1、西安交通大學本科畢業設計（論文）摘 要PAGE VIPAGE IV論文(lnwn)題目：基于(jy)PSOC4的生物(shngw)電壓測試系統 學生姓名： 摘 要生物電是由生物的器官、組織和細胞在生命過程中發生的電位和極性變化引起的。一定的生理過程對應著一定的電反應。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。生物電所傳遞出的信息對于現代醫學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系，在臨床醫學中有重要的應用。因此本文選擇研究開發一種測量心電的新方法。首先，論文詳細介紹了關于心電的基礎知識，在此基礎上重點研究了測量心電

2、的模擬濾波放大電路的設計，該電路有效的放大了心電信號，濾出了主要的噪聲干擾，為心電采集模塊提供了能夠采集到的有效低噪信號。其次，詳細論述了以PSoC4為核心的下位機設計，主要運用了其模數轉換（A/D）模塊，完成對前端模擬電路濾波和放大后的心電信號的A/D轉換，將模擬心電信號轉換為數字心電信號；運用其UART串口模塊將數字心電信號傳輸到上位機。最后介紹了以 LABVIEW 為工具的上位機虛擬儀器開發，該上位機完成了對系統的控制、數據的接收和處理工作，并最終顯示處理后的心電圖。本系統采用上位機和下位機聯合工作的模式，對心電圖機的硬件和軟件設計進行了較為詳細的說明。 關 鍵 詞：心電信號；模數轉換（

3、A/D）；串口傳輸；PSoC4；LabVIEW西安交通大學本科畢業設計（論文）ABSTRACTPAGE 36Title: Design 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 activitie

4、s. And a certain physiological processes corresponding to a certain electric response. So we can infer whether the Physiological process of a life is right or not fromthe changes of bioelectricity. The information of bioelectricity is of great significance to the diagnosis of the disease in modern m

5、edical. More importantly, The ECG (Electrocardiogram) signal 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 metho

6、d to measure the ECG signal. Firstly, the paper introduces the 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 EC

7、G signal for the acquisition module. Secondly, the thesis states 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 transf

8、er the digital signal to up machine. At last, we use the LabVIEW 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 o

9、f the hardware and software design of ECG instrument. KEY WORDS: ECG (electrocardiogram); A/D (Analog-to-digital); UART; PSoC4; LabVIEW目 錄 STYLEREF 標題 1 * MERGEFORMAT 目 錄 TOC o 1-3 h z u HYPERLINK l _Toc389820278 1 緒論(xln) PAGEREF _Toc389820278 h 1 HYPERLINK l _Toc389820280 1.1 課題的研究意義(yy)與目的 PAGERE

10、F _Toc389820280 h 1 HYPERLINK l _Toc389820281 1.1.1 課題研究(ynji)的意義 PAGEREF _Toc389820281 h 1 HYPERLINK l _Toc389820282 1.1.2 課題研究的目的 PAGEREF _Toc389820282 h 2 HYPERLINK l _Toc389820283 1.2 心電測量系統的發展歷史與研究現狀 PAGEREF _Toc389820283 h 2 HYPERLINK l _Toc389820284 1.2.1 心電測量的發展歷史 PAGEREF _Toc389820284 h 2 H

11、YPERLINK l _Toc389820285 1.2.2 心電測量的研究現狀 PAGEREF _Toc389820285 h 3 HYPERLINK l _Toc389820286 1.3 課題的主要研究內容 PAGEREF _Toc389820286 h 4 HYPERLINK l _Toc389820287 2 心電研究的知識基礎 PAGEREF _Toc389820287 h 6 HYPERLINK l _Toc389820288 2.1 心電的產生機理 PAGEREF _Toc389820288 h 6 HYPERLINK l _Toc389820289 2.2 常規心電圖的各波段

12、形成和命名 PAGEREF _Toc389820289 h 7 HYPERLINK l _Toc389820290 2.3 常心電測量導聯體系分析 PAGEREF _Toc389820290 h 8 HYPERLINK l _Toc389820291 2.3.1 肢體導聯 PAGEREF _Toc389820291 h 8 HYPERLINK l _Toc389820292 2.3.2 胸導聯 PAGEREF _Toc389820292 h 10 HYPERLINK l _Toc389820293 2.4 心電信號的噪聲來源 PAGEREF _Toc389820293 h 10 HYPERLI

13、NK l _Toc389820294 3 前端模擬電路的設計 PAGEREF _Toc389820294 h 12 HYPERLINK l _Toc389820295 3.1 心電測量系統的主要性能指標 PAGEREF _Toc389820295 h 12 HYPERLINK l _Toc389820296 3.2 模擬濾波放大電路的設計要求 PAGEREF _Toc389820296 h 13 HYPERLINK l _Toc389820297 3.3 前端模擬電路的總體設計方案 PAGEREF _Toc389820297 h 13 HYPERLINK l _Toc389820298 3.4

14、 前置放大電路的設計 PAGEREF _Toc389820298 h 14 HYPERLINK l _Toc389820299 3.4.1 前置放大器的選擇 PAGEREF _Toc389820299 h 14 HYPERLINK l _Toc389820300 3.4.2 前置放大電路的設計 PAGEREF _Toc389820300 h 15 HYPERLINK l _Toc389820301 3.5 濾波電路的設計 PAGEREF _Toc389820301 h 16 HYPERLINK l _Toc389820302 3.5.1 高通濾波器的設計 PAGEREF _Toc3898203

15、02 h 16 HYPERLINK l _Toc389820303 3.5.2 50Hz陷波器的設計 PAGEREF _Toc389820303 h 17 HYPERLINK l _Toc389820304 3.5.3 低通濾波器的設計 PAGEREF _Toc389820304 h 18 HYPERLINK l _Toc389820305 3.6 主放大電路及升壓電路的設計 PAGEREF _Toc389820305 h 19 HYPERLINK l _Toc389820306 3.6.1 主放大電路設計 PAGEREF _Toc389820306 h 19 HYPERLINK l _Toc

16、389820307 3.6.2 升壓電路設計 PAGEREF _Toc389820307 h 19 HYPERLINK l _Toc389820308 3.7 電源電路的設計 PAGEREF _Toc389820308 h 20 HYPERLINK l _Toc389820309 3.8 本章小結 PAGEREF _Toc389820309 h 20 HYPERLINK l _Toc389820310 4 心電信號的數字(shz)處理及傳輸 PAGEREF _Toc389820310 h 21 HYPERLINK l _Toc389820311 4.1 PSoC概述(i sh) PAGEREF

17、 _Toc389820311 h 21 HYPERLINK l _Toc389820312 4.1.1 PSoC的基本(jbn)特點 PAGEREF _Toc389820312 h 21 HYPERLINK l _Toc389820313 4.1.2 PSoC總體結構 PAGEREF _Toc389820313 h 21 HYPERLINK l _Toc389820314 4.1.3 PSoC 處理器及存儲器介紹 PAGEREF _Toc389820314 h 22 HYPERLINK l _Toc389820315 4.1.4 PSoC 可編程系統的數字系統和模擬系統 PAGEREF _To

18、c389820315 h 23 HYPERLINK l _Toc389820316 4.1.5 PSoC 的系統資源 PAGEREF _Toc389820316 h 24 HYPERLINK l _Toc389820317 4.1.6 PSoC的一般開發流程 PAGEREF _Toc389820317 h 24 HYPERLINK l _Toc389820318 4.2 A/D(模數轉換) PAGEREF _Toc389820318 h 25 HYPERLINK l _Toc389820319 4.2.1 SAR ADC簡介 PAGEREF _Toc389820319 h 25 HYPERLI

19、NK l _Toc389820320 4.2.2 SAR ADC模塊的參數選擇 PAGEREF _Toc389820320 h 25 HYPERLINK l _Toc389820321 4.2.3 SAR ADC模塊的API函數 PAGEREF _Toc389820321 h 26 HYPERLINK l _Toc389820322 4.3 PSoC與PC串口通信 PAGEREF _Toc389820322 h 27 HYPERLINK l _Toc389820323 4.3.1 UART模塊簡介 PAGEREF _Toc389820323 h 27 HYPERLINK l _Toc38982

20、0324 4.3.2 UART模塊的參數選擇 PAGEREF _Toc389820324 h 28 HYPERLINK l _Toc389820325 4.3.3 UART模塊的API函數 PAGEREF _Toc389820325 h 28 HYPERLINK l _Toc389820326 4.4 PSoC程序設計 PAGEREF _Toc389820326 h 29 HYPERLINK l _Toc389820327 4.5 本章小結 PAGEREF _Toc389820327 h 29 HYPERLINK l _Toc389820328 5 上位機軟件設計 PAGEREF _Toc38

21、9820328 h 30 HYPERLINK l _Toc389820329 5.1 虛擬儀器概述 PAGEREF _Toc389820329 h 30 HYPERLINK l _Toc389820330 5.1.1 虛擬儀器的概念 PAGEREF _Toc389820330 h 30 HYPERLINK l _Toc389820331 5.1.2 虛擬儀器的特點和優點 PAGEREF _Toc389820331 h 31 HYPERLINK l _Toc389820332 5.2 LabVIEW概述 PAGEREF _Toc389820332 h 31 HYPERLINK l _Toc389

22、820333 5.2.1 LabVIEW簡介 PAGEREF _Toc389820333 h 31 HYPERLINK l _Toc389820334 5.2.2 LabVIEW的優點 PAGEREF _Toc389820334 h 32 HYPERLINK l _Toc389820335 5.3 LabVIEW程序設計 PAGEREF _Toc389820335 h 32 HYPERLINK l _Toc389820336 5.4 實驗結果 PAGEREF _Toc389820336 h 35 HYPERLINK l _Toc389820337 5.5 本章小結 PAGEREF _Toc38

23、9820337 h 36 HYPERLINK l _Toc389820338 6 結論與展望 PAGEREF _Toc389820338 h 37 HYPERLINK l _Toc389820339 6.1 工作結論 PAGEREF _Toc389820339 h 37 HYPERLINK l _Toc389820340 6.2 工作展望 PAGEREF _Toc389820340 h 37 HYPERLINK l _Toc389820341 參考文獻 PAGEREF _Toc389820341 h 38 HYPERLINK l _Toc179470332 致 謝39 STYLEREF 標題

24、1 n * MERGEFORMAT 5 STYLEREF 標題 1 上位(shn wi)機軟件設計PAGE 41緒論(xln)心臟是人體血液流動循環的動力源，心臟的跳動是生命存活的重要(zhngyo)標識，心臟的運動規律是能反映人體生命活動是否正常的重要生物體征之一。周期性的電活動和機械活動共同組成了心臟的規律運動，通常，在每個心周期活動中，電活動先于機械活動。心電信號是一種(y zhn)典型的生物電信號，它客觀的反映了心臟電活動的諸多特征，心電信號中包含了相位、振幅、，頻率、時間差等信息，是一種易于測量的生物電信號，帶有較強的規律性。因為心電信號可以從不同的層次和角度反映心臟的運動狀態，從而

25、可以從心臟的狀態反映生物的生命健康狀態，所以心電信號對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踐價值。如何獲取清晰的心電信號并對其進行分析一直是醫學工程領域一個極其重要的研究分支，這一研究技術要求較高，是一個復雜且困難的工程，涉及到基礎的生物研究，微弱信號的抗噪抗干擾技術，以及復雜的甚至智能的數字信號處理等多領域，要取得顯著進步，不但依賴于生命科學的發展和臨床中的實踐總結，也依賴于相關學科領域的發展。自從1903年臨床醫學引入心電圖作為輔助診斷和治療疾病的重要信息來源以后，其作用顯著，促使生物醫學和工程學對于心電信號的記錄、處理、診斷識別等技術都得到了飛速的進步與發展，留下了許多豐富

26、的經驗和權威的資料。隨著生物醫學與生物工程學的進一步發展，人們希望得到更加準確的心電信號，并從中獲得更多的生物信息，當前，有關心電的檢測、心電信號的處理等方向依然是生物醫學工程界研究的重點方向。課題的研究意義與目的課題研究的意義目前，據權威機構統計，我國每年大約有300萬人死于心血管疾病，大約占總亡人數的百分之三十。在人口眾多的我國，醫學技術相對落后，醫療器械和藥物匱乏，醫療基礎設施建設還相當不完善，導致許多心血管疾病患者不能及時發現及時治療，導致心臟病成為危害我國國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，現代醫學和相關科學越來越重視和心臟病相關的診斷和治療的研究。為了

27、預防和提早發現心臟病，及時了解心臟的健康狀況具有重要意義?，F在，我國大多數醫院檢查心電的主要儀器是心電圖機。醫生可以根據心電圖機得到的心電圖（常規心電圖或向量心電圖），通關觀察病人心電波形的變化規律和各個波群之間的相關關系來診斷病人病情，從而獲得快速的準確的心電波形，可以幫助醫生正確的診斷疾病，及時了解病情，制定正確的治療方案，所以心電測量系統的研究具有重要的意義。課題(kt)研究的目的 目前(mqin)，國內生產的心電圖機與國外生產的心電圖機相比(xin b)，性能上存在較大的差距，雖然國產的機器在費用方面比較占優勢，但是受性能的局限，我國國內各大醫院使用的心電圖機都是發達國家進口的，雖然進

28、口機器性能上較好，但是價格頗高，導致高性能的機器并不能被小醫院或者診所采用，而這些場所同樣有人數眾多的患者就醫，這導致醫生并不能在心血管疾病的初期發現疾病，從而幫助患者贏取寶貴的就醫時間，這一現象在醫療資源并不豐富的農村地區更為嚴重?；谝陨锨闆r，開發出一種成本低廉，性能優越的心電圖機意義顯得尤為重要，本課題正是基于這點從事研究一種基于虛擬儀器的心電圖機。該機器具有三個模塊：模擬數據濾波放大模塊、數據轉換和傳輸模塊、數據處理和顯示模塊。該心電圖機將大大降低成本，使得心電信號測量技術能夠普及，推進國產相關產業發展，幫助國民維護身體健康。隨著智能手機的普及，將開發出的虛擬儀器轉接到手機上，使有需要

29、的病人能夠不受時間和地點的檢測自己的心電圖，這一點是完全可以實現的?？紤]到智能手機的通信功能，病人還可以將自己的心電圖傳輸給專業的醫護人員進行診斷。與傳統心電圖機相比，虛擬心電圖機具有很多優點，如表1-1所示。表1-1 傳統心電圖機與虛擬心電圖機對比傳統心電圖機虛擬心電圖機開發與維護費用費用高費用低技術更新周期長短關鍵組成硬件軟件價格昂貴低廉儀器功能功能集成固定功能開放，可升級互聯能力能互聯設備有限與網絡和其他設備互聯便捷心電測量系統的發展歷史與研究現狀心電測量的發展歷史 18世紀后期，意大利外科學教授伽伐尼在青蛙的解剖實驗中，發現用電刺激青蛙的神經會使青蛙的腿收縮。這一發現證明神經沖動是由電

30、傳導的，這一基本理論成為了電生理學的基礎。 19世紀80年代,Willler開創了人類記錄心電圖的里程碑，他運用毛細血管靜電計成功的把人體心電圖波群進行了掃描記錄。 20世紀30年代，美國大學教授威爾遜研究Eintnoven方程發現肢體導聯對的三個電機的瞬時電壓和是O。在此理論基礎上創立了零電位中心電端理論，形成了單極導聯記錄技術。此后，逐漸形成了目前國際公認的12導聯心電圖體系（靜態心電圖）。靜態心電圖理論技術成為了其他心電檢測記錄技術的基礎。 1957年，動態(dngti)心電圖被美國物理學家Holter成功(chnggng)研發，應用該技術(jsh)可以病人的心電得到長時間的記錄，彌補了

31、常規心電圖受制于時間和環境的不足。該技術很快被應用到臨床，并在多個國家得到了普及。20實際后期，由于通信技術和電子技術的發展，心電圖測量儀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行傳輸。心電測量的研究現狀由于電子技術和信息技術的不斷成熟發展，醫療系統的發展也受到了這些技術的帶動，電子和通信技術在醫療體系中的應用也越來越深入。目前，在歐洲和美國等發達地區，心電監測系統正朝著家用化，微型化和遠程監護的方向發展。從上世紀80年代開始，國外先后出現了利用電話線和數字式電話傳輸心電信號的研究。這一系列研究首先被運用到孕婦，老人，重癥患者這些群體，以實現方便快捷的測量出對象

32、的生理體征，從個人在緊急時刻提供及時的救治和幫助。進入21世紀以后，人們對于生活品質的要求不斷提高，對于身體健康要求的訴求也不斷增加，為了滿足市場需要，美國和歐盟都開始投入巨資進行遠程醫療監護系統的研究。國內外的電子公司也紛紛進入該市場，開發出了一系列多類型的心電監護產品，在亞洲地區，日本在這方面也做了很大的研究，日本公司SONY和東芝研發的產品先后在醫療市場占領一席之地，但是產品售價均不菲。總的來說，心電監護在國外正朝著以下方向發展：向微型化方向發展；像植入式多通道發展；從有線傳輸到無線傳輸的方向發展；向實時化全天候的方向發展；在國內，心電監測系統方面的研究較為落后與歐美和日本等國家，相關的

33、研究發展的時間不長，研究的起點也比較高。但是隨著中國在科學技術和經濟基礎上的不斷發展，人民對于健康的訴求越來越高，心電監測等監護產品的市場需求越來越大，性能要求上也有了較大的提升。產品的應用逐漸普及，開始從專業醫療單位走向普通家庭，從儀器大型化到小巧化，使用復雜化到簡易化，通訊多端化的方向發展。清華大學在1994年研制的家庭心電和血壓監護網絡系統就是一個成功案例，該系統可以實現報警，長時間記錄心電和發送信號的功能。2005年06月，全國首家心電遠程監護中心在山東得到成功研發，只要在患者身上安裝遠程的微型的發射機，該中心可以對患者進行24實時的監護，當監護中心接收到的心電發生異常時，該中心就可以

34、將心臟的健康信息反饋給患者，這樣患者就可以根據信息盡早發現疾病并盡早就醫，這對于常發性心血管疾病患者尤為重要。目前。國內有很多機構和公司也在進行便攜式心電監護儀的研發，實現了技術到產品的轉化，產品正逐步走向市場。但是不得不注意，具有完全自主研發能力的機構在其中是很少的?？傮w上說，我國心電監護方面的研究還比較落后，生產的產品(chnpn)在性能上還有較大(jio d)的提升空間。但是國內市場需求巨大，較多的購入產品來自進口。國內有很多生產(shngchn)相關產品的廠家，但是具有完全自主研發能力的廠商較少，不具有核心的生產技術。但是隨著社會主義經濟的建設發展和科學技術實力的發展，我國在心電監護及

35、其深入的研究方向領域有著強大的潛力和實力。綜上所訴，國內外在心電監護方面的研究都有投入較大的人力和物力，隨著人們對身體的健康越來越重視，相關領域的研究和發展情景廣闊。課題的主要研究內容心電信號采集和處理系統主要分三個部分：前端模擬電路部分PSoC4部分LabVIEW 部分 系統框圖如圖1-1所示：裝有LABVIEW的PCPSOC模塊前端模擬電路電源圖1-1 系統框圖前端模擬電路部分這部分的主要功能是對心電傳感器檢測到的微小心電信號進行放大和濾波。這是因為體表檢測到的電信號極其微弱，具有電壓低，電流小，容易受噪聲干擾的特點。信號的以上特點決定了放大器要有放大倍數很大，但是噪聲系數很小，以及輸入阻

36、抗要高的特點。并且由于體表心電電流太小，所以測量線路應盡量采用屏蔽干擾的措施，減少測量環境里面的電子干擾。2） PSOC4部分 PSOC4是賽普拉公司開發的片上可編程系統的系列之一，它有許多可編程的模擬模塊和數字模塊。 模擬模塊(m kui)：ADC（模數轉換），DAC（數模轉換，濾波器，比較器， CapSense 等 數字模塊(m kui)：時鐘，PWM，API,UART,計數器等 PSOC具有開發靈活，方便易用的特點，設計平臺靈活，從而(cng r)可以達到減少開發周期，提高設計效率和降低開發成本的優點。 在本文中，我們將運用PSOC來對前端模擬電路傳遞的心電模擬信號進行AD轉化，將模擬心

37、電信號轉換為數字心電信號；再通過其UART串口模塊將數字心電信號傳輸到上位機進行數字處理。3） LABVIEW部分 LabVIEW是由美國國家儀器（NI）公司研制開發的一種程序開發環境，類似于C和BASIC開發環境，但是LabVIEW與其他計算機語言的顯著區別是：其他計算機語言都是采用基于文本的語言產生代碼，而LabVIEW使用的是圖形化編輯語言G編寫程序，產生的程序是框圖的形式， LabVIEW軟件是NI設計平臺的核心，也是開發測量或控制系統的理想選擇1。 LabVIEW開發環境集成了工程師和科學家快速構建各種應用所需的所有工具，旨在幫助工程師和科學家解決問題、提高生產力和不斷創新。 在課題

38、中，我們用labview的VISA串口設置讀取經PSOC 處理過的經UART串口傳輸上的數字心電信號，經過數字濾波，然后將數據轉換為波形顯示在窗口。從而我們就獲取了清晰的心電信號的波形圖，相關的醫護人員就可以根據心電波形分析診斷病人病情。心電研究的知識(zh shi)基礎在心臟有規律的做舒張和收縮的運動過程中，心臟的肌肉細胞(xbo)產生動作電位，此動作電位綜合而成為了心電。一般心臟在收縮(shu su)動作前會現有電激動，大約在20ms到70ms后，產生機械的收縮活動，動作電流就是由心臟的電激動產生的。人體的身體結構類似于一個好的容積導體，因此由心臟產生的動作電流可以傳輸到人體的各個身體部位

39、，在這個基礎上，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用導線傳至心電圖機，就可以在心電圖機上顯示電流曲線，即心動電流圖，也就是常說的心電圖。 心電的產生機理心臟的心肌細胞會在除極和復極的過程中，帶電的正負離子會在細胞膜內外進行選擇性的定向運動，從而在細胞膜的表面就形成了電位的變化，這種電位變化在已經除極的細胞膜表面和尚未除極的細胞膜表面就產生了相應電位差，最終產生了電離子流動，形成了生物電信號2。下面將詳細闡述單個細胞的生物電的產生過程。極化階段在心臟未受到任何較強的刺激的條件下，心臟的肌肉細胞一般是處于一種靜止狀態，細胞膜外部不存在電流。在靜止條件下，心肌細胞的細胞膜外部帶有

40、正離子，且分布均勻，而在細胞膜的內部則相對應的存在著等量的負離子，且也均勻分布排列，當細胞膜內外的正負離子處于這種排列狀態時，我們就稱這個狀態為極化狀態。在極化狀態下，雖然細胞膜外仍然有正離子，但是由于正離子排列分布均勻，細胞膜各點間并不產生電位差，就不會形成帶電離子的流動。在此時，用電極檢測生物電信號，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。除極階段在心肌受到較強刺激的條件下，心肌細胞的細胞膜對于帶電離子的選擇性發生了變化，使得膜外的正離子融入細胞膜內部，相應的負離子流向細胞膜外，從而使得細胞膜帶電性成為外負內正，原來的極化狀態消失，這個過程就叫做除極。在細胞膜外，已經

41、除極化的部分分布負離子，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。從而在細胞膜表面就出現了流動方向與除極化方向一致的電流。當整個細胞的除極化完成，細胞膜內部就帶正電離子，細胞膜整個帶負電離子，且這些離子均勻的分布在細胞膜的內外兩側，同側間的不同部分講不存在電位差，如果再電極檢測細胞表面電流，將得到另一條等電位線。復極階段在心臟的心肌細胞除極后，心肌細胞內的正負電荷分布又將從新回到除極前狀態，細胞膜外分布正離子，細胞膜內分布負離子，這一過程就叫做復極。一般來說，先除極的部分(b fen)總是先復極，從而復極的部分和發生了除極的部分間又將出現電位差，從而導致新的電

42、流的產生(chnshng)，但是這次產生的電流的流動方向與除極方向相反。所以，若用檢測電極在細胞膜同一部位檢測電流，將發現復極電流和除極電流方向相反(xingfn)。但是由于復極過程相比除極過程慢，復極電量也比較分散，所以負極電流的波形將呈現出波形較寬，而幅值較低，波形遠鈍的特點。 常規心電圖的各波段形成和命名 正常心電活動始于竇房結，興奮心房的同時經結間束傳導至房室結（激動傳導在此處延遲0.050.07s），然后循希氏束一左、右束支一普肯耶纖維順序傳導，最后興奮心室。這種先后有序的電激動的傳播，引起一系列電位改變，形成了心電圖上的相應的波段，如圖2-1所示14。圖2-1 常規心電圖的波形組成

43、臨床心電學對這些波段的名稱進行了統一規定：P波P波是正常的心動周期中出現得最早的，它是心房除極過程產生的，P波代表了心房的激動，前半部分波形代表右心房的激動，后半部分則表示了左心房的激動；它的波形較小，通常呈圓鈍行，有倒置，直立，低平等狀態。P-R間期 前中后結間束傳導激動到達房室結。PR期間的形成主要是因為激動在房室結傳導的速度比較緩慢。如果激動由心房傳導到心室時出現了阻滯，那么PR間期就會被延長，或者在P波后會看不到心室波。QRS波群 心室的除極過程(guchng)產生了QRS波群。它是由激動先后沿著經希氏束、左右束支同時觸發左右心室產生。當QRS波群出現波形變寬，時間(shjin)延長和

44、波形發生變化時，則有可能是因為心臟的左右束支的傳到受到了阻礙或者(huzh)心室過于肥大。ST段 ST段表示了心室的除極已經完成，但是心室負極還沒有開始的這一段間隔。既然心室的除極已經全部完成，那么這是心室的細胞間的電位差就消失了，及ST段應該處于基線上。當ST段出現了電位偏移的時候往往可以反映出心臟的局部出現了缺血和壞死的情況。T波 T波是心室復極的過程中產生的。它的波形和P波比較相似，都表現出波形圓鈍、時間較長的特點，也有倒置、低平和直立等形態。影響T波形態的因素比較多。Q-T間期 Q-T期間表示了心室由除極狀態到復極狀態的變化。惡性的心率失常反映在心電圖上往往表現為QT期間的時間延長。常

45、心電測量導聯體系分析一般采用體表電極檢測心電信號，大部分電極為金屬質地。在皮膚和金屬電極間有一個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轉換為金屬電極里電子的流動，從而實現了電流的測量。為了避免測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，常常還可以優質的導電膏涂抹在電極上以增加導電效果。所謂的導聯，就是將心電測量電極置于人體特定的部位，用導線將心電電極與心電圖機連接起來。不同的導聯區別在于連接方式和測量部位的差異。目前常規心電圖采用的是是12導聯，這種

46、導聯方式在臨床中應用最為廣泛，它包括了胸導聯和肢體導聯。實際上，肢體導聯和胸導聯在測量心電圖上沒有本質區別，它們只是選擇測量的身體部位不同而已，當然不同的測量部位信號的強度會有細微的不同，所以只要能正確的使用胸導聯或者肢體導聯，獲得正確的心電圖，都能幫助醫護人員對病人進行診斷。當然，12導聯所反映出來的信息更為全面，能夠幫助更為全面的了解心臟的健康狀況5。 肢體導聯由于連接方法方法的不同，肢體導聯有6種不同的導聯，但是都將測量電極 放在三個不同的部位：左上肢（L），右上肢（R）和左下肢（F）。1） 雙極肢體導聯雙極肢體導聯是利用不同肢體間的電位差信號(xnho)來測量人體表心電信號的，習慣上也

47、把雙肢體(zht)導聯叫做(jiozu)標準 = 1 * ROMAN I， = 2 * ROMAN II， = 3 * ROMAN III導聯。其三種連接方式見圖2-2 。圖2-2 標準導聯的連接方式加壓單肢體導聯單導聯的連接方式是選擇將正極測量點放置在人體的左上肢，右上肢或者左下肢，而負極連接于零電位（無干電極），這樣測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著一個500M的電阻，并把他們連接在一個共同的點上，由于連接點的電位非常小，就可以把它近似為零電位，這樣就形成了無干電極但是單導聯存在著測量信號較小不容易辨識的特點，人們繼續研究

48、就得出了加壓但肢體導聯的方式。采用加壓但肢體導聯可以使測量得到的電壓幅值增加近一半，使得信號更容易辨識了。圖2-3表示了正極分別置于右上肢，左上肢，和左下肢的導聯情況。圖2-3 加壓單極(dn j)肢體導聯的連接方式胸導聯胸導聯也是一種單機導聯的方式(fngsh)，這種導聯方式可以幫助探測心臟某一特定區域的電位(din wi)變化。心電信號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。胸導聯常見有6個測量位置，由于胸導聯測量的距離離心臟較近，獲得的新點波形瀆職較大，在臨床上能夠幫助醫生便于診斷。圖2-4胸導聯連接方式與檢測電極位置心電信號的噪聲來源心電信號是一種比較微弱

49、的生物電信號，它的信噪比較低。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源，從而好從實踐中減少檢測心電混雜的噪聲。1.50Hz工頻干擾 主要由人體的對地分布電容引起的，與環境關系較大，其組成包括了50Hz及其諧波，其能量大小幾乎與心電信號相當。2.電極接觸噪聲 主要由于電極與體表的接觸不良，也可以說是病人與測量系統的連接不穩定。這種不穩定可能是病人無意的動作引起，也有可能是電子線路器件或者開關等的連接不穩定，它通常會產生持續時間比較短的脈沖干擾，但是情況不

50、好的條件下，短時間內可能多次出現。3.人為運動 人為的運動會短時引起(ynq)基線的改變，這種變化常常是毫伏級別的變化，具體(jt)大小和動作的大小快慢有關。4.肌電干擾(gnro) 肌電干擾來源于肌肉的顫動，可以產生毫伏級別的變化，引起心電信號基線在較小的范圍內變動，一般對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和呼吸的影響，干擾的頻率一般不超過5Hz。6測量系統中用電設備產生的儀器噪聲。前端模擬電路(dinl)的設計心電測量系統(xtng)的主要性能指標輸入電阻輸入電阻指的是初級(chj)放大器的輸入電阻，不同的接觸電

51、阻會使得測得的信號產生略微的不同，為了減少因為這種變化而引起的波形失真，提高共模抑制比，該電阻阻值越大效果越好。一般設計要求是大于2兆歐，國際準是要求大于50兆歐。 共模抑制比一般采用差動放大的辦法測量心電信號，這種方法能放大差模信號，但是對于共模信號卻有抑制作用。在本課題的測量中，差模信號就是心電信號，需要放大；共模信號就是周圍環境產生的干擾。電路對于差模信號的放大倍數記為Ad，共模信號的放大倍數記為Ac，所謂的共模抑制比就是Ad和Ac的比值，這個參數能從很大程度上反映系統抗干擾能力。一般設計要求共模抑制比要大于80dB，而國際上的標準要求該指標大于100dB。靈敏度所謂的靈敏度，是指當電路

52、輸入信號大小為1mv時，反映到顯示界面上波形幅值，單位是mm/mV，規定統一的靈敏度便于對不同的心電圖測量系統產生的心電圖進行比較，10mm/mV是統一的國際標準。內部噪聲電子元件工作時，由于熱運動的原因，會產生熱噪聲。熱噪聲的存在會影響心電信號的輸出波形，熱噪聲較大更會影響心電信號的正確性。所以有熱運動造成的內部噪聲越小越好，國際要求是小于10uV 。時間常數當給測量系統輸入直流信號時，測量系統記錄的波形的幅值會隨時間而衰減，一般計幅值由100%下降到37%所用的時間為時間常數。時間常數的選擇要適宜，時間常數過小，記錄的心電圖很快衰減就不能正確反映心電，一般的設計要求時間常數大于3.2S為宜

53、。頻率響應心電信號的其實是很多不同頻率的正弦波組成的合成信號，為了保證得到的心電波不失真，那么就要要求電路對于各個組成心電的正弦波的放大倍數相同。而事實上電路對于不同頻率的正弦波，有不同的放大倍數，電路對于正弦波放大倍數隨信號頻率的改變就叫做電路的頻率響應。頻率響應越寬越好，對于本系統則要求在0.05Hz到150Hz之間，一般的常用語心電放大的運放都能滿足這個要求。絕緣性和安全性 良好的絕緣性是系統的最基本要求的特性，以保證患者和醫務人員的安全。常采用“浮地技術”解決絕緣問題。對于絕緣性的表示，若采用機殼絕緣電阻表示，則要求大于20兆歐；若采用機殼漏電流表示，則要求電流小于100uA。 模擬濾

54、波放大(fngd)電路的設計要求由心電的相關基礎知識可知(k zh)，心電是人體一項重要的生命體征，它能反映(fnyng)心臟的工作情況，是一種重要的生物電信號，它的特點是頻率低，強度微弱，它的頻率介于0.05100Hz之間，幅值范圍為0.05100mV。基于心電微弱性和低頻性的特點，心電信號容易受到環境中噪聲的干擾。同時人體是一個復雜的機體，人體的各個器官和組織之間的生命活動會相互影響，所以人體表面的生物電信號會隨著人體的不同情況而發生變化，表現出不穩定的特性。由于人體體表具有的心電信號微弱，頻率較低，具有不穩定性，所以心電信號很容易受到噪聲干擾。為了測得干凈清晰的心電信號，就需要有符合標準

55、的處理電路，對于不同的需求采取不同的解決辦法。由于心電信號頻率較低，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壓縮采集到的模擬信號，保留0.05到100Hz頻率之間的諧波。又由于心電信號的信號強度很微弱，幅值為幾毫伏，我們還需要放大信號，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漂移，這就要求電路在放大心電信號的同時，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行，初級放大10被，次級放大100倍。同時，心電信號也容易受到50Hz及其諧波的工頻干擾。為了使心電信號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

56、求，一般要求為不低于80dB。心電放大的主要噪聲還來自于電子線路的熱噪聲和散粒噪聲，所以在搭建電路時選擇那些低噪聲的元件獲得的心電信號的信噪比往往會很高。另外輸入電阻很大的初級運放，對于采集到的心電信號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，穩定低截止頻率，高放大倍數的運放可保證盡可能采集到不是真的心電信號。具體要求總結如下：放大倍數為1000，這樣可以保證模數轉換采集到準確的心電信號頻率響應范圍為0.05到100Hz，這樣壓縮信號頻譜，濾除低于0.05Hz和高于100Hz的干擾，可以有效防止噪聲干擾。初級運放輸入電阻為5到10兆歐，這樣的選擇可以保證采集到的心電信號的不

57、失真。不低于80dB的共模抑制比，這樣做可以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的信噪比。放大器應該具有低漂移和低噪聲的特點，這樣可以防止放大器自身產生的噪聲淹沒了那些信噪比低的心電信號中所包含的有效信息具有很高的安全系數。前端模擬(mn)電路的總體設計方案心電信號前端濾波(lb)放大模擬電路的功能是：從人體(rnt)體表特定部位拾取心電模擬生物電信號，然后再將得到的模擬信號進行放大和濾波處理，從而得到適宜的有效的電平信號，以便于輸入PSOC部分的模數轉換組件進行模數轉換。從前幾節介紹的知識可知，心電信號比較微弱，頻帶較低，信號不穩定，所以該信號容易受到其他噪聲的干擾，其主要噪

58、聲干擾來源于電極接觸干擾，50Hz工頻干擾，模擬電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產生的肌電干擾等。為此，我們設計了如下的心電信號采集電路，以便保證系統可以采集到準確干凈的心電信號，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放大電平升壓導聯信號圖3-1 心電信號采集電路原理圖前置放大電路的設計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，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具有不穩定性，微弱性和容易受到低頻噪聲干擾等特點，所以作為初級放大電路的運放性能指標應以較高的要求設定。根據心電信號所具有的特征，選用的放大器應

59、該滿足以下要求：輸入阻抗要大；共模抑制比要高；產生的噪聲干擾要低；漂移要??；頻帶是適當等特點。在心電圖監測電路設計中, 需要信號有極高的源阻抗，而且器件還要便于攜帶, 這就要求設計采用的放大器要具有功耗低、工作電壓低的特點,根據這些要求，我們選擇了運放AD620作為初級放大電路的運放，其引腳分布圖如圖3-2所示。 AD620運放芯片規格特性如下：成本低，精度高，只需要用一個外部電阻來設置增益，增益可調范圍為1到1000 ，增益和外部電阻的關系函數如式（3-1）所示 。 (3-1)式中：G 運放產生增益Rg 外部電阻最大輸入偏移漂移為0.6uV/，最大輸入偏移電壓為50uV。工作電壓范圍(fnw

60、i)為正負2.3V到正負18V。最高輸入阻抗(sh r z kn)為10G，最小共模(n m)抑制比為100dB。G=100時帶寬為120kHz，G=1100時0.01%建立時間是15us。輸入偏置電流低，最大為10nA。具有低功耗模式，差分輸入電壓為正負25V，最大電流是1.3Ma.低輸入電壓噪聲，9nV/Hz（1kHz）。工作溫度范圍：-40+80。圖3-2 AD620引腳分布圖 另外整個采集電路中還用到了單運算集成放大運放OP07，其引腳分布如圖3-3所示。OP07的性能優越，它產生的噪聲很低，具有很低的輸入失調電壓（最大為75uV）。除此之外，OP07還具有開環增益高和輸入偏置電流低的