【正文】 ............................................................................................................38 致 謝 ...............................................................................................................40第1章 緒論 課題的來源及研究目的和意義世界衛(wèi)生組 織研究表明：2012 年心血管疾病是造成人類 因疾病死亡 的 頭號原因[1]，心腦血管引起的死亡在全球范圍看來仍然排在前列，意味著每 每年由于心血管疾病而導(dǎo)致死亡的人數(shù)比其他疾病引起的死亡人數(shù)都高。本文主要研究了心電 采集電路的設(shè)計，將心電信號采集后，通過緩沖，濾波，放大，模數(shù)轉(zhuǎn)換后 傳輸?shù)交?ARM7 內(nèi)核的 LPC2138 處理器上，經(jīng)過 MCU 進(jìn)行數(shù)據(jù)處理 后，通過藍(lán)牙芯片發(fā)送數(shù)據(jù)。心電圖機作為診斷心臟疾病的最直觀、高效的醫(yī)療設(shè)備，它可以即時檢 測心臟興奮的電位活 動狀況，雖然醫(yī)用心 電圖機使用方便，且 檢測結(jié)果可 靠，對人體一般無創(chuàng)傷性損害，但是一般的心電圖機體積和質(zhì)量都較大，且 價格不菲，對于非專業(yè)用戶來說操作較為復(fù)雜，每次檢查都需要患者親自前 往醫(yī)院，這對患者檢查帶來了不少的負(fù)擔(dān)。題 目：基于藍(lán)牙技術(shù)的便攜式心電采集設(shè)備設(shè)計41 / 42摘 要現(xiàn)如今我國民眾對生活質(zhì)量的要求不斷提升,對自己的身體狀態(tài)和生活 層次也越來越重視。世界衛(wèi)生組織的研究表明：心腦血管引起 的死亡在全球 范圍看來仍然排在首位，作為病因之首，人們不得不對其引起重視，加以防 范。 本文設(shè)計了一種便于攜帶，基于無線藍(lán)牙技術(shù)的能持續(xù)對病人心電信號 進(jìn)行檢測的個人醫(yī)療硬件系統(tǒng)，可以不間斷地對患者心臟電活動狀態(tài)進(jìn)行記 錄，還能夠為臨床檢查和評估提供可使用的參考資料。該數(shù)據(jù)能被其他主機接收并通過軟件對數(shù)據(jù)進(jìn) 行收集并顯示出波形，同時該系統(tǒng)采用的藍(lán)牙無線技術(shù)還可以通過網(wǎng)絡(luò)將心 電檢測資料從家庭擴展到醫(yī)院、社區(qū)等，能夠?qū)?醫(yī)療資源的共享起到一定作 用。這 幾年來心血管類疾病所造成的死亡人數(shù)雖然有所下降，但是心臟病作為一種 常見疾病，而且發(fā)作時造成患者死亡概率很高，且病情急迫，所以心臟疾病 患者需定期檢測心臟電位變化，以確保疾病處于可控水平。 現(xiàn)如今，電子技術(shù)發(fā)展迅速。而 而這種新的發(fā)明無疑可以幫助患者更好的了解自己的身體狀況，因為是采用 無線藍(lán)牙技術(shù)，就可以對患者進(jìn)行不間斷的心臟電活動狀態(tài)的檢測，同時可 以在后期的診斷和治療提供更有參考價值的資料，這對于心臟疾病的預(yù)防和 盡早發(fā)現(xiàn)都有很大的 幫助。同時該系統(tǒng)不需要心臟病患者呆在醫(yī)院，檢測過程隨時都可以進(jìn)行，患 者可以在家中進(jìn)行日常的生活工作，具有隨時檢測即使出結(jié)果的優(yōu)點。 通常醫(yī)院使用的心電圖儀設(shè)計思路都是通過微機串并口將心電監(jiān)測裝置記錄的數(shù)據(jù)傳輸?shù)接?算機上進(jìn)行數(shù)據(jù)處理 ，缺點是其體積一般 較大，質(zhì)量 重，不具備便攜性。同 時，藍(lán)牙的傳輸效率可以達(dá)到每信道 721kb 每秒[4]，符合一般的心電檢測信 號數(shù)據(jù)的通信要求，彌補過去因采集傳輸模塊的信道數(shù)量少，和處理機的數(shù) 據(jù)交換速度慢，采集系統(tǒng)體積龐大、價格昂貴等缺點。醫(yī)療設(shè)備變 得越來越智能有利于個人小型醫(yī)療設(shè)備的普及，并且使得設(shè)備的使用方法 更 為簡便，有利于老年人和兒童用戶的使用。我國的 3G、4G 通訊網(wǎng)路也 已經(jīng)越來越成熟，這為智能醫(yī)療設(shè)備的發(fā)展提供了可能性。 國內(nèi)外研究現(xiàn)狀分析 我國研究現(xiàn)狀分析我國的心電記錄儀得到質(zhì)的發(fā)展是在 1978 年 4 月引進(jìn) Holter 監(jiān)測技術(shù) 開始的[6]。隨著經(jīng)濟和科技的進(jìn)步，電子技術(shù)已深入到我們 生活的各個領(lǐng)域，人 們的需求不斷提高， 從而設(shè)計這個便攜式 心電采集系 統(tǒng)。研究表明，這種心電記錄儀不僅 可以檢測出常規(guī)心電圖發(fā)現(xiàn)的疾病，甚至可以檢測出常規(guī)心電圖很難檢測出的疾病，例如心律狀 態(tài)異常和心肌缺血等 。而在不久的將 來，這種技術(shù)將會成為我國動態(tài)監(jiān)護設(shè)備的發(fā)展方向。 國外研究現(xiàn)狀分析二十世紀(jì)初，心電圖機首次被公布于世[8]，荷蘭著名的科學(xué)家威廉1957 年美國科學(xué)家 Holter 制作了有史以來第一個動態(tài)心電圖設(shè)備。這一創(chuàng)舉彌 補了心電圖監(jiān)測時患者長時間無法移動的缺點，開辟了心電監(jiān)測的新領(lǐng)域。1961 年由 Del Mar 最先將 Holter 系統(tǒng)應(yīng)用于臨床，發(fā)達(dá)國家開始大規(guī) 模地應(yīng)用該心電記錄儀。在 2000 年到 2005 年，美國投資了 150 億美元進(jìn)行研究遠(yuǎn)程的 心 電 監(jiān) 護 系 統(tǒng) ， 在 此 期 間 ， 歐 盟 在 相 關(guān) 研 究 領(lǐng) 域 的 投 資 達(dá) 到 了 億美 元。圖 12 歐姆龍 HCG801 心電圖儀日本歐姆龍推出的便攜式心電圖機 HCG801（圖 12）在 2005 年的夏 季市場開始推廣。它 采用了心電圖噪聲消除技術(shù)，可以有效去除電氣噪聲、手腳和肌肉因運動，出汗等原因造成的漂移。 本章小結(jié)本章介紹了國內(nèi)外心電檢測設(shè)備的發(fā)展現(xiàn)狀，從國內(nèi)外的研究看來，心 電檢測設(shè)備價格依然較為昂貴，顯示參數(shù)不足，因此具有廣大的發(fā)展空間， 為順應(yīng)個人醫(yī)療設(shè)備智能化的趨勢，設(shè)計一款帶有藍(lán)牙技術(shù)的心電采集設(shè)備 能有效地彌補如今采集系統(tǒng)體積大、價格高、患者使用操作復(fù)雜等缺點，填 補了市場空白。引起人體心臟跳動 的電信號來源、傳播和心臟電位興奮恢復(fù)過程中所發(fā)生的生物電波動情況可 在人體上傳播，由于人體具有導(dǎo)電性，因此，周期性的去極化和復(fù)極化的這 種不斷變化的心臟電流會流入人體的身體部位，但是因為每個身體部位接受 到的電量不一樣，所 以會產(chǎn)生電位差，這 些電位差會導(dǎo)致心肌 發(fā)生心 肌收 縮，這樣的收縮所產(chǎn)生的心臟活動能夠被心電檢測設(shè)備探測，只要把心電導(dǎo) 聯(lián)電極片貼在皮膚的特殊位置，心電設(shè)備檢測這些電位變化可判斷心跳的頻 率、節(jié)奏、心臟的興奮起源、興奮傳導(dǎo)過程和興奮傳導(dǎo)途徑有無異常心臟 活 動，再經(jīng)處理后記錄到特殊的記錄紙上，這樣能 生成一種詳細(xì)的心電圖。一個正常的心電圖所應(yīng)顯示的心電波形應(yīng)該包括 P 波、QRS 波群和 T 波三部分。下面對心電 波形（如圖 21 所示）的幾個組成部分進(jìn)行簡單說明[9]。PR 段：是指 P 波起點到 QRS 波群起點之間的時段，起點表示心房除 極完畢，終點表示心室除極開始，從中 可以測量到心房 PR 段反映興奮通 過心房后向房室交界處傳導(dǎo)至心室過程中的電位變化，但是這一過程電位的 變化微弱，一般記錄不到電位的改變 PR 段的 持續(xù)時間 一 般大 概 是 秒。 伴 隨 著 心 室 的 不 同 位 置 的 按 一 定 順 序 除 極 而 產(chǎn) 生 的 三 個 波 形 叫 做 QRS 波群。ST 段：指的是在 QRS 波群結(jié)束之后和 T 波產(chǎn)生前時期線段，在這期 間，心室進(jìn)入了較為平緩的復(fù)極時期，所以此時心電幅度變化較小，通常情 況下這個波形會和時間軸處于水平狀態(tài)，相對于上一個波群結(jié)束后向下的偏 移量不大于 毫伏向上的偏移量不大于 。心室的復(fù)極化是指，心室細(xì)胞膜的電位慢慢地由外壁的負(fù)電位變?yōu)檎?位， 細(xì)胞膜內(nèi)壁的 電位又 慢慢 變成負(fù)電位[11] ，這個階段 的電位變化 與心肌 肌細(xì)胞的活動相連，這個期間心臟的電位變化較小，因此在心電波形就會顯示持續(xù)時間較長但變化平緩的波形。U 波：在上一個波形結(jié)束之后再經(jīng)過大約 秒的時間，心臟會 產(chǎn)生一個的 較 寬 但 是 幅 值 大 多 都 小 于 毫 伏 的 波 形 ， 持 續(xù) 時間 大概有 ， 通 常情 況 下這 個波 形 是 因為 心 室 舒 張期 間 不 同部 位 產(chǎn) 生 的負(fù) 電 流 組 成的[12]。心電導(dǎo)聯(lián)表示在采集心電活動情況時，使用特定材質(zhì)制造的線材和 貼在人體皮膚表面指定的檢測部位(正極端)與參照部位(負(fù)極端 )的電極片 和 接地部位的連接方法。使用十二導(dǎo)導(dǎo)聯(lián)線來檢測可以 更加整體地體現(xiàn) 心臟電位變化的狀態(tài)，這種導(dǎo)聯(lián)連接方式主要用于做常規(guī)靜態(tài)心電圖檢查。愛因托芬創(chuàng)建了標(biāo)準(zhǔn)雙極肢體導(dǎo)聯(lián) [13] 即為 為在心電檢測過程中最常用的 I、II、III 導(dǎo)聯(lián) I 導(dǎo)聯(lián)為體表電極連接左臂(+) 和右臂()；II 導(dǎo)聯(lián)為體表電極連接右臂()和左腿(+)；III 導(dǎo)聯(lián)為體表電極 連接左臂()左腿(+) 1932 年，路易斯和威爾遜創(chuàng) 建了單極胸前導(dǎo)聯(lián)，即為胸導(dǎo)，該導(dǎo)聯(lián)體 系共有六個體表電極，名稱分別為 V1,V2,V3,V4,V5,V6。aVR 導(dǎo)聯(lián)為右右手上 臂 (+)和左手 上 臂與左 腿下 肢 ()的中 點連接 ； aVL 導(dǎo)聯(lián) 為 左手上 臂(+)和右手上臂與左下肢()的中點連接；aVF 導(dǎo)聯(lián)為左腿下肢(+)和右手上 臂與左手上臂()的中點連接 本系統(tǒng)的設(shè)計采用修正的五電極導(dǎo)聯(lián)體系如表 22 以及圖 23 所示，采 電極位置 標(biāo)號 胸骨右側(cè)鎖骨中線第一肋間的空隙 RA 右側(cè)鎖骨中間位置劍突水平處 RL 胸骨左側(cè)第四肋間空隙 V 胸骨左側(cè)與鎖骨中線第一肋間的交點 LA 左鎖骨中線劍突水平處 LL 用了 I、II、III 導(dǎo)聯(lián)以及胸導(dǎo)電極，并且設(shè)計了右腿驅(qū)動電路。比如竇房結(jié)、浦肯野細(xì)胞就會產(chǎn)生生物電流，這個電流在人體表面的 各個部位所產(chǎn)生的電動勢也不同，通過電極連接人體皮膚表面的特定位置， 通過導(dǎo)聯(lián)線采集信號所形成的電動勢的變化情況并記錄就成為心電圖 [15]。V~5mv 左右。 在 心電 信 號提 取的 過 程中 比 較不 容 易完 成 的是 在 如此 多 外界干擾中采集微弱的信號，這也是心電信號采集設(shè)備設(shè)計的關(guān)鍵點之一。通過采集位于人體左臂、 左腿、右臂、右腿以及胸導(dǎo)聯(lián)電極的心電信號。對 儀器的體積，價格，性能，操作方法都應(yīng)考慮到使用者的需要。在 整 個 系 統(tǒng) 中 ， 心 電 信 號 的 采 集 模 塊 非 常 重 要 ， 信 號 的 好 壞 也 取 決 于 此，因此采集電路的設(shè)計應(yīng)兼顧性能與穩(wěn)定性。放大以及濾波電路的設(shè)計將會影響心電信號采集的質(zhì)量，所以一定要嚴(yán)格要求放大器的各項參數(shù)。 心電檢測電路設(shè)計 保護和濾波電路在臨床上，心電電路除了單獨用于檢查心電以外， 還可能要與其它醫(yī)療 設(shè)備同時使用，例如高頻電刀、除顫器等，在家庭使用時還可能有其他用電 器也同時使用，這些電器的輸出均為高電壓；而且在使用時人體還有可能產(chǎn) 生靜電，為了防止對芯片造成損害以及保證電路安全正常運行 ，在導(dǎo)聯(lián)輸入前級采用過壓保護，如圖 25 所示。三極管 管內(nèi)用惰性氣體填滿管子的內(nèi)部， 陶瓷氣 體放電管 組 成 高 壓 保 護 單 元 ， 能 夠 抵 抗 75V （ 正負(fù) 20% ） 的 電 壓 沖 擊 和5KA 沖擊電流。雙開關(guān)二極管 D100 內(nèi)部有兩個二極管，D100 的 2 端和 1 端分別加上177。相反，當(dāng) 3 端電壓在7V~+7V 之間時，兩個二 極管均截止近似開路，電壓通過 R106 到后級。R105 和 C103 構(gòu)成 RC 低通濾波電路，當(dāng)有高頻（如 1MHz）雜波信號 干擾時，此時高于低通截止頻率，雜波信號會經(jīng)過 C103 近似短路到地，得 以濾除。在圖 26 中，心電信號輸入到 U101A 即 LF44F 低功耗四通道精密放大 器中，該放大器和 LM148 放大器具有相同的帶寬、頻率、增益，并且只需 有其四分之一的供電電流即可正常工作。設(shè)置緩沖放大器的第一個優(yōu)點是能夠提高放大器的輸入阻抗，防止導(dǎo)聯(lián) 與人體皮表接觸時所產(chǎn)生的電阻而引起的信號衰減，提高采集心電信號時的 共模抑制比和心電描記幅度，另一方面，設(shè)置緩沖器電路耗能提供較低的輸出阻抗可確保有效地驅(qū)動后級導(dǎo)聯(lián)電路工作。用電極片貼在人體表面的 任何兩個地方上再用特制的導(dǎo)線分別于與心電圖機的正端和負(fù)端連接，便可 觀察體表兩處心電電位的活動情況。RA I LARA I + LAII IIIII III+ +LL LL圖 27 愛氏三角示意圖在電路中，LA 和 RA 差分放大為導(dǎo)聯(lián) I，如圖 28（a）所示，RA、LA、LL 和 V 差分放大為胸導(dǎo)聯(lián)，如圖 28（b）所示。 如 圖 29所示， 經(jīng)過 差分 放大器后的 II導(dǎo)聯(lián) 信 號， 再經(jīng)過R139和C139組成的RC濾波電路后，流入帶 通濾波器，然后經(jīng)過U108A和后級緩沖器電路輸出。但是假如在信號檢測的過程中， 由于人體的電容影