1基于单片机的心电监测系统设计.docx
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1基于单片机的心电监测系统设计
1绪论
当今心血管疾病已成为威胁人类健康和生命的主要疾病之一，心脏病的死亡率仍居首位。
据统计，世界上平均每年约几百万人死于此类疾病，我国因心血管疾病死亡人数约占总死亡人数的44％，很多心脏病人是由于未及时发现病变延误了治疗而最终导致死亡[1]。
因此，对心血管疾病的诊断、预防是当今医学界面临的首要问题。
尽早地发现心血管系统疾病征兆，及时地了解心脏病状况，对疾病的预防和及时诊治具有重要的意义。
1．1 心电监测系统的发展背景及意义
心脏是人体的重要器官，在人的生命过程中，心脏不断地、有节律地收缩与舒张，将血液从静脉吸入心脏，并射入动脉实现其泵血的功能。
心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。
心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。
如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电监测系统（即精密的电流计）的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图（ECG）[1]。
心电图是反映心脏内兴奋产生、传导和恢复的过程中的电位变化的综合波形。
它不仅与单个心肌细胞动作电位的曲线有明显的不同，而且因测量的电极放置的位置和连接方式的不同而有所差异。
心电信号是最早应用于医学的人体生物电之一，如今医学界人士已经可以通过对心电信号的分析研究对心血管相关病变做出预测和诊断。
因此，及时准确和完整地进行心电信号提取，并提供有效的辅助分析和诊断手段是一项重要而有意义的研究课题。
1．2 心电监测系统的发展现状
目前，国内各大医疗器械厂和科研单位都在心电监测系统的开发上投入了大量的资源，并且都开发了各具特点的心电监测系统产品。
电子医疗技术的突飞猛进以及临床医学的相互促进，已经出现了各种各样的心电监测产品，常见的有床边心电监测、动态心电监测、电话心电监测和天线心电监测等。
1.2.1 床边心电监测
床边心电监护是在病床边对被监护者进行持续或间断的心电监测，它是心脏监护的重点内容。
自1962年创立了冠心病监护病房以来，国内外均先后开展了床边心电监护。
目前，心电监护已广泛应用到临床各种危重病和非危重病的监护，各种手术、
特殊检查与治疗的监护。
由于床边心电监护的开展，提高了临床诊断水平与医疗质量，大大提高了危重病人的抢救成功率，起到预防和减少医疗事故或医疗纠纷的作用，也减轻了医护人员劳动强度，提高了工作效率。
1.2.2 动态心电监测
动态心电图是用一个磁带或固态式记录器24小时连续不断的记录病人在日常活动状态下的心电信息，然后通过计算机回放、分析和编辑打印[2]。
动态心电图记录了不同体位、不同状态、不同时间的心电变化，一次获得的信息长达2.16Km，十余万次心搏和十余万次心动周期，现已成为诊断心率失常、心肌缺血、评估起搏功能和药物疗效的高新技术。
1.2.3 电话心电监测
电话传送心电监护是指通过电话传送患者的心电信息到监护/接收中心进行计算机处理，医护人员根据患者的症状及传送的心电图对其分析判断后实施电话诊断、护理、处置而进行的监护，具有使用方便、不受时间、空间和地域限制等特点。
它是心血管领域心电监护系统的一个突破和进展，它的应用对院外心脏病急救护理、心脏病家庭电话遥控诊治、护理有着非常重要的意义。
TTM作为临床心电监护向院外延伸的一种新的手段，对心律失常、心肌缺血和心肌梗死等有可靠的监护效果，对有症状，偶发、短暂的心律失常和一过性心肌缺血有独到的监测作用。
对严重心律失常、心肌梗死和心绞痛，它较心电图（ECG）诊断更准确，对院外心脏病的急救处理、护理指导具有很大的价值。
它大大地缩短了医患、护患之间的距离，给患者一种安全感，从而稳定了患者不安的心理状态，消除了心理压力和负担，减少了心脏病的诱发因素。
作为长期监护的患者，则在不断得到急救、护理指导的同时，提高了自救、自护能力。
TTM系统在国内的应用处在起步阶段，院外急救护理也是一个新的课题，需更进一步探讨、总结和提高，以更好地造福于全社会的心脏病患者。
但是，如今有很多心电监测仪还没有得到普及，还存在一些问题：
（a）提供的心电处理功能和记录的心电信息有限，医生从中难以得到全面的电信息，降低了医生对疾病诊断的正确率。
（b）一般都采用了数字信号处理器作为心电数据分析的核心器件，而数据通信、液晶显示、实时时钟、程序存储器等都需要外扩专门的功能器件，因此结构比较复杂，
体积比较大，同时功耗也比较大，价格比较昂贵，一般患者难以承受。
（c）与之配套的监护网络和心电数据处理中心尚不完善。
1．3 心电监测系统的未来发展方向和展望
传统的基于PC机平台的心电监测仪价格昂贵，体积庞大，不便于移动且主要集中在大医院而无法实时监测患者的病情，给医生和患者带来了很大的不便。
近年来，随着计算机网络、通信等相关技术的迅速发展，心电监测技术已经逐渐应用到远程医疗领域中，使得医院为心脏病患者的远程保健服务成为可能。
未来的心电监测系统会具有成本低、体积小、可靠性高、操作简单等优点，会继续向全信息、固态记录、多导联同步采集等方向发展，适用于个人、中小医院和社区医疗单位，为家庭保健和远程医疗等新兴的医疗途径提供良好的帮助和支持。
2系统设计方案论证
2．1 心电监测系统的总体设计要求
本课题的题目是基于单片机的心电监测系统设计。
要求心电监测信号经采集装置输入到前置放大器，信号放大8倍以后，再经过滤波电路进行滤波，滤掉0.05Hz以下频率与105Hz以上频率，同时阻止50Hz工频干扰信号的通过。
经过滤波的信号通过后级放大电路将其放大到伏特级别，再经过加法器电路将其波形提升到0V以上，便于单片机A/D转化电路直接转化为数字值。
经过处理的心电信号最终由简易的示波器显示到液晶屏上，以便使用者能够实时方便的观察到心电波的变化与形态。
液晶屏选用具有KS0108控制器的12864LCM,采用AT89C51单片机进行数据的处理并驱动显示屏显示波形。
2．2 心电监测系统的系统结构设计
对于心电信号的采集，采用标准导联方式进行采集。
心电信号是一种微弱的电信号，要先利用前置放大电路将信号放大8倍。
由于人体信号源中存在各种噪声干扰，为了抵消这些干扰，可以设计一个补偿电路。
对于放大以后的信号，让它通过滤波电路进行滤波。
心电信号中存在0.05Hz以下的频率信号、105Hz以上的频率信号和50Hz的工频干扰信号，需要让心电信号依次通过低通滤波器、高通滤波器和带阻滤波器，经过滤波电路以后的信号变的比较干净。
然后为将心电信号放大到伏特级别，让其通过一个主放大电路。
同时，为了便于单片机和ADC0808的信号采集和处理，可以让心电信号通过一个加法器电路，将波形提升到0V以上。
然后通过显示电路让经过单片机处理的信号显示在液晶屏上。
整个系统的结构图如图2.1所示。
图2.1 系统结构图
2．3 心电监测系统设计的可行性论证
在所学的知识中，对于心电信号采集，可以利用特定的传感器进行心电信号的采集；对于前置放大电路，可以采用集成仪表放大器AD620进行信号的前置放大；对于补偿电路，可以用运算放大器和反馈电阻组成补偿电路；对于滤波电路，可以利用有源滤波器电路通过计算设计出符合要求的低通滤波器、高通滤波器和带阻滤波器；对于主放大电路，可以利用集成运算放大器对信号进行再次放大；对于加法器电路，可以利用集成运算放大器来进行加法器的设计；对于心电信号的数字化以及分析处理，可以利用单片机和ADC0808来设计硬件电路；对于显示电路，可以让心电信号在液晶上显示。
A/D转换电路，显示电路以及单片机对心电信号的分析处理需要进行软件的编写。
通过论证，上述的系统结构设计方案可行，可以达到心电监测系统的设计要求。
3 硬件电路设计
3．1 心电信号采集电路的设计
临床上心电信号主要从体表收集，检测时将测量电极安放在体表相隔一定距离的两点，电极通过多股绝缘芯线绞成的屏蔽线与心电监护仪的放大器相连，测量出电极在体表的电位差就是心电信号，描成曲线就是心电图。
在测定心电信号波形时，电极安放的位置以及导线与放大器连接的方式，称为心电仪的“导联”。
将电极捆绑在手腕或脚腕的内侧面，并通过较长的屏蔽导线与心电仪连接的方式称为“标准导联”。
习惯上对这些电极规定了表示符号和连接导线的颜色，如表3.1所示。
表3.1 导联标记
电极的部位
右臂
左臂
左腿
右腿
表示符号
RA
LA
LL
RL
导线颜色
红
黄
蓝（绿）
黑
标准导联直接把两个肢体的电位加到心电放大器的输入端，所描述的波形即为两点电位差的变化。
标准Ⅰ导联：
右臂（RA）接放大器反相输入端（-），左臂（LA）接放大器同相输入端（+），右腿（RL）作为参考电极，接心电放大器的参考点。
标准Ⅱ导联：
右臂（RA）接放大器反相输入端（-），左腿（LL）接放大器同相输入端（+），右腿（RL）作为参考电极，接心电放大器的参考点。
标准Ⅲ导联：
左臂（LA）接放大器反相输入端（-），左腿（LL）接放大器同相输入端（+），右腿（RL）作为参考电极，接心电放大器的参考点。
本课题采用标准Ⅰ导联方式，右腿（RL）的参考电极连接补偿电路[3]。
图3.1 信号采集电路输入端示意图
在本次的设计中，采用标准Ⅰ导联方式，即如图3.1所示，IO1端作为参考电极接右腿，IO2端接左臂，IO3端接右臂。
3．2 前置放大电路的设计
本设计中的前置放大电路采用集成仪表放大器AD620。
因为本次设计所要处理的电信号比较微弱，而且对其波形质量要求较高，要求具有高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声和低漂移。
所以在本次设计中可以选用集成仪表放大器AD620来进行前置放大电路的设计。
3.2.1 AD620芯片简介
AD620内部由三个放大器共同组成，其引脚图如图3.2所示。
在使用中，芯片1、8脚接Rx,4、7脚接正负相等的工作电压，2、3接输入的弱电压信号，6脚为输出引脚，5脚为参考基准。
图3.2AD620管脚图
本设计可以通过调整Rx的大小来调整AD620的增益值，其增益可以通过公式（3.1）进行计算。
（3.1）
AD620增益范围是1～1000。
它具有低耗电，精确度高，低噪声，温度稳定性好，放大频带宽，噪声系数小，具有较高的共模抑制比，调节方便等特点。
该芯片可提供的最大电流为1.3mA的电流。
适用于ECG测量、医疗器件、压力测量、信号采集等场合。
3.2.2前置放大电路设计
如图3.3所示，差分输入端IO2、IO3分别接标准Ⅰ导联的正负输入端，R1、R4、R5共同决定放大电路的放大倍数。
在整体的电路工作中，因为心电信号比较微弱，所以要求放大1000倍左右。
但是，根据小信号放大器的设计原则，前级的增益不能设置太高，因为前级增益过高将不利于后续电路对噪声的处理，在本次设计中，可以要求前级电路放大8倍以便于后面对心电信号进行处理。
图3.3 前置放大电路
3.2.3 元器件参数计算
表3.2 元器件参数
元器件
R1
R4
R5
C1
参数
8.25kΩ
24.9kΩ
24.9kΩ
4.7µF
AD620的外围电路仅为一个控制增益的电阻Rx，由公式（3.1）计算可以得出此处的增益：
（3.2）
通过计算，从中可以看出前置放大电路的增益约为8倍，符合设计要求。
因此本设计可以选用表3.2中的元器件来搭建放大电路，保证设计的前置电路符号设计的要求。
3．3 补偿电路的设计
为了抵消人体信号源中的各种噪声干扰，包括工频干扰。
在本次设计中可以引入补偿电路[3]。
运算放大器AD705J、R2、R3、C1共同组成补偿电路，IO1连接人体信号源参考端。
引入补偿电路的方法是在前级放大电路的反馈端与信号源地端建立共模负反馈，为提高反馈深度，将反馈信号放大后接人体信号源参考端，这样可以最大限度的抵消工频干扰。
电路如图3.4所示。
图3.4 补偿电路电路图
3．4 滤波电路的设计
3.4.1 低通滤波器电路的设计
为了滤除105Hz以上的干扰信号，需要设计一个截止频率为105Hz的低通滤波器。
本设计可以采用有源低通滤波器，根据学过的滤波器知识，先确定低通滤波器的大致形式，然后通过计算确定滤波器选用的电阻、电容值，确定截止频率为105Hz。
在这次设计中，可以采用的运算放大器为OP07，设计的电路图如图3.5所示。
图3.5 低通滤波器电路图
根据设计要求，
由公式（3.3）
（3.3）
可以计算出若
，则
。
由于采用巴特沃斯滤波器，可知
。
又因为公式（3.4）
（3.4）
可以计算得出
。
表3.3 元器件参数
组件名
R1
R2
R3
R4
C1
C2
参数值
10kΩ
10kΩ
10kΩ
20kΩ
318nF
71nF
通过计算，设计的低通滤波器满足截止频率为105Hz的设计要求。
各元器件的参数值如表3.3所示。
3.4.2 高通滤波器电路的设计
为了滤除0.05Hz以下的干扰信号，需要设计一个截止频率为0.05Hz的高通滤波器。
本设计可以采用有源高通滤波器，根据学过的滤波器知识，先确定高通滤波器的大致形式，然后通过计算确定滤波器选用的电阻、电容值，确定截止频率为0.05Hz。
在这次设计中，可以采用的运算放大器为OP07，设计的电路图如图3.6所示。
图3.6 高通滤波器电路图
根据设计要求，
由公式（3.5）
（3.5）
可以计算出若
，则
。
由于采用巴特沃斯滤波器，可知
。
又因为公式（3.6）
（3.6）
可以计算得出
。
表3.4 元器件参数
组件名
R1
R2
C1
C2
参数值
450kΩ
225kΩ
27nF
27nF
通过计算，设计的高通滤波器满足截止频率为0.05Hz的设计要求。
各元器件的参数值如表3.4所示。
3.4.3带阻滤波器电路的设计
为了滤除50Hz的工频干扰信号，需要设计一个50Hz工频的带阻滤波器，尽可能的消除工频干扰[3]。
本设计可以采用有源带阻滤波器，根据学过的滤波器知识，先确定带阻滤波器的大致形式，然后通过计算确定滤波器选用的电阻、电容值，确定阻带频率为50Hz。
在这次设计中，可以采用的运算放大器为OP07，设计的电路图如图3.7所示。
图3.7 带阻滤波器电路图
根据设计要求，
由公式（3.7）
（3.7）
可以计算出若
，则
。
将参数值输入到电路，仿真时发现衰减3dB时的带宽为43～57Hz,但衰减深度仅为7.43dB，需要调整器件参数值。
经反复
调整，最终选定
所以通过计算得出：
（3.8）
（3.9）
为了调整深度，仿真调试后选择最佳K值为0.96，取R4、R6电阻初始值为5kΩ,所以：
（3.10）
（3.11）
表3.5 元器件参数
元器件
R1
R2
R3
R4
R6
C1
C2
C3
参数值
47kΩ
47kΩ
23.5kΩ
200Ω
4.98kΩ
68nF
68nF
136nF
通过计算，设计的带阻滤波器满足截止频率为50Hz的设计要求。
各元器件的参数值如表3.5所示。
3．5 主放大电路的设计
人体输出的心电信号大约是毫伏级别的，为了便于单片机采集，本设计需要将心电信号放大到伏特级别。
在前置放大电路中，为了便于滤波，已经将心电信号放大了8倍。
理论上需要将心电信号放大1000倍。
所以，本设计需要再设计一个主放大电路，继续将信号放大125倍。
在电路设计上，可以采用运算放大器OP07完成。
为了增加输入阻抗降低输出阻抗，可以在主放大电路前加一个电压跟随器电路。
主放大电路如图3.8所示。
图3.8 主放大电路图
从图3.8可以看出，前一个运算放大器组成电压跟随器电路，后一个运算放大器组成反相放大电路，放大倍数由R1、R3、R23共同决定，此处增益为125。
3．6 同相加法器电路的设计
经过主放大电路的处理，已经把心电信号放大到了伏特级别，但是，心电信号可能存在负电压，不方便单片机和ADC0808的采集，需要设计一个加法器电路，把心电信号提升到0V以上，最后在程序编写时再将检测到的信号减去信号相加的直流电压即可以得到实际的电压值。
加法器电路如图3.9所示。
图3.9 加法器电路图
同相加法器电路中，存在如下关系：
（3.12）
（3.13）
（3.14）
取
，则根据上式可以计算出其它元器件的值，如表3.6所示。
表3.6 元器件参数
元器件
R1
R2
R3
R4
R5
R6
R7
参数值
50kΩ
50kΩ
50kΩ
50kΩ
25kΩ
1kΩ
10kΩ
3．7 ADC0808转换电路的设计
3.7.1 ADC0808芯片简介
ADC0808是采样分辨率为8位的、以逐次逼近原理进行模/数转换的器件。
其内部有一个8通道多路开关，它可以根据地址码锁存译码后的信号，只选通8路模拟输入信号中的一个进行A/D转换。
一般在硬件仿真时采用ADC0808进行A/D转换。
ADC0808芯片有28条引脚，采用双列直插式封装，其管脚图如图3.10所示。
图3.10ADC0808管脚图
ADC0808各引脚功能如下：
1～5和26～28（IN0～IN7）：
8路模拟量输入端。
8、14、15和17～21：
8位数字量输出端。
22（ALE）：
地址锁存允许信号，输入，高电平有效。
6（START）：
A/D转换启动脉冲输入端，输入一个正脉冲（至少100ns宽）使其启动（脉冲上升沿使0809复位，下降沿启动A/D转换）。
7（EOC）：
A/D转换结束信号，输出，当A/D转换结束时，此端输出一个高电平（转换期间一直为低电平）。
9（OE）：
数据输出允许信号，输入，高电平有效。
当A/D转换结束时，此端输入一个高电平，才能打开输出三态门，输出数字量。
10（CLK）：
时钟脉冲输入端，要求时钟频率不高于640KHZ。
12（VREF（+））和16（VREF（-））：
参考电压输入端。
11（Vcc）：
主电源输入端。
13（GND）：
地。
23～25（ADDA、ADDB、ADDC）：
3位地址输入线，用于选通8路模拟输入中的一路。
3.7.2信号采集电路的设计
把ADC0808的输出口分别依次与单片机的P0口连接，3位地址输入线都接地，选择IN0路作为模拟输入端，心电信号由此端输入。
给ADC0808芯片连接电源，时钟信号。
如图3.11所示。
该图为心电信号的采集电路。
图3.11 信号采集电路
3．8 显示电路的设计
3.8.1 单片机芯片AT89C51简介
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。
其管脚图如图3.12所示。
各引脚功能如下：
VCC：
供电电压。
GND：
接地。
P0口：
P0口为一个8位漏级开路双向I/O口，每脚可吸收8TTL门电流。
当P0口的管脚第一次写1时，被定义为高阻输入。
P0能够用于外部程序数据存储器，它可以被定义为数据/地址的低八位。
在FIASH编程时，P0口作为原码输入口，当FIASH进行校验时，P0输出原码，此时P0外部必须接上拉电阻。
图3.12 AT89C51管脚图
P1口：
P1口是一个内部提供上拉电阻的8位双向I/O口，P1口缓冲器能接收输出4TTL门电流。
P1口管脚写入1后，被内部上拉为高，可用作输入，P1口被外部下拉为低电平时，将输出电流，这是由于内部上拉的缘故。
在FLASH编程和校验时，P1口作为低八位地址接收。
P2口：
P2口为一个内部上拉电阻的8位双向I/O口，P2口缓冲器可接收，输出4个TTL门电流，当P2口被写“1”时，其管脚被内部上拉电阻拉高，且作为输入。
并因此作为输入时，P2口的管脚被外部拉低，将输出电流。
这是由于内部上拉的缘故。
P2口当用于外部程序存储器或16位地址外部数据存储器进行存取时，P2口输出地址的高八位。
在给出地址“1”时，它利用内部上拉优势，当对外部八位地址数据存储器进行读写时，P2口输出其特殊功能寄存器的内容。
P2口在FLASH编程和校验时接收高八位地址信号和控制信号。
P3口：
P3口管脚是8个带内部上拉电阻的双向I/O口，可接收输出4个TTL门电流。
当P3口写入“1”后，它们被内部上拉为高电平，并用作输入。
作为输入，由于外部下拉为低电平，P3口将输出电流（ILL）这是由于上拉的缘故。
P3口也可作为AT89C51的一些特殊功能口，如表3.7所示：
表3.7 P3口管脚的特殊功能
P3口管脚
备选功能
P3.0
RXD（串行输入口）
P3.1
TXD（串行输出口）
P3.2
INT0（外部中断0）
P3.3
INT1（外部中断1）
P3.4
T0（记时器0外部输入）
P3.5
T1（记时器1外部输入）
P3.6
WR（外部数据存储器写选通）
P3.7
RD（外部数据存储器读选通）
P3口同时为闪烁编程和编程校验接收一些控制信号。
RST：
复位输入。
当振荡器复位器件时，要保持RST脚两个机器周期的高电平时间。
ALE/PROG：
当访问外部存储器时，地址锁存允许的输出电平用于锁存地址的地位字节。
在FLASH编程期间，此引脚用于输入编程脉冲。
在平时，ALE端以不变的频率周期输出正脉冲信号，此频率为振荡器频率的1/6。
因此它可用作对外部输出的脉冲或用于定时目的。
然而要注意的是：
每当用作外部数据存储器时，将跳过一个ALE脉冲。
如想禁止ALE的输出可在SFR8EH地址上置0。
此时，ALE只有在执行MOVX，MOVC指令是ALE才起作用。
另外，该引脚被略微拉高。
如果微处理器在外部执行状态ALE禁止，置位无效。
/PSEN：
外部程序存储器的选通信号。
在由外部程序存储器取指期间，每个机器周期两次PSEN有效。
但在访问外部数据存储器时，这两次有效的/PSEN信号将不出现。
/EA/VPP：
当/EA保持低电平时，则在此期间外部程序存储器（0000H-FFFFH），不管是否有内部程序存储器。
注意加密方式1时，/EA将内部锁定为RESET；当/EA端保持高电平时，此间内部程序存储器。
在FLASH编程期间，此引脚也用于施加12V编程电源（VPP）。
XTAL1：
反向振荡放大器的输入及内部时钟工作电路的输入。
XTAL2：
来自反向振荡器的输出。
3.8.2单片机最小系统电路
单片机最小系统是指最少的组件组成的单片机可以工作的系统[5]。
对于AT89C51单片机而言，最下系统应该包括单片机、晶振电路和复位电路。
如图3.13所示。
图3.13 单片机最小系统电路图
3.8.3键盘电路的设计
为了能够更好的观察液晶显示的心电信号波形，本设计需要对显示波形的周期和幅度加以控制，使它能够完整的显示在液晶屏上，不会出现波形的失真。
为此，需要设计一个
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