（检测技术与自动化装置专业论文）具有USB接口的便携式心电监护仪的设计.pdf

具有u s b 接口的便携式心电监护仪设计 摘要 心血管疾病是威胁人类健康和生命的主要疾病之一。动态心电图( d c g ) 可对 心脏病患者的心电活动进行连续2 4 小时的跟踪记录，是临床诊断心血管疾病的 重要方法。因此，进行高性能动态监护系统的研究在临床上具有重要的意义。 而近年来嵌入式系统技术的飞速发展也为展开这类研究提供了良好的技术条 件。 为此，本论文对基于高性能嵌入式微处理器的便携式动态心电监护仪及其对 心电的分析处理进行了深入研究：根据心电信号特征，设计性能优良的心电数 据采集模块；选用高性能、低功耗的微处理器c 8 0 5 1 f 3 2 0 设计中央处理模块，对 采集的心电信号进行分析处理，同时使用液晶显示心电波形；通过对心电波形 特征和常用心电分析处理算法的对比分析和研究，设计适用于本嵌入式系统的 实时心电分析处理算法；采用现今流行的u s b 接口技术，实现对心电数据的存 储和传输。 论文对以上各项工作进行了详细的阐述，基本达到设计要求，为进一步的产 品实际应用开发奠定了良好的基础。 关键词： 动态心电监护；c 8 0 5 1 f 3 2 0 ；心电分析；u s b 总线 d e s i g no fh o l t e rw i t hu s b i n t e r f a c e a b s t r a c t h e a r td i s e a s ei so n eo ft h em a i nt h r e a t st oh u m a n h e a l t h d y n a m i c e l e c t r o c a r d i o g r a m ( d c g ) ，i e h o l t e rc a l lc o n t i n u o u s l yt r a c ep a t i e n t sh e a r ta c t i v i t yi n h i sd a i l yl i f e ，a n di se s s e n t i a lf o rc l i n i c a ld i a g n o s i so fh e a r td i s e a s e t od e v e l o ph i g h p e r f o r m a n c ed y n a m i ce l e c t r o c a r d i o g r a mm o n i t o ri s o fb i gs i g n i f i c a n c e t h ef a s t d e v e l o p i n ge m b e d d e ds y s t e ma l s op r o v i d e sp e r f e c tm e a s u r ef o rt h i sd e v e l o p m e n t t h et h e s i sp r e s e n t st h ed e s i g no fah o l t e rt h a ta d o p t sah i g hp e r f o r m a n c es e r i e 51m c uc 8 0 51f 3 2 0a st h ec o r eo ft h ea p p a r a t u s w i t ht h ed e s i g no ft h ec i r c u i t sf o r e c gs i g n a l sc o n d i t i o n i n ga n dt h eh u m a n m a c h i n ei n t e r f a c e s ，t h es o f t w a r ef o re c g s i g n a lp r o c e s s i n g ，a n a l y s i sa n dd i a g n o s i s ，o n eo ft h ef o c u so ft h et h e s i si so nt h e d e s i g no ft h eu s bi n t e r f a c et h a tf a c i l i t a t e st h ee c gd a t ae x c h a n g eb e t w e e nt h e h o l t e ra n do t h e rd e v i c e s t h ew o r kd o n ei sd e s c r i b e di nd e t a i l sa n di ti sh o p e dt op u tag o o db a s i sf o rt h e p r a c t i c a ld e v e l o p m e n t k e yw o r d s ：d y n a m i ce l e c t r o c a r d i o g r a m ；c 8 0 5 1 f 3 2 0 ；e c ga n a l y s i s ；u s b 插图清单 图2 1 心电图的形成过程4 图2 2 典型的心电图波形5 图2 3 损伤型心电图改变7 图2 4 冠状动脉供血不足7 图2 5 阵发性心动过速8 图2 6 心室颤动8 图2 7 心室扑动8 图2 8 生物放大器的输入回路1 l 图2 9 生物放大器的输入回路简化1 2 图2 10 心电采集电路1 4 图2 1 l 心电信号前置放大电路1 4 图2 1 2a d 6 2 0 结构与封装1 5 图2 1 3 心电监护仪前置放大电路1 6 图2 1 4 带通滤波电路1 7 图2 15 高、低通滤波的频率特性仿真l8 图2 16 带通滤波的频率特性仿真l8 图2 175 0 h z 陷波及其仿真l9 图3 1 心电监护仪系统结构2 0 图3 2d s l3 4 0 与单片机连接2 4 图3 3i i c 时序2 5 图3 4d s13 4 0 写模式2 6 图3 5d s13 4 0 读模式2 7 图3 6i i c 中断服务流程2 8 图3 7 液晶与单片机连接图3 0 图3 8 显示r a m 与显示屏的对应关系3 0 图3 9 显示r a m 区与显示屏的点映射图3l 图3 1 0 液晶操作时序3 l 图3 1 l 汉字显示流程3 2 图3 12 图形显示流程3 3 图4 1u s b 总线拓扑结构3 5 图4 。2u s b 通信模型。3 6 图4 3c h 3 7 5 芯片并行工作方式4 1 图4 4c h 3 7 5 芯片读写时序4 1 图4 5c h 3 7 5 与单片机的连接4 2 图4 6 写u 盘流程图4 6 图4 7 设备模式中断处理流程4 7 图5 1m i t - 一b i h 心率失常数据库文件的测试5 2 表格清单 表3 1d s l 3 4 0 引脚定义2 4 表3 2d s l 3 4 0 寄存器地址2 4 表3 3c 8 0 51f 3 2 0i i c 中断状态译码2 8 表3 4m z l 0 5 1 2 8 6 4 显示模块基本参数2 9 表3 5m z l 0 5 1 2 8 6 4 显示模块引脚2 9 表4 1c h 3 7 5 芯片引脚图4 0 表4 2c h 3 7 5 子程序库4 4 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作及取得的研究成果。 据我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他人已经发表或撰写 过的研究成果，也不包含为获得 金壁工业太堂 或其他教育机构的学位或证书而使 用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作了明确的说明 并表示谢意。 学位论文作者签名： 旌重签字日期：劢。夕年卿日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解金壁王些太堂有关保留、使用学位论文的规定，有权保留 并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘，允许论文被查阅和借阅。本人授权金 壁王些太堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检索，可以采用影印、 缩印或扫描等复制手段保存、汇编学位论文。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权书) 学位论文作者签名：温全 签字日期：加哆年卢月彩日 学位论文作者毕业后去向： 工作单位： 通讯地址： 3 导师签名： 辩明：叩仁月侈闺 电话： 邮编： 致谢 两年半的研究生学习生活转眼即逝，回顾几年的经历，深深感受到众 位师长、同学的关心和帮助。谨向所有关心和支持过我的老师和同学表示 衷心的谢意。 感谢我的导师张崇巍老师在我读研究生期间给予我的指导、关心和帮助， 在张老师的悉心指导下，我顺利地完成了研究生课题研究和论文的撰写。张老 师对科学的认真态度、诲人不倦的师长风范、虚怀若谷的学者风度是我学习的 榜样。张老师不但指导我领会科研的方法，还教导我如何做人，让我受益匪浅。 感谢电气学院的全体老师，他们的教诲为本文的研究提供了理论基础，并 创造了许多必要条件和学习机会；感谢其他各位朝夕相处的同学所给予的关 心和支持，并衷心地祝愿他们幸福、快乐；感谢家人对我的关心和鼓励， 我所取得的每一点进步都离不开他们的帮助。 最后，向审阅本论文的专家、教授致以深深的感谢! 作者：温全 2 0 0 9 年4 月 第一章绪论 1 1 动态心电监护的意义与技术进展 当今心血管疾病己成为威胁人类健康和生命的主要疾病之一，心脏病的死亡 率仍居首位。据统计，世界上平均每年约几百万人死于此类疾病，我国因心血 管疾病死亡人数约占总死亡人数的4 4 ，很多心脏病人是由于未及时发现病变延 误了治疗而最终导致死亡。因此，对心血管疾病的诊断、预防是当今医学界面 临的首要问题。尽早地发现心血管系统疾病征兆，及时地了解心脏病状况，对 疾病的预防和及时诊治具有重要的意义。 心电信号是最早应用于医学的人体生物电之一，如今医学界人士已经可以 通过对心电信号的分析研究对心血管相关病变作出预测和诊断。因此，及时准 确和完整地进行心电信号提取，并提供有效的辅助分析和诊断手段是一项重要 而有意义的研究课题。 常规心电图( e l e c t r o c a r d i o g r a m ，e c g ) 是病人在医院静卧情况下由心电图仪 记录下的心电活动，它是在心动周期内由心脏电生理变化引起体表的几个点上 记录几秒到几十秒电位差随时间变化的图形，目前国际通用1 2 个导联，反映了 额面和横面上的心电变化，可以从不同角度观察心脏的活动情况，是临床中对 心律失常、心肌梗塞、心室肥大、心肌炎等心血管疾病的重要诊断手段【i i 。 心脏工作受到诸多因素的影响，特别是环境( 如过热、过冷、噪声等) 和人 的精神状态( 如兴奋、悲哀、惊恐、烦躁、疲劳等) 都会诱发潜在的心脏病发作。 但由于人体心脏是持续而不间断地活动着，正常人2 4 d 时心搏次数达1 0 万次以 上，所以常规心电图在有限的时间内对心律失常等病的发现率是很低的，尤其 对很多病人在数天或数周内才发生一次的一过性心电异常变化更难记录。 记录下病人处于正常活动下的心电变化，就可捕获到初步和潜在的疾病信 号。这就是病人处于变动环境条件下的心电图动态心电图( d y n a m i c e l e c t r o c a r d i o g r a p h ，d c g ) t 2 1 。而通用心电监护系统( 如c c u ，i c u 等) 虽可进行长 时间连续地多参数监护，对重症病人起到有效的保护，但因为其功能结构复杂 而体积较大，不便院外携带使用，对广大院外患者，尤其是症状较轻的早期患 者不能进行及时准确地诊断，从而贻误诊治时机，疾病难以得到早期治疗和有 效控制。 因此，发展能进行2 4 d 时连续不断的动态心电监护系统，对心电进行记录 并可自动分析，为临床诊治提供有价值的诊断资料，对心脏疾病的早期发现和 心脏功能的评估具有十分重要的意义【3 1 。顺应这种需要，随着微电子和计算机 技术飞速发展，市场上已经推出了不同种类和档次的动态心电监护系统。 早在2 0 世纪三、四十年代，美国理学博士n o r m a njh o l t e r 就开始从事生物 信号的遥测技术，并于1 9 6 1 年成功研制出世界上第一台动态心电监护系统，并 开始应用于临床。此后他又进行了一些改进，于1 9 6 5 年推出世界上第一台商业 化h o l t e r 系统，使得d c g 技术成为检出定量心律失常、心肌缺血等心脏疾病的 重要而有效的方法，也使心脏病的早期诊断和治疗成为可能并很快在发达国家 得到普及1 4 1 。随后h o l t e r 技术开始围绕着分析速度、准确度、诊断范围三个方面 迅速发展。我国在七十年代末开始引进这项技术，并从大型医疗机构逐步向中 小医院普及，成为临床上心血管疾病诊断领域安全、实用、高效及准确的检测 手段。 六十年代，美国及其他一些发达国家开始建立冠心病监护病房( c o r o n a r y c a r eu n i t ，c c u ) 和加强护理病房( i n t e n s i v ec a r eu n i t ，i c u ) ，对病人进行长时间 连续监测和分析，有效地提高了工作效率和护理质量，大大降低了危重病人的 死亡率。但是，对于处于复杂环境、数量庞大的院外患者，i c u 和h o l t e r 等却无 法解决问题。随着技术发展，美国在7 0 年代成功研制出采用电话线传送心电图 的监测系统( t t m ) 1 5 1 。t t m 系统以是微计算机处理为核心的心电传输和心电数 据库管理系统，病人通过记录和发射器可随时向心电监护中心发送心电数据， 医生就可结合病人的心电异常变化和口述病情，为患者提供诊断和治疗意见， 从而方便了院外心脏病患者的长时间连续心电监护，使疾病得到有效预防和早 期治疗，大大降低了死亡率。近3 0 年来，随电子、计算机、特别是网络通信技 术的飞速发展，t t m 系统得到迅速的发展，心电监护参数日趋多元化，医疗机 构开始建立心电监护网络和数据处理中心，实现了中央集中监护、远程监护和 家庭健康监护等多种监护方式。与之对应的患者随身佩戴的便携式心电监护仪 也因此得到很大发展。 然而，可随身携带便携式心电监护仪却未能在我国很好普及，其原因如下： ( 1 ) 提供的心电监护功能和记录的信息有限；( 2 ) 其体积、重量、功耗等不尽如人 意，不便于病人使用；( 3 ) 与之配套的监护网络和心电数据处理中心不完善；( 4 ) 国外设备费用较为昂贵，普通患者难以承受。入世以来，随着国际交流合作深 入，为满足人们日益增长的高质量医疗健康条件需要以及与国际接轨，我国的 一些大型医疗机构也开始建立心电监护网络中心，心电监护逐步向网络化和家 庭化方向发展。而我国人口众多，医疗资源却有限，因此适时进行可随身携带 的动态心电监护仪的研制具有重大意义和应用前景。 1 2 论文工作的目标 通过以上分析表明，广大患者迫切需要一种功能强大、使用方便便携式心 电监护仪来及时准确的了解心脏状况，以便发现病变时及时就医，从而更好地 2 保护人们的身体健康。结合近年来电子、计算机、通信技术和医学的发展，本 文提出了一种便携式动态心电监护仪设计方法，使得该监护仪具有功耗低、体 积小、容量大，有良好的人机界面，可随身携带，全天候监护和记录，能实时 进行心电分析处理并产生异常报警特点，以满足患者的需要。本文将其分三个 模块来设计：心电采集模块、中央处理模块、监护仪u s b 通信模块。论文主要 工作如下： ( 1 ) 对比国内外研究现状，研究便携式监护仪的总体设计方案； ( 2 ) 研究设计心电数据采集模块： ( 3 ) 研究设计中央处理模块； ( 4 ) 研究心电信号的分析和处理方法； ( 5 ) 研究监护仪的u s b 通信接口： ( 6 ) 论文工作总结。 3 第二章心电图原理及其信号采集电路设计 心电是人体产生的生物电之一。根据生物电产生的机理，心脏的活动伴随着 电位的变化。由于人体的导电性能，心脏的电位变化能够传到人体表面，因此 在人体表面适当位置放置电极就可以记录心脏活动过程的电位变化、并经适当 处理，即可得到临床上有价值的心电数据。 2 1 心电图基础知识 2 1 1 心电信号的产生 心肌细胞未受到刺激( 处于静息状态) 时存在于细胞膜内、外两侧的电位差， 称为静息电位。静息状态时心肌细胞膜外排列一定数量带正电荷的阳离子，细 胞膜内侧排列有相同数量带负电荷的阴离子，因此，细胞膜外的电位高于膜内， 膜内电位约为9 0 m v 。这种以细胞膜为界，膜外呈正电位、膜内为负电位，并 稳定于一定数值的静息电位状态，称为极化状态。 心肌细胞在静息电位的基础上发生一次快速性的、可扩布性电位变化，称为 动作电位。当细胞膜表面受到一定强度刺激时，它的通透性发生改变，膜外的 阳离子大量进入膜内，于是膜内的电位高于膜外，由原来的9 0 m v 达到+ 3 0 m v 左右，这个过程称为除极。发生去极化后( 除极) ，细胞膜电位又恢复到原来的极 化状态的过程称为复极。 心肌细胞处于静息状态时， ：已瀚：卜矿q 一 扳他妖每 由于膜内、外电荷互不交流，并 矸钉千_ 不产生电流，细胞膜夕卜任何两点 ：删苎i i 啊 - - , ， 釉称摄 l h 矗圣麓_ od i 。 之间的电位都相等，没有电位 。一_ 差竺蔓竺竺警黧蛩要釜：嘞：卜也儿觥辨 生除极和复极的过程中会形成 一 皇竺兰：兰竖挚鎏：要苎竺：毒我几姚麓躐 不同部位放置电极，并连接到记 擀甲- 耋篓慧慧嚣焉善黼：卜a 儿撇肇 记录成曲线，即心电图【2 1 。心电 阳1 两一- 图的形成过程如图2 1 所示。 图2 1 心电图的形成过程 2 1 2 正常的心电图波形 如前所述，采用电极即可从人体表面记录出反映心脏兴奋活动的电生理变 化曲线，即心电图( e c g ) 。心电图反映了心脏兴奋( 除极) 的产生、传导和恢复过 程中的生物电变化。典型的心电图包括p 波，q r s 波，t 波，u 波，p r 间期， q t 间期，p r 段，s t 段等，它们各自具有其特定的生理意义。典型的心电图 4 波形如图2 2 所示： 图2 2 典型的心电图波形 所谓心博的一个周期，便是由窦房结发出电脉冲传递至左右心房，首先造成 左右心房的收缩( 即p 波部分) 。脉冲到达房室结( a vn o d e ) 后停滞约o 1 秒 ( p r 段) ，让血液充分流至心室。接着脉冲通过传递纤维传递至左右心室( q ) ， 造成左右心室收缩( r ) ，在一连串的电活动后心脏暂时静止，心室等待再极化 以恢复带负电状态( t ) ，从而完成一次心博。心室的去极化与再极化现象分别 为q r s 与t 部分。而心房仅有去极化的p ，没有再极化的波形，这是因为心房 再极化现象波形小且多半淹没在q r s 复合波形中。 1 p 波 1 ) p 波的形状和方向：正常的p 波形状是一个圆滑的小波，无双峰、切迹 和顿挫现象。 2 ) p 波的宽度：正常不超过0 0 1 秒。 3 ) p 波的振幅：直立的p 波高度正常不超过0 2 5 m v ，p 波过小一般无重要 临床意义。 2 t a 波 t a 波代表心房再极化过程中产生的电位变化。始于p 波后，方向与p 波相 反，波幅很低，约为0 0 5 - 0 1 m v ，持续时间为0 2 2 , - - - 0 。2 6 s ，经常被q r s 波所 掩盖而无法看到，故一般心电图上看不到t a 波。只有在房室分离或高度房室传 导阻滞时心电图中，常可清楚看到t a 波。 3 q r s 波群 q r s 波群代表左、右两心室去极化过程的电位变化。历时0 0 6 , - 一0 1 0 s 。典 型的q r s 波群包含三个紧密相连的波，第一个向下的波为q 波，其后向上的高 而尖的为r 波，继r 波之后的一个向下的为s 波。但是在不同导联记录的心电 图上这三个波不一定都出现，其波形和幅度变化也较大。 4 t 波 t 波代表心室再极化过程中的电位变化，是一个波形圆钝、占时较长( 0 0 5 - - 一 0 2 5 s ) 的波，波形的前肢较长而后肢较短。t 波的方向与q r s 波群的主波方向 5 一致，在r 波为主的导联中，t 波的幅度不应低于r 波的1 1 0 。 5 u 波 在t 波后0 0 2 - - - 0 0 4 s 可能出现的低而宽的波，其方向一般与t 波方向一致， 时间约为o 1 o 3 s ，波幅很小，应比同一导联的t 波低。u 波在肢体导联中不 易辨认，一般在胸导联中比较清楚。 6 p r 间期 由p 波起点到q r s 波群开始之间的时间，代表白心房除极开始至心室除极 的时间。正常成人为o 1 2 - - 0 2 0 s 。在幼儿及心率较快的情况下，p r 间期相应 地缩短：而经常进行体育锻炼的人，如职业运动员，其p r 间期较长，有的可 超过0 2 0 秒。 7 p r 段 从p 终点至q r s 起点之间的线段，一般p r 段与等电位线( 基线) 水平 相同。 8 s t 段 自q r s 波终点至t 波起点之间的线段，代表心室各部分己全部进入去极化 状态。心室各部分之间没有电位差存在，因此又恢复到基线水平。正常s t 上升 不应超过基线0 1 m v ，下降不应低于基线0 0 5 m v 。 9 q t 间期 从q r s 波群起点至t 波终点的时程，代表心室开始去极化至完全再极化到 静息状态的时间。这一间期的长短与心率密切相关。心率越快，q t 间期越短； 反之，则间期越长。正常成人的q t 间期为0 3 2 , - , 一0 4 4 s 。 2 1 3 人体疾病的心电表现 人体心脏的各种疾病都可以通过心电图表现出来，医生可以根据心电图的变 异判断病人的身体状况，对病人作出适当的治疗。比较常见的异常心电波形3 1 1 6 1 有： 1 心肌梗塞 心肌梗塞是指冠状动脉的一支或数支由于某种原因致急性严重狭窄或闭塞 引起的心肌急性缺血性坏死而言。从心肌电生理学角度来看，则是指心肌细胞 不能再被激励。心肌梗塞发生后，在心电图上产生一系列特征性的改变，对确 定诊断、指导治疗和估计预后均有很大帮助。由于心肌梗塞病变的程度不同， 可归纳为下述三种心电图改变： 1 ) 缺血型心电图改变 代表这一型的心电图表现为t 波倒置。倒置的形态表现为尖锐、对称，深度 甚至可达2 0 3 0 m m ，称为“冠状t 波”。这一型心肌损伤最轻心肌仅仅处于缺血状 态。由于心肌的除极过程并未受损，因此q r s 综合波无改变。 6 2 ) 损伤型心电图改变 如果缺血比较严重，或持续时间较久，使心肌进一步受损，则发生损伤型心 电图改变。由于心肌的除极过程仍无明显改变，故q r s 综合波仍然正常。此型 表现为s - t 段逐渐升高，倒置的t 波逐渐减小，以后t 波继续增高，直到与s - t 段 相合，构成一个弓背向上而高出基线的单向曲线。波形如图2 3 ： 人r 图2 3 损伤型心电图改变 3 ) 坏死型心电图改变 这一型心电图改变是由于心肌严重缺血，造成心肌坏死而不能完全恢复。心 肌的除极过程及复极过程都受到了损害。代表这一型的心电图改变为r 波倒置， 即，q r s 综合波主波向下。从受损而坏死的心外膜下记录的心电图j 圣q s 波形。 2 冠状动脉供血不足 冠状动脉供血不足绝大多数的病人是在冠状动脉粥样硬化的基础上，因饱 餐、激动、过度体力活动等因素引起冠状动脉痉挛发生暂时性心绞痛时，心电 图上才能出现一过性表现。由于心绞痛时，是有不同程度的心内膜下心肌损伤 和缺血，但尚未发生心肌梗塞，因而心电图上无q 波改变，却可有s t 段降低、t 波平坦或倒置。冠状动脉供血不足时出现的s t 段降低，常为整段平行下移( 水平 型) 或斜型下降( 斜降型) 。当下降超过0 5 m v 时，称为缺血型下降。图2 4 是冠状 动脉供血不足常见的s t 段和t 波的改变类型： l 、s _ t 段水平捌下肆 吸、s - t 段降低t 波傍置 i v ，t 镀低电平有切麓 图2 4 冠状动脉供血不足 3 阵发性心动过速 其一t 二, f g 表现为心率快( 多达1 4 0 1 8 0 次分) 而大致齐，q r s 波过宽、畸形，t 7 波与主波方向相反，一般看不见p 波。如有p 波，也是频率较慢反的，与q r s 波 无关联的窦性p 波( 房室分离) 。波形如图2 5 所示： 图2 5 阵发性心动过速 4 心室颤动 心室颤动是一种极其严重的心律失常症，常见于急性心肌梗塞、严重的心肌 病变，某些药物中毒和电击伤等。其心电表现为q r s 波群消失，代之以大小、 形状不一，快而完全不匀的波形，频率在2 5 0 5 0 0 次分，波幅较大。典型波形如 图2 6 所示： 图2 6 心室颤动 5 心室扑动 其心电图表现为快速而规则的室性异常心律，q r s 波群与t 波融合而无法分 辨，等电位线消失，形成快速、宽大的扑动波。 图2 7 心室扑动 6 室性停搏 其心电图表现为仅见p 波，或p 波也不见，心电图在一段时间内呈一水平线， 偶尔出现一次室性逸搏的q r s 波群。 7 房室传导阻滞 其心电图表现为室性自律心律r - r 问期增长( = 1 5 s ) ，q r s 可有畸变，或是 q r s 增宽。 2 1 4 依据心电图的诊断和措施 病人出现以上紧急异常情况时，检出这些特征性的心电图波形是决定仪器是 否能正确报警和及时给药的关键。根据医生的经验，以下列指标为报警或给药 的标准： 连续五次q r s 波群宽度达o 1 2 秒以上，且r - r 频率超过1 2 0 次s 提示心室 扑动或室性心动过速，需报警。 连续4 秒没有r 波出现，提示心室颤动或室性停搏，需报警。 8 连续5 次r r 频率小于4 0 次分( r r 间期 1 5 s ) 提示窦性停搏，窦房传导阻 滞，需报警。 连续5 次s t 段抬高大于0 2 m v ，提示急性心肌梗塞，需报警并立即自动 给药。 连续5 次s t 段压低大于0 1 m v ，或在原有基础上再压低0 0 5 m v ，提示急 性冠脉供血不足，需报警并立即自动给药。 2 2 心电信号的特点 2 2 1 心电信号的电气特性 一般电信号有三大特征：幅度、频谱、及信号源阻抗。作为生物电的心电信 号也如此： 1 微弱性 心电信号是自人体体表特定点处拾取的生物电信号，信号通常十分微弱，其 幅度一般不超过5 m v 。 2 低频特性 通常心电信号的频率较低，其频谱范围一般为0 0 5 1 0 0 h z ，频谱能量主要集 中在0 2 5 3 5 h z 之间。 3 高阻抗特性 作为心电的信号源，人体源阻抗一般较大，可达几k q 几十k o ，它将给 心电测量带来误差和失真。 4 不稳定性和随机性 人体是在内环境与外环境相适应的条件下维持其新陈代谢和生命。为适应各 种外环境的变化，人体内的各种系统的功能活动都在相互影响中不同地变化调 整着，以在内环境保持平衡。同时遗传等因数也造成人体的个体差异。由于人 体所处内外界环境在时空上的复杂多变性和个体差异，使得人体心电信号表现 处不稳定性和随机性。 2 2 2 心电信号的噪声 人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。采集心电信号时，会受到各种噪 声的干扰，噪声来源 7 1 通常有下面几种： 1 工频干扰 5 0 h z 工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由5 0 h z 的正 弦信号及其谐波组成。幅值通常与e c g 峰峰值相当或更强。 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，即病人与检测系 统的连接不好。其连接不好可能是瞬时的，如病入的运动和振动导致松动；也 9 可能是固定的，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；其持续时间一般约1 秒左 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 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。e c g 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3 0 h z 3 0 0 h z 范围内。 5 基线漂移和呼吸时e c g 幅值的变化 基线漂移和呼吸时e c g 幅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 h z ；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0 0 l o 3 h z 处基线变化幅度约为e c g 峰峰值的1 5 。 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，合理运用微处理器和计算机进行心律失常等的分析与 诊断。 2 3 心电信号采集调理电路技术要求分析 由于人体的心电信号有微弱、低频、易受干扰、不稳定、随机等特点，因此 对动态心电图的心电放大器的设计有很苛刻的要求。 1 增益 由于心电信号非常微弱，只有0 0 5 5 m v ，而心电放大器增益的常规设计要 求心电在正常输入时，即输入为l m v 时，输出电平达到1 v 左右，所以心电放 大器的放大倍数很高，为1 0 0 0 倍左右。 2 频率响应 由于人体心电信号的频谱范围为o 0 5 1 0 0 h z ，能量主要集中在1 7 h z 附近 1 0 而按照美国最新标准要求，动态心电图频带应不窄于o 6 7 4 0 h z f 引。所以，要求 心电放大器在此频率范围内必须不失真地放大所检测的各种心电信号，为了减 少不需要的带外噪声，心电信号用高通和低通滤波器来压缩通频带，同时必须 设计抗5 0 h z 工频干扰电路，经过这样的心电放大器心电信号才具有可靠的诊断 价值。 3 高输入阻抗 生物电信号源本身是高内阻的微弱信号源，通过电极提取呈现出不稳定的高 内阻源性质。信号源阻抗不仅因人而异、因生理状态而异，而且在测量时，与 电极的安放位置、电极本身的物理状态都有密切关系。源阻抗的不稳定性将使 放大器电压增益不稳定，从而造成难以修正的测量误差。理论上源阻抗是信号 频率的函数，电极阻抗也是信号频率的函数，变化规律都是随频率的增加而下 降。如果放大器输入阻抗不够高( 与源阻抗相比) ，就会造成信号低频分量的幅 度减少，产生低频失真。电极阻抗还随电极中电流密度的大小而变化。小面积 电极在信号幅度变化时，电极电流密度变化比较明显，相应电极阻抗会随信号 的幅值的变化而不同，即低幅值信号的电流密度小，电极阻抗大。在人体运动 的情况下，电极和皮肤接触压力有变化，并使人体组织液和导电膏中的离子浓 度发生变化，导致电极阻抗产生很大的变化，同时造成电极极化电压的不等。 这种变化相对于微弱的生物电信号来说，在放大器输出端产生极大的干扰。 图2 8 为包括电极系统的信号源和差动放大器输入回路的等效电路，图中各 符号和数值范围如下： 图2 8 生物放大器的输入回路 u 。生物信号电压； 尺r 。，r r ，人体电阻，数十欧姆至数百欧姆： 尺m r 。：电极与皮肤接触电阻，数千欧姆至1 5 0 k q ，于皮肤的干湿、 清洁程度以及皮肤角质层的厚薄有关； e ，丘电极极化电位，数毫伏至数百m v ； c s 。，c s ：电机与皮肤之间的分布电容。数皮法至数十p f ； c l ，c 2 信号线对地电容，长l 米的电缆线约数十p f ； 也。，吼：信号线的放大器输入保护电阻，通常小于3 0 k q ： 足，放大器输入电阻。 图2 8 可进一步简化为图2 9 ，其中 z s - = 尺r t + 丁；了石e 丽s i + 尺l 尺r - + r s - + r - z s ：= r r z + 了；了石r 丽s 2 + 尺z 足r ：+ 足s z + 尺： 图2 9 生物放大器的输入回路简化 粗略估计，与放大器输入端相连接的信号源内阻高达约1 0 0 k。这样，放 大器的输入阻抗应大于1 0 m q ，信号源内阻与放大器输入阻抗相比为1 1 0 0 ，上 述各种因素造成的失真和误差均可减小到忽略不计。例如，设放大器差模增益 为以，输出电压为砜，由图得到 u o 划s 百彘以 假设z s i = z s 2 = z s ，且z s 乙。( 乙：) ，所以 u 一一u 口u c m 三墼 厶j 如果z s 。和z s ：相差5k n ( 典型值) ，对于1 0 m v 的共模干扰电压，若希望限 制在1 0 一以下，则放大器输入阻抗应在5 m q 以上。 5 低噪声、低漂移 在心电放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。心电放 大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这都属 于白噪声，其幅值成正态分布。为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的 低噪声性能有严格的要求。所以在设计心电放大器时应尽量选用低噪声元件， 以降低噪声并进一步提高输入阻抗。 另外，温度变化会造成零点漂移，心电放大器基线漂移本质上是由于心电放 大器的输入端引入了直流电压增益的缘故，电极和皮肤间接触电阻、电极本身 电阻的变化和电极电位的改变都会增大基线漂移。漂移现象限制了放大器的输 入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大。而心电信号具有很低的频率成分， 为了能正常的测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。所以放大器应选用低 漂移、高输入阻抗并具有高共模抑制比的集成运放电路。 1 3 总的来说，动态心电图的心电放大器的设计有如下要求： ( 1 ) 增益为8 0 0 - 1 0 0 0 左右； ( 2 ) 频率响应为0 0 5 , - - 4 5 h z ； ( 3 ) 输入阻抗为5 1 1 0 mq ； ( 4 ) 共模抑制比大于8 0 d b ； ( 5 ) 低噪声、低漂移。 2 4 心电信号采集调理电路的设计 心电信号采集调理电路原理框图如图2 1 0 所示。从电极提取的心电信号经 导联传送到前置放大器，进行前置放大，经高低通滤波器后，由后级放大器放 大，再经陷波器进一步滤除5 0 h z 工频干扰，最后由a d 转换后送至单片机处 理。 图2 1 0 心电采集电路 2 4 1 仪表放大器工作原理 传统的心电信号前置放大电路为仪表放大器p i ，如图2 1 1 所示。运算放大 器a 1 与a 2 为同相比例放大器，输入阻抗很高，它对共模信号有很高的抑制比。 v o u t 图2 11 心电信号前置放大电路 由于电阻i 沁连接于这两个放大器的求和点之间，当一个差分电压加到仪表 放大器的输入端时，整个输入电压都呈现在l 沁两端。由于r g 两端电压等于v i n ， 所以流过r g 的电流等于v i n r g ，因此输入信号将通过放大器a l 和a 2 获得增 益并得到放大。然而须注意的是对加到放大器输入端的共模电压在r g 两端具 有相同的电位，从而不会在r g ，上产生电流。由于没有电流流过l 沁( 也就无电 流流过r 5 和r 6 ) ，放大器a l 和a 2 将作为单位增益跟随器而工作。因此，当 r 1 = r 3 ，i 匕= r 4 ，r 5 = r 6 时，共模信号将以单位增益通过输入缓冲器，而差分 1 4 电压将等于： 特吨一) ( 2 - j r 5 1 r i 2 2 4 2 基于a d 6 2 0 的前置放大与右腿驱动电路设计 传统的三运放电路设计需要确定共模抑制比严格对称的a 1 和a 2 ，电阻需 要严格匹配。现已有系列集成仪器放大器a d 6 2 0 、a d 6 2 3 等，这种器件将三运 放电路集成在一起，只需外接一个电阻，即可设置各种增益( 1 1 0 0 0 ) ，c m r r 大于9 0 d b ，省去了三运放电路设计中繁琐的器件选择工作。 a d 6 2 0 是单片的低功耗、高精度仪表放大器们。它在传统的三运放方式的 基础上作了一些改进，一是采用绝对值的校准，使用户仅有一个电阻就能对增 益进行准确的设定。二是单片结构和激光校准使电路元器件的匹配和跟踪特性 都非常好，保证了该电路固有的高性能。a d 6 2 0 能确保高增益精密放大所需的 低失调电压、低失调电压漂移和低噪声等性能指标，其内部结构与封装引脚分 布如图2 1 2 ： r g - l n 卅啊 - v l _ v 图2 1 2a d 6 2 0 结构与封装 a d 6 2 0 的输入三极管q l 和q 2 提供了高精度差分对双极性输入，通过 q 1 - a l - r 1 和q 2 a 2 r 2 回路的反馈电路使输入晶体管q 1 和q 2 维持了恒定的集 电极电流，从而加进了外部增益设置电阻r g 两端的输入电压，由此产生的差 分增益为 j g = ( r i + r 2 ) r g + 1 a 3 消去了所有的共模信号，从而得到相对于r e f 引脚电压的单端输出。内 部的增益电阻r 1 和r 2 都校准到绝对值2 4 9 k f l 这样使a d 6 2 0 只需一个外部 电阻就可准确设置1 1 0 0 0 的增益公式为 g - - - 4 9 9 kq 瓜g + l 其主要特性为： 仅需一个外接电阻即可获得1 1 0 0 0 内的增益，使用方便。 t附 吼 叫 妻 工作电源电压范围极宽，4 - 2 3 v , - d ：1 8 v 。 低功耗，最大电源电流仅1 3 m a 最大输入失调电压1 2 5 1 x v 最大输入失调温漂l l x v l c 最小共模抑制比为9 3 d b ( g = 1 0 ) 低噪声，输入电压噪声9 n v a d 6 2 0 的输入阻抗达1 0 g f ) ，其具有的高性能使得它很适合用于做生物电采 集系统的前置放大电路。 本设计所采用的前置放大电路如图2 1 3 图2 1 3 心电监护仪前置放大电路 考虑到心电信号中混杂着比其幅度大得多的直流信号，太大的前置级放大器 增益会影响电路的直流稳定性，为了保证前置放大器不工作在截止区或饱和区， 前置放大器的增益不能过大l 1 ，因此设计第一级的放大倍数为1 1 倍左右。 电路设计还采用了常用而有效的右腿驱动电路。右腿驱动电路的作用是为 了有效地抑制交流( 尤其是5 0 h z ) 共模电压的干扰，它由电阻网络( r 6 、r 7 、 r 8 ) 、低功耗运放t l c 2 2 5 4 组成。其工作原理是：人体的共模电压被两个求平 均数的电阻r 6 、r 7 检测出，送入右腿驱动放大器( r i 、c 1 、r 4 、t l c 2 2 5 4 ) 进行反相放大后反馈到右腿电极，这个负反馈有效地降低了共模电压。另外， 右腿没有直接与放大器的地相联，而联到t l c 2 2 5 4 的输出端，这样人体的位移 电流不流到地，而是流到运放输出端，对a d 6 2 0 来说也减小了其对共模电压的 拾取。该电路实际上是为进一步消除人体共模电压，采用t l c 2 2 5 4 组成的能消 除共模干扰的电压并联负反馈电路，常称为右腿驱动回路。采用右腿驱动电路， 可将5 0 h z 的共模干扰电压降低到l 以下。 该电路中采用的运算放大器为低功耗四运放t l c 2 2 5 4 【1 2 】。该器件具有满电 1 6 源电压幅度( r a i l t o r a i l ) 输出性能，这种特性对具有幅度的准确性有要求的电 路设计特别有价值。该种运放比现有的c m o s 运放具有更低的失调电压和功耗。 每个放大器仅需3 5 衅的电源电流，其供电电压可低至士2 2 v 。这种运算放大器 呈现高输入阻抗和低噪声，能很好地适应高阻抗源。 2 4 1 3 带通滤波及主放大 模拟滤波器和放大器