急救心电监护仪的设计

长春工业大学学士论文PAGE46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AT89C51单片机（最高晶振16MHz,与8031完美兼容）和图形LCD显示技术所设计的急救心电监护仪。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ARM-basedECGmachineAbstractInaccordancewiththebigsizeandbulkyvolumeandnoteasytocarryofECGmonitoringequipmentlimitations，anewportableECGcollectingequipmentofreal—timemonitoringandlow-costwasdesigned．ComparedtothestaticECGmonitor，thenewdesignhasobviousadvantageseasytocassyandfittoreal-timeoperate．TheECGwaveformscanbedisplayedintheTFT-LCDreal-timeandshowagoodinteractiveinterface．Cardiopathyisoneofthemostprevalentdiseasesinendangeringpeople’shealth.AndECGisanimportantdiagnostictoolforassessingheartfunction.Thecliniciatrologypracticeshaveshownthemosteffectivewayfortreatingheartdiseaseistopreventandtoprotect,especiallybyhomehealthcare.SoitisvaluabletodesignaportabledomesticECGdetectingsystemtopreventheartdiseases.ThissubjecthasdesignedaportabledetectionmodulewhichisbasedonARMofECG.ThemoduleiscomposedoftheacquisitionpartofECGsignalandtheprocessingpartofECGsignal.ThecollectionpartofECGsignalismainlymadeupofBufferamplifiercircuit,RLdrivecircuit,shielddrivecircuit,Pre-amplifiercircuit,Low-passFilterCircuitandHigh-passFilterCircuit,mainamplifiercircuit,and50Hznotchfiltercircuit.ItsfunctionistoadjustthelowersignaltoacquirethevaluableanalogECGsignalandconvertittodigitalsignal，whichissenttothePCprocessbyserialcommunication.ThemainfunctionoftheprocessingpartofECGsignalareQRSdetectingandcalculationoftheheartrate.AsaprecedingstudyofthemoduleofportableECGdetectingsystem,thesoftwareandhardwarearedesignedinthispaper.ThismodulehasachievedthegoalssuchasECGsingalacquisition,QRSdetectingandthecalculationofheart.Therefore,thisgroundworkwillgreatlyfacilitatethefollowingresearches.Keywords:ECG；DataAcquisition；ECGFiltering；QRSdetecting目录第一章绪论 41.1课题研究意义 71.2国内外研究现状与文献综述 81.3设计主要研究内容与系统总体设计 10第二章心电图的产生和特征 112.1体表心电图 112.2心电的产生 112.3各波形的意义 122.4常见的心律异常类型及特征 132.5心电图的导联 142.6心电信号的特征 152.7心电信号常见干扰 162.8本章小结 16第三章心电硬件电路设计 173.1采集电路设计 173.1.1心电信号放大器设计要求及电极的选择 183.1.2跟随电路 203.1.3前置放大电路 213.1.4双T陷波电路 233.1.5滤波电路 243.1.6二级放大 253.1.7右腿驱动与威尔逊网络 263.1.8电位提升 283.1.9导联脱落及预警电路 283.2控制、存储及接口电路设计 293.2.1中央处理器及其外围模块 293.2.2TFT-LCD液晶接口设计 303.2.3SD卡接口与USB数据传输设计 313.3电源电路设计 323.3.1隔离电源电路 323.3.2充电电路 323.4本章小结 33第四章软件部分设计 344.1IAR开发环境介绍 344.2程序流程图 344.3软件设计方法实现 354.3.150Hz窄带陷波器的研究 354.3.2生物医学滤波 364.3.3QRS波检测识别 384.4本章总结 39第五章总结与展望 405.1总结 405.2展望 40致谢 41参考文献 42附录1：程序清单 44附录2：系统原理图 48第一章绪论英国学者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。1901年，Einthoven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。1905年正式用于临床,记录出室上性阵发性心动过速。1924年由于此项发明，Einthoven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(EGG)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ECG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40％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20世纪60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(CCU)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90％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CCU监护病房后，冠心病人的死亡率从原来的40％下降到12．5％。心电监测仪使人们可以～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ccu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16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16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。CCU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，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倍于记录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ECC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。HOLTER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)HOLTER系统实现将病人的数据记录在磁带或大容量RAM上，然后再进行处理和诊断。它能对异常心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-11,电活动，不能及时发出报警和采取治疗措施。从这个意义讲，HOLTER系统并不具备监护作用。(2)24小时甚至48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HOLTER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、还是在一些特殊场合下，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ECG波形显示和ECG自动分析处理的心电监护仪。1.1课题研究意义心脏病是危害人类健康的主要疾病．据统计，世界上死于心血管疾病平均每年有几百万人，心血管疾病已经成为威胁人类生命的主要疾病。据统计，全世界死亡人数中。因此类疾病死亡约占三分之一，很多病人都是由于没能及时发现病变，而延误了治疗。在我国有44％的死亡人数因心血管疾病而死亡，可见心脏病己成为危害人类健康的多发病，因此心脏系统疾病的预防和诊断已经成为当今医学界面临的首要问题。国际上，医学界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，所以，准确地对心电信号提取，为医生提供有效的辅助分析手段对生物医学工程来说是重要而有意义的课题。医学实践表明，如果能够及早发现心律失常先兆，对猝发性心律失常患者，及时采取抢救措施，其中70％~80％的病患者可以因此避免死亡。在电子技术发达的今天，医用电子监测、监护系统，以普遍应用在临床上。像这种以心电图作为首位监护参数的仪器，也称为心电监护。常规心电图是由心电图仪记录下来的心电活动，并要求病人在医院静卧，一般用12个导联，反映了额面和横面上的心电变化，能够从多个角度观察到心脏信息的活动情况。可以定位诊断心肌梗塞、早搏、左前支阻塞和左后分支阻塞等，是心脏病诊断的重要措施，通常常规心电图能够记录6～100个心脏搏动周期，历时仅几秒～1分钟左右，但是只能得到较少有关心脏搏动状态的信息。一天24小时正常人心搏数可以达10万次以上，在有限固定的时间内，记录发生心率失常的概率相当低，特别是一些阵发性心率失常，即使病人能够感觉到有症状产生，但在做常规心电图检查时难以捕获。研究表明通常监测lrain心电图只能检测出10％病人的心率失常，24h则能检测出85%~90%病人的心率失常。日常活动过程中对人们进行心电监护，长时间记录分析得到的动态心电图，包含各种情况下的心电图形。这样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就能被检测到了，并且还能将出心脏类疾病发作的频率进行记录和分析引起它们发作的原因。所以，动态心电图有助于诊断心绞痛和心律失常；有助于鉴别头晕、昏厥、胸痛和心悸是否由心脏原因所引起；可以监测心肌梗塞病人康复期；可用于细致研究抗心绞痛和抗心律失常药物的疗效；也同样可以用作观察人工心脏起搏器的治疗效果，从而有效提高临床心电图诊断的价值。实践表明，应用动态心电监护长时间连续记录心电，其24小时动态心电图检查可以有效检测出70%~90%冠心病心肌缺血患者。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效，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上世纪三、四十年代，NormanJ．Holter致力于生物信号遥测技术的研究，在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、心电电波形保真度高等。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ARM7系列LPC213X系列的基本理论，熟悉各个模块的结构与功能，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，包括打印机接口电路、存储电路、液晶显示电路等，构成心电存储及显示部分。本论文的组成主要包括：第一章：绪论。主要引用介绍中外心电图机现状。第二章：心电图的产生和特征。主要阐述心电信号产生原理及论文硬件总体框图。第三章：心电图机硬件结构及原理。主要说明此次设计心电图机，硬件原理及组成部分。第四章：心电图机软件设计思想。主要说明此次设计心电图机软件组成QRS波形检测，以及软件滤波实现。第五章：总结与展望。总结此次设计的不足以及心电图机发展的展望。 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[1]。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]。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[3]。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)[4]。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[3]。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]。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。第三章心电硬件电路设计根据第二章的研究及阐述。我们设计的硬件电路的整体结构如下图3-1：电源适配器人体电极电源适配器人体电极跟随电路前置放大时间常数电路右腿驱动电路双T网络威尔逊网络89C51单片机网络电位提升导体脱落检测运算放大液晶显示打印机3.1采集电路设计便携式心电检测系统的硬件设计目的是实现心电信号数据采集。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3-2：图3-2采集电路示意图3.1.1心电信号放大器设计要求及电极的选择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R0。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R0(那么电阻R0=R＋R0(R0>>R)。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RS1,RS2,如果RS1不等于RS2，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。6．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。3.1.2跟随电路为了可以确保病人与仪器的安全，本课题选用静电防护及过压保护所用的BK22001002MKT放电管作为保护电路BK2200102MKT为瞬态抑制二极管（TransientVoltageSuppressor）简称TVS，是一种二极管形式的高效能保护器件。心电图机所允许输入的信号有一定的幅度限制，当输入信号的幅度超过90V时会通过放电管TVS管来将其放掉以此来起到保护芯片的作用。当TVS管的两极受到反向瞬态高能量冲击时，它能以10的负12次方秒量级的速度，将其两极间的高阻抗变为低阻抗，吸收高达数千瓦的浪涌功率，使两极间的电压箝位于一个预定值，有效地保护电子线路中的精密元器件，免受各种浪涌脉冲的损坏。采用瞬变电压保护器TVS保护放大器不被人体静电损坏。放电期间组成的高压保护电路，其保护电压在90V左右，当高于90V的电压加到放大器输入端时，放电管击穿，而放电管的一端接地，故高压可对地旁路而保护了机器。电路中的BAV99起到低压保护的作用，当输入到电路的信号幅度小于-5V时，信号会通过BAV99将其消除，以免电路的功能受到影响800M电阻是一个上拉电阻当心电图机的导联线没有插上或者是没有接到人体上时，它会将电压给拉高使U2即064芯片输出一个高电压，这个高电压会通过后边的电路给单片机一个低电平信号，进而使屏幕显示导联脱落的信息。如果导联线接好，信号就不会经过这个上拉电阻了。跟随出来的电压会非常的小，再通过后边的电路就会给单片机一个高电平信号，在屏幕上显示正常。图3-3跟随及保护电路由10k电阻和62pF的电容组成低通滤波电路，心电信号的的频率范围为0.05-150HZ。在采集心电信号的同时会有很多其他频段的干扰信号，所以说要设计滤波电路。滤除干扰信号的频率计算公式为：F=1/2*3.14RC，通过该公式就可以计算出这部分电路所滤出的频率波。LM324用于电压跟随，实现阻抗变换高阻抗输入，低阻抗输出，进而实现了输入级信号的隔离。3.1.3前置放大电路放大电路的作用有两方面：1、放大差模信号（心电信号），2、抑制共模信号（干扰信号）。整个放大系统需要放大497.972=500倍，由前级放大9.47倍，后级放大52倍。前级放大由芯片INA128UA及其应用电路来完成，后级放大由芯片TLC2254或TLC274CPWR及其应用电路来完成，虽然两种芯片都有放大的功能但其工作的原理、应用电路和放大倍数的计算公式并不相同。芯片AD620的放大倍数公式为：G=1+50/RG芯片AD620的放大倍数公式为：G=1+RZ/R-RG是芯片AD620的8脚和1脚之间连的电阻，RZ是芯片AD620的1、7、8、14脚和负端的电阻,R是芯片AD620的2、6、9、13脚连得电阻。前置放大是对心电信号进行放大的第一级放大器，又称一级放大。由于其输入的心电信号比较小，且混入了一些干扰信号，因此，一级放大的功能是对输入的心电信号进行限幅放大，将幅度在uV级、频率在0.05-150HZ内的心电信号放大到可以观察和记录的水平，同时滤除干扰信号。在一级放大之后由0.33uF/160V的电容和10M的电阻组成高通滤波电路这里还涉及到时间常数的图3-4AD620外接电路图问题。所谓的时间常数是指:当有直流信号输入时，心电图机的输出幅度从100%下降到37%左右所需要的时间。一般时间常数大于1.5s，通常选为3.2s。时间常数过小，幅值就下降过快，甚至当输入方波信号时，输出会变为尖脉冲，若是心电信号，则造成波形失真。这个高通滤波电路同时也组成时间常数电路。时间常数t=RC=0.33uF*10M=3.3s.由此可知此部分电路在滤波的同时还保证了心电波形的不失真。前级放大采用微功耗仪表放大器AD620芯片。AD620是一个体积很小的8脚塑封的器件，具有高共模抑制比(CMRR)、高输入阻抗、低功耗、低噪声和低输入偏置电流等特点，其最大输出电流仅为1.3mA。通过调节1脚和8脚间电阻Ik阻值可设置增益为1到1000。由于其具有电压范围宽、体积小、功率非常低等特点，因而适合应用于低电压、低功耗的场合，特别适合于心电等微弱低频信号的放大。AD620的单片结构和激光晶体调整,允许电路元件紧密匹配和跟踪,从而保证电路固有的高性能。AD620为三运放集成的仪表放大器结构,为保护增益控制的高精度,其输入端的三极管提供简单的差分双极输入,并采用B工艺获得更低的输入偏置电流,通过输入级内部运放的反馈,保持输入三极管的集电极电流恒定,并使输入电压加到外部增益控制电阻RG上。AD620的两个内部增益电阻为24.7K,因而增益方程式为（3.1）（3.2）AD620的为三运放仪表放大器，其顶试图及内部结构图如图所示。图3-5(a)AD62引脚示意图(b)AD62的内部结构及为防止AD620工作于饱和区或截至区，前级增益不易太大，因此设计第一级的放大倍数为10倍[6]。3.1.4双T陷波电路正常的心电信号频率范围为0.05～150Hz,而90%的心电信号(ECG)频谱能量集中在0.25~35Hz之间。受到各种噪声的干扰,噪声来源通常有下面几种:工频干扰、电极接触噪声、人为运动肌电干扰(EMG)、基线漂移等。其中这些干扰中50Hz的工频干扰最为严重,也是最难消除的。其他的各种噪声通过高截低通、高通低截滤波方法可以很好地消除,主要讨论50Hz的工频干扰的滤除。由于采用TMS320C32,所以,从硬件和软件两方面对其进行消除。硬件部分采用双T有源滤波器。如图3.6：图3-7双T陷波电路在总电路图中，带阻滤波器和双T桥组成。其中双T网络是RC选频电路，在电路中网络是对称的可以证明其陷波频率是：(3.3)(3.4)无源双T陷波电路Q值太低不能满足要求，所以为了满足要求双T网络纵臂不接地，而接到运算放大器U4C输出端，U4C将U1D部分输出信号反馈到双T网络的纵臂，由于这是正反馈，具有频率增强作用，使阻带变窄，Q值提高，可提高电路的选择性，由于U4C、U1D都接成电压跟随器组态，因此电路的反馈系数为(3.5)可以证明，该有源带通滤波器的Q值为：(3.6)其中Q<F<1有上公式可知，F值越接近于1，Q值越大。同时可以改变和的值可调节Q值。在本电路中，为了消除各种工频（50Hz）干扰，保留有用信号，采用了陷波50Hz的高Q陷波电路。取=5K，=500k,所以，(3.7)(3.8)由于电路中U4C和U1D都是跟随器，保证了陷波频率稳定，能有效滤除50Hz工业频率产生的干扰，Q值的提高保证了有用信号不被衰减。3.1.5滤波电路由上一结已经提到在心电信号测量过程中会有各种各样的噪声干扰，如上结已经提到的工频干扰、电极接触噪声、人为运动肌电干扰(EMG)、基线漂移等等。所以在构建50Hz工频陷波器的同时，我们还需要设计一个通带滤波器,使心电信号（ECG）能在频率范围为0.05~150Hz内完整保存。根据设计需要我们应该对整个心电图机采集过程中的时间进行设计，根据要求当有直流信号输入时，心电图机的输出幅度从100%下降到37%左右所需要的时间应该大于1.5S。在此次设计中选为3.2s。时间常数过小，幅值就下降过快，甚至当输入方波信号时，输出会变为尖脉冲，若是心电信号，则造成波形失真。由高通滤波电路组成时间常数电路。时间常数t=RC=0.33uF*10M=3.3s.由此可知图3-8高通滤波及时间常数电路高通滤波电路在滤波的同时还保证了心电波形的不失真。主要滤除零漂产生的共模量，使基线处于水平位置。又要考虑阻带变换。所以，我们设计的心电图机采用无源高通滤波以及有源二阶低通滤波电路完成。对于二级低通滤波电路我们仍然选用LM324。因为这样做我们替换器件方便。方便规模化生产。二阶低通滤波提供-40dB/十倍频的衰减。高通截止频率：(3.9)本电路中C=0.1uF,R=27所以f=58.9HZ本级放大倍数(3.10)心电频率为0.05HZ～100HZ。通频带能容纳下心电信号的主要分频量。图3-9二阶低通滤波电路实际上高通滤波和低通滤波组成了一个带通滤波电路，滤除各种高低频干扰，保证心电信号的正常通过。3.1.6二级放大二级放大完全是对整个放大电路的补充与完善。因为心电信号（ECG）数量级是uV级别的。所以，我们要将心电信号放大近500倍进而达到mV级别，这样才方便我们进行打印与屏幕显示。符合国家标准，方便医生病人观看。所以消除共模干扰的前提下，考虑增益倍数。我们仍然选用LM324四运放通过调节外围电路进行放大。如下图3-10：图3-10二级放大电路3.1.7右腿驱动与威尔逊网络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本安全用电措施。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3-11右腿驱动通过威尔逊网络找到人体零极点使人体，电极，屏蔽罩构成模拟地。在模拟地上测量心电信号就有了一个比较的基准。图3-12威尔逊网络威尔逊网络人体零点的计算公式的计算是由基尔霍夫公式推导出来的。基尔霍夫电流定律（KCL）：在集总电路中，任何时刻，对任一结点，所有流出结点的支路电流的代数和恒为零。基尔霍夫电压定律（KVL）：在集总电路中，任何时刻，沿任一回路所有支路电压的代数和恒为零。威尔逊网络公式的推导：为了方便计算，其中LA的电压设为V1，RA的电压设为V2,LL点的电压设为V3，20K的电阻设为b，30K的电阻设为a，设电流方向为LA->RA->LL.根据基尔霍夫定律可得：{（V1-V2)/2b+(V1-Vcom)/a-(V3-V1)/2b=0(V2-V3)/2b+(V2-Vcom)/a-(V1-V2)/2b=0(V3-V1)/2b+(V3-Vcom)/a-(V2-V3)/2b=0}简化的：{a(V1-V2)+2b(V1-Vcom)-a(V3-V1)=0a(V2-V3)+2b(V2-Vcom)-a(V1-V2)=0a(V3-V1)+2b(V3-Vcom)-a(V2-V3)=0}三式相加的：V1+V2+V3=3VcomVcom=1/3(V1+V2+V3)3.1.8电位提升由于本系统的A/D转换是通过单品机电源电平供电的，而ECG信号经过放大后会是交变信号，为了是心电信号不失真，必须在把信号送到A/D转换之前，把电平给抬升上去。这里采用了一个2．5v的稳压管LM385经电阻分压，从而把电平抬升上去[9]，如图3-13所示图3-13电平抬升电路3.1.9导联脱落及预警电路由跟随电路输出的信号在输入到一级放大的同时也会流经导联脱落检查电路，电路如图3.4所示。输进来的信号会和CAMP同时输入到LM339芯片，其中CAMP是由300k电阻和100K电阻分5V的电压所得，大约为1.25V.当没有插导联线时输入到LM339负端的电压为5V这时LM339会输出-5V的电压，然后会后边的+5v一样都经过100K电阻分压后相中和，最后会给单片机一个信号，显示导联脱落；相反，当导联线插好时，就会给339芯片的负端输入0V的电压，在输出端就会输出+5V的电压，经过分后就会给单片机一个不同的信号，在屏幕上显示NORM。图3-14导联检测电路3.2控制、存储及接口电路设计3.2.1中央处理器及其外围模块数字电路部分以单片机89C51为核心，配以ADC0804模数转换器DAC0832数模转换器,液晶显示电路。AT89C51是一种带4K字节FLASH存储器（FPEROM—FlashProgrammableandErasableReadOnlyMemory）的低电压、高性能CMOS8位微处理器，俗称单片机。AT89C2051是一种带2K字节闪存可编程可擦除只读存储器的单片机。单片机的可擦除只读存储器可以反复擦除1000次。该器件采用ATMEL高密度非易失存储器制造技术制造，与工业标准的MCS-51指令集和输出管脚相兼容。由于将多功能8位CPU和闪烁存储器组合在单个芯片中，ATMEL的AT89C51是一种高效微控制器，AT89C2051是它的一种精简版本。AT89C51单片机为很多嵌入式控制系统提供了一种灵活性高且价廉的方案。89C51性能及特点主要包括：（1）与MCS-51兼容（2）4K字节可编程FLASH存储器（3）寿命：1000写/擦循环（4）数据保留时间：10年（5）全静态工作：0Hz-24MHz（6）三级程序存储器锁定（7）128×8位内部RAM（8）32可编程I/O线LPC213X是基于实时仿真和跟踪的16/32位ARM7TDMI-S（TM）CPU的微控制器。并带有32/64/128/256/512K字节嵌入的高速Flash存储器。128位宽度的存储器接口和独特的加速结构使32位代码能够在最大时钟速率下运行，对代码规模有严格控制的应用可用16位Thumb模式代码规模降低超过30%[10]，而性能的损失却很小。较小的封装和极低的功耗使LPC213X非常适用于通信网关﹑协议转换器﹑软modem声音辨别和低端成像技术，为它们提供满足的缓冲区空间和无与伦比的处理功能。4个32位定时器﹑1个或2个10位8路ADC﹑1个DAC（LPC2131）除外﹑六个PWM通道和多达47个GPIO以及多达9个边沿触发器或电平触发的外部中断使他们他别是用于工业控制和便携式医疗系统[11]。3.2.2TFT-LCD液晶接口设计TFT-LCD因其厚度薄且画面质量优异，能够实现信息的高速度、高亮度及高对比度显示的功能，已被广泛应用在图像显示系统中。虽然TFT-LCD具有良好的显示性能，但TFT-LCD的驱动信号非常复杂，同时外围的控制单元需要处理的数据量非常大。例如：假如TFT-LCD分辨率为640×480的彩色，那么显示一幅彩色图像就需要处理900kbyte的数据量，如此大的数据量对于传统的单片机等处传统理器来说显得无能为力。由于图像数据量大，目前图像大都采用压缩后再存储，其中JPEG(JointPhotographicExpertsGroup)格式的压缩图像应用最为广泛。为了解决图像等大容量数据在TFT-LCD显示屏上的应用，本文提出了一种基于LPC213X的彩色液晶显示模块。模块实现对字符及彩色RGB格式图像的显示及处理，同时还可以显示jpeg格式的图像。由于液晶显示屏只能接收RGB格式的图像数据，为了实现对jpeg格式的图像显示，必须对压缩图像进行解压缩，jpeg格式图像的解码功能在LPC213X上实现。本文提出的方法简化了彩色TFT-LCD图像显示的设计难度，同时为JPEG格式的解码及液晶显示提供了一种实现方法。液晶显示模块可以方便地与外接系统接口，实现图像显示模块的功能。3.2.3SD卡接口与USB数据传输设计SD存储卡（SecureDigitalMemoryCard）是为音视频消费电子设备的安全性、容量、性能和环境等要求而设计的一种存储卡，其安全模式采用双方认证与“新的密码算法”技术，防止卡中内容不被允许使用。SD卡的通信由一个9引脚接口（时钟、命令、4条数据线和3条电源线)实现，可以在最高25MHz频率和低电压范围内工作。在便携式监控系统中，SD卡可用来存储监控采集数据。USB协议规定了一些基本准则，每个设备的端点0都是可用的，属于控制端【11】，有了这种的媒介途径，主机就开始通过端点0向设备发出一些获得相关设备基本状态的命令。这些基本状态可以反映USB设备所属的类别及子类，反映配置状态、接口状态和端点状态，主机按照USB协议建立设备间数据通道。主机向设备提出的这些命令实际上是USB协议中规定的各种标准请求，设备向主机传送相应的描述符，包括设备描述符、配置描述符、接口描述符、端点描述符等。为了使软件可移植性强、易维护[15]，采用了分层的方法编写PDIUSBD12驱动程序。USB驱动程序分层结构表如表1所示。表3.1USB驱动程序分层结构表文件名简要说明相关性D12HAL.cPDIUSBD12与MCU命令接口与硬件相关D12CI.cPDIUSBD12命令接口与硬件相关Chap_9.cUSB协议层与硬件相关Descriptor.cUSB协议层与硬件相关D12Driver.cUSB应用层与硬件相关硬件接口（D12HAL.c）包含最底层的函数。D12命令接口（D12CI.c）实现PDIUSBD12的命令接口以简化器件的编程。该层的函数及其功能如下：

(1)读取芯片ID号：uint16D12_ReadChipID(void)

(2)设置地址/使能：voidD12_SetAddressEnable(UINT8bAddress，UINT8bEnable)

(3)设置端点使能：voidD12_SetEndpointEnable(UINT8bEnable)

(4)设置模式：voidD12_SetMode(uint8bConfig，uint8bClkDiv)

协议层(Chap_9.c)和Descriptor.c用来处理标准的USB设备请求及特殊的厂商请求，如DMA等。USB主机通过标准USB设备请求，可设定和获取USB设备的有关信息，完成USB设备的枚举。

所有请求都是通过端点0接收和发送SETUP包完成的。接收主机SETUP包的函数为ep0_rxdone()，所有SETUP包都由函数c