便携式心电图示仪研制.docx
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便携式心电图示仪研制
西南科技大学
毕业设计(论文)
题目名称:
便携式心电图示仪研制
年级:
■本科□专科
学生学号:
学生姓名:
指导教师:
学生单位:
技术职称:
学生专业:
教师单位:
便携式心电图示仪研制
摘要:
本设计是基于ATmega16L低功耗MCU便携式心电图示仪的研制。
根据人体心电信号的特征,设计性能优良的心电信号采集系统。
主体可分为四部分。
一是心电信号的采集放大部分:
包括前置放大、带通二阶模拟滤波器,50Hz陷波器,及二级放大部分。
二是心率处理电路:
选用电压比较器提取一个心电周期中的R波,检测上升沿个数以记录心率。
三是单片机的信号处理部分:
运用ATmega16L单片机对从前向放大通道及心率采集电路的输出信号进行处理。
四是用FYD12864-0402B液晶显示模块显示心电图及心率数据。
还设计了右腿驱动电路来进行抑制,这不仅减少了50Hz的工频干扰,也降低了周边环境可能造成的干扰。
本设计体积较小,且用干电池供电,易于用户随身携带。
关键字:
心电;信号采集;放大;ATmega16L;
TheDesignofPortableECGMonitoringDevice
Abstract:
ThedesignisengagedinthestudyingandmanufacturingofportableECGmonitordeviceanditssystembasedonATmega16Llowpowermicrocontroller.Accordingtothecharacteristicofhuman'sECGsignal,anexcellentECGsignalsamplingsystemwasdesigned.Themainbodycanbedividedintofourparts.Thefirstoneisthegatheringandenlargementoftheheartelectricalsignal,includingpre-amplification,bandpassanalogfilter,50Hzwavetrapandthelastenlargementcircuit.Thesecondoneisthecircuitwhichdealswiththeheartrate,itselectsthvoltagecomparatortocollecttheQRSwaveinonecycle,anddetecttherisingedgetorecordtheheartrate.ThethirdpartistheprocessingofsignalsofMCU,itdealswiththesignalswhicharefromthefrontenlargementchannelandtheoutputoftheheartrateprocessingcircuitwithATmege16L.ThelastpartistotaketheFYD12864-0402BtodisplaytheECGandthedataofheartrate.Italsodesignsarightlegtodrivethecircuitinordertocarryonthesuppression.Itnotonlyreducesthedisturbancecausedbythe50Hzworkingfrequencybutalsodropstheinterferencemaycausedbytheperipheralenvironment.Thevolumeofthisdesignissmall,alsobesuppliedpowerwiththedrybattery.It’seasytocarryalongforuser.
Keywords:
ECG,signalsampling;enlarge,ATmega16L
目录
第1章绪论1
1.1课题背景及意义1
1.2课题的现状1
1.3设计的主要内容2
第2章总体方案的设计思路3
2.1心电信号的病理学基础3
2.1.1心电信号及心电图的特点3
2.1.2心电导联5
2.1.3心电信号检测的干扰5
2.1.4干扰信号源和侵入途径5
2.2总体设计方案6
第3章硬件电路设计8
3.1前置放大电路8
3.1.1基于INA128的放大器设计9
3.2.2基于AD620的放大器设计10
3.2.3方案选择11
3.2.4右腿驱动电路13
3.350Hz陷波器设计14
3.3.1陷波器介绍14
3.3.2陷波器参数确定17
3.3.3双T陷波器电路仿真18
3.4带通滤波器设计19
3.4.1电路设计19
3.5.2参数确定22
3.5.3带通滤波器仿真23
3.5二级放大电路设计24
3.5.1二级放大原理24
3.5.2电路仿真24
3.6心率测试电路设计25
3.6.1心率测试原理25
3.6.2电压比较器25
3.6.3心率测试电路仿真27
3.7基于单片机的数据采集系统27
3.7.1ATmega16L特点27
3.7.2ATmega16L的I/O端口28
3.7.3键盘电路29
3.7.4显示单元31
3.7.5数据存储33
第4章软件设计34
4.1总体设计流程34
4.2系统初始化35
4.3键盘37
4.4A/D转换37
4.5菜单和心率显示38
4.6心电图显示39
第5章系统调试41
总结44
致谢46
参考文献47
附录148
附录249
附录350
第1章绪论
1.1课题背景及意义
英国学者W·哈维的“心脏运动论”开创了现代胜利学的篇章,他计算出心脏昼夜所博出的血量超出体重的几十倍。
1901年Willam·Einthoven发明了石英丝的心电电流计,从体表真实记录出心脏的电流活动。
1905年正式用于临床,记录出室上性阵发性心动过速。
1924年由此项发明,Einthoven获得了诺贝尔奖。
心电图(ElectroCardioGraphy,简称ECG)的临床应用已有百年的历史,由于和临床紧密结合,受到广大医务工作者的重视。
因为是无创检查,众多学者都不断进行理论和实践的探索,使其不断完善和提高,给予传统的检查方法心的生命。
心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一。
据统计,世界上每年平均有几百万人死于心血管疾病。
因此,对心血管疾病的诊断、治疗一直被世界各国医学界所重视。
及时了解人类心脏病的状况,对适时治疗、预防心脏病突发死亡。
1.2课题的现状
1957年,美国物理学家Holter首创了一种用磁带记录器对正常活动状态下的病人做长时间连续心电图记录的方法,开辟了时间全信息和环境全信息心电记录和诊断的新领域,从而在某种程度上弥补了常规心电图的不足之处。
这种长时间连续记录的心电图称为动态心电图(Dynamicelectrocardiogram简称DCG),它提供的长时间动态心电图记录对心率失常的检出、早期心血管病诊断、抗心率失常治疗的评价以及心率失常和生理关系的研究具有重要意义。
1961年,美国最先将DCG技术应用到临床,以后很快在发达国家得到普及。
自1978年我国开始引进此项技术以来,临床应用逐步深入,己从大医院逐步向中小医院普及,成为心血管疾病诊断领域中的实用、高效、无创伤、安全、准确及可重复性强的重要检查方法。
进入21世纪,医学电子仪器的发展趋势是:
1、高精度、高保真、快速实时显示。
2、加多功能、智能化、小型化和网络化。
3、处理特异性强的诊断与治疗相结合,监测技术向微观、微创、无创、快速、实时、动态性、整合性、可视化方向发展。
这些都将大大加快和提高心电信息高速公路速度,使其更加先进、充实、完善、实用,更好提高心血管病的诊断与治疗质量,将心电信息学数据、曲线、图像高保真、快速传送到己开通的心电信息高速公路,并逐步推广到各级医院。
目前国内市场上存在一些便携式心电图示仪,但是远远没有得到很好的普及,究其原因,存在以下几个方面:
1、市场上的产品几乎都是引进国外的技术,对便携式心电图示仪的开发国内尚处于起步阶段。
2、记录的心电信息极其有限,医生从中难以得到患者全面的心电信息,从而降低了医生对疾病诊断的正确率。
3、费用较为昂贵,动辄几千乃至上万元,一般的患者难以承受。
4、实时性、体积、功耗、重量等都不尽如人意,给患者在使用过程中造成诸多不便。
因此,心电图示仪系统的研制有重大深远的意义。
1.3设计的主要内容
基于ATmega16L低功耗MCU便携式心电图示仪的研制。
根据人体心电信号的特征,设计性能优良的心电信号采集系统。
硬件设计部分包括:
心电信号前置放大器,带通二阶模拟滤波器,50Hz陷波器,心率的采集处理电路,键盘电路,单片机控制电路及显示电路。
第2章总体方案的设计思路
2.1心电信号的病理学基础
2.1.1心电信号及心电图的特点
人体的心电信号(ECG)具有以下的显著特征:
信号源内阻高、频率低、信号微弱。
心电信号是一种淹没在许多较强的干扰和噪声(肌电干扰、工频干扰、放大器噪声及电极与皮肤之间的噪声等)中的,是信号源内阻高的微弱生物电信号,它的频率在0.05~100Hz之间,大小在10uV(胎儿)到5mV(成人)之间。
心脏是循环系统中重要的器官。
由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动,血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。
心脏在机械性收缩之前,首先产生电激动。
心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表,使体表不同部位产生不同的电位。
如果在体表放置两个电极,分别用导线联接到心电图机(即精密的电流计)的两端,它会按照心脏激动的时间顺序,将体表两点间的电位差记录下来,形成一条连续的曲线,这就是心电图[1]。
图
图2-1正常的人体心电图
正常的心电图如图2-1所示:
其中:
P波:
由心房的激动所产生。
前一半主要由右心房所产生,后一半主要由左心房所产生。
正常P波的宽度不超过0.11s,最高幅度不超过2.5mm。
QRS波群:
反映左、右心室的电激动过程,称QRS波群的宽度为QRS时限,代表全部心室肌激动过程所需要的时间。
正常人最高不超过0.10s。
P-R间期:
是从P波起点到QRS波群起点的相隔时间。
它代表从心房激动开始到心室开始激动的时间。
这一期间随着年龄的增长而有加长的趋势。
QRS间期:
从Q波开始至S波终了的时间间隔。
它代表两侧心室肌(包括心室间隔肌)的电激动过程。
QRS波群紧密相联,第一个是向下的Q波。
紧接着是向上、高而尖的R波,是此波群的主波。
最后是向下的S波。
波群的持续时间正常为0.06~0.1秒,代表心室肌兴奋扩布所需时间。
各波波幅在不同导联变化较大。
R波波幅0.4~2.4毫伏,Q波一般不超过0.3毫伏。
T波是心室复极过程中的电位变化。
代表心室兴奋后的恢复过程。
波幅0.1~0.8毫伏,时程0.05~0.25秒。
T波的方向与QRS波群的主波方向相同。
U波方向一般与T波一致,时程0.1~0.3秒,波幅0.05毫伏以下,其成因和意义均不清楚。
S-T段:
从QRS波群的终点到T波起点的一段。
正常人的S-T段是接近基线的,与基线间的距离一般不超过0.05mm。
P-R段:
从P波后半部分起始端至QRS波群起点。
同样,正常人的这一段也是接近基线的。
Q-T间期:
从QRS波群开始到T波终结相隔的时间。
它代表心室肌除极和复极的全过程。
正常情况下,Q-T间期的时间不大于0.04s。
S-T段从QRS波群终点至T波起点之间的线段。
为心室完全去极化的状态所占时间,此时心室各部位之间无电位差,故正常ST段与基线平齐[2]。
正常人的心电图典型值
P波:
0.2mV;Q波:
0.1mV;R波:
0.5~1.5mV;S波:
0.2mV;T波:
0.1~0.5mV;
P-R间期:
0.1~20.2S;QRS间期:
0.06~0.1s;S-T段:
0.12~0.16s;P-R段:
0.04~0.8s。
由于心脏在同一时间内产生大量电信号,因此可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢的电极,来检测心电信号,然后得到心电图。
本设计主要采用安放在人体四肢的电极来采集心电信号。
2.1.2心电导联
为了记录心电,将探测电极安置于体表相隔一定距离的两点,此两点即构成一个导联,两点的连线代表连轴,具有方向性。
临床常用的导联方式有肢体导联和胸前导联,肢体导联又有标准导联和加压单极肢体导联之分。
临床中广泛应用的是标准十二导联系统,分别记为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ三个标准导联,aVR、aVL、aVF三个加压导联以及V1-V6六个胸极导联。
其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ主要是反应左手、右手以及左腿任两电极间的电压差,无探查电极和无关电极之分,是双极导联。
双极导联就是拾取两个测试点的电位差。
aVR-V6是单极导联,就是拾取某一点相对参考的电位。
由一个无关电极和探查电极所组成,其P波明显,利于诊断心律失常(V1)和左前壁心肌缺血(V5、V6)。
标准导联的特点广泛地反映了心脏的大概情况,如:
后壁心肌梗塞、心律失常等,往往Ⅱ、Ⅲ导联可以记录到清晰的波形。
2.1.3心电信号检测的干扰
由于心电信号的微弱,并且存在于强大的干扰信号中,因此对心电放大器的设计,主要的任务就是抗干扰。
所谓干扰,就是除有用信号以外的噪声或受环境影响而使信号变化部分的总称。
随着电子技术的发展,检测装置小型化,而大量的信号电路采用低电平,工业控制环境现场条件恶劣,所以装置的抗干扰技术是我们在设计检测系统时所必须要考虑的问题。
干扰对电子系统产生了很大的危害:
在检测元件中,混入的干扰信号会使测量的数据产生误差,造成判断上的失误;在其它领域,如控制系统,干扰信号可能导致错误的操作。
因此,为了使电子系统正常工作,必须在电子系统中采用抗干扰技术[3]。
2.1.4干扰信号源和侵入途径
干扰类型通常按干扰产生的原因、噪声干扰模式和噪声的波形性质的不同划分。
按噪声干扰模式不同,分为共模干扰和差模干扰。
共模干扰和差模干扰是一种比较常用的分类方法。
共模干扰是信号对地的电位差,主要由电网串入、地电位差及空间电磁辐射在信号线上感应的共态(同方向)电压迭加所形成。
共模电压通过不对称电路可转换成差模电压,直接影响测量信号,甚至造成元器件损坏(这就是一些系统I/O模件损坏率较高的主要原因),这种共模干扰可能是直流、也可能是交流;差模干扰是指作用于信号两极间的干扰电压,主要由空间电磁场在信号间耦合感应及由不平衡电路转换共模干扰所形成的电压,这种直接叠加在信号上,直接影响测量与控制精度。
差模干扰在两根信号线之间传输,属于对称性干扰。
消除差模干扰的方法是在电路中增加一个偏值电阻,并采用双绞线[4]。
共模干扰是在信号线与地之间传输,属于非对称性干扰。
消除共模干扰方法包括:
1、采用屏蔽双绞线并有效接地。
2、强电场的地方还要考虑采用镀锌管屏蔽。
3、布线时远离高压线,更不能将高压电源线和信号线捆在一起走线。
4、采用线性稳压电源或高品质的开关电源(纹波干扰小于50mV)。
在该设计中,主要考虑的干扰有的来自设备内部和来自设备外部。
外部干扰与结构无关,取决于使用条件和外部环境;内部干扰则取决于系统结构和布局,生产工艺及电路设计等因素。
检测系统中出现的外部干扰可分为工业电网所引起的干扰以及自然界所引起的干扰。
自然界干扰一般是指雷击造成的过电压和过电流可达数千伏以上所产生的干扰或宇宙辐射的自由电磁波所导致的噪声。
在该设计中影响较小,可以暂时不考虑。
工业电网干扰主要是包括:
高电压回路及强电场产生的静电感应噪声;大电流回路及强磁场形成的电磁感应噪声;以及继电器、接触器、断路器、电磁阀等电器设备的吸合与释放所产生的开关噪声。
因此,在我们生活的环境中存在着大量的50Hz工频干扰信号,它处于心电信号的频带范围内,对心电信号的检测有很大的影响。
必须采用各种有效的方式对其进行抑制,该设计中选用50Hz的陷波电路。
另外,心电信号是人体自身产生的生理信号之一。
对于人体来说,体表还存在着其它的各种反应人体生命活动特征的不同生理信号。
例如:
肌电、脑电等,脑电和眼电等生理信号比较微弱,对心电的影响可以忽略。
而肌电信号的幅值比较大,而且和心电信号的频率有重合的范围,可能对心电的检测有一些影响[5]。
因此,检测中应该经尽量减少身体的活动,以避免肌肉收缩时产生干扰的电位信号。
2.2总体设计方案
系统的总体设计方案如图2-2所示。
显示部分
单片机控制部分
信号采集部分
键盘部分
图2-2系统的总体方案
在信号采集部分,分为四个模块:
1、前置放大环节:
从人体提取生理电信号;2、50Hz陷波器:
滤除工频干扰;3、二阶低通滤波环节:
正确滤出所需的低频信号;4、二级放大环节:
对整体的放大倍数调整至要求的倍数。
当采集到目标信号后,就可传送到单片机进行信号处理了。
单片机控制部分运用ATmega16L控制整个系统,显示部分则是用FYD12864-0402B液晶显示模块,键盘电路用于控制开始和结束。
第3章硬件电路设计
此系统的硬件部分由前置放大电路、共模信号抑制电路、50Hz陷波电路、带通滤波电路、二级放大电路、心率测试电路、键盘电路、单片机单元和显示单元组成如图3-1所示。
带通滤波电路
50Hz陷波电路
共模信号抑制电路
前置放大
生理信号
LCD显示
单片机
心率采集电路
二级放大电路
心电放大信号
电源
键盘
图3-1系统硬件组成
初步决定前置放大器的放大倍数在10倍左右,而在50Hz陷波器和二阶带通滤波器各设定一定的倍数放大,通过级联的方式,可以得到一个比较大的倍数,余下的倍数就用一个二级放大电路解决,初步认定可以达到1000倍的增益。
被放大的信号经过单片机控制然后在LCD上显示。
由于携带该图示仪的用户可能在工作单位、社交场合甚至野外或飞机上,所以该图示仪无法采用交流供电。
ATmega16L的工作电压为2.7~5.5V,AD620的工作电压为±2.3~±18V,集成运放LM324的工作电压为3~32V,FYD12864-0802B的工作电压为3.0~5.5V。
以上器件是本设计中用到的需电源的器件,综合考虑后,选择两节干电池构成3V直流电源给系统供电。
选择直流电源可以避免电源本身对系统的电磁干扰,使AD620对共模干扰具有很强的消除能力。
3.1前置放大电路
根据心电信号的特点,前置级应该满足下述要求:
1、高输入阻抗。
被提取的心电信号是不稳定的高内阻源的微弱信号,为了减少信号源内阻的影响,必须提高放大器输入阻抗。
一般情况下,信号源的内阻为100kΩ,则放大器的输入阻抗应大于1MΩ。
2、高共模抑制比CMRR。
人体所携带的工频干扰以及所测量的参数以外的生理作用的干扰,一般为共模干扰,前置级须采用CMRR高的差动放大形式,能减少共模干扰向差模干扰转化。
3、低噪声、低漂移。
主要作用是对信号源的影响小,拾取信号的能力强,以及能够使输出稳定[6]。
3.1.1基于INA128的放大器设计
一般说来,集成化仪用放大器具有很高的共模抑制比和输入阻抗,因而在传统的电路设计中都是把集成化仪器放大器作为前置放大器。
然而,绝大多数的集成化仪器放大器,特别是集成化仪器放大器,它们的共模抑制比与增益相关:
增益越高,共模抑制比越大。
而集成化仪器放大器作为心电前置放大器时,由于极化电压的存在,前置放大器的增益只能在几十倍以内,这就使得集成化仪器放大器作为前置放大器时的共模抑制比不可能很高。
有学者试图在前置放大器的输入端加上隔直电容(高通网络)来避免极化电压使高增益的前置放大器进入饱和状态,但由于信号源的内阻高,且两输入端不平衡,隔直电容(高通网络)使等共模干扰转变为差模干扰,结果适得其反,严重地损害了放大器的性能。
为了实现心电信号的放大,设计电路如图3-2:
图3-2采用INA128进行心电信号放大电路
前级采用运放A1和A2组成并联型差动放大器。
理论上不难证明,在运算放大器为理想的情况下,并联型差动放大器的输入阻抗为无穷大,共模抑制比也为无穷大。
更值得一提的是,在理论上并联型差动放大器的共模抑制比与电路的外围电阻的精度和阻值无关。
阻容耦合电路放在由并联型差动放大器构成的前级放大器和由仪器放大器构成的后级放大器之间,这样可为后级仪器放大器提高增益,进而提高电路的共模抑制比提供了条件。
同时,由于前置放大器的输出阻抗很低,同时又采用共模驱动技术,避免了阻容耦合电路中的阻、容元件参数不对称(匹配)导致的共模干扰转换成差模干扰的情况发生。
后级电路采用廉价的仪器放大器,将双端信号转换为单端信号输出。
由于阻容耦合电路的隔直作用,后级的仪器放大器可以做到很高的增益,进而得到很高的共模抑制比。
从理论上计算整个电路的共模抑制比为:
(3-1)
式中:
CMRTotal或CMRRTotal-放大器的总共模抑制比;CMR1-第一级放大器的共模抑制比;CMR2或CMR2-第二级放大器的共模抑制比;A1d、A1c、A2d和A2c-分别为第一级放大器和第二级放大器的差模增益和共模增益。
经过实际测量,图3-2所示的电路采用图中所给出的参数时,电路的共模抑制比在120dB以上[7]。
3.2.2基于AD620的放大器设计
AD620是一种只用一个外部电阻就能设置放大倍数为1—1000的低功耗、高精度仪表放大器。
尽管AD620由传统的三运放放大器发展规律而成,但一些主要性能却优于三运算放大器构成的仪表放大器设计,电源范围宽(±2.3V--±18V),设计体积小,功耗非常低(最大供电电流仅为1.3mA)因而使用于低电压、低功耗的应用场合。
图3-3是AD620的引脚图。
图3-3芯片引脚图
AD620有较低的输入偏置电流、较高的精度。
所以,把它用于精确的数据采集系统(如称重和传感器接口)是较理想的。
而且,由于AD620具有低噪音、低输入偏置电流和低功耗的特性,使它非常适合医疗仪器的应用系统(如ECG检测和血压监视)、多路转换器及干电池供电的前置放大器使用。
总的来说AD620有这样一些特点:
1、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;
2、只用一只外部电阻就能设置放大倍数,增益范围1~1000;
3、体积小,只有8个引脚;
4、低功耗,最大供电电流为1.3mA;
5、供电电源范围为±2.3~±18伏。
AD620的放大倍数由1和8脚之间的外接电阻电阻来确定。
其增益的计算方程式为:
G=
(3-2)
AD620由于体积小、功耗低、噪声小及供电电源范围广等特点,使AD620特别适宜应用到诸如传感器接口、心电图监测仪、精密电压电流转换等应用场合。
3.2.3方案选择
虽然INA128在抑制共模信号有独特效果,但由于心电放大考虑到多方面的理由,INA128受约束的条件也较多;AD620是一个很好的放大器,只要用一个外部电阻就可以进行1—1000的放大倍数
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