毕业设计《心电信号采集模块的设计与开发》

毕业论文设计）心电信号采集模块的设计与开发学 号学 院专 业年 级指导教师2010年5月30日山东大学学士学位论文摘要心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一。据统计，心血管疾病是威胁人 类生命的主要疾病，世界上心脏病的死亡率仍占首位。因此， 对心血管疾病的诊 断、治疗一直被世界各国医学界所重视， 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。 随着电子技术的迅速发展，医用电 子监护系统近年来己在临床诊断中逐渐应用。针对心电信号的特点进行心电信号的采集、 数据转换模块的设计与开发。设 计一种用于心电信号采集的电路，然后进行 A/D转换，使得心电信号的频率达到 采样要求。人体的心电信号是一种低频率的微弱信号， 由于心电信号直接取自人 体，所以在心电采集的过程中不可避免会混入各种干扰信号。为获得含有较小噪声的心电信号，需要对采集到的心电信号做降噪处理。 目前对心电信号的降噪有 多种方法，本文主要从滤波的方面介绍将噪声从信号中分离。关键词：心电信号采集，降噪，A/D转换放大，电源电路I山东大学学士学位论文ABSTRACTHeart disease has become the one of major diseasewhich does harm to huma n health. According to statistics, cardiovascular disease is the major disease of threatening human life. The death rate of heart disease 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 effective method of auxiliary analyses is a very meaningful task Along with quick development of electronics technique, Medical electron monitoring system has bee n applied to the cli ni cal diag no sis in the rece nt years.ECG sig nal acquisiti on, data conv ersi on module desig n and developme nt bey ond the ECG characteristics. Design a circuit for ECG acquisition, and then do the A / D conversion, make the frequency of ECG sampling requirements to achieve. ECG sig nal is a low freque ncy sig nal, because ECG is take n directly from the huma n body, so the process of ECG acquisition inevitably mixed with a variety of interference sig nals. In order to obta in Low no ise ECG sig nal, we n eed to do no ise reducti on of the collected ECG signal. Now, there are many ways to do the noise reduction of the ECG signal, this article introduce how to separate noise from signal using the filter.KEYWORDS: ECG sig nal acquisiti on, no ise reduct ion, A / D conv ersi on, power circuit2山东大学学士学位论文目录第一章绪论 11.1心电信号采集和分析系统的发展历史 11.2心电信号采集分析系统的研究现状 31.2.1 研究现状 31.2.2随身携带的便携式心电监护仪的发展现状 41.2.3心电远程监护系统的发展现状 5第二章 研究基础 72.1人体心电信号的产生机理 72.2体表心电图及心电信号的特征分析 72.2.1心脏电传导过程分析 72.2.2 心电信号时域特征分析 82.2.3 心电信号的电特性分析 92.3心电信号的噪声来源 92.4心电电极和导联体系分析 102.4.1系统电极选择 102.4.2心电信号导联体系分析 11第三章 硬件电路设计 143.1心电信号采集电路的设计要求 143.2心电采集电路总体框架 143.3采集电路模块 163.3.1前置放大电路设计 163.3.3 滤波电路设计 183.4电平抬升电路 213.5心电信号的50Hz带阻滤波器设计 213.6 A/D转换模块电路设计 223.6.1 ADC0809 简介 223.6.2 ADC0809的工作过程 243.6.3 ADC0809与单片机的接口 243.7电源电路设计 253.8 本章小结 26iii山东大学学士学位论文第四章软件部分设计 274.1开发软件Keil C51简介 274.2软件总体设计框图 274.3部分程序 284.3.1 选择通道及启动A/D转换程序 284.3.2检测忙碌及读写程序 294.3.3 设定坐标程序 294.3.4 画任意直线程序 30第五章展望与未来 32结论 33致谢 34参考文献 35IV山东大学学士学位论文第一章绪论心脏是人体血液循环的动力泵，心脏搏动是生命存在的重要标志，心脏搏动 的节律也是人体生理状态的重要标志之一。心脏的基本活动包括电活动和机械活 动，每个心动周期都是电活动在前， 机械活动在后。心电信号是心脏电活动的一 种客观表示方式，是一种典型的生物电信号，具有频率、振幅、相位、时间差等 特征要素，比其他生物电信号更易于检测，并具有一定的规律性。由于心电信号从不同方面和层次上反映了心脏的工作状态，因此在心脏疾病的临床诊断和治疗 过程中具有非常重要的参考价值。对心电信号的采集和分析一直是生物医学工程 领域研究的一个热点，是一项复杂的工程，涉及到降低噪声和抗干扰技术，信号 分析和处理技术等不同领域，也依赖于生命科学和临床医学的研究进展。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。1.1心电信号采集和分析系统的发展历史18世纪下半叶，意大利波伦亚大学的解剖和外科学教授伽伐尼开始研究电对 生物组织的作用，在解剖青蛙的实验中，他注意到用电刺激青蛙的神经，会导致其肌肉的收缩。伽伐尼认为：导致青蛙肌肉收缩的电来自动物体内，并称其为“动 物电”(animal electric)。尽管后来证明伽伐尼所发现的电并不是来自动物的体内，但却由此认识到电可以导致生物神经冲动的传导，从而奠定了电生理学的基础2。心电检测技术作为生物医学仪器研究的重点，它的发展与电子技术的发 展密切相关。1887年, Wilier用毛细管静电计首次描记出人体心电图波群，开创了人类心电图记录的先河。开拓性工作的创建者是荷兰莱顿大学的生理学家Einthoven，从改良沃勒的毛细管电流计入手， 对于仪器存在的反应速度慢、记录的波动有较 大误差的缺点进行了改进和校正；并对记录曲线的四个峰点做了进一步分解和标 定，采用P、Q R S、T标出心电图上的波峰和波谷，这一标准一真延用至今。 由于毛细管电流计记录的结果处理起来非常耗时，难以达到实用的程度。经过数年的无数次试验，终于选中了一种直径只有 0.002mm勺镀银石英丝，以取代原来 笨重的线圈和反射镜，于1903年制成了弦线型心电流计，从此将心电的记录引入 到了临床3。1932年，美国密西根大学教授 Wilson根据Einthoven方程推论出肢体导联三个电极上瞬间电位之和为0。从而创立了著名的零电位中心电端理论，建立了单 极导联记录技术，并描记出单极肢体导联VL、VR VFS单极胸前导联V1V6o 1942 年，Goldberger改良了中心电位端，设计了肢体单极加压导联 aVR aVL、aVF, 使VR VL、VF图形保持不变，而波幅增大了 50%，在实际工作上使图形更加容易 辨认，并由此形成了 Einthoven wilson理论体系。1954年，美国心脏学会提出 用aVR aVL、aVFF弋替VR VL、VF。在此之后，国际心电学会将三个单极加压导 联、三个双极肢体导联和六个胸导联一起称之为“标准导联”，这12导联心电图体系已经成为目前国际公认的基础， 也即静态心电图。其他心电信号技术都是在 静态心电图技术的基础上发展起来的。1957年,美国物理学家Holter首创了一种用磁带记录器对正常活动状态下的 病人做长时间连续心电图记录的方法，开辟了时间全信息和环境全信息心电记录 和诊断的新领域，从而在某种程度上弥补了常规心电图的不足之处。这种长时间连续记录的心电图称为动态心电图，它提供的长时间动态心电图记录对心率失常 的检出、早期心血管病诊断、抗心率失常治疗的评价以及心率失常和生理关系的 研究具有重要意义。1961年，美国最先将DCG技术应用到临床，以后很快在发达 国家得到普及。自1978年我国开始引进此项技术以来，临床应用逐步深入，已从大医院逐步向中小医院普及，成为心血管疾病诊断领域中的实用、 高效、无创伤、 安全、准确及可重复性强的重要检查方法4。在20世纪50年代以前，心电图仪的发展主要是解决了小型化和提高灵敏度的 问题。在这方面，德国的西门子和霍尔斯克公司做出了突出的贡献。50年代中期以后，心电图仪的改进步入了一个更高的层次，即计算机化以及与其他检测技术合成的阶段。美国在50年代首先开始研究用计算机处理心电图。1959年,在华盛 顿举行的一次关于心电图数据处理方法的会议上，鉴定了一个模拟转换器和心电图分析的计算机程序。1960年,美国及加拿大的医疗中心相继开创了冠心病监护 病房(CCU)和加强护理病房(ICU)，通过长时间的示波监护及血流动力学监测对病 人进行治疗5。但是，面对数量庞大、分布环境复杂的院外患者，Holter和CCU等还是无法解决问题。20世纪70年代，美国研制成功了利用电话线传送心电图的 监测系统。TTM系统是以微机为基础的心电传输、接收和心电数据库管理系统， 通过电话线传输心电信息及计算机处理实现对病人的心电监护。病人应用记录发射器可随时、随地通过电话线向监测中心传输心电数据，医生根据心电信号改变和患者诉说的病情，向患者提供诊断与治疗意见，为院外心脏病人的长期心电监 测和治疗提供了方便。在此后的20多年中，TTMS统取得迅速地发展，而且与之 相对应的患者随身携带的心电监护仪也取得了很大的发展。20世纪晚期又采用集 成块代替晶体管，从而使原来庞大的心电检测系统改革成为一只精巧、美观、 实 用的心电仪器。1.2心电信号采集分析系统的研究现状1.2.1研究现状随着电子与信息技术的不断发展及其在医疗系统中应用的深入，世界各地尤其是欧美国家相继提出了心电检测设备的小型化、家用化要求和建立远程医疗体 系的设想。从1980年代开始，国外开始建立以电话线路传输心电信号的心电图监 测中心，随后又出现了以数字式电话传输心电图信号的研究。英国牛津大学的 Joh nson教授采用远程监护的方法让孕妇和胎儿在放松的状态下在家中检测血 压、血氧、心电图等重要生理指标；德国的一个研究小组则通过宽带视频通信远 程监护家中老人的各种生理参数，以便在必要的时刻提供救治和帮助。进入21世纪后，美国和欧盟在20002005年期间各投入150亿美元和17. 5亿美元用来进 行远程医疗的研究工作，与此同时， 国外各大公司也纷纷跟进，进行心电监护产 品的研究开发工作；亚洲的日本在这方面也做了较大的投入，其中SONY东芝已有类似的监护设备上市，但都价格不菲。国内在这方面的研究晚于西方国家， 一个总的特点是起步晚，起点高。但随 着中国经济的快速发展，人们对健康的重视程度越来越高， 对健康监护产品的需 求量也稳步提升，产品的应用范围从危重病人监护，发展到如今普通病房的监护， 目前，很多家庭对此也提出了一定的应用需求。国内早期在此方面研究的一个比较典型的案例是清华大学在1994年研制成功的家庭心电/血压监护网系统， 该系 统在病人不适时具有手动按键报警功能和类似Holter的心电图长时间记录发送功能。2005年 6月，山东大学齐鲁医院建成了国内首家心脏远程监护中心，该中心 实行24小时监护，只要患者携带的微型发射机处于工作状态，就会将心电的异常变化传输到该中心，监护中心便可以进行相应处理和预警。目前，国内生产便携式心电监护设备的厂家有很多，产品也进入了实用化， 但是大多数是以0E方式进行组装的，具有自主开发能力的较少。总的来说，目前国内心电监护产品主要特点为：市场需求越来越大；技术水 平和产品质量在不断提高；生产厂家多，但核心技术掌握不足。随着中国经济水平的不断发展及与国际社会融入程度的不断加深，在这面有着巨大的发展潜力。综上所述，无论国内还是国外都对心电监护设备的研究投入了巨大的人力与 物力。伴随着电子技术的飞速发展，其前景必定相当广阔。1.2.2随身携带的便携式心电监护仪的发展现状随身携带的便携式心电监护仪在我国并未能够很好的普及，究其原因，有以下几个方面：记录的心电信息极其有限，医生从中难以得到患者全面的心电信息，从 而降低了医生对疾病诊断的正确率；(2) 费用较为昂贵，动辄几千乃至上万元，一般的患者难以承受；(3) 实时性、体积、功耗、重量等都不尽如人意，给患者在使用过程中造成 诸多不便。当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 。然而，这种心电仪在实现多种功能 的同时，也有一些缺点：结构比较复杂、功耗较大、成本也较高。另一方面，在 导联个数上，在相当长的一段时间内，心电导联系统一般仅仅具有单导或三导联 同步记录功能，市场上现在也还有很多这种产品。 该类产品因为只支持少数的导 联，因而它的液晶屏幕比较小，用户观察起来很不方便，只能通过自带的打印机 将心电图打印出来之后才能较好的观察分析。另外，这种产品往往不适合复杂心脏疾病的诊断。目前很多厂商也在竞相开发支持多导联的心电仪产品。深圳迈瑞电子就是其中之一，它在便携式监护仪领域做出了带头作用，典型的产品如 PM-9000Express、PMSOO等等。随着集成电路技术、计算机和网络技术在医学领域的进一步深入，今后心电仪的研究和发展趋势主要包括以下几个方面：(1) 仪器小巧化。随着集成电路技术的发展，心电检测仪器趋于小型化和便 携化。Hoter系统和心脏BP机等代表了这一发展趋势。多导同步心电检测系统。尤其是十二导同步心电检测系统将逐步占领更 多的市场份额。(3) 界面友好化。心电仪产品会越来越体现人性化的思想，以方便使用为设 计目标之一。(4) 网络化。单个独立的心电仪系统可以通过网络连接，和心电检测数据库 互联，提高对疾病的监测效率。(5) 性能更高。随着微处理器和微控制器运算速度的进一步提高，心电仪的 处理能力也会不断得到增强。1.2.3心电远程监护系统的发展现状随着因特网和移动通讯网等宏观基础设施的普及和发展，通信技术与手段的 不断进步，近年来心电远程监护系统正沿着网络化和无线移动监护两个方向快速 发展。（1）基于因特网的远程心电监护系统基于因特网的远程心电监护系统是指利用心电监护客户端采集患者的心电信号，通过互联网将心电信号传输至监护中心服务器，由医护人员对患者心电图进行处理并做出相应诊断。整个系统一般由三个部分组成：分别是客户终端、因特网和管理中心工作站。客户终端是由心电信号采集器和可连接因特网的工作站 构成，它具有对患者进行心电信号采集、 进行简单数据处理以及将数据上传至因 特网等功能。根据接入因特网的方式不同，系统有不同的设计方案。主要方式有 PSTN ISDN 以太网等几种。PSTN（Public Switched Telephone Network，公用 电话交换网）覆盖面最广、接入方式实现方便，但受其带宽限制，信息传输速不 高；ISDN（Integrated Services Digital Network，综合服务数字网）将传输过程数字化，使得传输速度很高，并可同时实现语音、数据、图像等的传送；以太 网是目前使用最广泛的局域网技术，由于其低成本、可扩展性强、与IP网结合性强等优势，现在很多系统普遍采用以太网接入方式。 而远程心电监护管理中心工 作站一般配备有高性能的服务器，可实现实时的接收患者心电数据、 存储并分析处理数据、管理患者基本资料及心电数据、网络安全管理等。通过因特网技术， 可将心电图监护从病房监护拓展到社区或家庭， 监护中心的医护人员可以及时分 析患者的心电数据，并可根据需要随时将医嘱发送到患者的监护仪上。无线通信与因特网相结合的心电监护系统。（2）基于无线通信的心电无线监护系统采用可携带式的实时监控心电信号的监护仪，利用无线通信技术与监护中心进行数据通讯。由于无线传输无需线缆介质，使用者可以不受时间、地点的限制， 随时随地得到监护中心的监护。目前，市场上运用蓝牙、GSMGPRS无线分组业务）、CDM等无线移动通信技术实现的心电无线监护系统应用非常广泛，但由于 受到传输距离、无线传输频率等制约，仍未能形成完善可靠的远程在线实时监护 产品。将无线通信技术与因特网技术相结合成为近年来心电远程监护系统研究的 又一热点，这两种技术的结合，可以弥补单纯依靠因特网时造成监测环境相对固 定的不足，同时，也可弥补单纯依靠无线技术时只能将受测者的数据在移动监护 终端之间传递从而造成传输成本高、数据处理分析手段单一等不足。主要有以下几种形式：1、基于蓝牙技术的监护系统。蓝牙作为一种短程无线通信技术，由于体积小、功耗低等特点，已成为无线嵌入式医疗设备所考虑采用的基本无线通信技术 之一。蓝牙设备能够支持点对点、点对多点的通信，支持的接口一般包括UARTUS和PC卡等，而US支持在同一个物理通道上处理多个逻辑通道，因此控制、数据和语音通道不再需要额外的物理接口， 从而使得蓝牙心电无线监护能够实现数 据和语音的实时传输。基于蓝牙技术的监护系统是将家庭心电监护系统通过蓝牙 模块与中心工作站进行无线通讯而组成的监护网络。蓝牙模块通常是由两个芯片构成一个芯片组，一块是射频芯片，另一个是基带控制芯片，再加上外加的Flash、 天线和电源芯片就可以构成一个蓝牙模块。心电信号经过A/D转换后经蓝牙射频发送给固定接入端，再将接收到的心电数据转换成 IP数据包，并送到因特网。2、基于GPR技术的心电监护系统。GPR是在现有GS系统上发展出来的一种新的承载业务，目的是为GS用户提供分组形式的数据业务。GPR允许用户在端 到端分组转移模式下发送和接收数据， 不需要利用电路交换模式的网络资源， 从 而提供了一种高效、低成本的无线分组数据业务，特别适用于间断的、突发性的和频繁少量的数据传输，也适用于偶尔的大数据量传输。GPR可以发挥永远在线、 快速登陆、按流量计费等优势，无线心电监护系统无须使用信号电缆， 因而简化 了结构，降低了成本，具有一定的市场潜力。3、基于CDM的心电监护系统。CDM是基于码分多址技术的数字移动电话系统，它是在数字扩频通信技术上发展起来的一种新的无线通信技术，与使用时分多路的GSM技术不同，CDMA不给每一个通话者分配一个确定的频率，而是让每 一个通信者都使用全部的频率，使大量用户能够共享同一个无线频率。CDM系统 为每个用户分配各自特定的地址码，彼此之间是相互独立、互相不影响的，由于有不同的地址码来区分用户，所以对频率、时问和空间没有特定的限制，禾U用公共信道来传输信息。CDM的优点在于：系统容量大、建网成本低、配置灵活、频 率规划简单、保密性好、发射功耗小、无线辐射能量低。CDMA-1标准是CDMA2000 的第一阶段，可支持308kbit/s的数据传输，网络部分引入分组交换，支持移动 业务，具有较快传输速率，适合应用于远程实时心电监护。目前市场上的CDMA模块有很多，如MG801收发模块，Bellwave公司的BCM86无线通信模块，WAVECOM Q2358（模块等。第二章研究基础2.1人体心电信号的产生机理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9。2.2体表心电图及心电信号的特征分析2.2.1心脏电传导过程分析心电生理学资料表明，心脏不断的进行有节奏的收缩和舒张运动。由心肌激 动产生的生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液，反映到身体表面上来，使身体各部位在每一心动周期中也都发生有规律的电变化活动。在每个心动周期 中，窦房结是心脏的最高起博点（也叫一级起搏点），它发出的激动命令经结间束 首先传给房室结（也称第二级起搏点）。房室结向下发出一条传导路，称房室束， 它位于室间隔内。房室束往下又不断发左右两个束支，越分越细，最后分别形成互相交织得像网一样的结构，称普肯耶纤维，终止于心肌内。此生物电传递变化十分复杂，呈混沌态，其有序结果通过周围组织传遍全身，使身体各部位出现有规律而各向异性的电变化。将测量电极放置在人体表面的一定部位记录出来的心 电信号变化曲线，就是目前临床上常规记录的心电图(ECG严。2.2.2心电信号时域特征分析(a)姚型心电倍号周期波形(b)心电信号QRS波群分解圈图2.1典型的心电信号如图2.1所示的正常心电图由一系列波群组成，各段波群反映不同阶段的心 电信号变化，由于QR波变化比较集中，所以给出了分解图11。下面对每个波形 点作详细的介绍：(1) P波：最初产生的偏离的波被命名为 P波，它反映心房除极过程的电位变 化，代表了两个心房的去极。(2) QRS波群：心室的激活产生的最大的波，它反映心室肌除极过程的电位变 化。正常间隔0.08-0.12秒。典型的QR波群是指三个紧密相连的波；第一个向下 的波为Q波,这波不一定总是出现。QR波的第一个向上的波为R波,继R波后第一 个向下的波为S波,发生在S波后的向上的波称为R。QR是广义的代表心室肌的 除极波，并不是每一个QR波群都具有Q R、S三个波，一个单相的负QR复合波 被称为QS波。(3) P R间期：从P波开始到QR复合波开始，它代表心房肌开始除极到心室肌 开始除极的时限。正常间期是0. 12-2 . C秒，测量是从P波的起点到QR复合波的 起点，不管初始波是C波还是R波。它是房室传导时间的一种度量，由于这个原因， 它在临床诊断上很有用。基线是由波的 TP段建立的(T波末端到下一个P波开始)。(4) S T段：是在QR波群以后，T波以前的一段平线。代表左、右心室全部除极完毕到复极开始以前的一段时间。该段在确定病理学上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。在正常情况下，它用作测量其它波形幅度的等 电势线。(5) T波：代表心室肌复极过程引起的电位变化。(6) QT间期：代表整个心室肌自开始除极至复极完毕的总时间。QT可期代表体现了心室肌肉激活间期和恢复。这个持续时间和心率的变化相反。但通常不采 用QT而采用修正QT称为QTC QTC=QT+1 75(心室率一60)。体表心电图反映 的是心电信号的时域特性，经分析可以看出EC信号的特征段的分界处是波形上的拐点。2.2.3心电信号的电特性分析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10卩V-4mv之间， 典型值为1mV频率范围在0.05-100HZ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 0.05-100HZ，大部分能量集中在O.05-40Hz12。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10卩V-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 0.05-100HZ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。2.3心电信号的噪声来源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之间问。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 ECGI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。EM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ECGI值的变化 基线漂移和呼吸时ECG畐值的变化一 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ECGI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。2.4心电电极和导联体系分析2.4.1系统电极选择心电信号检测一般采用体表电极，随着时代的发展金属电极已经成为了体表 的连接器。一个由盐溶液和胶组成的电极层成为了金属电极和皮肤的接触面。身体内部电流是由离子运动产生的， 而在导线中的电流是由电子的运动产生的。 电 极系统可完成离子电流到电子电流的转换。当病人身体的运动会导致电极电位的变化，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(又称极化电压)。这个小失调电压会随心电信号放大1000倍，因此小信号的变化也会导致信 号的基线漂移。极化电压在心电信号检测系统中属于干扰因素，应尽量避免极化 噪声的影响。因此在心电测量系统中要求采用非极化或极化电压微弱的电极。可采用表面镀有Ag-AgCI的可拆卸的一次性软电极，并在电极上涂有优质导电膏， 使它更接近非极化电极，有效地抵消极化电压引起的干扰。 该电极漂移电位非常 小，它在Ag层上镀了一层AgCI。氯离子将在体内、电极内以及在 AgCI层内运动， 在这里转换成在Ag中的电子运动并传导到导线中。这种方法把直流漂移电位减小 到与峰值相比非常小的程度。因此，这种电极移动导致的基线漂移比其他极化电 极要小很多网o2.4.2心电信号导联体系分析心电信号是典型的人体电信号，人体电信号本质是两点的电位差信号， 直接 加电极于身体并且通过一定的导联方式就可以观察到心电信号。 导联方式即输入 导线与电极放置在机体特定的测试部位(正输入端)、参比部位(负输入端)和接地 部位的连接方式。在心电图学中有三种基本的导联系统：第一个导联系统具有最普遍的12导联，它定义了一组12个电位差，用他们来 形成标准临床ECGEi nthove n于1903年提出双极肢体I、II、山，1930年代Wilson 提出V1-V6单极胸导联，40年代Goldberger改良了中心电端，提出aVR aVL、aVF 单极加压肢体导联。这就是临床上采用的 Einthoven-Wilson12标准导联体系。第二个导联系统规定记录VC啲的电极的位置，Frank正交校正导联系统：正 交导联指与该导联系统相伴随的导联向量是正交的，1956年 Frank提出了三个正交导联X、丫、Z,精确测量了相互垂直方向上模拟心脏电活动的各分量。第三导联系统为监测系统，典型的只分析一个或两个导联。该系统的主要目的是可靠地识别每次心跳并进行节律分析，所以电极的配置应以获得在基本的 EC3有较大的F波为原则。如I、II、III导联系统。被世界各国公认的是应用己久的国际标准12导联体系：即1903年 Ein thove n发明标准导联的I、II、山;1940年Wilson提出，1942年Goldberger完善的加压 肢体导联avR、aVL、aVF与胸导联V1、V2、V3、V4、V5 V6o因此把国际标准十 二导联体系，分别记为 I、II、III、aVR aVL、aVF、V1 V6,其中，I、II、III 导联为双极导联，aVR aVL、aVF、V1V6为单极导联。国际标准12导联体系中， 需要在人体体表放置10个电极，分别位于左臂(LA)、右臂(RA)、左腿(LL)、右腿 (RL)以及胸部6个电极(V1 一V6)。在记录心电图时，右腿电极一般作为参考电极， 其余九个电极作为心电电极。肢体电极采用的是平板式电极，胸电极采用吸附式 电极15。接下来，对各种导联结构进行介绍。(1) 双极肢体导联双极肢体导联又称标准I、II、III导联，它是以两肢体间的电位差作为所获 取的体表心电。其连接方式如图2.2所示，其中A代表放大器，M为右腿驱动电路。11山东大学学士学位论文图2.2 双极肢体导联(2) 单极肢体导联单极导联表示一个单独点的电势变化， Wilson等人在1940年提出了 “中心电 位端”的概念。实验中发现，当人体皮肤涂上导电膏后，左上肢、右上肢和左腿 与心脏间的电阻分别为2kQ、1. 5k Q、2. 5k Q，如果将三个肢体连接成一点 作为参考电极点，在心脏电活动过程中，这一点的电位并不等于零。Wilson提出在三个肢体上各串联一个平衡电阻(阻值在5 k Q -300 k Q之间)，以使得三个肢 体端与心脏间的电阻数值互相接近，因而把它们连接起来获得一个电位接近零值 的电极电位端，称为威尔逊中心电端。Wilson中心电端的连接图如图2.3所示。图2.3 单极肢体导联(3) 加压单极肢体导联Goldberger于1942年对单极肢体导联进行了一定的改进， 提出了加压单极肢 体导联的概念，提高了所获得的心电信号的幅度。当记录某一肢体单极导联心电 波形时，将该肢体与中心电端之间所接的平衡电阻断开， 改进成增加电压幅度的 导联形式，称为加压单极导联。其连接方式如图 2.4所示。图2.4加压单极肢体导联(4) 单极胸导联单极胸导联的连接方式是 Wilson于1942年提出来的，为了探测心脏某一局部 区域的电位变化，将探查电极安放在靠近心脏的胸壁上， 参考电极置于威尔逊中 心端，探察电极所在部位的电位变化即为心脏局部的电位变化。探察电极安放在前胸壁上的六个固定位置，如图2.5所示。将心电信号连入放大器正输入端，放 大器负输入端通过参考电极接到Wilson中心端。临床诊断常常用到胸导联，由于 距心脏较近，获得的心电波形幅度值较大，便于医生诊断。6123图2.5 单极胸导联13山东大学学士学位论文14山东大学学士学位论文第三章硬件电路设计3.1心电信号采集电路的设计要求通过前面的分析得出心电信号是一种典型的人体生理信号，具有生物电信号的普遍特征，如幅度小、频率低并且易受外界环境干扰，为采集和测量带来了难 度。由于本系统需要进行大量的数学运算，所以对处理器的数据处理能力和速度 也有很高的要求。如果选用处理速度很快的处理器，则相应的外设也要有与之相 适应的性能指标16。综合各个方面因素，电路设计要求：(1) 对微弱的心电心电信号进行放大和滤波等必要的信号调理a) 设计合理的导联系统，选择合适的传感器。b) 设计合理的有源滤波器，能够进行0. 05-100HZ的带通滤波，50HZ自波c) 实现1000倍的信号放大。d) 实现信号电压抬咼。(2) 进行符合要求的A/ D转换根据采样定理，采样频率要是心电频率的2倍以上，所以A/D的采样频率至少 要达到200Hz以上。(3) 设计电源电路3.2心电采集电路总体框架50HZ陷波r A/D转换图3.1采集电路总体框架由于心电信号是微弱信号，所以设置前置放大器用来放大心电信号； 为了抑 制基线漂移，设置了 0.5Hz高通滤波；由于心电信号属于低频信号， 设置了二阶 低通巴特沃斯滤波器，消除100 Hz以上的高频成分；为了消除50 Hz工频干扰， 设置50 Hz双T陷波电路；为了心电信号不失真，设计了电平抬升电路；最后设 置了 A/D转换电路，使信号频率达到采样要求17。本系统选用的前置放大器是AD620A具有很好的性能，非常适合作为心电信 号测量前置放大器，引脚分布如图3.2其具体规格特性如下： 电源供应范围：土 2.3V- 18V;（2）高精度：输人最大偏置电流：1mA输人最大失调电流：O. 5nA;输入最 大失调电压：50卩V;最大温度漂移：O. 6卩V/C；输入阻抗：10GQ。（3）低杂讯：输入电压噪声（f=1K Hz）: 9nV/、Hz :共模抑制比（增益G=10）:100dB。AD62（的增益可调，范围为11000倍，通过调节AD620A勺1和8腿之间的 Rg的值来实现：1 4k2RgRo-IN +IN -v5TOP VIEW图3.2 AD620引脚分布图本电路所用的集成放大电路为OP07引脚分布如图3.3。OP07芯片是一种低 噪声的单运算放大器集成电路。由于OP0具有非常低的输入失调电压（对于OP07A 最大为75卩V）,所以OP0在很多应用场合不需要额外的调零措施。OP0祠时具有输入偏置电流低（OP07为土 2nA）和开环增益高（对于OP07为300V/mV的特 点，这种低失调、高开环增益的特性使得OP0特别适用于高增益的测量设备和放 大传感器的微弱信号等方面。其主要规格参数有：电源供应范围：3V-18V;输入最大失调电压：75 I V;最大温度漂移：1.3卩V / C。28OATN. 27v+IN.6OUTV.叵NC图3.3 OP07引脚图3.3采集电路模块3.3.1前置放大电路设计前置放大是整个信号放大最关键的环节，关系到整个模拟采集部分的工作性 能。前面已经对心电信号的干扰因素已经有比较全面和详细的介绍，设计电路时必须把这些干扰因素减小到最小。前置放大器是整个前置放大电路的“心脏”， 关系到前置放大电路的性能，因而它的选型非常重要18 0本系统主要基于以下三 个方面来确定前置放大器的选型。(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。前置放大器的性能并不是整个实际电路的性能， 还必须辅以合理的电路结构 来充分发挥前置放大器的作用。前置放大级最重要的电路参数为共模抑制比参 数，很大程度上取决于电路的对称性，本系统采用典型的差分放大电路来作为前 置放大级，可以有效地提高共模抑制比，如图3.4和图3.5所示，Un和U12接成射 极跟随器，可以稳定输入信号和提高输入阻抗和共模抑制比；U8将R34和尺4的人体共模信号检测出来用于驱动导线屏蔽层，以消除分布电容，进一步提高共模 抑制比：Ul0、R41、R39和C39构成浮地驱动电路可将人体共模信号放大后用于激励人体右腿，从而降低共模电压，较强地抑制50Hz工频干扰。极化电压差作为差 模直流电压信号输入到放大器，会造成前置放大器静态工作点的偏离， 严重会导致放大器进入截止或饱和状态。这种极化电压的存在限制了前置放大级的增益， 为了避免截止或饱和，前置放大电路的增益不能太大，本系统设计的前置放大电49.4k 1G =1 +肚 10.88(3 2 路的增益5koC21vccOl123斗5678111D2111C*32Fl08v J亠1:C2O /luF图3.4前置放大电路订.VI2ATsMOPMU8B36IHflilEfs、IPOTR43243KC3?4-q-;iK41=IHK*1OOOpFR+55K1IM.11U10R44243Ki