资源描述
.摘要本课程设计心电信号采集和心电波形显示，采用AT89C51作为控制器，通过对人体标准三导联信号的采集以及放大滤波等处理，传至控制器实现数据的处理，进而在液晶屏上显示波形以及实现计算心率等功能，设计内容分为硬件部分和软件部分。硬件部分由模拟采集部分和数字处理部分组成。模拟采集部分由前置放大级、二阶高低通滤波器、光耦隔离、一级放大、50Hz陷波电路、增益可调二级放大组成，数字处理部分有AT89C51控制器、A/D转换、LCD160128液晶显示、按键处理模块、阈值报警等构成并且前置级浮地，数字电源和模拟电源分开供电，减少相应的干扰。软件部分需要将单片机与ADC转化部分相连，在8位的ADC进行系统的配置后，进行数据的转化。进行数模的转化。通过建立坐标的方法进行波形的实时显示。另外可以构建心率算法实现其他心率计算等其他功能。设计完成后进行仿真，制作样机，软硬联调后测试预期的性能指标。关键词：心电信号 AT89C51 心电波形目录1.基本原理11.1心电信号的特点11.2心电检测的原理12.系统总体设计12.1系统总体框图12.2系统功能描述22.2.1 前置放大22.2.2 保护电路22.2.3 屏蔽驱动22.2.4 高通滤波22.2.5 一级放大22.2.6 光电隔离22.2.7 DC-DC转换32.2.8右腿驱动电路32.2.9 50Hz陷波器32.2.10 低通滤波器32.2.11 二级放大32.2.12 A/D转换32.2.13 阈值报警32.2.14 LCD显示33.系统模块设计43.1模拟电路设计43.1.1前置放大器设计43.1.2高通和低通滤波器、50Hz陷波器设计63.1.3一级放大和二级放大设计93.1.4光电隔离设计113.1.5 DC-DC转换设计123.2数字电路设计133.2.1 A/D转换和阈值报警133.2.2 LCD模块显示设计143.2.3数字电源设计153.2.4按键电路15参考文献16附录一：总原理图17.1.基本原理1.1心电信号的特点心电信号频率低，幅值微弱，常常混杂其它的生理信号。心电信号的电压范围为0.54mv，频率范围为0.05100Hz。测量系统有较高的敏感度，易引入干扰。50Hz工频干扰在测量频率范围内。人体是电的良导体，其它电生理信号也会进入测量系统。人体运动伪差带来电极接触的位置改变影响测量系统。1.2心电检测的原理本心电检测装置根据爱氏标准双极性肢体导联（、）方法，使用三个不锈钢电极，其中一个电极安装在人的右脚，另外两个电极根据爱氏三角形，可连接左手（）、右手（）或右手（）、左脚（）或左手（）、左脚（）。通过后两电极之间的电压差采集心电信号，然后再通过信号的分析处理得到心电波形。2.系统总体设计低通滤波50Hz陷波器前置放大一级放大高通滤波光电隔离DC-DC转换右腿驱动屏蔽驱动保护电路二级放大AD转换键盘控制2.1系统总体框图Msp430单片机阈值报警LCD屏显示 图1-系统总体框图2.2系统功能描述2.2.1 前置放大用两个集成运放和仪用放大器构成前置级放大，增益为G=10，提高输入阻抗。2.2.2 保护电路对于心电信号0.54mv，可以使用反向并联的硅二极管，低压情况下工频电压干扰300mv左右，可使电压钳制在300mv。2.2.3 屏蔽驱动由于测量电极和测量系统有大于1m距离时，会使共模电压不等量衰减，降低共模抑制能力，将屏蔽层接入共模输入信号的等电位点以消除分布电容的影响。2.2.4 高通滤波滤除频率低于0.05Hz的电信号。2.2.5 一级放大使用集成运放，使得运放增益为G=20。2.2.6 光电隔离对信号采用光电隔离，使或部分的信号处理电路不会因干扰的引入影响前置级信号采集的安全性和准确性。2.2.7 DC-DC转换将信号采集电路和信号处理电路的电源进行隔离，保证安全。2.2.8右腿驱动电路降低50Hz的工频干扰电压。2.2.9 50Hz陷波器去除50Hz工频干扰信号。2.2.10 低通滤波器滤除高于100Hz的的电信号。2.2.11 二级放大提高信号的电压增益，可调电压增益为G=120，获得合适的波形。2.2.12 A/D转换将心电模拟信号信号转化成数字信号，送给单片机处理。2.2.13 阈值报警当干扰电压过高或电极脱落报警。2.2.14 LCD显示显示出心电信号的波形，已检查心脏的情况。2.2.15按键控制调整波形基线的位置和显示屏的显示及保持。3.系统模块设计3.1模拟电路设计3.1.1前置放大器设计前置放大电路的电路图如图2所示,由输入跟随器、仪用放大器、右腿屏蔽驱动和屏蔽层驱动4 部分组成。( 1) 输入跟随器。提供高输入阻抗，获取更强的心电信号, 采用高输出驱动运算放大器TLC084, 具有最大失调电压1.9mV, 超低失调偏移1.2V/C。( 2) 仪用放大器。根据系统设计要求采用高精度仪用放大器AD620, 具有高精度(最大非线性度40 ppm)、低失调电压(最大50 V)和低失调漂移(最大0.6 V/C)特性 。该仪用放大器的增益范围为110 000, 由其放大增益关系式:G = 1+ 50 K/Rg, 取G=10, 则算出Rg 为5.556 k, 取近似值5.6 k。 ( 3) 右腿屏蔽驱动。采用高精度运算放大器TLC084,把混杂于原始心电信号中的共模噪声提取出来, 经过一级倒相放大后,再返回到人体, 使它们相互叠加, 从而减小人体共模干扰的绝对值, 提高信噪比。( 4) 屏蔽层驱动。尽管大部分噪声以共模形式存在于人体, 但由于元器件不可能完全对称,电路板又存在一些分布参数（如寄生电容）, 结果使少部分以共模形式存在的干扰噪声以差模信号的方式进入放大器, 而放大器对差模信号的放大能力很强,最终导致信号发生畸变。因此, 采用高精度运算放大器TLC084,通过屏蔽层驱动电路, 用共模电压本身驱动屏蔽层给予中和, 以便将跨接在其上的共模波动减小到零。图2-前置级放大前置放大级通过施加一个幅值为4mv、频率为60Hz正弦信号源，multisium仿真结果如图3所示：图3-前置级放大仿真结果3.1.2高通和低通滤波器、50Hz陷波器设计由于心电信号属于低频信号, 为了去掉高频的干扰, 还须通过低通滤波。低通滤波器( LPF) 如图4所示采用归一化设计的BUTTERWORTH 二阶低通滤波, 截止频率fH 为100 Hz, 在频率转折处有足够的陡度。放大器的温漂、皮肤电阻的变化、呼吸和人体运动, 都会造成心电信号出现所谓的“基线漂移”现象, 即输出端的心电信号会在某条水平线上缓慢地上下移动。从频谱上说, 这些影响都可以归结为一个低频噪声干扰。文献指出,这些噪声主要集中于0.032 Hz。但是, 心电信号中的ST 段和Q 波频率分量集中于0.052 Hz, 与上述低频噪声分量很接近。因此,不可简单地把高通截止频率定为2 Hz, 否则将使心电信号的波形出现较大失真。根据美国心脏协会(AHA) 的建议, 去除心电信号中的直流成分的带通滤波器(BPF) 截止频率不得超过0.05 Hz。高通滤波器（HPF）如图5所示截止频率设计为0.05Hz。采用低功耗低噪声的运算放大器TLC084, 每通道供电电流为2.5mA, 噪声8.5nV/Hz(在1kHz 时) , 适合便携式设备。虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用, 但部分工频干扰是以差模信号方式进入电路的, 且频率处于心电信号的频带之内, 加上电极和输入回路不稳定等因素, 经过前面的前置放大, 低通滤波和一级放大后, 输出仍然存在较强的工频干扰, 所以我们采用“双T 带阻滤波”电路来滤除工频干扰。50Hz 工频陷波电路如图6所示, 放大器采用低功耗低噪声的运算放大器TLC084。 图4-低通滤波器图5-高通滤波器图6-50Hz陷波器低通滤波器施加一个幅值400mv、频率为60Hz的正弦电压信号，multisium仿真结果如图7所示：图7-LPF仿真结果高通滤波器施加一个幅值40mv、频率为60Hz的正弦电压信号，multisium仿真结果如图8所示：图8-HPF仿真结果双T陷波器施加一个幅值400mv、频率为60Hz的正弦电压信号，multisium仿真结果如图9所示：图9-50Hz陷波器仿真结果3.1.3一级放大和二级放大设计由于经过前置级放大得到的信号依然微弱，所以一级放大如图10所示采用低功耗低噪声的运算放大器TLC084实现增益G=10，提高信号的幅值。经过LPF后的信号幅值送入单片机进行处理幅值太低，需要使用变阻器R39实现G=120的增益可调二级放大如图11所示，便于单片机处理和显示。图10-一级放大图11-增益可调二级放大一级放大施加一个幅值40mv、频率为60Hz的正弦电压信号，multisium仿真结果如图12所示：图12-一级放大仿真结果二级放大施加一个幅值400mv、频率为60Hz的正弦电压信号，multisium仿真结果如图13所示：图13-增益可调二级放大仿真结果3.1.4光电隔离设计从人体的安全角度、信号的防干扰角度出发，设计了光耦隔离电路如图14所示，其采用隔离芯片ISO130和TLC084作为主要芯片，可以实现其光耦与放大的功能。图14-光电耦合隔离光电耦合施加一个幅值400mv、频率为60Hz的正弦电压信号，multisium仿真结果如图15所示：图15-光电耦合隔离仿真结果3.1.5 DC-DC转换设计光耦隔离前端电源浮地，采用MC78L05稳压如图16所示提供5V电源。光耦隔离后端电源接模拟地，采用MC78L05稳压如图17所示提供5V电源。图16-前端5V稳压图17-后端5V稳压5V稳压仿真结果如图18所示：图18-5V稳压仿真结果3.2数字电路设计3.2.1 A/D转换和阈值报警AD0832是位逐次逼近模数转换器，可支持两个单端输入通道和一个差分输入通道。电压分辨率为5/256V,约为19.5mV。A/D转换电路如图19所示。阈值报警如图20所示，当电极脱落或输出电压过高时，红色LED灯发光报警。图19-A/D转换图20-阈值报警3.2.2 LCD模块显示设计LCD模块采用PG160128A为一个128行160列的点阵液晶屏，能显示各种字符、图形、 汉字，基于T6963C内核控制，自带字符库，同时用户也可以自己建立汉字、图形库。LCD显示如图21所示。图21-LCD显示3.2.3数字电源设计供电电源接数字地，采用MC78L05稳压如图22所示提供5V电源。图22-数字5V稳压3.2.4按键电路按键电路如图23所示控制波形的显示，1、2控制液晶显示基线的上下移动，3控制液晶显示屏上波形的保持和复原。图23-按键电路4.软件部分设计AT89C51是一种带4K字节FLASH存储器的低电压、高性能CMOS 8位微处理器。将ADC0832与AT89C51对应连接，软件部分需要的ADC转化部分，进行数模的转化。通过建立坐标的方法进行波形的实时显示。另外可以构建心率算法实现其他心率计算等其他功能。经过电路处理后的ECG信号在8位的ADC进行系统的配置后，进行数据的转化。单片机快速采集数字信号，在液晶显示曲线中，通过对液晶建立坐标系，根据转化数据的大小处理后进行160X128像素的显示。我们可通过按键控制坐标系基线的上下移动和控制屏幕的波形显示保持及复原并且控制单片机使红色LED灯在电极脱落或输入电压过大时发光报警。参考文献1.邓亲恺，现代医学仪器设计原理，北京：科学出版社，2005，52.王保华，生物医学测量与仪器，上海：复旦大学出版社，2003，63.杨玉星，生物医学传感器与检测技术，北京：化学工业出版社，2005.6附录一：总原理图.
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