基于LabVIEW和psoc的心电图测量(共47页)

1、西安交通大学本科毕业设计（论文）摘 要PAGE VIPAGE IV论文(lnwn)题目：基于(jy)PSOC4的生物(shngw)电压测试系统 学生姓名： 摘 要生物电是由生物的器官、组织和细胞在生命过程中发生的电位和极性变化引起的。一定的生理过程对应着一定的电反应。因此，可以从生物电的变化推知生理过程是否处于正常的状态。生物电所传递出的信息对于现代医学诊断生物疾病具有重要意义。而心电则是所有生物电中最重要的，它与心脏病、高血压、过度肥胖等多种高危疾病相联系，在临床医学中有重要的应用。因此本文选择研究开发一种测量心电的新方法。首先，论文详细介绍了关于心电的基础知识，在此基础上重点研究了测量心电

2、的模拟滤波放大电路的设计，该电路有效的放大了心电信号，滤出了主要的噪声干扰，为心电采集模块提供了能够采集到的有效低噪信号。其次，详细论述了以PSoC4为核心的下位机设计，主要运用了其模数转换（A/D）模块，完成对前端模拟电路滤波和放大后的心电信号的A/D转换，将模拟心电信号转换为数字心电信号；运用其UART串口模块将数字心电信号传输到上位机。最后介绍了以 LABVIEW 为工具的上位机虚拟仪器开发，该上位机完成了对系统的控制、数据的接收和处理工作，并最终显示处理后的心电图。本系统采用上位机和下位机联合工作的模式，对心电图机的硬件和软件设计进行了较为详细的说明。 关 键 词：心电信号；模数转换（

3、A/D）；串口传输；PSoC4；LabVIEW西安交通大学本科毕业设计（论文）ABSTRACTPAGE 36Title: Design of bioelectricity measuring system based on PSoC4Name: Yang WeiweiSupervisor: Professor Cai YuanliABSTRACTBioelectricity is caused by the changes of potential and polarization of organs, tissues and cells in the biological activitie

4、s. And a certain physiological processes corresponding to a certain electric response. So we can infer whether the Physiological process of a life is right or not fromthe changes of bioelectricity. The information of bioelectricity is of great significance to the diagnosis of the disease in modern m

5、edical. More importantly, The ECG (Electrocardiogram) signal is the most important biological electricity, and it have much to do with heart disease, hypertension, obesity and other high risk disease. So ECG is widely used in clinical medicine. Therefore, this paper will research and develop a metho

6、d to measure the ECG signal. Firstly, the paper introduces the essential knowledge of ECG; then it papers the design of circuits of the analog filters and ECG amplifiers at length. The circuits can effectively enlarge the ECG signal and filter the noise of ECG signal, so that we can get low-noise EC

7、G signal for the acquisition module. Secondly, the thesis states the design of lower position machine by using PSoC4 as the core, and two modules are used. The A/D (Analog-to-digital) conversion module is used to transform the analog ENG signal to digital signal. The UART interface is used to transf

8、er the digital signal to up machine. At last, we use the LabVIEW to design the up machine, which controls the system, receives and processes digital signal, and displays the ECG in the windows finally.The system is made up of down machine and up machine, and the thesis gives a detailed description o

9、f the hardware and software design of ECG instrument. KEY WORDS: ECG (electrocardiogram); A/D (Analog-to-digital); UART; PSoC4; LabVIEW目 录 STYLEREF 标题 1 * MERGEFORMAT 目 录 TOC o 1-3 h z u HYPERLINK l _Toc389820278 1 绪论(xln) PAGEREF _Toc389820278 h 1 HYPERLINK l _Toc389820280 1.1 课题的研究意义(yy)与目的 PAGERE

10、F _Toc389820280 h 1 HYPERLINK l _Toc389820281 1.1.1 课题研究(ynji)的意义 PAGEREF _Toc389820281 h 1 HYPERLINK l _Toc389820282 1.1.2 课题研究的目的 PAGEREF _Toc389820282 h 2 HYPERLINK l _Toc389820283 1.2 心电测量系统的发展历史与研究现状 PAGEREF _Toc389820283 h 2 HYPERLINK l _Toc389820284 1.2.1 心电测量的发展历史 PAGEREF _Toc389820284 h 2 H

11、YPERLINK l _Toc389820285 1.2.2 心电测量的研究现状 PAGEREF _Toc389820285 h 3 HYPERLINK l _Toc389820286 1.3 课题的主要研究内容 PAGEREF _Toc389820286 h 4 HYPERLINK l _Toc389820287 2 心电研究的知识基础 PAGEREF _Toc389820287 h 6 HYPERLINK l _Toc389820288 2.1 心电的产生机理 PAGEREF _Toc389820288 h 6 HYPERLINK l _Toc389820289 2.2 常规心电图的各波段

12、形成和命名 PAGEREF _Toc389820289 h 7 HYPERLINK l _Toc389820290 2.3 常心电测量导联体系分析 PAGEREF _Toc389820290 h 8 HYPERLINK l _Toc389820291 2.3.1 肢体导联 PAGEREF _Toc389820291 h 8 HYPERLINK l _Toc389820292 2.3.2 胸导联 PAGEREF _Toc389820292 h 10 HYPERLINK l _Toc389820293 2.4 心电信号的噪声来源 PAGEREF _Toc389820293 h 10 HYPERLI

13、NK l _Toc389820294 3 前端模拟电路的设计 PAGEREF _Toc389820294 h 12 HYPERLINK l _Toc389820295 3.1 心电测量系统的主要性能指标 PAGEREF _Toc389820295 h 12 HYPERLINK l _Toc389820296 3.2 模拟滤波放大电路的设计要求 PAGEREF _Toc389820296 h 13 HYPERLINK l _Toc389820297 3.3 前端模拟电路的总体设计方案 PAGEREF _Toc389820297 h 13 HYPERLINK l _Toc389820298 3.4

14、 前置放大电路的设计 PAGEREF _Toc389820298 h 14 HYPERLINK l _Toc389820299 3.4.1 前置放大器的选择 PAGEREF _Toc389820299 h 14 HYPERLINK l _Toc389820300 3.4.2 前置放大电路的设计 PAGEREF _Toc389820300 h 15 HYPERLINK l _Toc389820301 3.5 滤波电路的设计 PAGEREF _Toc389820301 h 16 HYPERLINK l _Toc389820302 3.5.1 高通滤波器的设计 PAGEREF _Toc3898203

15、02 h 16 HYPERLINK l _Toc389820303 3.5.2 50Hz陷波器的设计 PAGEREF _Toc389820303 h 17 HYPERLINK l _Toc389820304 3.5.3 低通滤波器的设计 PAGEREF _Toc389820304 h 18 HYPERLINK l _Toc389820305 3.6 主放大电路及升压电路的设计 PAGEREF _Toc389820305 h 19 HYPERLINK l _Toc389820306 3.6.1 主放大电路设计 PAGEREF _Toc389820306 h 19 HYPERLINK l _Toc

16、389820307 3.6.2 升压电路设计 PAGEREF _Toc389820307 h 19 HYPERLINK l _Toc389820308 3.7 电源电路的设计 PAGEREF _Toc389820308 h 20 HYPERLINK l _Toc389820309 3.8 本章小结 PAGEREF _Toc389820309 h 20 HYPERLINK l _Toc389820310 4 心电信号的数字(shz)处理及传输 PAGEREF _Toc389820310 h 21 HYPERLINK l _Toc389820311 4.1 PSoC概述(i sh) PAGEREF

17、 _Toc389820311 h 21 HYPERLINK l _Toc389820312 4.1.1 PSoC的基本(jbn)特点 PAGEREF _Toc389820312 h 21 HYPERLINK l _Toc389820313 4.1.2 PSoC总体结构 PAGEREF _Toc389820313 h 21 HYPERLINK l _Toc389820314 4.1.3 PSoC 处理器及存储器介绍 PAGEREF _Toc389820314 h 22 HYPERLINK l _Toc389820315 4.1.4 PSoC 可编程系统的数字系统和模拟系统 PAGEREF _To

18、c389820315 h 23 HYPERLINK l _Toc389820316 4.1.5 PSoC 的系统资源 PAGEREF _Toc389820316 h 24 HYPERLINK l _Toc389820317 4.1.6 PSoC的一般开发流程 PAGEREF _Toc389820317 h 24 HYPERLINK l _Toc389820318 4.2 A/D(模数转换) PAGEREF _Toc389820318 h 25 HYPERLINK l _Toc389820319 4.2.1 SAR ADC简介 PAGEREF _Toc389820319 h 25 HYPERLI

19、NK l _Toc389820320 4.2.2 SAR ADC模块的参数选择 PAGEREF _Toc389820320 h 25 HYPERLINK l _Toc389820321 4.2.3 SAR ADC模块的API函数 PAGEREF _Toc389820321 h 26 HYPERLINK l _Toc389820322 4.3 PSoC与PC串口通信 PAGEREF _Toc389820322 h 27 HYPERLINK l _Toc389820323 4.3.1 UART模块简介 PAGEREF _Toc389820323 h 27 HYPERLINK l _Toc38982

20、0324 4.3.2 UART模块的参数选择 PAGEREF _Toc389820324 h 28 HYPERLINK l _Toc389820325 4.3.3 UART模块的API函数 PAGEREF _Toc389820325 h 28 HYPERLINK l _Toc389820326 4.4 PSoC程序设计 PAGEREF _Toc389820326 h 29 HYPERLINK l _Toc389820327 4.5 本章小结 PAGEREF _Toc389820327 h 29 HYPERLINK l _Toc389820328 5 上位机软件设计 PAGEREF _Toc38

21、9820328 h 30 HYPERLINK l _Toc389820329 5.1 虚拟仪器概述 PAGEREF _Toc389820329 h 30 HYPERLINK l _Toc389820330 5.1.1 虚拟仪器的概念 PAGEREF _Toc389820330 h 30 HYPERLINK l _Toc389820331 5.1.2 虚拟仪器的特点和优点 PAGEREF _Toc389820331 h 31 HYPERLINK l _Toc389820332 5.2 LabVIEW概述 PAGEREF _Toc389820332 h 31 HYPERLINK l _Toc389

22、820333 5.2.1 LabVIEW简介 PAGEREF _Toc389820333 h 31 HYPERLINK l _Toc389820334 5.2.2 LabVIEW的优点 PAGEREF _Toc389820334 h 32 HYPERLINK l _Toc389820335 5.3 LabVIEW程序设计 PAGEREF _Toc389820335 h 32 HYPERLINK l _Toc389820336 5.4 实验结果 PAGEREF _Toc389820336 h 35 HYPERLINK l _Toc389820337 5.5 本章小结 PAGEREF _Toc38

23、9820337 h 36 HYPERLINK l _Toc389820338 6 结论与展望 PAGEREF _Toc389820338 h 37 HYPERLINK l _Toc389820339 6.1 工作结论 PAGEREF _Toc389820339 h 37 HYPERLINK l _Toc389820340 6.2 工作展望 PAGEREF _Toc389820340 h 37 HYPERLINK l _Toc389820341 参考文献 PAGEREF _Toc389820341 h 38 HYPERLINK l _Toc179470332 致 谢39 STYLEREF 标题

24、1 n * MERGEFORMAT 5 STYLEREF 标题 1 上位(shn wi)机软件设计PAGE 41绪论(xln)心脏是人体血液流动循环的动力源，心脏的跳动是生命存活的重要(zhngyo)标识，心脏的运动规律是能反映人体生命活动是否正常的重要生物体征之一。周期性的电活动和机械活动共同组成了心脏的规律运动，通常，在每个心周期活动中，电活动先于机械活动。心电信号是一种(y zhn)典型的生物电信号，它客观的反映了心脏电活动的诸多特征，心电信号中包含了相位、振幅、，频率、时间差等信息，是一种易于测量的生物电信号，带有较强的规律性。因为心电信号可以从不同的层次和角度反映心脏的运动状态，从而

25、可以从心脏的状态反映生物的生命健康状态，所以心电信号对于在临床上诊断和治疗疾病有着极其重要的理论意义与实践价值。如何获取清晰的心电信号并对其进行分析一直是医学工程领域一个极其重要的研究分支，这一研究技术要求较高，是一个复杂且困难的工程，涉及到基础的生物研究，微弱信号的抗噪抗干扰技术，以及复杂的甚至智能的数字信号处理等多领域，要取得显著进步，不但依赖于生命科学的发展和临床中的实践总结，也依赖于相关学科领域的发展。自从1903年临床医学引入心电图作为辅助诊断和治疗疾病的重要信息来源以后，其作用显著，促使生物医学和工程学对于心电信号的记录、处理、诊断识别等技术都得到了飞速的进步与发展，留下了许多丰富

26、的经验和权威的资料。随着生物医学与生物工程学的进一步发展，人们希望得到更加准确的心电信号，并从中获得更多的生物信息，当前，有关心电的检测、心电信号的处理等方向依然是生物医学工程界研究的重点方向。课题的研究意义与目的课题研究的意义目前，据权威机构统计，我国每年大约有300万人死于心血管疾病，大约占总亡人数的百分之三十。在人口众多的我国，医学技术相对落后，医疗器械和药物匮乏，医疗基础设施建设还相当不完善，导致许多心血管疾病患者不能及时发现及时治疗，导致心脏病成为危害我国国民生命的四大疾病之一。由于心脏病的已成为危害人类健康的主要疾病，现代医学和相关科学越来越重视和心脏病相关的诊断和治疗的研究。为了

27、预防和提早发现心脏病，及时了解心脏的健康状况具有重要意义。现在，我国大多数医院检查心电的主要仪器是心电图机。医生可以根据心电图机得到的心电图（常规心电图或向量心电图），通关观察病人心电波形的变化规律和各个波群之间的相关关系来诊断病人病情，从而获得快速的准确的心电波形，可以帮助医生正确的诊断疾病，及时了解病情，制定正确的治疗方案，所以心电测量系统的研究具有重要的意义。课题(kt)研究的目的 目前(mqin)，国内生产的心电图机与国外生产的心电图机相比(xin b)，性能上存在较大的差距，虽然国产的机器在费用方面比较占优势，但是受性能的局限，我国国内各大医院使用的心电图机都是发达国家进口的，虽然进

28、口机器性能上较好，但是价格颇高，导致高性能的机器并不能被小医院或者诊所采用，而这些场所同样有人数众多的患者就医，这导致医生并不能在心血管疾病的初期发现疾病，从而帮助患者赢取宝贵的就医时间，这一现象在医疗资源并不丰富的农村地区更为严重。基于以上情况，开发出一种成本低廉，性能优越的心电图机意义显得尤为重要，本课题正是基于这点从事研究一种基于虚拟仪器的心电图机。该机器具有三个模块：模拟数据滤波放大模块、数据转换和传输模块、数据处理和显示模块。该心电图机将大大降低成本，使得心电信号测量技术能够普及，推进国产相关产业发展，帮助国民维护身体健康。随着智能手机的普及，将开发出的虚拟仪器转接到手机上，使有需要

29、的病人能够不受时间和地点的检测自己的心电图，这一点是完全可以实现的。考虑到智能手机的通信功能，病人还可以将自己的心电图传输给专业的医护人员进行诊断。与传统心电图机相比，虚拟心电图机具有很多优点，如表1-1所示。表1-1 传统心电图机与虚拟心电图机对比传统心电图机虚拟心电图机开发与维护费用费用高费用低技术更新周期长短关键组成硬件软件价格昂贵低廉仪器功能功能集成固定功能开放，可升级互联能力能互联设备有限与网络和其他设备互联便捷心电测量系统的发展历史与研究现状心电测量的发展历史 18世纪后期，意大利外科学教授伽伐尼在青蛙的解剖实验中，发现用电刺激青蛙的神经会使青蛙的腿收缩。这一发现证明神经冲动是由电

30、传导的，这一基本理论成为了电生理学的基础。 19世纪80年代,Willler开创了人类记录心电图的里程碑，他运用毛细血管静电计成功的把人体心电图波群进行了扫描记录。 20世纪30年代，美国大学教授威尔逊研究Eintnoven方程发现肢体导联对的三个电机的瞬时电压和是O。在此理论基础上创立了零电位中心电端理论，形成了单极导联记录技术。此后，逐渐形成了目前国际公认的12导联心电图体系（静态心电图）。静态心电图理论技术成为了其他心电检测记录技术的基础。 1957年，动态(dngti)心电图被美国物理学家Holter成功(chnggng)研发，应用该技术(jsh)可以病人的心电得到长时间的记录，弥补了

31、常规心电图受制于时间和环境的不足。该技术很快被应用到临床，并在多个国家得到了普及。20实际后期，由于通信技术和电子技术的发展，心电图测量仪器的体积缩小了很多，性能上也得到很大提高，记录出的心电图可以通过电话线进行传输。心电测量的研究现状由于电子技术和信息技术的不断成熟发展，医疗系统的发展也受到了这些技术的带动，电子和通信技术在医疗体系中的应用也越来越深入。目前，在欧洲和美国等发达地区，心电监测系统正朝着家用化，微型化和远程监护的方向发展。从上世纪80年代开始，国外先后出现了利用电话线和数字式电话传输心电信号的研究。这一系列研究首先被运用到孕妇，老人，重症患者这些群体，以实现方便快捷的测量出对象

32、的生理体征，从个人在紧急时刻提供及时的救治和帮助。进入21世纪以后，人们对于生活品质的要求不断提高，对于身体健康要求的诉求也不断增加，为了满足市场需要，美国和欧盟都开始投入巨资进行远程医疗监护系统的研究。国内外的电子公司也纷纷进入该市场，开发出了一系列多类型的心电监护产品，在亚洲地区，日本在这方面也做了很大的研究，日本公司SONY和东芝研发的产品先后在医疗市场占领一席之地，但是产品售价均不菲。总的来说，心电监护在国外正朝着以下方向发展：向微型化方向发展；像植入式多通道发展；从有线传输到无线传输的方向发展；向实时化全天候的方向发展；在国内，心电监测系统方面的研究较为落后与欧美和日本等国家，相关的

33、研究发展的时间不长，研究的起点也比较高。但是随着中国在科学技术和经济基础上的不断发展，人民对于健康的诉求越来越高，心电监测等监护产品的市场需求越来越大，性能要求上也有了较大的提升。产品的应用逐渐普及，开始从专业医疗单位走向普通家庭，从仪器大型化到小巧化，使用复杂化到简易化，通讯多端化的方向发展。清华大学在1994年研制的家庭心电和血压监护网络系统就是一个成功案例，该系统可以实现报警，长时间记录心电和发送信号的功能。2005年06月，全国首家心电远程监护中心在山东得到成功研发，只要在患者身上安装远程的微型的发射机，该中心可以对患者进行24实时的监护，当监护中心接收到的心电发生异常时，该中心就可以

34、将心脏的健康信息反馈给患者，这样患者就可以根据信息尽早发现疾病并尽早就医，这对于常发性心血管疾病患者尤为重要。目前。国内有很多机构和公司也在进行便携式心电监护仪的研发，实现了技术到产品的转化，产品正逐步走向市场。但是不得不注意，具有完全自主研发能力的机构在其中是很少的。总体上说，我国心电监护方面的研究还比较落后，生产的产品(chnpn)在性能上还有较大(jio d)的提升空间。但是国内市场需求巨大，较多的购入产品来自进口。国内有很多生产(shngchn)相关产品的厂家，但是具有完全自主研发能力的厂商较少，不具有核心的生产技术。但是随着社会主义经济的建设发展和科学技术实力的发展，我国在心电监护及

35、其深入的研究方向领域有着强大的潜力和实力。综上所诉，国内外在心电监护方面的研究都有投入较大的人力和物力，随着人们对身体的健康越来越重视，相关领域的研究和发展情景广阔。课题的主要研究内容心电信号采集和处理系统主要分三个部分：前端模拟电路部分PSoC4部分LabVIEW 部分 系统框图如图1-1所示：装有LABVIEW的PCPSOC模块前端模拟电路电源图1-1 系统框图前端模拟电路部分这部分的主要功能是对心电传感器检测到的微小心电信号进行放大和滤波。这是因为体表检测到的电信号极其微弱，具有电压低，电流小，容易受噪声干扰的特点。信号的以上特点决定了放大器要有放大倍数很大，但是噪声系数很小，以及输入阻

36、抗要高的特点。并且由于体表心电电流太小，所以测量线路应尽量采用屏蔽干扰的措施，减少测量环境里面的电子干扰。2） PSOC4部分 PSOC4是赛普拉公司开发的片上可编程系统的系列之一，它有许多可编程的模拟模块和数字模块。 模拟模块(m kui)：ADC（模数转换），DAC（数模转换，滤波器，比较器， CapSense 等 数字模块(m kui)：时钟，PWM，API,UART,计数器等 PSOC具有开发灵活，方便易用的特点，设计平台灵活，从而(cng r)可以达到减少开发周期，提高设计效率和降低开发成本的优点。 在本文中，我们将运用PSOC来对前端模拟电路传递的心电模拟信号进行AD转化，将模拟心

37、电信号转换为数字心电信号；再通过其UART串口模块将数字心电信号传输到上位机进行数字处理。3） LABVIEW部分 LabVIEW是由美国国家仪器（NI）公司研制开发的一种程序开发环境，类似于C和BASIC开发环境，但是LabVIEW与其他计算机语言的显著区别是：其他计算机语言都是采用基于文本的语言产生代码，而LabVIEW使用的是图形化编辑语言G编写程序，产生的程序是框图的形式， LabVIEW软件是NI设计平台的核心，也是开发测量或控制系统的理想选择1。 LabVIEW开发环境集成了工程师和科学家快速构建各种应用所需的所有工具，旨在帮助工程师和科学家解决问题、提高生产力和不断创新。 在课题

38、中，我们用labview的VISA串口设置读取经PSOC 处理过的经UART串口传输上的数字心电信号，经过数字滤波，然后将数据转换为波形显示在窗口。从而我们就获取了清晰的心电信号的波形图，相关的医护人员就可以根据心电波形分析诊断病人病情。心电研究的知识(zh shi)基础在心脏有规律的做舒张和收缩的运动过程中，心脏的肌肉细胞(xbo)产生动作电位，此动作电位综合而成为了心电。一般心脏在收缩(shu su)动作前会现有电激动，大约在20ms到70ms后，产生机械的收缩活动，动作电流就是由心脏的电激动产生的。人体的身体结构类似于一个好的容积导体，因此由心脏产生的动作电流可以传输到人体的各个身体部位

39、，在这个基础上，在人体特定的部位间通过放置传感器，将传感器获得的电信号用导线传至心电图机，就可以在心电图机上显示电流曲线，即心动电流图，也就是常说的心电图。 心电的产生机理心脏的心肌细胞会在除极和复极的过程中，带电的正负离子会在细胞膜内外进行选择性的定向运动，从而在细胞膜的表面就形成了电位的变化，这种电位变化在已经除极的细胞膜表面和尚未除极的细胞膜表面就产生了相应电位差，最终产生了电离子流动，形成了生物电信号2。下面将详细阐述单个细胞的生物电的产生过程。极化阶段在心脏未受到任何较强的刺激的条件下，心脏的肌肉细胞一般是处于一种静止状态，细胞膜外部不存在电流。在静止条件下，心肌细胞的细胞膜外部带有

40、正离子，且分布均匀，而在细胞膜的内部则相对应的存在着等量的负离子，且也均匀分布排列，当细胞膜内外的正负离子处于这种排列状态时，我们就称这个状态为极化状态。在极化状态下，虽然细胞膜外仍然有正离子，但是由于正离子排列分布均匀，细胞膜各点间并不产生电位差，就不会形成带电离子的流动。在此时，用电极检测生物电信号，我们得到的将是一条直线，这条线就是心电的基线，也叫做等电位线。除极阶段在心肌受到较强刺激的条件下，心肌细胞的细胞膜对于带电离子的选择性发生了变化，使得膜外的正离子融入细胞膜内部，相应的负离子流向细胞膜外，从而使得细胞膜带电性成为外负内正，原来的极化状态消失，这个过程就叫做除极。在细胞膜外，已经

41、除极化的部分分布负离子，而未除极化的部分仍然为正离子，这样除极化部分和未除极化部分间就形成了电位差。从而在细胞膜表面就出现了流动方向与除极化方向一致的电流。当整个细胞的除极化完成，细胞膜内部就带正电离子，细胞膜整个带负电离子，且这些离子均匀的分布在细胞膜的内外两侧，同侧间的不同部分讲不存在电位差，如果再电极检测细胞表面电流，将得到另一条等电位线。复极阶段在心脏的心肌细胞除极后，心肌细胞内的正负电荷分布又将从新回到除极前状态，细胞膜外分布正离子，细胞膜内分布负离子，这一过程就叫做复极。一般来说，先除极的部分(b fen)总是先复极，从而复极的部分和发生了除极的部分间又将出现电位差，从而导致新的电

42、流的产生(chnshng)，但是这次产生的电流的流动方向与除极方向相反。所以，若用检测电极在细胞膜同一部位检测电流，将发现复极电流和除极电流方向相反(xingfn)。但是由于复极过程相比除极过程慢，复极电量也比较分散，所以负极电流的波形将呈现出波形较宽，而幅值较低，波形远钝的特点。 常规心电图的各波段形成和命名 正常心电活动始于窦房结，兴奋心房的同时经结间束传导至房室结（激动传导在此处延迟0.050.07s），然后循希氏束一左、右束支一普肯耶纤维顺序传导，最后兴奋心室。这种先后有序的电激动的传播，引起一系列电位改变，形成了心电图上的相应的波段，如图2-1所示14。图2-1 常规心电图的波形组成

43、临床心电学对这些波段的名称进行了统一规定：P波P波是正常的心动周期中出现得最早的，它是心房除极过程产生的，P波代表了心房的激动，前半部分波形代表右心房的激动，后半部分则表示了左心房的激动；它的波形较小，通常呈圆钝行，有倒置，直立，低平等状态。P-R间期 前中后结间束传导激动到达房室结。PR期间的形成主要是因为激动在房室结传导的速度比较缓慢。如果激动由心房传导到心室时出现了阻滞，那么PR间期就会被延长，或者在P波后会看不到心室波。QRS波群 心室的除极过程(guchng)产生了QRS波群。它是由激动先后沿着经希氏束、左右束支同时触发左右心室产生。当QRS波群出现波形变宽，时间(shjin)延长和

44、波形发生变化时，则有可能是因为心脏的左右束支的传到受到了阻碍或者(huzh)心室过于肥大。ST段 ST段表示了心室的除极已经完成，但是心室负极还没有开始的这一段间隔。既然心室的除极已经全部完成，那么这是心室的细胞间的电位差就消失了，及ST段应该处于基线上。当ST段出现了电位偏移的时候往往可以反映出心脏的局部出现了缺血和坏死的情况。T波 T波是心室复极的过程中产生的。它的波形和P波比较相似，都表现出波形圆钝、时间较长的特点，也有倒置、低平和直立等形态。影响T波形态的因素比较多。Q-T间期 Q-T期间表示了心室由除极状态到复极状态的变化。恶性的心率失常反映在心电图上往往表现为QT期间的时间延长。常

45、心电测量导联体系分析一般采用体表电极检测心电信号，大部分电极为金属质地。在皮肤和金属电极间有一个由盐溶液和胶合成的电极层，它可以把体表带电离子的流动转换为金属电极里电子的流动，从而实现了电流的测量。为了避免测量的过程中由于电极本身电位不同造成的基线漂移，一般在心电测量中要求采用非极化或者极化作用较弱的电极，常用的是表面镀有Ag-AgCl的一次性电极，为尽量减小极化电压引起的干扰，常常还可以优质的导电膏涂抹在电极上以增加导电效果。所谓的导联，就是将心电测量电极置于人体特定的部位，用导线将心电电极与心电图机连接起来。不同的导联区别在于连接方式和测量部位的差异。目前常规心电图采用的是是12导联，这种

46、导联方式在临床中应用最为广泛，它包括了胸导联和肢体导联。实际上，肢体导联和胸导联在测量心电图上没有本质区别，它们只是选择测量的身体部位不同而已，当然不同的测量部位信号的强度会有细微的不同，所以只要能正确的使用胸导联或者肢体导联，获得正确的心电图，都能帮助医护人员对病人进行诊断。当然，12导联所反映出来的信息更为全面，能够帮助更为全面的了解心脏的健康状况5。 肢体导联由于连接方法方法的不同，肢体导联有6种不同的导联，但是都将测量电极 放在三个不同的部位：左上肢（L），右上肢（R）和左下肢（F）。1） 双极肢体导联双极肢体导联是利用不同肢体间的电位差信号(xnho)来测量人体表心电信号的，习惯上也

47、把双肢体(zht)导联叫做(jiozu)标准 = 1 * ROMAN I， = 2 * ROMAN II， = 3 * ROMAN III导联。其三种连接方式见图2-2 。图2-2 标准导联的连接方式加压单肢体导联单导联的连接方式是选择将正极测量点放置在人体的左上肢，右上肢或者左下肢，而负极连接于零电位（无干电极），这样测得的心电图就反映了正极所在的人体部位的电位变化。在连接左上肢，右上肢和左下肢的三条连接线上各自串联着一个500M的电阻，并把他们连接在一个共同的点上，由于连接点的电位非常小，就可以把它近似为零电位，这样就形成了无干电极但是单导联存在着测量信号较小不容易辨识的特点，人们继续研究

48、就得出了加压但肢体导联的方式。采用加压但肢体导联可以使测量得到的电压幅值增加近一半，使得信号更容易辨识了。图2-3表示了正极分别置于右上肢，左上肢，和左下肢的导联情况。图2-3 加压单极(dn j)肢体导联的连接方式胸导联胸导联也是一种单机导联的方式(fngsh)，这种导联方式可以帮助探测心脏某一特定区域的电位(din wi)变化。心电信号输入到放大器的非倒向输入端，而把放大器的倒向输入端连接于威尔逊中心端。胸导联常见有6个测量位置，由于胸导联测量的距离离心脏较近，获得的新点波形渎职较大，在临床上能够帮助医生便于诊断。图2-4胸导联连接方式与检测电极位置心电信号的噪声来源心电信号是一种比较微弱

49、的生物电信号，它的信噪比较低。它的频谱能量主要集中在0.05Hz到100Hz之间，而0.25Hz到35Hz之间的频带则集中了其大约90%的频谱能量6。由于心电信噪比低，容易受到噪声淹没，所以有必要研究心电噪声的来源，从而好从实践中减少检测心电混杂的噪声。1.50Hz工频干扰 主要由人体的对地分布电容引起的，与环境关系较大，其组成包括了50Hz及其谐波，其能量大小几乎与心电信号相当。2.电极接触噪声 主要由于电极与体表的接触不良，也可以说是病人与测量系统的连接不稳定。这种不稳定可能是病人无意的动作引起，也有可能是电子线路器件或者开关等的连接不稳定，它通常会产生持续时间比较短的脉冲干扰，但是情况不

50、好的条件下，短时间内可能多次出现。3.人为运动 人为的运动会短时引起(ynq)基线的改变，这种变化常常是毫伏级别的变化，具体(jt)大小和动作的大小快慢有关。4.肌电干扰(gnro) 肌电干扰来源于肌肉的颤动，可以产生毫伏级别的变化，引起心电信号基线在较小的范围内变动，一般对心电的影响不是很明显。这种干扰噪声的频率集中在30到300Hz之间。5.基线漂移和呼吸的影响 其主要是受电极移动和呼吸的影响，干扰的频率一般不超过5Hz。6测量系统中用电设备产生的仪器噪声。前端模拟电路(dinl)的设计心电测量系统(xtng)的主要性能指标输入电阻输入电阻指的是初级(chj)放大器的输入电阻，不同的接触电

51、阻会使得测得的信号产生略微的不同，为了减少因为这种变化而引起的波形失真，提高共模抑制比，该电阻阻值越大效果越好。一般设计要求是大于2兆欧，国际准是要求大于50兆欧。 共模抑制比一般采用差动放大的办法测量心电信号，这种方法能放大差模信号，但是对于共模信号却有抑制作用。在本课题的测量中，差模信号就是心电信号，需要放大；共模信号就是周围环境产生的干扰。电路对于差模信号的放大倍数记为Ad，共模信号的放大倍数记为Ac，所谓的共模抑制比就是Ad和Ac的比值，这个参数能从很大程度上反映系统抗干扰能力。一般设计要求共模抑制比要大于80dB，而国际上的标准要求该指标大于100dB。灵敏度所谓的灵敏度，是指当电路

52、输入信号大小为1mv时，反映到显示界面上波形幅值，单位是mm/mV，规定统一的灵敏度便于对不同的心电图测量系统产生的心电图进行比较，10mm/mV是统一的国际标准。内部噪声电子元件工作时，由于热运动的原因，会产生热噪声。热噪声的存在会影响心电信号的输出波形，热噪声较大更会影响心电信号的正确性。所以有热运动造成的内部噪声越小越好，国际要求是小于10uV 。时间常数当给测量系统输入直流信号时，测量系统记录的波形的幅值会随时间而衰减，一般计幅值由100%下降到37%所用的时间为时间常数。时间常数的选择要适宜，时间常数过小，记录的心电图很快衰减就不能正确反映心电，一般的设计要求时间常数大于3.2S为宜

53、。频率响应心电信号的其实是很多不同频率的正弦波组成的合成信号，为了保证得到的心电波不失真，那么就要要求电路对于各个组成心电的正弦波的放大倍数相同。而事实上电路对于不同频率的正弦波，有不同的放大倍数，电路对于正弦波放大倍数随信号频率的改变就叫做电路的频率响应。频率响应越宽越好，对于本系统则要求在0.05Hz到150Hz之间，一般的常用语心电放大的运放都能满足这个要求。绝缘性和安全性 良好的绝缘性是系统的最基本要求的特性，以保证患者和医务人员的安全。常采用“浮地技术”解决绝缘问题。对于绝缘性的表示，若采用机壳绝缘电阻表示，则要求大于20兆欧；若采用机壳漏电流表示，则要求电流小于100uA。 模拟滤

54、波放大(fngd)电路的设计要求由心电的相关基础知识可知(k zh)，心电是人体一项重要的生命体征，它能反映(fnyng)心脏的工作情况，是一种重要的生物电信号，它的特点是频率低，强度微弱，它的频率介于0.05100Hz之间，幅值范围为0.05100mV。基于心电微弱性和低频性的特点，心电信号容易受到环境中噪声的干扰。同时人体是一个复杂的机体，人体的各个器官和组织之间的生命活动会相互影响，所以人体表面的生物电信号会随着人体的不同情况而发生变化，表现出不稳定的特性。由于人体体表具有的心电信号微弱，频率较低，具有不稳定性，所以心电信号很容易受到噪声干扰。为了测得干净清晰的心电信号，就需要有符合标准

55、的处理电路，对于不同的需求采取不同的解决办法。由于心电信号频率较低，其组成谐波频率主要介于0.05至100Hz之间，那么我们首先就该使用带通滤波器来压缩采集到的模拟信号，保留0.05到100Hz频率之间的谐波。又由于心电信号的信号强度很微弱，幅值为几毫伏，我们还需要放大信号，一般放大1000倍比较合适，但是由于电路中还存在着不能忽视的零点漂移，这就要求电路在放大心电信号的同时，要抑制噪声，电路要有较高的共模抑制比。放大电路分两部分执行，初级放大10被，次级放大100倍。同时，心电信号也容易受到50Hz及其谐波的工频干扰。为了使心电信号不受到工频干扰的较大影响，也需要电路的共模抑制比要满足一定要

56、求，一般要求为不低于80dB。心电放大的主要噪声还来自于电子线路的热噪声和散粒噪声，所以在搭建电路时选择那些低噪声的元件获得的心电信号的信噪比往往会很高。另外输入电阻很大的初级运放，对于采集到的心电信号不失真也是很有利的，。综上，选用输入阻抗较高，共模抑制比较高，稳定低截止频率，高放大倍数的运放可保证尽可能采集到不是真的心电信号。具体要求总结如下：放大倍数为1000，这样可以保证模数转换采集到准确的心电信号频率响应范围为0.05到100Hz，这样压缩信号频谱，滤除低于0.05Hz和高于100Hz的干扰，可以有效防止噪声干扰。初级运放输入电阻为5到10兆欧，这样的选择可以保证采集到的心电信号的不

57、失真。不低于80dB的共模抑制比，这样做可以消除电极化电压和工频干扰，从而可以保证获得的心电信号的信噪比。放大器应该具有低漂移和低噪声的特点，这样可以防止放大器自身产生的噪声淹没了那些信噪比低的心电信号中所包含的有效信息具有很高的安全系数。前端模拟(mn)电路的总体设计方案心电信号前端滤波(lb)放大模拟电路的功能是：从人体(rnt)体表特定部位拾取心电模拟生物电信号，然后再将得到的模拟信号进行放大和滤波处理，从而得到适宜的有效的电平信号，以便于输入PSOC部分的模数转换组件进行模数转换。从前几节介绍的知识可知，心电信号比较微弱，频带较低，信号不稳定，所以该信号容易受到其他噪声的干扰，其主要噪

58、声干扰来源于电极接触干扰，50Hz工频干扰，模拟电路所具有的热噪声干扰和散粒噪声干扰，以及由于肌肉的颤动产生的肌电干扰等。为此，我们设计了如下的心电信号采集电路，以便保证系统可以采集到准确干净的心电信号，原理图如图3-1所示。低通滤波50Hz陷波高通滤波前置放大二级放大电平升压导联信号图3-1 心电信号采集电路原理图前置放大电路的设计前置放大器的选择前置放大模块是心电采集电路中最重要的一环，它直接与心电探查电极相连，在考虑到从心电探查电极得到的心电信号具有不稳定性，微弱性和容易受到低频噪声干扰等特点，所以作为初级放大电路的运放性能指标应以较高的要求设定。根据心电信号所具有的特征，选用的放大器应

59、该满足以下要求：输入阻抗要大；共模抑制比要高；产生的噪声干扰要低；漂移要小；频带是适当等特点。在心电图监测电路设计中, 需要信号有极高的源阻抗，而且器件还要便于携带, 这就要求设计采用的放大器要具有功耗低、工作电压低的特点,根据这些要求，我们选择了运放AD620作为初级放大电路的运放，其引脚分布图如图3-2所示。 AD620运放芯片规格特性如下：成本低，精度高，只需要用一个外部电阻来设置增益，增益可调范围为1到1000 ，增益和外部电阻的关系函数如式（3-1）所示 。 (3-1)式中：G 运放产生增益Rg 外部电阻最大输入偏移漂移为0.6uV/，最大输入偏移电压为50uV。工作电压范围(fnw

60、i)为正负2.3V到正负18V。最高输入阻抗(sh r z kn)为10G，最小共模(n m)抑制比为100dB。G=100时带宽为120kHz，G=1100时0.01%建立时间是15us。输入偏置电流低，最大为10nA。具有低功耗模式，差分输入电压为正负25V，最大电流是1.3Ma.低输入电压噪声，9nV/Hz（1kHz）。工作温度范围：-40+80。图3-2 AD620引脚分布图 另外整个采集电路中还用到了单运算集成放大运放OP07，其引脚分布如图3-3所示。OP07的性能优越，它产生的噪声很低，具有很低的输入失调电压（最大为75uV）。除此之外，OP07还具有开环增益高和输入偏置电流低的