基于單片機(jī)便攜式心電圖儀的研究與設(shè)計(jì)

1、基于單片機(jī)便攜式心電圖儀的研究與設(shè)計(jì) 便攜式心電監(jiān)護(hù)儀 指導(dǎo)老師： （08級 電子科學(xué)與技術(shù)專業(yè)）摘 要 本系統(tǒng)以TI公司的高精度儀表放大器INA2331和低功耗AT89C51單片機(jī)為核心，實(shí)現(xiàn)了兩路心電信號(hào)的采集和顯示。設(shè)計(jì)采用右腿驅(qū)動(dòng)電路和 高通負(fù)反饋濾波器等抑制干擾措施，提高了放大器的共模抑制比；選用內(nèi)部資源 豐富的 AT89C51單片機(jī)和12864液晶顯示器 LCD 實(shí)現(xiàn)了心電信號(hào)的動(dòng)態(tài)顯示。結(jié)果表 明系統(tǒng)各項(xiàng)技術(shù)指標(biāo)達(dá)到了設(shè)計(jì)要求，具有低功耗低成本的特點(diǎn)。 Abstract The system which takes the high-precision instrumentati

2、on amplifier INA2331 and low-power AT89C51 MCU as the core has realized two_channel ECGs detection, storage and display 。It adopts a right-leg -driven circuit、a high-pass filter with reverse feedback and so on，which makes the CMRR of the preamplifier higher 。By adopted the inner resourceful AT89C51

3、single chip and 12864 LCD the ECG can be recorded and playbacking demonstrated 。The results indicate that the major technical specifications of the system meet the design equirements, The system has the following features, such as low-power、and low-cost 。 第 1 章 緒論 1.1 研究背景及意義 近年來，隨著社會(huì)的進(jìn)步和經(jīng)濟(jì)的發(fā)展，生活水平的

4、逐步提高，以及我國人口老齡化程度越來越嚴(yán)重，心臟病一類的疾病的發(fā)病率不斷攀升，嚴(yán)重影響人們的身體健康，成為威脅人類健康的第一因素。在我國，因心腦血管疾病死亡的人數(shù)約占總死亡人數(shù)的 44% 。根據(jù)2008 年中國慢性心臟病年報(bào)顯示，國內(nèi)每年近50%的死亡病例為冠心病，且該數(shù)字在逐年遞增1 。去年約有 16 萬名患者接受支架植入手術(shù)，手術(shù)施行總數(shù)的年增長率超過 20% 。據(jù)估計(jì)我國心腦血管疾病每年耗費(fèi)達(dá) 3000 億元，然而受測試手段的局限，知曉率、治療率及控制率仍然很低，特別是知曉率是有效防治心腦血管疾病的關(guān)鍵因素，而有效的便攜式心電檢測監(jiān)測儀器是完成早期發(fā)現(xiàn)的有力工具。 心臟能夠有規(guī)律性的發(fā)生

5、興奮和收縮，從而推動(dòng)血液的循環(huán)。在心臟肌肉每次收縮之前， 都有一股微小的生物電流產(chǎn)生。由于人體的體液能夠?qū)щ?，這些微小電流通過體液的傳遞就會(huì)反映到人體的表面皮膚上，由于身體各部分組織不同，距心臟的距離不同，從而造成體表的不同部位的電位有所不同。根據(jù)這個(gè)現(xiàn)象，出現(xiàn)了一些心電檢測儀器，通過測量人體這些生物電信號(hào)，從不同角度觀察心臟的活動(dòng)情況，并將心電圖顯示出來。這對心臟基本功能及其病理研究方面，具有重要的參考價(jià)值 。 心電圖能夠反映心律的運(yùn)行狀況，一定程度上反映心肌受損的程度、發(fā)展過程以及心房、心室的功能結(jié)構(gòu)情況。從而能夠在心臟手術(shù)和藥物的使用上提供一定的參考價(jià)值。然而在檢查心臟功能的時(shí)候，心電圖

6、并非是必不可少的指標(biāo)，因?yàn)樾碾妶D比較復(fù)雜，有時(shí)正常的心電圖不一定證明心功能正常，相反，心肌的損傷和功能的缺陷并不總能反映在心電圖中 。 常規(guī)心電監(jiān)護(hù)設(shè)備具有體積笨重、價(jià)格昂貴和不便于攜帶的局限性，隨著社會(huì)生活水平的提高，家庭化的醫(yī)療器械開始逐漸進(jìn)入人們的日常生活，家庭化的心電圖儀器具有體積小、 方便使用的優(yōu)點(diǎn)，但功能沒有專業(yè)的大型的醫(yī)療設(shè)備齊全，但在一定程度上滿足了人們的基本應(yīng)用。比如能夠在家庭或則其他地方很方便的進(jìn)行心電圖信號(hào)的測量，并把波形顯示出來通過一定的處理，做基本的診斷，并把數(shù)據(jù)存儲(chǔ)起來，然后可以提交到專業(yè)機(jī)構(gòu)做進(jìn)一步的診斷。對于一些行動(dòng)不便的病人，便希望利用互聯(lián)網(wǎng)技術(shù)，把數(shù)據(jù)通過遠(yuǎn)

7、程傳送的方式，提交到專業(yè)機(jī)構(gòu)或指定的醫(yī)藥。便攜式心電設(shè)備的使用也有利于醫(yī)生在急診或查房的時(shí)候方便快速的進(jìn)行病情診斷。 因此為了能夠在更多場合進(jìn)行診斷，出現(xiàn)了各種各樣的便攜式心電圖設(shè)備，常規(guī)心電圖是病人在靜臥情況下由心電圖儀記錄的心電活動(dòng)，歷時(shí)時(shí)間短，只能獲取少量信息，所以在有限時(shí)間內(nèi)即使發(fā)生心律失常，被發(fā)現(xiàn)的概率也是很低的。而便攜式監(jiān)護(hù)裝置可以在家庭里進(jìn)行長時(shí)間的實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)，并把數(shù)據(jù)存儲(chǔ)起來。這樣患者就不必長時(shí)間的靜臥在醫(yī)院，就可以得到實(shí)時(shí)的監(jiān)護(hù)，所以研發(fā)便攜式心電監(jiān)護(hù)產(chǎn)品具有重要意義。 本課題主要研究開發(fā)便攜式心電圖儀，即將普通心電圖設(shè)備小型化、家庭化，具有低價(jià) 位、體積小、便于攜帶和使用方便

8、等特點(diǎn)。 1.2 國內(nèi)外研究現(xiàn)狀和發(fā)展趨勢 綜觀當(dāng)前心電檢測儀器發(fā)展趨勢，主要向以下幾個(gè)方向發(fā)展： (1) 數(shù)字化 隨著計(jì)算機(jī)科學(xué)、機(jī)械電子的迅猛發(fā)展，醫(yī)療器械的數(shù)字化程度越來越高，比如數(shù)字濾波器的使用，極大的降低了心電干擾，提高了心電判斷的準(zhǔn)確率。 (2) 無線化 無線傳感技術(shù)的發(fā)展能夠促使心電檢測無線化，從而擺脫傳統(tǒng)心臟檢測的繁瑣程序。同時(shí)，能減輕病人的心里緊張程度，實(shí)現(xiàn)心電檢測的方便性。 (3) 自動(dòng)化 自動(dòng)測量和分析是醫(yī)療儀器的發(fā)展方向，使醫(yī)療器械智能化是目前醫(yī)療器械設(shè)計(jì)的目標(biāo)之一。 (4) 遠(yuǎn)程醫(yī)療 計(jì)算機(jī)技術(shù)、網(wǎng)絡(luò)通信技術(shù)的快速發(fā)展，為遠(yuǎn)程醫(yī)療的實(shí)現(xiàn)提供了可能，將心電數(shù)據(jù)通過遠(yuǎn)程傳

9、輸，在遠(yuǎn)端對心電數(shù)據(jù)加以分析處理并提出診斷結(jié)果，從而實(shí)現(xiàn)遠(yuǎn)程醫(yī)療。如目前出現(xiàn)的基于GPRS 網(wǎng)絡(luò)的遠(yuǎn)程心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)就是這個(gè)發(fā)展趨勢的體現(xiàn)。 總之，科技不斷進(jìn)步，人們的需求也在變化，設(shè)計(jì)符合市場需求的產(chǎn)品是企業(yè)生存的根本，利用高科技帶來的技術(shù)革命去更新醫(yī)療器械更是一個(gè)巨大的市場機(jī)會(huì)，我們相信，在未來幾年里，家庭化的監(jiān)護(hù)設(shè)備必將越來越普及。1.3 論文研究內(nèi)容 目前市場上的便攜式心電圖儀器價(jià)格昂貴、功能復(fù)雜，限制了它們的應(yīng)用，基于此本文設(shè)計(jì)了一種基于 AT89C51 芯片能夠?qū)崟r(shí)監(jiān)控并且 價(jià)格低廉的便攜式心電信號(hào)采集儀。 采用 12864 LCD 實(shí)時(shí)顯示心電波形，具有良好的人機(jī)交互界面。1.3.

10、1 主要工作 本文的目的是通過先進(jìn)微處理器的應(yīng)用研究的主要內(nèi)容是通過將嵌入式技術(shù)、數(shù)字信號(hào)處理技術(shù)和信號(hào)采集技術(shù)的結(jié)合，設(shè)計(jì)一個(gè)能夠完成信號(hào)提取和分析功能的嵌入式心電圖監(jiān)測系統(tǒng)。主要研究工作如下： (1) 心電信號(hào)的檢測方法 (2) 心電圖儀的硬件設(shè)計(jì)： 1) 采集電路：準(zhǔn)確提取生理信號(hào)，把信號(hào)處理為可供采集分析的有效信號(hào)； 2) 處理電路：完成信號(hào)的采集、濾波、顯示等。 (3) 心電圖儀的軟件設(shè)計(jì)： 1) 信號(hào)采集的 A/D 采集程序； 2) 數(shù)字濾波處理程序； 3) 12864 LCD 驅(qū)動(dòng)程序； 第2章 人體心電信號(hào)的醫(yī)學(xué)基礎(chǔ)2.1心電信號(hào)的產(chǎn)生機(jī)理心臟的結(jié)構(gòu)復(fù)雜，可以把心臟看作一個(gè)水泵

11、，能夠不斷地有規(guī)律性的發(fā)生興奮和收縮，從而推動(dòng)著整個(gè)血液的循環(huán)。心電信號(hào)就是有心肌激動(dòng)產(chǎn)生的微小電流，該電激動(dòng)是在心臟機(jī)械收縮之前產(chǎn)生的。圍繞在心臟周圍的組織和體液都具有導(dǎo)電性，這些微小電流總和就通過組織及體液傳導(dǎo)反映到體表上來。從而造成體表不同點(diǎn)之間的電位差不同，通過采集這些電位差就可以繪制出心電圖來。隨著科技的進(jìn)步，各種尖端檢測儀器不斷更新，極大的提高了對心電信號(hào)的研究與分析能力。心電圖是記錄心臟電活動(dòng)狀態(tài)的記錄，包括心臟節(jié)律和頻率以及電壓的高低等信息，可用于診斷各種心律失常、心肌病變、心肌梗塞及心肌缺血等心血管疾病。同時(shí)對心臟病的診斷和治療也提供了確切的理論依據(jù)。2.2心電信號(hào)的特征生物

12、醫(yī)學(xué)信號(hào)都具有信號(hào)強(qiáng)度較弱、背景噪聲較強(qiáng)、頻率范圍一般較低、隨機(jī)性強(qiáng)等特點(diǎn)。當(dāng)今生物醫(yī)學(xué)信號(hào)處理已經(jīng)是一個(gè)重要的研究領(lǐng)域，也是近年來迅速發(fā)展的數(shù)字信號(hào)處理技術(shù)的一個(gè)重要的應(yīng)用方面。心電信號(hào)屬于直接信號(hào)，信源是心臟，具有周期信號(hào)的性質(zhì)，同時(shí)還有非平穩(wěn)的特性，由于干擾因素的存在，心電信號(hào)總是在一定的范圍內(nèi)波動(dòng)，有時(shí)候也會(huì)隨著某種疾病發(fā)生改變，不同的人，其心電圖的波形有差異，這個(gè)差異有時(shí)還很大，但是，一般正常的心電波形都可以劃分為幾個(gè)部分。2.2.1時(shí)域特征通過電極對心電信號(hào)進(jìn)行提取，可以畫出心電信號(hào)的電壓幅度隨著時(shí)間變化的圖形，如圖2.1所示，即是一個(gè)典型的正常心電波形。信號(hào)的幅度很小，一般為10

13、V4mV，典型值是1mV。圖2.1一個(gè)周期的ECG波形心電圖的典型間期和典型段其中“間期”指時(shí)間間隔，而“段”則指波形本身）論述如下：P波：反映兩心房去極化過程的電位變化，左右心房除極波，前部代表右心房激動(dòng)，后部代表左心房激動(dòng)。P-R間期：是從P波起點(diǎn)到QRS波群起點(diǎn)的相隔時(shí)間。它代表從心房激動(dòng)開始到心室開始激動(dòng)的時(shí)間，正常為0.120.20s。若超過0.20s，一般表明有房室傳導(dǎo)阻滯。這一期間隨著年齡的增長而有加長的趨勢。QRS間期：從Q波開始至S波終了的時(shí)間間隔。它代表兩側(cè)心室?。òㄐ氖议g隔?。┑碾娂?dòng)過程。QRS波群的寬度即為QRS時(shí)限，代表全部心室肌激動(dòng)過程所需要的時(shí)間，正常人的時(shí)限

14、最長不超過0.10s。QRS波的形態(tài)、振幅和時(shí)間所包含的心臟信息極為豐富，迄今仍有大量的有用信息尚未被認(rèn)識(shí)，有待進(jìn)一步探討。S-T段：由QRS波群結(jié)束到T波開始的平線，ST段下降不應(yīng)低于0.05毫伏。偏高或降低超出上述范圍，便屬異常心電圖。P-R段：從P波后半部分起始端至QRS波群起點(diǎn)。同樣，正常人的這一段也是接近基線的。心電信號(hào)是一個(gè)近似周期信號(hào)，它的特點(diǎn)是突變性很強(qiáng)，屬于一種非常典型的具有明顯時(shí)頻特性與時(shí)間-尺度特性的生物醫(yī)學(xué)信號(hào)11?？梢钥闯鲂碾娦盘?hào)具有以下特點(diǎn)：(1)微弱性：經(jīng)過實(shí)驗(yàn)測試得出，心電信號(hào)的幅度一般只有0.055mV，均值在1V，很容易受到干擾的影響，極易被淹沒。給信號(hào)的檢

15、測帶來了困難。(2)低頻特性：人體心電信號(hào)頻率比較低，有價(jià)值的頻率范圍一般為0.05100Hz，能量大部分集中在0.0540Hz。(3)高阻抗：人體源阻抗一般較大，可達(dá)幾K至幾十K，其作為心電信號(hào)的信號(hào)源，給心電信號(hào)的檢測帶來了不利，容易造成心電信號(hào)的誤差和失真。(4)不穩(wěn)定性：人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)復(fù)雜，各個(gè)器官之間相互協(xié)調(diào)相互影響，又與外部直接接觸，密切聯(lián)系，所以，無論來之于內(nèi)部的還是外部的影響，都能引起ECG的變化，導(dǎo)致心電信號(hào)的不穩(wěn)定。因此，在對信號(hào)進(jìn)行檢測、處理與分析時(shí)，要考慮這一特性，并采取相應(yīng)的措施。(5)隨機(jī)性：人體周圍的環(huán)境非常復(fù)雜，在檢測時(shí)不可避免的會(huì)受到各種各樣的外界干擾而使心電信

16、號(hào)發(fā)生變化，從而造成心電信號(hào)的隨機(jī)性。不過，這種隨機(jī)性并不是毫無規(guī)律可言，通過對心臟自發(fā)放電的構(gòu)型進(jìn)行統(tǒng)計(jì)并分析，可以發(fā)現(xiàn)放電的內(nèi)在規(guī)律。所以，在對ECG的檢測中，要綜合考慮，既要考慮它的隨機(jī)性，更要重視它的規(guī)律性。2.2.2頻譜特征據(jù)Nitish.V.Thakor等人的研究，直流成分在心電信號(hào)中占的比例很高，濾除直流成分后，頻率主要集中在0.05100Hz，可見心電信號(hào)的頻率較低，強(qiáng)度非常微弱，而其中的能量大部分集中在0.0540Hz范圍內(nèi)。從功率譜上可以看出，心電信號(hào)的能量大部分集中在QRS期間，該期間的頻率峰值一般是在1020Hz之間，在信號(hào)的中、高頻率區(qū)，由于這個(gè)特征在整個(gè)心電信號(hào)圖中

17、非常明顯，因此對QRS波形的檢測變得非常容易識(shí)別。2.3心電信號(hào)的干擾分析心電信號(hào)的微弱性，導(dǎo)致其容易受到各種各樣的干擾。這些干擾給心電信號(hào)的檢測帶來了困難，容易引起ECG信號(hào)的異常，異常心動(dòng)能導(dǎo)致QRS復(fù)合波形態(tài)改變，為QRS上的分類和探測造成了困難，影響了正常的判斷。心電信號(hào)的干擾源一般有兩類：一是來自生理上的，二是來之技術(shù)上的。下面分別討論。2.3.1生理上的干擾(1)肌電干擾13肌電干擾是由皮膚電勢引起的，經(jīng)研究證實(shí)，大約有30mV的電勢在人體內(nèi)外表皮層中存在，隨著人體皮膚的運(yùn)動(dòng)，該電勢會(huì)發(fā)生波動(dòng)，這個(gè)波動(dòng)的電壓隨著電極的采集進(jìn)入前置放大電路并進(jìn)行放大，從而造成心電信號(hào)存在噪聲，還有另

18、外一些因素造成肌電干擾，比如人的刺激或緊張，這些都會(huì)產(chǎn)生一些高頻肌電干擾。研究表明，這些干擾的頻率范圍很廣，頻譜特性接近白噪聲，其頻率一般在5Hz2KHz之間。(2)基線漂移基線漂移一般是由于極化電壓引起的，多數(shù)情況下是由于電極與皮膚之間接觸不好造成的，存在接觸電阻，該電阻與放大器的輸入阻抗形成分壓網(wǎng)絡(luò)，心電信號(hào)波形將隨著稍微劇烈的肢體運(yùn)動(dòng)而發(fā)生改變，從而使心電信號(hào)的準(zhǔn)確性受到了嚴(yán)重破壞，基線漂移頻率約是0.15Hz0.3Hz。2.3.2技術(shù)上的干擾(1)工頻干擾人體周圍無時(shí)無刻都存在著工頻干擾，主要是50Hz電源干擾及其高次諧波干擾。如果不采取一定的去噪手段，可以從心電信號(hào)的頻譜中發(fā)現(xiàn)50H

19、z的幅度極高，基本把心電信號(hào)淹沒掉，這是由于人體的天線效應(yīng)造成的。另外由于工頻干擾并不是固定不變的，其中心頻率會(huì)有一定范圍的波動(dòng)，這種隨機(jī)的過程，造成要完全消除干擾是有困難的。在硬件技術(shù)采取的措施一般是設(shè)計(jì)共模抑制比很高的50Hz陷波電路來盡可能的去除干擾，但是由于線路不對稱性的存在，仍有50Hz工頻干擾混入心電信號(hào)。(2)電極接觸噪聲電極與皮膚表面一般要涂抹一些導(dǎo)電膏以及進(jìn)行適當(dāng)?shù)墓潭?，以防止電極與皮膚表面的接觸發(fā)生松動(dòng)或則脫落，從而防止電極與皮膚的接觸阻抗發(fā)生變化，導(dǎo)致ECG波形變得模糊不清。(3)電磁設(shè)備干擾電磁設(shè)備的干擾范圍比較廣，其中包含系統(tǒng)本身的噪聲，其頻率范圍較寬，并且在不同的環(huán)

20、境會(huì)有所不同，肯定會(huì)對心電信號(hào)的檢測造成影響，為了減少這種干擾，一定要為檢測者提供一個(gè)自然舒適的檢測環(huán)境，遠(yuǎn)離干擾源，并采取一定的屏蔽措施來減少干擾。由以上的分析可見：ECG信號(hào)中的噪聲和干擾存在頻帶寬、幅度大的特點(diǎn)，在進(jìn)行采集時(shí)必須進(jìn)行預(yù)處理，否則采集出的心電數(shù)據(jù)將失去分析與處理的意義。對心電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理常用的技術(shù)就是濾波處理。對于濾波處理方法有兩種：(1)硬件濾波。設(shè)計(jì)高通、低通濾波器，濾除一部分基線漂移，抑制肌電干擾。設(shè)計(jì)50Hz陷波器，濾除工頻干擾。但硬件濾波并不能完全把干擾濾除干凈，并且如果想得到更好的濾波效果，就需要設(shè)計(jì)更高階的濾波器，這樣就不可避免的增加硬件成本，增大系統(tǒng)體積，

21、因此采取硬件濾波的方式作用是有限的。(2)軟件濾波。軟件濾波方法具有硬件濾波不具備的優(yōu)點(diǎn)，通過數(shù)字濾波器的設(shè)計(jì)基本上能夠完成硬件濾波器的功能，并且具有設(shè)計(jì)靈活，參數(shù)可調(diào)的優(yōu)點(diǎn)，而硬件濾波器的各種參數(shù)一旦固定就很難再選擇和調(diào)整。在本設(shè)計(jì)中考慮用硬件濾波和軟件濾波結(jié)合的方式，在前端采集電路通過合理屏蔽和接地等措施，以及設(shè)計(jì)低階的濾波器預(yù)處理一下，將噪聲減小到一個(gè)相當(dāng)?shù)某潭?，然后在軟件中設(shè)計(jì)數(shù)字濾波器，進(jìn)一步濾除干擾，主要實(shí)現(xiàn)對工頻干擾的抑制。第 3 章 心電圖儀系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì) 3.1 總體設(shè)計(jì)的基本原則 嵌入式系統(tǒng)被描述為：“以應(yīng)用為中心、軟件硬件可裁剪的、適應(yīng)應(yīng)用系統(tǒng)對功能、可靠性、成本、體積、功

22、耗等嚴(yán)格綜合性要求的專用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)”，由嵌入式硬件和嵌入式軟件兩部分有機(jī)的結(jié)合在一起。作為一種典型的嵌入式應(yīng)用，本課題研究的便攜式心電圖儀要求具有很強(qiáng)的可移動(dòng)性，便于使用者攜帶，同時(shí)也要求功能完善，能夠?qū)崟r(shí)對心電信號(hào)進(jìn)行處理。本心電圖儀集信號(hào)的采集-處理-動(dòng)態(tài)顯示三大功能于一體。 因此，在開發(fā)過程中，硬件設(shè)備的選擇需要考慮這些特定的需求，有針對性的進(jìn)行器件的選擇和設(shè)計(jì)。我們可以遵循這樣的規(guī)則： (1) 選擇合適的處理器，減少硬件復(fù)雜度并降低成本。 (2) 選擇典型電路，按照模塊化設(shè)計(jì)，系統(tǒng)擴(kuò)展與 I/O 的配置充分滿足應(yīng)用系統(tǒng)的功能要求。 (3) 注重軟硬件結(jié)合，軟件能實(shí)現(xiàn)的功能盡可能由軟件實(shí)

23、現(xiàn)，以簡化硬件結(jié)構(gòu)，降低能耗 和設(shè)備成本。 (4) 必須考慮芯片的驅(qū)動(dòng)能力，有必要的可靠性及抗干擾設(shè)計(jì)它包括去耦濾波、印刷電路板布線、 通道隔離等。3.2 微處理器的選型 MCU 的選擇主要從以下四個(gè)方面來考慮： (1) MCU 在整個(gè)系統(tǒng)中的所承擔(dān)的任務(wù)復(fù)雜程度：在本設(shè)計(jì)中，MCU 要負(fù)責(zé)信號(hào)的采集、信號(hào)的濾波處理、心電波形的顯示。 (2) MCU 的處理速度：本設(shè)計(jì)中，MCU 在進(jìn)行濾波處理的同時(shí)要實(shí)時(shí)顯示出心電波形，因此，處理器要有很高的處理速度。 (3) 對于整個(gè)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)希望盡可能簡化：一個(gè)系統(tǒng)中所使用的元器件越多、電路結(jié)構(gòu)越復(fù)雜，則系統(tǒng)的出問題的概率越大，可靠性與穩(wěn)定性越差。因此在

24、選擇 MCU 的時(shí)候，希望 MCU 內(nèi)部集成功能單元越多越好，這樣就能簡化系統(tǒng)設(shè)計(jì)，增加系統(tǒng)的可靠性及穩(wěn)定性。 (4) 從控制系統(tǒng)生產(chǎn)成本的角度考慮：在本系統(tǒng)中，由于多試家庭使用及野外環(huán)境的不確定性因素較多，萬一出現(xiàn)設(shè)備損壞，希望替換成本越低越好，其中 MCU 的成本占了整個(gè)系統(tǒng)的一部分，能夠降低 MCU 的成本也就能降低系統(tǒng)成本。3.3 系統(tǒng)方案設(shè)計(jì) 系統(tǒng)原理框圖可以用圖 3.1 表示。整個(gè)系統(tǒng)有以下幾個(gè)部分組成： u 采集電路：主要有前置放大電路、帶通濾波電路、主放大電路和電平抬升電路組成， 心電信號(hào)由 電極獲取后送入心電采集電路，經(jīng)處理后得到符合要求的心電信息。 u 處理電路：主要完成對

25、心電數(shù)據(jù)的采集、濾波、分析、顯示。 u 按鍵電路：完成良好的人機(jī)交互。 u 顯示電路：實(shí)時(shí)顯示出心電波形和心電相關(guān)信息。 電極u 電源電路：設(shè)計(jì)穩(wěn)定可靠的電源電路，為整個(gè)系統(tǒng)提供電源，降低系統(tǒng)功耗。 顯示電路前置放大電路帶通濾波電路 LA電極鍵盤電路AT89C51電平抬升電路主放大電路電極右腿驅(qū)動(dòng)電路 RA RL 圖3.1 系統(tǒng)總體原理框圖3.4 信號(hào)采集電路設(shè)計(jì) 有前面討論可知，心電信號(hào)是一種低頻率的微弱雙極性信號(hào)，極易受到干擾而導(dǎo)致信號(hào)失真，必須設(shè)計(jì)合理的調(diào)理電路，盡可能的去除干擾以提取有用的信息，為后面的處理電路提供可供采集和分析的信號(hào)源。對提高整個(gè)系統(tǒng)的可靠性和穩(wěn)定性有重要意義。 3.

26、4.1 電極和導(dǎo)聯(lián)體系的選擇 (1) 電極選擇 心電信號(hào)檢測一般采用體表電極，隨著時(shí)代的發(fā)展金屬電極己經(jīng)成為了體表的連接器。一個(gè)由鹽溶液和膠組成的電極層成為了金屬電極和皮膚的接觸面。身體內(nèi)部電流是由離子運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的，而在導(dǎo)線中的電流是由電子的運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的。完成了離子電流到電子電流的轉(zhuǎn)換。體表生物電極通過與皮膚接觸，致使接界處的離子濃度發(fā)生變化而形成一個(gè)電偶層，因此產(chǎn)生了電勢差(電極電位)其理論值用內(nèi)斯特公式表示為： （3.1） 式中，E0-標(biāo)準(zhǔn)電極電勢；R-氣體常數(shù)；N-正離子價(jià)；F-法拉第常數(shù)；a-正離子濃度。 病人身體的運(yùn)動(dòng)會(huì)導(dǎo)致電極電位的變化，當(dāng)用兩個(gè)電極分別引導(dǎo)生物體兩點(diǎn)的電位時(shí)，如果兩個(gè)

27、電極本身的電位不同則會(huì)造成記錄中的偽差(又稱極化電壓)。這個(gè)小失調(diào)電壓會(huì)隨心電信號(hào)放大1000倍，因此小信號(hào)的變化也會(huì)導(dǎo)致信號(hào)的基線漂移。極化電壓在心電信號(hào)檢測系統(tǒng)中屬于干擾因素，應(yīng)盡量避免極化噪聲的影響。因此在心電測量系統(tǒng)中要求采用非極化或極化電壓微弱的電極。本系統(tǒng)采用表面鍍有AgAgCl的可拆卸的一次性軟電極，并在電極上涂有優(yōu)質(zhì)導(dǎo)電膏，使它更接近非極化電極，有效地抵消極化電壓引起的干擾。圖3.2所示為電極實(shí)物圖。該電極漂移電位非常小，它在Ag層上鍍了一層AgCl。氯離子將在體內(nèi)、電極內(nèi)以及在AgCl層內(nèi)運(yùn)動(dòng)，這里轉(zhuǎn)換成在Ag中的電子運(yùn)動(dòng)并傳導(dǎo)到導(dǎo)線中。這種方法把直流漂移電位減小到與峰值相比

28、非常小的程度。因此，這種電極移動(dòng)導(dǎo)致的基線漂移比其他極化電極要小很多。 (2) 導(dǎo)聯(lián)體系選擇 心電信號(hào)是典型的人體電信號(hào)，人體電信號(hào)本質(zhì)是兩點(diǎn)的電位差信號(hào)，直接加電極于身體并且通過一定的導(dǎo)聯(lián)方式就可以觀察到心電信號(hào)。導(dǎo)聯(lián)方式即輸入導(dǎo)線與電極放置在機(jī)體特定的測試部位(正輸入端)、參比部位(負(fù)輸入端)和接地部位的連接方式。在心電圖學(xué)中有三種基本的導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)第一個(gè)導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)具有最普遍的12導(dǎo)聯(lián)，它定義了一組12個(gè)電位差，用他們來形成標(biāo)準(zhǔn)臨床ECG。Elnthoven于1903年提出雙極肢體I、II、III，1930年Wilson提出V1-V6單極胸導(dǎo)聯(lián)，40年代Goldberger改良了中心電端提出aV

29、R、aVL、aVF單極加壓肢體導(dǎo)聯(lián)。這就是臨床上采用的Einihoven-Wilson12標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)體系。 第二個(gè)導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)規(guī)定記錄VCG的電極的位置，F(xiàn)rank正交校正導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)：正交導(dǎo)聯(lián)指與該導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)相伴隨的導(dǎo)聯(lián)向量是正交的，1956年Frank提出了三個(gè)正交導(dǎo)聯(lián)X、Y、Z，精確測量了相互垂直方向上模擬心臟電活動(dòng)的各分量。 第三導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)為監(jiān)測系統(tǒng)，典型的只分析一個(gè)或兩個(gè)導(dǎo)聯(lián)。該系統(tǒng)的主要目的是可靠地識(shí)別每次心跳并進(jìn)行節(jié)律分析，所以電極的配置應(yīng)以獲得在基本的ECG中有較大的R波為原則。如I、II、III導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)。 本系統(tǒng)是單通道的心電監(jiān)測系統(tǒng)，主要是為了滿足家庭使用，許多變化不是很強(qiáng)烈的心電圖信號(hào)

30、對于患者來說沒有太大用處，所以本系統(tǒng)采用了I導(dǎo)聯(lián)方式。圖3.3為典型的I、III導(dǎo)聯(lián)方式。其中，RA：右臂；LA：左臂；RL：右腿；LL：左腿：+：表示接運(yùn)放的正輸入端；：表示接運(yùn)放的負(fù)輸入端。 3.4.2 前置放大電路設(shè)計(jì) 前置放大電路要完成的功能是實(shí)現(xiàn)信號(hào)的差分放大，該部分電路在整個(gè)采集電路中至關(guān)重要，因?yàn)楹罄m(xù)信號(hào)的處理都是以此為基礎(chǔ)的。因此要選擇一款合適的差分運(yùn)放芯片。選擇時(shí)一般考慮以下幾點(diǎn)： (1) 增益 由于心電信號(hào)非常微弱，均值在1mV左右，而采集電壓一般要達(dá)到1V左右，所以心電放大倍數(shù)在1000倍左右。一般為了抑制零點(diǎn)漂移，提高共模抑制比，應(yīng)該分多級實(shí)現(xiàn)放大。 (2) 頻率響應(yīng)

31、所謂頻率響應(yīng)是指放大器對不同信號(hào)頻率的反應(yīng)，心電信號(hào)的范圍低于100Hz，所以要求放大器要對此頻率范圍的信號(hào)盡可能不失真的放大出來?？梢栽O(shè)計(jì)高通、低通濾波器來壓縮頻帶，濾除該頻帶以外的干擾信號(hào)。必要時(shí)還需要設(shè)計(jì)50Hz工頻干擾抑制電路，通過這樣處理后，得到的信號(hào)才可能有診斷價(jià)值。 (3) 共模抑制比 電極不對稱、電氣設(shè)備運(yùn)行時(shí)的干擾都易產(chǎn)生極化電壓，然后通過放大電路其值極有可能遠(yuǎn)比心電信號(hào)大得多，從而將微弱的信號(hào)淹沒。因此要求放大器有很高的共模抑制比。一般要求要達(dá)到80db以上。 (4) 輸入阻抗 心電信號(hào)是微弱的，且具有高阻抗的特性，只有高輸入阻抗才有可能不失真的引出心電信號(hào)，不然由于分壓的

32、因素，會(huì)極大的衰減心電信號(hào)，從而導(dǎo)致無法正確采集。 (5) 低噪聲、低漂移 在心電放大器中，還有兩個(gè)較重要的參數(shù)即噪聲和漂移。在設(shè)計(jì)心電放大器時(shí)應(yīng)盡量選用低噪聲元件，提高輸入阻抗。另外，溫漂會(huì)引入直流電壓增益從而給心電信號(hào)帶來干擾。因此，選用的放大器要特別注意這兩個(gè)參數(shù)。本設(shè)計(jì)采用美國B-B公司生產(chǎn)的精密儀表放大器INA118。內(nèi)部結(jié)構(gòu)圖如圖3.4。 INA118是低功率、高精度通用儀表放大器，內(nèi)部采用通用的三運(yùn)放設(shè)計(jì)和小尺寸，使之有著廣泛的用途，它在內(nèi)部集成了輸入保護(hù)電路，其增益可由外部可調(diào)增益電阻Rg進(jìn)行調(diào)節(jié)，電源電壓范圍廣、最小共模抑制比高達(dá)110dB，溫漂極小為0.5V/，最大偏移電壓

33、為50V，從上面對分析可知，該放大器非常符合對心電信號(hào)的放大。放大倍數(shù)通過調(diào)節(jié)1和8腳之間Rg的值來實(shí)現(xiàn)，放大倍數(shù)計(jì)算公式為：G=1+50kW/Rg。 精密儀表放大器INA118 作為前置放大器，再輔以合理的其他電路來充分發(fā)揮其作用。差分放大方式確保了高的共模抑制比。圖3.5為前置放大電路的原理圖。U1A和U1B構(gòu)成射極跟隨器，可以穩(wěn)定輸入信號(hào)和提高輸入阻抗和共模抑制比；U3、R13、R14和C10構(gòu)成浮地驅(qū)動(dòng)電路可將人體共模信號(hào)放大后用于激勵(lì)人體右腿，從而降低共模電壓，較強(qiáng)地抑制50Hz工頻干擾。 雖然本系統(tǒng)選用了AgAgCl 去極化電極，但是兩個(gè)電極的極化電壓不可能完全一致，極化電壓差作為

34、差模直流電壓信號(hào)輸入到放大器，會(huì)造成前置放大器靜態(tài)工作點(diǎn)的偏離，嚴(yán)重時(shí)會(huì)導(dǎo)致放大器進(jìn)入截止或飽和狀態(tài)。這種極化電壓的存在限制了前置放大級的增益，為了避免截止或飽和，前置放大電路的增益不能太大，本系統(tǒng)設(shè)計(jì)的前置放大電路的增益為10，即G=1+50K/5.6K=10，Rg=5.6K。前置放大電路3.4.3 濾波電路設(shè)計(jì) 為濾除干擾需要設(shè)計(jì)帶通濾波器，使頻率為0.05Hzl00Hz的心電信號(hào)通過，該范圍以外的信號(hào)將大幅度衰減掉。濾波器有無源濾波器和有源濾波器兩種23 24 25。無源低通濾波器是由無源器件（電阻，電容，電感）組成。其帶負(fù)載后，通帶放大倍數(shù)的數(shù)值減小，通帶截止頻率升高，這個(gè)缺點(diǎn)不符合信

35、號(hào)處理的要求。因此本設(shè)計(jì)選用有源低通濾波器。 由RC元件與運(yùn)算放大器組成的濾波器稱為RC有源濾波器，其功能是讓一定的頻率范圍內(nèi)的信號(hào)通過，抑制或急劇衰減此頻率范圍以外的信號(hào)。具有理想幅頻特性的濾波器是很難實(shí)現(xiàn)的。只能用實(shí)際的濾波器的幅頻特性去逼近理想的特性。常用的方法是巴特沃斯（Butterworth）逼近和切比雪夫（Chebysher）逼近。保證信號(hào)的原形，采用較平坦的巴特沃斯有源濾波。高通濾波器的設(shè)計(jì)與低通濾波器相似，這里不再敘述。 帶通濾波器用高低通濾波器來構(gòu)成，如圖3.6所示。高通濾波器由U5A、C4、R6組成，其截至頻率為f=0.03Hz，低通濾波器由U5B、C5、R7組成，截至頻率

36、為f=110Hz。 基于小型化和成本考慮，硬件濾波只用一階高通濾波器和一階低通濾波器，雖然設(shè)計(jì)了右腿驅(qū)動(dòng)電路，但是仍然有50Hz干擾進(jìn)入電路，本文不再設(shè)計(jì)50Hz陷波器，而改為用軟件的方法通過設(shè)計(jì)數(shù)字濾波器來濾除工頻干擾，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，通過高低通濾波后的信號(hào)波形清晰、特征明顯，雖有一定得工頻干擾，但可以用軟件設(shè)計(jì)來濾除。 3.4.4 主放大和抬升電路設(shè)計(jì) A/D轉(zhuǎn)換的輸入電平要求為03.3V，因此必須實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的高增益放大8001000倍左右。前置電路放大了10倍，理論上主運(yùn)放放大100倍左右即可。在本設(shè)計(jì)中采用兩級放大，第一級放大10倍，第二級通過RJ調(diào)節(jié)放大倍數(shù)，可調(diào)節(jié)最佳的增益輸出，如

37、圖3.7所示，采用的是反向比例放大電路。主運(yùn)放芯片采用OPA2604。 放大后的心電信號(hào)電壓大概為-0.5V1.5V，而A/D的輸入范圍為03.3V，因此需要把信號(hào)抬升，保證能采集到全部的心電信號(hào)。圖3.8為差分輸入放大電路，輸入信號(hào)反向后與正輸入端的電壓相加，正輸入端的電壓可以通過P3滑動(dòng)變阻器進(jìn)行調(diào)節(jié)。從而達(dá)到電平抬升的目的。 3.4.5 電源模塊設(shè)計(jì) 電源電路是整個(gè)系統(tǒng)中十分重要的一環(huán)，隨著便攜式產(chǎn)品的普及，如何降低功耗成為工程師面臨的急需解決的問題。如果電源不穩(wěn)定可能造成系統(tǒng)不能正常工作，嚴(yán)重的甚至燒壞芯片引發(fā)事故。因此電源管理越發(fā)顯得重要。 電源管理是指如何將電源有效分配給系統(tǒng)的不同

38、組件。電源電路設(shè)計(jì)主要考慮用哪種類型的電源器件，輸入輸出電壓，輸出電流以及控制狀態(tài)。 心電采集電路需要土5V電源，AT89C51工作電壓為3.35V，負(fù)電壓可以采用ICL7660S 來產(chǎn)生，它是電荷泵方式的電壓反轉(zhuǎn)器，外圍只需外接兩只低損耗電容，無需電感，降低了損耗、面積及電磁干擾。芯片的振蕩器額定頻率為10KHZ，多用于LCD、儀表中。圖3.9是其典型應(yīng)用。3.3V的電壓采用AMS1117產(chǎn)生，其最大的特點(diǎn)是簡單易用，而且性價(jià)比高，輸入電壓5V12V，直接輸出3.3V。電路如圖3.10所示。 心電采集電路的總體原理圖如圖3.11所示。圖3.11 總體設(shè)計(jì)框圖3.5 信號(hào)處理電路設(shè)計(jì) 通過心電

39、采集電路處理后的信號(hào)符合了采集要求，數(shù)據(jù)處理電路通過A/D轉(zhuǎn)換把模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，進(jìn)而通過對數(shù)據(jù)的分析處理完成后續(xù)復(fù)雜的功能。3.5.1 模數(shù)轉(zhuǎn)換電路ADC0832ADC0832 是美國國家半導(dǎo)體公司生產(chǎn)的一種 8 位分辨率、雙通道 A/D 轉(zhuǎn)換芯片。由于它體積小，兼容性強(qiáng)，性價(jià)比高而深受單片機(jī)愛好者及企業(yè)歡迎，其目前已經(jīng)有很高的普及率。學(xué)習(xí)并使用 ADC0832 可是使我們了解 A/D 轉(zhuǎn)換器的原理，有助于我們單片機(jī)技術(shù)水平的提高。ADC0832具有以下特點(diǎn)：l 8 位分辨率；l 雙通道 A/D 轉(zhuǎn)換；l 輸入輸出電平與 TTL/CMOS 相兼容；l 5V 電源供電時(shí)輸入電壓在 05V

40、 之間；l 工作頻率為 250KHZ，轉(zhuǎn)換時(shí)間為 32S；l 一般功耗僅為 15mW；l 8P、14PDIP（雙列直插）、PICC 多種封裝；l 商用級芯片溫寬為0C to +70C，工業(yè)級芯片溫寬為40C to +85CCS_ 片選使能，低電平芯片使能。CH0 模擬輸入通道 0，或作為 IN+/-使用。CH1 模擬輸入通道 1，或作為 IN+/-使用。GND 芯片參考 0 電位（地）。DI 數(shù)據(jù)信號(hào)輸入，選擇通道控制。DO 數(shù)據(jù)信號(hào)輸出，轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)輸出。CLK 芯片時(shí)鐘輸入。Vcc/REF 電源輸入及參考電壓輸入（復(fù)用）。 ADC0832 為 8 位分辨率 A/D 轉(zhuǎn)換芯片，其最高分辨可達(dá) 2

41、56 級，可以適應(yīng)一般的模擬量轉(zhuǎn)換要求。其內(nèi)部電源輸入與參考電壓的復(fù)用，使得芯片的模擬電壓輸入在 05V 之間。芯片轉(zhuǎn)換時(shí)間僅為 32S，據(jù)有雙數(shù)據(jù)輸出可作為數(shù)據(jù)校驗(yàn)，以減少數(shù)據(jù)誤差，轉(zhuǎn)換速度快且穩(wěn)定性能強(qiáng)。獨(dú)立的芯片使能輸入，使多器件掛接和處理器控制變的更加方便。通過 DI 數(shù)據(jù)輸入端，可以輕易的實(shí)現(xiàn)通道功能的選擇。3.5.2 單片機(jī)AT89C51簡介 AT89C51是一種帶4K字節(jié)FLASH存儲(chǔ)器（FPEROMFlash Programmable and Erasable Read Only Memory）的低電壓、高性能CMOS 8位微處理器，俗稱單片機(jī)。AT89C2051是一種帶2K字

42、節(jié)閃存可編程可擦除只讀存儲(chǔ)器的單片機(jī)。單片機(jī)的可擦除只讀存儲(chǔ)器可以反復(fù)擦除1000次。該器件采用ATMEL高密度非易失存儲(chǔ)器制造技術(shù)制造，與工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)的MCS-51指令集和輸出管腳相兼容。由于將多功能8位CPU和閃爍存儲(chǔ)器組合在單個(gè)芯片中，ATMEL的AT89C51是一種高效微控制器，AT89C2051是它的一種精簡版本。AT89C單片機(jī)為很多嵌入式操控系統(tǒng)提供了一種靈活性高且價(jià)廉的方案。外形及引腳排列如圖所示 主要特性： 與MCS-51 兼容 4K字節(jié)可編程FLASH存儲(chǔ)器 壽命：1000寫/擦循環(huán) 數(shù)據(jù)保留時(shí)間：10年 全靜態(tài)工作：0Hz-24MHz 三級程序存儲(chǔ)器鎖定 1288位內(nèi)部RAM

43、 32可編程I/O線 兩個(gè)16位定時(shí)器/計(jì)數(shù)器 5個(gè)中斷源 可編程串行通道 低功耗的閑置和掉電模式 片內(nèi)振蕩器和時(shí)鐘電路 管腳說明：VCC：供電電壓。 GND：接地。 P0口：P0口為一個(gè)8位漏級開路雙向I/O口，每腳可吸收8TTL門電流。當(dāng)P0口的管腳第一次寫1時(shí)，被定義為高阻輸入。P0能夠用于外部程序數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器，它可以被定義為數(shù)據(jù)/地址的低八位。在FIASH編程時(shí)，P0 口作為原碼輸入口，當(dāng)FIASH進(jìn)行校驗(yàn)時(shí)，P0輸出原碼，此時(shí)P0外部必須接上拉電阻。 P1口：P1口是一個(gè)內(nèi)部提供上拉電阻的8位雙向I/O口，P1口緩沖器能接收輸出4TTL門電流。P1口管腳寫入1后，被內(nèi)部上拉為高，可用作

44、輸入，P1口被外部下拉為低電平時(shí)，將輸出電流，這是由于內(nèi)部上拉的緣故。在FLASH編程和校驗(yàn)時(shí)，P1口作為第八位地址接收。 P2口：P2口為一個(gè)內(nèi)部上拉電阻的8位雙向I/O口，P2口緩沖器可接收，輸出4個(gè)TTL門電流，當(dāng)P2口被寫“1”時(shí)，其管腳被內(nèi)部上拉電阻拉高，且作為輸入。P3口：P3口管腳是8個(gè)帶內(nèi)部上拉電阻的雙向I/O口，可接收輸出4個(gè)TTL門電流。當(dāng)P3口寫入“1”后，它們被內(nèi)部上拉為高電平，并用作輸入。 RST：復(fù)位輸入。當(dāng)振蕩器復(fù)位器件時(shí)，要保持RST腳兩個(gè)機(jī)器周期的高電平時(shí)間。 ALE/PROG：當(dāng)訪問外部存儲(chǔ)器時(shí)，地址鎖存允許的輸出電平用于鎖存地址的地位字節(jié)。 PSEN：外部

45、程序存儲(chǔ)器的選通信號(hào)。在由外部程序存儲(chǔ)器取指期間，每個(gè)機(jī)器周期兩次/PSEN有效。但在訪問外部數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器時(shí)，這兩次有效的/PSEN信號(hào)將不出現(xiàn)。 /EA/VPP：當(dāng)/EA保持低電平時(shí)，則在此期間外部程序存儲(chǔ)器（0000H-FFFFH），不管是否有內(nèi)部程序存儲(chǔ)器。注意加密方式1時(shí)，/EA將內(nèi)部鎖定為RESET；當(dāng)/EA端保持高電平時(shí)，此間內(nèi)部程序存儲(chǔ)器。在FLASH編程期間，此引腳也用于施加12V編程電源（VPP）。 XTAL1：反向振蕩放大器的輸入及內(nèi)部時(shí)鐘工作電路的輸入。 XTAL2：來自反向振蕩器的輸出。 3.5.3LCD顯示模塊設(shè)計(jì)一、概述：內(nèi)置有8192個(gè)中文漢字（16*16點(diǎn)陣）、128個(gè)字符（8*16點(diǎn)陣）及64*256點(diǎn)陣顯示RAM（GDRAM）；顯示內(nèi)容：128列*64行；與LCM接口：8位或4位并行/3位串行；多種軟件功能：光標(biāo)顯示、畫面移位、自定義字符、睡眠模式等。2、 引腳說明： 3、 指令表： 指令詳解：1、讀狀態(tài)字狀態(tài)