心电监护系统的设计

目录一、心电信号的特征 (2)二、系统硬件设计 (3)2.1 右腿驱动电路 (4)2.2前置放大电路的设计 (5)2.3二级放大高通、低通滤波电路设计 (6)2．4双T有源陷波器电路设计 (7)2．5电压提升电路 (8)三、系统软件设计 (10)四、嵌入式Web 服务器的设计 (12)4.1 嵌入式Web 服务器概述 (12)4.2 嵌入式Web 服务器的移植 (12)4.3 动态心电监护网页设计 (14)五、总结 (15)六、课程设计总结 (16)七、主要参考文献 (17)远程心电监护系统的设计本文设计了一种远程心电监护系统监测仪。

该设备主要由两部分构成，第一，以安有Linux操作系统且嵌有Web服务器的家庭PC机为本地服务器；第二，以基于$3C2410硬件平台和Linux操作系统构成的的嵌入式系统为终端采集设备。

在设计时为了方便病人，对于终端设备，一方面可以受家庭PC机服务器的控制，另一方面也可以独立工作。

独立工作模式即终端本身提供了对心电信号的各种控制，诸如采集、停止、回放、查找、保存等功能。

一、心电信号的特征一般电信号有三大特征：幅度、频谱及信号源阻抗。

作为生物电的心电信号也是如此，同时心电信号属于强噪声下的低频微弱信号，它是由复杂的生命体发出的不稳定的自然信号，由于受到人体诸多因素的影响，因而有着一般信号所不具有的特点。

(1)信号弱：由于心电信号是从人体的体表进行提取的一种生物电信号，因此信号一般十分微弱，心电信号为mV(毫伏)级信号，幅值大约为0．03一--4mV，典型值为lmV。

(2)不稳定性：人体是一个与自然界有着密切关系的开放性系统，人体可能处在各种电磁、噪声等环境中，这就使得心电信号存在了不稳定性和随机性。

(3)低频特性：人体心电信号频率较低，频谱范围主要集中在为0．05，．--lOOHz。

(4)高阻抗：人体作为心电的信号源，拥有可达几k Q到几十k Q的高阻抗，因此这个特性容易引起心电信号测量的失真。

(5)噪声强：人的周围一般存在各种干扰，大概概括为以下几种：●工频干扰：50Hz的工频干扰是最普遍的，此干扰也正是心电信号测量时的主要干扰。

●高频干扰：基于不同频段的电视发射台、无线电广播、通讯设备、雷达等随着无线电技术的发展而逐渐发展起来，其工作时可以使空中的电磁波大量增加。

这些便产生了高频干扰。

●测量设备自身的干扰信号：由于心电信号处理电路部分的电子设备自身也会产生仪器噪声。

这种噪声一般属于具有较高的频率特性的信号。

14J二、系统硬件设计由于心电图信号的检测是属于强噪声、强干扰环境下，且频率范围一般在0．5～100Hz之间，幅度在0．1"--5 mV范围内的超低频，微弱信号。

因此这种心电信号属于具有微弱性、低频特性和随机性和不稳定性等特点。

在进行心电信号时测量时存在较强干扰，包括测量电极与人体之间构成的化学电池所产生的直流极化电压；50Hz且以共模电压形式存在的工频干扰；肌肉收缩引起的肌电干扰：人体运动、呼吸引起的基线漂移等，这就要求设计一种满足高输入阻抗、高共模抑制比(CMRR)、低噪声、低漂移和高安全性前置放大器。

本设计中前置放大器采样的是通用仪表放大器AD620，该芯片约有50倍的放大倍数，通过该芯片可以实现将微弱的心电信号受到来自人体内外的多种干扰预处理掉。

其次，后端电路采用了高通和低通滤波器，滤波器的作用是将0．05---,100 Hz以外的信号进一步进行处理，这样可以抑制基线漂移和高频噪声的影响。

然后通过50 Hz 的陷波电路再次处理信号。

为充分利用$3C2410的A／D转换精度，在进行对心电信号具体采集前还需要将信号放大到A／D转换器电路参考电压的70％左右，同时考虑到信号中有附加的直流成分，需在A／D转换电路前增加电平调节电路。

综合上面的分析，最后设计的心电采集电路应该有以下几部分：AD620前端放大、0．05Hz的低通滤波和lOOHz的高通滤波、50Hz陷波器和电平升压电路。

下面将进行具体电路的设计。

2.1 右腿驱动电路首先要进行的是对50Hz共模电压的调节。

这是由于人体本身从环境中可通过各种渠道拾取工频50Hz交流电压，这种电压在心电信号的测量中形成几伏以上的交流共模干扰，我们采用右腿驱动电路后可以使50Hz共模干扰电压降到1％以下。

采用了右腿驱动电路取代直接接地，它是心电信号提取中非常有用的方法，这种与右腿接地的方法比较，右腿驱动技术对抑制交流干扰的效果更好，但由于存在交流干扰电压的反馈环路，对人体形成不安全因素，因此在使用时需外接限流电阻。

平均交流共模电压被送入驱动放大器的反相放大端子，其中的平均交流电压是由电阻网络取出来的，然后加到右腿电极，R1是限流电阻。

这种电路结构实际是电压并联负反馈电路，只是以人体为相加点的。

这里的辅助运放采样了0PA277芯片，为了使输入能够尽量对称以达到最好的设计R性能，我们可以通过调节图中一L设定放大器增益来可保证R4=R5；为了限制电流这里的Rl要达到M级；调节C2以使右腿驱动平衡。

2.2前置放大电路的设计由于心电信号相对比较微弱，容易受到各种干扰，比如交流电磁干扰信号等，而这些干扰信号要比心电信号大很多，并且一般这些干扰信号对输入电路来说属于共模信号，所以要求我们设计的前置放大电路有较高的共模抑制比。

本设计选用美国Analog Devices公司提供的模拟放大芯片AD620AN作为前置放大器，它能够满足心电前置放大高CMRR、高输入阻抗、低噪声、低漂移的设计要求，AD620是具有低偏置电流、低失调电压、高精度并且低功耗等特点的仪表放大器，其电路设计比较简单，仅需外接一个增益电阻就能设置放大倍数。

同时由于该芯片具有109Q高12输入阻抗、可达130dB高共模抑制比、最高可达1000倍高放大倍数、以及最大50 p A低输入失调电压、低噪声等优点，很多的国内外心电监护系统在信号处理部分都采用了该芯片。

对于电磁干扰，由于电磁干扰会严重影响高精度电路的DC性能。

放大器相对低的带宽不能正确的放大MHz级的RF射频。

但这些带外信号很可能会耦合到放大器的输入和电源引脚，在输出引脚就可能出现不可解释的和不希望的DC偏移。

图3．3前置放大电路。

如上图所示，信号来自于Vin一、Vin+，输出为V out，其中RI+R2和C3构成了差模；R1／C1，R2／C2构成了共模。

该滤波器可以消除以上提到的干扰，其中输入串联电阻组成了低通的差模和共模滤波器，同时也可以用来限制电流。

本设计中电阻取值为RI=R2=IOk，电容取值为CI=C2=IOpF，C3=330pF。

为了防止在VIN 的一些共模输入信号会在放大器的输入转化成差分信号，因此要求RI×CI和R2×C2要很好的匹配。

电容C3主要用来帮助削弱共模滤波器由于匹配不好而引起的差分信号。

在上面的每个电源脚和仪用放大器的参考点之间还要加一个旁路电容，采用一个0．01 u F和0．33 u F电容并联作为去耦电容，这样的去耦效果较好。

之所以加入去耦方法是因为AD620芯片有以负电源为参考的积分器。

2.3二级放大高通、低通滤波电路设计通过前面对心电信号的分析可知，在0．05～lOOHz范围内的信号才是有用的心电信号，而且前级还存在幅值为几毫伏至几百毫伏不等的、由于测量电极与人体皮肤表面接触形成的半电池而产生的直流电压。

为了提取我们所关心的心电信息，消除极化电压对心电信号的影响，所以设计了一个截止频率为0．05Hz二阶高通滤波电路。

根据Niqusit采样准则，采样频率必须大于截止频率的2倍，否则会造成频率混叠，因此需要加上低通滤波器。

由于我们设计的心电采采集系统的频率范围为0．05Hz～lOOHz之间，因此采样频率设置为200Hz，这样我们就需要设置一个截止频率为lOOHz的低通滤波器。

图3．5为二级放大高通滤波、有源二阶低通滤波电路。

来自于前级的信号，进入到上面电路中，电阻R1、R2、R3及放大器U1构成了一个同相放大器，放大增益可以由式G=R9／RI+I来确定。

在上述的电路图中，其中一阶高通滤波器是由C1和R2构成，由式3．1可计算出下限频率。

这里的低通滤波器采用了巴特沃兹有源二阶低通滤波器，该滤波器比较适合于对生理信号进行进行滤波。

本设计中R4，R5，R6，R13电阻以及C3和C4电容与放大器U2共同构成了巴特沃兹有源二阶低通滤波器。

其上限频率可由计算式3．2得到。

2．4双T有源陷波器电路设计工频干扰是心电信号的主要干扰，对于心电信号来说，我们关心的只是频率范围在0．05～lOOHz之间的，但是在这个范围内有一定的工频干扰信号，比如50Hz的工频干扰，它是由于人体耦合电容而引入的。

因此这个频率的信号我们要设计带阻滤波器将其剔除，进而达到抑制的目的。

在本设Ct中力HhYX2 T有源陷波器，㈣图3．6为本该设计的陷波器。

经过高低通滤波器的信号进入到上面的陷波器中，上面的50Hz陷波电路是一个Q值可调的有源双T带阻滤波电路，通过变阻器R13可以调节品质因数Q。

这里记R13的上半部电阻为Rn，下半部电阻为Rm，取电阻R1，R2，R3，R4为相同的阻值，记为R，电容Cl，C2，C3，C4也取相同的值记为C，通过这些我们可以求出电路的一些参数，比如中心频率，品质因数，下面是基本的表达式：2．5电压提升电路这里面进行了电压提升电路的设计，之所以设计该电路，是为了对心电信号进一步处理，使其幅度提升到$3C2410能够采集的范围内。

具体的升压电路是在输出端接一个5V的齐纳二级管完成电压提升。

㈣图3．7为具体的电压提升电路。

三、系统软件设计终端设备的软件总体架构终端设备的软件实现主要从以下几方面来实现，主窗口模块、显示子窗口模块、输入模块、输出显示模块、采集模块、Socket通信模块、RTC时钟模块。

各个模块之间的通信以及部分处理最终都是交给MiniGUI 的窗口过程函数来实现的。

在整个程序中主要有初始主窗口以及显示子窗口两个核心部分。

图4．6为终端设备的总体框图。

主窗口模块创建了三个线程，心电数据实时采样线程、家庭PC机服务器对终端便携设备的实时控制线程(Socket 线程)、RTC实时时钟线程，同时创建了显示子窗口。

而三个线程通过以发送用户消息的方式与显示子窗口进行通信，即当三个线程处理完一件事后，会发送消息通知显示子窗口，然后子窗口根据具体的不同消息来想对其进行响应。

对于采样线程有一个全局标志位GatherFlag，该线程具体是否做实质性工作取决于该标志位，当用户执行终端设备进行采集时，对应标志位置位，进而采集线程执行，进行具体采集工作，当用户选择停止时会停止采集，采集线程每采完一场会向显示子窗口(后面将介绍)发送采集消息，以便子窗口更新心电数据以及显示；对于Socket通信线程，一旦建立后，便实时等待服务器端发来的数据包，收到数据包后对其进行解析，解析完命令后会向显示子窗口发送消息，子窗口的响应函数会根据命令字来响应服务器的具体操作；对于RTC时钟线程，它配合内核提供的时间处理函数，实时记录时间变化，并定时发送消息到子窗口，使子窗口实时更新时间，同时心电数据的保存记录也要以时间为依据。