心电图数据采集系统设计文档格式.docx
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关键词：
心电信号；
数据采集；
A/D转换；
单片机；
LCD显示
第1章绪论
1.1引言
心电信号是人类较早研究并应用于医学临床的生物电信号之一，它比其他生物电信号更易于检测，并具有一定的规律性。
自1903年心电图引入医学临床以来，无论是在生物医学方面，还是在工程学方面，心电信号的记录、处理与诊断技术均得到了飞速的发展，并积累了相当丰富的资料。
当前，心电信号的检测、处理仍然是生物医学工程界的重要研究对象之一。
1.2本课题研究意义
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l
rain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。
5
前便携式心电图仪的设计主要向智能化、系统化和集成化方向发展。
目前市面上常见的便携式心电仪多数是采用了前后端的实现方式，前端是以单片机为核心的心电信号采集系统，后端多数采用的是处理性能较高的嵌入式微处理器。
这种处理器性能强大，它使得心电仪在心电数据采集、处理、存储和显示等功能的基础上，还能够实现对心电数据的分析[3]。
1.2
体表心电图及心电信号的特征分析[4]
心电是心脏的无数心肌细胞电活动的综合反映，心电的产生与心肌细胞的除极和复极过程密不可分。
心肌细胞在静息状态下，细胞膜外带有正电荷，细胞膜内带有同等数量的负电荷，此种分布状态称为极化状态，这种静息状态下细胞内外的电位差称为静息电位，其值保持相对的恒定。
当心肌细胞一端的细胞膜受到一定程度的刺激（或阈刺激）时，对钾、钠、氯、钙等离子的通透性发生改变，引起膜内外的阴阳离子产生流动，使心肌细胞除极化和复极化，并在此过程中与尚处于静止状态的邻近细胞膜构成一对电偶，此变化过程可用置于体表的一定检测出来。
由心脏内部产生的一系列非常协调的电刺激脉冲，分别使心房、心室的肌肉细胞兴奋，使之有节律地舒张和收缩，从而实现“血液泵”的功能，维持人体循环系统的正常运转。
心电信号从宏观上记录心脏细胞的除极和复极过程，在一定程度上客观反映了心脏各部位的生理状况，因而在临床医学中有重要意义。
每一个心脏细胞的除极和复极过程可以等效于一个电偶极子的活动。
为了研究方便和简化分析，可以把人体看作是一个容积导体，心脏细胞的电偶极子在该容积导体的空间中形成一定方向和大小的电场，所有偶极子电场向量相加，形成综合向量，即心电向量。
当它作用于人体的容积导体时。
在体表不同部位则形成电位差，通常从体表检测到的心电信号就是这种电位差信号。
当检测电极安放位置不同时，得到的心电信号波形也不同，于是产生了临床上不同的导联接法，同时也考虑有可能用体表心电电位分布图反推心脏外膜电位即心电逆问题的求解。
[5]
心电信号的电特性分析[6]
按照美国心电学会确定的标准，正常心电信号的幅值范围在10μV-4mv之间，典型值为1mV。
频率范围在O.05-100Hz以内，而90％的ECG频谱能量集中O.25-35Hz之间，心电信号频率较低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要频率范围是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz[12]。
心搏的节律性和随机性决定了心电信号的准周期和随机时变特性。
从医学理论和实践可以理解，心电信号受人体生理状态和测量过程等多种因素的影响而呈现复杂的形态；
同时，个体的差异也使心电信号千差万别。
阐述心电信号特征的相关文章和书籍很多，本人在认真阅读和分析的基础上，得出心电信号特征主要体现在以下四个方面：
（1）微弱性：
从人体体表获取的心电信号一般只有10μV-4mV，典型值为1mV。
（2）不稳定性：
人体信号处于不停的动态变化当中。
（3）低频特性：
人体心电信号的频率多集中在O.05-100Hz之间。
（4）随机性：
人体心电信号反映了人体的生理机能，是人体信号系统的一部分，由于人体的不均匀性，且容易接收外来信号的影响，信号容易随着外界干扰的变换而变化，具有一定的随机性。
1.3心电信号的噪声来源[7]
人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。
一般正常的心电信号频率范围为0.05-100
Hz，而90％的心电信号（ECG）频谱能量集中在0.25-35
Hz之间[13]。
采集一种电信号时，会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：
（1）工频干扰
50
Hz工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由50
Hz的正弦信号及其谐波组成。
幅值通常与ECG峰峰值相当或更强。
（2）电极接触噪声
电极接触噪声是瞬时干扰，来源于电极与肌肤的不良接触，即病人与检侧系统的连接不好。
其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动和振动导致松动；
也可能是检测系统不断的开关、放大器输入端连接不好等。
电极接触噪声可抽象为快速、随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值，包含工频成分。
这种瞬态过渡过程可发生一次或多次、其特征值包括初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；
其持续时间一般的1s左右，幅值可达记录仪的最大值。
（3）人为运动
人为运动是瞬时的（但非阶跃）基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起。
人为运动由病人的运动和振动所引起，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值通常为几十毫伏。
（4）肌电干扰（EMG）
肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。
EMG基线通常在很小电压范围内。
所以一般不明显。
肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，主要能量集中在30-300
Hz范围内。
（5）基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化
基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化一般由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引起，频率小于5
Hz；
其变化可视为一个加在心电信号上的与呼吸频率同频率的正弦分量，在O.015-O.3Hz处基线变化变化幅度的为ECG峰峰值的15％。
（6）信号处理中用电设备产生的仪器噪声
心电信号是由人体心脏发出的极其精密、相当复杂并且有规律的微弱信号，外界干扰以及其它因素的存在都会使其变得更为复杂，要准确地对其进行自动检测、存储、分析却是一项十分艰巨的任务。
例如，工频干扰信号对心电图的影响会使心电信号的特征点定位变得十分困难。
因此，心电信号的监视、分析必须在建立在有效抑制各种干扰、检测出良好的心电信号的基础之上。
（7）共模信号（commonmode
signal）：
从体表采集到的信号除了人体心脏产生的电信号外，还包含许多与心电无关的电信号。
由于体表各个导联均可看到这些信号，故称为共模信号。
共模信号强度可以远远大于心电信号，从而干扰心电图分析。
第二章本课题主要硬件设计内容
本课题是设计心电信号数据采集系统，利用单片机实现对心电信号的采集与处理，并通过液晶显示器显示心电波形。
该心电信号采集系统主要有以下几个部分组成：
●前置放大电路，从强的噪声背景中提取心电信号
●带通滤波电路，使频率为0.05-100Hz的心电信号通过，该范围以外的信号将大幅度衰减掉。
●50Hz陷波电路，用于滤掉50Hz工频干扰。
●主放大电路，将前级放大的心电信号进行再次放大。
●A/D转换电路，将系统采集到的模拟信号转换为数字信号
●单片机及液晶显示器输出电路，处理采集到的数据并输出
模拟信号处理
2.1心电信号采集
生物信号测量有电测量和非电测量，象心电这类信号本身即是电参量，直接加电极于人体即可获取心电信号。
由于生物电信号是两点的电位差信号，心电信号是变化缓慢的生物电位，当用两个电极分别引导生物体两点的电位时，如果两个电极本身的电位不同则会造成记录中的伪差（又称极化电位）。
因此我们必须用去极化电极。
我们采用了银－氯化银电极，它就是一种去极化电极。
对于数据的采集我们使用了一种间歇式的方法。
由于记录电极存在电极极化电位。
若两电极极化电压极性相同，则作为共模直流信号入前置放大器，前置放大器有高CMRR，可克服一定共模极化电压。
但是通常电极是不对称的，也就是两电极极化电压不等，则两极化电压之差作为差模直流信号入前置放大器，会造成前置放大器静态工作点的偏离，甚至进入截止或饱和。
这种极极化电位的存在限制了前置放大器的增益。
因此前端放大增益较小，设计在10左右，是为了避免饱和。
过强的高频信号在通过前级时形成阻塞，进而通过“斩波”的方式产生一个低频干扰信号。
（1）心电测量中，皮肤和电极接触将引起极化电压，如果两个电极完全对称，这种极化电压数值和相位相同，将作为直流共模信号输入到心电放大器；
无处不在的工频干扰也是一种共模干扰。
因而所选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扰。
心电信号前置放大器的共模抑制比一般要在80dB以上。
（2）电极和皮肤接触会存在极化电阻，而被测者身体的移动会导致极化电阻阻抗值发生变化。
极化电阻可以看作是整个电路系统源电阻，和前置放大电路的输入电阻进行分压，变化的极化电阻会导致前置放大电路的分压输出处于不稳定状态。
所以心电前置放大器必须具有很高的输入阻抗才能减弱心电信号的衰减影响。
信号源阻抗一般在数十欧姆到数K欧姆之间，心电前置放大器的输入阻抗应该比源阻抗至少高两个数量级，以保证信号的不失真。
（3）由于电子电路温度变化而造成的零点漂移也能严重影响正常的心电信号的检测，因而要采用低温漂的元件，尤其是在选择心电信号放大器时更要选择低温漂的产品，否则会影响放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法放大，心电信号中的低频成分不能得到正确的测量。
总之前置放大器的选择要从高共模抑制比、高输入阻抗、低噪声和低温漂这几个方面着手。
心电前置电路是指输入的心电信号首先通过一高输入阻抗的电压跟随器，再经差分放大输入到主放大电路的这一部分，主要由输入电压保护电路、前置放大电路、右腿驱动电路、导联脱落检测电路等几部分组成。
置放大器的要求是高输入阻抗、高共模抑制比、高增益、高稳定度、低噪声、低漂。
同时考虑到便携性，还要同时考虑功耗及体积的特性。
前置放大器我们选用美AnalogDevices公司的AD620AN.AD620AN0z，是一款价格低廉、性能优良的仪表放大器。
图2-5是内部结构简化图。
AD620AN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p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。
虽然AD620由传统的三运算放大器发展而成，但一些主要性能却优于三运算放大器构成的仪表放大器的设计。
前置放大电路
2.1.1带通滤波电路
从电极提取过来的的来自人体和电源的噪声比较强，前置级放大不能抑制所有的工频干扰，所以需要在前置放大电路和主放大电路之间设计模拟滤波电路。
由于人体心电信号的心电信号频带主要集中在0.05~100Hz,所以要求心电放大器在此频率范围内必须不失真的放大所检测到的的各种电信号。
由于滤波电路的作用是在允许采用信号中所需频率信号通过的同时，对其他频率的信号进行有效地衰减，可以采用高通滤波器和低通滤波器来压缩通频带。
本次设计采用两个OP-07运放分别设计二阶压控有源高通滤波和低通滤波器来实现，放大系数威1有下图所示。
（1）滤波理论
模拟滤波器类型由低通、高通、带通、带阻以及全通等，滤波电路传递函数一般采用复频率表示方式，既S域法。
传递函数的零、极点决定了该电路具体的滤波类型。
“零点”是分子s多项式的根，“极点”则是分母多项式的根。
需要注意的是必须保证系统处于稳定状态，既极点都处于S平面的左半侧，否则电路会产生自激振荡。
图3.7为二阶有源滤波器的示意图，运放接成同相放大器，其增益为
图3.7二阶有源滤波器示意图
该电路的传递函数推导如下：
根据电路，分别列出节点C及B的电流方程∑I=0，得：
联立上式可得：
赋予Y1到Y4不同的阻容元件，可以得到不同类型的滤波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,则传递函数：
该传递函数共有两个极点而没有零点，是一个二阶低通滤波器。
其中
，
式中
-特征角频率，K-运放增益，Q-滤波电路的等效品质因素，Q值太低，滤波器很难有陡峭的过渡带。
当K﹥3时，母中系数s项变为负，极点就会移至s平面的右半平面，从而导致系统不稳定。
如果将低通电路中的R和C的位置互换，就可以得到RC高通电路。
即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就可以得到二阶有源高通滤波器，由于二阶高通滤波器与二阶低通滤波器在电路结构上存在对称性，他们的传递函数也存在对偶关系，可得高通滤波器的传递函数为：
当低通和高通滤波电路串联，可以构成带通滤波电路，条件是低通滤波器的截止角频率大于高通滤波电路的截止角频率，两者覆盖的通带就提供了一个带通响应。
（2）心电信号的带通滤波器设计
图3.8是带通滤波电路图，采用两个运放设计成二阶有源高通和低通滤波电路并组合成带通滤波，两个运放的增益为1。
OP-07（图中标识为U13和U14）是常用的通用放大器，价格便宜，它具有高精度、低功耗，低偏置的特点。
带通滤波电路
2.1.2工频陷波电路
尽管在前置放大电路中，我们采用了低噪声的集成运放来抑制50HZ工频干扰，但往往在不同环境中实际测量时，不能完全消除50HZ工频干扰。
因此我们还要设计一个50HZ陷波器来消除工频干扰。
一般常用带阻滤波予以抑制。
带阻滤波器又叫陷波器，当50HZ干扰非常严重时，可采用以50HZ为中心频率的陷波器把50HZ的频率成分滤掉。
该陷波器如下图所示。
工频陷波电路
2.1.3主放大电路
心电信号的幅度誉为10uV-5mV，我们选用的A/D转化器的输入电平要求为0-3.3V，因此必须实现心电信号的高效增益放大600-80倍左右。
前置放大器理论上放大了10倍。
主放大电路再放大80左右即可。
主放大电路有R15R16和运放组成如下图所示，这里采用的是同比例放大电路，介入R16可变电阻，可调节最佳的增益输出.
主放大电路
2.1.4.A/D转换
本系统用AT89S51系列单片机，AT89S51系列单片机基于简化的嵌入式控制系统结构，具有体积小、重量轻，具有很强的灵活性，并采用ADC0809模数转换芯片，具有很高的稳定性，且节约成本。
2.1.5ADC0809内部功能与引脚介绍
ADC0809八位逐次逼近式A／D转换器是一种单片CMOS器件，包括8位模拟转换器、8通道转换开关和与微处理器兼容的控制逻辑。
8路转换开关能直接连通8个单端模拟信号中的任何一个。
其内部结构如图2-2所示。
图2-2ADC0809内部结构
1.ADC0809主要性能
◆逐次比较型
◆CMOS工艺制造
◆单电源供电
◆无需零点和满刻度调整
◆具有三态锁存输出缓冲器，输出与TTL兼容
◆易与各种微控制器接口
◆具有锁存控制的8路模拟开关
◆分辨率：
8位
图2-3A/DC0809引脚
◆功耗：
15mW
◆最大不可调误差小于±
1LSB（最低有效位）
◆转换时间（
）128us
◆转换精度：
◆ADC0809没有内部时钟，必须由外部提供，其范围为10～1280kHz。
典型时钟频率为640kHz
2.引脚排列及各引脚的功能，引脚排列如图2-3所示。
各引脚的功能如下：
IN0～IN7：
8个通道的模拟量输入端。
可输入0～5V待转换的模拟电压。
D0～D7：
8位转换结果输出端。
三态输出，D7是最高位，D0是最低位。
A、B、C：
通道选择端。
当CBA=000时，IN0输入；
当CBA=111时，IN7输入。
ALE：
地址锁存信号输入端。
该信号在上升沿处把A、B、C的状态锁存到内部的多路开关的地址锁存器中，从而选通8路模拟信号中的某一路。
START：
启动转换信号输入端。
从START端输入一个正脉冲，其下降沿启动ADC0809开始转换。
脉冲宽度应不小于100～200ns。
EOC：
转换结束信号输出端。
启动A/D转换时它自动变为低电平。
OE：
输出允许端。
CLK：
时钟输入端。
ADC0809的典型时钟频率为640kHz，转换时间约为100μs。
REF（-）、REF（+）：
参考电压输入端。
ADC0809的参考电压为＋5V。
VCC、GND：
供电电源端。
ADC0809使用＋5V单一电源供电。
当ALE为高电平时，通道地址输入到地址锁存器中，下降沿将地址锁存，并译码。
在START上升沿时，所有的内部寄存器清零，在下降沿时，开始进行A/D转换，此期间START应保持低电平。
在START下降沿后10us左右，转换结束信号变为低电平，EOC为低电平时，表示正在转换，为高电平时，表示转换结束。
OE为低电平时，D0～D7为高阻状态，OE为高电平时，允许转换结果输出。
2.1.6、AT89C51与ADC0809的接口
ADC0809时钟信号由单片机的ALE信号2分频获得。
ADC0809通道地址由P0口的低3位直接与ADC0809的A、B、C相连。
转换后的N个数据顺序存放到起始地址为data_addr数据存区。
5.3、ADC0809的时钟频率500KHZ的产生：
从单片机ALE引脚产生的1MHZ频率，通过D触发器后变为500KHZ，然后输入到0809中的CLK引脚中。
而D触发器在74LS74芯片可以找到。
如图所示：
2.1.7、时钟源设计
时钟源电路如图（6）所示，X1和X2之间跨接晶
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