畢業(yè)論文---無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的設計

1、<p>　　2012屆畢業(yè)設計(論文)</p><p>　　2012年 5 月 25 日</p><p>　題 目：無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的設計 </p><p>　專 ?業(yè)? 班? 級：電子信息工程02班 </p><p>　學 ???

2、? ?號:</p><p>　姓 ?名：</p><p>　指 導 教 師：教授 </p><p>　學 院 名 稱：電氣信息學院 </p><p><b>　　摘 要</b></p><p>　　本文設計一種無線心電監(jiān)

3、測系統(tǒng)，該系統(tǒng)能測量、存儲、回放、分析病人的心臟跳動情況，而且能在心電不正常時，自動向預約醫(yī)療單位發(fā)出遠程報警信息。</p><p>　　系統(tǒng)的方案是：采用心電檢測電路對心電信號進行采樣和調(diào)理，用GPRS無線傳輸電路將心電信號傳輸?shù)筋A約醫(yī)療單位，通過醫(yī)療單位的監(jiān)測設備顯示和記錄心律失常信息。</p><p>　　系統(tǒng)的工作原理是：心電檢測電路對人體心電信號進行采樣，并對采集到的心電信號進行

4、初級放大，以減少心電信號的損失，通過其內(nèi)置的前置放大、右腿驅(qū)動、濾波、電平抬升、50Hz帶阻濾波器等電路等對心電信號進行調(diào)理，以得到準確有效的心電信號；MSP430中內(nèi)部含有有A/D轉(zhuǎn)換器部件，完成對心電信號的轉(zhuǎn)換，以得到相應的數(shù)字化心電信息；數(shù)字化心電信號的存儲采用了SD卡；圖形回放使用的是NI公司生產(chǎn)的PCI-6731數(shù)模轉(zhuǎn)換卡（遠端）和TFT彩色LCD顯示器（本機）；心電信息的遠傳采用了M22，其傳輸過程通過16位MSP430實現(xiàn)

5、。</p><p>　　調(diào)試證明，該系統(tǒng)具有較好的抑制心電信號噪聲的能力，心電基線漂移小，測量準確，使用便利，能夠滿足病房和家庭無線心電監(jiān)測的基本要求。</p><p>　　關鍵詞：心電信號；采集；存儲；回放；遠傳</p><p><b>　　Abstract</b></p><p>　　In this paper, t

6、he design of a wireless ECG monitoring system, the system can measure, store, playback, analysis of the patient's heart beat, abnormal ECG, automatic remote alerting information to make an appointment medical units.&

7、lt;/p><p>　　System options are: ECG detection circuit ECG signal sampling and conditioning, and GPRS wireless transmission circuit ECG transmission to the appointment of medical units, medical unit of the monit

8、oring equipment to display and record arrhythmias information.</p><p>　　The system works: ECG detection circuit of the human ECG signal is sampled and collected ECG primary amplification, in order to reduce

9、the loss of the ECG signal through its built-in preamp, right leg drive , filtering, level uplift, 50Hz band-stop filter circuit ECG signal conditioning, accurate and effective ECG; the MSP430 internal containing the A /

10、 D converter components to complete the conversion of the ECG to digital ECG information; the storage of digital ECG signal using the SD card; gr</p><p>　　Debugging proved that the system has a better abilit

11、y to inhibit the ECG noise, ECG baseline drift, measurement accuracy, ease of use and able to meet the basic requirements of the ward and home wireless ECG monitoring.</p><p>　　Keywords： EGO ; Acquisition ;

12、Storage ; Playback ;Transmission：</p><p><b>　　:</b></p><p><b>　　目錄</b></p><p><b>　　摘 要I</b></p><p>　　AbstractII</p><

13、p><b>　　第一章 緒論1</b></p><p>　　1.1 課題背景及意義1</p><p>　　1.2 國內(nèi)外研究現(xiàn)狀、生產(chǎn)需求狀況2</p><p>　　第二章 心電信號的相關介紹4</p><p>　　2.1 心電信號的產(chǎn)生4</p><p>　　2.2 心電信號的組

14、成部分4</p><p>　　2.3 正常的心電圖波形5</p><p>　　2.4 心電信號的基本特征5</p><p>　　2.5 心電干擾的主要來源6</p><p>　　第三章 系統(tǒng)總體方案設計8</p><p>　　3.1 系統(tǒng)設計指標8</p><p>　　3.2 基于無

15、線通信的無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的方案比較9</p><p>　　第四章 硬件設計11</p><p>　　4.1 微處理器硬件結構11</p><p>　　4.2 心電檢測電路12</p><p>　　4.3 數(shù)據(jù)存儲電路的結構設計21</p><p>　　4.4 數(shù)據(jù)回放電路的結構設計23</p>

16、<p>　　4.5 顯示電路的結構設計24</p><p>　　4.6 電源電路的結構設計25</p><p>　　第五章 軟件設計26</p><p>　　5.1 數(shù)據(jù)采集電路軟件設計26</p><p>　　5.2 數(shù)據(jù)存儲電路軟件設計（SD卡）27</p><p>　　5.3數(shù)據(jù)回放電路軟件

17、設計29</p><p>　　5.4 顯示部分軟件設計30</p><p><b>　　總結33</b></p><p><b>　　致謝34</b></p><p><b>　　參考文獻35</b></p><p><b>　　附錄

18、137</b></p><p><b>　　附錄238</b></p><p><b>　　附錄341</b></p><p><b>　　第一章 緒論</b></p><p>　　心臟病具有突發(fā)性和不可預見性，是威脅人類生命的一大殺手。根據(jù)我國衛(wèi)生部2005

19、年衛(wèi)生統(tǒng)計資料年鑒顯示，在我國市縣范圍內(nèi)，死于心臟病的人數(shù)排在腫瘤和腦血管病之后。心臟病已成為嚴重威脅人們健康和生命的三大主要疾病之一[1]。</p><p>　　我們?nèi)粘Ｓ龅降男碾姳O(jiān)測系統(tǒng)往往是在醫(yī)院見到的大型心電檢測工作站，這種工作站在處理速度、存儲能力以及分析能力上占有比較大的優(yōu)勢。但這種大型工作站體積較大、價格昂貴、專業(yè)性很強，不具備無線傳輸能力，限制了它在家庭保健和社區(qū)服務中的廣泛應用，而體積小，使用方

20、便的無線心電監(jiān)測系統(tǒng)始終是研究熱點。</p><p>　　無線心電監(jiān)測系統(tǒng)可以及時獲取患者的心電信息，以便及時發(fā)現(xiàn)異常情況，采取相應的處理措施，是降低心臟病死亡率的有效手段之一。無線心電監(jiān)測系統(tǒng)對高危人群、亞健康人群、老年人心臟疾病預警意義重大。醫(yī)學實踐表明，對于心臟病的防治，最有效的手段就是預防和保健，在對心臟病患者進行監(jiān)測的基礎上，盡早發(fā)現(xiàn)異常病變，及早進行治療，以控制病情的進一步發(fā)展。</p>

21、<p>　　1.1 課題背景及意義</p><p>　　眾所周知，隨著科學技術的推進、人類社會的發(fā)展進步，全球醫(yī)療儀器的發(fā)展也是日新月異。21世紀的醫(yī)療行業(yè)主要呈現(xiàn)以下兩個特點：第一、未來的醫(yī)療世界，主要的代表產(chǎn)品是納米機械元件、隨身佩戴式化學感測器、居家保健應用醫(yī)療器材等。第二、信息與醫(yī)療技術緊密地結合在一起。而心臟病一直是威脅人類生命的頭號殺手，是發(fā)病率和死亡率最高的疾病之一。隨著生活水平和健康意

22、識的提高，人們需要隨時對心臟進行健康監(jiān)測并且能在比較危急的情況下進行及時的診治。所以，無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的研制具有非常重要的意義。</p><p>　　心電的自律性、興奮性和傳導性，都以生物電為活動基礎。心臟電活動的變化與某些心臟疾病，尤其是各種類型的心率失常的發(fā)生有著密切的聯(lián)系。心電圖是記錄心臟電活動狀態(tài)的記錄，對了解心臟的節(jié)律變化和傳導情況有著重要的價值[2]。</p><p>　　本課

23、題的主要目標是研制無線心電監(jiān)測系統(tǒng)，能采集、存儲、回放、分析心電監(jiān)測信號，在心電不正常時，能自動向預約醫(yī)療單位發(fā)出遠程報警信息的家用無線心電監(jiān)測系統(tǒng)。它將既可用于門診病人診斷、住院病人監(jiān)護，又可用于居家動態(tài)監(jiān)測。因此，本課題接觸生物醫(yī)學工程學科的發(fā)展前沿，具有重要的理論意義和研究價值。</p><p>　　1.2 國內(nèi)外研究現(xiàn)狀、生產(chǎn)需求狀況</p><p>　　當前，擁有無線心電監(jiān)測系統(tǒng)

24、全球領先技術的地區(qū)主要是日本、歐美等經(jīng)濟發(fā)達地區(qū)以及中國臺灣地區(qū)[3]。</p><p>　　2002年9月，日本光電工業(yè)株式會推出一種體積小、重量輕，可以掛在脖子上的無線心電圖計“RAC-3103”。該產(chǎn)品的最大特點是體積僅為之前同類產(chǎn)品的40%左右，重量只有98克。由于無線心電圖計“RAC-3103”體積小、重量很輕，所以可以掛在脖子上后裝入衣服口袋中，也可以掛在腰間。由于采取了防霧設計，因此即使放在外衣里邊

25、也不會受蒸氣的影響。在功能方面，“RAC-3103”具備數(shù)據(jù)收集、波形、參數(shù)顯示、報告打印、生命狀態(tài)識別及異常狀態(tài)報警等功能，而且“RAC-3103”通過改進電極而增強了抗干擾能力?！癛AC-3103”價格為95萬日元(約合7917美元)?，F(xiàn)在，無線心電圖計“RAC-3103”的銷量在3000臺以上。</p><p>　　2004年12月，日本歐姆龍保健品公司與在日本心電圖儀領域占第一位的日本福田電子，成功地聯(lián)合

26、開發(fā)出家用無線心電圖儀“HCG-801”?！癏CG-801”有指電極和胸電極2個電極。只要將右手食指放到指電極上，同時把胸電極直接接觸到左胸，就能測定出30秒鐘的心電圖。測定后心電圖會顯示在液晶面板上，同時還會顯示諸如“心率過快，心電圖好像有紊亂”等13種信息。顯示信息只是心電圖的分析結果，并不報告預測的病名等信息。機身內(nèi)置的內(nèi)存可記錄5次心電圖，SD卡可記錄300次心電圖。2005年1月11月起在日本關東上市，2005年夏天在日本全國

27、上市。“HCG-801”的價格比“RAC-3103”便宜很多，但是還是蠻昂貴的，為36750日元（約合350美元）。</p><p>　　中國臺灣知名企業(yè)微星（MSI），在2007年1月8日登場的美國消費電子展（CES）上，秀出世界上第一臺可直接測量心臟健康狀況的心電圖概念筆記本CES，是全球首款“ECG”（心電圖）筆記本。通過內(nèi)建的電子心電圖測量儀以及外接式的感應器（Sensor），使用者可以不限時間地點的紀錄

28、自己的心臟健康狀況。所記錄下來的心電圖，可以利用E-mail將數(shù)據(jù)寄出，也可利用記憶卡存儲記錄，將心電圖送交給檢驗所或者是醫(yī)院診斷。微星心電圖概念筆記本如圖1-1所示。</p><p>　　圖1-1 微星全球首臺心電圖概念筆記本</p><p>　　國內(nèi)由于信息技術落后，精通各方面軟件技術的頂尖人才少，研究還處在起步階段。但是令人可喜的是，現(xiàn)在已經(jīng)有很多醫(yī)療器械公司投入巨資和組織專業(yè)人才致

29、力于無線心電監(jiān)測系統(tǒng)軟件的研制。相信不久的將來，中國將成為無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的主要研發(fā)生產(chǎn)國家[4]。</p><p>　　第二章 心電信號的相關介紹</p><p>　　2.1 心電信號的產(chǎn)生</p><p>　　心肌細胞未受到刺激（處于靜息狀態(tài)）時存在于細胞膜內(nèi)、外兩側(cè)的電位差，稱為靜息電位。靜息狀態(tài)時心肌細胞膜外排列一定數(shù)量帶正電荷的陽離子，細胞膜內(nèi)側(cè)排列有相同

30、數(shù)量帶負電荷的陰離子，因此，細胞膜外的電位高于膜內(nèi)，膜內(nèi)電位約為-90mV。這種以細胞膜為界，膜外呈正電位、膜內(nèi)為負電位，并穩(wěn)定于一定數(shù)值的靜息電位狀態(tài)，稱為極化狀態(tài)。</p><p>　　心肌細胞在靜息電位的基礎上發(fā)生一次快速性的、可擴布性電位變化，稱為動作電位。當細胞膜表面受到一定強度刺激時，它的通透性發(fā)生改變，膜外的陽離子大量進入膜內(nèi)，于是膜內(nèi)的電位高于膜外，由原來的-90 mV 達到+30mV左右，這個過

31、程稱為除極。發(fā)生去極化后（除極），細胞膜電位又恢復到原來的極化狀態(tài)的過程稱為復極。</p><p>　　心肌細胞處于靜息狀態(tài)時，由于膜內(nèi)、外電荷互不交流，并不產(chǎn)生電流，細胞膜外任何兩點之間的電位都相等，沒有電位差。但心肌細胞在受到激動而發(fā)生除極和復極的過程中會形成電位差，從而產(chǎn)生電流。在身體不同部位放置電極，并連接到記錄儀，便可把這變動著的電位差記錄成曲線，即心電圖。</p><p>　　

32、2.2 心電信號的組成部分</p><p>　?。?）P波：代表心房肌的電激動過程，心臟的激動起源于竇房結，最先傳到心房，使之激動。P波代表心房肌的電激動過程，是心電圖中最先出現(xiàn)的波動。P波正常寬度不超過0.01s，高度正常不超過0.25mV。</p><p>　　（2）P-R期間：代表心房肌開始除極到心肌開始除極的時限。</p><p>　?。?）QRS波群：反映

33、心室肌除極過程的電位變化，通常歷時0.06一0.105s。</p><p>　?。?）S-T段：從QRS波群終點到T波起點間的線段，反映左、右心室全部除極完畢到復極開始以前的一段時間。</p><p>　?。?）T波：代表心室肌激動后恢復過程產(chǎn)生的電位變化過程,占時較長，約有0.05s~0.25s。</p><p>　　（6）Q-T期間：從QRS波起點到T波終點間的

34、期間，代表整個心室肌自開始除極到復極完畢的總時間。</p><p>　?。?）U波：T波之后有時可能看到一個很小的正向波，可能表示心肌激動后的電位變化。</p><p>　?。?）S-T段：自QRS波終點至T波起點之間的線段，代表心室各部分己全部進入去極化狀態(tài)。心室各部分之間沒有電位差存在，因此又恢復到基線水平。正常ST上升不應超過基線0．1mV，下降不應低于基線0．05mV。 <

35、;/p><p>　　（9）Q-T間期：從QRS波群起點至T波終點的時程，代表心室開始去極化至完全再極化到靜息狀態(tài)的時間，這一間期的長短與心率密切相關。</p><p>　　2.3 正常的心電圖波形</p><p>　　如前所述，采用電極即可從人體表面記錄出反映心臟興奮活動的電生理變化曲線，即心電圖(ECG)。心電圖反映了心臟興奮(除極)的產(chǎn)生、傳導和恢復過程中的生物電變

36、化。典型的心電圖包括P波，QRS波，T波，U波，P-R間期，Q-T間期，P-R段，S-T段等，它們各自具有其特定的生理意義。典型的心電圖波形如圖2-1所示：</p><p>　　圖2-1 正常的心電圖波形</p><p>　　所謂心博的一個周期，便是由竇房結發(fā)出電脈沖傳遞至左右心房，首先造成左右心房的收縮(即P波部分)。脈沖到達房室結(AV node)后停滯約O．1秒(P—R段)，讓血液充

37、分流至心室。接著脈沖通過傳遞纖維傳遞至左右心室(Q)，造成左右心室收縮(R)，在一連串的電活動后心臟暫時靜止，心室等待再極化以恢復帶負電狀態(tài)(T)，從而完成一次心博。心室的去極化與再極化現(xiàn)象分別為QRS與T部分。而心房僅有去極化的P，沒有再極化的波形，這是因為心房再極化現(xiàn)象波形小且多半淹沒在QRS復合波形中。</p><p>　　2.4 心電信號的基本特征</p><p>　　心電信號是一

38、種較微弱的體表電信號，成年人的幅值約為1mV，頻率在0.01~250Hz范圍內(nèi)，屬于低頻率，低幅值信號，信號源內(nèi)阻很大（兩手臂間內(nèi)阻約為600K），易受其他信號干擾。心電信號屬生物醫(yī)學信號，具有如下特點：</p><p>　　(1)信號具有近場檢測的特點，離開人體表微小的距離，就基本上檢測不到信號；</p><p>　　(2)心電信號通常比較微弱，至多為mV量級；</p>&

39、lt;p>　　(3)屬低頻信號，且能量主要在幾百赫茲以下；</p><p>　　(4)干擾特別強。干擾既來自生物體內(nèi)，如肌電干擾、呼吸干擾等；也來自生物體外，如工頻干擾、信號拾取時因不良接地等引入的其他外來串擾等；</p><p>　　(5)干擾信號與心電信號本身頻帶重疊(如工頻干擾等)。</p><p>　　2.5 心電干擾的主要來源</p>

40、<p>　　由于心電信號呈現(xiàn)出低頻、高阻抗、信號微弱和隨機性強等特性，及其容易受到干擾。對于不同的干擾源，應該采取相應的濾除措施，這是對數(shù)據(jù)采集必須重點考慮的問題。常見的干擾來源有如下幾種：</p><p><b>　　(1)工頻干擾</b></p><p>　　供電網(wǎng)絡無所不在，因此50Hz的工頻干擾[5]是最普遍的，也是心電信號的主要干擾來源。它主要通過

41、人體和測量系統(tǒng)的輸入導線的電容性禍合，以位移電流的形式引入，其強度足以淹沒有用的心電信號。因此為抑制干擾，往往需對連接人體的導線和測量系統(tǒng)采取屏蔽措施，并適當進行陷波處理。</p><p>　　(2)高頻電磁場干擾</p><p>　　隨著無線電技術的發(fā)展，各種頻段的無線電廣播、電視發(fā)射臺、通訊設備、雷達等的工作使空中的電磁波大量增加。這些高頻電磁干擾也可通過測量系統(tǒng)與人體連接的導線引入，

42、可能引起測量結果的不穩(wěn)定，嚴重時會使測量系統(tǒng)不能工作，必須加以抑制。</p><p><b>　　(3)電極極化干擾</b></p><p>　　心電信號的拾取是通過放置在人體體表電極進行的，與電極接觸的是電解質(zhì)溶液(導電膏、汗液或組織液等)，從而會構成一個金屬——電解質(zhì)溶液界面，從而導致電化學的作用，在二者之間會產(chǎn)生一定的電位差，稱之為極化電壓。極化電壓的幅度一般較

43、高，在幾毫伏到幾百毫伏之間。孤立電極不會產(chǎn)生電流，但在生物電測量時通常采用雙電極，這時兩個電極之間就會構成一個化學電池，電極有電流通過，電極電位偏離平衡值，產(chǎn)生電極極化現(xiàn)象。當兩電極保持對稱時，極化電壓可相抵消。但極化電壓與電極材料、電極膏、皮膚狀態(tài)、病人情緒、溫度、極化電流及電極與皮膚的接觸情況等因數(shù)有關，不可避免產(chǎn)生干擾，特別是在電極與皮膚接觸不良以致脫落的情況下更為嚴重。此外，電極在皮膚表面的移動也會引起電位差的變化。</p

44、><p><b>　　(4)肌電干擾</b></p><p>　　興奮和收縮是肌肉的最基本功能，在神經(jīng)系統(tǒng)的控制下，肌肉機械性活動并伴隨有生物電活動。這些生物電活動產(chǎn)生的電位差隨時間變化的曲線即為肌電圖[6](Electromygraphy,EMG)肌電通常是一種快速的電變化，其振幅為20uV～50uV，其頻率范圍為20～50000Hz。經(jīng)專家研究表明，肌電干擾主要集中在

45、35Hz，且存在較大的個體差異。</p><p>　　(5)測量儀器自身的干擾</p><p>　　信號處理所采用的電子設備本身也會產(chǎn)生儀器噪聲。這類干擾一般具有較高的頻率特性，可以通過低通濾波加以濾除。</p><p>　　第三章 系統(tǒng)總體方案設計</p><p>　　3.1 系統(tǒng)設計指標</p><p>　　供電：

46、3.7V鋰電池，可充電、連續(xù)供電24小時以上；</p><p>　　數(shù)據(jù)存儲：SD卡，體積小、功耗低、擁有高記憶容量、快速數(shù)據(jù)傳輸率、極大的移動靈活性以及很好的安全性；</p><p>　　數(shù)據(jù)顯示：TFT彩色LCD，可顯示彩色數(shù)據(jù)；</p><p>　　報警方式：GPRS無線傳輸電路，信息可遠距離傳輸。</p><p>　　3.1.1 系統(tǒng)

47、總體結構設計</p><p>　　無線心電監(jiān)測系統(tǒng)具有明顯的現(xiàn)代化醫(yī)療儀器的特點和家用儀器的特征，除了具有科學性、先進性之外，最重要的是工作可靠、操作簡單，在體積、重量、價格、維護、安全等方面能滿足家庭和社區(qū)醫(yī)療的需要。無線心電監(jiān)測系統(tǒng)作為家庭使用電子儀器，要能由非專業(yè)人士操作，作為醫(yī)生對病人診斷、治療、觀察監(jiān)護的輔助性設備，需和醫(yī)院、醫(yī)生保持良好的通信聯(lián)系。因此歸納起來對本系統(tǒng)的主要要求如下：</p>

48、;<p>　　(1)不引起創(chuàng)傷，無專業(yè)性很強的測試條件要求；</p><p>　　(2)自動化、智能化程度高，操作簡單、安全、可靠，容錯能力強，操作事務不產(chǎn)生嚴重后果；</p><p>　　(3)輕便、小型，便于存放；具有通信、聯(lián)網(wǎng)功能。</p><p>　　根據(jù)以上條件，系統(tǒng)整體結構框圖設計如圖3-1所示。</p><p>　

49、　圖3-1 系統(tǒng)整體結構框圖</p><p>　　無線心電監(jiān)測系統(tǒng)主要由心電檢測電路、心電數(shù)據(jù)的存儲電路、心電數(shù)據(jù)的無線發(fā)送電路、數(shù)據(jù)顯示、數(shù)據(jù)回放和電源管理等電路構成。無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的工作原理是：由探測電極感應的人體微弱的心電信號首先送入心電檢測電路即前端放大、濾波電路，經(jīng)前端預處理后直接送人信號的采集處理電路進行AD轉(zhuǎn)換。轉(zhuǎn)換后的心電數(shù)據(jù)一方面送入外部擴展存儲器中進行存儲、一方面送入微處理器進行實時處理、還

50、有一部分用來進行顯示。處理后的心電數(shù)據(jù)通過串口送入無線發(fā)送模塊中，借助GPRS移動通信網(wǎng)絡將心電數(shù)據(jù)上傳到醫(yī)院監(jiān)測中心。醫(yī)院監(jiān)測中心對收到的心電數(shù)據(jù)進行實時處理和分析、并在顯示設備上進行心電特征參數(shù)和波形的顯示，醫(yī)生根據(jù)顯示結果對病情進行分析和診斷．診斷結果一方面存儲在醫(yī)院監(jiān)護中心中，一方面通過GPRS網(wǎng)絡及時反饋給病人，使病人能夠及時了解自己的病情和決定是否采取進一步治療的措施。</p><p>　　3.2 基

51、于無線通信的無線心電監(jiān)測系統(tǒng)的方案比較</p><p>　　采用無線實時監(jiān)測心電信號的監(jiān)測儀，利用無線通信技術與監(jiān)測中心進行數(shù)據(jù)通訊。由于無線傳輸無需線纜介質(zhì)，使用者可以不受時間、地點的限制，隨時隨地得到監(jiān)測中心的監(jiān)測。目前，市場上運用藍牙、GSM、GPRS(無線分組業(yè)務)、CDMA等無線移動通信技術實現(xiàn)的無線心電監(jiān)測系統(tǒng)應用非常廣泛，但由于受到傳輸距離、無線傳輸頻率等制約，仍未能形成完善可靠的遠程在線實時監(jiān)測產(chǎn)

52、品。將無線通信技術與Internet網(wǎng)技術相結合成為近年來心電遠程監(jiān)測系統(tǒng)研究的又一熱點，這兩種技術的結合，可以彌補單純依靠Internet網(wǎng)時造成監(jiān)測環(huán)境相對固定的不足，同時，也可彌補單純依靠無線技術時只能將受測者的數(shù)據(jù)在移動監(jiān)測終端之間傳遞從而造成傳輸成本高、數(shù)據(jù)處理分析手段單一等不足[7]。主要有以下幾種形式：基于藍牙技術的心電監(jiān)測系統(tǒng)、基于GPRS技術的心電監(jiān)測系統(tǒng)、基于CDMA技術的心電監(jiān)測系統(tǒng)。</p><

53、;p>　　3.2.1 基于藍牙技術的心電監(jiān)測系統(tǒng)</p><p>　　藍牙作為一種短程無線通信技術，由于體積小、功耗低等特點，已成為無線嵌入式醫(yī)療設備所考慮采用的基本無線通信技術之一。藍牙設備能夠支持點對點、點對多點的通信，支持的接口一般包括UART、USB和PC卡等，而USB支持在同一個物理通道上處理多個邏輯通道，因此控制、數(shù)據(jù)和語音通道不再需要額外的物理接口，從而使得藍牙心電無線監(jiān)測能夠?qū)崿F(xiàn)數(shù)據(jù)和語音的

54、實時傳輸。基于藍牙技術的監(jiān)測系統(tǒng)是將家庭心電監(jiān)測系統(tǒng)通過藍牙模塊與中心工作站進行無線通訊而組成的監(jiān)測網(wǎng)絡。藍牙模塊通常是由兩個芯片構成一個芯片組，一塊是射頻芯片，另一個是基帶控制芯片，再加上外加的Flash、天線和電源芯片就可以構成一個藍牙模塊。心電信號經(jīng)過A/D轉(zhuǎn)換后經(jīng)藍牙射頻發(fā)送給固定接入端，再將接收到的心電數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成IP數(shù)據(jù)包，并送到Internet網(wǎng)。</p><p>　　3.2.2 基于GPRS技術的心

55、電監(jiān)測系統(tǒng)</p><p>　　GPRS是在現(xiàn)有GSM系統(tǒng)上發(fā)展出來的一種新的承載業(yè)務，目的是為GSM用戶提供分組形式的數(shù)據(jù)業(yè)務。GPRS允許用戶在端到端分組轉(zhuǎn)移模式下發(fā)送和接收數(shù)據(jù)，不需要利用電路交換模式的網(wǎng)絡資源，從而提供了一種高效、低成本的無線分組數(shù)據(jù)業(yè)務，特別適用于間斷的、突發(fā)性的和頻繁少量的數(shù)據(jù)傳輸，也適用于偶爾的大數(shù)據(jù)量傳輸。GPRS可以發(fā)揮永遠在線、快速登陸、按流量計費等優(yōu)勢，無線心電監(jiān)測系統(tǒng)無須使

56、用信號電纜，因而簡化了結構，降低了成本，具有一定的市場潛力。</p><p>　　3.2.3 基于CDMA的心電監(jiān)測系統(tǒng)</p><p>　　CDMA是基于碼分多址技術的數(shù)字移動電話系統(tǒng)，它是在數(shù)字擴頻通信技術上發(fā)展起來的一種新的無線通信技術，與使用時分多路的GSM技術不同，CDMA并不給每一個通話者分配一個確定的頻率，而是讓每一個通信者都使用全部的頻率，使大量用戶能夠共享同一個無線頻率。

57、CDMA系統(tǒng)為每個用戶分配各自特定的地址碼，彼此之間是相互獨立、互相不影響的，由于有不同的地址碼來區(qū)分用戶，所以對頻率、時間和空間沒有特定的限制，利用公共信道來傳輸信息。CDMA的優(yōu)點在于：系統(tǒng)容量大、建網(wǎng)成本低、配置靈活、頻率規(guī)劃簡單、保密性好、發(fā)射功耗小、無線輻射能量低。CDMA-1X標準是CDMA2000的第一階段，可支持308kbit/s的數(shù)據(jù)傳輸，網(wǎng)絡部分引入分組交換，支持移動業(yè)務，具有較快傳輸速率，適合應用于遠程實時心電監(jiān)測

58、。目前市場上的CDMA模塊有很多，如MG801A收發(fā)模塊，Bellwave公司的BCM860無線通信模塊，WAVECOM Q2358C模塊等。</p><p>　　結合系統(tǒng)的設計指標，心電數(shù)據(jù)的無線傳輸模塊選用BENQ公司的無線三頻帶模塊M22。該模塊集成有基帶處理器、FLASH閃存、RF接口、普通I／0口、通用異步收發(fā)器、SIM卡接口、電池及LED接口。M22支持GSM語音、數(shù)據(jù)、傳真、短消息及GPRS數(shù)據(jù)傳輸

59、業(yè)務等，數(shù)據(jù)傳輸速率高達115．2kbit／s。M22模塊內(nèi)嵌有TCP，IP協(xié)議，能夠自動識別波特率。BENQ支持AT命令，主控處理器通過使用AT命令直接控制M22模塊進行GPRS數(shù)據(jù)無線傳輸。無線心電實時監(jiān)測系統(tǒng)利用GPRS網(wǎng)絡建立在移動用戶和數(shù)據(jù)網(wǎng)絡之間的一種連接，實現(xiàn)心電數(shù)據(jù)的無線遠程傳輸。在該監(jiān)測系統(tǒng)中．采集處理模塊與GPRS模塊間是通過串行口進行通訊的，通訊協(xié)議是AT指令集；GPRS模塊與GSM／GPRS移動通訊網(wǎng)絡的SGSN

60、通訊時遵循點對點協(xié)議(PPP)；心電數(shù)據(jù)經(jīng)采集處理模塊送入GPRS模塊，再經(jīng)GPRS無線網(wǎng)接入Intemet網(wǎng)，實現(xiàn)無線心電監(jiān)測系統(tǒng)與遠程監(jiān)測中心的數(shù)據(jù)傳輸。</p><p><b>　　第四章 硬件設計</b></p><p>　　4.1 微處理器硬件結構</p><p>　　此設計中使用到的微處理器是MSP430，下面對其進行相關介紹。&l

61、t;/p><p>　　4.1.1 MSP430單片機簡介</p><p>　　MSP430系列單片機是美國德州儀器（TI）1996年開始推向市場的一種16位超低功耗、具有精簡指令集（RISC）的混合信號處理器（Mixed Signal Processor）。稱之為混合信號處理器，是由于其針對實際應用需求，將多個不同功能的模擬電路、數(shù)字電路模塊和微處理器集成在一個芯片上，以提供“單片”解決方案。

62、該系列單片機多應用于需要電池供電的便攜式儀器儀表中。</p><p>　　4.1.2 MSP430單片機的特點</p><p><b>　　1）處理能力強</b></p><p>　　MSP430系列單片機是一個16位的單片機，采用了精簡指令集（RISC）結構，具有豐富的尋址方式（7 種源操作數(shù)尋址、4 種目的操作數(shù)尋址）、簡潔的 27 條內(nèi)核

63、指令以及大量的模擬指令；大量的寄存器以及片內(nèi)數(shù)據(jù)存儲器都可參加多種運算；還有高效的查表處理指令。這些特點保證了可編制出高效率的源程序。</p><p><b>　　2）運算速度快</b></p><p>　　MSP430 系列單片機能在25MHz晶體的驅(qū)動下，實現(xiàn)40ns的指令周期。16位的數(shù)據(jù)寬度、40ns的指令周期以及多功能的硬件乘法器（能實現(xiàn)乘加運算）相配合，能

64、實現(xiàn)數(shù)字信號處理的某些算法（如 FFT 等）。</p><p><b>　　3）超低功耗</b></p><p>　　MSP430 單片機之所以有超低的功耗，是因為其在降低芯片的電源電壓和靈活而可控的運行時鐘方面都有其獨到之處。</p><p>　　首先，MSP430 系列單片機的電源電壓采用的是1.8-3.6V 電壓。因而可使其在1MHz 的

65、時鐘條件下運行時，芯片的電流最低會在165μA左右，RAM 保持模式下的最低功耗只有0.1μA。</p><p>　　其次，獨特的時鐘系統(tǒng)設計。在 MSP430 系列中有兩個不同的時鐘系統(tǒng)：基本時鐘系統(tǒng)、鎖頻環(huán)（FLL 和FLL+）時鐘系統(tǒng)和DCO數(shù)字振蕩器時鐘系統(tǒng)?？梢灾皇褂靡粋€晶體振蕩器（32768Hz），也可以使用兩個晶體振蕩器。由系統(tǒng)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

66、，打開和關閉，從而實現(xiàn)對總體功耗的控制。</p><p>　　由于系統(tǒng)運行時開啟的功能模塊不同，即采用不同的工作模式，芯片的功耗有著顯著的不同。在系統(tǒng)中共有一種活動模式（AM）和五種低功耗模式（LPM0~LPM4）。在實時時鐘模式下，可達2.5μA ，在RAM 保持模式下，最低可達0.1μA 。</p><p><b>　　4）片內(nèi)資源豐富</b></p>

67、<p>　　MSP430 系列單片機的各系列都集成了較豐富的片內(nèi)外設。它們分別是看門狗（WDT）、模擬比較器A、定時器A0（Timer_A0）、定時器A1（Timer_A1）、定時器B0（Timer_B0）、UART、SPI、I2C、硬件乘法器、液晶驅(qū)動器、10位/12位ADC、16位Σ-Δ ADC、DMA、I/O端口、基本定時器（Basic Timer）、實時時鐘（RTC）和USB控制器等若干外圍模塊的不同組合。其中，看

68、門狗可以使程序失控時迅速復位；模擬比較器進行模擬電壓的比較，配合定時器，可設計出 A/D 轉(zhuǎn)換器；16 位定時器（Timer_A 和 Timer_B）具有捕獲/比較功能，大量的捕獲/比較寄存器，可用于事件計數(shù)、時序發(fā)生、 PWM 等；有的器件更具有可實現(xiàn)異步、同步及多址訪問串行通信接口可方便的實現(xiàn)多機通信等應用；具有較多的 I/O 端口，P0、P1、P2 端口能夠接收外部上升沿或下降沿的中斷輸入；10/12位硬件 A/D 轉(zhuǎn)換器有較高的

69、轉(zhuǎn)換速率，最高可達200kbps ，能夠滿足大多數(shù)數(shù)據(jù)采集應用；能直接驅(qū)動液晶多達 160 段；實現(xiàn)兩路的 12 位 D/A 轉(zhuǎn)換；硬件I2C串行</p><p>　　另外，MSP430 系列單片機的中斷源較多，并且可以任意嵌套，使用時靈活方便。當系統(tǒng)處于省電的低功耗狀態(tài)時，中斷喚醒只需5μs。</p><p>　　4.2 心電檢測電路</p><p>　　心電檢測

70、電路包括對采集到的心電信號進行初步放大、濾波、電平抬升等處理。</p><p>　　4.2.1 心電檢測電路的總體設計方案</p><p>　　通過前面的分析得出心電信號是一種典型的人體生理信號，具有生物電信號的普遍特征，如幅度小、頻率低并且易受外界環(huán)境干擾，這為采集和測量帶來了難度。由于本系統(tǒng)需要進行大量的數(shù)學運算，所以對處理器的數(shù)據(jù)處理能力和速度也有很高的要求。如果選用處理速度很快的處

71、理器，則相應的外設也要有與之相適應的性能指標[9]。綜合各個方面因素，電路設計要求如下：</p><p>　　對微弱的心電心電信號進行放大和濾波等必要的信號調(diào)理</p><p>　　a)設計合理的導聯(lián)系統(tǒng)，選擇合適的傳感器。</p><p>　　b)設計合理的有源濾波器，能夠進行0．05-100Hz的帶通濾波，50Hz陷波。</p><p>

72、　　c)實現(xiàn)1000倍的信號放大。</p><p>　　d)實現(xiàn)信號電壓抬高。</p><p>　　4.2.2 心電檢測電路的總體結構設計</p><p>　　心電檢測電路總體結構如圖4-1所示：</p><p>　　圖4-1 心電檢測電路總體結構</p><p>　　由于心電信號是微弱信號，所以設置前置放大器用來放大

73、心電信號；為了抑制基線漂移，設置了0.5Hz高通濾波；由于心電信號屬于低頻信號，設置了二階低通巴特沃斯濾波器，消除100 Hz以上的高頻成分；為了消除50 Hz工頻干擾，設置50 Hz雙T陷波電路；為了心電信號不失真，設計了電平抬升電路。</p><p>　　本系統(tǒng)選用的前置放大器是AD620A，具有很好的性能，非常適合作為心電信號測量前置放大器，引腳分布如圖4-2，其具體規(guī)格特性如下：</p>&

74、lt;p>　　(1)電源供應范圍：±2.3V-±18V；</p><p>　　(2)高精度：輸人最大偏置電流：1mA；輸人最大失調(diào)電流：0．5nA；輸入最大失調(diào)電壓：50μV；最大溫度漂移：0．6μV／℃；輸入阻抗：10GΩ。</p><p>　　(3)低雜訊：輸入電壓噪聲(f=1K Hz)：9nV／：共模抑制比(增益G=10)：100dB。AD620的增益可調(diào)，

75、范圍為1～1000倍，通過調(diào)節(jié)AD620A的1和8腿之間的Rg的值來實現(xiàn)：</p><p><b>　　（4-1）</b></p><p>　　圖4-2 AD620引腳分布圖</p><p>　　本電路所用的集成放大電路為OP07。引腳分布如圖4-3。OP07芯片是一種低噪聲的單運算放大器集成電路。由于OP07具有非常低的輸入失調(diào)電壓（對于OP

76、07A最大為75μV），所以OP07在很多應用場合不需要額外的調(diào)零措施。OP07同時具有輸入偏置電流低（OP07A為±2nA）和開環(huán)增益高（對于OP07A為300V/mV）的特點，這種低失調(diào)、高開環(huán)增益的特性使得OP07特別適用于高增益的測量設備和放大傳感器的微弱信號等方面。其主要規(guī)格參數(shù)有：電源供應范圍：3V-18V；輸入最大失調(diào)電壓：75μV；</p><p>　　最大溫度漂移：1.3μV /℃。&

77、lt;/p><p>　　圖4-3 OP07引腳圖</p><p>　　4.2.3　前置放大電路的結構設計</p><p>　　前置放大是整個信號放大最關鍵的環(huán)節(jié)，關系到整個模擬采集部分的工作性能。前面已經(jīng)對心電信號的干擾因素已經(jīng)有比較全面和詳細的介紹，設計電路時必須把這些干擾因素減小到最小。前置放大器是整個前置放大電路的“心臟”，關系到前置放大電路的性能，因而它的選型非

78、常重要[11]。本系統(tǒng)主要基于以下三個方面來確定前置放大器的選型。</p><p>　　(1)心電測量中，皮膚和電極接觸將引起極化電壓，如果兩個電極完全對稱，這種極化電壓數(shù)值和相位相同，將作為直流共模信號輸入到心電放大器；無處不在的工頻干擾也是一種共模干擾。因而所選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擾。心電信號前置放大器的共模抑制比一般要在80dB以上。</p>

79、<p>　　(2)電極和皮膚接觸會存在極化電阻，而被測者身體的移動會導致極化電阻阻抗值發(fā)生變化。極化電阻可以看作是整個電路系統(tǒng)源電阻，和前置放大電路的輸入電阻進行分壓，變化的極化電阻會導致前置放大電路的分壓輸出處于不穩(wěn)定狀態(tài)。所以心電前置放大器必須具有很高的輸入阻抗才能減弱心電信號的衰減影響。信號源阻抗一般在數(shù)十歐姆到數(shù)K歐姆之間，心電前置放大器的輸入阻抗應該比源阻抗至少高兩個數(shù)量級，以保證信號的不失真。</p>

80、<p>　　(3)由于電子電路溫度變化而造成的零點漂移也能嚴重影響正常的心電信號的檢測，因而要采用低溫漂的元件，尤其是在選擇心電信號放大器時更要選擇低溫漂的產(chǎn)品，否則會影響放大器的輸入范圍，使得微弱的緩變信號無法放大，心電信號中的低頻成分不能得到正確的測量?？傊爸梅糯笃鞯倪x擇要從高共模抑制比、高輸入阻抗、低噪聲和低溫漂這幾個方面著手。</p><p>　　前置放大器的性能并不是整個實際電路的性能，還

81、必須輔以合理的電路結構來充分發(fā)揮前置放大器的作用。前置放大級最重要的電路參數(shù)為共模抑制比參數(shù)，很大程度上取決于電路的對稱性，本系統(tǒng)采用典型的差分放大電路來作為前置放大級，可以有效地提高共模抑制比，如圖4-4和圖4-5所示，和接成射極跟隨器，可以穩(wěn)定輸入信號和提高輸入阻抗和共模抑制比；將和的人體共模信號檢測出來用于驅(qū)動導線屏蔽層，以消除分布電容，進一步提高共模抑制比：、、和構成浮地驅(qū)動電路可將人體共模信號放大后用于激勵人體右腿，從而降低共

82、模電壓，較強地抑制50Hz工頻干擾。極化電壓差作為差模直流電壓信號輸入到放大器，會造成前置放大器靜態(tài)工作點的偏離，嚴重會導致放大器進入截止或飽和狀態(tài)。這種極化電壓的存在限制了前置放大級的增益，為了避免截止或飽和，前置放大電路的增益不能太大。</p><p>　　本系統(tǒng)設計的前置放大電路的增益為：</p><p><b>　?。?-2）</b></p>&

83、lt;p>　　圖4-4 前置放大電路（1）</p><p>　　圖4-5 前置放大電路（2）</p><p>　　4.2.4 右腿驅(qū)動電路的結構設計</p><p>　　心電電極和電力線之間由于存在電容耦合會產(chǎn)生位移電流Id，位移電流大部分從人體流經(jīng)地，對人體是十分有害的。皮膚與接地間的接地阻抗為Z3，位移電流流經(jīng)Z3建立共模電壓，對微弱的心電信號檢測影響很大

84、[12]。假定Z1，Z2為皮膚和電極1，2間的接觸電阻，Id1和Id2為心電電極1，2和電力線之間的位移電流，則導聯(lián)信號的兩個電極輸入端A，B因位移電流將產(chǎn)生電位差：</p><p><b>　?。?-3）</b></p><p>　　降低位移電流干擾的一種有效辦法是采用右腿驅(qū)動法，圖4-6為右腿驅(qū)動的具體連接電路。由圖4-5，右腿不直接接地而是接到輔助運算放大器U1

85、0的輸出。從R43和R44電阻結點檢出共模電壓，它經(jīng)過輔助的反相放大器放大后通過電阻R39反饋到右腿。人體的位移電流這時候不再流入地而是流入R39和輔助放大器的輸出。R39起安全保護作用，當病人和地之間出現(xiàn)很高電壓時輔助放大器飽和，右腿驅(qū)動不起作用，這時候U10等效于接地，R39此時起到限流保護作用。右腿驅(qū)動電路實際可以看成以人體為相加點的共模電壓并聯(lián)負反饋電路，任何流入人體的位移電流基本等于反饋電阻上的驅(qū)動電流。只要放大器A的開環(huán)增益

86、足夠大，那么即使有大的位移電流流入人體，人體的電位基本保持零電位。采用右腿驅(qū)動電路，對50Hz干擾的抑制并不以損失心電信號的頻率成分為代價。但由于右腿驅(qū)動存在交流干擾電壓的反饋電路，而交流電流經(jīng)人體，成為不安全因素，限流電阻通常在1MΩ以上。</p><p>　　圖4-6 右腿驅(qū)動電路</p><p>　　4.2.5 濾波電路的結構設計</p><p><b&

87、gt;　　(1)濾波理論</b></p><p>　　模擬濾波器類型由低通、高通、帶通、帶阻以及全通等，濾波電路傳遞函數(shù)一般采用復頻率表示方式，既S域法。傳遞函數(shù)的零、極點決定了該電路具體的濾波類型。“零點”是分子s多項式的根，“極點”則是分母多項式的根。需要注意的是必須保證系統(tǒng)處于穩(wěn)定狀態(tài)，既極點都處于S平面的左半側(cè)，否則電路會產(chǎn)生自激振蕩[13]。圖4-7為二階有源濾波器的示意圖，運放接成同相放大

88、器，其增益為：</p><p><b>　?。?-4）</b></p><p>　　圖4-7 二階有源濾波器示意圖</p><p>　　該電路的傳遞函數(shù)推導如下：根據(jù)電路，分別列出節(jié)點C及B的電流方程得：

89、 （4-5）</p><p>　　又∑I=0，聯(lián)立上式可得：</p><p><b>　?。?-6）</b></p><p>　　賦予Y1到Y4不同的阻容元件，可以得到不同類型的濾波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,則傳遞函數(shù)：</p><p&g

90、t;<b>　?。?-7）</b></p><p>　　該傳遞函數(shù)共有兩個極點而沒有零點，是一個二階低通濾波器。其中（4-8），（4-9），（4-10）式中 -特征角頻率，K-運放增益，Q-濾波電路的等效品質(zhì)因素，Q值太低，濾波器很難有陡峭的過渡帶。當K﹥3時，分母中系數(shù)s項變?yōu)樨?，極點就會移至s平面的右半平面，從而導致系統(tǒng)不穩(wěn)定。如果將低通電路中的R和C的位置互換，就可以得到RC高通電路。

91、即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就可以得到二階有源高通濾波器，由于二階高通濾波器與二階低通濾波器在電路結構上存在對稱性，他們的傳遞函數(shù)也存在對偶關系，可得高通濾波器的傳遞函數(shù)為：</p><p><b>　　（4-11）</b></p><p>　　當?shù)屯ê透咄V波電路串聯(lián)，可以構成帶通濾波電路，條件是低通濾波器的截止角頻率大于高通濾波電路的截止角頻率，兩者

92、覆蓋的通帶就提供了一個帶通響應。</p><p>　　(2)心電信號的帶通濾波器設計</p><p>　　圖4-8是帶通濾波電路圖，采用兩個運放設計成二階有源高通和低通濾波電路并組合成帶通濾波，兩個運放的增益為1。OP07(圖中標識為U13和U14)是常用的通用放大器，價格便宜，它具有高精度、低功耗，低偏置的特點。其中、、、、和構成高通電路，其截止頻率</p><p&g

93、t;<b>　　（4-12）</b></p><p>　　等效品質(zhì)因素Q=1／3。、、、和組成低通電路，為了不損失心電信號的高頻成分，其截止頻率</p><p><b>　?。?-13）</b></p><p>　　該部分電路實際調(diào)試過程中發(fā)現(xiàn)，如果f2設為150Hz，信號發(fā)生器提供的正弦輸入信號要到200Hz才會有明顯的

94、衰減，為了使濾波電路的選頻性能更精確，帶通頻帶上限留有的余量不是很大，實驗也證明這樣效果更好。 </p><p>　　圖4-8 帶通濾波電路</p><p>　　4.2.6 電平抬升電路的結構設計</p><p>　　由于本系統(tǒng)的A/D轉(zhuǎn)換是通過單3.3V電平供電的，而ECG信號經(jīng)過放大后會是交變信號，為了是心電信號不失真，必須在把信號送到A/D轉(zhuǎn)換之前，把電平給抬

95、升上去。這里采用了一個2．5v的穩(wěn)壓管LM385經(jīng)電阻分壓，從而把電平抬升上去[14]，如圖4-9所示：</p><p>　　圖4-9 電平抬升電路</p><p>　　4.2.7 心電信號的50Hz帶阻濾波器電路的結構設計</p><p>　　雖然心電信號前置放大電路對50Hz工頻干擾有很強的抑制作用，但僅僅靠共模抑制是不夠的，還需要設計專門的濾波電路來濾除，模擬

96、帶阻濾波器，俗稱陷波器。最典型的陷波電路是無源雙T網(wǎng)絡加運算放大器，雙T網(wǎng)絡實際是由低通和高通濾波器并聯(lián)組合成的二階有源帶阻濾波器，兩個運算放大器接成射隨狀態(tài)，增益都為l[15]。本系統(tǒng)實際采用的電路就是這種雙T網(wǎng)絡構成的帶阻濾波器，如圖4-10所示，運算放大器仍選用的是OP07。 = =R， = =C，、并聯(lián)為2C，、并聯(lián)為R/2，設 = ， = ，該電路的傳遞函數(shù)為： </p><p><b>

97、　?。?-14）</b></p><p><b>　　式中</b></p><p>　　，， （4-15）</p><p>　　調(diào)節(jié)R1,R2的比值可以控制Q的值。</p><p>　　圖4-10 50Hz陷波電路</p><p>　　取C44=C

98、45=C46=C35=0.068uF，R49=R50=R51=R52=47K，R53=R54=50K，由上式得： （4-16）</p><p>　　Q=0.5，實際調(diào)試過程表明，該電路對50Hz的衰減在20dB左右，對工頻干擾有一定的遏

99、制作用，基本上能滿足系統(tǒng)要求。</p><p>　　小結：主要介紹了心電信號檢測電路的設計，給出了心電信號采集電路具體的設計方法與部分實現(xiàn)電路。設計了前置放大器；為了降低位移電流，設計了右腿驅(qū)動電路；為了抑制基線漂移，設計了0．5 Hz高通濾波電路；為了消除50 Hz工頻干擾，設計50 Hz雙T陷波電路，該陷波器具有Q值可調(diào)的優(yōu)點；由于心電信號屬于低頻信號，設計了二階低通巴特沃斯濾波器，消除100 Hz以上的高頻

100、成分；為了心電信號不失真，設計了電平抬升電路；最后，將輸出的數(shù)據(jù)送入MSP430單片機中進行AD轉(zhuǎn)換及軟件處理分析。通過調(diào)試，基本上能得到采集心電數(shù)據(jù)的數(shù)字信號。</p><p>　　4.3 數(shù)據(jù)存儲電路的結構設計</p><p>　　4.3.1 SD卡的簡介</p><p>　　SD卡（Secure Digital Memory Card）中文翻譯為安全數(shù)碼卡，是

101、一種基于半導體快閃記憶器的新一代記憶設備，它被廣泛地于便攜式裝置上使用，例如數(shù)碼相機、個人數(shù)碼助理(PDA)和多媒體播放器等。SD卡由日本松下、東芝及美國SanDisk公司于1999年8月共同開發(fā)研制。大小猶如一張郵票的SD記憶卡，重量只有2克，但卻擁有高記憶容量、快速數(shù)據(jù)傳輸率、極大的移動靈活性以及很好的安全性。</p><p>　　SD卡在24mm×32mm×2.1mm的體積內(nèi)結合了San

102、Disk快閃記憶卡控制與MLC（Multilevel Cell）技術和Toshiba（東芝）0.16u及0.13u的NAND技術，通過9針的接口界面與專門的驅(qū)動器相連接，不需要額外的電源來保持其上記憶的信息。而且它是一體化固體介質(zhì)，沒有任何移動部分，所以不用擔心機械運動的損壞。</p><p>　　SD卡采用了NAND型Flash Memory，平均數(shù)據(jù)傳輸率能達到2MB/s。SD卡還提供不同的速度，它是按CD-

103、ROM的150kB/秒為1倍速的速率計算方法來計算的?；旧?，它們能夠比標準CD-ROM的傳輸速度快6倍(900 kB/秒)，而高速的SD卡更能傳輸66x (10 MB/秒) 以及 133x 或更高的速度。SD卡的結構能保證數(shù)字文件傳送的安全性，也很容易重新格式化，所以有著廣泛的應用領域，音樂、電影、新聞等多媒體文件都可以方便地保存到SD卡中。因此不少數(shù)碼相機也開始支持SD卡。 </p><p>　　4.3.2

104、MSP430與SD卡的接口設計</p><p>　　SD卡有9個引腳，支持兩種串行數(shù)據(jù)傳輸協(xié)議，即SD(Multimedia Card)模式和SPI(Serial Peripheral Interface)模式。在SPI模式中，通過4條信號線完成數(shù)據(jù)的傳輸。這4條信號線分別是時鐘SDCLK、數(shù)據(jù)輸入SDDI、數(shù)據(jù)輸出SDDO和片選SDCS。MSP430通過P5.4口輸出SDEN控制三極管的關斷，在儀器待機時切斷接

105、口電路的供電，降低系統(tǒng)功耗。MSP430與SD卡的接口電路如圖4-11所示。</p><p>　　圖4-11 MSP430與SD卡接口原理圖</p><p>　　按照我們設計的系統(tǒng)，以采樣率為200Hz，每個采樣點分辨率為12 位，在不壓縮的情況下，1 個采樣點占2 個字節(jié)的空間，那么進行一天的連續(xù)記錄所需要的空間為：</p><p>　　2×200(B

106、/s)×3600( s/h)×24(h)=345600(B)=32. 96MB。這樣，我們只需一個64MB 的SD 卡，即可滿足1天多的記錄要求。</p><p>　　小結：介紹了SD卡的相關知識及MSP430與SD卡的接口設計。</p><p>　　4.4 數(shù)據(jù)回放電路的結構設計</p><p>　?。?）數(shù)據(jù)回放系統(tǒng)原理</p>

107、<p>　　本系統(tǒng)的基本原理如圖4-12所示。圖中的數(shù)據(jù)文件是指從SD卡存儲器出來的心電波形的數(shù)字形式；數(shù)模轉(zhuǎn)換裝置是將數(shù)據(jù)文件轉(zhuǎn)化為模擬信號的設備，它可以通過控制模擬信號的刷新率和幅值等參數(shù)來模擬試驗現(xiàn)場；信號調(diào)理模塊主要是對模擬信號作適當?shù)奶幚硪詽M足項目要求，如高低通濾波、直流/交流耦合等。</p><p><b>　?。?）系統(tǒng)硬件構成</b></p><

108、;p>　　系統(tǒng)硬件主要有PC機、數(shù)模轉(zhuǎn)換卡以及信號調(diào)理模塊組成。其中，數(shù)模轉(zhuǎn)換卡選用NI公司的PCI-6713數(shù)模轉(zhuǎn)換卡。它的主要技術指標為：八通道模擬輸出，精度為12為；最大刷新率為1MS/s；模擬輸出幅值范圍為正負10V；內(nèi)部最大時鐘頻率為20MHz；其數(shù)據(jù)傳輸方式可為DMA傳輸、中斷傳輸以及可編程I/O口傳輸；卡上的FIFO大小為16384</p><p>　　圖4-12 數(shù)據(jù)回放原理圖</p&