基于LabVIEW和psoc的心電圖測(cè)量

1、摘 要論文題目：基于PSOC4的生物電壓測(cè)試系統(tǒng) 學(xué)生姓名： 摘 要生物電是由生物的器官、組織和細(xì)胞在生命過程中發(fā)生的電位和極性變化引起的。一定的生理過程對(duì)應(yīng)著一定的電反應(yīng)。因此，可以從生物電的變化推知生理過程是否處于正常的狀態(tài)。生物電所傳遞出的信息對(duì)于現(xiàn)代醫(yī)學(xué)診斷生物疾病具有重要意義。而心電則是所有生物電中最重要的，它與心臟病、高血壓、過度肥胖等多種高危疾病相聯(lián)系，在臨床醫(yī)學(xué)中有重要的應(yīng)用。因此本文選擇研究開發(fā)一種測(cè)量心電的新方法。首先，論文詳細(xì)介紹了關(guān)于心電的基礎(chǔ)知識(shí)，在此基礎(chǔ)上重點(diǎn)研究了測(cè)量心電的模擬濾波放大電路的設(shè)計(jì)，該電路有效的放大了心電信號(hào)，濾出了主要的噪聲干擾，為心電采集模塊提供

2、了能夠采集到的有效低噪信號(hào)。其次，詳細(xì)論述了以PSoC4為核心的下位機(jī)設(shè)計(jì)，主要運(yùn)用了其模數(shù)轉(zhuǎn)換（A/D）模塊，完成對(duì)前端模擬電路濾波和放大后的心電信號(hào)的A/D轉(zhuǎn)換，將模擬心電信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字心電信號(hào)；運(yùn)用其UART串口模塊將數(shù)字心電信號(hào)傳輸?shù)缴衔粰C(jī)。最后介紹了以 LABVIEW 為工具的上位機(jī)虛擬儀器開發(fā)，該上位機(jī)完成了對(duì)系統(tǒng)的控制、數(shù)據(jù)的接收和處理工作，并最終顯示處理后的心電圖。本系統(tǒng)采用上位機(jī)和下位機(jī)聯(lián)合工作的模式，對(duì)心電圖機(jī)的硬件和軟件設(shè)計(jì)進(jìn)行了較為詳細(xì)的說(shuō)明。 關(guān) 鍵 詞：心電信號(hào)；模數(shù)轉(zhuǎn)換（A/D）；串口傳輸；PSoC4；LabVIEWIIIABSTRACTTitle: Design

3、 of bioelectricity measuring system based on PSoC4Name: Yang WeiweiSupervisor: Professor Cai YuanliABSTRACTBioelectricity is caused by the changes of potential and polarization of organs, tissues and cells in the biological activities. And a certain physiological processes corresponding to a certain

4、 electric response. So we can infer whether the Physiological process of a life is right or not from the changes of bioelectricity. The information of bioelectricity is of great significance to the diagnosis of the disease in modern medical. More importantly, The ECG (Electrocardiogram) signal

5、is the most important biological electricity, and it have much to do with heart disease, hypertension, obesity and other high risk disease. So ECG is widely used in clinical medicine. Therefore, this paper will research and develop a method to measure the ECG signal. Firstly, the paper introduces th

6、e essential knowledge of ECG; then it papers the design of circuits of the analog filters and ECG amplifiers at length. The circuits can effectively enlarge the ECG signal and filter the noise of ECG signal, so that we can get low-noise ECG signal for the acquisition module. Secondly, the thesis sta

7、tes the design of lower position machine by using PSoC4 as the core, and two modules are used. The A/D (Analog-to-digital) conversion module is used to transform the analog ENG signal to digital signal. The UART interface is used to transfer the digital signal to up machine. At last, we use the LabV

8、IEW to design the up machine, which controls the system, receives and processes digital signal, and displays the ECG in the windows finally.The system is made up of down machine and up machine, and the thesis gives a detailed description of the hardware and software design of ECG instrument. KEY WOR

9、DS: ECG (electrocardiogram); A/D (Analog-to-digital); UART; PSoC4; LabVIEW目 錄緒論目 錄1 緒論11.1 課題的研究意義與目的11.1.1 課題研究的意義11.1.2 課題研究的目的21.2 心電測(cè)量系統(tǒng)的發(fā)展歷史與研究現(xiàn)狀21.2.1 心電測(cè)量的發(fā)展歷史21.2.2 心電測(cè)量的研究現(xiàn)狀31.3 課題的主要研究?jī)?nèi)容42 心電研究的知識(shí)基礎(chǔ)62.1 心電的產(chǎn)生機(jī)理62.2 常規(guī)心電圖的各波段形成和命名72.3 常心電測(cè)量導(dǎo)聯(lián)體系分析82.3.1 肢體導(dǎo)聯(lián)82.3.2 胸導(dǎo)聯(lián)102.4 心電信號(hào)的噪聲來(lái)源103 前端模擬電

10、路的設(shè)計(jì)123.1 心電測(cè)量系統(tǒng)的主要性能指標(biāo)123.2 模擬濾波放大電路的設(shè)計(jì)要求133.3 前端模擬電路的總體設(shè)計(jì)方案133.4 前置放大電路的設(shè)計(jì)143.4.1 前置放大器的選擇143.4.2 前置放大電路的設(shè)計(jì)153.5 濾波電路的設(shè)計(jì)163.5.1 高通濾波器的設(shè)計(jì)163.5.2 50Hz陷波器的設(shè)計(jì)173.5.3 低通濾波器的設(shè)計(jì)183.6 主放大電路及升壓電路的設(shè)計(jì)193.6.1 主放大電路設(shè)計(jì)193.6.2 升壓電路設(shè)計(jì)193.7 電源電路的設(shè)計(jì)203.8 本章小結(jié)204 心電信號(hào)的數(shù)字處理及傳輸214.1 PSoC概述214.1.1 PSoC的基本特點(diǎn)214.1.2 PSoC

11、總體結(jié)構(gòu)214.1.3 PSoC 處理器及存儲(chǔ)器介紹224.1.4 PSoC 可編程系統(tǒng)的數(shù)字系統(tǒng)和模擬系統(tǒng)234.1.5 PSoC 的系統(tǒng)資源244.1.6 PSoC的一般開發(fā)流程244.2 A/D(模數(shù)轉(zhuǎn)換)254.2.1 SAR ADC簡(jiǎn)介254.2.2 SAR ADC模塊的參數(shù)選擇254.2.3 SAR ADC模塊的API函數(shù)264.3 PSoC與PC串口通信274.3.1 UART模塊簡(jiǎn)介274.3.2 UART模塊的參數(shù)選擇284.3.3 UART模塊的API函數(shù)284.4 PSoC程序設(shè)計(jì)294.5 本章小結(jié)295 上位機(jī)軟件設(shè)計(jì)305.1 虛擬儀器概述305.1.1 虛擬儀器的

12、概念305.1.2 虛擬儀器的特點(diǎn)和優(yōu)點(diǎn)315.2 LabVIEW概述315.2.1 LabVIEW簡(jiǎn)介315.2.2 LabVIEW的優(yōu)點(diǎn)325.3 LabVIEW程序設(shè)計(jì)325.4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果355.5 本章小結(jié)366 結(jié)論與展望376.1 工作結(jié)論376.2 工作展望37參考文獻(xiàn)38致 謝395 上位機(jī)軟件設(shè)計(jì)1 緒論心臟是人體血液流動(dòng)循環(huán)的動(dòng)力源，心臟的跳動(dòng)是生命存活的重要標(biāo)識(shí)，心臟的運(yùn)動(dòng)規(guī)律是能反映人體生命活動(dòng)是否正常的重要生物體征之一。周期性的電活動(dòng)和機(jī)械活動(dòng)共同組成了心臟的規(guī)律運(yùn)動(dòng)，通常，在每個(gè)心周期活動(dòng)中，電活動(dòng)先于機(jī)械活動(dòng)。心電信號(hào)是一種典型的生物電信號(hào)，它客觀的反映了心臟電活

13、動(dòng)的諸多特征，心電信號(hào)中包含了相位、振幅、，頻率、時(shí)間差等信息，是一種易于測(cè)量的生物電信號(hào)，帶有較強(qiáng)的規(guī)律性。因?yàn)樾碾娦盘?hào)可以從不同的層次和角度反映心臟的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)，從而可以從心臟的狀態(tài)反映生物的生命健康狀態(tài)，所以心電信號(hào)對(duì)于在臨床上診斷和治療疾病有著極其重要的理論意義與實(shí)踐價(jià)值。如何獲取清晰的心電信號(hào)并對(duì)其進(jìn)行分析一直是醫(yī)學(xué)工程領(lǐng)域一個(gè)極其重要的研究分支，這一研究技術(shù)要求較高，是一個(gè)復(fù)雜且困難的工程，涉及到基礎(chǔ)的生物研究，微弱信號(hào)的抗噪抗干擾技術(shù)，以及復(fù)雜的甚至智能的數(shù)字信號(hào)處理等多領(lǐng)域，要取得顯著進(jìn)步，不但依賴于生命科學(xué)的發(fā)展和臨床中的實(shí)踐總結(jié)，也依賴于相關(guān)學(xué)科領(lǐng)域的發(fā)展。自從1903年臨床

14、醫(yī)學(xué)引入心電圖作為輔助診斷和治療疾病的重要信息來(lái)源以后，其作用顯著，促使生物醫(yī)學(xué)和工程學(xué)對(duì)于心電信號(hào)的記錄、處理、診斷識(shí)別等技術(shù)都得到了飛速的進(jìn)步與發(fā)展，留下了許多豐富的經(jīng)驗(yàn)和權(quán)威的資料。隨著生物醫(yī)學(xué)與生物工程學(xué)的進(jìn)一步發(fā)展，人們希望得到更加準(zhǔn)確的心電信號(hào)，并從中獲得更多的生物信息，當(dāng)前，有關(guān)心電的檢測(cè)、心電信號(hào)的處理等方向依然是生物醫(yī)學(xué)工程界研究的重點(diǎn)方向。1.1 課題的研究意義與目的1.1.1 課題研究的意義目前，據(jù)權(quán)威機(jī)構(gòu)統(tǒng)計(jì)，我國(guó)每年大約有300萬(wàn)人死于心血管疾病，大約占總亡人數(shù)的百分之三十。在人口眾多的我國(guó)，醫(yī)學(xué)技術(shù)相對(duì)落后，醫(yī)療器械和藥物匱乏，醫(yī)療基礎(chǔ)設(shè)施建設(shè)還相當(dāng)不完善，導(dǎo)致許多

15、心血管疾病患者不能及時(shí)發(fā)現(xiàn)及時(shí)治療，導(dǎo)致心臟病成為危害我國(guó)國(guó)民生命的四大疾病之一。由于心臟病的已成為危害人類健康的主要疾病，現(xiàn)代醫(yī)學(xué)和相關(guān)科學(xué)越來(lái)越重視和心臟病相關(guān)的診斷和治療的研究。為了預(yù)防和提早發(fā)現(xiàn)心臟病，及時(shí)了解心臟的健康狀況具有重要意義?，F(xiàn)在，我國(guó)大多數(shù)醫(yī)院檢查心電的主要儀器是心電圖機(jī)。醫(yī)生可以根據(jù)心電圖機(jī)得到的心電圖（常規(guī)心電圖或向量心電圖），通關(guān)觀察病人心電波形的變化規(guī)律和各個(gè)波群之間的相關(guān)關(guān)系來(lái)診斷病人病情，從而獲得快速的準(zhǔn)確的心電波形，可以幫助醫(yī)生正確的診斷疾病，及時(shí)了解病情，制定正確的治療方案，所以心電測(cè)量系統(tǒng)的研究具有重要的意義。1.1.2 課題研究的目的 目前，國(guó)內(nèi)生產(chǎn)的

16、心電圖機(jī)與國(guó)外生產(chǎn)的心電圖機(jī)相比，性能上存在較大的差距，雖然國(guó)產(chǎn)的機(jī)器在費(fèi)用方面比較占優(yōu)勢(shì)，但是受性能的局限，我國(guó)國(guó)內(nèi)各大醫(yī)院使用的心電圖機(jī)都是發(fā)達(dá)國(guó)家進(jìn)口的，雖然進(jìn)口機(jī)器性能上較好，但是價(jià)格頗高，導(dǎo)致高性能的機(jī)器并不能被小醫(yī)院或者診所采用，而這些場(chǎng)所同樣有人數(shù)眾多的患者就醫(yī)，這導(dǎo)致醫(yī)生并不能在心血管疾病的初期發(fā)現(xiàn)疾病，從而幫助患者贏取寶貴的就醫(yī)時(shí)間，這一現(xiàn)象在醫(yī)療資源并不豐富的農(nóng)村地區(qū)更為嚴(yán)重。基于以上情況，開發(fā)出一種成本低廉，性能優(yōu)越的心電圖機(jī)意義顯得尤為重要，本課題正是基于這點(diǎn)從事研究一種基于虛擬儀器的心電圖機(jī)。該機(jī)器具有三個(gè)模塊：模擬數(shù)據(jù)濾波放大模塊、數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換和傳輸模塊、數(shù)據(jù)處理和顯示

17、模塊。該心電圖機(jī)將大大降低成本，使得心電信號(hào)測(cè)量技術(shù)能夠普及，推進(jìn)國(guó)產(chǎn)相關(guān)產(chǎn)業(yè)發(fā)展，幫助國(guó)民維護(hù)身體健康。隨著智能手機(jī)的普及，將開發(fā)出的虛擬儀器轉(zhuǎn)接到手機(jī)上，使有需要的病人能夠不受時(shí)間和地點(diǎn)的檢測(cè)自己的心電圖，這一點(diǎn)是完全可以實(shí)現(xiàn)的?？紤]到智能手機(jī)的通信功能，病人還可以將自己的心電圖傳輸給專業(yè)的醫(yī)護(hù)人員進(jìn)行診斷。與傳統(tǒng)心電圖機(jī)相比，虛擬心電圖機(jī)具有很多優(yōu)點(diǎn)，如表1-1所示。表1-1 傳統(tǒng)心電圖機(jī)與虛擬心電圖機(jī)對(duì)比傳統(tǒng)心電圖機(jī)虛擬心電圖機(jī)開發(fā)與維護(hù)費(fèi)用費(fèi)用高費(fèi)用低技術(shù)更新周期長(zhǎng)短關(guān)鍵組成硬件軟件價(jià)格昂貴低廉儀器功能功能集成固定功能開放，可升級(jí)互聯(lián)能力能互聯(lián)設(shè)備有限與網(wǎng)絡(luò)和其他設(shè)備互聯(lián)便捷1.2

18、心電測(cè)量系統(tǒng)的發(fā)展歷史與研究現(xiàn)狀1.2.1 心電測(cè)量的發(fā)展歷史 18世紀(jì)后期，意大利外科學(xué)教授伽伐尼在青蛙的解剖實(shí)驗(yàn)中，發(fā)現(xiàn)用電刺激青蛙的神經(jīng)會(huì)使青蛙的腿收縮。這一發(fā)現(xiàn)證明神經(jīng)沖動(dòng)是由電傳導(dǎo)的，這一基本理論成為了電生理學(xué)的基礎(chǔ)。 19世紀(jì)80年代,Willler開創(chuàng)了人類記錄心電圖的里程碑，他運(yùn)用毛細(xì)血管靜電計(jì)成功的把人體心電圖波群進(jìn)行了掃描記錄。 20世紀(jì)30年代，美國(guó)大學(xué)教授威爾遜研究Eintnoven方程發(fā)現(xiàn)肢體導(dǎo)聯(lián)對(duì)的三個(gè)電機(jī)的瞬時(shí)電壓和是O。在此理論基礎(chǔ)上創(chuàng)立了零電位中心電端理論，形成了單極導(dǎo)聯(lián)記錄技術(shù)。此后，逐漸形成了目前國(guó)際公認(rèn)的12導(dǎo)聯(lián)心電圖體系（靜態(tài)心電圖）。靜態(tài)心電圖理論技

19、術(shù)成為了其他心電檢測(cè)記錄技術(shù)的基礎(chǔ)。 1957年，動(dòng)態(tài)心電圖被美國(guó)物理學(xué)家Holter成功研發(fā)，應(yīng)用該技術(shù)可以病人的心電得到長(zhǎng)時(shí)間的記錄，彌補(bǔ)了常規(guī)心電圖受制于時(shí)間和環(huán)境的不足。該技術(shù)很快被應(yīng)用到臨床，并在多個(gè)國(guó)家得到了普及。20實(shí)際后期，由于通信技術(shù)和電子技術(shù)的發(fā)展，心電圖測(cè)量?jī)x器的體積縮小了很多，性能上也得到很大提高，記錄出的心電圖可以通過電話線進(jìn)行傳輸。1.2.2 心電測(cè)量的研究現(xiàn)狀由于電子技術(shù)和信息技術(shù)的不斷成熟發(fā)展，醫(yī)療系統(tǒng)的發(fā)展也受到了這些技術(shù)的帶動(dòng)，電子和通信技術(shù)在醫(yī)療體系中的應(yīng)用也越來(lái)越深入。目前，在歐洲和美國(guó)等發(fā)達(dá)地區(qū)，心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)正朝著家用化，微型化和遠(yuǎn)程監(jiān)護(hù)的方向發(fā)展。從

20、上世紀(jì)80年代開始，國(guó)外先后出現(xiàn)了利用電話線和數(shù)字式電話傳輸心電信號(hào)的研究。這一系列研究首先被運(yùn)用到孕婦，老人，重癥患者這些群體，以實(shí)現(xiàn)方便快捷的測(cè)量出對(duì)象的生理體征，從個(gè)人在緊急時(shí)刻提供及時(shí)的救治和幫助。進(jìn)入21世紀(jì)以后，人們對(duì)于生活品質(zhì)的要求不斷提高，對(duì)于身體健康要求的訴求也不斷增加，為了滿足市場(chǎng)需要，美國(guó)和歐盟都開始投入巨資進(jìn)行遠(yuǎn)程醫(yī)療監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的研究。國(guó)內(nèi)外的電子公司也紛紛進(jìn)入該市場(chǎng)，開發(fā)出了一系列多類型的心電監(jiān)護(hù)產(chǎn)品，在亞洲地區(qū)，日本在這方面也做了很大的研究，日本公司SONY和東芝研發(fā)的產(chǎn)品先后在醫(yī)療市場(chǎng)占領(lǐng)一席之地，但是產(chǎn)品售價(jià)均不菲?？偟膩?lái)說(shuō)，心電監(jiān)護(hù)在國(guó)外正朝著以下方向發(fā)展：（1

21、） 向微型化方向發(fā)展；（2） 像植入式多通道發(fā)展；（3） 從有線傳輸?shù)綗o(wú)線傳輸?shù)姆较虬l(fā)展；（4） 向?qū)崟r(shí)化全天候的方向發(fā)展；在國(guó)內(nèi)，心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)方面的研究較為落后與歐美和日本等國(guó)家，相關(guān)的研究發(fā)展的時(shí)間不長(zhǎng)，研究的起點(diǎn)也比較高。但是隨著中國(guó)在科學(xué)技術(shù)和經(jīng)濟(jì)基礎(chǔ)上的不斷發(fā)展，人民對(duì)于健康的訴求越來(lái)越高，心電監(jiān)測(cè)等監(jiān)護(hù)產(chǎn)品的市場(chǎng)需求越來(lái)越大，性能要求上也有了較大的提升。產(chǎn)品的應(yīng)用逐漸普及，開始從專業(yè)醫(yī)療單位走向普通家庭，從儀器大型化到小巧化，使用復(fù)雜化到簡(jiǎn)易化，通訊多端化的方向發(fā)展。清華大學(xué)在1994年研制的家庭心電和血壓監(jiān)護(hù)網(wǎng)絡(luò)系統(tǒng)就是一個(gè)成功案例，該系統(tǒng)可以實(shí)現(xiàn)報(bào)警，長(zhǎng)時(shí)間記錄心電和發(fā)送信號(hào)的

22、功能。2005年06月，全國(guó)首家心電遠(yuǎn)程監(jiān)護(hù)中心在山東得到成功研發(fā)，只要在患者身上安裝遠(yuǎn)程的微型的發(fā)射機(jī)，該中心可以對(duì)患者進(jìn)行24實(shí)時(shí)的監(jiān)護(hù)，當(dāng)監(jiān)護(hù)中心接收到的心電發(fā)生異常時(shí)，該中心就可以將心臟的健康信息反饋給患者，這樣患者就可以根據(jù)信息盡早發(fā)現(xiàn)疾病并盡早就醫(yī)，這對(duì)于常發(fā)性心血管疾病患者尤為重要。目前。國(guó)內(nèi)有很多機(jī)構(gòu)和公司也在進(jìn)行便攜式心電監(jiān)護(hù)儀的研發(fā)，實(shí)現(xiàn)了技術(shù)到產(chǎn)品的轉(zhuǎn)化，產(chǎn)品正逐步走向市場(chǎng)。但是不得不注意，具有完全自主研發(fā)能力的機(jī)構(gòu)在其中是很少的?？傮w上說(shuō)，我國(guó)心電監(jiān)護(hù)方面的研究還比較落后，生產(chǎn)的產(chǎn)品在性能上還有較大的提升空間。但是國(guó)內(nèi)市場(chǎng)需求巨大，較多的購(gòu)入產(chǎn)品來(lái)自進(jìn)口。國(guó)內(nèi)有很多生產(chǎn)

23、相關(guān)產(chǎn)品的廠家，但是具有完全自主研發(fā)能力的廠商較少，不具有核心的生產(chǎn)技術(shù)。但是隨著社會(huì)主義經(jīng)濟(jì)的建設(shè)發(fā)展和科學(xué)技術(shù)實(shí)力的發(fā)展，我國(guó)在心電監(jiān)護(hù)及其深入的研究方向領(lǐng)域有著強(qiáng)大的潛力和實(shí)力。綜上所訴，國(guó)內(nèi)外在心電監(jiān)護(hù)方面的研究都有投入較大的人力和物力，隨著人們對(duì)身體的健康越來(lái)越重視，相關(guān)領(lǐng)域的研究和發(fā)展情景廣闊。1.3 課題的主要研究?jī)?nèi)容心電信號(hào)采集和處理系統(tǒng)主要分三個(gè)部分：（1） 前端模擬電路部分（2） PSoC4部分（3） LabVIEW 部分 系統(tǒng)框圖如圖1-1所示：裝有LABVIEW的PCPSOC模塊前端模擬電路電源圖1-1 系統(tǒng)框圖1） 前端模擬電路部分這部分的主要功能是對(duì)心電傳感器檢測(cè)到

24、的微小心電信號(hào)進(jìn)行放大和濾波。這是因?yàn)轶w表檢測(cè)到的電信號(hào)極其微弱，具有電壓低，電流小，容易受噪聲干擾的特點(diǎn)。信號(hào)的以上特點(diǎn)決定了放大器要有放大倍數(shù)很大，但是噪聲系數(shù)很小，以及輸入阻抗要高的特點(diǎn)。并且由于體表心電電流太小，所以測(cè)量線路應(yīng)盡量采用屏蔽干擾的措施，減少測(cè)量環(huán)境里面的電子干擾。2） PSOC4部分 PSOC4是賽普拉公司開發(fā)的片上可編程系統(tǒng)的系列之一，它有許多可編程的模擬模塊和數(shù)字模塊。 模擬模塊：ADC（模數(shù)轉(zhuǎn)換），DAC（數(shù)模轉(zhuǎn)換，濾波器，比較器， CapSense 等 數(shù)字模塊：時(shí)鐘，PWM，API,UART,計(jì)數(shù)器等 PSOC具有開發(fā)靈活，方便易用的特點(diǎn)，設(shè)計(jì)平臺(tái)靈活，從而可以

25、達(dá)到減少開發(fā)周期，提高設(shè)計(jì)效率和降低開發(fā)成本的優(yōu)點(diǎn)。 在本文中，我們將運(yùn)用PSOC來(lái)對(duì)前端模擬電路傳遞的心電模擬信號(hào)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)化，將模擬心電信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字心電信號(hào)；再通過其UART串口模塊將數(shù)字心電信號(hào)傳輸?shù)缴衔粰C(jī)進(jìn)行數(shù)字處理。3） LABVIEW部分 LabVIEW是由美國(guó)國(guó)家儀器（NI）公司研制開發(fā)的一種程序開發(fā)環(huán)境，類似于C和BASIC開發(fā)環(huán)境，但是LabVIEW與其他計(jì)算機(jī)語(yǔ)言的顯著區(qū)別是：其他計(jì)算機(jī)語(yǔ)言都是采用基于文本的語(yǔ)言產(chǎn)生代碼，而LabVIEW使用的是圖形化編輯語(yǔ)言G編寫程序，產(chǎn)生的程序是框圖的形式， LabVIEW軟件是NI設(shè)計(jì)平臺(tái)的核心，也是開發(fā)測(cè)量或控制系統(tǒng)的理想選擇1。

26、 LabVIEW開發(fā)環(huán)境集成了工程師和科學(xué)家快速構(gòu)建各種應(yīng)用所需的所有工具，旨在幫助工程師和科學(xué)家解決問題、提高生產(chǎn)力和不斷創(chuàng)新。 在課題中，我們用labview的VISA串口設(shè)置讀取經(jīng)PSOC 處理過的經(jīng)UART串口傳輸上的數(shù)字心電信號(hào)，經(jīng)過數(shù)字濾波，然后將數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為波形顯示在窗口。從而我們就獲取了清晰的心電信號(hào)的波形圖，相關(guān)的醫(yī)護(hù)人員就可以根據(jù)心電波形分析診斷病人病情。372 心電研究的知識(shí)基礎(chǔ)在心臟有規(guī)律的做舒張和收縮的運(yùn)動(dòng)過程中，心臟的肌肉細(xì)胞產(chǎn)生動(dòng)作電位，此動(dòng)作電位綜合而成為了心電。一般心臟在收縮動(dòng)作前會(huì)現(xiàn)有電激動(dòng)，大約在20ms到70ms后，產(chǎn)生機(jī)械的收縮活動(dòng)，動(dòng)作電流就是由心臟的

27、電激動(dòng)產(chǎn)生的。人體的身體結(jié)構(gòu)類似于一個(gè)好的容積導(dǎo)體，因此由心臟產(chǎn)生的動(dòng)作電流可以傳輸?shù)饺梭w的各個(gè)身體部位，在這個(gè)基礎(chǔ)上，在人體特定的部位間通過放置傳感器，將傳感器獲得的電信號(hào)用導(dǎo)線傳至心電圖機(jī)，就可以在心電圖機(jī)上顯示電流曲線，即心動(dòng)電流圖，也就是常說(shuō)的心電圖。 2.1 心電的產(chǎn)生機(jī)理心臟的心肌細(xì)胞會(huì)在除極和復(fù)極的過程中，帶電的正負(fù)離子會(huì)在細(xì)胞膜內(nèi)外進(jìn)行選擇性的定向運(yùn)動(dòng)，從而在細(xì)胞膜的表面就形成了電位的變化，這種電位變化在已經(jīng)除極的細(xì)胞膜表面和尚未除極的細(xì)胞膜表面就產(chǎn)生了相應(yīng)電位差，最終產(chǎn)生了電離子流動(dòng)，形成了生物電信號(hào)2。下面將詳細(xì)闡述單個(gè)細(xì)胞的生物電的產(chǎn)生過程。1） 極化階段在心臟未受到任何

28、較強(qiáng)的刺激的條件下，心臟的肌肉細(xì)胞一般是處于一種靜止?fàn)顟B(tài)，細(xì)胞膜外部不存在電流。在靜止條件下，心肌細(xì)胞的細(xì)胞膜外部帶有正離子，且分布均勻，而在細(xì)胞膜的內(nèi)部則相對(duì)應(yīng)的存在著等量的負(fù)離子，且也均勻分布排列，當(dāng)細(xì)胞膜內(nèi)外的正負(fù)離子處于這種排列狀態(tài)時(shí)，我們就稱這個(gè)狀態(tài)為極化狀態(tài)。在極化狀態(tài)下，雖然細(xì)胞膜外仍然有正離子，但是由于正離子排列分布均勻，細(xì)胞膜各點(diǎn)間并不產(chǎn)生電位差，就不會(huì)形成帶電離子的流動(dòng)。在此時(shí)，用電極檢測(cè)生物電信號(hào)，我們得到的將是一條直線，這條線就是心電的基線，也叫做等電位線。2） 除極階段在心肌受到較強(qiáng)刺激的條件下，心肌細(xì)胞的細(xì)胞膜對(duì)于帶電離子的選擇性發(fā)生了變化，使得膜外的正離子融入細(xì)胞

29、膜內(nèi)部，相應(yīng)的負(fù)離子流向細(xì)胞膜外，從而使得細(xì)胞膜帶電性成為外負(fù)內(nèi)正，原來(lái)的極化狀態(tài)消失，這個(gè)過程就叫做除極。在細(xì)胞膜外，已經(jīng)除極化的部分分布負(fù)離子，而未除極化的部分仍然為正離子，這樣除極化部分和未除極化部分間就形成了電位差。從而在細(xì)胞膜表面就出現(xiàn)了流動(dòng)方向與除極化方向一致的電流。當(dāng)整個(gè)細(xì)胞的除極化完成，細(xì)胞膜內(nèi)部就帶正電離子，細(xì)胞膜整個(gè)帶負(fù)電離子，且這些離子均勻的分布在細(xì)胞膜的內(nèi)外兩側(cè)，同側(cè)間的不同部分講不存在電位差，如果再電極檢測(cè)細(xì)胞表面電流，將得到另一條等電位線。3） 復(fù)極階段在心臟的心肌細(xì)胞除極后，心肌細(xì)胞內(nèi)的正負(fù)電荷分布又將從新回到除極前狀態(tài)，細(xì)胞膜外分布正離子，細(xì)胞膜內(nèi)分布負(fù)離子，這

30、一過程就叫做復(fù)極。一般來(lái)說(shuō)，先除極的部分總是先復(fù)極，從而復(fù)極的部分和發(fā)生了除極的部分間又將出現(xiàn)電位差，從而導(dǎo)致新的電流的產(chǎn)生，但是這次產(chǎn)生的電流的流動(dòng)方向與除極方向相反。所以，若用檢測(cè)電極在細(xì)胞膜同一部位檢測(cè)電流，將發(fā)現(xiàn)復(fù)極電流和除極電流方向相反。但是由于復(fù)極過程相比除極過程慢，復(fù)極電量也比較分散，所以負(fù)極電流的波形將呈現(xiàn)出波形較寬，而幅值較低，波形遠(yuǎn)鈍的特點(diǎn)。2.2 常規(guī)心電圖的各波段形成和命名 正常心電活動(dòng)始于竇房結(jié)，興奮心房的同時(shí)經(jīng)結(jié)間束傳導(dǎo)至房室結(jié)（激動(dòng)傳導(dǎo)在此處延遲0.050.07s），然后循希氏束一左、右束支一普肯耶纖維順序傳導(dǎo)，最后興奮心室。這種先后有序的電激動(dòng)的傳播，引起一系列

31、電位改變，形成了心電圖上的相應(yīng)的波段，如圖2-1所示14。圖2-1 常規(guī)心電圖的波形組成臨床心電學(xué)對(duì)這些波段的名稱進(jìn)行了統(tǒng)一規(guī)定：1） P波P波是正常的心動(dòng)周期中出現(xiàn)得最早的，它是心房除極過程產(chǎn)生的，P波代表了心房的激動(dòng)，前半部分波形代表右心房的激動(dòng)，后半部分則表示了左心房的激動(dòng)；它的波形較小，通常呈圓鈍行，有倒置，直立，低平等狀態(tài)。2） P-R間期 前中后結(jié)間束傳導(dǎo)激動(dòng)到達(dá)房室結(jié)。PR期間的形成主要是因?yàn)榧?dòng)在房室結(jié)傳導(dǎo)的速度比較緩慢。如果激動(dòng)由心房傳導(dǎo)到心室時(shí)出現(xiàn)了阻滯，那么PR間期就會(huì)被延長(zhǎng)，或者在P波后會(huì)看不到心室波。3） QRS波群 心室的除極過程產(chǎn)生了QRS波群。它是由激動(dòng)先后沿著

32、經(jīng)希氏束、左右束支同時(shí)觸發(fā)左右心室產(chǎn)生。當(dāng)QRS波群出現(xiàn)波形變寬，時(shí)間延長(zhǎng)和波形發(fā)生變化時(shí)，則有可能是因?yàn)樾呐K的左右束支的傳到受到了阻礙或者心室過于肥大。4） ST段 ST段表示了心室的除極已經(jīng)完成，但是心室負(fù)極還沒有開始的這一段間隔。既然心室的除極已經(jīng)全部完成，那么這是心室的細(xì)胞間的電位差就消失了，及ST段應(yīng)該處于基線上。當(dāng)ST段出現(xiàn)了電位偏移的時(shí)候往往可以反映出心臟的局部出現(xiàn)了缺血和壞死的情況。5） T波 T波是心室復(fù)極的過程中產(chǎn)生的。它的波形和P波比較相似，都表現(xiàn)出波形圓鈍、時(shí)間較長(zhǎng)的特點(diǎn)，也有倒置、低平和直立等形態(tài)。影響T波形態(tài)的因素比較多。6） Q-T間期 Q-T期間表示了心室由除極

33、狀態(tài)到復(fù)極狀態(tài)的變化。惡性的心率失常反映在心電圖上往往表現(xiàn)為QT期間的時(shí)間延長(zhǎng)。2.3 常心電測(cè)量導(dǎo)聯(lián)體系分析一般采用體表電極檢測(cè)心電信號(hào)，大部分電極為金屬質(zhì)地。在皮膚和金屬電極間有一個(gè)由鹽溶液和膠合成的電極層，它可以把體表帶電離子的流動(dòng)轉(zhuǎn)換為金屬電極里電子的流動(dòng)，從而實(shí)現(xiàn)了電流的測(cè)量。為了避免測(cè)量的過程中由于電極本身電位不同造成的基線漂移，一般在心電測(cè)量中要求采用非極化或者極化作用較弱的電極，常用的是表面鍍有Ag-AgCl的一次性電極，為盡量減小極化電壓引起的干擾，常常還可以優(yōu)質(zhì)的導(dǎo)電膏涂抹在電極上以增加導(dǎo)電效果。所謂的導(dǎo)聯(lián)，就是將心電測(cè)量電極置于人體特定的部位，用導(dǎo)線將心電電極與心電圖機(jī)連

34、接起來(lái)。不同的導(dǎo)聯(lián)區(qū)別在于連接方式和測(cè)量部位的差異。目前常規(guī)心電圖采用的是是12導(dǎo)聯(lián)，這種導(dǎo)聯(lián)方式在臨床中應(yīng)用最為廣泛，它包括了胸導(dǎo)聯(lián)和肢體導(dǎo)聯(lián)。實(shí)際上，肢體導(dǎo)聯(lián)和胸導(dǎo)聯(lián)在測(cè)量心電圖上沒有本質(zhì)區(qū)別，它們只是選擇測(cè)量的身體部位不同而已，當(dāng)然不同的測(cè)量部位信號(hào)的強(qiáng)度會(huì)有細(xì)微的不同，所以只要能正確的使用胸導(dǎo)聯(lián)或者肢體導(dǎo)聯(lián)，獲得正確的心電圖，都能幫助醫(yī)護(hù)人員對(duì)病人進(jìn)行診斷。當(dāng)然，12導(dǎo)聯(lián)所反映出來(lái)的信息更為全面，能夠幫助更為全面的了解心臟的健康狀況5。 2.3.1 肢體導(dǎo)聯(lián)由于連接方法方法的不同，肢體導(dǎo)聯(lián)有6種不同的導(dǎo)聯(lián)，但是都將測(cè)量電極 放在三個(gè)不同的部位：左上肢（L），右上肢（R）和左下肢（F）。

35、1） 雙極肢體導(dǎo)聯(lián)雙極肢體導(dǎo)聯(lián)是利用不同肢體間的電位差信號(hào)來(lái)測(cè)量人體表心電信號(hào)的，習(xí)慣上也把雙肢體導(dǎo)聯(lián)叫做標(biāo)準(zhǔn)I，II，III導(dǎo)聯(lián)。其三種連接方式見圖2-2 。圖2-2 標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)的連接方式2） 加壓?jiǎn)沃w導(dǎo)聯(lián)單導(dǎo)聯(lián)的連接方式是選擇將正極測(cè)量點(diǎn)放置在人體的左上肢，右上肢或者左下肢，而負(fù)極連接于零電位（無(wú)干電極），這樣測(cè)得的心電圖就反映了正極所在的人體部位的電位變化。在連接左上肢，右上肢和左下肢的三條連接線上各自串聯(lián)著一個(gè)500M的電阻，并把他們連接在一個(gè)共同的點(diǎn)上，由于連接點(diǎn)的電位非常小，就可以把它近似為零電位，這樣就形成了無(wú)干電極但是單導(dǎo)聯(lián)存在著測(cè)量信號(hào)較小不容易辨識(shí)的特點(diǎn)，人們繼續(xù)研究就得出

36、了加壓但肢體導(dǎo)聯(lián)的方式。采用加壓但肢體導(dǎo)聯(lián)可以使測(cè)量得到的電壓幅值增加近一半，使得信號(hào)更容易辨識(shí)了。圖2-3表示了正極分別置于右上肢，左上肢，和左下肢的導(dǎo)聯(lián)情況。圖2-3 加壓?jiǎn)螛O肢體導(dǎo)聯(lián)的連接方式2.3.2 胸導(dǎo)聯(lián)胸導(dǎo)聯(lián)也是一種單機(jī)導(dǎo)聯(lián)的方式，這種導(dǎo)聯(lián)方式可以幫助探測(cè)心臟某一特定區(qū)域的電位變化。心電信號(hào)輸入到放大器的非倒向輸入端，而把放大器的倒向輸入端連接于威爾遜中心端。胸導(dǎo)聯(lián)常見有6個(gè)測(cè)量位置，由于胸導(dǎo)聯(lián)測(cè)量的距離離心臟較近，獲得的新點(diǎn)波形瀆職較大，在臨床上能夠幫助醫(yī)生便于診斷。圖2-4胸導(dǎo)聯(lián)連接方式與檢測(cè)電極位置2.4 心電信號(hào)的噪聲來(lái)源心電信號(hào)是一種比較微弱的生物電信號(hào)，它的信噪比較低

37、。它的頻譜能量主要集中在0.05Hz到100Hz之間，而0.25Hz到35Hz之間的頻帶則集中了其大約90%的頻譜能量6。由于心電信噪比低，容易受到噪聲淹沒，所以有必要研究心電噪聲的來(lái)源，從而好從實(shí)踐中減少檢測(cè)心電混雜的噪聲。1.50Hz工頻干擾 主要由人體的對(duì)地分布電容引起的，與環(huán)境關(guān)系較大，其組成包括了50Hz及其諧波，其能量大小幾乎與心電信號(hào)相當(dāng)。2.電極接觸噪聲 主要由于電極與體表的接觸不良，也可以說(shuō)是病人與測(cè)量系統(tǒng)的連接不穩(wěn)定。這種不穩(wěn)定可能是病人無(wú)意的動(dòng)作引起，也有可能是電子線路器件或者開關(guān)等的連接不穩(wěn)定，它通常會(huì)產(chǎn)生持續(xù)時(shí)間比較短的脈沖干擾，但是情況不好的條件下，短時(shí)間內(nèi)可能多次

38、出現(xiàn)。3.人為運(yùn)動(dòng) 人為的運(yùn)動(dòng)會(huì)短時(shí)引起基線的改變，這種變化常常是毫伏級(jí)別的變化，具體大小和動(dòng)作的大小快慢有關(guān)。4.肌電干擾 肌電干擾來(lái)源于肌肉的顫動(dòng)，可以產(chǎn)生毫伏級(jí)別的變化，引起心電信號(hào)基線在較小的范圍內(nèi)變動(dòng)，一般對(duì)心電的影響不是很明顯。這種干擾噪聲的頻率集中在30到300Hz之間。5.基線漂移和呼吸的影響 其主要是受電極移動(dòng)和呼吸的影響，干擾的頻率一般不超過5Hz。6測(cè)量系統(tǒng)中用電設(shè)備產(chǎn)生的儀器噪聲。3 前端模擬電路的設(shè)計(jì)3.1 心電測(cè)量系統(tǒng)的主要性能指標(biāo)1. 輸入電阻輸入電阻指的是初級(jí)放大器的輸入電阻，不同的接觸電阻會(huì)使得測(cè)得的信號(hào)產(chǎn)生略微的不同，為了減少因?yàn)檫@種變化而引起的波形失真，提

39、高共模抑制比，該電阻阻值越大效果越好。一般設(shè)計(jì)要求是大于2兆歐，國(guó)際準(zhǔn)是要求大于50兆歐。 2. 共模抑制比一般采用差動(dòng)放大的辦法測(cè)量心電信號(hào)，這種方法能放大差模信號(hào)，但是對(duì)于共模信號(hào)卻有抑制作用。在本課題的測(cè)量中，差模信號(hào)就是心電信號(hào)，需要放大；共模信號(hào)就是周圍環(huán)境產(chǎn)生的干擾。電路對(duì)于差模信號(hào)的放大倍數(shù)記為Ad，共模信號(hào)的放大倍數(shù)記為Ac，所謂的共模抑制比就是Ad和Ac的比值，這個(gè)參數(shù)能從很大程度上反映系統(tǒng)抗干擾能力。一般設(shè)計(jì)要求共模抑制比要大于80dB，而國(guó)際上的標(biāo)準(zhǔn)要求該指標(biāo)大于100dB。3. 靈敏度所謂的靈敏度，是指當(dāng)電路輸入信號(hào)大小為1mv時(shí)，反映到顯示界面上波形幅值，單位是mm/

40、mV，規(guī)定統(tǒng)一的靈敏度便于對(duì)不同的心電圖測(cè)量系統(tǒng)產(chǎn)生的心電圖進(jìn)行比較，10mm/mV是統(tǒng)一的國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)。4. 內(nèi)部噪聲電子元件工作時(shí)，由于熱運(yùn)動(dòng)的原因，會(huì)產(chǎn)生熱噪聲。熱噪聲的存在會(huì)影響心電信號(hào)的輸出波形，熱噪聲較大更會(huì)影響心電信號(hào)的正確性。所以有熱運(yùn)動(dòng)造成的內(nèi)部噪聲越小越好，國(guó)際要求是小于10uV 。5. 時(shí)間常數(shù)當(dāng)給測(cè)量系統(tǒng)輸入直流信號(hào)時(shí)，測(cè)量系統(tǒng)記錄的波形的幅值會(huì)隨時(shí)間而衰減，一般計(jì)幅值由100%下降到37%所用的時(shí)間為時(shí)間常數(shù)。時(shí)間常數(shù)的選擇要適宜，時(shí)間常數(shù)過小，記錄的心電圖很快衰減就不能正確反映心電，一般的設(shè)計(jì)要求時(shí)間常數(shù)大于3.2S為宜。6. 頻率響應(yīng)心電信號(hào)的其實(shí)是很多不同頻率的正弦

41、波組成的合成信號(hào)，為了保證得到的心電波不失真，那么就要要求電路對(duì)于各個(gè)組成心電的正弦波的放大倍數(shù)相同。而事實(shí)上電路對(duì)于不同頻率的正弦波，有不同的放大倍數(shù)，電路對(duì)于正弦波放大倍數(shù)隨信號(hào)頻率的改變就叫做電路的頻率響應(yīng)。頻率響應(yīng)越寬越好，對(duì)于本系統(tǒng)則要求在0.05Hz到150Hz之間，一般的常用語(yǔ)心電放大的運(yùn)放都能滿足這個(gè)要求。7. 絕緣性和安全性 良好的絕緣性是系統(tǒng)的最基本要求的特性，以保證患者和醫(yī)務(wù)人員的安全。常采用“浮地技術(shù)”解決絕緣問題。對(duì)于絕緣性的表示，若采用機(jī)殼絕緣電阻表示，則要求大于20兆歐；若采用機(jī)殼漏電流表示，則要求電流小于100uA。 3.2 模擬濾波放大電路的設(shè)計(jì)要求由心電的相

42、關(guān)基礎(chǔ)知識(shí)可知，心電是人體一項(xiàng)重要的生命體征，它能反映心臟的工作情況，是一種重要的生物電信號(hào)，它的特點(diǎn)是頻率低，強(qiáng)度微弱，它的頻率介于0.05100Hz之間，幅值范圍為0.05100mV?；谛碾娢⑷跣院偷皖l性的特點(diǎn)，心電信號(hào)容易受到環(huán)境中噪聲的干擾。同時(shí)人體是一個(gè)復(fù)雜的機(jī)體，人體的各個(gè)器官和組織之間的生命活動(dòng)會(huì)相互影響，所以人體表面的生物電信號(hào)會(huì)隨著人體的不同情況而發(fā)生變化，表現(xiàn)出不穩(wěn)定的特性。由于人體體表具有的心電信號(hào)微弱，頻率較低，具有不穩(wěn)定性，所以心電信號(hào)很容易受到噪聲干擾。為了測(cè)得干凈清晰的心電信號(hào)，就需要有符合標(biāo)準(zhǔn)的處理電路，對(duì)于不同的需求采取不同的解決辦法。由于心電信號(hào)頻率較低，

43、其組成諧波頻率主要介于0.05至100Hz之間，那么我們首先就該使用帶通濾波器來(lái)壓縮采集到的模擬信號(hào)，保留0.05到100Hz頻率之間的諧波。又由于心電信號(hào)的信號(hào)強(qiáng)度很微弱，幅值為幾毫伏，我們還需要放大信號(hào)，一般放大1000倍比較合適，但是由于電路中還存在著不能忽視的零點(diǎn)漂移，這就要求電路在放大心電信號(hào)的同時(shí)，要抑制噪聲，電路要有較高的共模抑制比。放大電路分兩部分執(zhí)行，初級(jí)放大10被，次級(jí)放大100倍。同時(shí)，心電信號(hào)也容易受到50Hz及其諧波的工頻干擾。為了使心電信號(hào)不受到工頻干擾的較大影響，也需要電路的共模抑制比要滿足一定要求，一般要求為不低于80dB。心電放大的主要噪聲還來(lái)自于電子線路的熱

44、噪聲和散粒噪聲，所以在搭建電路時(shí)選擇那些低噪聲的元件獲得的心電信號(hào)的信噪比往往會(huì)很高。另外輸入電阻很大的初級(jí)運(yùn)放，對(duì)于采集到的心電信號(hào)不失真也是很有利的，。綜上，選用輸入阻抗較高，共模抑制比較高，穩(wěn)定低截止頻率，高放大倍數(shù)的運(yùn)放可保證盡可能采集到不是真的心電信號(hào)。具體要求總結(jié)如下：1. 放大倍數(shù)為1000，這樣可以保證模數(shù)轉(zhuǎn)換采集到準(zhǔn)確的心電信號(hào)2. 頻率響應(yīng)范圍為0.05到100Hz，這樣壓縮信號(hào)頻譜，濾除低于0.05Hz和高于100Hz的干擾，可以有效防止噪聲干擾。3. 初級(jí)運(yùn)放輸入電阻為5到10兆歐，這樣的選擇可以保證采集到的心電信號(hào)的不失真。4. 不低于80dB的共模抑制比，這樣做可以

45、消除電極化電壓和工頻干擾，從而可以保證獲得的心電信號(hào)的信噪比。5. 放大器應(yīng)該具有低漂移和低噪聲的特點(diǎn)，這樣可以防止放大器自身產(chǎn)生的噪聲淹沒了那些信噪比低的心電信號(hào)中所包含的有效信息6. 具有很高的安全系數(shù)。3.3 前端模擬電路的總體設(shè)計(jì)方案心電信號(hào)前端濾波放大模擬電路的功能是：從人體體表特定部位拾取心電模擬生物電信號(hào)，然后再將得到的模擬信號(hào)進(jìn)行放大和濾波處理，從而得到適宜的有效的電平信號(hào)，以便于輸入PSOC部分的模數(shù)轉(zhuǎn)換組件進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換。從前幾節(jié)介紹的知識(shí)可知，心電信號(hào)比較微弱，頻帶較低，信號(hào)不穩(wěn)定，所以該信號(hào)容易受到其他噪聲的干擾，其主要噪聲干擾來(lái)源于電極接觸干擾，50Hz工頻干擾，模擬電

46、路所具有的熱噪聲干擾和散粒噪聲干擾，以及由于肌肉的顫動(dòng)產(chǎn)生的肌電干擾等。為此，我們?cè)O(shè)計(jì)了如下的心電信號(hào)采集電路，以便保證系統(tǒng)可以采集到準(zhǔn)確干凈的心電信號(hào)，原理圖如圖3-1所示。低通濾波50Hz陷波高通濾波前置放大二級(jí)放大電平升壓導(dǎo)聯(lián)信號(hào)圖3-1 心電信號(hào)采集電路原理圖3.4 前置放大電路的設(shè)計(jì)3.4.1 前置放大器的選擇前置放大模塊是心電采集電路中最重要的一環(huán)，它直接與心電探查電極相連，在考慮到從心電探查電極得到的心電信號(hào)具有不穩(wěn)定性，微弱性和容易受到低頻噪聲干擾等特點(diǎn)，所以作為初級(jí)放大電路的運(yùn)放性能指標(biāo)應(yīng)以較高的要求設(shè)定。根據(jù)心電信號(hào)所具有的特征，選用的放大器應(yīng)該滿足以下要求：輸入阻抗要大；

47、共模抑制比要高；產(chǎn)生的噪聲干擾要低；漂移要??；頻帶是適當(dāng)?shù)忍攸c(diǎn)。在心電圖監(jiān)測(cè)電路設(shè)計(jì)中, 需要信號(hào)有極高的源阻抗，而且器件還要便于攜帶, 這就要求設(shè)計(jì)采用的放大器要具有功耗低、工作電壓低的特點(diǎn),根據(jù)這些要求，我們選擇了運(yùn)放AD620作為初級(jí)放大電路的運(yùn)放，其引腳分布圖如圖3-2所示。 AD620運(yùn)放芯片規(guī)格特性如下：1. 成本低，精度高，只需要用一個(gè)外部電阻來(lái)設(shè)置增益，增益可調(diào)范圍為1到1000 ，增益和外部電阻的關(guān)系函數(shù)如式（3-1）所示 。 (3-1)式中：G 運(yùn)放產(chǎn)生增益Rg 外部電阻2. 最大輸入偏移漂移為0.6uV/，最大輸入偏移電壓為50uV。3. 工作電壓范圍為正負(fù)2.3V到正負(fù)

48、18V。4. 最高輸入阻抗為10G，最小共模抑制比為100dB。5. G=100時(shí)帶寬為120kHz，G=1100時(shí)0.01%建立時(shí)間是15us。6. 輸入偏置電流低，最大為10nA。7. 具有低功耗模式，差分輸入電壓為正負(fù)25V，最大電流是1.3Ma.8. 低輸入電壓噪聲，9nV/Hz（1kHz）。9. 工作溫度范圍：-40+80。圖3-2 AD620引腳分布圖 另外整個(gè)采集電路中還用到了單運(yùn)算集成放大運(yùn)放OP07，其引腳分布如圖3-3所示。OP07的性能優(yōu)越，它產(chǎn)生的噪聲很低，具有很低的輸入失調(diào)電壓（最大為75uV）。除此之外，OP07還具有開環(huán)增益高和輸入偏置電流低的特點(diǎn)，這種特性使它特

49、別適合用于放大傳感器的微弱信號(hào)和高增益的測(cè)量應(yīng)用中。其主要規(guī)格參數(shù)如下：工作電壓范圍為3到18V；最大失調(diào)電壓為75uV；最大溫度漂移為1.3uV/。圖3-3 OP07引腳分布圖3.4.2 前置放大電路的設(shè)計(jì)前置放大電路在整個(gè)信號(hào)采集電路中最關(guān)鍵的一個(gè)環(huán)節(jié)，它的設(shè)計(jì)直接關(guān)系到整個(gè)模擬信號(hào)采集電路的性能。在本課題中，我們選擇以AD620為核心放大器構(gòu)造差分放大電路，也就是說(shuō)我們采用差動(dòng)輸入的方式將人體不同部位的體表電位做差，并將此差值信號(hào)作為采集信號(hào)進(jìn)行放大，具體電路圖如圖3-4所示7。圖3-4 前置放大電路原理圖 前置放大電路中采用了儀表放大器AD620，它性能優(yōu)越，在噪聲和漂移控制方面都滿足

50、了前置放大器的技術(shù)指標(biāo)。 并且，計(jì)算表明電阻與儀表運(yùn)放AD620的差動(dòng)輸入阻抗是18兆歐，這作為前置放大器的輸入阻抗已經(jīng)達(dá)到了前文關(guān)于心電測(cè)試系統(tǒng)的輸入阻抗要求。同時(shí)，心電測(cè)試系統(tǒng)的心電采集放大電路需要具有比較高的共模抑制比，而該性能主要有所采用的運(yùn)放的技術(shù)指標(biāo)決定，在本電路中，AD620為核心的前置放大電路的共模抑制比為140dB，這足以滿足心電測(cè)試系統(tǒng)的相關(guān)要求。 該前置放大電路產(chǎn)生的增益計(jì)算如下： (3-2) 在本電路中，將前置放大電路的增益設(shè)置為10有如下原因：心電信號(hào)中除了還有各種低頻的正弦分量外，還有一些幅值較大的直流信號(hào)，為了保證心電信號(hào)不失真，這些直流信號(hào)就要保持穩(wěn)定，這就需要

51、AD620工作在線性放大區(qū)，而采用增益10可以避免AD620工作在飽和截止區(qū)。3.5 濾波電路的設(shè)計(jì)3.5.1 高通濾波器的設(shè)計(jì)由于受到人體動(dòng)作，探查電極產(chǎn)生的極化電壓，和前置放大器AD620產(chǎn)生的失調(diào)漂移的影響，由前置放大運(yùn)放輸出的模擬心電信號(hào)中含有較多的低頻分量以及少量直流分量。為了避免這些直流分量和低頻交流分量引起心電信號(hào)的基線漂移，影響后續(xù)電路的處理工作，我們需要設(shè)計(jì)一個(gè)性能好的高通濾波器，完成濾除這些直流分量和低頻交流分量的工作?？紤]的心電的組成分量主要集中在0.05100Hz，我們選擇的高通濾波器的截止頻率就該設(shè)定為0.05，這樣可以保證心電信號(hào)中的低頻分量不會(huì)丟失，而且還能濾除低

52、頻和直流干擾。具體電路圖如圖3-5所示，電路中的具體參數(shù)設(shè)定如下：1. 傳遞函數(shù) (3-3) 3-5 高通濾波器電路我們選擇讓R1=R2=R ，C1=C2=C,則傳遞函數(shù)可以化簡(jiǎn)為如下形式： (3-4)2. 參數(shù)計(jì)算我們選擇R1=R2=R=4.6M ，C1=C2=C=1uF，則有截止頻率 （3-5）等效品質(zhì)因數(shù)Q=1/33.5.2 50Hz陷波器的設(shè)計(jì)據(jù)前面的設(shè)計(jì)分析可知，前面設(shè)計(jì)的前置放大電路對(duì)共模干擾噪聲進(jìn)行了比較好的抑制，高通濾波器消除了對(duì)直流和低頻干擾，但是從高通濾波電路輸出的心電信號(hào)中還混雜了50Hz的工頻干擾，這時(shí)50Hz工頻干擾將是主要噪聲來(lái)源，另外由于電路還存在其他不穩(wěn)定因素，

53、我們必須設(shè)計(jì)相應(yīng)的陷波濾波器將其濾除，而且還要保證其他介于0.05100Hz之間的信號(hào)分量能夠通過。經(jīng)工程實(shí)踐證明，本課題采用了二階壓控電壓源帶阻電路，它具有結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，級(jí)聯(lián)方便，可靠性較高等特點(diǎn)，其設(shè)計(jì)原理圖如圖3-6所示。圖3-6 50Hz陷波器電路其中，要求C5=2C3=2C4=C, R3=R4=2R5=R1.通帶電壓增益: （3-6）2中心頻率： （3-7） 3阻帶寬度： （3-8） 4品質(zhì)因數(shù)： （3-9）在本課題中，f0=50Hz，我們選擇C=0.1uF，根據(jù)中心頻率計(jì)算公式（3-7）逆推可得到 再根據(jù)R=31.8k，C=0.1uF計(jì)算其他參數(shù)，得到結(jié)果如下：通帶電壓增益:Au=1+

54、4.7/4.75=1.989阻帶寬度：B=2*（2-1.989）*50=1.1Hz品質(zhì)因數(shù)：Q=1.1/50=0.02 3.5.3 低通濾波器的設(shè)計(jì) 從體表探測(cè)電極得到的心電信號(hào)先后經(jīng)過了前置放大電路，高通濾波電路和50Hz陷波電路，消除了心電信號(hào)中的部分噪聲和干擾。但是由于心電信號(hào)中還含有開關(guān)干擾噪聲和肌電干擾噪聲等，這些干擾還需要一個(gè)低通濾波器來(lái)濾除。心電信號(hào)的主要由頻率中在0.05到100Hz之間諧波構(gòu)成，為了濾除高頻干擾的同時(shí)保證心電信號(hào)的有效信息不丟失，我們選擇低通濾波器的截止頻率f2為100Hz，其設(shè)計(jì)電路如圖3-7所示。圖3-7低通濾波器電路1. 傳遞函數(shù) (3-10)截止頻率： (3-11) 品質(zhì)因數(shù)：Q=0.707增益：AV=12. 系統(tǒng)參數(shù)根據(jù)截止頻率f2=100Hz，我們可以選擇如下的參數(shù)設(shè)置：R1=14.22KR2=53.99K C1=0.1uF C2=0.033uF3.6 主放大電路及升壓電路的設(shè)計(jì)3.6.1 主放大電路設(shè)計(jì)心電信號(hào)的強(qiáng)度比較弱，一般大約在0.055mV之間，而系統(tǒng)采用的PSOC 的模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊的輸入電壓范圍是0+5V，心電信號(hào)盡管在前置放大電路中放大了10倍，經(jīng)過50Hz陷波電路時(shí)放大了兩倍，