3.8 后置放大电路由图可知，后置放大电路的增益为： （3.11）这样系统的放大倍数A为： （3.12）从而完成了对心电信号的放大，实现了系统的设计要求。3.8 A/D转换电路的设计本设计中，需要完成对心电信号的存储、显示和打印等功能，然而微处理器无法对模拟信号进行处理，必须把模拟量转换成数字量，然后再送到微处理器进行数据处理。能够变模拟量为数字量的器件称作模-数转换器（简称A/D转换器）。本设计采用了逐次逼近型ADC转换器ADC0809。ADC0809带有8位A/D转换器、8路多路开关，以及与微型计算机兼容的控制逻辑的CMOS组件。8位A/D转换器的转换方法为逐次逼近法。在A/D转换器的内部含有一个高阻抗斩波稳定比较器，一个带有模拟开关数组的256电阻分压器，以及一个逐次逼近型寄存器。8路的模拟开关由地址锁存器和译码器控制，可以在8个通道中任意访问一个单边的模拟信号。ADC0809的技术指标如下：1) 单一电源，+5V供电，模拟输入范围为05V。2) 分辨率为8位。3) 最大不可调误差：ADC08091LSB。4) 功耗为15mW。5) 转换速度取决于芯片的时钟频率。时钟频率范围：101280kHz,当CLOCK等于500kHz时，转换速度为128us。6) 可锁存三态输出，输出与TTL兼容。7) 无需进行零位及满量程调整。8) 温度范围为-40+85。其引脚如图3.9所示。图3.9 ADC0809引脚图其引脚功能如下： IN0IN7：八个模拟量输入端。 START：启动信号。当START为高电平时，A/D转换开始。 EOC：转换结束信号。当A/D转换结束后，发出一个脉冲，表示A/D转换完毕。此信号作为A/D转换是否结束的检测信号，或向CPU申请中断的信号。 OE：输出允许信号。当此信号被选中时允许从A/D转换器的锁存器中读取数字量。此信号即为ADC0809的片选信号，高电平有效。 CLOCK：实时时钟。可通过外接RC电路改变时钟频率。 ALE：地址锁存允许，高电平有效。当ALE为高电平时，允许C、B、A的通道被选中，并把该通道的模拟量接入A/D转换器。 ADDA、ADDB、ADDC：通道选择端子。 D7D0：数字量输出端。 VREF(+)、VREF(-)：参考电压端子。用以提供D/A转换器权电阻的标准电平。一般VREF(+)=+5V，VREF(-)=0V。 ：电源端子。接+5V。GND：接地端。ADC0809具有较高的转换速度和精度，受温度影响较小，能较长时间保证精度，重现性好，功耗较低，且具有8路模拟开关，所以用于过程控制是比较理想的器件。本设计中，ADC0809与单片机的接口电路如图3.10所示。图3.10 ADC0809与单片机的接口电路在ADC0809中，以D/A转换为主，加上比较器、逐次逼近寄存器、控制逻辑及时钟，便构成完整的A/D转换电路。其转换过程如下：当向A/D转换器发出一启动脉冲后，在时钟的作用下，控制逻辑首先将N位逐次逼近寄存器的最高位置1（其余N-1位均为0），经D/A转换器转换成模拟量后，与输入的模拟量在比较器中进行比较，由比较器给出比较结果。当时，保留这一位，否则，该位清零。然后，再使位置1，与上一位一起进入D/A转换器，经D/A转换后的模拟量再与模拟量进行比较，如此继续下去，直至最后一位比较完成为止。此时，N位寄存器中的数字量即为模拟量所对应的数字量。当A/D转换结束后，由控制逻辑发出一个转换结束信号，以便告诉主控芯片，转换已经结束，可以读取数据。这种比较方法类似于对分搜索的方法。对于一个N位A/D转换器来讲，只需比较N次，即可形成对应的数字量，因而转换速度快。本设计中，将ALE和OE引脚置高，允许C、B、A通道被选中，并允许从ADC0809中读取数字信号，同时将ADDA、ADDB、ADDC接地，选择IN0作为模拟量的输入端。当START引脚变为高电平，ADC0809开始工作时，可以通过该引脚启动AD转换，转换结束后，EOC引脚变为高电平，单片机通过查询该引脚的状态，判断转换是否结束。3.9打印电路的设计在病患就诊的时候，为了能给医务人员提供有效的历史信息，本系统设计了打印功能。本设计中选用GP16智能微型打印机，它的结构图如图3.11所示。图3.11 打印机内部结构图其管脚功能如下：I/O07:双向三态数据总线，是CPU与GP16打印机之间命令、状态和数据信息传输线。CS:设备选择线。RD,WR:读,写信号线。BUSY:打印机状态输出线，BUSY输出高电平表示GP16处于忙状态，不能接收CPU命令或数据。BUSY状态输出线可供CPU查询或作CPU中断请求线16。GP16为智能微型打印机，机芯为Model-150-16行针孔，控制器由8039单片机系统构成。GP16-为GP16的改进型，控制器由8031单片机系统构成。8039单片机执行固化在EPROM中的控制程序，接收和执行主机送来的命令，通过控制口和驱动电路，实现对打印机机芯机械动作的控制。把主机送来的数据以图表形式打印出来。也可以响应停机、自检、走纸等开关操作，使操作员随时对打印机状态进行干预。