精选文档心电信号采集及分析系统设计

0章及标题第1章绪论早在1887年，Waller用Lippman所制作的毛细管静电计记录到了体表心电图，而其心电图临床应用则始于1903年。一百多年来，心电学理论不断创新，心电图仪器不断改进完善，心电检查内容不断拓展，成为现代化医院四大常规诊疗技术之一。心电图机也朝数字化、网络化、便携化方向发展，是生物医学工程界重要研究方向之一。课题研究意义心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一．据统计，世界上每年平均有几百万人死于心血管疾病，心血管疾病是威胁人类生命的主要疾病。据统计全世界死亡人数中，约有三分之一死于此类疾病，很多病人由于没能及时发现病变从而延误了治疗。在我国因心血管疾病而死亡的人数占总死亡人数的44％。可见心脏病己成为危害人类健康的多发病常见病，因此心脏系统疾病的防治和诊断是当今医学界面临的首要问题。国际上医学界人士能够通过对心电信号的特征、规律的研究，对部分相关病变做出早期预测和及时诊断；因此，准确地进行心电信号提取，为医生提供有效的辅助分析手段是重要而有意义的课题。医学实践表明，对猝发性心律失常患者，如果能够及早发现心律失常先兆，及时采取抢救措旋，其中70％．80％的患者可以避免死亡。随着电于技术的迅速发展，医用电子监测、监护系统，近年来己在临床中普遍应用。这类仪器是以心电图作为首位监护参数的，所以也称为心电监护。常规心电图是病人在医院静卧情况下由心电图仪记录下来的心电活动，一般有12个导联，反映了额面和横面上的心电变化，可以从多个角度观察到心脏的活动情况。对心肌梗塞、早搏、左前支阻塞和左后分支阻塞等进行定位诊断，是心脏病诊断的重要手段之一，但是常规心电图仅记录6～100个心动周期，历时仅几秒～1分钟左右，只能获取较少有关心脏状态的信息。一个正常人一天24小时心搏数达10万次以上，在有限的时间内，记录发生心率失常的概率相当低，尤其是一些阵发性心率失常，即使病人有自觉症状，但在做常规心电图检查时也往往难以捕获。研究发现监测lrain心电图只能检出10％病人的心率失常，24h则可达到85%~90%。在人的日常活动过程中进行心电监护，长时间不间断地记录得到的动态心电图，包含各种情况下的心电图形。这样它就能发现常规心电图检查时不易发现的短暂心律失常和一过性的心肌缺血，并且还能进一步计算出它们发作的频率和分析引起它们发作的条件。因此，动态心电图有助于诊断心律失常和心绞痛；有助于鉴别胸痛、心悸、头晕和昏厥是否由心脏原因所引起；可作为心肌梗塞病人康复期的监测；可用于细致研究抗心律失常和抗心绞痛药物的疗效；也用作观察人工心脏起搏器的治疗作用，从而大大提高临床心电图诊断的价值。实践表明，应用动态心电监护进行长时间连续心电记录，其24小时动态心电图检查对冠心病心肌缺血的检出率为70%~90%。对症状不典型、常规心电图检查正常或仅有轻微改变、运动实验阴性或可疑阳性的可疑冠心病人、不稳定性心绞痛的病人非常有用，对于冠状动脉痉挛引起的无症状性心肌缺血等症，尤其有效，而且，这些都是常规心电图检查难以发现的。此外，由于动态心电图能比较不同生理或病理状态下的心电图变化，还可用于医学科学研究，例如取得正常情况下的各种心电图数据，与特定状态下的相应数据进行对比分析等等。可见它的用途是相当广泛的。动态心电图长时间的记录，不但使心电变化的检出率发生量的飞跃，还能使那些平静、仰卧状态下不会出现的心电变化揭示出来，并能了解这些变化与心率、日常生活、症状、体位等及其他心电活动变化之间的关系，使心电图的临床应用提高到一个新阶段。由于心电监护能及时捕捉心律的各种异常变化，使医生能对病情了如指掌，一旦病兆出现就能及时采取治疗措施，从而有效地降低死亡率。因此，能够记录分析病人24小时活动过程中的动态心电图，并对其分析，给医生提供具有诊断价值的资料，对于心脏功能的评估，心脏病的早期诊断非常有益。由于动态心电监护仪其价格的高昂以及我国人口的众多，经济的落后，到目前为止，我国县级医院大多数仍没有配备动态心电监护仪，乡镇医院除少数经济条件特别好的外，其余一般医院均未配备动态心电监护仪，即使在部分城市中，人口密度大，患者数量不在少数，而医院中的动态心电监护仪数量有限，无法因而使得绝大多数人没条件使用这种仪器，错过了及早发现和治疗心血管疾病的时机。需要一种既物美价廉，操作方便，又可满足临床要求，以适合我国广大家庭中使用的同类产品，同时可考虑与省级大医院的高档动态心电图相兼容，与之能配套使用。随着微处理机技术、微电子技术的迅速发展，研制一种既能自动检测、存储心电信号，能对其进行实时监视，又可对其进行回放分析的低成本动态心电监测、监护及回放分析系统己经成为可能。，1.2国内外研究现状与文献综述早在三、四十年代，NormanJ．Holter就从事于生物信号遥测技术的研究，并于1949年研制成了遥测心电图(RECG)装置，接着又将RECG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。1957年，他研制成了一个能以60倍带速的磁带回放机构。1961年，又将发射器和接收器合并，终于制成了用磁带作为ECG传递媒介的动态心电获得系统。1965年，第一台商业化动态心电监护系统(Holter)问世了。Holter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，也使心脏病的早期诊断成为可能。如今，随着电子技术和软件技术的出现和发展，心电监护仪在体积、功耗、功能方面也有了长足发展。20世纪70年代中期记录器更趋于小型化，记录时间更长(24～48h)，回放系统开始采用自动分析程序，并能够准确计算心率、异位心搏和ST段改变。20世纪80年代中后期，随着微型计算机和微处理器的应用，开始出现具有实时分析功能的多通道多功能(起搏分析、心电监护)的磁介质记录器，并且回放系统使用了计算机，使分析运算的准确性和速度均显著提高，打印系统已普遍采用激光打印机，从而使分析报告和图形日趋完善。20世纪90年代后，随着电子技术的飞速发展，运用大规模集成电路、大容量固态数码记录等全新技术，在信号采集与数据分析质量方面有极大改进，尤其电子介质存储器的发展，现在已多采用Flash、电子硬盘，其特点是体积小、佩戴舒适、存储容量大、，11,电波形保真度高等。近些年来，在心电信息处理方式方面由模拟式动态心电监护仪向智能化式动态心电监护仪转变，目前智能化动态心电监护仪己在临床得到广泛应用，其是一种随身携带的记录仪，连续检测人体24~72小时的心电变化。进入21世纪之后，动态心电监护系统的意义和价值已经得到了越来越多的关注和认可，相应设计的也越来越多，而且具有各自的特点：采用当今高速发展的无线网络GSM、GPRS和CDMA，提高了系统的报警及时性和全面性，使相关医务人员在第一时间得到病情资料；采用USB接VI、蓝牙接口以及ZigBee接口的传输方法，让系统与上位机通讯更加快速方便；采用数字信号处理器(DSP)以及ARM作为处理核心，以强大的运算能力处理心电信号，省去大量模拟硬件电路；采用图形操作系统，如嵌入式、UC/OS-II等，作为心电监护系统，为用户提供了友好界面，直观方便；存储器向着大容量发展，对于心电信号的存储显得游刃有余，为用户保存数据提供了方便；对低功耗的技术的深入，大大延长了系统的工作时间；将其他生理参数监护集成于动态心电监护系统中，实现了一机两用甚至多用，为有特殊需求的患者提供全面的监护；分析系统的发展促进了动态心电监护系统的智能化，大大减少人工劳动。经过50年的发展，动态心电监护仪的功能和性能早已今非昔比，并且朝着人性化的方向发展，已经成为临床上一种不可缺少的医用电子仪器，对医疗事业的发展有着重大的意义。1.3设计主要研究内容与系统总体设计本文的主要研究内容如下：（1）学习心电信号的基本理论，了解心电信号及其干扰特征；学习MSP430系列单片机的基本理论，了解各模块的结构与功能，为后续设计做理论基础；（2）设计制作心电信号采集处理电路，对从心电输入电极获取的心电信号进行阻抗变换、滤波、放大等处理，有效抑制50Hz工频干扰和高频干扰，去除信号中的直流成分，确保所获取的心电信号质量；（3）设计制作单片机外围电路，包括USB接口电路、存储电路、液晶显示电路等，构成心电存储及显示部分。本论文的硬件电路的整体结构如图1.1：图1.1硬件电路总体结构图第二章心电图的产生和特征2.1体表心电图心脏是人体中血液循环的动力源泉，依靠心脏的有节律性的搏动，使得血液不断在体内循环，以维持正常的生命活动。心脏在搏动之前，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记录装置即心电图机记录下来，形成动态曲线，这就是所谓心电图(electrocardiogram，ECG)，也称为体表心电图。正常的人体心电图可以反映心脏激动电位的变化，是由一系列重复出现的下列各波、段和间期组成。图2.1正常心电图的波形图2.2心电的产生心脏的传导系统(conductionsystemofheart)对弄清心电图中各个波的意义有直接的关系。传导系统是指由一系列特殊心脏细胞联结组成的，这些细胞组织既有自动产生兴奋的功能，又有较一般心肌细胞快的传导功能，这样使兴奋有节律地按一定顺序传播，使心脏保持正常的有节律的收缩和舒张，以维持血液循环。心脏传导系统包括窦房结、结间束、房室结、房室束(希氏束)及其分支，以及分布到心室内的浦肯野纤维网(Purkibje’sfiberarborization)。正常心脏兴奋的起源点在窦房结，位于右心房的上腔静脉入口处，该兴奋经心房内的结间束，包括前结间束、中结间束和后结间束，一面兴奋心房，一面传至房室交界处(含房室结、房结区和结希区)，经过一定的传导延迟后，再沿希氏束、左右束支传至两心室的内膜下之浦肯野纤维网，该网互相吻合，深入心室肌层，最终使整个心脏全部兴奋。心脏兴奋沿传导系统的传导过程需有一定的时间：窦房结与房室结之间动作电位传递的时间约为40ms，房室交界处的延迟时问为1l0ms，希氏束很短，希氏束及其束支传导速度很快，从兴奋进入希氏束，只需30ms就可到达最远的浦氏纤维，心室肌外层的l/3～1/2由普通心室肌传导，右心室约需l00ms，左心室约需30ms，因此自窦房结到心室外表面的总传导时间约为220ms。心脏在静息状态下，细胞膜对钾通透性很高，故从高浓度的膜内向低浓度的膜外渗出；当钾离子外渗时，负离子也随之外渗，但由于细胞膜本身带有阴性电荷，而阻碍负离子的外渗，故只能隔膜互相吸引，使钾离子不能远去，从而在膜外产生了多余的正离子而带正电，膜内留下的负离子荷而带负电，因而造成膜内外的电位差，该电位差通常称为跨膜静息电位(transmembranerestingpotential)，简称静息电位或膜电位。不同类型心肌细胞的跨膜静息电位不等；心室肌细胞为—80～—90mV，清氏纤维为—90～—l00mV，窦房结细胞为—40～—70mV。这种状态称为极化(polarization)状态。当极化膜的某点受到刺激(包括物理、化学、电流的刺激等)后，该处极化膜对各种离子的通透性立即发生变化，大量钠离子迅速进入膜内，使膜内电位急速上升，膜内电位由负值变为正值(+20～+30mV)，这个过程称为除极过程(depolarizationprocess)。心肌细胞在除极后，由于细胞的代谢作用使细胞膜逐渐恢复为极化状态的过程，称为复极过程(re-polarization)。各部位心肌细胞的动作电位各有特点，但都包括去极(除极)和复极(re-polarization)两个过程。2.3各波形的意义心电图中各波形的意义如图2.1所示。途中P波代表左右两心房兴奋除极过程所产生的电压变化；P—R期间代表心房开始除极传经房室结、希氏束至心室开始除极前的时间；QRS综合波代表室间隔与左右两心室除极过程所产生的电压变化；ST段代表心室除极后缓慢恢复极化过程所形成的微弱电压变化；T波代表心室肌迅速恢复极化过程的电压变化；u波是在T波后的一个很小的正向波，代表心肌激动的“负后电位”。P波代表右房、左房和房间隔在除极过程中产生的电位变化，又称心房除极波，正常激动起源于窦房结，最先引起右房上部除极。P波起点代表窦性激动传至右心房并开始除极的时间。右心房除极后10．30ms，左心房也开开始除极，左右心房除极的时间有重叠，P波中部代表右心房和左心房除极的电位变化，右心房除极较早结束，P波终点代表左房除极结束的时间。右心房、房间隔和左心房除极时间不过100ms。P波终点自QRS波群起点的一段线段称为P．R段。希氏束电图显示激动通过结间束、房室结、希氏束至心室的时间。激动通过房室传导系统下传心室之前，这段传导组织产生的电位极其微弱，不能在体表心电图上显示出来，可在希氏束电图上显现出来。QRS波群(QRS波)代表室间隔、左右心室除极过程中产生的电位变化(又称心室除极波)。心室壁比心房壁厚，左右心室除极过程中QRS向量相互综合抵消以后，仍保持较大的电位，心室除极波比心房除极波更为高大。与心房波相比，心室除极时间并无延长。典型的心室除极波由3个紧密相连的波群构成，总共时间不超过100ms。波幅<0．5mY。心室除极向量的变化在各个导联轴上的投影图像不同，会产生不同形态的QRS波群。QRS波群形态：振幅、方向和时问的变化具有重要意义。心室除极结束至心室开始复极的一段线段，称为ST段。正常人ST段位于基线上。胸壁导联可有轻度抬高，特别是QRS波振幅较大者，ST段抬高更明显。一般上斜型抬高不超过0.2mV。ST段可有轻度下降，但不应超过0.1mV。ST段移位见于心肌缺血、损伤、心室肥厚、心房扩大、束支传导阻滞、预激综合征、药物毒性反应、电解质紊乱、神经与内分泌系统疾病等。早期复期综合征、迷走神经张力增高等，也是引起ST段移位的常见原因。表2-1心电图各个波形的时间和幅度的典型值范围波形名称电压幅值/mV时间/sP波0.05~0.250.06~0.11Q波<R波的1/4<0.03~0.04R波0.5~2.0—S波—0.06~0.14T波0.1~0.50.05~0.25P-R段与基线同一水平0.06~0.14P-R间期—0.12~0.20ST段水平线0.05~0.15Q-T间期—<0.42.4常见的心律异常类型及特征下面是几种常见的心律异常：(1)窦性心动过速成人及6岁以上儿童心率超过100次份，2-6岁超过120次/分，婴儿超过150次/分，即为窦性心动过速。其心电图特点是：P波符合窦性心律的特点；PP间期<0.60秒，即心率>100次(成人)。(2)窦性心动过缓窦性心律每分钟低于60次，称为窦性心动过缓。其心电图特点是：P波符合窦性心律的特点；PP间期(或RR间期)>1.0秒，即心率<60次。(3)窦性停搏当窦房结的起搏部分突然“停止”送出起搏冲动时，发生窦性停搏，在窦性停搏的间歇以后，另一个新的起搏部位起搏，但它与原有的速率不同步。其特点是：RR间期改变。(4)二联律、三联律室性二期前收缩((P.V.C)与一个或多个正常搏动结合而形成二联律，三联律等。一个P.V.C与一个正常的搏动结合，并且这种形式反复出现，称其为二联律。一个P.V.C与两个正常的搏动相结合，且该形式多次重复，称其为三联律。此外，常见的心律异常类型还有心房扑动、心室扑动、心房颤动、心室颤动、心肌缺血、传导阻滞、心室肥厚等多种。根据对几种常见的心律失常在心电参数值变化的表征上，以及实际临床经验，以下几个参数对心律失常的诊断起着及其重要的作用：瞬时心率(即瞬时RR间期)；QRS综合波波宽；QRS综合波波幅；最近平均心率(即最近的五个RR间期的平均值)；ST段电位(心肌缺血或损伤一般就反应在ST段电位的变化上)。2.5心电图的导联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，可用来描记这两点电位差的变化，这种放置电极的方法及其与心电图机的连接方式称为导联(1ead)Ⅲ。根据电极放置部位的不同，可组成各种导联，各种导联的心电图波形各有特点。在实用上为了统一标准以便进行对比分析，一般均采用国际上通用的导联，即Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ标准导联、加压单极肢体导联(aVR、aVL、aVF)及单极胸导联(V1～V6)。下面进行简单介绍：(1)标准肢体导联亦称双极肢体导联，反映两个肢体之间的电位差。这种导联方式较易连接且波形明显。它包括Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ三种导联。Ⅰ导联：左上肢电极接心电图机的正极端，右上肢电极与负极端相连。Ⅱ导联：左下肢电极接心电图机的正极端，右上肢电极与负极端相连。Ⅲ导联：左下肢接心电图机的正极端，左上肢电极与负极端相联。(2)加压单极肢体导联：标准导联只是反映体表某两点之间的电位差，而不能探测某一点的电位变化，把探查电极接在人体任一点上，而将其余二肢体上的引导电极分别与5000欧姆电阻串联在一起作为无关电极，这种导联方式称为单极导联。这种导联记录出的心电图电压比单极肢体导联的电压增加50％左右，故名加压单极肢体导联。根据探查电极放置的位置命名，如探查电极在右臂，即为加压单极右上肢导联(aVR)，在左臂则为加压单极左上肢导联(aVL)，在左腿则为加压单极左下肢导联(aVF)。(3)胸导联亦是一种单极导联。从前胸壁上取心电信号，送入心电图机正极端，则构成了单极胸导联。这种导联方式，探查电极离心脏很近，因此心电图波形振幅较大。表2-2单级胸导联探查电极安放位置V1右胸骨边缘第四肋间V2左胸骨边缘第四肋间V3V2和V4连线中点V4左锁骨中线与第五肋的交叉点V5左腋下线前与V4同水平V6左腋下线上与V4同水平2.6心电信号的特征心电信号具有以下一些特征：(1)微弱性人体体表的心电信号很微弱，一般只有0.05~5mV。在测量中，对于如此微弱的信号，很难进行直接记录或处理，必须通过放大器适当放大，同时必须进行滤波等抗干扰处理。(2)低频特性人体心电信号的频谱范围在0.05~100Hz，频率比较低。(3)高阻抗特性作为心电的信号源，人体源阻抗一般较大，可达几KΩ至几十KΩ。(4)不稳定性人体和外界有密切的联系，内部的各种器官之间存在相互的影响。因此，来自内部或外部的刺激，都会使人体心电信号产生相应的变化。在对心电信号进行测量、分析和处理时，应按照其频谱特性，选择适当的放大系数。(5)随机性由于人体的不均匀性以及可接收多通道输入，信号易受到外界干扰而变化，从而使心电信号表现出随机性。但是，这种随机现象服从统计规律。在心电检测中，即要注意到它的随机性，又不能忽略其内在的规律性。2.7心电信号常见干扰微弱的心电信号在采集过程中容易淹没在干扰中，检测过程中的常见干扰有如下几种：(1)噪声和漂移干扰噪声是指在心电信号采集中，遇到的是仪器本身器件和电路产生的噪声，如电阻热噪声、三极管散粒噪声等。漂移是指信号偏离正常的基线位置而上下漂动缓慢变化的现象。在心电检测中除了放大器产生的零点漂移外，电极与皮肤之间的极化电压变化和运动引起电极与皮肤之间接触阻抗发生改变是产生漂移的主要原因。(2)50Hz工频干扰50Hz工频干扰是心电检测中最常见的干扰。产生50Hz工频干扰的一个因素是磁场感应，各种仪器的电源变压器均是50Hz磁场源；另一个因素是电场干扰，室内的照明设备、各种电子仪器和电气设备均会产生50Hz电场。(3)肌电干扰在心电监测过程中，由于人体活动肌肉紧张产生的肌电也会给心电信号的准确采集带来困难。肌电干扰信号的幅值最大可达到5mV。2.8本章小结本章介绍了心电信号生理学基础，描述了心电信号的产生、特征，标准心电图及各波形与常见异常心率分析，心电电极的导联连接方式以及常见的心电干扰，为下一步工作提供了理论依据。

第3章心电检测电路设计3.1心电信号放大器设计要求由于人体的心电信号有微弱、低频、易受干扰、不稳定、随机等特点，因此对动态心电图的心电放大器的设计有很苛刻的要求。1．增益由于心电信号非常微弱，只有0．05～5mV，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1mV时，输出电平达到1V左右(A/D转换器的最大输入电压为3.3V)，所以心电放大器的放大倍数很高，为1000倍左右。2．频率响应由于人体心电信号的频谱范围为0.05～100Hz，能量主要集中在17Hz附近。而按照美国最新标准要求，动态心电图频带应不窄于O.67～40Hz，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，经过这样的心电放大器心电信号才具有可靠的诊断价值。3．高输入阻抗心电放大器输入阻抗的设计取决于人体的阻抗特性，所使用的电极类型以及与人体的接触界面。心电放大器通过电极连接到人体身上。由放大器的输入端向人体方向看去，从电极、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QUOTE。显然它包括人体电阻(R)、皮肤电阻及电极与皮肤的接触电阻(QUOTE)那么电阻QUOTE=R＋QUOTE。(QUOTER)。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。QUOTE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，而心电信号是微弱的，若心电放大器的输入阻抗不高，那么经过分压后，心电放大器输入端的信号就非常微弱了。心电信号损失严重，而且信号源过负荷使心电信号产生畸变。信号源阻抗不仅因人而异，因生理状态而异，而且在测量时，与电极的安放位置电极本身的物理状态都有密切的关系。源阻抗的不稳定，将使放大器电压增益不稳定从而造成难以修正的测量误差。所以只有较高的输入阻抗，才能确保增益的稳定性。设两个电极与皮肤的接触电阻为QUOTE、QUOTE，如果QUOTE不等于QUOTE，不可避免的就会把共模干扰信号转化为电路无法克服的差模信号．只有增大心电放大器的输入阻抗，才能减少其影响。此外，由于心电放大器的测量对象是人体，易受工频、射频等干扰，只有提高输入阻抗，才能有效地抑制这些干扰。信号源阻抗一般在数KΩ至数十KΩ之间，心电放大器的输入阻抗应该比源阻抗高两个数量级，故一般取5.1KΩ或10KΩ，才能不失真地引出心电信号。4．高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的程度，远比心电信号大得多。而且心电信号的探测要受到现场很多电气设备运行时的干扰，尤其是市电的共模干扰，还有其他共模干扰常把微弱的心电信号淹没。共模抑制比(CMRR)是衡量心电放大器对共模干扰抑制能力的一个重要指标，也是克服温度漂移的重要因素。为了防止心电信号的输出被淹没在50Hz、电极极化电压或其他共模干扰电压之下，一般要求CMMR应达到80dB以上。5．低噪声，低漂移在心电放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。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，这都属于白噪声，其幅值成正态分布。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器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，心电放大器基线漂电放大器的输入端引入了直流电压增益的缘故，电极和电极本身电阻的变化和电极电位的改变都会增大基线漂了放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大很低的频率成分，为了能正常的测量，必须采取措施来限所以放大器应选用低漂移、高输入阻抗并具有高共模抑路。总的来说，动态心电图的心电放大器的设计有如下要求(1)增益为800～lO00左右；(2)频率响应为0.05～45Hz：(3)输入阻抗为5.1～10MΩ；(4)共模抑制比大于80dB；(5)低噪声、低漂移。另外，考虑到监护仪的便携特性，所以在选择运放应注意体积的特性，以便更好地降低整机的功耗和体积。3.2电极的选择电极对动态心电信号的采集的质量至关重要，采用电极应粘附力强、透气性好、吸汗、电极导电性能好的优质电极，此外还应具有对皮肤刺激性小、佩带舒适、拆卸方便等优点。本课题采用表面镀有AgCl的可拆卸的一次软电极，并在电极上涂有优质的导电膏。3.3保护与缓冲电路为了确保病人的与仪器的安全，本课题利用TVS-90放电管作为保护电路，当仪器与人体接触时，电压过大时，会将TVS-90导通，直接接地，也防止了后面的器件损坏。电极采集到的心电信号首先进入缓冲级。缓冲级可以提高整个放大电路的输入阻抗，降低输出阻抗。这样就可以在后面的匹配电阻网络中得到幅值较高的信号。图3.1保护与输入缓冲电路3.4前置放大电路生理电信号前置放大器是生理电测量仪器的重要组成部分，其作用是将微弱信号高保真放大，以便进一步处理、记录或显示。一般设计中均采用对地对称的双电极差动放大器，被测的生理电信号采用差动输入方式，成为差模信号；而干扰信号，尤其是落在大多数生物电信号频谱范围之内的工频干扰对差动放大器的输入端来说，主要是一种大小相等，极性相同的共模信号。因此，在生理电信号记录过程中，要求前置放大器有较高的抗共模干扰能力。三运放仪用放大器是最常使用的生理电前置放大器。它不但可以提供很高的输入阻抗，而且如果第一级设为高增益，无须匹配就可以得到高共模抑制比。可以有效地抑制工频干扰等共模噪声。然而，在生理电测量中，由于电极在人体表面的安放部位不同使得电极与皮肤间的电阻抗也不同，导致在放大器的输入端有几毫伏以上的直流电压，加上人体表面各部位还存在一定的电位差，信号检测放大器的输入端总会存在比有用信号大几十倍的直流信号，这样就限制了“三运放”第一级的增益。从而限制了共模抑制比的进一步提高。本设计采用的生物前置放大器电路结构简单，可以在抑制直流干扰的情况下，提供极高的共模抑制比。该电路设计突出的优点是对外围无源器件的参数不敏感，即使采用低成本的常用芯片，无须刻意匹配仍然可以达到良好的性能，尤其适合生理电信号的高精度测量。图3.2前置放大电路电路设计如图3.2所示。该电路由四部分构成：并联型双运放仪器放大器，阻容耦合电路，由集成仪用放大器构成的后级放大器和共模信号取样驱动电路。并联型双运放仪器放大器的优点是不需精密的匹配电阻，理论上它的共模抑制比为无穷大，且与其外围电阻的匹配程度无关。但并联型双运放仪器放大器的输出为双端差动输出信号，如果仅用单端输出信号时将不再具有这一优点。所以本电路在后级使用集成仪用放大器U4，将双端差动输出信号转换为常用的单端输出信号。集成仪用放大器具有较优良的性能，但由于其共模抑制比正比于差模增益，而同时器件存在较高的失调电压和通常信号源中存在较大的直流偏移电压(如检测生理电信号时的极化电压和传感器中的零点偏移电压)，在直接应用集成仪用放大器作为前置放大器时并不取得最高的共模抑制比性能。于是本电路在后级使用集成仪用放大器，并采用阻容耦合电路隔离直流信号，因而可使得集成仪用放大器取得较高的差模增益，从而得到很高的共模抑制比性能。共模取样驱动电路由两个等值电阻QUOTE和一只由运算放大器U2组成跟随器构成。由图可见，U2的输入信号取自U1和U3输出端两个串联电阻QUOTE的中点电压QUOTE，即：当只有差模信号的输出QUOTE=-QUOTE时，有QUOTE=O，则运放U2的输出电压为0，等同于接地；而当兼有共模电压和差模信号输入时，U2的总输出只包含输入信号的共模部分QUOTE=QUOTE。从而使得共模信号不经阻容耦合电路的分压直接加在集成放大器的输入端，避免了由于阻容耦合电路的不匹配而降低电路整体的共模抑制比。本电路的差动输出可以由下式计算：

其中QUOTE是集成仪用放大器U4的差模放大倍数。该电路的高通截止频率QUOTE可以表示为：

整个电路的共模抑制比QUOTE可以由下式来计算：

其中QUOTE和QUOTE分别是放大器第一级和第二级的共模抑制比。QUOTE由集成仪器放大器的共模抑制比决定。在第二级放大倍数比较高的情况下，QUOTE的值可以达到120dB以上。对QUOTE的影响可以忽略。QUOTE的值则可以由下式得到：

其中：QUOTEQUOTE、QUOTE和QUOTE、QUOTE3是运放U1、U3的开环差动增益和共模增益。上式显示为了得到较高的共模抑制比，第一级的两个运放无论是开环增益还是CMRR都应尽可能地匹配。在实际应用中，以廉价常用的精准仪用放大芯片OP07C为例，其QUOTE的标准值为400，000倍，CMRR的标准值为120dB，以标准值来计算，QUOTE。如果所选用高精度、匹配较好的运放，QUOTE和QUOTE的值还可以大幅度提高。3.5滤波电路3.5.1低通滤波电路由于电磁干扰越来越严重，所以心电信号在采集过程中不仅有50Hz的工频干扰和低频、直流分量的干扰，还有高于100Hz高频谐波的严重干扰，有必要进行低通滤波电路的设计。图3.3低通滤波电路3.5.2高通滤波电路由于心电信号微弱，需要多级放大，而多级直接耦合的直流放大器虽能满足要求，但多级直接耦合的直流放大器容易引起基线飘移。此外，由于极化电压存在的缘故，动态心电图机的直流放大器更不能采用多级直接耦合。本装置中，在两级放大器之间采用RC耦合电路，即时间常数电路，在隔离直流信号的同时达到高通滤波的效果。我们取时间常数约为3.2s，这样可确定电阻、电容值，在两级之间组成高通滤波器。可得转折频率为：

图3.4高通滤波电路3.6右腿驱动电路人体接地是造成触电事故的一个重要原因，因此取消人体接地是最根安全用电措施。人体接地本来就是在没有高质量的放大器情况下采取少共模信号的应急措施。测量心电图时，如果病人右脚不接地，由于杂散分布电容的影响，病人身上将会产生很高的共模电压。因此，最理想的方法是设计出一种既能减少共模干扰又能取消人体接地的电路。右腿驱动的工作原理是将由人体体表获得的共模电压通过负反馈放大的方式输回人体，从而达到抵消共模干扰的作用，从根本上抑制共模电压。图3.5右腿驱动电路3.7电平提升电路经过模拟电路放大滤波后的心电信号是交流信号，而MSP430系列单片机的转换范围是正电压信号，所以有必要将模拟信号抬升至0V以上，根据对MSP430单片机的参考电压设置为2.5V的情况，在后级设置一定的可调放大倍数，并使用微型电位器，以便根据实际需要进行调整。图3.6电平提升电路3.8导联脱落检测报警电路患者在使用心电监护仪时有可能发生导联松动和脱落，这将引入很大的干扰，导致心电波形畸变，使得心电监护终端难以输出实际波形，从而导致对心电信号的错误判断，影响诊断结果。正常情况下，正负电极对人体皮肤形成的极化电压可以相互抵消，当一侧电极脱落时，将有较大的极化电压输入，经过前置放大后的电压将远远超过正常连接时的电压范围。因而可通过一个窗口比较器，当电压超出窗口范围时，认为发生电极脱落，比较器输出电平由正常时的高电平变为低电平，产生报警信号。电路如图3.7所示，当导联脱落时，红色指示灯会亮起提示脱落。图3.7导联脱落检测报警电路3.9本章小结本章详细介绍了心电信号的采集与处理过程，根据前一章所述的心电信号的特点和噪声干扰，提出前置放大器的设计要求，给出了详细的设计方案，对各个模块电路的功能做了详尽的阐述。

第4章控制、存储及接口电路设计4.1中央处理器及其外围模块4.4.1芯片的选型本系统的核心器件无疑是负责调配各外围部件有序工作的微处理器。在电子技术高速发展的今天，市场上可供选择的处理器有很多种，最常见的有单片机、DSP、PLC、ARM等。处理器的选择不仅要看其处理能力，还要考虑其他一些因素，比如价格、功耗等。经过对几种嵌入式平台的比较，本系统病人心电监护终端硬件核心处理器采用美国德州仪器公司生产的低功耗16位单片机MSP430F149。MSP430具有如下特点：首先，它的突出优势是功耗小。MSP430单片机之所以有超低的功耗，是因为其在降低芯片的电源电压及灵活而可控的运行时钟方面都有其独到之处。它在1MHz的时钟条件下运行时，芯片的电流会在200~400uA左右，时钟关断模式的最低功耗只有0.1uA。MSP430可通过两个不同的系统时钟系统——基本时钟系统和锁频环(FLL和FLL+)时钟系统或DCO数字振荡器时钟系统产生CPU和各功能所需的时钟，并且这些时钟可以在指令的控制下打开和关闭，从而实现对总体功耗的控制。系统中共有一种活动模式(AM)和五种低功耗模式．(LPMO、LPM4)。在等待方式下，耗电为0.7uA，在节电方式下，最低可达0.1uA。第二，除了低功耗之外，MSP430还具有强大的处理能力，其芯片具有一个16位精简结构指令CPU，10个16位的寄存器以及常数发生器，能够最大限度的提高代码的效率。数字控制的振荡器(DCO)将CPU从低功耗模式唤醒的时间仅为6微秒。MSP430F449采用RISC精简指令集，125ns指令周期，大部分的指令在一个指令周期内完成，且其片内含有硬件乘法器，大大节省了运算的时间。第三，MSP430具有丰富的片内外围电路，它内置12位高性能A/D转换器、两个带有捕获计时寄存器的16位定时器、60KB的FLASHROM、2KB的RAM、48个可复用I/O引脚和两个通用同步/异步串行通讯接口等。MSP430系列单片机的这些片内外设为系统的单片解决方案提供了极大的方便。除此之外，MSP430F149开发平台提供了方便高效的开发环境。由于它属于FLASH型器件，相对于OPT型和ROM型的器件，它有JTAG调试接口，还有可擦写的FLASH存储器，可先下载程序到FLASH内，再在器件内通过软件控制程序的运行。采用这种方式只需要一台PC机和一个JTAG调试器，而不需要仿真器和编程器。MSP430系列单片机的系统结构框图如图4.1所示：图4.1MSP430系列单片机的系统结构框图MSP430系列由以下部分组成：●基础时钟模块，包括1个数控振荡器(DCO)和2个晶体振荡器。●看门狗定时器WatchdogTimer，可用作通用定时器。●带有2个捕捉／比较寄存器的16位定时器Timer_A3。●带有7个捕捉／比较寄存器的16位定时器Timer_B7。●2个具有中断功能的8位并行端口：P1与P2。●4个8位并行端口：P3、P4、P5与P6。●模拟比较器Comparator_A。●12位A，D转换器ADCl2。●2个串行通信接口：USART0与USART1。●1个硬件乘法器。4.4.2ADC采样模块根据系统要求，在考虑所要采集信号范围、采样频率、精度要求、转换速率、环境条件、计算机接口特征及成本的前提下，本系统中采用MSP430F149内部集成的ADC12模块进行A／D转换。ADCl2内核是一个带有采样与保持功能的12位转换器；内部参考电压发生器，同时有两种参考电压值可供选择；采样与转换过程中所需要的时钟信号源可以选择；采样及转换所需的时序控制电路；转换结果有专门的桶型缓存；采样速度快，最高可达200kbps；12位转换精度，l位非线性微分误差，1位非线性积分误差；内置采样与保持电路；有多种时钟源可提供给ADCl2模块，而且模块本身内置时钟发生器；内置温度传感器；配置有8路外部通道与4路内部通道；内置参考电源，而且参考电压有6种可编程的组合；模数转换有4种模式。可灵活地运用以节省软件量及时间；ADCl2内核可关断以节省系统消耗例。ADCl2可以对8个外部模拟信号之一或4个内部电压之一作转换，由ADC内核把模拟信号转换成12位数据并存入转换存储寄存器。ADCl2内核使用两个可编程的参考电压(QUOTE和QUOTE)作为转换范围的上下限。输入通道和参考电平由转换存储控制寄存器定义。ADCl2工作时可以用内部参考电平，或者外部参考电平，也可以是两者的结合，ADCl2有内部的两种参考电平，可以选择1.5V或2.5V。为避免电源电压波动对A/D转换造成干扰，我们采用了内部参考电压1.5V，提高精度。对于ADCl2的转换时钟，用户有各种选择来形成采样的时序。ADCl2可以选择所有有效的MSP430片内时钟，也可以选择一个外围模块所含的时钟，此处选择的时钟为低频时钟，可以节省功耗。对于选择的时钟源可以引入一个1～8的分频因子。4.4.3定时器定时器在单片机系统中是非常重要的部分，它在事件控制与管理方面有着重要的应用。MSP430F149主要有看门狗（WDT）、基本定时器（BasicTimer1）、定时器A(Timer_A)和定时器B(Timer_B)等模块。在本系统软件设计中，我们使用Timer_A作为了心电信号AD转换的定时器，将定时周期设定为500Hz，实现了对心电信号的500Hz采样率。定时器A是一个16位的定时/计数器。它有3个捕获/比较寄存器。定时器A能支持多个时序控制、多个捕获/比较功能和多个PWM输出。定时器A有广泛的中断功能，中断可以由计数器溢出产生，也可以由捕获/比较寄存器产生。定时器A有以下的特点：●16位的计数/定时器，共有4种模式。●可以选择设置时钟源。●多个捕获/比较寄存器。●异步的输入/输出锁存。●具有中断向量寄存器，能快速译码定时器A产生的中断。用户对定时器A的所有操作都是通过操作该模块的寄存器完成的。定时器A的寄存器主要有TACTL、TAR、TAIV、CCTLn和CCRn。4.2USB数据传输要实现数据的大量存储，需要将数据上传至上位机。USB接口是近年来迅速发展的接口标准，目前几乎所有的新型计算机的外设上都使用USB接口，它有数据传输速度快、连接简单、兼容性好等特点。考虑NUSB接口的先进性以及目前使用的广泛性，本系统使用USB接口实现数据通信就完全可以满足系统的要求。考虑到单片机芯片具有RS232接口，此处我们通过一种RS232转USB的芯片——CP2101来实现传输功能。CP2101是一种单芯片USB转UART的桥接器解决方案。该芯片包含一个USB2．0全速功能控制器EEPROM，缓冲器和带有调制解调器接口信号的异步串行数据总线。CP2101的UART接口包括TX(发送)和RX(接收)数据信号以及RTS，CTS，DSR，DTR，DCD和RI控制信号。CP2101具有很多的优点：(1)高度集成。片内集成512字节EEOROM(用于存储厂家ID等数据)，片内集成收发器、无需外部电阻；片内集成时钟，无需外部晶体。(2)低成本，可实现USB转串口的解决方案。CP2101的USB功能无需外部元件，而大多数竞争者的USB器件则需要额外的终端晶体管、上拉电阻、晶振和EEPROM。具有竞争力的器件价格，简化的外围电路，无成本驱动支持使得CP2101在成本上的优势远超过竞争者的解决方案。(3)具有低功耗、高速度的特性，符合USB2．0规范，适合于所有的UART接口(波特率为300bps～921.6kbps)。工业级温度范围为-40℃～85℃。(4)具有较小的封装。CP2101为28脚5mmx5mmMLP封装。这在PCB上的尺寸就比竞争对手小30％左右。MSP430F149有两个串行口，此处使用串行口1与CP2101连接，CP2101有个集成的内部振荡器和USB收发器，所以无需其它外部USB电路组件。连线图如图4.2所示：图4.2CP2101电路图4.3数据存储24小时采集的心电信号数据量计算如下：采样率500点/s，每个点用8位表示．则数据量为QUOTE。这样大的数据量可以采用Flash或者移动存储卡的形式存储。考虑到SD卡能用读卡器直接读入PC机，所以将SD卡作为存储设备。SD卡(SecureDigitalMemoryCard)是一种基于半导体快闪记忆器的新一代记忆设备，由松下、东芝和SanDisk公司共同开发研制，体积小，但拥有高记忆容量、快速数据传输率、极大的移动灵活性和很好的安全性。SD卡集合了SanDisk快闪记忆控制和MLC(MultilevelCell)技术和东芝NAND技术，通过9针的接口与专门的驱动器相连接，不需额外的电源来保持其上的记忆信息。传输速率高达20MB/S，并且具有物理写保护开关，保证数据的安全性。SD存储卡定义了两种可选择的通信协议：SD模式和SPI模式。主机能自动选择其中任意～种模式。当接收到主机的复位指令后，卡能检测到主机要求的模式，并在这种通信模式下进行下一步的通信。SD通信协议又分为1位总线模式和4位总线模式。最新的SDIO卡规范规定高速I/O卡必须支持SD存储卡的所有通信模式。SPI接口协议首先是由Motorola公司提出来的，现在广泛存在于各类微型控制器中。SPI总线系统是一种同步串行外设接口，允许MCU与各种外围设备以串行方式进行通信、数据交换。SPI系统可直接与各个厂家生产的多种标准外围器件直接接口，SPI系统一般使用4条线：串行时钟线CLK、主机输入/从机输出数据线MISO、主机输出/从机输入数据线MOSI和低电平有效的从机片选线CS。模块电路图如图4.3所示。CLK、MISO、MOSI和CS四线构成SPI通讯接口，分别与单片机MSP430F149的P3.0-P3.3口相连，因为这四个端口有第二复用功能，即SPI接口。另外CD(CardDetect)和WP(WriteProtect)都是SD卡槽自带的硬件功能(部分卡槽不带此功能)，将它们分别与单片机的P1.0和P1.1口相连，用于检测当前SD卡是否插入，以及写保护是否打开，然后将这些状态通过液晶界面显示出来，供用户选择。本设计具体采用金士顿1GB的SD卡作为存储设备，它在容量和功耗上完全满足设计需求。图4.3SD卡连接电路图4.4时钟日历芯片时间是心电信号分析中一个很重要的参考项,所以时间对本系统来说是一个非常关键的参数。为了给医生诊断提供详细的心电数据和资料，我们必须记录下各段心电信基于MSP430超低功耗MCU的便携式心电监护仪及其系统的研究；因此我们在系统中加入了实时时钟芯片X1208，它是一个SOP封装的8脚的芯片,X体积仅为5mmX4.9mm。X1208是Xicor公司生产的低功耗CMOS型实时时钟集成电路。双端口时钟和报警寄存器可使时钟即使在读写操作期间也能精确地工作。它通过I2C总线方式可与各种单片机接口，具有日历、时钟、计时，可编程定时中断等功能，并提供闰年校正。它有两个独立的闹钟，报警可按秒、分、时、日、月及星期设置。报警输出可作中断请求信号。工作电源及备份电池电源都有宽的电压范围。X1208是标准的I2C总线接口，具有操作简单的特点。4.5液晶显示液晶是介于液体和晶态固体之间的一种各向异性凝聚流体，它既像液体那样具有流动性，又像晶体那样具有光学上的各向异性。从微观结构看，液晶材料的分子形状都是各向异性的，并且具有固有电矩，所以有极性。当受到外电场的作用时，液晶会发生湍流。撤除电场后，分子长轴又重新平行排列起来，沿该方向又恢复透明。我们正是利用液晶的这种效应显示图像和字码的。液晶显示屏(LCD)是由不同部分组成的分层结构。显示屏由两块玻璃板构成，其间由包含有液晶材料的均匀间隔隔开。液晶材料本身并不发光，所以在显示屏两边都设有作为光源的灯管，而在液晶显示屏背面有一块背光板和反光膜。背光板是由荧光物质组成的可以反射光线。它的作用主要是提供均匀的背景光源。当LCD中的电极产生电场时，液晶分子就会产生扭曲，从而将穿越其中的光线进行有规则的折射，然后经过第二层过滤层的过滤在屏幕上显示出来。液晶显示屏一般分为段式和点阵式。点阵式中的点相当于段式中的段，由于点很多，可以显示更为复杂的内容。在本监护终端设计中，我们采用了RTl2864CT点阵式液晶显示器显示菜单和心电波形。RTl2864CT点阵式液晶显示器(LCD)是一个128×64点阵显示模块，它的外形尺寸为54．0ram×50．0mm×7．5mm，具有体积小、质量轻、功耗低等优点。它是STN黄绿模式，EL背光，可以完成图形显示也可以显示汉字。液晶显示器具有8位标准数据总线，6位控制线以及电源线，背光亮度可以通过电位器来调节。液晶显示器LCD与单片机的连接电路如图4.4所示。液晶显示控制模块中使用RS，R/W，E，CS1，CS2作为与MSP430数据总线接口的控制信号。RS是数据／指令控制信号，它控制存取的方式，可实现读写指令或接受数据。R/W是读写控制信号，高电平时液晶显示器工作在读模式，低电平时工作在写模式。CS1、CS2是片选信号，高电平有效，控制液晶的左右半屏显示，当CS1为高电平时，液晶左半屏显示；当CS2为高电平时，液晶右半屏显示。系统中所使用的RTl2864CT液晶显示器内置有DC/DC转换模块，所以不用另外发生调节液晶对比度所需的负压，直接从电源分压即可得到驱动LCD所需的电压值。图4.4LCD显示接口单元4.6本章小结本章设计制作单片机外围电路，包括USB接口电路、存储电路、液晶显示电路等，构成心电存储及显示部分。此设计以MSP430系列单片机MSP430F149微处理器为核心器件，自带A／D转换器，完成了数据采集与转换功能；扩展了USB接口，完成了传输功能。选择1GB的SD卡，完成了数据的存储功能；扩展了液晶显示器，完成数据显示功能。

结论

参考文献