畢業(yè)論文----心電信號采集模塊的設計與開發(fā)

1、<p>　　畢 業(yè) 論 文（設 計）</p><p>　　心電信號采集模塊的設計與開發(fā)</p><p>　　姓 名 </p><p>　　學 號 </p><p>　　學 院 </p><p>　　專

2、業(yè) </p><p>　　年 級 </p><p>　　指導教師 </p><p><b>　　摘 要</b></p><p>　　心臟病已成為危害人類健康的主要疾病之一。據(jù)統(tǒng)計，心血管疾病是威脅人類生命的主要疾病，世界上心臟病的死

3、亡率仍占首位。因此，對心血管疾病的診斷、治療一直被世界各國醫(yī)學界所重視，準確地進行心電信號提取，為醫(yī)生提供有效的輔助分析手段是重要而有意義的課題。隨著電子技術的迅速發(fā)展，醫(yī)用電子監(jiān)護系統(tǒng)近年來己在臨床診斷中逐漸應用。</p><p>　　針對心電信號的特點進行心電信號的采集、數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換模塊的設計與開發(fā)。設計一種用于心電信號采集的電路，然后進行A/D轉(zhuǎn)換，使得心電信號的頻率達到采樣要求。人體的心電信號是一種低頻率的微

4、弱信號，由于心電信號直接取自人體，所以在心電采集的過程中不可避免會混入各種干擾信號。為獲得含有較小噪聲的心電信號，需要對采集到的心電信號做降噪處理。目前對心電信號的降噪有多種方法，本文主要從濾波的方面介紹將噪聲從信號中分離。</p><p>　　關鍵詞： 心電信號采集，降噪，A/D轉(zhuǎn)換放大，電源電路</p><p><b>　　ABSTRACT</b></p&g

5、t;<p>　　Heart disease has become the one of major disease，which does harm to human health．According to statistics，cardiovascular disease is the major disease of threatening human life．The death rate of heart disea

6、se still takes the first place around the world，so the diagnose and treatment for cardiovascular disease is paid much attention by the medical circle around the world．Accurately extracting ECG signal and providing effect

7、ive method of auxiliary analyses is a very meaningful task．Along with quick</p><p>　　ECG signal acquisition, data conversion module design and development beyond the ECG characteristics. Design a circuit for

8、 ECG acquisition, and then do the A / D conversion, make the frequency of ECG sampling requirements to achieve. ECG signal is a low frequency signal, because ECG is taken directly from the human body, so the process of

9、ECG acquisition inevitably mixed with a variety of interference signals. In order to obtain Low noise ECG signal, we need to do noise reduction of the collect</p><p>　　KEYWORDS: ECG signal acquisition, noise

10、 reduction, A / D conversion, power circuit</p><p><b>　　目 錄</b></p><p><b>　　第一章 緒論1</b></p><p>　　1.1 心電信號采集和分析系統(tǒng)的發(fā)展歷史1</p><p>　　1.2 心電信號采集分析系

11、統(tǒng)的研究現(xiàn)狀3</p><p>　　1.2.1 研究現(xiàn)狀3</p><p>　　1.2.2 隨身攜帶的便攜式心電監(jiān)護儀的發(fā)展現(xiàn)狀4</p><p>　　1.2.3心電遠程監(jiān)護系統(tǒng)的發(fā)展現(xiàn)狀5</p><p>　　第二章 研究基礎7</p><p>　　2.1 人體心電信號的產(chǎn)生機理7</p>

12、<p>　　2.2 體表心電圖及心電信號的特征分析7</p><p>　　2.2.1 心臟電傳導過程分析7</p><p>　　2.2.2 心電信號時域特征分析8</p><p>　　2.2.3 心電信號的電特性分析9</p><p>　　2.3心電信號的噪聲來源9</p><p>　　2.4 心

13、電電極和導聯(lián)體系分析10</p><p>　　2.4.1系統(tǒng)電極選擇10</p><p>　　2.4.2 心電信號導聯(lián)體系分析11</p><p>　　第三章 硬件電路設計14</p><p>　　3.1 心電信號采集電路的設計要求14</p><p>　　3.2 心電采集電路總體框架14</p>

14、;<p>　　3.3 采集電路模塊16</p><p>　　3.3.1前置放大電路設計16</p><p>　　3.3.3 濾波電路設計18</p><p>　　3.4電平抬升電路20</p><p>　　3.5 心電信號的50Hz帶阻濾波器設計21</p><p>　　3.6 A/D轉(zhuǎn)換模塊

15、電路設計22</p><p>　　3.6.1 ADC0809簡介22</p><p>　　3.6.2 ADC0809的工作過程23</p><p>　　3.6.3 ADC0809與單片機的接口24</p><p>　　3.7電源電路設計25</p><p>　　3.8 本章小結(jié)26</p>&

16、lt;p>　　第四章 軟件部分設計27</p><p>　　4.1開發(fā)軟件Keil C51簡介27</p><p>　　4.2 軟件總體設計框圖27</p><p>　　4.3 部分程序28</p><p>　　4.3.1 選擇通道及啟動A/D轉(zhuǎn)換程序28</p><p>　　4.3.2 檢測忙碌及讀寫

17、程序29</p><p>　　4.3.3 設定坐標程序29</p><p>　　4.3.4 畫任意直線程序30</p><p>　　第五章 展望與未來32</p><p><b>　　結(jié)論33</b></p><p><b>　　致謝34</b></p>

18、;<p><b>　　參考文獻35</b></p><p><b>　　第一章 緒論</b></p><p>　　心臟是人體血液循環(huán)的動力泵，心臟搏動是生命存在的重要標志，心臟搏動的節(jié)律也是人體生理狀態(tài)的重要標志之一。心臟的基本活動包括電活動和機械活動，每個心動周期都是電活動在前，機械活動在后。心電信號是心臟電活動的一種客觀表示

19、方式，是一種典型的生物電信號，具有頻率、振幅、相位、時間差等特征要素，比其他生物電信號更易于檢測，并具有一定的規(guī)律性。由于心電信號從不同方面和層次上反映了心臟的工作狀態(tài)，因此在心臟疾病的臨床診斷和治療過程中具有非常重要的參考價值。對心電信號的采集和分析一直是生物醫(yī)學工程領域研究的一個熱點，是一項復雜的工程，涉及到降低噪聲和抗干擾技術，信號分析和處理技術等不同領域，也依賴于生命科學和臨床醫(yī)學的研究進展[1]。自1903年心電圖引入醫(yī)學臨床

20、以來，無論是在生物醫(yī)學方面，還是在工程學方面，心電信號的記錄、處理與診斷技術均得到了飛速的發(fā)展，并積累了相當豐富的資料。當前，心電信號的檢測、處理仍然是生物醫(yī)學工程界的重要研究對象之一。</p><p>　　1.1 心電信號采集和分析系統(tǒng)的發(fā)展歷史</p><p>　　18世紀下半葉，意大利波倫亞大學的解剖和外科學教授伽伐尼開始研究電對生物組織的作用，在解剖青蛙的實驗中，他注意到用電刺激青

21、蛙的神經(jīng)，會導致其肌肉的收縮。伽伐尼認為：導致青蛙肌肉收縮的電來自動物體內(nèi)，并稱其為“動物電”(animal electric)。盡管后來證明伽伐尼所發(fā)現(xiàn)的電并不是來自動物的體內(nèi)，但卻由此認識到電可以導致生物神經(jīng)沖動的傳導，從而奠定了電生理學的基礎[2]。心電檢測技術作為生物醫(yī)學儀器研究的重點，它的發(fā)展與電子技術的發(fā)展密切相關。</p><p>　　1887年，Willer用毛細管靜電計首次描記出人體心電圖波群，

22、開創(chuàng)了人類心電圖記錄的先河。開拓性工作的創(chuàng)建者是荷蘭萊頓大學的生理學家Einthoven，從改良沃勒的毛細管電流計入手，對于儀器存在的反應速度慢、記錄的波動有較大誤差的缺點進行了改進和校正；并對記錄曲線的四個峰點做了進一步分解和標定，采用P、Q、R、S、T標出心電圖上的波峰和波谷，這一標準一真延用至今。由于毛細管電流計記錄的結(jié)果處理起來非常耗時，難以達到實用的程度。經(jīng)過數(shù)年的無數(shù)次試驗，終于選中了一種直徑只有0.002mm的鍍銀石英絲，

23、以取代原來笨重的線圈和反射鏡，于1903年制成了弦線型心電流計，從此將心電的記錄引入到了臨床[3]。</p><p>　　1932年，美國密西根大學教授Wilson根據(jù)Einthoven方程推論出肢體導聯(lián)三個電極上瞬間電位之和為0。從而創(chuàng)立了著名的零電位中心電端理論，建立了單極導聯(lián)記錄技術，并描記出單極肢體導聯(lián)VL、VR、VF及單極胸前導聯(lián)V1～V6。1942年，Goldberger改良了中心電位端，設計了肢體單

24、極加壓導聯(lián)aVR、aVL、aVF，使VR、VL、VF圖形保持不變，而波幅增大了50％，在實際工作上使圖形更加容易辨認，并由此形成了Einthoven—wilson理論體系。1954年，美國心臟學會提出用aVR、aVL、aVF代替VR、VL、VF。在此之后，國際心電學會將三個單極加壓導聯(lián)、三個雙極肢體導聯(lián)和六個胸導聯(lián)一起稱之為“標準導聯(lián)”，這12導聯(lián)心電圖體系已經(jīng)成為目前國際公認的基礎，也即靜態(tài)心電圖。其他心電信號技術都是在靜態(tài)心電圖技術

25、的基礎上發(fā)展起來的。</p><p>　　1957年，美國物理學家Holter首創(chuàng)了一種用磁帶記錄器對正?；顒訝顟B(tài)下的病人做長時間連續(xù)心電圖記錄的方法，開辟了時間全信息和環(huán)境全信息心電記錄和診斷的新領域，從而在某種程度上彌補了常規(guī)心電圖的不足之處。這種長時間連續(xù)記錄的心電圖稱為動態(tài)心電圖，它提供的長時間動態(tài)心電圖記錄對心率失常的檢出、早期心血管病診斷、抗心率失常治療的評價以及心率失常和生理關系的研究具有重要意義。

26、1961年，美國最先將DCG技術應用到臨床，以后很快在發(fā)達國家得到普及。自1978年我國開始引進此項技術以來，臨床應用逐步深入，已從大醫(yī)院逐步向中小醫(yī)院普及，成為心血管疾病診斷領域中的實用、高效、無創(chuàng)傷、安全、準確及可重復性強的重要檢查方法[4]。</p><p>　　在20世紀50年代以前，心電圖儀的發(fā)展主要是解決了小型化和提高靈敏度的問題。在這方面，德國的西門子和霍爾斯克公司做出了突出的貢獻。50年代中期以后

27、，心電圖儀的改進步入了一個更高的層次，即計算機化以及與其他檢測技術合成的階段。美國在50年代首先開始研究用計算機處理心電圖。1959年，在華盛頓舉行的一次關于心電圖數(shù)據(jù)處理方法的會議上，鑒定了一個模擬轉(zhuǎn)換器和心電圖分析的計算機程序。1960年，美國及加拿大的醫(yī)療中心相繼開創(chuàng)了冠心病監(jiān)護病房(CCU)和加強護理病房(ICU)，通過長時間的示波監(jiān)護及血流動力學監(jiān)測對病人進行治療[5]。但是，面對數(shù)量龐大、分布環(huán)境復雜的院外患者，Holter

28、和CCU等還是無法解決問題。20世紀70年代，美國研制成功了利用電話線傳送心電圖的監(jiān)測系統(tǒng)。TTM系統(tǒng)是以微機為基礎的心電傳輸、接收和心電數(shù)據(jù)庫管理系統(tǒng)，通過電話線傳輸心電信息及計算機處理實現(xiàn)對病人的心電監(jiān)護。病人應用記錄發(fā)射器可隨時、隨地通過電話線向監(jiān)測中心傳輸心電數(shù)據(jù)，醫(yī)生根據(jù)心電信號改變和患者訴說的病情，向患者提供診斷與治療意見，為院外心臟病人的長期心電監(jiān)測和治療提供了方便。在此后的20多年中，TTM系統(tǒng)</p>&

29、lt;p>　　1.2 心電信號采集分析系統(tǒng)的研究現(xiàn)狀</p><p>　　1.2.1 研究現(xiàn)狀</p><p>　　隨著電子與信息技術的不斷發(fā)展及其在醫(yī)療系統(tǒng)中應用的深入，世界各地尤其是歐美國家相繼提出了心電檢測設備的小型化、家用化要求和建立遠程醫(yī)療體系的設想。從1980年代開始，國外開始建立以電話線路傳輸心電信號的心電圖監(jiān)測中心，隨后又出現(xiàn)了以數(shù)字式電話傳輸心電圖信號的研究。英國牛

30、津大學的Johnson教授采用遠程監(jiān)護的方法讓孕婦和胎兒在放松的狀態(tài)下在家中檢測血壓、血氧、心電圖等重要生理指標；德國的一個研究小組則通過寬帶視頻通信遠程監(jiān)護家中老人的各種生理參數(shù)，以便在必要的時刻提供救治和幫助。進入21世紀后，美國和歐盟在2000～2005年期間各投入150億美元和17．5億美元用來進行遠程醫(yī)療的研究工作，與此同時，國外各大公司也紛紛跟進，進行心電監(jiān)護產(chǎn)品的研究開發(fā)工作；亞洲的日本在這方面也做了較大的投入，其中SON

31、Y，東芝已有類似的監(jiān)護設備上市，但都價格不菲。</p><p>　　國內(nèi)在這方面的研究晚于西方國家，一個總的特點是起步晚，起點高。但隨著中國經(jīng)濟的快速發(fā)展，人們對健康的重視程度越來越高，對健康監(jiān)護產(chǎn)品的需求量也穩(wěn)步提升，產(chǎn)品的應用范圍從危重病人監(jiān)護，發(fā)展到如今普通病房的監(jiān)護，目前，很多家庭對此也提出了一定的應用需求。國內(nèi)早期在此方面研究的一個比較典型的案例是清華大學在1994年研制成功的家庭心電／血壓監(jiān)護網(wǎng)系統(tǒng)，

32、該系統(tǒng)在病人不適時具有手動按鍵報警功能和類似Holter的心電圖長時間記錄發(fā)送功能。</p><p>　　2005年6月，山東大學齊魯醫(yī)院建成了國內(nèi)首家心臟遠程監(jiān)護中心，該中心實行24小時監(jiān)護，只要患者攜帶的微型發(fā)射機處于工作狀態(tài)，就會將心電的異常變化傳輸?shù)皆撝行?，監(jiān)護中心便可以進行相應處理和預警。</p><p>　　目前，國內(nèi)生產(chǎn)便攜式心電監(jiān)護設備的廠家有很多，產(chǎn)品也進入了實用化，但是

33、大多數(shù)是以OEM方式進行組裝的，具有自主開發(fā)能力的較少。</p><p>　　總的來說，目前國內(nèi)心電監(jiān)護產(chǎn)品主要特點為：市場需求越來越大；技術水平和產(chǎn)品質(zhì)量在不斷提高；生產(chǎn)廠家多，但核心技術掌握不足。隨著中國經(jīng)濟水平的不斷發(fā)展及與國際社會融入程度的不斷加深，在這面有著巨大的發(fā)展?jié)摿Α?lt;/p><p>　　綜上所述，無論國內(nèi)還是國外都對心電監(jiān)護設備的研究投入了巨大的人力與物力。伴隨著電子技術

34、的飛速發(fā)展，其前景必定相當廣闊。</p><p>　　1.2.2 隨身攜帶的便攜式心電監(jiān)護儀的發(fā)展現(xiàn)狀</p><p>　　隨身攜帶的便攜式心電監(jiān)護儀在我國并未能夠很好的普及，究其原因，有以下幾個方面：</p><p>　　(1)記錄的心電信息極其有限，醫(yī)生從中難以得到患者全面的心電信息，從而降低了醫(yī)生對疾病診斷的正確率；</p><p>　

35、　(2)費用較為昂貴，動輒幾千乃至上萬元，一般的患者難以承受；</p><p>　　(3)實時性、體積、功耗、重量等都不盡如人意，給患者在使用過程中造成諸多不便。</p><p>　　當前便攜式心電圖儀的設計主要向智能化、系統(tǒng)化和集成化方向發(fā)展。目前市面上常見的便攜式心電儀多數(shù)是采用了前后端的實現(xiàn)方式，前端是以單片機為核心的心電信號采集系統(tǒng)，后端多數(shù)采用的是處理性能較高的嵌入式微處理器。這

36、種處理器性能強大，它使得心電儀在心電數(shù)據(jù)采集、處理、存儲和顯示等功能的基礎上，還能夠?qū)崿F(xiàn)對心電數(shù)據(jù)的分析[6]。然而，這種心電儀在實現(xiàn)多種功能的同時，也有一些缺點：結(jié)構(gòu)比較復雜、功耗較大、成本也較高。另一方面，在導聯(lián)個數(shù)上，在相當長的一段時間內(nèi)，心電導聯(lián)系統(tǒng)一般僅僅具有單導或三導聯(lián)同步記錄功能，市場上現(xiàn)在也還有很多這種產(chǎn)品。該類產(chǎn)品因為只支持少數(shù)的導聯(lián)，因而它的液晶屏幕比較小，用戶觀察起來很不方便，只能通過自帶的打印機將心電圖打印出來之

37、后才能較好的觀察分析。另外，這種產(chǎn)品往往不適合復雜心臟疾病的診斷。目前很多廠商也在競相開發(fā)支持多導聯(lián)的心電儀產(chǎn)品。深圳邁瑞電子就是其中之一，它在便攜式監(jiān)護儀領域做出了帶頭作用，典型的產(chǎn)品如PM-9000Express、PMS000等等。</p><p>　　隨著集成電路技術、計算機和網(wǎng)絡技術在醫(yī)學領域的進一步深入，今后心電儀的研究和發(fā)展趨勢主要包括以下幾個方面：</p><p>　　(1)

38、儀器小巧化。隨著集成電路技術的發(fā)展，心電檢測儀器趨于小型化和便攜化。Hoter系統(tǒng)和心臟BP機等代表了這一發(fā)展趨勢。</p><p>　　(2)多導同步心電檢測系統(tǒng)。尤其是十二導同步心電檢測系統(tǒng)將逐步占領更多的市場份額。</p><p>　　(3)界面友好化。心電儀產(chǎn)品會越來越體現(xiàn)人性化的思想，以方便使用為設計目標之一。</p><p>　　(4)網(wǎng)絡化。單個獨立的

39、心電儀系統(tǒng)可以通過網(wǎng)絡連接，和心電檢測數(shù)據(jù)庫互聯(lián)，提高對疾病的監(jiān)測效率。</p><p>　　(5)性能更高。隨著微處理器和微控制器運算速度的進一步提高，心電儀的處理能力也會不斷得到增強。</p><p>　　1.2.3心電遠程監(jiān)護系統(tǒng)的發(fā)展現(xiàn)狀</p><p>　　隨著因特網(wǎng)和移動通訊網(wǎng)等宏觀基礎設施的普及和發(fā)展，通信技術與手段的不斷進步，近年來心電遠程監(jiān)護系統(tǒng)正

40、沿著網(wǎng)絡化和無線移動監(jiān)護兩個方向快速</p><p><b>　　發(fā)展[7]。</b></p><p>　　(1)基于因特網(wǎng)的遠程心電監(jiān)護系統(tǒng)</p><p>　　基于因特網(wǎng)的遠程心電監(jiān)護系統(tǒng)是指利用心電監(jiān)護客戶端采集患者的心電信號，通過互聯(lián)網(wǎng)將心電信號傳輸至監(jiān)護中心服務器，由醫(yī)護人員對患者心電圖進行處理并做出相應診斷。整個系統(tǒng)一般由三個部分組

41、成：分別是客戶終端、因特網(wǎng)和管理中心工作站?？蛻艚K端是由心電信號采集器和可連接因特網(wǎng)的工作站構(gòu)成，它具有對患者進行心電信號采集、進行簡單數(shù)據(jù)處理以及將數(shù)據(jù)上傳至因特網(wǎng)等功能。根據(jù)接入因特網(wǎng)的方式不同，系統(tǒng)有不同的設計方案。主要方式有PSTN、ISDN、以太網(wǎng)等幾種。PSTN(Public Switched Telephone Network，公用電話交換網(wǎng))覆蓋面最廣、接入方式實現(xiàn)方便，但受其帶寬限制，信息傳輸速不高；ISDN(Inte

42、grated Services Digital Network，綜合服務數(shù)字網(wǎng))將傳輸過程數(shù)字化，使得傳輸速度很高，并可同時實現(xiàn)語音、數(shù)據(jù)、圖像等的傳送；以太網(wǎng)是目前使用最廣泛的局域網(wǎng)技術，由于其低成本、可擴展性強、與IP網(wǎng)結(jié)合性強等優(yōu)勢，現(xiàn)在很多系統(tǒng)普遍采用以太網(wǎng)接入方式。而遠程心電監(jiān)護管理中心工作站一般配備有高性能的服務器，可實現(xiàn)實時的接收患者心電數(shù)據(jù)、存儲并分析處理數(shù)據(jù)</p><p>　　(2)基于無線通

43、信的心電無線監(jiān)護系統(tǒng)</p><p>　　采用可攜帶式的實時監(jiān)控心電信號的監(jiān)護儀，利用無線通信技術與監(jiān)護中心進行數(shù)據(jù)通訊。由于無線傳輸無需線纜介質(zhì)，使用者可以不受時間、地點的限制，隨時隨地得到監(jiān)護中心的監(jiān)護。目前，市場上運用藍牙、GSM、GPRS(無線分組業(yè)務)、CDMA等無線移動通信技術實現(xiàn)的心電無線監(jiān)護系統(tǒng)應用非常廣泛，但由于受到傳輸距離、無線傳輸頻率等制約，仍未能形成完善可靠的遠程在線實時監(jiān)護產(chǎn)品。將無線通

44、信技術與因特網(wǎng)技術相結(jié)合成為近年來心電遠程監(jiān)護系統(tǒng)研究的又一熱點，這兩種技術的結(jié)合，可以彌補單純依靠因特網(wǎng)時造成監(jiān)測環(huán)境相對固定的不足，同時，也可彌補單純依靠無線技術時只能將受測者的數(shù)據(jù)在移動監(jiān)護終端之間傳遞從而造成傳輸成本高、數(shù)據(jù)處理分析手段單一等不足[8]。主要有以下幾種形式：</p><p>　　1、基于藍牙技術的監(jiān)護系統(tǒng)。藍牙作為一種短程無線通信技術，由于體積小、功耗低等特點，已成為無線嵌入式醫(yī)療設備所考

45、慮采用的基本無線通信技術之一。藍牙設備能夠支持點對點、點對多點的通信，支持的接口一般包括UART、USB和PC卡等，而USB支持在同一個物理通道上處理多個邏輯通道，因此控制、數(shù)據(jù)和語音通道不再需要額外的物理接口，從而使得藍牙心電無線監(jiān)護能夠?qū)崿F(xiàn)數(shù)據(jù)和語音的實時傳輸?；谒{牙技術的監(jiān)護系統(tǒng)是將家庭心電監(jiān)護系統(tǒng)通過藍牙模塊與中心工作站進行無線通訊而組成的監(jiān)護網(wǎng)絡。藍牙模塊通常是由兩個芯片構(gòu)成一個芯片組，一塊是射頻芯片，另一個是基帶控制芯片，

46、再加上外加的Flash、天線和電源芯片就可以構(gòu)成一個藍牙模塊。心電信號經(jīng)過A/D轉(zhuǎn)換后經(jīng)藍牙射頻發(fā)送給固定接入端，再將接收到的心電數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成IP數(shù)據(jù)包，并送到因特網(wǎng)。</p><p>　　2、基于GPRS技術的心電監(jiān)護系統(tǒng)。GPRS是在現(xiàn)有GSM系統(tǒng)上發(fā)展出來的一種新的承載業(yè)務，目的是為GSM用戶提供分組形式的數(shù)據(jù)業(yè)務。GPRS允許用戶在端到端分組轉(zhuǎn)移模式下發(fā)送和接收數(shù)據(jù)，不需要利用電路交換模式的網(wǎng)絡資源，從而提

47、供了一種高效、低成本的無線分組數(shù)據(jù)業(yè)務，特別適用于間斷的、突發(fā)性的和頻繁少量的數(shù)據(jù)傳輸，也適用于偶爾的大數(shù)據(jù)量傳輸。GPRS可以發(fā)揮永遠在線、快速登陸、按流量計費等優(yōu)勢，無線心電監(jiān)護系統(tǒng)無須使用信號電纜，因而簡化了結(jié)構(gòu)，降低了成本，具有一定的市場潛力。</p><p>　　3、基于CDMA的心電監(jiān)護系統(tǒng)。CDMA是基于碼分多址技術的數(shù)字移動電話系統(tǒng)，它是在數(shù)字擴頻通信技術上發(fā)展起來的一種新的無線通信技術，與使用時

48、分多路的GSM技術不同，CDMA并不給每一個通話者分配一個確定的頻率，而是讓每一個通信者都使用全部的頻率，使大量用戶能夠共享同一個無線頻率。CDMA系統(tǒng)為每個用戶分配各自特定的地址碼，彼此之間是相互獨立、互相不影響的，由于有不同的地址碼來區(qū)分用戶，所以對頻率、時問和空間沒有特定的限制，利用公共信道來傳輸信息。CDMA的優(yōu)點在于：系統(tǒng)容量大、建網(wǎng)成本低、配置靈活、頻率規(guī)劃簡單、保密性好、發(fā)射功耗小、無線輻射能量低。CDMA-1X標準是CD

49、MA2000的第一階段，可支持308kbit/s的數(shù)據(jù)傳輸，網(wǎng)絡部分引入分組交換，支持移動業(yè)務，具有較快傳輸速率，適合應用于遠程實時心電監(jiān)護。目前市場上的CDMA模塊有很多，如MG801A收發(fā)模塊，Bellwave公司的BCM860無線通信模塊，WAVECOM Q2358C模塊等。</p><p><b>　　第二章 研究基礎</b></p><p>　　2.1 人

50、體心電信號的產(chǎn)生機理</p><p>　　心電是心臟的無數(shù)心肌細胞電活動的綜合反映，心電的產(chǎn)生與心肌細胞的除極和復極過程密不可分。心肌細胞在靜息狀態(tài)下，細胞膜外帶有正電荷，細胞膜內(nèi)帶有同等數(shù)量的負電荷，此種分布狀態(tài)稱為極化狀態(tài)，這種靜息狀態(tài)下細胞內(nèi)外的電位差稱為靜息電位，其值保持相對的恒定。當心肌細胞一端的細胞膜受到一定程度的刺激(或閾刺激)時，對鉀、鈉、氯、鈣等離子的通透性發(fā)生改變，引起膜內(nèi)外的陰陽離子產(chǎn)生流動

51、，使心肌細胞除極化和復極化，并在此過程中與尚處于靜止狀態(tài)的鄰近細胞膜構(gòu)成一對電偶，此變化過程可用置于體表的一定檢測出來。由心臟內(nèi)部產(chǎn)生的一系列非常協(xié)調(diào)的電刺激脈沖，分別使心房、心室的肌肉細胞興奮，使之有節(jié)律地舒張和收縮，從而實現(xiàn)“血液泵”的功能，維持人體循環(huán)系統(tǒng)的正常運轉(zhuǎn)。心電信號從宏觀上記錄心臟細胞的除極和復極過程，在一定程度上客觀反映了心臟各部位的生理狀況，因而在臨床醫(yī)學中有重要意義。每一個心臟細胞的除極和復極過程可以等效于一個電偶

52、極子的活動。為了研究方便和簡化分析，可以把人體看作是一個容積導體，心臟細胞的電偶極子在該容積導體的空間中形成一定方向和大小的電場，所有偶極子電場向量相加，形成綜合向量，即心電向量。當它作</p><p>　　2.2 體表心電圖及心電信號的特征分析</p><p>　　2.2.1 心臟電傳導過程分析</p><p>　　心電生理學資料表明，心臟不斷的進行有節(jié)奏的收縮和

53、舒張運動。由心肌激動產(chǎn)生的生物電變化通過心臟周圍的導電組織和體液，反映到身體表面上來，使身體各部位在每一心動周期中也都發(fā)生有規(guī)律的電變化活動。在每個心動周期中，竇房結(jié)是心臟的最高起博點(也叫一級起搏點)，它發(fā)出的激動命令經(jīng)結(jié)間束首先傳給房室結(jié)(也稱第二級起搏點)。房室結(jié)向下發(fā)出一條傳導路，稱房室束，它位于室間隔內(nèi)。房室束往下又不斷發(fā)左右兩個束支，越分越細，最后分別形成互相交織得像網(wǎng)一樣的結(jié)構(gòu)，稱普肯耶纖維，終止于心肌內(nèi)。此生物電傳遞變化

54、十分復雜，呈混沌態(tài)，其有序結(jié)果通過周圍組織傳遍全身，使身體各部位出現(xiàn)有規(guī)律而各向異性的電變化。將測量電極放置在人體表面的一定部位記錄出來的心電信號變化曲線，就是目前臨床上常規(guī)記錄的心電圖(ECG)[10]。</p><p>　　2.2.2 心電信號時域特征分析</p><p>　　圖2.1 典型的心電信號</p><p>　　如圖2.1所示的正常心電圖由一系列波群組

55、成，各段波群反映不同階段的心電信號變化，由于QRS波變化比較集中，所以給出了分解圖[11]。下面對每個波形點作詳細的介紹：</p><p>　　(1)P波：最初產(chǎn)生的偏離的波被命名為P波，它反映心房除極過程的電位變化，代表了兩個心房的去極。</p><p>　　(2)QRS波群：心室的激活產(chǎn)生的最大的波，它反映心室肌除極過程的電位變化。正常間隔0.08-O.12秒。典型的QRS波群是指三個

56、緊密相連的波；第一個向下的波為Q波，這波不一定總是出現(xiàn)。QRS波的第一個向上的波為R波，繼R波后第一個向下的波為S波，發(fā)生在S波后的向上的波稱為R’。QRS是廣義的代表心室肌的除極波，并不是每一個QRS波群都具有Q、R、S三個波，一個單相的負QRS復合波被稱為QS波。</p><p>　　(3)P R間期：從P波開始到QRS復合波開始，它代表心房肌開始除極到心室肌開始除極的時限。正常間期是O．12-2．O秒，測量

57、是從P波的起點到QRS復合波的起點，不管初始波是Q波還是R波。它是房室傳導時間的一種度量，由于這個原因，它在臨床診斷上很有用?；€是由波的TP段建立的(T波末端到下一個P波開始)。</p><p>　　(4)S T段：是在QRS波群以后，T波以前的一段平線。代表左、右心室全部除極完畢到復極開始以前的一段時間。該段在確定病理學上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。在正常情況下，它用作測量其它波形幅度

58、的等電勢線。</p><p>　　(5)T波：代表心室肌復極過程引起的電位變化。</p><p>　　(6)QT間期：代表整個心室肌自開始除極至復極完畢的總時間。QT間期代表體現(xiàn)了心室肌肉激活間期和恢復。這個持續(xù)時間和心率的變化相反。但通常不采用QT，而采用修正QT，稱為QTC：QTC=QT+1．75(心室率—60)。體表心電圖反映的是心電信號的時域特性，經(jīng)分析可以看出ECG信號的特征段的

59、分界處是波形上的拐點。</p><p>　　2.2.3 心電信號的電特性分析</p><p>　　按照美國心電學會確定的標準，正常心電信號的幅值范圍在10μV-4mv之間，典型值為1mV。頻率范圍在O.05-100Hz以內(nèi)，而90％的ECG頻譜能量集中O.25-35Hz之間，心電信號頻率較低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要頻率范圍是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40

60、Hz[12]。心搏的節(jié)律性和隨機性決定了心電信號的準周期和隨機時變特性。從醫(yī)學理論和實踐可以理解，心電信號受人體生理狀態(tài)和測量過程等多種因素的影響而呈現(xiàn)復雜的形態(tài)；同時，個體的差異也使心電信號千差萬別。闡述心電信號特征的相關文章和書籍很多，本人在認真閱讀和分析的基礎上，得出心電信號特征主要體現(xiàn)在以下四個方面：</p><p>　　(1)微弱性：從人體體表獲取的心電信號一般只有10μV-4mV，典型值為1mV。&l

61、t;/p><p>　　(2)不穩(wěn)定性：人體信號處于不停的動態(tài)變化當中。</p><p>　　(3)低頻特性：人體心電信號的頻率多集中在O.05-100Hz之間。</p><p>　　(4)隨機性：人體心電信號反映了人體的生理機能，是人體信號系統(tǒng)的一部分，由于人體的不均勻性，且容易接收外來信號的影響，信號容易隨著外界干擾的變換而變化，具有一定的隨機性。</p>

62、<p>　　2.3心電信號的噪聲來源</p><p>　　人體心電信號是一種弱電信號，信噪比低。一般正常的心電信號頻率范圍為0.05-100 Hz，而90％的心電信號(ECG)頻譜能量集中在0.25-35 Hz之間[13]。采集一種電信號時，會受到各種噪聲的干擾，噪聲來源通常有下面幾種：</p><p>　　(1)工頻干擾 50 Hz工頻干擾是由人體的分布電容所引起，工頻干擾

63、的模型由50 Hz的正弦信號及其諧波組成。幅值通常與ECG峰峰值相當或更強。</p><p>　　(2)電極接觸噪聲 電極接觸噪聲是瞬時干擾，來源于電極與肌膚的不良接觸，即病人與檢側(cè)系統(tǒng)的連接不好。其連接不好可能是瞬時的，如病人的運動和振動導致松動；也可能是檢測系統(tǒng)不斷的開關、放大器輸入端連接不好等。電極接觸噪聲可抽象為快速、隨機變化的階躍信號，它按指數(shù)形式衰減到基線值，包含工頻成分。這種瞬態(tài)過渡過程可發(fā)生一次或

64、多次、其特征值包括初始瞬態(tài)的幅值和工頻成分的幅值、衰減的時間常數(shù)；其持續(xù)時間一般的1s左右，幅值可達記錄儀的最大值。</p><p>　　(3)人為運動 人為運動是瞬時的(但非階躍)基線改變，由電極移動中電極與皮膚阻抗改變所引起。人為運動由病人的運動和振動所引起，造成的基線干擾形狀可認為類似周期正弦信號，其峰值幅度和持續(xù)時間是變化的，幅值通常為幾十毫伏。</p><p>　　(4)肌電干擾

65、(EMG) 肌電干擾來自于人體的肌肉顫動，肌肉運動產(chǎn)生毫伏級電勢。EMG基線通常在很小電壓范圍內(nèi)。所以一般不明顯。肌電干擾可視為瞬時發(fā)生的零均值帶限噪聲，主要能量集中在30-300 Hz范圍內(nèi)。</p><p>　　(5)基線漂移和呼吸時ECG幅值的變化 基線漂移和呼吸時ECG幅值的變化一般由人體呼吸、電極移動等低頻干擾所引起，頻率小于5 Hz；其變化可視為一個加在心電信號上的與呼吸頻率同頻率的正弦分量，在O.0

66、15-O.3Hz處基線變化變化幅度的為ECG峰峰值的15％。</p><p>　　(6)信號處理中用電設備產(chǎn)生的儀器噪聲 心電信號是由人體心臟發(fā)出的極其精密、相當復雜并且有規(guī)律的微弱信號，外界干擾以及其它因素的存在都會使其變得更為復雜，要準確地對其進行自動檢測、存儲、分析卻是一項十分艱巨的任務。例如，工頻干擾信號對心電圖的影響會使心電信號的特征點定位變得十分困難。因此，心電信號的監(jiān)視、分析必須在建立在有效抑制各種

67、干擾、檢測出良好的心電信號的基礎之上。</p><p>　　2.4 心電電極和導聯(lián)體系分析</p><p>　　2.4.1系統(tǒng)電極選擇</p><p>　　心電信號檢測一般采用體表電極，隨著時代的發(fā)展金屬電極已經(jīng)成為了體表的連接器。一個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)部電流是由離子運動產(chǎn)生的，而在導線中的電流是由電子的運動產(chǎn)生的。電極系統(tǒng)

68、可完成離子電流到電子電流的轉(zhuǎn)換。</p><p>　　當病人身體的運動會導致電極電位的變化，當用兩個電極分別引導生物體兩點的電位時，如果兩個電極本身的電位不同則會造成記錄中的偽差(又稱極化電壓)。這個小失調(diào)電壓會隨心電信號放大1000倍，因此小信號的變化也會導致信號的基線漂移。極化電壓在心電信號檢測系統(tǒng)中屬于干擾因素，應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。可采用表面鍍有

69、Ag-AgCl的可拆卸的一次性軟電極，并在電極上涂有優(yōu)質(zhì)導電膏，使它更接近非極化電極，有效地抵消極化電壓引起的干擾。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)運動，在這里轉(zhuǎn)換成在Ag中的電子運動并傳導到導線中。這種方法把直流漂移電位減小到與峰值相比非常小的程度。因此，這種電極移動導致的基線漂移比其他極化電極要小很多[14]。</p><p>　　2.4.2 心電信

70、號導聯(lián)體系分析</p><p>　　心電信號是典型的人體電信號，人體電信號本質(zhì)是兩點的電位差信號，直接加電極于身體并且通過一定的導聯(lián)方式就可以觀察到心電信號。導聯(lián)方式即輸入導線與電極放置在機體特定的測試部位(正輸入端)、參比部位(負輸入端)和接地部位的連接方式。在心電圖學中有三種基本的導聯(lián)系統(tǒng)：</p><p>　　第一個導聯(lián)系統(tǒng)具有最普遍的12導聯(lián)，它定義了一組12個電位差，用他們來形成

71、標準臨床ECG。Einthoven于1903年提出雙極肢體I、II、III，1930年代Wilson提出V1-V6單極胸導聯(lián)，40年代Goldberger改良了中心電端，提出aVR、aVL、aVF單極加壓肢體導聯(lián)。這就是臨床上采用的Einthoven-Wilson12標準導聯(lián)體系。</p><p>　　第二個導聯(lián)系統(tǒng)規(guī)定記錄VCG的的電極的位置，F(xiàn)rank正交校正導聯(lián)系統(tǒng)：正交導聯(lián)指與該導聯(lián)系統(tǒng)相伴隨的導聯(lián)向量是

72、正交的，1956年Frank提出了三個正交導聯(lián)X、Y、Z，精確測量了相互垂直方向上模擬心臟電活動的各分量。</p><p>　　第三導聯(lián)系統(tǒng)為監(jiān)測系統(tǒng)，典型的只分析一個或兩個導聯(lián)。該系統(tǒng)的主要目的是可靠地識別每次心跳并進行節(jié)律分析，所以電極的配置應以獲得在基本的ECG中有較大的R波為原則。如I、II、III導聯(lián)系統(tǒng)。</p><p>　　被世界各國公認的是應用己久的國際標準12導聯(lián)體系：即

73、1903年Einthoven發(fā)明標準導聯(lián)的I、II、III；1940年Wilson提出，1942年Goldberger完善的加壓肢體導聯(lián)avR、aVL、aVF與胸導聯(lián)V1、V2、V3、V4、V5、V6。因此把國際標準十二導聯(lián)體系，分別記為I、II、III、aVR、aVL、aVF、V1～V6，其中，I、II、III導聯(lián)為雙極導聯(lián)，aVR、aVL、aVF、V1～V6為單極導聯(lián)。國際標準12導聯(lián)體系中，需要在人體體表放置10個電極，分別位于左

74、臂(LA)、右臂(RA)、左腿(LL)、右腿(RL)以及胸部6個電極(V1一V6)。在記錄心電圖時，右腿電極一般作為參考電極，其余九個電極作為心電電極。肢體電極采用的是平板式電極，胸電極采用吸附式電極[15]。接下來，對各種導聯(lián)結(jié)構(gòu)進行介紹。</p><p><b>　　(1)雙極肢體導聯(lián)</b></p><p>　　雙極肢體導聯(lián)又稱標準I、II、III導聯(lián)，它是以兩

75、肢體間的電位差作為所獲取的體表心電。其連接方式如圖2.2所示，其中A代表放大器，M為右腿驅(qū)動電路。</p><p>　　圖2.2 雙極肢體導聯(lián)</p><p><b>　　(2)單極肢體導聯(lián)</b></p><p>　　單極導聯(lián)表示一個單獨點的電勢變化，Wilson等人在1940年提出了“中心電位端”的概念。實驗中發(fā)現(xiàn)，當人體皮膚涂上導電膏后

76、，左上肢、右上肢和左腿與心臟間的電阻分別為2kΩ、1．5k Ω、2．5k Ω，如果將三個肢體連接成一點作為參考電極點，在心臟電活動過程中，這一點的電位并不等于零。Wilson提出在三個肢體上各串聯(lián)一個平衡電阻(阻值在5 k Ω-300 kΩ之間)，以使得三個肢體端與心臟間的電阻數(shù)值互相接近，因而把它們連接起來獲得一個電位接近零值的電極電位端，稱為威爾遜中心電端。Wilson中心電端的連接圖如圖2.3所示。</p><

77、p>　　圖2.3 單極肢體導聯(lián)</p><p>　　(3)加壓單極肢體導聯(lián)</p><p>　　Goldberger于1942年對單極肢體導聯(lián)進行了一定的改進，提出了加壓單極肢體導聯(lián)的概念，提高了所獲得的心電信號的幅度。當記錄某一肢體單極導聯(lián)心電波形時，將該肢體與中心電端之間所接的平衡電阻斷開，改進成增加電壓幅度的導聯(lián)形式，稱為加壓單極導聯(lián)。其連接方式如圖2.4所示。</p&

78、gt;<p>　　圖2.4 加壓單極肢體導聯(lián)</p><p><b>　　(4)單極胸導聯(lián)</b></p><p>　　單極胸導聯(lián)的連接方式是Wilson于1942年提出來的，為了探測心臟某一局部區(qū)域的電位變化，將探查電極安放在靠近心臟的胸壁上，參考電極置于威爾遜中心端，探察電極所在部位的電位變化即為心臟局部的電位變化。探察電極安放在前胸壁上的六個固定

79、位置，如圖2.5所示。將心電信號連入放大器正輸入端，放大器負輸入端通過參考電極接到Wilson中心端。臨床診斷常常用到胸導聯(lián)，由于距心臟較近，獲得的心電波形幅度值較大，便于醫(yī)生診斷。</p><p>　　圖2.5 單極胸導聯(lián)</p><p>　　第三章 硬件電路設計</p><p>　　3.1 心電信號采集電路的設計要求</p><p>　

80、　通過前面的分析得出心電信號是一種典型的人體生理信號，具有生物電信號的普遍特征，如幅度小、頻率低并且易受外界環(huán)境干擾，為采集和測量帶來了難度。由于本系統(tǒng)需要進行大量的數(shù)學運算，所以對處理器的數(shù)據(jù)處理能力和速度也有很高的要求。如果選用處理速度很快的處理器，則相應的外設也要有與之相適應的性能指標[16]。綜合各個方面因素，電路設計要求：</p><p>　　(1)對微弱的心電心電信號進行放大和濾波等必要的信號調(diào)理&l

81、t;/p><p>　　a)設計合理的導聯(lián)系統(tǒng)，選擇合適的傳感器。</p><p>　　b)設計合理的有源濾波器，能夠進行0．05-100Hz的帶通濾波，50Hz陷波。</p><p>　　c)實現(xiàn)1000倍的信號放大。</p><p>　　d)實現(xiàn)信號電壓抬高。</p><p>　　(2)進行符合要求的A／D轉(zhuǎn)換</

82、p><p>　　根據(jù)采樣定理，采樣頻率要是心電頻率的2倍以上，所以A/D的采樣頻率至少要達到200Hz以上。</p><p><b>　　(3)設計電源電路</b></p><p>　　3.2 心電采集電路總體框架</p><p>　　圖 3.1 采集電路總體框架</p><p>　　由于心電信號是微

83、弱信號，所以設置前置放大器用來放大心電信號；為了抑制基線漂移，設置了0.5Hz高通濾波；由于心電信號屬于低頻信號，設置了二階低通巴特沃斯濾波器，消除100 Hz以上的高頻成分；為了消除50 Hz工頻干擾，設置50 Hz雙T陷波電路；為了心電信號不失真，設計了電平抬升電路；最后設置了A/D轉(zhuǎn)換電路，使信號頻率達到采樣要求[17]。</p><p>　　本系統(tǒng)選用的前置放大器是AD620A，具有很好的性能，非常適合作

84、為心電信號測量前置放大器，引腳分布如圖3.2其具體規(guī)格特性如下：</p><p>　　(1)電源供應范圍：±2.3V-±18V；</p><p>　　(2)高精度：輸人最大偏置電流：1mA；輸人最大失調(diào)電流：O．5nA；輸入最大失調(diào)電壓：50μV；最大溫度漂移：O．6μV／℃；輸入阻抗：10GΩ。</p><p>　　(3)低雜訊：輸入電壓噪聲(

85、f=1K Hz)：9nV／：共模抑制比(增益G=10)：100dB。AD620的增益可調(diào)，范圍為1～1000倍，通過調(diào)節(jié)AD620A的1和8腿之間的Rg的值來實現(xiàn)：</p><p>　　圖3.2 AD620引腳分布圖</p><p>　　本電路所用的集成放大電路為OP07。引腳分布如圖3.3。OP07芯片是一種低噪聲的單運算放大器集成電路。由于OP07具有非常低的輸入失調(diào)電壓（對于OP07

86、A最大為75μV），所以OP07在很多應用場合不需要額外的調(diào)零措施。OP07同時具有輸入偏置電流低（OP07A為±2nA）和開環(huán)增益高（對于OP07A為300V/mV）的特點，這種低失調(diào)、高開環(huán)增益的特性使得OP07特別適用于高增益的測量設備和放大傳感器的微弱信號等方面。其主要規(guī)格參數(shù)有：電源供應范圍：3V-18V；輸入最大失調(diào)電壓：75μV；最大溫度漂移：1.3μV /℃。</p><p>　　圖3.

87、3 OP07引腳圖</p><p>　　3.3 采集電路模塊</p><p>　　3.3.1前置放大電路設計</p><p>　　前置放大是整個信號放大最關鍵的環(huán)節(jié)，關系到整個模擬采集部分的工作性能。前面已經(jīng)對心電信號的干擾因素已經(jīng)有比較全面和詳細的介紹，設計電路時必須把這些干擾因素減小到最小。前置放大器是整個前置放大電路的“心臟”，關系到前置放大電路的性能，因而它

88、的選型非常重要[18]。本系統(tǒng)主要基于以下三個方面來確定前置放大器的選型。</p><p>　　(1)心電測量中，皮膚和電極接觸將引起極化電壓，如果兩個電極完全對稱，這種極化電壓數(shù)值和相位相同，將作為直流共模信號輸入到心電放大器；無處不在的工頻干擾也是一種共模干擾。因而所選放大器一定要有很高的共模抑制比(CMRR)，共模抑制比高能很好地抑制干擾。心電信號前置放大器的共模抑制比一般要在80dB以上。</p&g

89、t;<p>　　(2)電極和皮膚接觸會存在極化電阻，而被測者身體的移動會導致極化電阻阻抗值發(fā)生變化。極化電阻可以看作是整個電路系統(tǒng)源電阻，和前置放大電路的輸入電阻進行分壓，變化的極化電阻會導致前置放大電路的分壓輸出處于不穩(wěn)定狀態(tài)。所以心電前置放大器必須具有很高的輸入阻抗才能減弱心電信號的衰減影響。信號源阻抗一般在數(shù)十歐姆到數(shù)K歐姆之間，心電前置放大器的輸入阻抗應該比源阻抗至少高兩個數(shù)量級，以保證信號的不失真。</p&

90、gt;<p>　　(3)由于電子電路溫度變化而造成的零點漂移也能嚴重影響正常的心電信號的檢測，因而要采用低溫漂的元件，尤其是在選擇心電信號放大器時更要選擇低溫漂的產(chǎn)品，否則會影響放大器的輸入范圍，使得微弱的緩變信號無法放大，心電信號中的低頻成分不能得到正確的測量?？傊爸梅糯笃鞯倪x擇要從高共模抑制比、高輸入阻抗、低噪聲和低溫漂這幾個方面著手。</p><p>　　前置放大器的性能并不是整個實際電路的

91、性能，還必須輔以合理的電路結(jié)構(gòu)來充分發(fā)揮前置放大器的作用。前置放大級最重要的電路參數(shù)為共模抑制比參數(shù)，很大程度上取決于電路的對稱性，本系統(tǒng)采用典型的差分放大電路來作為前置放大級，可以有效地提高共模抑制比，如圖3.4和圖3.5所示，和接成射極跟隨器，可以穩(wěn)定輸入信號和提高輸入阻抗和共模抑制比；將和的人體共模信號檢測出來用于驅(qū)動導線屏蔽層，以消除分布電容，進一步提高共模抑制比：、、和構(gòu)成浮地驅(qū)動電路可將人體共模信號放大后用于激勵人體右腿，從

92、而降低共模電壓，較強地抑制50Hz工頻干擾。極化電壓差作為差模直流電壓信號輸入到放大器，會造成前置放大器靜態(tài)工作點的偏離，嚴重會導致放大器進入截止或飽和狀態(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)設計的前置放大電路的增益。</p><p>　　圖3.4 前置放大電路</p><p>　　圖3.5 前置放大電路</p>

93、<p>　　3.3.2 右腿驅(qū)動電路</p><p>　　心電電極和電力線之問由于存在電容耦合會產(chǎn)生位移電流Id，位移電流大部分從人體流經(jīng)地，對人體是十分有害的。皮膚與接地間的接地阻抗為Z3，位移電流流經(jīng)Z3建立共模電壓，對微弱的心電信號檢測影響很大[19]。假定ZI，Z2為皮膚和電極1，2間的接觸電阻，Id1和Id2為心電電極1，2和電力線之間的位移電流，則導聯(lián)信號的兩個電極輸入端A，B因位移電流將

94、產(chǎn)生電位差：</p><p>　　降低位移電流干擾的一種有效辦法是采用右腿驅(qū)動法，圖3.6為右腿驅(qū)動的具體連接電路。由圖3.5，右腿不直接接地而是接到輔助運算放大器U10的輸出。從R43和R44電阻結(jié)點檢出共模電壓，它經(jīng)過輔助的反相放大器放大后通過電阻R39反饋到右腿。人體的位移電流這時候不再流入地而是流入R39和輔助放大器的輸出。R39起安全保護作用，當病人和地之間出現(xiàn)很高電壓時輔助放大器飽和，右腿驅(qū)動不起作用

95、，這時候U10等效于接地，R39此時起到限流保護作用。右腿驅(qū)動電路實際可以看成以人體為相加點的共模電壓并聯(lián)負反饋電路，任何流入人體的位移電流基本等于反饋電阻上的驅(qū)動電流。只要放大器A的開環(huán)增益足夠大，那么即使有大的位移電流流入人體，人體的電位基本保持零電位。采用右腿驅(qū)動電路，對50Hz干擾的抑制并不以損失心電信號的頻率成分為代價。但由于右腿驅(qū)動存在交流干擾電壓的反饋電路，而交流電流經(jīng)人體，成為不安全因素，限流電阻通常在1MΩ以上。<

96、;/p><p>　　圖3.6 右腿驅(qū)動電路</p><p>　　3.3.3 濾波電路設計</p><p><b>　　(1)濾波理論</b></p><p>　　模擬濾波器類型由低通、高通、帶通、帶阻以及全通等，濾波電路傳遞函數(shù)一般采用復頻率表示方式，既S域法。傳遞函數(shù)的零、極點決定了該電路具體的濾波類型?！傲泓c”是分子s

97、多項式的根，“極點”則是分母多項式的根。需要注意的是必須保證系統(tǒng)處于穩(wěn)定狀態(tài)，既極點都處于S平面的左半側(cè)，否則電路會產(chǎn)生自激振蕩[21]。圖3.7為二階有源濾波器的示意圖，運放接成同相放大器，其增益為</p><p>　　圖3.7 二階有源濾波器示意圖</p><p>　　該電路的傳遞函數(shù)推導如下：根據(jù)電路，分別列出節(jié)點C及B的電流方程∑I=0，得： </p><p&g

98、t;<b>　　聯(lián)立上式可得：</b></p><p>　　賦予Y1到Y(jié)4不同的阻容元件，可以得到不同類型的濾波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,則傳遞函數(shù)：</p><p>　　該傳遞函數(shù)共有兩個極點而沒有零點，是一個二階低通濾波器。其中，，式中 -特征角頻率，K-運放增益，Q-濾波電路的等效品質(zhì)因素，Q值太低，濾波器很難有陡峭的過渡帶。當K﹥3時，母中系

99、數(shù)s項變?yōu)樨?，極點就會移至s平面的右半平面，從而導致系統(tǒng)不穩(wěn)定。如果將低通電路中的R和C的位置互換，就可以得到RC高通電路。即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就可以得到二階有源高通濾波器，由于二階高通濾波器與二階低通濾波器在電路結(jié)構(gòu)上存在對稱性，他們的傳遞函數(shù)也存在對偶關系，可得高通濾波器的傳遞函數(shù)為：</p><p>　　當?shù)屯ê透咄V波電路串聯(lián)，可以構(gòu)成帶通濾波電路，條件是低通濾波器的截止角頻率大于高

100、通濾波電路的截止角頻率，兩者覆蓋的通帶就提供了一個帶通響應。</p><p>　　(2)心電信號的帶通濾波器設計</p><p>　　圖3.8是帶通濾波電路圖，采用兩個運放設計成二階有源高通和低通濾波電路并組合成帶通濾波，兩個運放的增益為1。OP-07(圖中標識為U13和U14)是常用的通用放大器，價格便宜，它具有高精度、低功耗，低偏置的特點。其中、、、、和構(gòu)成高通電路，其截止頻率<

101、/p><p><b>　　， </b></p><p>　　等效品質(zhì)因素Q=1／3。、、、和組成低通電路，為了不損失心電信號的高頻成分，其截止頻率</p><p><b>　　。</b></p><p>　　該部分電路實際調(diào)試過程中發(fā)現(xiàn)，如果f2設為150Hz，信號發(fā)生器提供的正弦輸入信號要到200H

102、z才會有明顯的衰減，為了使濾波電路的選頻性能更精確，帶通頻帶上限留有的余量不是很大，實驗也證明這樣效果更好。 </p><p>　　圖3.8 帶通濾波電路</p><p><b>　　3.4電平抬升電路</b></p><p>　　由于本系統(tǒng)的A/D轉(zhuǎn)換是通過單3.3V電平供電的，而ECG信號經(jīng)過放大后會是交變信號，為了是心電信號不失真，必須在

103、把信號送到A/D轉(zhuǎn)換之前，把電平給抬升上去。這里采用了一個2．5v的穩(wěn)壓管LM385經(jīng)電阻分壓，從而把電平抬升上去[20]，如圖3.9所示：</p><p>　　圖3.9 電平抬升電路</p><p>　　3.5 心電信號的50Hz帶阻濾波器設計</p><p>　　雖然心電信號前置放大電路對50Hz工頻干擾有很強的抑制作用，但僅僅靠共模抑制是不夠的，還需要設計專門

104、的濾波電路來濾除，模擬帶阻濾波器，俗稱陷波器。最典型的陷波電路是無源雙T網(wǎng)絡加運算放大器，雙T網(wǎng)絡實際是由低通和高通濾波器并聯(lián)組合成的二階有源帶阻濾波器，兩個運算放大器接成射隨狀態(tài)，增益都為l[22]。本系統(tǒng)實際采用的電路就是這種雙T網(wǎng)絡構(gòu)成的帶阻濾波器，如圖3.10所示，運算放大器仍選用的是OP-07。 = =R， = =C，、并聯(lián)為2C，、并聯(lián)為R/2，設 = ， = ，該電路的傳遞函數(shù)為： </p><p&

105、gt;<b>　　式中</b></p><p><b>　　，</b></p><p>　　調(diào)節(jié)R1,R2的比值可以控制Q的值。</p><p>　　圖3.10 50Hz陷波電路</p><p>　　取C44=C45=C46=C35=0.068uF，R49=R50=R51=R52=47K，R53=R