畢業(yè)設(shè)計(jì)----心電信號采集及分析系統(tǒng)設(shè)計(jì)

1、<p>　　畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）任務(wù)書</p><p>　本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）</p><p><b>　　摘要</b></p><p>　　心血管疾病是威脅人類健康的主要疾病之一，早期診斷和治療是預(yù)防心臟病的有效途徑。20世紀(jì)50年代末，美國科學(xué)家Holter首先發(fā)明了一種心電儀，人們稱它為Holter心電儀或叫動態(tài)心電儀，這種技術(shù)在臨

2、床上可實(shí)現(xiàn)“長時間”、“動態(tài)”記錄的心電圖，就稱為動態(tài)心電圖。</p><p>　　能夠記錄病人24小時活動過程中的動態(tài)心電數(shù)據(jù)，給醫(yī)生提供具有診斷價值的資料，對于心臟功能的評價，心臟病的早期診斷非常有益，所以心電監(jiān)護(hù)儀在其中發(fā)揮著至關(guān)重要的作用。</p><p>　　本課題采用MSP430149單片機(jī)作為核心器件，主要完成對心電信號的24小時不間斷采集、傳輸、存儲、顯示等功能。</

3、p><p>　　關(guān)鍵詞　心電信號；動態(tài)心電圖；MSP430單片機(jī) </p><p><b>　　Abstract</b></p><p>　　Cardiovascular disease is one of main diseases that threat human health．a(chǎn)nd the early diagnosis and trea

4、tment are effective ways that prevent heart disease。In the late 1950s in U.S. a scientist called Holter have invented the first such dynamic electrocardiogram instrument, people called Holter monitor or Dynamic electroca

5、rdiograph, this technology can be realized in clinical "long" and "dynamic" of ECG records, known as HOLTER.</p><p>　　It’s very helpful to cardiac function in the early diagnosis that if

6、it can record the patient 24 hours of dynamic ECG data process and provide the doctors materials that has diagnostic value in the evaluation.</p><p>　　This subject uses msp430 single chip as the core device.

7、 The whole system mainly displays collection, storage, transport, display function for 24-hour uninterrupted ECG signal collection.</p><p>　　Keywords　 ECG signal；dynamic electrocardiogram （DCG）；Holter；msp430

8、；</p><p><b>　　目錄</b></p><p><b>　　摘要I</b></p><p>　　AbstractII</p><p><b>　　目錄2</b></p><p><b>　　第1章 緒論1</b&g

9、t;</p><p>　　1.1課題研究意義1</p><p>　　1.2國內(nèi)外研究現(xiàn)狀與文獻(xiàn)綜述3</p><p>　　1.3設(shè)計(jì)主要研究內(nèi)容與系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)4</p><p>　　第2章 心電圖的產(chǎn)生和特征6</p><p>　　2.1 體表心電圖6</p><p>　　2.2 心

10、電的產(chǎn)生6</p><p>　　2.3 各波形的意義8</p><p>　　2.4 常見的心律異常類型及特征9</p><p>　　2.5 心電圖的導(dǎo)聯(lián)10</p><p>　　2.6 心電信號的特征11</p><p>　　2.7 心電信號常見干擾12</p><p>　　2.8

11、本章小結(jié)13</p><p>　　第3章 心電檢測電路設(shè)計(jì)14</p><p>　　3.1 心電信號放大器設(shè)計(jì)要求14</p><p>　　3.2 電極的選擇16</p><p>　　3.3 保護(hù)與緩沖電路16</p><p>　　3.4 前置放大電路17</p><p>　　3.5

12、 濾波電路20</p><p>　　3.5.1 低通濾波電路20</p><p>　　3.5.2 高通濾波電路20</p><p>　　3.6 右腿驅(qū)動電路21</p><p>　　3.7 電平提升電路22</p><p>　　3.8 導(dǎo)聯(lián)脫落檢測報警電路22</p><p>　　3

13、.9 本章小結(jié)23</p><p>　　第4章 控制、存儲及接口電路設(shè)計(jì)24</p><p>　　4.1 中央處理器及其外圍模塊24</p><p>　　4.1.1 芯片的選型24</p><p>　　4.1.2 ADC模塊24</p><p>　　4.1.3 定時器24</p><p&

14、gt;　　4.2 USB數(shù)據(jù)傳輸27</p><p>　　4.3 數(shù)據(jù)存儲29</p><p>　　4.4 時鐘日歷芯片30</p><p>　　4.5 液晶顯示31</p><p>　　4.6 本章小結(jié)32</p><p><b>　　結(jié)論33</b></p><

15、p><b>　　參考文獻(xiàn)3</b></p><p><b>　　致謝4</b></p><p><b>　　附錄15</b></p><p><b>　　附錄26</b></p><p><b>　　第1章 緒論</b>

16、;</p><p>　　早在1887年，Waller用Lippman所制作的毛細(xì)管靜電計(jì)記錄到了體表心電圖，而其心電圖臨床應(yīng)用則始于1903年。一百多年來，心電學(xué)理論不斷創(chuàng)新，心電圖儀器不斷改進(jìn)完善，心電檢查內(nèi)容不斷拓展，成為現(xiàn)代化醫(yī)院四大常規(guī)診療技術(shù)之一。心電圖機(jī)也朝數(shù)字化、網(wǎng)絡(luò)化、便攜化方向發(fā)展，是生物醫(yī)學(xué)工程界重要研究方向之一。</p><p><b>　　課題研究意義&l

17、t;/b></p><p>　　心臟病已成為危害人類健康的主要疾病之一．據(jù)統(tǒng)計(jì)，世界上每年平均有幾百萬人死于心血管疾病，心血管疾病是威脅人類生命的主要疾病。據(jù)統(tǒng)計(jì)全世界死亡人數(shù)中，約有三分之一死于此類疾病，很多病人由于沒能及時發(fā)現(xiàn)病變從而延誤了治療。在我國因心血管疾病而死亡的人數(shù)占總死亡人數(shù)的44％?？梢娦呐K病己成為危害人類健康的多發(fā)病常見病，因此心臟系統(tǒng)疾病的防治和診斷是當(dāng)今醫(yī)學(xué)界面臨的首要問題。國際上醫(yī)

18、學(xué)界人士能夠通過對心電信號的特征、規(guī)律的研究，對部分相關(guān)病變做出早期預(yù)測和及時診斷；因此，準(zhǔn)確地進(jìn)行心電信號提取，為醫(yī)生提供有效的輔助分析手段是重要而有意義的課題。醫(yī)學(xué)實(shí)踐表明，對猝發(fā)性心律失?；颊?，如果能夠及早發(fā)現(xiàn)心律失常先兆，及時采取搶救措旋，其中70％．80％的患者可以避免死亡。</p><p>　　隨著電于技術(shù)的迅速發(fā)展，醫(yī)用電子監(jiān)測、監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，近年來己在臨床中普遍應(yīng)用。這類儀器是以心電圖作為首位監(jiān)護(hù)參數(shù)

19、的，所以也稱為心電監(jiān)護(hù)。</p><p>　　常規(guī)心電圖是病人在醫(yī)院靜臥情況下由心電圖儀記錄下來的心電活動，一般有12個導(dǎo)聯(lián)，反映了額面和橫面上的心電變化，可以從多個角度觀察到心臟的活動情況。對心肌梗塞、早搏、左前支阻塞和左后分支阻塞等進(jìn)行定位診斷，是心臟病診斷的重要手段之一，但是常規(guī)心電圖僅記錄6～100個心動周期，歷時僅幾秒～1分鐘左右，只能獲取較少有關(guān)心臟狀態(tài)的信息。一個正常人一天24小時心搏數(shù)達(dá)10萬次以

20、上，在有限的時間內(nèi)，記錄發(fā)生心率失常的概率相當(dāng)?shù)停绕涫且恍╆嚢l(fā)性心率失常，即使病人有自覺癥狀，但在做常規(guī)心電圖檢查時也往往難以捕獲。研究發(fā)現(xiàn)監(jiān)測l rain心電圖只能檢出10％病人的心率失常，24h則可達(dá)到85%~90%。在人的日?；顒舆^程中進(jìn)行心電監(jiān)護(hù)，長時間不間斷地記錄得到的動態(tài)心電圖，包含各種情況下的心電圖形。這樣它就能發(fā)現(xiàn)常規(guī)心電圖檢查時不易發(fā)現(xiàn)的短暫心律失常和一過性的心肌缺血，并且還能進(jìn)一步計(jì)算出它們發(fā)作的頻率和分析引起它們

21、發(fā)作的條件。因此，動態(tài)心電圖有助于診斷心律失常和心絞痛；有助于鑒別胸痛、心悸、頭暈和昏厥是否由心臟原因所引起；可作為心肌梗塞病人康復(fù)期的監(jiān)測；可用于細(xì)致研究抗心律失常和抗心絞痛藥物的療效；也</p><p>　　由于動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀其價格的高昂以及我國人口的眾多，經(jīng)濟(jì)的落后，到目前為止，我國縣級醫(yī)院大多數(shù)仍沒有配備動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀，鄉(xiāng)鎮(zhèn)醫(yī)院除少數(shù)經(jīng)濟(jì)條件特別好的外，其余一般醫(yī)院均未配備動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀，即使在部分城市中

22、，人口密度大，患者數(shù)量不在少數(shù)，而醫(yī)院中的動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀數(shù)量有限，無法因而使得絕大多數(shù)人沒條件使用這種儀器，錯過了及早發(fā)現(xiàn)和治療心血管疾病的時機(jī)。需要一種既物美價廉，操作方便，又可滿足臨床要求，以適合我國廣大家庭中使用的同類產(chǎn)品，同時可考慮與省級大醫(yī)院的高檔動態(tài)心電圖相兼容，與之能配套使用。</p><p>　　隨著微處理機(jī)技術(shù)、微電子技術(shù)的迅速發(fā)展，研制一種既能自動檢測、存儲心電信號，能對其進(jìn)行實(shí)時監(jiān)視，又可對

23、其進(jìn)行回放分析的低成本動態(tài)心電監(jiān)測、監(jiān)護(hù)及回放分析系統(tǒng)己經(jīng)成為可能。，</p><p>　　1.2國內(nèi)外研究現(xiàn)狀與文獻(xiàn)綜述</p><p>　　早在三、四十年代，Norman J．Holter就從事于生物信號遙測技術(shù)的研究，并于1949年研制成了遙測心電圖(RECG)裝置，接著又將RECG系統(tǒng)改成了由一個袖珍發(fā)射器和一個便于攜帶的接收部分—磁帶記錄器(在病人附近)組成的結(jié)構(gòu)。1957年，他

24、研制成了一個能以60倍帶速的磁帶回放機(jī)構(gòu)。1961年，又將發(fā)射器和接收器合并，終于制成了用磁帶作為ECG傳遞媒介的動態(tài)心電獲得系統(tǒng)。1965年，第一臺商業(yè)化動態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)(Holter)問世了。Holter能記錄病人處于正常生活、工作、活動條件下的心電變化，捕捉到初期的潛在的心臟疾病的心電信息，成為檢出定量心律失常、心肌缺血的重要而有效的診斷方法，也使心臟病的早期診斷成為可能。如今，隨著電子技術(shù)和軟件技術(shù)的出現(xiàn)和發(fā)展，心電監(jiān)護(hù)儀在體積

25、、功耗、功能方面也有了長足發(fā)展。20世紀(jì)70年代中期記錄器更趨于小型化，記錄時間更長(24～48h)，回放系統(tǒng)開始采用自動分析程序，并能夠準(zhǔn)確計(jì)算心率、異位心搏和ST段改變。20世紀(jì)80年代中后期，隨著微型計(jì)算機(jī)和微處理器的應(yīng)用，開始出現(xiàn)具有實(shí)時分析功能的多通道多功能(起搏分析、心電監(jiān)護(hù))的磁介質(zhì)記錄器，并且回</p><p>　　20世紀(jì)90年代后，隨著電子技術(shù)的飛速發(fā)展，運(yùn)用大規(guī)模集成電路、大容量固態(tài)數(shù)碼記錄

26、等全新技術(shù)，在信號采集與數(shù)據(jù)分析質(zhì)量方面有極大改進(jìn)，尤其電子介質(zhì)存儲器的發(fā)展，現(xiàn)在已多采用Flash、電子硬盤，其特點(diǎn)是體積小、佩戴舒適、存儲容量大、，11,電波形保真度高等。近些年來，在心電信息處理方式方面由模擬式動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀向智能化式動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀轉(zhuǎn)變，目前智能化動態(tài)心電監(jiān)護(hù)儀己在臨床得到廣泛應(yīng)用，其是一種隨身攜帶的記錄儀，連續(xù)檢測人體24~72小時的心電變化。</p><p>　　進(jìn)入21世紀(jì)之后，動態(tài)心

27、電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的意義和價值已經(jīng)得到了越來越多的關(guān)注和認(rèn)可，相應(yīng)設(shè)計(jì)的也越來越多，而且具有各自的特點(diǎn)：采用當(dāng)今高速發(fā)展的無線網(wǎng)絡(luò)GSM、GPRS和CDMA，提高了系統(tǒng)的報警及時性和全面性，使相關(guān)醫(yī)務(wù)人員在第一時間得到病情資料；采用USB接VI、藍(lán)牙接口以及ZigBee接口的傳輸方法，讓系統(tǒng)與上位機(jī)通訊更加快速方便；采用數(shù)字信號處理器(DSP)以及ARM作為處理核心，以強(qiáng)大的運(yùn)算能力處理心電信號，省去大量模擬硬件電路；采用圖形操作系統(tǒng)，如嵌入式

28、、UC/OS-II等，作為心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，為用戶提供了友好界面，直觀方便；存儲器向著大容量發(fā)展，對于心電信號的存儲顯得游刃有余，為用戶保存數(shù)據(jù)提供了方便；對低功耗的技術(shù)的深入，大大延長了系統(tǒng)的工作時間；將其他生理參數(shù)監(jiān)護(hù)集成于動態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)中，實(shí)現(xiàn)了一機(jī)兩用甚至多用，為有特殊需求的患者提供全面的監(jiān)護(hù)；分析系統(tǒng)的發(fā)展促進(jìn)了動態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的智能化，大大減少人工勞動。</p><p>　　經(jīng)過50年的發(fā)展，動態(tài)心電監(jiān)

29、護(hù)儀的功能和性能早已今非昔比，并且朝著人性化的方向發(fā)展，已經(jīng)成為臨床上一種不可缺少的醫(yī)用電子儀器，對醫(yī)療事業(yè)的發(fā)展有著重大的意義。</p><p>　　1.3設(shè)計(jì)主要研究內(nèi)容與系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)</p><p>　　本文的主要研究內(nèi)容如下：</p><p>　　（1）學(xué)習(xí)心電信號的基本理論，了解心電信號及其干擾特征；學(xué)習(xí)MSP430系列單片機(jī)的基本理論，了解各模塊的結(jié)構(gòu)與

30、功能，為后續(xù)設(shè)計(jì)做理論基礎(chǔ)；</p><p>　?。?）設(shè)計(jì)制作心電信號采集處理電路，對從心電輸入電極獲取的心電信號進(jìn)行阻抗變換、濾波、放大等處理，有效抑制50Hz工頻干擾和高頻干擾，去除信號中的直流成分，確保所獲取的心電信號質(zhì)量；</p><p>　?。?）設(shè)計(jì)制作單片機(jī)外圍電路，包括USB接口電路、存儲電路、液晶顯示電路等，構(gòu)成心電存儲及顯示部分。</p><p&g

31、t;　　本論文的硬件電路的整體結(jié)構(gòu)如圖1.1：</p><p>　　圖1.1 硬件電路總體結(jié)構(gòu)圖</p><p>　　第二章 心電圖的產(chǎn)生和特征</p><p><b>　　2.1 體表心電圖</b></p><p>　　心臟是人體中血液循環(huán)的動力源泉，依靠心臟的有節(jié)律性的搏動，使得血液不斷在體內(nèi)循環(huán)，以維持正常的生命活

32、動。</p><p>　　心臟在搏動之前，心肌首先發(fā)生興奮，在興奮過程中產(chǎn)生微弱的電流，該電流經(jīng)人體組織向各部分傳導(dǎo)，由于身體各部分的組織不同；各部分與心臟間的距離不同，因此在人體體表各部位，表現(xiàn)出不同的電位變化，這些電位變化可通過導(dǎo)線送至記錄裝置即心電圖機(jī)記錄下來，形成動態(tài)曲線，這就是所謂心電圖(electrocardiogram，ECG)，也稱為體表心電圖。正常的人體心電圖可以反映心臟激動電位的變化，是由一系

33、列重復(fù)出現(xiàn)的下列各波、段和間期組成。</p><p>　　圖2.1 正常心電圖的波形圖</p><p><b>　　2.2 心電的產(chǎn)生</b></p><p>　　心臟的傳導(dǎo)系統(tǒng)(conduction system of heart)對弄清心電圖中各個波的意義有直接的關(guān)系。傳導(dǎo)系統(tǒng)是指由一系列特殊心臟細(xì)胞聯(lián)結(jié)組成的，這些細(xì)胞組織既有自動產(chǎn)生興

34、奮的功能，又有較一般心肌細(xì)胞快的傳導(dǎo)功能，這樣使興奮有節(jié)律地按一定順序傳播，使心臟保持正常的有節(jié)律的收縮和舒張，以維持血液循環(huán)。心臟傳導(dǎo)系統(tǒng)包括竇房結(jié)、結(jié)間束、房室結(jié)、房室束(希氏束)及其分支，以及分布到心室內(nèi)的浦肯野纖維網(wǎng)(Purkibje’s fiber arborization)。正常心臟興奮的起源點(diǎn)在竇房結(jié)，位于右心房的上腔靜脈入口處，該興奮經(jīng)心房內(nèi)的結(jié)間束，包括前結(jié)間束、中結(jié)間束和后結(jié)間束，一面興奮心房，一面?zhèn)髦练渴医唤缣?含

35、房室結(jié)、房結(jié)區(qū)和結(jié)希區(qū))，經(jīng)過一定的傳導(dǎo)延遲后，再沿希氏束、左右束支傳至兩心室的內(nèi)膜下之浦肯野纖維網(wǎng)，該網(wǎng)互相吻合，深入心室肌層，最終使整個心臟全部興奮。</p><p>　　心臟興奮沿傳導(dǎo)系統(tǒng)的傳導(dǎo)過程需有一定的時間：竇房結(jié)與房室結(jié)之間動作電位傳遞的時間約為40ms，房室交界處的延遲時問為1l0ms，希氏束很短，希氏束及其束支傳導(dǎo)速度很快，從興奮進(jìn)入希氏束，只需30ms就可到達(dá)最遠(yuǎn)的浦氏纖維，心室肌外層的l/3

36、～1/2由普通心室肌傳導(dǎo)，右心室約需l00ms，左心室約需30ms，因此自竇房結(jié)到心室外表面的總傳導(dǎo)時間約為220ms。</p><p>　　心臟在靜息狀態(tài)下，細(xì)胞膜對鉀通透性很高，故從高濃度的膜內(nèi)向低濃度的膜外滲出；當(dāng)鉀離子外滲時，負(fù)離子也隨之外滲，但由于細(xì)胞膜本身帶有陰性電荷，而阻礙負(fù)離子的外滲，故只能隔膜互相吸引，使鉀離子不能遠(yuǎn)去，從而在膜外產(chǎn)生了多余的正離子而帶正電，膜內(nèi)留下的負(fù)離子荷而帶負(fù)電，因而造成膜

37、內(nèi)外的電位差，該電位差通常稱為跨膜靜息電位( transmembrane resting potential)，簡稱靜息電位或膜電位。不同類型心肌細(xì)胞的跨膜靜息電位不等；心室肌細(xì)胞為—80～—90mV，清氏纖維為—90～—l00mV，竇房結(jié)細(xì)胞為—40～—70mV。這種狀態(tài)稱為極化(polarization)狀態(tài)。當(dāng)極化膜的某點(diǎn)受到刺激(包括物理、化學(xué)、電流的刺激等)后，該處極化膜對各種離子的通透性立即發(fā)生變化，大量鈉離子迅速進(jìn)入膜內(nèi)，

38、使膜內(nèi)電位急速上升，膜內(nèi)電位由負(fù)值變?yōu)檎?+20～+30mV)，這個過程稱為除極過程(depolarization process)。心肌細(xì)胞在除極后，由于細(xì)胞的代謝作用使細(xì)胞膜逐漸恢復(fù)為極化狀態(tài)的過程，稱為復(fù)極過程(re-polarization)。各部位心肌細(xì)胞的動作電位各有特點(diǎn)</p><p>　　2.3 各波形的意義</p><p>　　心電圖中各波形的意義如圖2.1所示。途中P

39、波代表左右兩心房興奮除極過程所產(chǎn)生的電壓變化；P—R期間代表心房開始除極傳經(jīng)房室結(jié)、希氏束至心室開始除極前的時間；QRS綜合波代表室間隔與左右兩心室除極過程所產(chǎn)生的電壓變化；ST段代表心室除極后緩慢恢復(fù)極化過程所形成的微弱電壓變化；T波代表心室肌迅速恢復(fù)極化過程的電壓變化；u波是在T波后的一個很小的正向波，代表心肌激動的“負(fù)后電位”。</p><p>　　P波代表右房、左房和房間隔在除極過程中產(chǎn)生的電位變化，又稱

40、心房除極波，正常激動起源于竇房結(jié)，最先引起右房上部除極。P波起點(diǎn)代表竇 性激動傳至右心房并開始除極的時間。右心房除極后10．30ms，左心房也開開始除極，左右心房除極的時間有重疊，P波中部代表右心房和左心房除極的電位變化，右心房除極較早結(jié)束，P波終點(diǎn)代表左房除極結(jié)束的時間。右心房、房間隔和左心房除極時間不過100ms。P波終點(diǎn)自QRS波群起點(diǎn)的一段線段稱為P．R段。希氏束電圖顯示激動通過結(jié)間束、房室結(jié)、希氏束至心室的時間。激動通過房室

41、傳導(dǎo)系統(tǒng)下傳心室之前，這段傳導(dǎo)組織產(chǎn)生的電位極其微弱，不能在體表心電圖上顯示出來，可在希氏束電圖上顯現(xiàn)出來。</p><p>　　QRS波群(QRS波)代表室間隔、左右心室除極過程中產(chǎn)生的電位變化(又稱心室除極波)。心室壁比心房壁厚，左右心室除極過程中QRS向量相互綜合抵消以后，仍保持較大的電位，心室除極波比心房除極波更為高大。與心房波相比，心室除極時間并無延長。典型的心室除極波由3個緊密相連的波群構(gòu)成，總共時間

42、不超過100ms。波幅<0．5mY。心室除極向量的變化在各個導(dǎo)聯(lián)軸上的投影圖像不同，會產(chǎn)生不同形態(tài)的QRS波群。QRS波群形態(tài)：振幅、方向和時問的變化具有重要意義。</p><p>　　心室除極結(jié)束至心室開始復(fù)極的一段線段，稱為ST段。正常人ST段位于基線上。胸壁導(dǎo)聯(lián)可有輕度抬高，特別是QRS波振幅較大者，ST段抬高更明顯。一般上斜型抬高不超過0.2mV。ST段可有輕度下降，但不應(yīng)超過0.1mV。ST段移位

43、見于心肌缺血、損傷、心室肥厚、心房擴(kuò)大、束支傳導(dǎo)阻滯、預(yù)激綜合征、藥物毒性反應(yīng)、電解質(zhì)紊亂、神經(jīng)與內(nèi)分泌系統(tǒng)疾病等。早期復(fù)期綜合征、迷走神經(jīng)張力增高等，也是引起ST段移位的常見原因。 </p><p>　　表2-1 心電圖各個波形的時間和幅度的典型值范圍</p><p>　　2.4 常見的心律異常類型及特征</p><p>　　下面是幾種常見的心律異常：</

44、p><p><b>　　(1)竇性心動過速</b></p><p>　　成人及6歲以上兒童心率超過100次份，2-6歲超過120次/分，嬰兒超過150次/分，即為竇性心動過速。其心電圖特點(diǎn)是：P波符合竇性心律的特點(diǎn)；PP間期<0.60秒，即心率>100次(成人)。</p><p><b>　　(2)竇性心動過緩</b&g

45、t;</p><p>　　竇性心律每分鐘低于60次，稱為竇性心動過緩。其心電圖特點(diǎn)是：P波符合竇性心律的特點(diǎn)；PP間期(或RR間期)>1.0秒，即心率<60次。</p><p><b>　　(3)竇性停搏</b></p><p>　　當(dāng)竇房結(jié)的起搏部分突然“停止”送出起搏沖動時，發(fā)生竇性停搏，在竇性停搏的間歇以后，另一個新的起搏部位

46、起搏，但它與原有的速率不同步。其特點(diǎn)是：RR間期改變。</p><p>　　(4)二聯(lián)律、三聯(lián)律</p><p>　　室性二期前收縮((P.V.C)與一個或多個正常搏動結(jié)合而形成二聯(lián)律，三聯(lián)律等。</p><p>　　一個P.V.C與一個正常的搏動結(jié)合，并且這種形式反復(fù)出現(xiàn)，稱其為二聯(lián)律。一個P.V.C與兩個正常的搏動相結(jié)合，且該形式多次重復(fù)，稱其為三聯(lián)律。<

47、/p><p>　　此外，常見的心律異常類型還有心房撲動、心室撲動、心房顫動、心室顫動、心肌缺血、傳導(dǎo)阻滯、心室肥厚等多種。</p><p>　　根據(jù)對幾種常見的心律失常在心電參數(shù)值變化的表征上，以及實(shí)際臨床經(jīng)驗(yàn)，以下幾個參數(shù)對心律失常的診斷起著及其重要的作用：瞬時心率(即瞬時RR間期)；QRS綜合波波寬；QRS綜合波波幅；最近平均心率(即最近的五個RR間期的平均值)；ST段電位(心肌缺血或損傷

48、一般就反應(yīng)在ST段電位的變化上)。</p><p>　　2.5 心電圖的導(dǎo)聯(lián)</p><p>　　將兩個電極安放在人體表面的任何兩點(diǎn)，分別同心電圖機(jī)的正負(fù)極端相連，可用來描記這兩點(diǎn)電位差的變化，這種放置電極的方法及其與心電圖機(jī)的連接方式稱為導(dǎo)聯(lián)(1ead)Ⅲ。根據(jù)電極放置部位的不同，可組成各種導(dǎo)聯(lián)，各種導(dǎo)聯(lián)的心電圖波形各有特點(diǎn)。在實(shí)用上為了統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)以便進(jìn)行對比分析，一般均采用國際上通用的導(dǎo)

49、聯(lián)，即Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)、加壓單極肢體導(dǎo)聯(lián)(aVR、aVL、aVF)及單極胸導(dǎo)聯(lián)(V1～V6)。下面進(jìn)行簡單介紹：</p><p>　　(1)標(biāo)準(zhǔn)肢體導(dǎo)聯(lián)亦稱雙極肢體導(dǎo)聯(lián)，反映兩個肢體之間的電位差。這種導(dǎo)聯(lián)方式較易連接且波形明顯。它包括Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ三種導(dǎo)聯(lián)。</p><p>　　Ⅰ導(dǎo)聯(lián)：左上肢電極接心電圖機(jī)的正極端，右上肢電極與負(fù)極端相連。Ⅱ?qū)?lián)：左下肢電極接心電圖機(jī)的正極端，右上肢電極與負(fù)

50、極端相連。Ⅲ導(dǎo)聯(lián)：左下肢接心電圖機(jī)的正極端，左上肢電極與負(fù)極端相聯(lián)。</p><p>　　(2)加壓單極肢體導(dǎo)聯(lián)：標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)只是反映體表某兩點(diǎn)之間的電位差，而不能探測某一點(diǎn)的電位變化，把探查電極接在人體任一點(diǎn)上，而將其余二肢體上的引導(dǎo)電極分別與5000歐姆電阻串聯(lián)在一起作為無關(guān)電極，這種導(dǎo)聯(lián)方式稱為單極導(dǎo)聯(lián)。這種導(dǎo)聯(lián)記錄出的心電圖電壓比單極肢體導(dǎo)聯(lián)的電壓增加50％左右，故名加壓單極肢體導(dǎo)聯(lián)。根據(jù)探查電極放置的位置命

51、名，如探查電極在右臂，即為加壓單極右上肢導(dǎo)聯(lián)(aVR)，在左臂則為加壓單極左上肢導(dǎo)聯(lián)(aVL)，在左腿則為加壓單極左下肢導(dǎo)聯(lián)(aVF)。</p><p>　　(3)胸導(dǎo)聯(lián)亦是一種單極導(dǎo)聯(lián)。從前胸壁上取心電信號，送入心電圖機(jī)正極端，則構(gòu)成了單極胸導(dǎo)聯(lián)。這種導(dǎo)聯(lián)方式，探查電極離心臟很近，因此心電圖波形振幅較大。</p><p>　　表2-2 單級胸導(dǎo)聯(lián)探查電極安放位置</p>

52、<p>　　2.6 心電信號的特征</p><p>　　心電信號具有以下一些特征：</p><p><b>　　(1)微弱性</b></p><p>　　人體體表的心電信號很微弱，一般只有0.05~5mV。在測量中，對于如此微弱的信號，很難進(jìn)行直接記錄或處理，必須通過放大器適當(dāng)放大，同時必須進(jìn)行濾波等抗干擾處理。</p>

53、<p><b>　　(2)低頻特性</b></p><p>　　人體心電信號的頻譜范圍在0.05~100Hz，頻率比較低。</p><p><b>　　(3)高阻抗特性</b></p><p>　　作為心電的信號源，人體源阻抗一般較大，可達(dá)幾KΩ至幾十KΩ。</p><p><b&

54、gt;　　(4)不穩(wěn)定性</b></p><p>　　人體和外界有密切的聯(lián)系，內(nèi)部的各種器官之間存在相互的影響。因此，來自內(nèi)部或外部的刺激，都會使人體心電信號產(chǎn)生相應(yīng)的變化。在對心電信號進(jìn)行測量、分析和處理時，應(yīng)按照其頻譜特性，選擇適當(dāng)?shù)姆糯笙禂?shù)。</p><p><b>　　(5)隨機(jī)性</b></p><p>　　由于人體的不均

55、勻性以及可接收多通道輸入，信號易受到外界干擾而變化，從而使心電信號表現(xiàn)出隨機(jī)性。但是，這種隨機(jī)現(xiàn)象服從統(tǒng)計(jì)規(guī)律。在心電檢測中，即要注意到它的隨機(jī)性，又不能忽略其內(nèi)在的規(guī)律性。</p><p>　　2.7心電信號常見干擾</p><p>　　微弱的心電信號在采集過程中容易淹沒在干擾中，檢測過程中的常見干擾有如下幾種：</p><p>　　(1)噪聲和漂移干擾</

56、p><p>　　噪聲是指在心電信號采集中，遇到的是儀器本身器件和電路產(chǎn)生的噪聲，如電阻熱噪聲、三極管散粒噪聲等。漂移是指信號偏離正常的基線位置而上下漂動緩慢變化的現(xiàn)象。在心電檢測中除了放大器產(chǎn)生的零點(diǎn)漂移外，電極與皮膚之間的極化電壓變化和運(yùn)動引起電極與皮膚之間接觸阻抗發(fā)生改變是產(chǎn)生漂移的主要原因。</p><p>　　(2)50Hz工頻干擾</p><p>　　50 H

57、z工頻干擾是心電檢測中最常見的干擾。產(chǎn)生50Hz工頻干擾的一個因素是磁場感應(yīng)，各種儀器的電源變壓器均是50Hz磁場源；另一個因素是電場干擾，室內(nèi)的照明設(shè)備、各種電子儀器和電氣設(shè)備均會產(chǎn)生50Hz電場。</p><p><b>　　(3)肌電干擾</b></p><p>　　在心電監(jiān)測過程中，由于人體活動肌肉緊張產(chǎn)生的肌電也會給心電信號的準(zhǔn)確采集帶來困難。肌電干擾信號的

58、幅值最大可達(dá)到5mV。</p><p><b>　　2.8本章小結(jié)</b></p><p>　　本章介紹了心電信號生理學(xué)基礎(chǔ)，描述了心電信號的產(chǎn)生、特征，標(biāo)準(zhǔn)心電圖及各波形與常見異常心率分析，心電電極的導(dǎo)聯(lián)連接方式以及常見的心電干擾，為下一步工作提供了理論依據(jù)。</p><p>　　第3章 心電檢測電路設(shè)計(jì)</p><p&g

59、t;　　3.1 心電信號放大器設(shè)計(jì)要求 </p><p>　　由于人體的心電信號有微弱、低頻、易受干擾、不穩(wěn)定、隨機(jī)等特點(diǎn)，因此對動態(tài)心電圖的心電放大器的設(shè)計(jì)有很苛刻的要求。</p><p><b>　　1．增益</b></p><p>　　由于心電信號非常微弱，只有0．05～5mV，而心電放大器增益的常規(guī)設(shè)計(jì)要求心電在正常輸入時，即輸入為1m

60、V時，輸出電平達(dá)到1V左右(A/D轉(zhuǎn)換器的最大輸入電壓為3.3V)，所以心電放大器的放大倍數(shù)很高，為1000倍左右。</p><p><b>　　2．頻率響應(yīng)</b></p><p>　　由于人體心電信號的頻譜范圍為0.05～100Hz，能量主要集中在17Hz附近。而按照美國最新標(biāo)準(zhǔn)要求，動態(tài)心電圖頻帶應(yīng)不窄于O.67～40Hz，所以，要求心電放大器在此頻率范圍內(nèi)必須

61、不失真地放大所檢測的各種心電信號，為了減少不需要的帶外噪聲，心電信號用高通和低通濾波器來壓縮通頻帶，經(jīng)過這樣的心電放大器心電信號才具有可靠的診斷價值。</p><p><b>　　3．高輸入阻抗</b></p><p>　　心電放大器輸入阻抗的設(shè)計(jì)取決于人體的阻抗特性，所使用的電極類型以及與人體的接觸界面。心電放大器通過電極連接到人體身上。由放大器的輸入端向人體方向看

62、去，從電極、導(dǎo)電膏、皮膚(角質(zhì)層、粒層、汗腺)、組織液到心臟外壁形成了信號源阻抗，這個源阻抗可看作由一組串并聯(lián)的電阻及電容組成。在低頻的情況下，這個源阻抗為純電阻 \* MERGEFORMAT 。顯然它包括人體電阻(R)、皮膚電阻及電極與皮膚的接觸電阻( \* MERGEFORMAT )那么電阻 \* MERGEFORMAT =R＋ \* MERGEFORMAT 。( \* MERGEFORMAT R)。人體內(nèi)組織液是一種電解

63、質(zhì)，所以R與組織液離子濃度有關(guān)。 \* MERGEFORMAT 不僅與皮膚和電極接觸松緊有關(guān)，還與皮膚的干濕、清潔度及每個人角質(zhì)層的厚薄有關(guān)。</p><p>　　由于心電信號源阻抗具有高阻抗的特性，而心電信號是微弱的，若心電放大器的輸入阻抗不高，那么經(jīng)過分壓后，心電放大器輸入端的信號就非常微弱了。心電信號損失嚴(yán)重，而且信號源過負(fù)荷使心電信號產(chǎn)生畸變。信號源阻抗不僅因人而異，因生理狀態(tài)而異，而且在測量時，與電極

64、的安放位置電極本身的物理狀態(tài)都有密切的關(guān)系。源阻抗的不穩(wěn)定，將使放大器電壓增益不穩(wěn)定從而造成難以修正的測量誤差。所以只有較高的輸入阻抗，才能確保增益的穩(wěn)定性。設(shè)兩個電極與皮膚的接觸電阻為 \* MERGEFORMAT 、 \* MERGEFORMAT ，如果 \* MERGEFORMAT 不等于 \* MERGEFORMAT ，不可避免的就會把共模干擾信號轉(zhuǎn)化為電路無法克服的差模信號．只有增大心電放大器的輸入阻抗，才能減少其影響

65、。</p><p>　　此外，由于心電放大器的測量對象是人體，易受工頻、射頻等干擾，只有提高輸入阻抗，才能有效地抑制這些干擾。信號源阻抗一般在數(shù)KΩ至數(shù)十KΩ之間，心電放大器的輸入阻抗應(yīng)該比源阻抗高兩個數(shù)量級，故一般取5.1KΩ或10KΩ，才能不失真地引出心電信號。</p><p><b>　　4．高共模抑制比</b></p><p>　　電極

66、與皮膚接觸引起的極化電動勢可作為直流共模干擾輸入到心電放大器，其值可能達(dá)到數(shù)百毫伏的程度，遠(yuǎn)比心電信號大得多。而且心電信號的探測要受到現(xiàn)場很多電氣設(shè)備運(yùn)行時的干擾，尤其是市電的共模干擾，還有其他共模干擾常把微弱的心電信號淹沒。共模抑制比(CMRR)是衡量心電放大器對共模干擾抑制能力的一個重要指標(biāo)，也是克服溫度漂移的重要因素。為了防止心電信號的輸出被淹沒在50Hz、電極極化電壓或其他共模干擾電壓之下，一般要求CMMR應(yīng)達(dá)到80dB以上。&

67、lt;/p><p><b>　　5．低噪聲，低漂移</b></p><p>　　在心電放大器中，由于增益較高，噪聲和漂移是兩個較重要的參數(shù)。心電放大器運(yùn)行過程中的噪聲主要表現(xiàn)為電子線路的固有熱噪聲和散粒噪聲，這都屬于白噪聲，其幅值成正態(tài)分布。為了獲得一定信噪比的輸出信號，對放大器的低噪聲性能有嚴(yán)格的要求。所以在設(shè)計(jì)心電放大器時應(yīng)盡量選用低噪聲元件，以降低噪聲并進(jìn)一步提高輸

68、入阻抗。另外，溫度變化會造成零點(diǎn)漂移，心電放大器基線漂電放大器的輸入端引入了直流電壓增益的緣故，電極和電極本身電阻的變化和電極電位的改變都會增大基線漂了放大器的輸入范圍，使得微弱的緩變信號無法被放大很低的頻率成分，為了能正常的測量，必須采取措施來限所以放大器應(yīng)選用低漂移、高輸入阻抗并具有高共模抑路。總的來說，動態(tài)心電圖的心電放大器的設(shè)計(jì)有如下要求</p><p>　　(1)增益為800～lO00左右；</p

69、><p>　　(2)頻率響應(yīng)為0.05～45Hz：</p><p>　　(3)輸入阻抗為5.1～10MΩ；</p><p>　　(4)共模抑制比大于80dB；</p><p>　　(5)低噪聲、低漂移。</p><p>　　另外，考慮到監(jiān)護(hù)儀的便攜特性，所以在選擇運(yùn)放應(yīng)注意體積的特性，以便更好地降低整機(jī)的功耗和體積。<

70、;/p><p><b>　　3.2電極的選擇</b></p><p>　　電極對動態(tài)心電信號的采集的質(zhì)量至關(guān)重要，采用電極應(yīng)粘附力強(qiáng)、透氣性好、吸汗、電極導(dǎo)電性能好的優(yōu)質(zhì)電極，此外還應(yīng)具有對皮膚刺激性小、佩帶舒適、拆卸方便等優(yōu)點(diǎn)。本課題采用表面鍍有AgCl的可拆卸的一次軟電極，并在電極上涂有優(yōu)質(zhì)的導(dǎo)電膏。</p><p>　　3.3保護(hù)與緩沖電路&

71、lt;/p><p>　　為了確保病人的與儀器的安全，本課題利用TVS-90放電管作為保護(hù)電路，當(dāng)儀器與人體接觸時，電壓過大時，會將TVS-90導(dǎo)通，直接接地，也防止了后面的器件損壞。電極采集到的心電信號首先進(jìn)入緩沖級。緩沖級可以提高整個放大電路的輸入阻抗，降低輸出阻抗。這樣就可以在后面的匹配電阻網(wǎng)絡(luò)中得到幅值較高的信號。</p><p>　　圖3.1 保護(hù)與輸入緩沖電路</p>

72、<p>　　3.4 前置放大電路</p><p>　　生理電信號前置放大器是生理電測量儀器的重要組成部分，其作用是將微弱信號高保真放大，以便進(jìn)一步處理、記錄或顯示。一般設(shè)計(jì)中均采用對地對稱的雙電極差動放大器，被測的生理電信號采用差動輸入方式，成為差模信號；而干擾信號，尤其是落在大多數(shù)生物電信號頻譜范圍之內(nèi)的工頻干擾對差動放大器的輸入端來說，主要是一種大小相等，極性相同的共模信號。因此，在生理電信號記錄

73、過程中，要求前置放大器有較高的抗共模干擾能力。</p><p>　　三運(yùn)放儀用放大器是最常使用的生理電前置放大器。它不但可以提供很高的輸入阻抗，而且如果第一級設(shè)為高增益，無須匹配就可以得到高共模抑制比?？梢杂行У匾种乒ゎl干擾等共模噪聲。然而，在生理電測量中，由于電極在人體表面的安放部位不同使得電極與皮膚間的電阻抗也不同，導(dǎo)致在放大器的輸入端有幾毫伏以上的直流電壓，加上人體表面各部位還存在一定的電位差，信號檢測放大

74、器的輸入端總會存在比有用信號大幾十倍的直流信號，這樣就限制了“三運(yùn)放”第一級的增益。從而限制了共模抑制比的進(jìn)一步提高。</p><p>　　本設(shè)計(jì)采用的生物前置放大器電路結(jié)構(gòu)簡單，可以在抑制直流干擾的情況下，提供極高的共模抑制比。該電路設(shè)計(jì)突出的優(yōu)點(diǎn)是對外圍無源器件的參數(shù)不敏感，即使采用低成本的常用芯片，無須刻意匹配仍然可以達(dá)到良好的性能，尤其適合生理電信號的高精度測量。</p><p>

75、　　圖3.2 前置放大電路</p><p>　　電路設(shè)計(jì)如圖3.2所示。該電路由四部分構(gòu)成：并聯(lián)型雙運(yùn)放儀器放大器，阻容耦合電路，由集成儀用放大器構(gòu)成的后級放大器和共模信號取樣驅(qū)動電路。并聯(lián)型雙運(yùn)放儀器放大器的優(yōu)點(diǎn)是不需精密的匹配電阻，理論上它的共模抑制比為無窮大，且與其外圍電阻的匹配程度無關(guān)。但并聯(lián)型雙運(yùn)放儀器放大器的輸出為雙端差動輸出信號，如果僅用單端輸出信號時將不再具有這一優(yōu)點(diǎn)。所以本電路在后級使用集成儀

76、用放大器U4，將雙端差動輸出信號轉(zhuǎn)換為常用的單端輸出信號。集成儀用放大器具有較優(yōu)良的性能，但由于其共模抑制比正比于差模增益，而同時器件存在較高的失調(diào)電壓和通常信號源中存在較大的直流偏移電壓(如檢測生理電信號時的極化電壓和傳感器中的零點(diǎn)偏移電壓)，在直接應(yīng)用集成儀用放大器作為前置放大器時并不取得最高的共模抑制比性能。于是本電路在后級使用集成儀用放大器，并采用阻容耦合電路隔離直流信號，因而可使得集成儀用放大器取得較高的差模增益，從而得到很高

77、的共模抑制比性能。共模取樣驅(qū)動電路由兩個等值電阻 \* MERGEFORMAT 和一只由運(yùn)算放大器U2組成跟隨器構(gòu)成。由圖可見，U2的輸入信號取自U1和U3輸出端兩個串聯(lián)電阻 \* MERG</p><p>　　當(dāng)只有差模信號的輸出 \* MERGEFORMAT =- \* MERGEFORMAT 時，有 \* MERGEFORMAT =O，則運(yùn)放U2的輸出電壓為0，等同于接地；而當(dāng)兼有共模電壓和差模信

78、號輸入時，U2的總輸出只包含輸入信號的共模部分 \* MERGEFORMAT = \* MERGEFORMAT 。從而使得共模信號不經(jīng)阻容耦合電路的分壓直接加在集成放大器的輸入端，避免了由于阻容耦合電路的不匹配而降低電路整體的共模抑制比。本電路的差動輸出可以由下式計(jì)算：</p><p>　　其中 \* MERGEFORMAT 是集成儀用放大器U4的差模放大倍數(shù)。</p><p>　　

79、該電路的高通截止頻率 \* MERGEFORMAT 可以表示為：</p><p>　　整個電路的共模抑制比 \* MERGEFORMAT 可以由下式來計(jì)算：</p><p>　　其中 \* MERGEFORMAT 和 \* MERGEFORMAT 分別是放大器第一級和第二級的共模抑制比。 \* MERGEFORMAT 由集成儀器放大器的共模抑制比決定。在第二級放大倍數(shù)比較高的情況

80、下， \* MERGEFORMAT 的值可以達(dá)到120dB以上。對 \* MERGEFORMAT 的影響可以忽略。 \* MERGEFORMAT 的值則可以由下式得到：</p><p>　　其中： \* MERGEFORMAT </p><p>　　\* MERGEFORMAT 、 \* MERGEFORMAT 和 \* MERGEFORMAT 、 \* MERGEFORMA

81、T 3是運(yùn)放U1、U3的開環(huán)差動增益和共模增益。上式顯示為了得到較高的共模抑制比，第一級的兩個運(yùn)放無論是開環(huán)增益還是</p><p>　　CMRR都應(yīng)盡可能地匹配。在實(shí)際應(yīng)用中，以廉價常用的精準(zhǔn)儀用放大芯</p><p>　　片OP07C為例，其 \* MERGEFORMAT 的標(biāo)準(zhǔn)值為400，000倍，CMRR的標(biāo)準(zhǔn)值為120dB，</p><p>　　以標(biāo)準(zhǔn)值

82、來計(jì)算， \* MERGEFORMAT 。如果所選用高精度、匹配較好的運(yùn)放， \* MERGEFORMAT 和 \* MERGEFORMAT 的值還可以大幅度提高。</p><p><b>　　3.5 濾波電路</b></p><p>　　3.5.1低通濾波電路</p><p>　　由于電磁干擾越來越嚴(yán)重，所以心電信號在采集過程中不僅有5

83、0Hz的工頻干擾和低頻、直流分量的干擾，還有高于100Hz高頻諧波的嚴(yán)重干擾，有必要進(jìn)行低通濾波電路的設(shè)計(jì)。</p><p>　　圖3.3 低通濾波電路</p><p>　　3.5.2高通濾波電路</p><p>　　由于心電信號微弱，需要多級放大，而多級直接耦合的直流放大器雖能滿足要求，但多級直接耦合的直流放大器容易引起基線飄移。此外，由于極化電壓存在的緣故，動

84、態(tài)心電圖機(jī)的直流放大器更不能采用多級直接耦合。本裝置中，在兩級放大器之間采用RC耦合電路，即時間常數(shù)電路，在隔離直流信號的同時達(dá)到高通濾波的效果。我們?nèi)r間常數(shù)約為3.2s，這樣可確定電阻、電容值，在兩級之間組成高通濾波器?？傻棉D(zhuǎn)折頻率為：</p><p>　　圖3.4 高通濾波電路</p><p>　　3.6 右腿驅(qū)動電路</p><p>　　人體接地是造成觸電事

85、故的一個重要原因，因此取消人體接地是最根</p><p>　　安全用電措施。人體接地本來就是在沒有高質(zhì)量的放大器情況下采取</p><p>　　少共模信號的應(yīng)急措施。測量心電圖時，如果病人右腳不接地，由于雜散分布電容的影響，病人身上將會產(chǎn)生很高的共模電壓。因此，最理想的方法是設(shè)計(jì)出一種既能減少共模干擾又能取消人體接地的電路。右腿驅(qū)動的工作原理是將由人體體表獲得的共模電壓通過負(fù)反饋放大的方式

86、輸回人體，從而達(dá)到抵消共模干擾的作用，從根本上抑制共模電壓。</p><p>　　圖3.5 右腿驅(qū)動電路</p><p><b>　　3.7電平提升電路</b></p><p>　　經(jīng)過模擬電路放大濾波后的心電信號是交流信號，而MSP430系列單片</p><p>　　機(jī)的轉(zhuǎn)換范圍是正電壓信號，所以有必要將模擬信號抬升

87、至0V以上，根據(jù)對MSP430單片機(jī)的參考電壓設(shè)置為2.5V的情況，在后級設(shè)置一定的可調(diào)</p><p>　　放大倍數(shù)，并使用微型電位器，以便根據(jù)實(shí)際需要進(jìn)行調(diào)整。</p><p>　　圖3.6 電平提升電路</p><p>　　3.8 導(dǎo)聯(lián)脫落檢測報警電路</p><p>　　患者在使用心電監(jiān)護(hù)儀時有可能發(fā)生導(dǎo)聯(lián)松動和脫落，這將引入很大的干

88、擾，導(dǎo)致心電波形畸變，使得心電監(jiān)護(hù)終端難以輸出實(shí)際波形，從而導(dǎo)致對心電信號的錯誤判斷，影響診斷結(jié)果。</p><p>　　正常情況下，正負(fù)電極對人體皮膚形成的極化電壓可以相互抵消，當(dāng)一側(cè)電極脫落時，將有較大的極化電壓輸入，經(jīng)過前置放大后的電壓將遠(yuǎn)遠(yuǎn)超過正常連接時的電壓范圍。因而可通過一個窗口比較器，當(dāng)電壓超出窗口范圍時，認(rèn)為發(fā)生電極脫落，比較器輸出電平由正常時的高電平變?yōu)榈碗娖?，產(chǎn)生報警信號。電路如圖3.7所示，

89、當(dāng)導(dǎo)聯(lián)脫落時，紅色指示燈會亮起提示脫落。</p><p>　　圖3.7導(dǎo)聯(lián)脫落檢測報警電路</p><p><b>　　3.9本章小結(jié)</b></p><p>　　本章詳細(xì)介紹了心電信號的采集與處理過程，根據(jù)前一章所述的心電信號的特點(diǎn)和噪聲干擾，提出前置放大器的設(shè)計(jì)要求，給出了詳細(xì)的設(shè)計(jì)方案，對各個模塊電路的功能做了詳盡的闡述。</p&g

90、t;<p>　　第4章 控制、存儲及接口電路設(shè)計(jì)</p><p>　　4.1 中央處理器及其外圍模塊</p><p>　　4.4.1芯片的選型</p><p>　　本系統(tǒng)的核心器件無疑是負(fù)責(zé)調(diào)配各外圍部件有序工作的微處理器。在電子技術(shù)高速發(fā)展的今天，市場上可供選擇的處理器有很多種，最常見的有單片機(jī)、DSP、PLC、ARM等。處理器的選擇不僅要看其處理能

91、力，還要考慮其他一些因素，比如價格、功耗等。經(jīng)過對幾種嵌入式平臺的比較，本系統(tǒng)病人心電監(jiān)護(hù)終端硬件核心處理器采用美國德州儀器公司生產(chǎn)的低功耗16位單片機(jī)MSP430F149。MSP430具有如下特點(diǎn)：</p><p>　　首先，它的突出優(yōu)勢是功耗小。MSP430單片機(jī)之所以有超低的功耗，是因?yàn)槠湓诮档托酒碾娫措妷杭办`活而可控的運(yùn)行時鐘方面都有其獨(dú)到之處。它在1MHz的時鐘條件下運(yùn)行時，芯片的電流會在200~40

92、0uA左右，時鐘關(guān)斷模式的最低功耗只有0.1uA。MSP430可通過兩個不同的系統(tǒng)時鐘系統(tǒng)——基本時鐘系統(tǒng)和鎖頻環(huán)(FLL和FLL+)時鐘系統(tǒng)或DCO數(shù)字振蕩器時鐘系統(tǒng)產(chǎn)生CPU和各功能所需的時鐘，并且這些時鐘可以在指令的控制下打開和關(guān)閉，從而實(shí)現(xiàn)對總體功耗的控制。系統(tǒng)中共有一種活動模式(AM)和五種低功耗模式．(LPMO、LPM4)。在等待方式下，耗電為0.7uA，在節(jié)電方式下，最低可達(dá)0.1uA。</p><p&

93、gt;　　第二，除了低功耗之外，MSP430還具有強(qiáng)大的處理能力，其芯片具有一個16位精簡結(jié)構(gòu)指令CPU，10個16位的寄存器以及常數(shù)發(fā)生器，能夠最大限度的提高代碼的效率。數(shù)字控制的振蕩器(DCO)將CPU從低功耗模式喚醒的時間僅為6微秒。MSP430F449采用RISC精簡指令集，125ns指令周期，大部分的指令在一個指令周期內(nèi)完成，且其片內(nèi)含有硬件乘法器，大大節(jié)省了運(yùn)算的時間。</p><p>　　第三，MS

94、P430具有豐富的片內(nèi)外圍電路，它內(nèi)置12位高性能A/D轉(zhuǎn)換器、兩個帶有捕獲計(jì)時寄存器的16位定時器、60KB的FLASH ROM、2KB的RAM、48個可復(fù)用I/O引腳和兩個通用同步/異步串行通訊接口等。MSP430系列單片機(jī)的這些片內(nèi)外設(shè)為系統(tǒng)的單片解決方案提供了極大的方便。除此之外，MSP430F149開發(fā)平臺提供了方便高效的開發(fā)環(huán)境。由于它屬于FLASH型器件，相對于OPT型和ROM型的器件，它有JTAG調(diào)試接口，還有可擦寫的F

95、LASH存儲器，可先下載程序到FLASH內(nèi)，再在器件內(nèi)通過軟件控制程序的運(yùn)行。采用這種方式只需要一臺PC機(jī)和一個JTAG調(diào)試器，而不需要仿真器和編程器。</p><p>　　MSP430系列單片機(jī)的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖如圖4.1所示：</p><p>　　圖4.1 MSP430系列單片機(jī)的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖</p><p>　　MSP430系列由以下部分組成：</p>

96、;<p>　　●基礎(chǔ)時鐘模塊，包括1個數(shù)控振蕩器(DCO)和2個晶體振蕩器。</p><p>　　●看門狗定時器Watchdog Timer，可用作通用定時器。</p><p>　　●帶有2個捕捉／比較寄存器的16位定時器Timer_A3。</p><p>　　●帶有7個捕捉／比較寄存器的16位定時器Timer_B7。</p><p

97、>　　●2個具有中斷功能的8位并行端口：P1與P2。</p><p>　　●4個8位并行端口：P3、P4、P5與P6。</p><p>　　●模擬比較器Comparator_A。</p><p>　　●12位A，D轉(zhuǎn)換器ADCl2。</p><p>　　●2個串行通信接口：USART0與USART1。</p><p&

98、gt;<b>　　●1個硬件乘法器。</b></p><p>　　4.4.2 ADC采樣模塊</p><p>　　根據(jù)系統(tǒng)要求，在考慮所要采集信號范圍、采樣頻率、精度要求、轉(zhuǎn)換速率、環(huán)境條件、計(jì)算機(jī)接口特征及成本的前提下，本系統(tǒng)中采用MSP430F149內(nèi)部集成的ADC 12模塊進(jìn)行A／D轉(zhuǎn)換。</p><p>　　ADCl2內(nèi)核是一個帶有采樣

99、與保持功能的12位轉(zhuǎn)換器；內(nèi)部參考電壓發(fā)生器，同時有兩種參考電壓值可供選擇；采樣與轉(zhuǎn)換過程中所需要的時鐘信號源可以選擇；采樣及轉(zhuǎn)換所需的時序控制電路；轉(zhuǎn)換結(jié)果有專門的桶型緩存；采樣速度快，最高可達(dá)200kbps；12位轉(zhuǎn)換精度，l位非線性微分誤差，1位非線性積分誤差；內(nèi)置采樣與保持電路；有多種時鐘源可提供給ADCl2模塊，而且模塊本身內(nèi)置時鐘發(fā)生器；內(nèi)置溫度傳感器；配置有8路外部通道與4路內(nèi)部通道；內(nèi)置參考電源，而且參考電壓有6種可編程

100、的組合；模數(shù)轉(zhuǎn)換有4種模式?？伸`活地運(yùn)用以節(jié)省軟件量及時間；ADCl2內(nèi)核可關(guān)斷以節(jié)省系統(tǒng)消耗例。</p><p>　　ADCl2可以對8個外部模擬信號之一或4個內(nèi)部電壓之一作轉(zhuǎn)換，由ADC內(nèi)核把模擬信號轉(zhuǎn)換成12位數(shù)據(jù)并存入轉(zhuǎn)換存儲寄存器。ADCl2內(nèi)核使用兩個可編程的參考電壓( \* MERGEFORMAT 和 \* MERGEFORMAT )作為轉(zhuǎn)換范圍的上下限。輸入通道和參考電平由轉(zhuǎn)換存儲控制寄存器定

101、義。</p><p>　　ADCl2工作時可以用內(nèi)部參考電平，或者外部參考電平，也可以是兩者的結(jié)合，ADCl2有內(nèi)部的兩種參考電平，可以選擇1.5V或2.5V。為避免電源電壓波動對A/D轉(zhuǎn)換造成干擾，我們采用了內(nèi)部參考電壓1.5V，提高精度。對于ADCl2的轉(zhuǎn)換時鐘，用戶有各種選擇來形成采樣的時序。</p><p>　　ADCl2可以選擇所有有效的MSP430片內(nèi)時鐘，也可以選擇一個外圍模

102、塊所含的時鐘，此處選擇的時鐘為低頻時鐘，可以節(jié)省功耗。對于選擇的時鐘源可以引入一個1～8的分頻因子。</p><p><b>　　4.4.3 定時器</b></p><p>　　定時器在單片機(jī)系統(tǒng)中是非常重要的部分，它在事件控制與管理方面有著重要的應(yīng)用。MSP430F149主要有看門狗（WDT）、基本定時器（Basic Timer1）、定時器A(Timer_A)和定時

103、器B(Timer_B)等模塊。在本系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)中，我們使用Timer_A作為了心電信號AD轉(zhuǎn)換的定時器，將定時周期設(shè)定為500Hz，實(shí)現(xiàn)了對心電信號的500Hz采樣率。</p><p>　　定時器A是一個16位的定時/計(jì)數(shù)器。它有3個捕獲/比較寄存器。定時器A能支持多個時序控制、多個捕獲/比較功能和多個PWM輸出。定時器A有廣泛的中斷功能，中斷可以由計(jì)數(shù)器溢出產(chǎn)生，也可以由捕獲/比較寄存器產(chǎn)生。</p>

104、;<p>　　定時器A有以下的特點(diǎn)：</p><p>　　●16位的計(jì)數(shù)/定時器，共有4種模式。</p><p>　　●可以選擇設(shè)置時鐘源。</p><p>　　●多個捕獲/比較寄存器。</p><p>　　●異步的輸入/輸出鎖存。</p><p>　　●具有中斷向量寄存器，能快速譯碼定時器A產(chǎn)生的中斷。

105、</p><p>　　用戶對定時器A的所有操作都是通過操作該模塊的寄存器完成的。定時器A的寄存器主要有TACTL、TAR、TAIV、CCTLn和CCRn。</p><p>　　4.2 USB數(shù)據(jù)傳輸</p><p>　　要實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的大量存儲，需要將數(shù)據(jù)上傳至上位機(jī)。USB接口是近年來迅速發(fā)展的接口標(biāo)準(zhǔn)，目前幾乎所有的新型計(jì)算機(jī)的外設(shè)上都使用USB接口，它有數(shù)據(jù)傳輸速

106、度快、連接簡單、兼容性好等特點(diǎn)?？紤]NUSB接口的先進(jìn)性以及目前使用的廣泛性，本系統(tǒng)使用USB接口實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)通信就完全可以滿足系統(tǒng)的要求。</p><p>　　考慮到單片機(jī)芯片具有RS232接口，此處我們通過一種RS232轉(zhuǎn)USB的芯片——CP2101來實(shí)現(xiàn)傳輸功能。</p><p>　　CP2101是一種單芯片USB轉(zhuǎn)UART的橋接器解決方案。該芯片包含一個USB2．0全速功能控制器EEP

107、ROM，緩沖器和帶有調(diào)制解調(diào)器接口信號的異步串行數(shù)據(jù)總線。CP2101的UART接口包括TX(發(fā)送)和RX(接收)數(shù)據(jù)信號以及RTS，CTS，DSR，DTR，DCD和RI控制信號。</p><p>　　CP2101具有很多的優(yōu)點(diǎn)：</p><p>　　(1)高度集成。片內(nèi)集成512字節(jié)EEOROM(用于存儲廠家ID等數(shù)據(jù))，片內(nèi)集成收發(fā)器、無需外部電阻；片內(nèi)集成時鐘，無需外部晶體。<

108、/p><p>　　(2)低成本，可實(shí)現(xiàn)USB轉(zhuǎn)串口的解決方案。CP2101的USB功能無需外部元件，而大多數(shù)競爭者的USB器件則需要額外的終端晶體管、上拉電阻、晶振和EEPROM。具有競爭力的器件價格，簡化的外圍電路，無成本驅(qū)動支持使得CP2101在成本上的優(yōu)勢遠(yuǎn)超過競爭者的解決方案。</p><p>　　(3)具有低功耗、高速度的特性，符合USB2．0規(guī)范，適合于所有的UART接口(波特率為