基于ARM的心电检测模块

目录中文摘要1英文摘要21绪论311课题背景312国内外研究动态及发展趋势313课题研究的意义414课题主要研究内容52心电信号医学基础621心电信号波形介绍622心电信号形成原理723心电信号干扰和噪声分析8231生理干扰8232技术干扰924心电信号干扰和噪声抑制103心电检测系统硬件设计1231电极和导联12311电极12312导联1432缓冲放大电路设计1533右腿驱动电路设计1534屏蔽层驱动设计1635前置放大电路设计1636低通和高通滤波电路设计1937主放大电路设计213850HZ陷波电路设计2139ADUC7020224心电检测系统软件设计2341ECG算法背景介绍23411句法方法的算法23412非句法方法的算法2442ADUC7020程序285结论3051结论3052展望306谢辞31参考文献32附录331基于ARM的心电检测模块摘要心脏病是威胁人类健康的主要疾病之一，而心电图是其诊断的重要依据。临床医学实践表明，对于心脏病的防治，最有效的手段是预防和保健，其中家庭保健环节尤为重要。因此，设计适合家庭使用的便携心电检测系统对心脏病的预防有非常重要的意义。本文设计了基于ARM的心电便携式检测模块，模块由心电信号采集部分和心电信号处理部分组成。心电信号采集部分主要由缓冲放大电路、右腿驱动电路、屏蔽层驱动电路、前置放大电路、低通与高通滤波电路、主放大器电路以及50HZ陷波电路等组成。其功能是将弱小的心电信号经过放大滤波，得到具有诊断价值的心电信号，然后由模数转换电路转换为数字信号，再经串口发送到PC机做进一步处理。心电信号软件处理部分主要实现QRS波检测和心率计算等功能。课题作为便携式心电检测系统的前期研究，设计了便携式心电检测模块的硬件和软件。实现了心电信号数据采集、QRS波检测及心率计算等功能，达到了预期的目标，为下一步研究做了充分的准备。关键词心电信号；数据采集；ECG滤波；QRS检测2ABSTRACTCARDIOPATHYISONEOFTHEMOSTPREVALENTDISEASESINENDANGERINGPEOPLESHEALTHANDECGISANIMPORTANTDIAGNOSTICTOOLFORASSESSINGHEARTFUNCTIONTHECLINICIATROLOGYPRACTICESHAVESHOWNTHEMOSTEFFECTIVEWAYFORTREATINGHEARTDISEASEISTOPREVENTANDTOPROTECT,ESPECIALLYBYHOMEHEALTHCARESOITISVALUABLETODESIGNAPORTABLEDOMESTICECGDETECTINGSYSTEMTOPREVENTHEARTDISEASESTHISSUBJECTHASDESIGNEDAPORTABLEDETECTIONMODULEWHICHISBASEDONARMOFECGTHEMODULEISCOMPOSEDOFTHEACQUISITIONPARTOFECGSIGNALANDTHEPROCESSINGPARTOFECGSIGNALTHECOLLECTIONPARTOFECGSIGNALISMAINLYMADEUPOFBUFFERAMPLIFIERCIRCUIT,RLDRIVECIRCUIT,SHIELDDRIVECIRCUIT,PREAMPLIFIERCIRCUIT,LOWPASSFILTERCIRCUITANDHIGHPASSFILTERCIRCUIT,MAINAMPLIFIERCIRCUIT,AND50HZNOTCHFILTERCIRCUITITSFUNCTIONISTOADJUSTTHELOWERSIGNALTOACQUIRETHEVALUABLEANALOGECGSIGNALANDCONVERTITTODIGITALSIGNAL，WHICHISSENTTOTHEPCPROCESSBYSERIALCOMMUNCATIONTHEMAINFUNCTIONOFTHEPROCESSINGPARTOFECGSIGNALAREQRSDETECTINGANDCALCULATIONOFTHEHEARTRATEASAPRECEDINGSTUDYOFTHEMODULEOFPORTABLEECGDETECTINGSYSTEM,THESOFTWAREANDHARDWAREAREDESIGNEDINTHISPAPERTHISMODULEHASACHIEVEDTHEGOALSSUCHASECGSINGALACQUISITION,QRSDETECTINGANDTHECALCULATIONOFHEARTTHEREFORE,THISGROUNDWORKWILLGREATLYFACILITATETHEFOLLOWINGRESEARCHESKEYWORDECGSIGNALDATAACQUISITIONECGFILTERQRSDETECTING31绪论随着我国人口老龄化的加剧，心脏疾病的患病率也越来越高。据统计，目前有1亿以上的人患有高血压，每年大约有75万人死于心脏疾病，心血管疾病的患病率仍在逐年上升，而且呈低龄化趋势1。临床医学实践表明，对于心脏疾病的防治，最有效的手段就是预防和保健，在对心脏病患者进行经常性监测的基础上，尽早发现异常病变情况，及时进行治疗，以控制病情的进一步发展。当前市面上心电检测设备在设计时都侧重于供医院和社区医疗使用，而对适合家庭使用的便携式心电检测设备存在的问题研究较少。现有心电检测设备对家庭使用来说还存在较多问题，例如价格昂贵、专业性强、用户操作不便、智能化比较低等缺点。因此，研究开发适合预防保健的便携式心电检测系统有着重要的意义。11课题背景近些年来，随着社会的发展、科技的进步、生活水平的不断提高，人们的健康观念及保护健康的方式和途径都发生了深刻的变化，家庭医疗就是适应当前社会发展需要，将当代高新技术与临床医疗相结合的产物，并已成为当今世界医疗领域的研究热点。家庭医疗实现医疗进入家庭，可以在家中对病人实施诊断、治疗、康复和保健。家庭医疗符合现代社会日益老龄化、医疗费用日益高涨以及人们对身体健康标准不断提高的趋势，同时家庭医疗网络化可以提高边远地区的医疗水平。因此，家庭医疗的发展具有强大的生命力。心电图作为一种无创伤检查手段，经过大量的临床研究，证明对心脏肥大、心肌梗塞及其梗塞部位具有决定性的诊断价值，对某些心脏疾病，如心肌炎、心包炎、药物中毒等引起的心脏病变具有辅助诊断意义2。12国内外研究动态及发展趋势目前，国外一些发达国家己经在家庭式心电检测系统研究方面取得了卓越成就，并且还在以更高的速度进行改进和提高，例如SHAHAL公司的电话传输心电图监护系统、CARDGUARD公司的CARDGUARD系列心电监护系统、TIE公司的AEROTEL电话传输心电系统、美国的HEARTFAX、HEARTMIROR、HEARTVIEW系列心电监护系统、瑞典的4CALIBERTRIGGERMONITO系统，这些设备己经投入市场使用多年。我国在这个领域的研究是在90年代中期才刚开始起步，但经过近二十年的发展，在这方面的研究也已取得了很大进步，如珠海中立电子集团研究开发的院外心脏病集群监护系统、“护心神”电话传输心脏监护系统，以及卡迪欧公司的“爱心”袖珍心电监护系统。其中“爱心”袖珍心电监护系统还荣获第二届全国发明展览会金奖和第十五届日内瓦国际发明金奖和特别奖，并通过了ISO9002和欧洲CE等质量体系认证2。综观当前心电检测仪器发展趋势，主要向以下几个方向发展341数字化技术及其它先进技术的运用运用先进的数字信号处理技术，使心电信号的处理速度及准确率得到充分保证。2多导同步记录多导同步记录心电检测设备，可以同步整体观察和测量多个导联在同一个心动周期的波形，从而提高分析各种测量参数的准确性，便于进行早搏定位，心律失常分析，预激综合症的分型、定位，宽QRS波心动过速的鉴别诊断。现在真正同步12导联及正交变换18导联动态心电图机已应用于临床。3自动测量和分析诊断功能的完善目前市场上的心电图机种类较多，其中部分机型具有自动检测和分析诊断功能，但功能不是很完善。因此，未来心电图机自动检测的内容将更详细、自动分析诊断功能也会更强大。如邦健自动分析心电图机的自动诊断功能可以达到对200多种病例的自动判别。4远程医疗以计算机技术和网络通信技术为基础，将心电数据进行远程传输，在远端对心电数据加以分析处理并提出诊断结果，从而实现远程医疗。13课题研究的意义心脏病作为一种常见多发慢性疾病，由于其病情隐蔽、发展缓慢、发病危险性高的特点，长期以来一直威胁着人类的健康，尤其对中老年患者的危害性极大，及时发现和预防在减少心血管疾病危害及病人治疗与康复中极为重要。而心电图检查是发现心脏病变的重要手段。传统的心脏病检查都是在医院或社区完成的，这样就存在两个问题，第一，由于心电图检查费用较高，因此有些患者不可能随时进行心电图检查；第二，因患者在医院就诊时容易产生心理压力造成心电图不正常，导致5误诊。因此，研究开发一种价格低廉且操作简单的家庭式心电检测系统对家庭患者的心电检查有着重要的意义。课题所研究的家庭式心电检测系统可以使患者在家中完成传统心电图检查，同时可以实现QRS波参数检测及心率测量。14课题主要研究内容本课题研究的家庭便携式心电检测系统是家庭便携式网络心电检测系统的前期研究。系统在设计时本着为后续研究服务的思想，研究了心电信号数据采集部分的软硬件设计、QRS波检测算法。课题在设计时采用先硬件、软件分开设计，再进行联机调试的思路。硬件电路主要内容有缓冲放大电路、右腿驱动电路、前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路、50HZ陷波电路。软件设计分主要包括，单片机主程序设计、A/D转换子程序设计及串口通信子程序设计。62心电信号医学基础心脏是循环系统中重要的器官，由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动，血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。心脏在机械性收缩之前，首先由心肌产生电激动，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。如果在体表放置两个电极，分别用导线连接到心电图机即精密的电流计的两端，那么就会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电信号波形5。21心电信号波形介绍图21为正常心电图波形组成及测量示意图。由图可见，在心电图纸上的每个小方格中，横格每小格代表004S，纵格每小格代表0LMV。基本测量参数包括心率RR间期、P波时限、PRPQ间期、QRS时限、QT间期、平均心电轴等。除特殊要求外，振幅测量单位统一用毫伏MV表示，时间测量单位用毫秒MS或者秒S表示。正常心电波形按顺序出现的是P波、QRS波及T波，其各波形间的间期有PR间期、RR间期、QT间期，分析各个波的幅值及各波形间间期的变化可为诊断各种心脏疾病或全身疾病提供依据。P波最初产生的偏离基线的波被命名为P波，它反映心房除极过程的电位变化，代表了两个心房的去极；QRS波是心室激活产生的最大的波，它反映心室肌除极过程的电位变化，其正常间隔是008S012S。典型的QRS波群是指三个紧密相连的波第一个为向下的Q图21正常心电图波形组成及测量示意图7波这个波不一定总是出现，第二个为向上的R波，第三个为向下的S波。QRS是广义的代表心室肌的除极波，并不是每一个QRS波群都具有Q、R、S三个波，一个单相的负QRS复合波被称为QS波；PR间期从P波开始到QRS复合波开始。它反映心房肌开始除极到心室肌开始除极的时限，正常间期是012S020S。测量是从P波的起点到QRS复合波的起点，PR间期是房室传导时间的一种度量，因此在临床诊断上很有价值；ST段出现在QRS波群以后T波以前的一段平线，是左、右心室全部除极完毕到复极开始以前的一段时间。其在诊断心肌梗塞升高和局部缺血降低方面的作用是非常重要的，在正常情况下，ST段可用作测量其它波形幅值的等电势线；T波代表心室肌复极过程引起的电位变化，正常时T波的电压不超过04MV，临床上可根据其高度来诊断有无心室后壁心肌梗塞6。22心电信号形成原理心脏是由大量心肌细胞组成的一块心肌，整个心脏的退极化与复极化是许多心肌细胞退极化和复极化的结果。心肌细胞除极和复极的电生理现象是心脏运动的基础，由于心脏内部产生的一系列非常协调的电刺激脉冲，分别使心房、心室的肌肉细胞兴奋，令其有节律的舒张和收缩，这些运动导致在体表的不同部位呈现不同的电位差，通常从体表检测到的心电信号就是这种电位差信号。正常情况下，窦房结自律细胞的节律性兴奋活动是心肌电兴奋的源头，任意时刻心肌兴奋传导到达的面任意时刻发生去极的心肌构成的面称为去极面，兴奋的传导就是去极面在心肌中的推进。因此，常把兴奋的传导过程称为去极波的传导过程，任意时刻的去极面就是去极波的波前。心脏是一个不规则的空间体，且心肌纤维传导兴奋的能力差异很大，特别是在心肌中存在一系列由特殊心肌细胞组成的传导系统，所以兴奋传导过程中去极面的大小和空间方位是时刻变换的。为了理解心电活动规律，必须对心脏的传导系统有一个概括的了解。人体心脏的原发性起搏兴奋点窦房结位于上腔静脉和右心房的交界处，如图22所示。在正常情况下，由窦房结的起搏细胞每分钟自发地产生50100次可传导的电兴奋，这种电兴奋以有序方式通过心房内的传导束，首先激活右心房，然后是左心房。兴奋通过房室结时，稍有延迟，然后进入希氏束，左、右束支到达普金野PURKINJE氏网。普金野氏网是个大的细胞传导系统，其分布在两个心室内膜下，电兴奋通过普金野氏网迅速激动心室壁的普通工作性心肌细胞，这样可使电兴奋波传8播到整个心脏，从而完成一次正常的心脏搏动。这种生物电的电位变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面，在身体各部位呈现随心动周期有规律的电位变化7。为了研究方便和简化分析，可将心脏等效为处在容积导积中一个大小和方向都随时间变化的电极偶子，简称心电偶。心电偶在某一个时刻的电矩就是所有心肌细胞在该时刻的电矩的矢量和，称为瞬时综合心电向量，简称心电向量。人体内大小和方向不断改变的心电向量在体表各点均形成随时间变化的电势，这种变化的电势就是心电，其幅值范围是10UV4MV，典型值是LMV。图22非常清楚的描述了心电信号的产生及其在心脏的传导活动。心电信号从宏观上记录心脏细胞的除极和复极过程，从一定程度上反映了心脏各部位的生理状况。心脏的病变会使心电信号在周期和形杏上发生畸变，因而心电图的检查在临床诊断上有重要意义。临床上为了统一和便于比较心电图波形，对心电电极的安放位置及引线与放大器的连接方式有统一规定，采用这些标准的连线方式称为心电图的导联系统。23心电信号干扰和噪声分析心电信号是心脏活动过程中心脏的肌肉和神经电活动的综合，属于直接信号又称为主动信号，信源为心脏。由于人体自身的机理以及信号源的不可触及性，检测心电信号时，必须在体表测量。心电信号与人体其它系统产生的信号一样，具有以下几个主要特点一是随机性较强，即信号无法用确定的函数式来描述；二是噪声背景强，待测的有用信号往往淹没在许多无用信号中；三是信号频率低。心电信号基本上是周期信号，同时又有着非平稳的性质，心电信号随时都处于微小的变动之中，而不是固定不变的，即使从群体中同一对象取得的心电信号，在不同时刻也是不同的。图22心电传导图9231生理干扰1由呼吸引起的基线漂移和心电幅值改变呼吸引起的基线漂移可以看成是将一个呼吸频率的窦性成分正弦曲线加入到心电信号中，这个正弦成分的幅值和频率是变化的，其心电图表现如图23所示。呼吸干扰引起的心电信号幅值变化可以达到15，引起的基线漂移频率约是0015HZ003HZ。2肌电干扰肌肉伸缩会产生微伏级的电势，该信号来自于肌肉的收缩，其幅值大约是心电波形峰峰值的10，维持时间大约是50MS，频带范围可以在0HZ1000HZ。图24是存在肌电干扰的心电波形。232技术干扰1工频50HZ及其各次谐波无处不在的50HZ交流电系统对检测系统会产生50HZ干扰，如照明设备、各种电子仪器设备等都是这一类型的干扰源。该干扰的幅值最大可达到心电幅值峰峰值的50，工频干扰的表现如图25所示。导线的移动也会在心电图上产生一些峰值，还有在干燥气候下，干燥的皮肤、衣服、电极和导线彼此摩擦时会产生静电，这种静电放电也会产生一些干扰。2电极接触噪声电极接触噪声是由于电极和皮肤接触不良或是被测人体和检测系统脱离引起的瞬间干扰，电极接触噪声的表现如图26所示。电极接触噪声可以认为是一个随机发生的快速基线改变，这种改变可能只发生一次，产生一个阶跃干扰，也可能快速发生好几次。该噪声信号维持时间大约1S，幅值可使放大器输出饱和。图23呼吸干扰图24肌电干扰图25工频干扰图26电极接触噪声103电极移位干扰电极移位干扰是由于电极与皮肤间的阻抗随着电极移动发生了改变，引起源阻抗变化，该阻抗将与放大器输入阻抗分压。因为放大器输入电压依赖于源阻抗，而源阻抗是随电极位置改变而变化的，所以在这种情况下信号就会发生变异。电极移位干扰的维持时间大约是L00MS500MS，幅值可达心电峰峰值的50，其心电图表现如图27所示。4设备产生的高频仪器噪声外科手术器械的高频电流会完全改变心电信号。采样频率在250HZ1000HZ之间，它的频率大约在100KHZ到1MHZ之间，它的幅值约是心电峰峰值的200倍，维持时间为1S10S89。24心电信号干扰和噪声抑制心电信号干扰和噪声抑制可以通过模拟硬件滤波和数字滤波加以解决。1基线漂移抑制硬件滤波设计，采用模拟高通滤波器对低频的基线漂移有一定的抑制作用；软件滤波设计，采用滤波法、分段三次函数纠正法、分段抛物线纠正法、IIR线性相位滤波器法和小波变换等方法可以有效抑制基线漂移。本系统采用硬件滤波设计，用005HZ的模拟高通滤波电路来实现。2肌电干扰肌电干扰的抑制措施一般采用四点平滑数字滤波算法实现。3心电信号中工频干扰抑制右腿驱动电路，临床实践证明可以将工频干扰衰减到1以下；带阻陷波器电路，将带阻陷波器的中心频率设置为50HZ；数字平滑滤波算法。另外对工频干扰的抑制还可以采用LEVKOV滤波、NORCLL滤波、多阻带陷波器、零相位滤波和自适应滤波等数字滤波器。在本系统采用右腿驱动电路和50HZ陷波电路。图27电极移位干扰114电极接触噪声和电极移位干扰对于电极接触噪声和电极移位干扰，从其形成原理来看，只要在检测前清洁肌肤，然后使用一次性心电电极就可以消除，不需要增加额外电路和算法来处理这些噪声和干扰，尤其对于便携式家庭心电检测系统，只要给予正确放置电极的指导就可以避免。5电子设备产生的高频仪器噪声家庭式心电检测系统不同于医院使用的心电设备，不会受到诸如高频电刀等高频仪器的干扰。家庭使用时高频干扰源相对较少，最有可能的高频干扰为手机等通讯设备，对于此干扰只需在使用手册中提出要求，使用本设备检测时禁止在周围拨打或接听手机，这一点不难做到。123心电检测系统硬件设计便携式心电检测系统的硬件设计目的是现实心电信号数据采集。其功能主要是将心电电极采集到的弱小心电信号通过逐步调理，在尽可能不失真的情况下将其调理为符合A/D转换输入允许范围的信号，然后通过模数转换，将模拟心电信号转换为数字心电信号，并由单片机将这些转换结果做一些简单处理后，通过串口通信，发送到PC机做进一步处理。硬件部分的任务是完成心电信号的采集。主要由缓冲放大电路、右腿驱动电路、前置放大电路、高通滤波电路、低通滤波电路、主放大电路以及50HZ陷波电路等构成，硬件部分结构如图31所示。缓冲放大电路屏蔽层驱动右腿驱动电路前置放大电路带通滤波电路主放大器50HZ陷波电路ADUC702031电极和导联311电极电极是来摄取人体内各种生物电现象的金属导体，也称作导引电极。它的阻抗，极化特性、稳定性等对测量的精确度影响很大。作心电图时选用的电极是表皮电极。表皮电极的种类很多，有金属平板电极，吸附电极，圆盘电极，悬浮电极，软电极和干电极。按其材料又分为有铜合金镀银电极，镍银合金电极、锌银铜合金电极，不锈钢电极和银氯化银电极等。1金属平板电极金属平板电极是测量心电图时常用的一种肢体电极，它是一块镍银合金或铜质镀银制成的凹形金属板，这种电极虽然比较简单，但其抗腐蚀性能、抗干扰和抗噪声能力较差，在微电流通过时容易产生极化，而且电位不稳定和电位随时间漂移严重，信号失真也较大缺点。日前已较少使用。图31模拟部分硬件结构及功能示意图13肢体电极的固定方法，通常采用的是橡皮扣带、尼龙丝扣带和电极夹子三种。2吸附电极吸附电极是用镀银金属或镍银合制而成，呈圆筒形，其背部有一个通气孔，与橡皮吸球相通，它是测量心电时作为胸部电极的一种常用电极。3圆盘电极圆盘电极多数采用银质材料，其背面有一根导线。有的电极为了减轻基线漂移及移位伪差在其凹面处镀上一层氯化银。值得注意的是，该电极在使用一段时间后必须重新镀上氯化银。4悬浮电极悬浮电极分为永久性和一次性使用的二种。其中永久性悬浮电极又叫帽式电极，其结构是把镀氯化银或烧结的AGAGCL电极安装在凹槽内，它与皮肤表面有一空隙。使用时，应在凹槽内涂满导电膏，用中空的双面胶布把电极贴在皮肤上。由于导电膏的性质柔软，它粘附着皮肤，也粘附着电极，当肌肉运动时，电极导电膏和皮肤接触处不易发生变化，起到接触稳定的作用。5软电极为了克服由于各种硬质电极与皮肤贴附不紧密而当人体有所活动时，电极与体表之问的接触可能会改变原来的状态而引起意外的移位伪差，而生产出了软电极。6干电极干电极是利用固态技术，将放大器与电极组装在一起所示。使用时不必涂上导电膏而波形又不失真，但必须要一个输入阻抗很高10K的前置放大器相匹配。除上述六种电极外，还有体内电极和胎儿电极等等。为了准确、方便地记录心电信号，要求心电电极用传感器用必须具有以下功能响应时间快，易于达到平衡。阻抗低，信号衰减小，制造电极材料的电阻率低。电位小而稳定，重现性好，漂移小，不易对生物电信号产生干扰，没有噪声和非线性。交换电流密度大，极化电压值小。机械性能良好，不易擦伤和磨损，使用寿命长，见光时不易分解老化，光电效应小。电极和电解液对人体无害。14根据以上要求，目前国内外供临床广泛使用的电极为银氯化银电极。它是用银粉和氯化银粉压制而成的，是一种较为理想的体表心电信号检测电极。使用时，电极片和皮肤之间充满导电膏或盐水棉花，形成一薄层电解质来传递心电信号，从而有效地保证了由于电极片与皮肤直接接触良好，也有利用极化电压的减小。心电信号属于强噪声背景下的低频弱小信号，不同于一般工控现场信号。它具有信号弱、干扰强、频率低等特点。目前用于人体心电弱小信号采集的传感器有多种，常用的有一次性心电电极，它是用印刷方法制备的AG/AGCI传感器。这种传感器在设计时采用接扣与敏感区分离的方法，能有效地缓冲由人体运动引起的干扰。市场上还有一种采用新型高分子压电材料聚偏氟乙烯研制的压电传感器，其结构简单、灵敏度高、频带宽、与人体接触安全舒适，能准确测量弱小的人体信号，但因价格较贵使用较少。电极选择原则（1）导电性能导电性能的好坏直接会影响信号的准确性，导电性有电极的阻抗决定，阻抗越低导电性越好。导电胶和电极芯片决定了电极的导电性能。（2）粘性粘性的强弱间接的也影响了信号的准确性，粘性不好的电极在使用中会经常脱落，不仅使得信号中断而且也给医护人员添加了不必要的麻烦。导电胶和背衬决定了电极的粘性。（3）过敏性由于电极一般使用时间比较长，所以透气性显得较为重要，它会引起皮肤过敏，从而给患者和医护人员增添以外的麻烦。背衬决定了电极的过敏性。312导联临床上为了便于比较所获得的心电波形，在检测心电信号时，对电极位置、引线与放大器的连接方式都有严格的统一规定，把这些电极位置及连接方式称为心电图的导联系统。临床上心电信号主要从体表收集，检测时将测量电极安放在体表相隔一定距离的两点，构成一个导联LEAD，测量出电极在体表的电位差就是心电信号，描成曲线就是心电图。爱因托芬于1903年提出了标准双极肢体、导联，1934年威尔逊引入了以中心电端为参考的VLV6单极胸导联，1942年高德伯格尔改良了中心电端，提出了AVR、AVL、AVF单极加压肢体导联。经过长期临床实践，目前确立了标准12导联系统的常规地位。本系统中采用标准导联采集心电信号，即、导联。标准导联是把人体简单地看作一个导电均匀的圆形平面，选用人15体的三个肢体左右上肢和左下肢作为安装电极的位置。安装位置及接线方式如图32所示。图32标准导联电极安装位置示意图32缓冲放大电路设计缓冲放大电路是心电采集输入电路的一个重要部分，实际上它是一个阻抗转换器，在系统中起隔离作用。设置缓冲放大电路是为了提高放大器的输入阻抗，降低输入噪声。在设计时使各个缓冲放大器具有相同的共模抑制比COMMONMODEREJECTIONRATI，CMRR，以使整个缓冲级获得高共模抑制比。本系统中放大器选用高精度运算放大器OPA4277，具有超低失调电压10UV，超低失调偏移01UV，偏置电流最大为LNA。OPA4277，它的抗干扰能力强，噪声低，频带宽。主要参数如下电源电压范围2V18V；工作温度范围4085；最低偏置电压10V；最大开环增益134DB；最大共模抑制140DB；静态工作电流800A；低的偏置电流1NA；单元型号双元、四元。缓冲放大电路设计如图33所示，图中心电电极采集到的信号经L00K的电阻接到放大器OPA4277同相端，放大器作为电压跟随器将信号送下一级处理。33右腿驱动电路设计通常情况下人体通过各种渠道从环境中拾取工频50HZ交流电压，这样就会在心电检测时，在信号中形成交流干扰，这种交流干扰常在几伏以上，为了消除这种图33缓冲放大器16交流干扰，通常采用右腿驱动电路。该电路接线时电极经过电阻与放大器接地端相连，这种接线方式能降低人体的共模电压。右腿驱动电路是心电信号提取中必需的一个环节，把混杂于原始心电信号中的共模噪声提取出来，经过一级倒相放大后，再返回到人体，使它们相互叠加，从而减小人体共模干扰的绝对值，提高信噪比，它能够将50HZ的工频干扰降低到1以下，而且不会将心电信号中的50HZ有用信号除去，与右腿接地的方法比较，右腿驱动技术对抑制交流干扰的效果更好10。右腿驱动电路如图34所示。34屏蔽层驱动设计尽管大部分噪声以共模形式存在于人体，但由于元器件不可能完全对称。电路板又存在一些分布参数，结果使少部分以共模形式存在的干扰噪声以差模信号的方式进入放大器，而放大器对差模信号的放大能力很强，最终导致信号发生畸变。因此，采用了屏蔽层驱动电路，用共模电压本身驱动屏蔽层给予中和。以便将跨接在其上的共模波动减小到零。放大器采用高精度运算放大器OPA4277。屏蔽层驱动电路如图35所示。35前置放大电路设计前置放大电路是整个系统设计的关键，由于人体的心电信号具有幅值小、频率低、易受干扰、不稳定、随机性强等特点，使得对心电放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是放大器的选择十分重要。选择放大器时需要从增益、频率响应、输入阻抗、共模抑制比、噪声、漂移等几个方面加以综合考虑11。1增益由于心电信号非常弱小，幅值范围为10UV4MV，而心电放大器增益的常规设计要求心电在正常输入时，即输入为LMV时，输出电平达到1V左右，所以心电放大器的总放大倍数很高，通常在1000倍左右。在电路设计时为抑制电路的零点漂移，进一步提高共模抑制比，要求放大电路应该分多级实现。在本系统中，信号的增益图34右腿驱动电路图35屏蔽层驱动电路17控制由前置放大电路、主放大电路、陷波电路的放大部分共同完成。电路设计时，前置放大器的增益设计为10倍，主放大器增益设计为1100倍，陷波放大部分增益是手动可调的，用做LMV定标时的微调，正常为454倍。2频率响应由于人体心电信号的频谱范围为005HZ100HZ，所以要求心电放大器在此频率范围内，必须不失真地放大所检测的各种心电信号，为了减少不需要的带外噪声，心电信号用高通和低通滤波器来压缩通频带，同时必须设计抗50HZ工频干扰的陷波电路，这样得到的心电信号才具有可靠的诊断价值。3输入阻抗心电放大器输入阻抗的设计取决于被测人体的阻抗特性、所使用的电极类型以及与人体的接触面。心电放大器通过电极与人体连接，从放大器的输入端向人体方向看去，包括电极、导电膏、皮肤角质层、粒层、汗腺、组织液到心脏外壁形成了信号源阻抗，这个源阻抗可看作由一组串并联的电阻及电容组成。在低频的情况下，这个源阻抗为纯电阻。它包括人体电阻R，皮肤电阻及电极与皮肤的接触电阻R0，即源电阻RXRR0，其中R0R。人体内组织液是一种电解质，所以R与组织液离子浓度有关。R0不仅与皮肤和电极接触松紧有关，还与皮肤的干湿、清洁度及每个人角质层的厚薄有关。由于心电信号源阻抗具有高阻抗的特性，而心电信号又是弱小信号，因此，要求心电放大器的输入具有高阻抗特性。否则与源电阻分压后，心电放大器输入端的信号就更微弱了，而且会出现信号源过负荷使心电信号产生畸变。4共模抑制比电极与皮肤接触引起的极化电动势可作为直流共模干扰输入到心电放大器，其值可能达到数百毫伏，比心电信号大得多。而且心电信号的探测要受到周围很多电气设备启停的干扰，以及市电的共模干扰，还有其它共模干扰也能把弱小的心电信号淹没。共模抑制比是衡量心电放大器对共模干扰抑制能力的一个重要指标，也是克服温度漂移影响的重要因素。为了防止心电信号的输出被淹没在50HZ电源干扰、电极极化千扰或其它共模干扰电压之下，要求选用共模抑制比较高的放大器，一般共模抑制比应在80DB以上。5噪声和漂移在心电放大器中，由于增益较高，所以噪声和漂移是两个比较重要的参数。心电放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这些都18属于白噪声，其幅值呈正态分布。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。所以，在设计心电放大电路时应尽量选用低噪声元件，以降低噪声并进一步提高输入阻抗。另外，温度变化会造成零点漂移，心电放大器基线漂移本质上是由于心电放大器的输入端引入了直流电压增益的缘故。电极和皮肤间接触电阻、电极本身电阻的变化和电极电位的改变都会增大基线漂移。漂移现象限制了放大器的输入范围，使得弱小的缓变信号无法被放大。而心电信号中包括很低的频率成分，为了能正常的测量，就必须采取措施来限制放大器的漂移。因此，放大器应选用低漂移、高输入阻抗并具有高共模抑制比的集成运放电路。基于上述原因，心电信号放大器的前置级，大多都采用差动放大电路结构，使用最普遍的是同相并联差动放大电路，即通常所说的三运放仪表放大器。这种三运放仪表放大器可采用通用的集成运放来构成，但随着电子技术的进步，不断有新的高性能器件推出，所以更好的解决方案是采用新器件。为此本系统设计中选用了AD公司的仪表放大器AD620作为心电信号前置放大器的核心器件。AD620将典型的三运放仪表放大器集成在一个芯片中，通过器件参数的严格匹配使之达到较高的指标。AD620是美国模拟公司设计的一款低功耗低价格仪表放大器，它是一种高精度仪表放大器，仅需要一只外接电阻便可在1100倍范围内任意设置增益。AD620精度很高，线性误差最大值为40PPM，失调电压很低，最大值为50UV，失调漂移最大值为06UV/。AD620具有低噪声，低输入偏置电流和低功耗等特点，所以它非常适合应用于医疗仪器。AD620是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1/10供电电流最大电源电流仅为13MA的特点。图36是AD620引脚图，从图可以看出各管脚的接线方式12。AD620的增益设定是通过设置电阻RG的阻值来实现，更准确的说法是增益由1脚和8脚之间的阻抗来确定。为了使AD620提供精确增益，一般使用011误差的电阻。在己知增益情况下，计算RG的阻值，可用式31计算31149GKRGAD620典型接线如图37所示。为了使增益误差和增益漂移最小，一般选用低图36AD620引脚图19温度系数的RG，以避免大的寄生电阻串入RG，同时为了达到最佳性能，温度系数应低于LPPM/，本系统中根据心电信号的特性及A/D转换的输入范围，设定增益G10，由式31可知需选用RG5489K，取近似值56K的精密电阻。图37AD620典型接线图36低通和高通滤波电路设计在设计模拟滤波器时，首先要根据要求确定模拟滤波器的性能指标。模拟滤波器的性能指标是指滤波器所要满足的性能要求，即频响特性，通常以模拟滤波器的幅频特性给出。理想的滤波器是不存在的，模拟滤波器只能逼近理想模拟滤波器的频响特性。心电信号直接取自人体，在心电采集的过程中不可避免地会混入一些干扰信号。而人体心电信号是一种低频率的弱小信号，为了减少噪声对心电信号的影响，需要对采集到的心电信号做降噪处理。常规心电信号的频带范围是让005HZ100HZ，在此频带范围内包含了心电信号的主要能量成分。正常心电信号为MV级信号，对于干扰环境而言属于微弱小信号。因此，系统设计了通带频率为005HZ100HZ的带通滤波电路，将心电信号的有用成分从采集到的信号中分离出来。模拟滤波器设计是根据其性能指标来确定系统函数HS的，实际滤波器的HS只能是理想特性的逼近。因此，其幅值平方函数也将是对理想幅值平方函数的近似逼近。解决滤波器HS设计的关键是要找到这种逼近函数。经过长期的研究与实践，己经选定了若干种典型的函数，可以很好地适应不同频响特性的要求。通常根据所用的近似逼近函数的不同，将模拟滤波器可以分为巴特沃思型、切比雪夫型和考尔型又称椭圆形滤波器。在系统设计中，根据心电信号滤波的特点和要求，采用巴20特沃思型滤波器来设计13。由于心电信号属于低频信号，为了去掉高频的干扰，还须通过低通滤波。低通滤波器LPF采用归一化设计的BUTIERWORTH四阶低通滤波，截止频率名为100HZ，在频率转折处有足够的陡度，避免高频信号的干扰。考虑到元件的误差，设定截至频率。HZF10放大器的温漂、皮肤电阻的变化、呼吸和人体运动，都会造成心电信号出现所谓的“基线漂移”现象，也即输出端的心电信号会在某条水平线上缓慢地上下移动。从频谱上说，这些影响都可以归结为一个低频噪声干扰。这也就是使用高通滤波器HPF的原因。这些噪声主要集中于0032HZ。但是。心电信号中的ST段和Q波频率分量集中于0052HZ，与上述低频噪声分量很接近。因此，不可简单地把高通截止频率定为2HZ。否则将使心电信号的波形出现较大失真。根据美国心脏协会AHA的建议，去除心电信号中的直流成分的带通滤波器BPF截止频率不得超过005HZ。所以，把高通滤波器HPF的截至频率定在0035LFHZ，留有一定余量是为防止元器件因精度不够而造成较大误差。放大器采用低功耗低噪声的运算放大器TLC2254。每通道供电电流为35UA，噪声为19UV/HZ在1KHZ时，它最大的优点是具有“轨到轨RAILTORAIL”的特性，非常适合便携式设备。TLC2254的特点输出摆幅包括两个电源电压（可达满电源电压幅度）低噪声时，典型值KHZF1HZV/19低输入偏置电流典型值1PA单电源和分离电源都能达到全部规定的技术指标低功耗共模输入电压范围包含负电源电压低输入失调电压T25时最大为850UVTLC2254在自然通风工作温度范围内的极限参数电源电压8VDV电源电压8V差分输入电压16VI输入电压范围03V至DVD输入电流5MAI输出电流50MAO21总电流50MADV总电流50MA低通滤波电路如图38所示。由于，根据，选择HZF10RCF21，又，MR287PFC75098KR05691109VFA得。561VFA高通滤波电路如图39所示。由于，所以选择，ZFL3132，又，得。KR016575018R5107187VFAR68VF37主放大电路设计心电信号的幅值范围为10UV4MV，而A/D转换器的输入范围为土5V，所以整个模拟信号处理电路应有近千倍的增益。其中前置放大电路对心电信号己经放大了10倍，主放电路图通过调整电位器的阻值冗P1来设置整个心电放大电路的总增益。主放大器采用低功耗低噪声的运算放大器TLC2254，如主放大电路如图310所示，放大倍数如式32所示OA3212RPAO图38低通滤波电路图39高通滤波电路图310主放大电路223850HZ陷波电路设计由于近年来电源的谐波污染越来越严重，所以工频干扰信号中除了50HZ基波频率分量外，还有较多50HZ的谐波频率分量。生物电信号尤其是心电信号，因其频率主要集中在低频段005HZ10HZ范围内，信号幅值在10UV4MV之间，且信号的源阻抗较高，所以容易受外界信号干扰，特别是市电50HZ工频干扰。虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用，但部分工频干扰是以差模信号方式进入电路的，且频率处于心电信号的频带之内，加上电极和输入回路不稳定等因素，经过前面的前置放大，低、高通滤波和主放后，输出仍然存在较强的工频干扰，所以必须专门滤除。我们采用“双T带阻滤波”电路来滤除工频干扰饵。在设计中采用等容值的双电容并联来代替普通的单电容，使其在容值上更加匹配。50HZ工频陷波电路如图311所示，放大器采用低功耗低噪声的运算放大器TLC2254。但这类陷波器要求电路对称性要好，同时对选用电子元器件的精度要求也比较严格，否则直接影响陷波频率，因而给电路的实现带来了困难。在本系统设计中，采用改进的双T阻容有源陷波器，该滤波器的品质因数Q越高，带宽越窄，则滤波器的抑制选择性就越好。39ADUC7020ADUC7020是ADI公司的新一代基于ARM7TDMI32BITRISC内核的精密模拟微控制器，片上集成了5通道12位的ADC（1MSPS）、4通道12位缓冲的DAC、电压比较器、62KBYTESFLASHROM和8KBYTESSRAM，最高处理能力达40MIPS。其模拟外设包括多达10通道的采样率为1MSPS、分辨率为12BIT的精密模数转换器ADC、一个温漂优于10PPM/的精密带隙基准电压源。其他外设包括片内可编程逻辑阵列PLA，图31150HZ陷波电路23同步、异步串行接口等。其片上的PLL电路允许使用频率较低的外部晶振，以减少系统的EMI。串行接口包括UART、SPI和2个I2C，用于下载/调试的JTAG端口，4个定时器，14个通用I/O引脚。CPU时钟高达45MHZ，片内晶体振荡器和片内PLL。ADUC7020工作在27V36V，在最高工作频率4178MHZ时仅消耗40MA电流。此外，ADUC702040脚6MM6MMLFCSP封装可以显著减小电路板尺寸，使其比大多数单片机更适合于对体积和功耗要求较为苛刻的系统14。244心电检测系统软件设计ECG模块的软件部分主要是嵌入式软件（ARM7）板上ARM7处理器为ADUC7020。完成下面的功能1控制ECG模块2数据采集3数字信号处理ECG模块和PC机之间用串口来通讯。ADUC7020的代码用C语言完成。41ECG算法背景介绍通常的QRS波检测有两种方式，一是句法的方法，另一种是非句法的方法。句法的方法，是将ECG中不同的波形轮廓和线段（即模式）用一系列符号代表，然后检测这些符号所构成的序列。当某一序列符合QRS波所具有的符号序列时，则判定该序列所对应的ECG段为一个QRS波。但句法的分析方法取得的结果并没有非句法的优越，再者，句法方法的处理速度小于非句法，分析规则的直观性不强，且在进一步的心率失常分析处理中不便沿用医生传统的分析方法与步骤，因而其应用不够广泛。非句法的方法有传统方法；神经网络的方法；小波的方法以及软硬件结合的方法等等。神经网络的方法和小波的方法，尤其是小波的方法是目前研究的热点，它主要应用小波变换的多尺度特性，对波型的识别取得了较好的效果，但多处于离线分析处理阶段，尽管目前微处理器和各种DSP芯片发展迅速，但实现起来仍显得复杂。而传统的方法，由于其实现简单，效果基本可以满足要求，所以其生命力仍然相当强盛，许多研究者仍然在研究既可靠又简单的方法，传统方法依然是当前应用最为广泛的算法。该项目采用的就是传统的算法。411句法方法的算法第一种借鉴了由PAN和TOMPKINS于1985年创立的一种算法。它通过分析斜率、幅度和宽度识别QRS复波。图21所示的是用于ECG信号分析中的各种滤波器级联构成的带通滤波器。随后，对信号进行微分、均方和时域平均。这种带通滤波器实际25上是由级联的低通滤波器和高通滤波器构成的。信号滤波后，经过微分可得到QRS复波的斜率信息。经过带通和微分后，P波和T波有进一步的衰减，相应地QRS复波的峰峰值反而进一步增强了。信号逐点平方操作，使所有处理过的信号数据点为正值，并且非线性地放大了微分处理器的输出。在该操作中要注意，该阶段的输出应严格限制在某一最大电平内，它对应着用来代表信号数据类型的位数。最后，对采样信号经移动窗口积分。窗口宽度应当尽可能同QRS复波宽度相近。如果窗口尺寸太大，积分波形将把QRS复波和T波融合在一起。如果窗口尺寸太小，一个QRS复波就可能在输出中产生几个峰值。阈值是根据前一个QRS复波确定的，这样，算法能适应某个特定人体的ECG信号的变化。412非句法方法的算法第一种算法实现占用的时间较长，检测有某些疾病的心电信号时，不能够很好的检测到QRS复波。于是，考虑第二种方法。由于在硬件电路中，对信号的滤波处理已经满足基本要求，第二种算法中，数字滤波部分作为可选项。该算法流程如图41所示。26一次采样计算心率找一个极大值极大值标志找一个极小值有极小值记录极小值及位置两个极值间距第二次极大值记录第一次极大值Y认为一次R波，更新阈值记录该次极大值位置NY图41程序流程图27程序的执行首先要定位R波，然后再根据R波的位置计算心率。定位R波的步骤如下（1）读取新采样点NI1，并计数SEQU1。（2）判断NI是否满足NINI1和NINI1。1）若NI满足2且NI大于峰阈值，可能为R波，记录NI值MAX和位置RTIME，极大值标志位MAXFLAG置1。返回1）。2）如果不满足2或NI不小于峰阈值，执行3。（3）判断极大值标志是否为1。1）满足，判断NIMAXNEW；A、若MAXOLDMAXNEW，则记录MAXOLD对应的位置RWAVEOLD，执行3）II；B、若MAXOLDMAXNEW，则执行3）II；II、不满足，则认为MAXNEW是一个R波，根据MAX和MIN重新设定两个阈值。II、记录该采用点的位置RWAVERRWAVENEW，极大值标志清零；III、若不小于，则返回（1）。确定R波位置后，就根据R波的位置来确定心率。（1）记录第一个R波RWAVE0；（2）记录第二个R波RWAVE1；（3）计算心律公式41016RWAVEVETSAMPLINGRHERT在开始检测的2秒内，要确定最初的一个阈值。因为人的心率最慢一分钟30下，即在2秒内至少有一次心电图信号，这是第一次设置阈值的依据。找到一个最大值28和一个最小值，并根据这两个值算出分别算出两个阈值。如图42所示。阈值的计算公式分别是MAXTHRESHOLDMINMAXMIN/4和MINTHRESHOLDMINMAXMIN3/8。3/8是1/3的近似值，这样在C语言中，就可以直接用右移指令完成，以确保其实时性。找到阈值后，将计算