基于蓝牙技术的便携式心电采集设备设计

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1、题目：基于蓝牙技术的便携式心电采集设备设计摘要现如今我国民众对生活质量的要求不断提升,对自己的身体状态和生活 层次也越来越重视。世界卫生组织的研究表明：心脑血管引起 的死亡在全球 范围看来仍然排在首位，作为病因之首，人们不得不对其引起重视，加以防 范。心电图机作为诊断心脏疾病的最直观、高效的医疗设备，它可以即时检 测心脏兴奋的电位活 动状况，虽然医用心 电图机使用方便，且 检测结果可 靠，对人体一般无创伤性损害，但是一般的心电图机体积和质量都较大，且 价格不菲，对于非专业用户来说操作较为复杂，每次检查都需要患者亲自前 往医院，这对患者检查带来了不少的负担。 本文设计了一种便于携带，基于无线蓝牙

2、技术的能持续对病人心电信号 进行检测的个人医疗硬件系统，可以不间断地对患者心脏电活动状态进行记 录，还能够为临床检查和评估提供可使用的参考资料。本文主要研究了心电 采集电路的设计，将心电信号采集后，通过缓冲，滤波，放大，模数转换后 传输到基于 ARM7 内核的 LPC2138 处理器上，经过 MCU 进行数据处理 后，通过蓝牙芯片发送数据。该数据能被其他主机接收并通过软件对数据进 行收集并显示出波形，同时该系统采用的蓝牙无线技术还可以通过网络将心 电检测资料从家庭扩展到医院、社区等，能够对 医疗资源的共享起到一定作 用。 关键词：心电检测；蓝牙技术；ARM 处理器；个人医疗62Abstract

3、Nowadays, our peoples demand of quality of life is rising. They pay more attention to their physical condition and the level of life. World Health Organization study showed that: the death caused by cardiovascu lar disease in worldwide opinion is still in first place. People have to pay attention to

4、 it, to guard against. Electrocardiogram, as the most intuitive and efficient diagnostic medical device, can instantly detect cardiac potential activity status. Althou gh medical ECG machine is easy to be used and its test results is reliable, and it is non-invasive damage to human body, but its siz

5、e and quality are large and it is also expensive. The operation for non-professional users is too more complex. Patients are required to examine their ECG at the hospital, which brought a lot of burden.This paper presents an individual portable medical hardware, which is based on wireless Bluetooth

6、technology, can continue detecting the patients ECG and recording their cardiac electrical activity, and it can also provide reference materials for clinical examination and assessment. This paper studies the design of ECG acquisition circuit. After the ECG data has been acquired, with the buffer, f

7、ilter, amplifying and analog to digital conversion circuit, the signal will be conversed to digital and transmitted to the LPC2138 ARM7 -based processor. The MCU can process the data and send it out through the Bluetooth chip. This data can be received by the other host and with the softwar e, the E

8、CG waveforms can be displayed. With the using of Bluetooth wireless technology, the ECG data can also be extended to hospital and community through the network and these play a role in medical resources sharing.Keywords:ECG,Bluetoothwirelesstechnology,ARM7-basedprocessor, individual medical hardware

9、目录摘要 .1Abstract .2第 1 章 绪论 .51.1 课题的来源及研究目的和意义 .51.2 国内外研究现状分析 .61.2.1 我国研究现状分析 .61.2.2 国外研究现状分析 .71.3 本章小结 .9第 2 章 心电信号检测原理与电路设计 .102.1 心电波形产生原理概述 .102.2 心电导联体系和发展历程介绍 .122.3 心电信号检测电路硬件设计要求 .132.4 心电检测电路设计 .152.4.1 保护和滤波电路 .152.4.2 缓冲电路 .162.4.3 心电导联差分放大电路 .172.4.4 滤波放大电路 .182.4.5 右腿驱动电路 .192.5 模数转

10、换电路设计 .202.6 本章小结 .21第 3 章 MCU 及电源电路设计 .223.1 MCU 电路设计 .223.1.1 LPC2138 特性 .223.1.2 LPC2138 电路设计 .223.1.3 看门狗电路设计 .233.1.4 JTAG 接口设计.243.2 电源模块设计 .253.2.1 12V DC/DC 电源设计 .253.2.2 +5V 与+7V 稳压电路 .253.2.3 -5V 与-7V 稳压电路.263.3 本章小结 .27第 4 章 蓝牙无线模块设计 .284.1 蓝牙技术 .284.2 蓝牙协议 .284.3 MCU 与蓝牙模块通信 .294.3.1 蓝牙数

11、据传输可行性分析 .294.3.2 蓝牙模块选用 .304.3.3 AT 指令介绍 .304.3.4 蓝牙与 MCU 连接 .314.4 测试与实验 .324.4.1 软件应用程序 .324.4.2 蓝牙配置 .334.4.3 数据通信 .334.5 本章小结 .34第 5 章 总结与展望 .355.1 本文研究工作总结 .355.2 进一步的工作和建议 .35 参考文献 .36 附 录 .38 致 谢 .40第1章 绪论1.1课题的来源及研究目的和意义世界卫生组 织研究表明：2012 年心血管疾病是造成人类 因疾病死亡 的 头号原因1，心脑血管引起的死亡在全球范围看来仍然排在前列，意味着每

12、每年由于心血管疾病而导致死亡的人数比其他疾病引起的死亡人数都高。这 几年来心血管类疾病所造成的死亡人数虽然有所下降，但是心脏病作为一种 常见疾病，而且发作时造成患者死亡概率很高，且病情急迫，所以心脏疾病 患者需定期检测心脏电位变化，以确保疾病处于可控水平。在现代医学中， 心电图机是诊断心脏类疾病的首选仪器，它可以检测心脏兴奋时的电位活动 状况，虽然它使用方便，且检测结果可靠，对人体一般无创伤性损害，但是 一般的心电图机体积和质量都较大，且价格不菲，每次检查都需要患者亲自 前往医院，这对患者检查带来了不少经济负担和耗费时间。 现如今，电子技术发展迅速。计算机技术和电子技术逐渐和临床上的医 学问题

13、相结合，为心电信号的检测和处理提供了方便的强有力的工具 2。而 而这种新的发明无疑可以帮助患者更好的了解自己的身体状况，因为是采用 无线蓝牙技术，就可以对患者进行不间断的心脏电活动状态的检测，同时可 以在后期的诊断和治疗提供更有参考价值的资料，这对于心脏疾病的预防和 尽早发现都有很大的 帮助。可以大大的降 低由心脏功能异常 而 引起的死亡 率。同时该系统不需要心脏病患者呆在医院，检测过程随时都可以进行，患 者可以在家中进行日常的生活工作，具有随时检测即使出结果的优点。未来 的设计还可以通过网络将心电检测资料从个人传输到医疗中心、社区等，患 者就诊时无需拿着一堆的资料到处奔波，这不仅在方便了生活

14、的同时对患者 心脏病的预防和临床检查有很大的参考价值。 通常医院使用的心电图仪设计思路都是通过微机串并口将心电监测装置记录的数据传输到计 算机上进行数据处理 ，缺点是其体积一般 较大，质量 重，不具备便携性。近年来出现的蓝牙技术3，可以较好地解决数据传输问 问题，将传统的有线 传输转化为无线传输 ，为产品提供良好的 便携性。同 时，蓝牙的传输效率可以达到每信道 721kb 每秒4，符合一般的心电检测信 号数据的通信要求，弥补过去因采集传输模块的信道数量少，和处理机的数 据交换速度慢，采集系统体积庞大、价格昂贵等缺点。而近年来，可穿戴设 备数量逐年增长，个人医疗设备也将向小型化、智能化发展 5。

15、医疗设备变 得越来越智能有利于个人小型医疗设备的普及，并且使得设备的使用方法 更 为简便，有利于老年人和儿童用户的使用。另外，现如今移动互联网的普及 和网络传输速度不断提高，个人智能医疗设备可以通过网络接入到未来的云 医疗系统中，个人医疗数据能够上传到服务器，这将大大促进医疗资源的共 享范围，对心脏类疾病的治疗提供更好的方法。我国的 3G、4G 通讯网路也 已经越来越成熟，这为智能医疗设备的发展提供了可能性。因此，该款基于 蓝牙的心电便携式采集设备具有广泛的应用空间和市场需求。 1.2 国内外研究现状分析1.2.1 我国研究现状分析我国的心电记录仪得到质的发展是在 1978 年 4 月引进 H

16、olter 监测技术 开始的6。一方面，从以前的磁带式记录仪器转变为现在比较先进，更加有 有利于保留的固态式记录的仪器；另一方面，升级 后的十二导联代替原来的 单导和双导心电记录系统。随着经济和科技的进步，电子技术已深入到我们 生活的各个领域，人 们的需求不断提高， 从而设计这个便携式 心电采集系 统。该系统可以全天 记录心电活动的过程 ，在不影响正常生活 的衣食住行 中，记录这不同状态的心电活动变化情况。研究表明，这种心电记录仪不仅 可以检测出常规心电图发现的疾病，甚至可以检测出常规心电图很难检测出的疾病，例如心律状 态异常和心肌缺血等 。同时，这对分析病 人的心脏状 态、心脏疾病确诊和研究

17、治疗效果等提供了重要的参考资料。而在不久的将 来，这种技术将会成为我国动态监护设备的发展方向。图 1-1 便携式心电监护仪我国不能够大范围的推广便于携带的心电监护仪（如图 1-1 所示）的原 因，有以下几个方面7：心电监护仪所能记录的心电信息过于简单：医生从中不易得到患者完整 的心电信息，因此不能全面了解患者的实际情况，从而会影响医生对心脏疾 病的诊断，由此而造成诊断率的下降；价格昂贵：便携式监护仪的价格比普 通监护设备的价格高昂很多，一般的患者难以承受几千甚至上万的费用，这 也是便携式心电监护仪不能普及的原因之一；参数不够完善：便携式心电监 护仪的各种参数，例如立即性、质量、耗电量、智能化程

18、度等性能还没那么 完善，用户利用设备进行检测时会遇到很多麻烦。1.2.2国外研究现状分析二十世纪初，心电图机首次被公布于世8，荷兰著名的科学家威廉艾 艾因特霍芬利用弦线电流计的独特方式收集到人体的心电信号从而发明了该心电图机。1957 年美国科学家 Holter 制作了有史以来第一个动态心电图设备。它不仅携带方便而且还可以随时记录心电活动的变化情 况。这一创举弥 补了心电图监测时患者长时间无法移动的缺点，开辟了心电监测的新领域。 但是该设备不足之处在于，它只能记录一次心电图，但该结果具有偶然性， 没有说服力，所以需要对设备进行改进，使其可以多次记录并储存。1961 年由 Del Mar 最先将

19、 Holter 系统应用于临床，发达国家开始大规 模地应用该心电记录仪。在 20 世纪 80 年代，在动态心电图机的基础上，改 进和发展了心电检测设备以及运用更先进的检测技术，从而诞生了 12 导联 的测量方法。在 2000 年到 2005 年，美国投资了 150 亿美元进行研究远程的 心 电 监 护 系 统 ， 在 此 期 间 ， 欧 盟 在 相 关 研 究 领 域 的 投 资 达 到 了 17.5 亿美 元。早期的远距离心 电图检测系统，主要 是通过电话的 方式来 传输心电信 号，方法是由心电图采集设备检测 ECG 的活动情况然后变成音频信号，再 通过一个有线电话网将其发送到监视部门，最终

20、会再次转换成心电信号，医 生便可在计算机上看到心电监测的结果。图 1-2 欧姆龙 HCG-801 心电图仪日本欧姆龙推出的便携式心电图机 HCG-801（图 1-2）在 2005 年的夏 季市场开始推广。该款心电图仪器的电极有手指电极和胸部的电极，只要把 手指放置在指电极上，而左胸直接接触到胸腔电极，心电图 就可以被测量并 在液晶屏上显示，还会显示出诸如“心脏速率较快，心率似乎有紊乱”和其 它类型的信息，对患者进行疾病的提醒，但是该仪器不能准确做出诊断。它 采用了心电图噪声消除技术，可以有效去除电气噪声、手脚和肌肉因运动，出汗等原因造成的漂移。设备的内存可连续采集五次心电波形，通过心电储存卡还

21、可记录采集时间。1.3本章小结本章介绍了国内外心电检测设备的发展现状，从国内外的研究看来，心 电检测设备价格依然较为昂贵，显示参数不足，因此具有广大的发展空间， 为顺应个人医疗设备智能化的趋势，设计一款带有蓝牙技术的心电采集设备 能有效地弥补如今采集系统体积大、价格高、患者使用操作复杂等缺点，填 补了市场空白。第2章 心电信号检测原理与电路设计2.1心电波形产生原理概述心电图能够体现每个心动周期中，从窦房结产生的兴奋按照一定的传递 途径和顺序依次传向心房和心室，从而造成心脏 的跳动。引起人体心脏跳动 的电信号来源、传播和心脏电位兴奋恢复过程中所发生的生物电波动情况可 在人体上传播，由于人体具有

22、导电性，因此，周期性的去极化和复极化的这 种不断变化的心脏电流会流入人体的身体部位，但是因为每个身体部位接受 到的电量不一样，所 以会产生电位差，这 些电位差会导致心肌 发生心 肌收 缩，这样的收缩所产生的心脏活动能够被心电检测设备探测，只要把心电导 联电极片贴在皮肤的特殊位置，心电设备检测这些电位变化可判断心跳的频 率、节奏、心脏的兴奋起源、兴奋传导过程和兴奋传导途径有无异常心脏 活 动，再经处理后记录到特殊的记录纸上，这样能 生成一种详细的心电图。心电图中 QRS 波群是心脏的细胞除极而产生的，T 波则反映了复极的 过程。一个正常的心电图所应显示的心电波形应该包括 P 波、QRS 波群和

23、T 波三部分。在心电图中可以看出心脏所产生的电位变化情况有着一定的周 期性，它的一个周期代表人体一次心跳所产生的心电变 化情况。下面对心电 波形（如图 2-1 所示）的几个组成部分进行简单说明9。P 波：在心电波形中首先出现的一个小二圆钝的波，即为 P 波，它体现 的是心脏左、右心房的去极化过程，反映从心房开始除极至心室开始除极总 共所需要的时间，P 波的宽度一般为 0.080.11 秒，电压不大于 0.25 毫伏。P-R 段：是指 P 波起点到 QRS 波群起点之间的时段，起点表示心房除 极完毕，终点表示心室除极开始，从中 可以测量到心房 P-R 段反映兴奋通 过心房后向房室交界处传导至心室

24、过程中的电位变化，但是这一过程电位的 变化微弱，一般记录不到电位的改变 P-R 段的 持续时间 一 般大 概 是 0.12-0.20 秒。图 2-1 心电波形的形成QRS 波群：这个波群可以反映左、右心室的去极化进程，在这 期间， 心脏电位的冲动会先到达到心室间隔的左侧面，从间隔的里层朝着外层依次 传 导 。 伴 随 着 心 室 的 不 同 位 置 的 按 一 定 顺 序 除 极 而 产 生 的 三 个 波 形 叫 做 QRS 波群。典型的 QRS 波包括三个紧密连接的心电波形，分别是幅值最开 始下降的 Q 波，接着是幅值突然大幅上升的 R 波，然后是幅值迅速降低的 S 波，但是并非所有心电导

25、联测量到的心电波形都会包含 QRS 波，一般来 说，QRS 波群大约会持续 0.06-0.1 秒10。ST 段：指的是在 QRS 波群结束之后和 T 波产生前时期线段，在这期 间，心室进入了较为平缓的复极时期，所以此时心电幅度变化较小，通常情 况下这个波形会和时间轴处于水平状态，相对于上一个波群结束后向下的偏 移量不大于 0.05 毫伏向上的偏移量不大于 0.1。T 波：是指紧接着 QRS 波群的是一个幅值变化比较平稳的稍微朝上增 加的波，体现此时心室状态正在向复极状态转变，这个波形存在的时间比较 长。心室的复极化是指，心室细胞膜的电位慢慢地由外壁的负电位变为正电 位， 细胞膜内壁的 电位又

26、慢慢 变成负电位11 ，这个阶段 的电位变化 与心肌 肌细胞的活动相连，这个期间心脏的电位变化较小，因此在心电波形就会显示持续时间较长但变化平缓的波形。T 波存在的时间在 0.050.25 秒左右。U 波：在上一个波形结束之后再经过大约 0.02-0.04 秒的时间，心脏会 产生一个的 较 宽 但 是 幅 值 大 多 都 小 于 0.05 毫 伏 的 波 形 ， 持 续 时间 大概有 0.20s， 通 常情 况 下这 个波 形 是 因为 心 室 舒 张期 间 不 同部 位 产 生 的负 电 流 组 成的12。2.2心电导联体系和发展历程介绍在人体皮肤上使用心电电极和导联线来采集心电信号只是心电

27、图形成的 第一步。心电导联表示在采集心电活动情况时，使用特定材质制造的线材和 贴在人体皮肤表面指定的检测部位(正极端)与参照部位(负极端 )的电极片 和 接地部位的连接方法。通过导联线设备能够探测到心脏的电位变化，该变化可以被 Holter 和 远距离心电监控等设备记录;使用十二导导联线来检测可以 更加整体地体现 心脏电位变化的状态，这种导联连接方式主要用于做常规静态心电图检查。 1906 年，荷兰科学家威廉爱因托芬创建了标准双极肢体导联 13 即为 为在心电检测过程中最常用的 I、II、III 导联 I 导联为体表电极连接左臂(+) 和右臂(-)；II 导联为体表电极连接右臂(-)和左腿(+

28、)；III 导联为体表电极 连接左臂(-)左腿(+) 1932 年，路易斯和威尔逊创 建了单极胸前导联，即为胸导，该导联体 系共有六个体表电极，名称分别为 V1,V2,V3,V4,V5,V6。V1 位于胸肋骨右 侧边缘第四肋间隙（第四肋骨至第五肋骨间）； V2 位于胸肋骨左侧边缘第四 肋间隙（第四肋骨与第五肋骨之间）；V3 位于置于 V2 和 V4 导联中间；V4 位于第五肋间隙与锁骨中线的交点处；V5 与 V4 导联水平，位于与腋前线 的交点；V6 与 V5 导联水平，位于腋中线交点 1942 年，戈德伯格科学家创建了加压单极肢体导联 14。aVR 导联为右右手上 臂 (+)和左手 上 臂与

29、左 腿下 肢 (-)的中 点连接 ； aVL 导联 为 左手上 臂(+)和右手上臂与左下肢(-)的中点连接；aVF 导联为左腿下肢(+)和右手上 臂与左手上臂(-)的中点连接 本系统的设计采用修正的五电极导联体系如表 2-2 以及图 2-3 所示，采 电极位置 标号 胸骨右侧锁骨中线第一肋间的空隙 RA 右侧锁骨中间位置剑突水平处 RL 胸骨左侧第四肋间空隙 V 胸骨左侧与锁骨中线第一肋间的交点 LA 左锁骨中线剑突水平处 LL 用了 I、II、III 导联以及胸导电极，并且设计了右腿驱动电路。 表 2-2 电极位置与标号图 2-3 人体电极位置2.3心电信号检测电路硬件设计要求心脏在活动的过

30、程中，能够自发生成特定性兴奋电流的细胞即心肌自律 细胞。比如窦房结、浦肯野细胞就会产生生物电流，这个电流在人体表面的 各个部位所产生的电动势也不同，通过电极连接人体皮肤表面的特定位置， 通过导联线采集信号所形成的电动势的变化情况并记录就成为心电图 15。心电信号的频率一般为 0.05 赫兹至 100 赫兹，幅度在 10V5mv 左右。心电信号的幅度很弱小，而且常常掺杂有人体的肌电杂波信号以及来自外部 的 电流 杂 波。 在 心电 信 号提 取的 过 程中 比 较不 容 易完 成 的是 在 如此 多 外界干扰中采集微弱的信号，这也是心电信号采集设备设计的关键点之一。 本文的系统能顺从市场的发展前

31、景，将采集设备的体积做得足够小，并且采 用了低压供电系统，能较好地保护使用者的安全。通过采集位于人体左臂、 左腿、右臂、右腿以及胸导联电极的心电信号。本系统的设计应具有医疗专用设备的特性，同时又需考虑到使用者为家 庭用户，所以除了仪器设计需科学性和先进性之外，还应考虑到安全性。对 仪器的体积，价格，性能，操作方法都应考虑到使用者的需要。本文设计的 心电采集模块作为家庭个人医疗设备，应便于不了解专业设备操作方法的人 员进行使用，同时又可以为专业医生提供可靠的检查结果，而且利于医生对 患者做出诊断，所以本系统的总体设计要求如下：设备应对人体无损伤，方便非专业医生人员进行使用；高度智能化和自 动化，

32、即使出现操作失误也不会对使用者造成严重伤害；体积和质量都用做 到便于携带和保存。在 整 个 系 统 中 ， 心 电 信 号 的 采 集 模 块 非 常 重 要 ， 信 号 的 好 坏 也 取 决 于 此，因此采集电路的设计应兼顾性能与稳定性。本文系统的总体设计框图如 图 2-4 所示：图 2-4 系统框图从图 2-4 可以看出，采集电路主要由以下几个部分组成：采集电极、保 护电路、信号缓冲电路、导联差分电路、滤波电路、模数转换电路。放大以及滤波电路的设计将会影响心电信号采集的质量，所以一定要严格要求放大器的各项参数。心电检测电路从人体的体表检测到电位 变化，通过放大、滤 波和将模拟的信号转化为

33、数字信号的芯片后，经过 ARM7 内核的 LPC2138 处理，将数据发送至蓝牙通信模块，数据被主机接收后即能显示出波形。2.4 心电检测电路设计2.4.1 保护和滤波电路在临床上，心电电路除了单独用于检查心电以外， 还可能要与其它医疗 设备同时使用，例如高频电刀、除颤器等，在家庭使用时还可能有其他用电 器也同时使用，这些电器的输出均为高电压；而且在使用时人体还有可能产 生静电，为了防止对芯片造成损害以及保证电路安全正常运行 ，在导联输入前级采用过压保护，如图 2-5 所示。D1002 1+7V -7V3输入 R105 R106 输出LP101C103图 2-5 保护和滤波电路图 2-5 中，

34、LP101 为 R075XA 陶瓷气体放电三极管，三极管拥有两个端 电极 a、b，和两个瓷管。三极管 管内用惰性气体填满管子的内部， 陶瓷气 体放电管 组 成 高 压 保 护 单 元 ， 能 够 抵 抗 75V （ 正负 20% ） 的 电 压 冲 击 和5KA 冲击电流。 当加载在三极管 的电压 超出其保护的额度值时 ，三极管 内 会自动短路，并“吸收掉”会造成危险的电压，从而防止后级电路和使用者 出现事故。双开关二极管 D100 内部有两个二极管，D100 的 2 端和 1 端分别加上7V 电压，当 3 端的电压大于+7V 或者小于-7V 时，其中一个二极管将会近 似短路，电压将会被限制。

35、相反，当 3 端电压在-7V+7V 之间时，两个二 极管均截止近似开路，电压通过 R106 到后级。所以， D100 的作用是将 3 端的电压限制在-7V+7V 之间。R105 和 C103 构成 RC 低通滤波电路，当有高频（如 1MHz）杂波信号 干扰时，此时高于低通截止频率，杂波信号会经过 C103 近似短路到地，得 以滤除。2.4.2 缓冲电路输入缓冲器采用电压跟随器电路，能够避免人体与导联电路的直接相连 接。在图 2-6 中，心电信号输入到 U101A 即 LF44F 低功耗四通道精密放大 器中，该放大器和 LM148 放大器具有相同的带宽、频率、增益，并且只需 有其四分之一的供电电

36、流即可正常工作。 U101A 构成的其中一路缓冲放大 器，它具有高输入阻抗，低输出阻抗，增益为“1”的特性。设置缓冲放大器的第一个优点是能够提高放大器的输入阻抗，防止导联 与人体皮表接触时所产生的电阻而引起的信号衰减，提高采集心电信号时的 共模抑制比和心电描记幅度，另一方面，设置缓冲器电路耗能提供较低的输出阻抗可确保有效地驱动后级导联电路工作。-7VC1202输入3114+7V1 输出U101A C121图 2-6 缓冲器电路2.4.3心电导联差分放大电路导联检测电路采取了优化的五电极导联体系。用电极片贴在人体表面的 任何两个地方上再用特制的导线分别于与心电图机的正端和负端连接，便可 观察体表

37、两处心电电位的活动情况。在人体的任意三个肢体上安置电极，由 于人体左边的肩膀和右边肩膀以及臀部离心脏的距离类似相等，因此在人体 表面上假想出一个等边三角形，心电信号从心脏出来后，能够迅速均匀地在 体腔传播， LA、RA 和 LL 三点形成一个等边三角形，即“爱氏三角”，如图 2-7 所示，同时，假设心脏产生的电偶向量位于此等边三角形的中心 。RA I LARA -I + LA-II IIIII III+LL LL图 2-7 爱氏三角示意图在电路中，LA 和 RA 差分放大为导联 I，如图 2-8（a）所示，RA、LA、LL 和 V 差分放大为胸导联，如图 2-8（b）所示。CB1 CB2R12

38、4 R125 R126 R127-7VC13442 61 7 导联RA 3LA8+7VU103A C1355 U103B（a）CB7CB8R157R158R159R160RAR121LAR122LLR123V-7V4238+7VC1441U106A C14567胸导联 V5U106B（b）图 2-8 心电导联电路（a）I 导联电路（b）胸导联电路2.4.4 滤波放大电路因为心电信号的幅度比较小而且具有一定的周期性，在心电的检测期间 会被环境 电气、 患者 的肌电等方面的影响 ， 而且信号中常常伴 随着频率 为50Hz的 工频 干 扰， 所 以要 精 确 检测 心 电信 号需要设计独特 的电路对

39、采集到 的信号滤除不相关的波形，并设计合适放大倍数的电路对其放大，然后再经 过 带通 滤 波 电路 后 才 得到0.05Hz-100Hz心 电 信号 。 如 图 2-9所示， 经过 差分 放大器后的 II导联 信 号， 再经过R139和C139组成的RC滤波电路后，流入带 通滤波器，通频带设置在0.05Hz-100Hz之间，然后经过U108A和后级缓冲器电路输出。R176C177R177R139R140C1736R173-7V4R1897缓冲器输出输入带通滤波器5 U108A8C189C139+7V图2-9 滤波放大电路2.4.5右腿驱动电路在检测的过程中，患者如果直接接地可能会导致患者触电，

40、从而对患者 造成伤害，所以需要防止人体的直接接地。但是假如在信号检测的过程中， 由于人体的电容影响，在患者身上可能会产生很大的共模信号，这些干扰会 影响心电图的准确度，在没有质量良好的滤波放大器的条件中，人体接地又 是降低该信号影响的最直接方法。所以，为了消除这种干扰信号，需要设计 一款在防止共模信号对检测结果造成影响的同时可以避免患者直接接地的电 路。如图2-10所示的电路即可实现这一目的。图中放大器，可以检测50Hz的 频率干扰，将该干扰信号给患者，从而消除不必要的信号。信号在经过两个20K的等值电阻 后，可以计算得到交流共模信号的平 均值，这个平均值有利于针对性地对信号进行处理，然后经过

41、数字控制模拟 开关 后 再流 入 右 腿驱 动 电路对信号 进行反 相放 大 ， 通过 限 流电 阻 R120把信 号接入右腿电极，该电路能够避免工频影响，提高共模抑制比，在人体和大 地的电位差超过一定额度的时候，运算放大器会打到饱和状态，从而后级电路发生危险。图中输入信号LLB、LAB、RAB是经过缓冲器后的心电信号。RA132LLB LAB LLB RAB LAB RABR119R118R117R116R115R114数 字 控制 RA113模拟开关RA111CA10342 38CA104-7V+7VCA1051U109AR120RL图 2-10 右腿驱动电路2.5 模数转换电路设计在获取

42、了心电的模拟信号后，需要将其转换为数字信号才能让 MCU 对 其处理，又由于需对七路信号进行转换，本系统采用了 Analog Device 公司 的 AD7327 芯片进行 AD 转换。这款 AD7327 模数转换芯片具有 8 个转换通道，十二位带符号，双极 型，采用 了 连 续 逼 近 型 Analog-to-Digital Converter 设 计 。 与 采 用 传 统 CMOS 工艺相比，采用 iCMOS 工艺组件可以输入双极性信号，具有 4 个可 调 电 源 输 入 范 围 ： 10V ，5V ， 2.5V 以及 0V 至 +10V 。 其 内 部 具 有2.5V 的参考电压， 也

43、可以使用 外部参考电压进行操作 。模数转换器的每个 模拟信号输入端都能被独立编程，同时还能更高的性能，大幅降低功耗，拥 有更小的封装尺寸。图 2-11 所示为本系统模拟转换为数字的电路设计图。图 2-11 模数转换电路2.6本章小结本章主要通过叙述心脏活动电位的产生部位，以及一个完整心电波形的 各个阶段的主要区分方法和主要特征，阐述了心电信号采集的生理基础；介 绍了心脏导联创立的发展历程，只有了解这些历程才能更好地设计心电采集 系统。介绍了心电的波形特征以及硬件要求，展示了系统框图。设计了心电 检测电路，因检测时可能会受到环境等其他信号的干扰，因此又设计了 滤波 电路和右腿驱动电路。因为采集系

44、统所检测的心电信号为模拟信号，在考虑 了系统的整体需求后，采用 AD7327 作为模数转换芯片。第3章 MCU 及电源电路设计3.1MCU 电路设计3.1.1LPC2138 特性LPC2138 是 经 常 使 用 的 嵌 入 式 系 统 芯 片 ， 该 芯 片 具 有 实 时 仿 真 的 优 势，和 32 位 ARM7 处理器的跟踪，他在保证了性能的同时又能使系统更节 能，因为它的结构相比于复杂指令集来说得到了进一步的优化， 精简指令集 原则 的 使用 使 得 相 关 的解 码 机更 为 优化16 ，大 大 缩短 了 解码 时 间， 因 此不 需要太昂贵的 MCU 就能够满足系统设计的相关要求

45、。和以往的单片机一样，MCU 在工作时取指令、解码、执行指令可以同 时进行，MCU 会在运行指令的期间一边解码即将运行的指令，而且还可以 调出在存储器中里面的指令。由于采用了 128 位的接口以及优化了的结构能 够提高指令在较高波特率时的执行速度3.1.2LPC2138 电路设计MCU 控制电路能够采用来自外部的晶振或者外部的时钟源，内部的锁 相环路能够控制系统运行频率，从而加快系统的运行。如果无需用到芯片内 部的锁相环和 ISP 的话，那么片外的时钟频率可调整到 1Hz-30MHz，如果 需 要 这 两 个 电路 ， 片 外 晶 时 钟 频 率 可 设 为 10Hz-25MHz 。 在 控

46、制 电 路 设计 中， 选取 14.7456MHz 的 片 外 晶 振 作 为 系 统的 振荡器 ，电路图 3-1 中的 Y403 晶体振荡器与 C11 电容和 C12 电容组成的电路可使串口的波特率更精 确，提高系统稳定性。图 3-1 LPC2138 控制模块3.1.3看门狗电路设计在 MCU 的运行过程中，可能会因为某些原因引起的干扰，导致程序运 行不正常从而进入死循环，即程序跑飞。这将会导致 MCU 停留在奔溃的代 码中，而且不能调整到正常的运行情景。因此为了系统的正常工作，本系统 采用了具有独特功能的复位集成电路。这款能够在处理器运行不正常时向处 理器发送特定的信号就叫做看门狗系统，这个信号能够将处理器强制复位， 从而避免了系统陷入死循环但不会自动复位的状态。本设计使用的看门狗复位系统采用了 SP706REN 模块，如图 3-2 所示， 能够当 MCU 停滞的情况下而自动发出复位脉冲，能够满足处理器无需人工 监控就能正常运行的要求。其工作原理是 SP706REN 模块的 6 脚和 MCU 的WDT 端口连接，在软件中令 MCU 周期性地向复位模块的 6 脚上发出高电位信号，假如 MCU 的程序运行不正常并且进入了死循环状态，如果