【正文】 進行測試，陷波頻率偏離原設計頻率較遠在 75Hz，在電容不變的情況下，經過多次對電阻調試，最后選中 R2=180，剛好將 50Hz 的中心頻率陷掉，范圍在 48~53Hz 之間。 為了防止 50Hz 的工頻對電路的干擾。 本論文采用模擬雙 T陷波。后級的 OP07用來解決前面得陷波電路與后級電路之間的阻抗變換問題通過電壓跟隨把濾波后信號傳遞給下一級電路 【 11】 。反饋量由 R17和 R18的分壓來決定。雙 T電路結構基本是雙對稱型的，取 R13=R14=R15=R16=10kΩ， C5=C6=C7=C8=330nF，最大衰減頻率為：f0=50Hz。則濾波器的傳遞函數為： 21 1 1 1 3() 1() ( ) 1 2 ( )outin CUsGs U s s R C s R C?? ?? (1) 令 s=jw， R11C3=1/w0，則 (1)變?yōu)椋? 201() 1 ( )G jw ww? ? (2) 根據 (2)式可得幅頻響應表達式為： 222001()21 ( ) ( )G jww? ???????? (3) 根據 (3)式， 2() 2G jw ? ， w=w0,則特征頻率為：1 1 31 1052Hf H zRC??? 。二階低通濾波電路采用塞爾低通濾波器如圖 5,濾除高頻干擾信號。根據心電信號的頻率特性，濾波電路有三部分組成：隔直電路、二階低通濾波電路和 50Hz陷波器電路。第一級放大倍數為： G1=1+R6/R7，第二級放大倍數為： G2=1+R8/R9，后級放大倍數為 G=G1*G2。后級放大 電路采用二級同相放大電路，如圖 33所示。因此 ,我們采用了此方案。 為防止前置放大器工作于飽區(qū)和或截止區(qū)，其增益不能過大。 前置放大電路 心電信號為一差動式信號并且小于 4mV,通常信號會先經過第一級的適當放大后 ,再經過高低通濾波器 ,采用分級放大的原因是為了避免直流偏壓經過放大后 ,造成后級的電飽和 ,而使放大后的信號產生失真 .因此為了避免放大器飽和 ,在這一級的放大增益應該小于 30, 一般說來作為前級放大單元必須具有高輸入阻抗 .高共模斥拒比等基本特性 ,在這里我們采用了低功耗 ,高精度的儀表放大器 AD620, AD620 輸入端采用超β處理技術，具有低輸入偏置電流、低噪音、高精度、較高建立時間、低功耗等特性 ，共模抑制比可達 130dB，非常適合作為醫(yī)療儀器前置放大器使用。另外，溫漂會引入直流電壓增益從而給心電信號帶來干擾。 (5) 低噪聲、低漂移 在心電放大器中，還有兩個較重要的參數即噪聲和漂移。一般要求要達到 80db 以上。 (3) 共模抑制比電極不對稱、電氣設備運行時的干擾都易產生極化電壓， 然后通過放大電路其值極有可能遠比心電信號大得多，從而將微弱的信號淹沒?？梢栽O計高通、低通濾波器來壓縮頻帶 ,濾除該頻帶以外的干擾信號。一般為了抑制零點漂移，提高共模抑制比 ,應該分多級實現放大。因此要選擇一款合適的差分運放芯片。 導聯通道的選擇 在前置放大前級采用類比多工器 ADG609,考慮到一般生理信號都屬于差動式 【 9】 的，而 ADG609 的類比信號的輸入范圍介于 Vss 與 Vdd 之間，且有四個切換對，可以很輕易地經由 ATmega128 的設定來更改切換的頻率，除此之外還具有快速切頎時間（ Ton75ns max*Toff45ns max）、低啟動阻抗、低消耗 功率，以上這些特性都符合此設計的要求。 信號采集電路設計 有前面討論可知 ,心電信號是一種低頻率的微弱雙極性信號，極 易受到干擾而導致信號失真，必須設計合理的調理電路，盡可能的去除干擾以提取有用的信息，為后面的處理電路提供可供采集和分析的信號源。在上電復位時保持 PEN 為低電平將使器件進 11 入 SPI 串行下載模式。 (14)AREF； REF 為 ADC 的模擬基準輸入引腳。 (13)AVCC； AVCC 為端口 F以及 ADC 轉換器的電源，需要與 VCC相連接，即使沒有使用 ADC也應該如此。 (11)XTAL1，反向振蕩器放大器及片內時鐘操作電路 的輸入。門限時間在P47Table19說明。 (10)RESET；復位輸入引腳。復位發(fā)生時端口 G為三態(tài)。其輸出緩沖器具有對稱的驅動 特性，可以輸出和吸收大電流。復位發(fā)生時端口 F 為三態(tài)。其輸出緩沖器具有對稱的驅動特性，可以輸出和吸收大電流。 (8)端口 F(PF7..PF0)，端口 F為 ADC 的模擬輸入引腳。作為輸入使用時，若內部上拉電阻使能，則端口被外部電路拉低時將輸出電流。 (7)端口 E(PE7..PE0)，端口 E為 8位雙向 I/O 口，并具有可編程的內部上拉電阻。作為輸入使用時，若內部上拉電阻使能，則端口被外部電路拉低時將輸出電流。 (6)端口 D(PD7..PD0)，端口 D為 8位雙向 I/O 口，并具有可編程的內部上拉電阻。 作為輸入使用時，若內部上拉電阻使能，則端口被外部電路拉低時將輸出電流。 (5)端口 C(PC7..PC0)，端口 C為 8位雙向 I/O 口，并具有可編程的內部上拉電阻。作為輸入使用時，若內部上拉電阻使能，則端口被外部電路拉低時將輸出電流。 (4)端口 B(PB7..PB0)，端口 B為 8位雙向 I/O 口，并具有可編程的內部上拉電阻。作為輸入使用時，若內部上拉電阻使能，則端口被外部電路拉低時將輸出電流。 (2)GND 接地 (3)端口 A(PA7..PA0)，端口 A為 8 位雙向 I/O 口，并具有可編程的內部上拉電阻。 (5)片內集成多種頻率的 RC 振蕩器、上電自動復位、看門狗、啟動延時等功能，外圍電路更加簡單，系統更加穩(wěn)定可靠。 （ 3）快速的存取寄存器組、單周期指令系統，大大優(yōu)化了目標代碼的大小、執(zhí)行效率，部分型號 FLASH 非常大，特別適用于使用高級語言進行開發(fā)?；谝陨弦蛩?，本設計采用了 ATMEL公司的 ATmega128作為系統的核心處理器，該處理器可在 ，并具有多達 4K的內部 RAM以及 AD、 SPI等資源，非常適合于本系統的開發(fā)。 (4)從控制系統生產成本的角度考慮：在本系統中，由于多試家庭使用及外環(huán)境的不確定性因素較多，萬一出現設備損壞，希望替換成本越低越好，其 MCU 的成本占了整個系統的一部分，能夠降低 MCU 的成本也就能降低系統成本。 (3)對于整個系統的設計希望盡可能簡化：一個系統中所使用的元器件越多、電路結構越復雜，則系統的出問題的概率越大，可靠性與穩(wěn)定性越差。 微處理器的選型 MCU 的選擇主要從以下四個方面來考慮： (1)MCU 在整個系統中的所承擔的 任務復雜程度：在本設計中， MCU 要負責信號的采集、信號的濾波處理、心電波形的顯示、數據存儲以及通信。單片機應具有低電壓、低功耗的特點 ,一般 8位單片機能夠滿足要求。上位機是一個數據接收系統，能夠完成信號的接收、分析、顯示及其他處理。數據處理部分包括 A/D 轉換模塊、 ATmega128 處理器模塊電路、存儲器模塊電路、鍵盤模塊、 LCD 接口電路、串口通信、電源管理模塊和上位機管理軟件等。 8 圖 3－ 1 系統總體原理框圖 該系統總體可分為模擬和數字兩部分。 （ 4）顯示電路：實時顯示出心電波形和心電相關信息。 （ 2）存儲電路：利用 SD 卡完成心電數據的大容量存儲，并建立文件系統。整個系統有以下幾個部分組成： 采集電路：有前置放大電路、帶通濾波電路、主放大電路和電平抬升電路組成，心電信號由電極獲取后送入心電采集電路，經處理后得到符合要求的心電信息。所以采用此方案。 方案三：以 為 ATmega128 中心、采用性能優(yōu)良的 AD620 管作為前置放大，既可以提高放大倍數，也可以提高共模抵制比、電路結構簡單。但是，共模抑制比很難達到發(fā)揮 80db 以上，而且精確度不高，在以后的輸出中會出現很多的毛刺。 方案二：采用以 MSP430F149 為核心，采用 INA128 芯片作為前置放大，運用多級運放電路來提取信號。主放大器可將濾波后的信號進一步放大到合適范圍后，再經 50Hz 陷波器濾除工頻和肌電干擾，然后將符合要求的心電模擬信號由模擬輸入端送入高速 ADC，以進行高精度 A/D 轉換和數據的采集存儲。 , 正好落在 ATmega128的 ADC模擬輸入信號范圍 【 8】 ?？紤]到常規(guī) A/D轉換功耗較大 ,系統采用 ATmega128單片機 ,ATmega128單片機的 A/D采樣精度可達 12位 ,最高采樣速率可達 200Ksps,具有采樣 /保持功能的 ADC,完全能夠滿足心電信號檢測要 7 求。經放大處理后的心電信號通過 ATmega128集成的 ADC模數轉換器轉換成數字信號 ,并寫入FLASH存儲器中。從功率譜上可以看出，心電信號的能量大部分集中在 QRS【 7】 期間，該期間的頻率峰值一般是在 10~20Hz 之間，在信號的中、高頻率區(qū)，由于這個特征在整個心電信號圖中非常明顯，因此對 QRS 波形的檢測變得非常容易識別。所以，在對 ECG 的檢測中，要綜合考慮，既要考慮它的隨機性，更要重視它的規(guī)律性。 (5)隨機性：人體周圍的環(huán)境非常復雜，在檢測時不可避免的會受到各種各樣的外界干擾而使心電信號發(fā)生變化，從而造成心電信號的隨機性。 (4)不穩(wěn)定性：人體內部結構復雜，各個器官之間相互協調相互影響，又與外部直接接觸，密切聯系，所以，無論來之于內部的 還是外部的影響，都能引起 ECG 的變化，導致心電信號的不穩(wěn)定。 (2)低頻特性：人體心電信號頻率比較低，有價值的頻率范圍一般為 ~100Hz，能量大部分集中在 ~40Hz。V，很容易受到干擾的影響，極易被淹沒。 心電信號是一個近似周期信號，它的特點是突變性很強，屬于一種非常典型的具明顯時心電信號 前置放大 后級放大 電壓 抬升電路 LCD 顯示 濾波電路 按鍵電路 ATmega128 6 頻特性與時間 尺度特性的生物醫(yī)學信號。信號的幅度很小，一般為 10181。心電信號屬于直接信號，信源是心臟，具有周期信號的性質，同時還有非平穩(wěn)的特性，由于干擾因素的存在，心電信號總 是在一定的范圍內波動，有時候也會隨著某種疾病發(fā)生改變，不同的人，其心電圖的波形有差異，這個差異有時還很大，但是，一般正常的心電波形都可以劃分為幾個部分。 心電信號的特征 生物醫(yī)學信號都具有信號強度較弱、背景噪聲較強、頻率范圍一般較低、隨機性強等特點 【 5】 。心電圖 是記錄心臟電活動狀態(tài)的記錄，包括心臟節(jié)律和頻率以及電壓的高低等信息，可用于診斷各種心律失常、心肌病變、心肌梗塞及心肌缺血等心血管疾病。從而造成體表不同點之間的電位差不同，通過采集這些電位差就可以繪制出心電圖來。心電信號就是有心肌激動產生的微小電流，該電激動是在心臟機械收縮之前產生的。系統通過按鍵電路，來控制 LCD顯示的內容。經濾波后的電信號為雙極性信號，需抬高，才能進行 AD采樣。但放大后的電信號仍然參雜著電磁干擾和高頻信號干擾，要進行濾波處理。因為電極采集的心電信號參雜著共模信號，所以需經前置放大，進行差模信號放大，去除共模信號。其體積較小，攜帶方便，便于出門在外使用；操作簡單，功能齊全、價格便宜、功耗低 ,性價比高 ,適于在廣大普通用戶和家庭中推廣應用。所以心電圖的檢查必須結合多種指標和臨床資料，進行全面綜合分析，才能對心臟的功能結構做出正確的判斷。然而，心電圖并非檢查心臟功能狀態(tài)必不可少的指標。心電圖可以分析與鑒別各種心律失常；也可以反映心肌受損的程度和發(fā)展過程和心房、心室的功能結構情況。 總之，科技不斷進步，人們的需求也在變化，設計符合市場需求 的產品是企業(yè)生存的根本，利用高科技帶來的技術革命去更新醫(yī)療器械更是一個巨大的市場機會，我們相信，在未來幾年里，家庭化的監(jiān)護設備必將越來越普及。 (4) 遠程醫(yī)療 計算機技術、網絡通信技術的快速發(fā)展，為遠程醫(yī)療的實現提供了可能，將心電數據通過遠程傳輸，在遠端對心電數據加以分析處理并提出診斷結果，從而實現遠程醫(yī)療。同時，能減輕病人的心里緊張程度，實現心電檢測的方便性。 綜觀當前心電檢測儀器發(fā)展趨勢，主要向以下幾個方向發(fā)展： (1) 數字化 隨著計算機科學、機械電子的迅猛發(fā)展，醫(yī)療器械的數字化程度越來越高，比如數字濾波器的使用，極大的降低了心電干擾，提高了心電判斷的準確率。 心電圖儀的 發(fā)展趨 勢 隨著現代科學技術的發(fā)展，特別是計算機、微電子、機械電子在醫(yī)療領域的廣泛應用，極大的促進了心電設備的發(fā)展。對臨床分析病情、確立診斷、判斷療效有重要參考價值。國外 80年代已在臨床廣泛應用，國內發(fā)展比較晚，近幾年才開始迅猛發(fā)展，該儀器由以前的磁帶式記錄發(fā)展為固態(tài)式記錄、閃光卡記錄，由單導、雙導發(fā)展為 12 導聯全記錄。隨著社會的發(fā)展，心電圖檢測理論越來越成熟與完善，另外機械、電子、計算機等技術的迅猛發(fā)展，帶動了醫(yī)療器械發(fā)生了革命性變化，極大的增強了心電圖機的功能