心电与血氧监控系统设计.docx
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心电与血氧监控系统设计
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摘要
心血管疾病是威胁人类健康的主要疾病之一，早期诊断和治疗是预防心脏病的有效途径。
20世纪50年代末，美国科学家Holter首先发明了一种心电仪，人们称它为Holter心电仪或叫动态心电仪，这种技术在临床上可实现“长时间”、“动态”记录的心电图，就称为动态心电图。
据统计，世界上平均每年约几百万人死于此类疾病。
由于心脏病的突发性，通常很多病人是未及时发现病变延误了治疗而最终导致死亡。
因此，对心血管疾病的诊断、预防是当今医学必须解决的问题。
因此及时、准确和完整得进行心电信号的提取以及血氧信号的检测，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。
本系统采用STC12LE5A60S2单片机作为主控器件，利用多传感器采集心电、血氧信号，通过AD转换后，单片机对接受的信号进行处理，对之进行存储、显示、传输，如果处理后出现异常，则发出报警声。
关键词：
心电；血氧；STC12LE5A60S2单片机；动态心电图
Abstract
Cardiovasculardiseaseisoneofmaindiseasesthatthreathumanhealth．andtheearlydiagnosisandtreatmentareeffectivewaysthatpreventheartdisease。
Inthelate1950sinU.S.ascientistcalledHolterhaveinventedthefirstsuchdynamicelectrocardiograminstrument,peoplecalledHoltermonitororDynamicelectrocardiograph,thistechnologycanberealizedinclinical"long"and"dynamic"ofECGrecords,knownasHOLTER.
Accordingtostatistics,theworld'sannualaverageofaboutmillionsofpeoplediedofthedisease.Duetothesuddenheartdisease,manypatientsareusuallynotthetimelydiscoveryofdiseasedelayedtreatmentandultimatelyleadtodeath.Therefore,diagnosis,preventionofcardiovasculardiseaseisthemedicalproblemsmustbesolved.Therefore,timely,accurateandcompleteECGsignalextractionanddetectionofbloodoxygensignal,andprovidesanalysisandeffectivediagnostictoolsresearchsubjectisanimportantandsignificant.
Thissubjectusesstc12le5a60s2singlechipasthecoredevice.Thewholesystemmainlydisplayscollection,storage,transport,displayfunctionfor24-houruninterruptedECGsignalcollection.
Keywords:
ECGsignal；dynamicelectrocardiogram；Holter；stc12le5a60s2singlechip；
摘要I
AbstractII
目录III
1绪论1
1.1课题研究意义1
1.2国内外研究现状2
1.3设计主要研究内容与系统总体设计3
2心电血氧的产生和特征4
2.1体表心电图4
2.2各波形的意义4
2.3心电的产生5
2.4常见的心律异常类型及特征6
2.5心电信号的特征7
2.6心电信号常见干扰8
2.7血氧的检测8
2.7.1血氧指标8
2.7.2血氧测量原理9
2.7.3影响测试性能的因素9
3心电与血氧检测流程设计10
3.1心电信号放大器设计要求10
3.2电极的选择11
3.3心电ADC采样流程11
3.4血氧ADC采样流程14
4硬件选择及电路设计17
4.1中央处理器及其外围模块17
4.1.1主控芯片的选型17
4.1.2ADC采样模块18
4.1.3定时器19
4.2液晶显示19
4.3心电模块电路设计20
4.4血氧模块电路设计21
5实物展示25
总结与展望26
致谢27
参考文献28
附录129
附录231
1绪论
早在1887年，Waller用Lippman所制作的毛细管静电计记录到了体表心电图，而其心电图临床应用则始于1903年。
一百多年来，心电学理论不断创新，心电、血氧图仪器不断改进完善，心电与血氧检查内容不断拓展，成为现代化医院四大常规诊疗技术之一。
心电与血氧机也朝数字化、网络化、便携化方向发展，是生物医学工程界重要研究方向之一。
1.1课题研究意义
心血管疾病一直以来严重危害人类健康，具有突发性、短暂性和危险性的特点。
心电监护仪可实时监测病人的心电信息，是医生了解病人的病情及其发展的有力工具之一。
不仅仅是针对心血管疾病，随着现代医疗的发展，生命信息监护已经广泛应用于临床，监护仪的使用应贯穿于治疗、康复的整个过程。
这个过程中病人有不可避免的转移和移动，因此有必要设计一种能长时间随身携带的多参数监护仪来测量和分析病人的实时状况，当出现异常现象时发出报警信号，以便采取及时的抢救措施。
现在一些大型医院的无线监护系统价格昂贵，广大中小医院无力购买。
目前市场上虽然有不少功能强大的心电监护仪，可以集实时监测、网络连接、处理分析、结果打印等功能于一体，但相对来说重量体积较大，并且数据大都为有线传输，给医护人员和患者带来了不便。
该设计在开发适用于广大中小医院、社区和家庭的多功能无线多参数监护系统，以缓解医疗资源与病人需求之间的矛盾。
本设计出一个能同时实现心电、血氧功能的无线多参数监护系统，该系统通过在人体的相应部位设置探头，进行非侵入式的生理监测，并对生理参数信号（心电、血氧、血压）进行实时采集、处理和传输。
根据这些信号计算出所需参数，并通过中央监护软件进行实时处理和显示。
旨在通过对本课题的研究，掌握心电信号及血氧、血压等人体生理信号的采集、分析处理技术，以及它们在医用电子设备中的应用。
该无线移动式三导联心电血压血氧连续监护和自动分析系统是一款集心电图自动诊断功能和血氧、血压实时监测功能于一体的多床位集中监护和智能分析系统。
该系统的主要特点是多功能、小型化、便携式、数字化的设计。
采用监护方式，可自动计算心率、R-R间期、PR间期、QT/QTc间期、QRS时限和ST段偏移量等心电图参数。
能够实时准确监测血氧饱和度、脉搏波、等重要生理参数。
该系统可准确稳定的实现心电、血氧、血压的实时监护功能，当数据信号消失或者出现数据异常时，可自动启动声光报警。
相当于集心电图机、血氧血压监护仪和佩戴式心律失常分析仪于一体的多床位智能化监护系统。
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
国内外许多研究者在无线监护技术的临床应用研究中，以及将其推广到社区、家庭医疗等方面做了不少工作。
但他们大都使用需要支付认证费用的蓝牙技术，并通过单片机控制无线收发模块。
无线监护技术的临床应用，仍有进一步提高性价比的空间。
如果本系统能大规模投入生产与使用，可以将同类产品的价格缩减为现在的一半以下，并且可以使监护设备向更加小型化方向发展。
血氧饱和度的测量方法通常分为电化学法（有创）和光学法（无创）两种，常规监护采用的是无创式血氧饱和度测量。
无创式血氧饱和度测量又分为透射式和反射式两种，这两种方法都是通过让光线照射皮肤，由光电传感器检测透射光或反射光强度并转化为电信号，然后进行信号的滤波、放大和A/D转换，在数据处理器中进行处理和计算，最后把血氧饱和度、脉率和脉搏波幅值等数据发送到监护主机进行显示。
无创血氧饱和度监测已广泛应用于临床患者的监护，手术中麻醉的监护，手术后患者的恢复情况和呼吸睡眠的研究，社区医疗监护等方面，它具有安全性高、可靠性好、实时性强等特点。
人体血压无创测量的研究始于1875年。
血压的测量有直接和间接两种方法，直接法是有创测量，将导管插入血管内由压力传感器获得；间接法是无创测量，通过对相关的特征信号进行分析处理获得血压值。
无创血压测量分为间歇性和连续性两种。
间歇性测量方法比较多，包括示波法、柯式音法、超声法、脉搏延时法等，其中最常用的为示波法和柯式音法。
本文所使用的血压模块就是采取示波法的测量原理：
通过对充气袖带加压阻断肱动脉血流，然后缓慢减压，根据减压期间手臂传出的压力脉冲的变化来获得人体的收缩压和舒张压。
随着现代医院信息化进程的不断加速和无线传输技术的迅猛发展，医用监护系统的无线化、便携式、多功能、高性价比设计将成为主流。
目前，医疗机构和患者对监护系统都提出了更高的要求，监护系统急待解决的关键问题主要在于：
系统监护的实时性不强，信号处理的自动化、智能化程度不高。
在硬件上要求简化电路，提高数据传输速度，保证数据采集的准确性；在软件上则要求提高算法的可靠性和稳定性，加强人机界面的友好性。
为了及时发现异常情况，同时也要求能够及时启动预警功能。
当测得的生理参数（如心电、血氧饱和度、血压）超过预设的正常值，则进行自动报警，提醒医护人员采取相应的急救措施。
经过50年的发展，动态心电血氧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STC12系列单片机的基本理论，了解各模块的结构与功能，为后续设计做理论基础。
（2）设计制作心电血氧信号采集处理电路，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，确保所获取的心电与血氧信号质量。
（3）设计制作单片机外围电路，包括USB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。
2心电血氧的产生和特征
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。
如下图2.1所示.
图2.1正常心电图的波形图
2.2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。
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/s
P波
0.05~0.25
0.06~0.11
Q波
<0.03~0.04
R波
0.5~2.0
—
S波
—
0.06~0.14
T波
0.1~0.5
0.05~0.25
P-R段
与基线同一水平
0.06~0.14
P-R间期
—
0.12~0.20
ST段
水平线
0.05~0.15
Q-T间期
—
<0.4
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段移位的原因。
2.3心电的产生
心脏的传导系统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、房室束及其分支。
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。
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间为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，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。
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。
2.4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。
2.6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。
2.7血氧的检测
人是靠氧气生存的，氧气从肺部吸入后氧就经毛细血管进入到血液中，由血液传送给身体各部位器官或细胞使用。
血液中含氧量越高，人的新陈代谢就越好。
当然血氧含量高并不是一个好的现象，人体内的血氧都是有一定的饱和度，过低会造成机体供氧不足，过高会导致体内细胞老化。
O2和CO2都以两种形式存在于血液：
物理溶解的和化学结合气体与血红蛋白以配合物形式存在，如果氧气浓度大，血红蛋白就与氧气配合，如果二氧化碳浓度大，血红蛋白就与二氧化碳配合，在体内动脉血液中，氧气浓度大，在体内静脉血液中，二氧化碳浓度大。
2.7.1血氧指标
氧分压（PO2）是指以物理状态溶解在血浆内的氧分子所产生的张力（故又称氧张力）。
在100毫升37℃的血液内、以物理状态溶解的氧，每0.003毫升可产生0.133kPa（1mmHg）的氧分压。
正常人在静息状态，呼吸海平面空气，以物理状态溶解在动脉血内的氧约0.3毫升%，动脉血氧分压（PaO2）约13.3kPa（100mmHg）；静脉血氧分压（PvO2）正常约5.32kPa（40mmHg）。
PaO2主要取决于肺泡氧分压（PAO2）的高低、氧通过肺泡膜弥散入血的量、肺泡通气量与肺血流量的比例。
如果外界空气氧分压低或肺泡通气减少，使肺泡氧分压降低，或弥散障碍、通气/血流比例失调，使肺动－静脉血功能性或解剖性分流增加，都可使PaO2降低。
2.7.2血氧测量原理
脉搏血氧仪的原始信号是通过光电探测获得的。
根据氧合血红蛋白（HbO2）和还原血红蛋白居功）光谱特性的差异，可知在红光区（600-700n间Hbdz和Hb的吸收差别很大，而白含量有关，HbO2和Bb的含量不同吸收光谱也不同。
因此在人体组织血液淄注程度随着心脏目励而改变的情况下，运用Lambert-Beer定律，根据红光和红外光经过病人血液时被吸收程度的不同，计算血液中HbO2和Hb的浓度，求出血氧饱和度。
通常，红光波长为660nm，红外光波长为940nm，两种不同的发光管放在被测介质（手指或脚趾等）的同一侧，在另一侧放置一个光电池接收被削弱后的光线。
传感器采集的光电数据送回血氧仪进行血氧计算。
血氧算法过程中，两种光电流的交直流分量比计算R值团:
（2.1）
注：
是红光光电流交流成分（mA）;是红光光电流直流成（mA）;是红光光电流交流成似（mA），是红外光光电流直流成分（mA）。
2.7.3影响测试性能的因素
测试时的工频干扰、背景光、电磁干扰、运动干扰、信号的强弱、算法的抗干扰干扰能力和抗弱灌注能力都会使血氧仪的整机测试性能受到影响。
这些影响因素可以分为：
灌注水平、信号质量水平和测量技术水平。
3心电与血氧检测流程设计
3.1心电信号放大器设计要求
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
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