基于单片机便携式心电图仪的研究与设计
便携式心电监护仪
摘 要
本系统以TI公司的高精度仪表放大器INA2331和低功耗AT89C51单片机为核心，实现了两路心电信号的采集和显示。设计采用右腿驱动电路和 高通负反馈滤波器等抑制干扰措施，提高了放大器的共模抑制比；选用内部资源 丰富的 AT89C51单片机和12864液晶显示器 LCD 实现了心电信号的动态显示。结果表 明系统各项技术指标达到了设计要求，具有低功耗低成本的特点。
Abstract
The system which takes the high-precision instrumentation amplifier INA2331 and low-power AT89C51 MCU as the core has realized two_channel ECG’s detection, storage and display 。It adopts a right-leg -driven circuit、a high-pass filter with reverse feedback and so on，which makes the CMRR of the preamplifier higher 。By adopted the inner resourceful AT89C51 single chip and 12864 LCD the ECG can be recorded and playbacking demonstrated 。The results indicate that the major technical specifications of the system meet the design equirements, The system has the following features, such as low-power、and low-cost 。
1.1 研究背景及意义
近年来，随着社会的进步和经济的发展，生活水平的逐步提高，以及我国人口老龄化程度越来越严重，心脏病一类的疾病的发病率不断攀升，严重影响人们的身体健康，成为威胁人类健康的第一因素。在我国，因心脑血管疾病死亡的人数约占总死亡人数的 44% 。根据《2008 年中国慢性心脏病年报》显示，国内每年近50%的死亡病例为冠心病，且该数字在逐年递增[1] 。去年约有 16 万名患者接受支架植入手术，手术施行总数的年增长率超过 20% 。据估计我国心脑血管疾病每年耗费达 3000 亿元，然而受测试手段的局限，知晓率、治疗率及控制率仍然很低，特别是知晓率是有效防治心脑血管疾病的关键因素，而有效的便携式心电检测／监测仪器是完成早期发现的有力工具。
心脏能够有规律性的发生兴奋和收缩，从而推动血液的循环。在心脏肌肉每次收缩之前， 都有一股微小的生物电流产生。由于人体的体液能够导电，这些微小电流通过体液的传递就会反映到人体的表面皮肤上，由于身体各部分组织不同，距心脏的距离不同，从而造成体表的不同部位的电位有所不同。根据这个现象，出现了一些心电检测仪器，通过测量人体这些生物电信号，从不同角度观察心脏的活动情况，并将心电图显示出来。这对心脏基本功能及其病理研究方面，具有重要的参考价值 。
心电图能够反映心律的运行状况，一定程度上反映心肌受损的程度、发展过程以及心房、心室的功能结构情况。从而能够在心脏手术和药物的使用上提供一定的参考价值。然而在检查心脏功能的时候，心电图并非是必不可少的指标，因为心电图比较复杂，有时正常的心电图不一定证明心功能正常，相反，心肌的损伤和功能的缺陷并不总能反映在心电图中 。
常规心电监护设备具有体积笨重、价格昂贵和不便于携带的局限性，随着社会生活水平的提高，
第 1 章 绪论
家庭化的医疗器械开始逐渐进入人们的日常生活，家庭化的心电图仪器具有体积小、 方便使用的优点，但功能没有专业的大型的医疗设备齐全，但在一定程度上满足了人们的基本应用。比如能够在家庭或则其他地方很方便的进行心电图信号的测量，并把波形显示出来通过一定的处理，做基本的诊断，并把数据存储起来，然后可以提交到专业机构做进一步的诊断。对于一些行动不便的病人，便希望利用互联网技术，把数据通过远程传送的方式，提交到专业机构或指定的医药。便携式心电设备的使用也有利于医生在急诊或查房的时候方便快速的进行病情诊断。
因此为了能够在更多场合进行诊断，出现了各种各样的便携式心电图设备，常规心电图是病人在静卧情况下由心电图仪记录的心电活动，历时时间短，只能获取少量信息，所以在有限时间内即使发生心律失常，被发现的概率也是很低的。而便携式监护装置可以在家庭里进行长时间的实时监护，并把数据存储起来。这样患者就不必长时间的静卧在医院，就可以得到实时的监护，所以研发便携式心电监护产品具有重要意义。
本课题主要研究开发便携式心电图仪，即将普通心电图设备小型化、家庭化，具有低价 位、体积小、便于携带和使用方便等特点。
1.2 国内外研究现状和发展趋势
综观当前心电检测仪器发展趋势，主要向以下几个方向发展： (1) 数字化
随着计算机科学、机械电子的迅猛发展，医疗器械的数字化程度越来越高，比如数字滤波器的使用，极大的降低了心电干扰，提高了心电判断的准确率。 (2) 无线化
无线传感技术的发展能够促使心电检测无线化，从而摆脱传统心脏检测的繁琐程序。同时，能减轻病人的心里紧张程度，实现心电检测的方便性。 (3) 自动化
自动测量和分析是医疗仪器的发展方向，使医疗器械智能化是目前医疗器械设计的目标之一。 (4) 远程医疗
计算机技术、网络通信技术的快速发展，为远程医疗的实现提供了可能，将心电数据通过远程传输，在远端对心电数据加以分析处理并提出诊断结果，从而实现远程医疗。如目前出现的基于GPRS 网络的远程心电监护系统就是这个发展趋势的体现。
总之，科技不断进步，人们的需求也在变化，设计符合市场需求的产品是企业生存的根本，利用高科技带来的技术革命去更新医疗器械更是一个巨大的市场机会，我们相信，在未来几年里，家庭化的监护设备必将越来越普及。
1.3 论文研究内容
目前市场上的便携式心电图仪器价格昂贵、功能复杂，限制了它们的应用，基于此本文设计了一种基于 AT89C51 芯片能够实时监控并且 价格低廉的便携式心电信号采集仪。 采用 12864 LCD 实时显示心电波形，具有良好的人机交互界面。
1.3.1 主要工作
本文的目的是通过先进微处理器的应用研究的主要内容是通过将嵌入式技术、数字信号处理技术和信号采集技术的结合，设计一个能够完成信号提取和分析功能的嵌入式心电图监测系统。主要研究工作如下： (1) 心电信号的检测方法 (2) 心电图仪的硬件设计：
1) 采集电路：准确提取生理信号，把信号处理为可供采集分析的有效信号； 2) 处理电路：完成信号的采集、滤波、显示等。 (3) 心电图仪的软件设计：
1) 信号采集的 A/D 采集程序； 2) 数字滤波处理程序；
3) 12864 LCD 驱动程序；
第2章 人体心电信号的医学基础
2.1心电信号的产生机理
心脏的结构复杂，可以把心脏看作一个水泵，能够不断地有规律性的发生兴奋和收缩， 从而推动着整个血液的循环。心电信号就是有心肌激动产生的微小电流，该电激动是在心脏 机械收缩之前产生的。围绕在心脏周围的组织和体液都具有导电性，这些微小电流总和就通 过组织及体液传导反映到体表上来。从而造成体表不同点之间的电位差不同，通过采集这些 电位差就可以绘制出心电图来。
随着科技的进步，各种尖端检测仪器不断更新，极大的提高了对心电信号的研究与分析能力。心电图是记录心脏电活动状态的记录，包括心脏节律和频率以及电压的高低等信息，可用于诊断各种心律失常、心肌病变、心肌梗塞及心肌缺血等心血管疾病。同时对心脏病的诊断和治疗也提供了确切的理论依据。 2.2心电信号的特征
生物医学信号都具有信号强度较弱、背景噪声较强、频率范围一般较低、随机性强等特点。当今生物医学信号处理已经是一个重要的研究领域，也是近年来迅速发展的数字信号处理技术的一个重要的应用方面。心电信号属于直接信号，信源是心脏，具有周期信号的性质，同时还有非平稳的特性，由于干扰因素的存在，心电信号总是在一定的范围内波动，有时候也会随着某种疾病发生改变，不同的人，其心电图的波形有差异，这个差异有时还很大，但是，一般正常的心电波形都可以划分为几个部分。 2.2.1时域特征
通过电极对心电信号进行提取，可以画出心电信号的电压幅度随着时间变化的图形，如图2.1所示，即是一个典型的正常心电波形。信号的幅度很小，一般为10µV~4mV，典型值是1mV。
图2.1一个周期的ECG波形
心电图的典型间期和典型段其中“间期”指时间间隔，而“段”则指波形本身） 论述如下：
P波：反映两心房去极化过程的电位变化，左右心房除极波，前部代表右心房激动，后部代表左心房激动。
P-R间期：是从P波起点到QRS波群起点的相隔时间。它代表从心房激动开始到心室开始激动的时间，正常为0.12~0.20s。若超过0.20s，一般表明有房室传导阻滞。这一期间随着年龄的增长而有加长的趋势。
QRS间期：从Q波开始至S波终了的时间间隔。它代表两侧心室肌（包括心室间隔肌）的电激动过程。QRS波群的宽度即为QRS时限，代表全部心室肌激动过程所需要的时间，正常人的时限最长不超过0.10s。QRS波的形态、振幅和时间所包含的心脏信息极为丰富，迄今仍有大量的有用信息尚未被认识，有待进一步探讨。
S-T段：由QRS波群结束到T波开始的平线，ST段下降不应低于0.05毫伏。偏高或降低超出上述范围，便属异常心电图。
P-R段：从P波后半部分起始端至QRS波群起点。同样，正常人的这一段也是接近基线的。心电信
号是一个近似周期信号，它的特点是突变性很强，属于一种非常典型的具有明显时频特性与时间-尺度特性的生物医学信号[11]。 可以看出心电信号具有以下特点：
(1)微弱性：经过实验测试得出，心电信号的幅度一般只有0.05～5mV，均值在1µV，很容易受到干扰的影响，极易被淹没。给信号的检测带来了困难。
(2)低频特性：人体心电信号频率比较低，有价值的频率范围一般为0.05~100Hz，能量大部分集中在0.05~40Hz。
(3)高阻抗：人体源阻抗一般较大，可达几KΩ至几十KΩ，其作为心电信号的信号源，给心电信号的检测带来了不利，容易造成心电信号的误差和失真。
(4)不稳定性：人体内部结构复杂，各个器官之间相互协调相互影响，又与外部直接接触，密切联系，所以，无论来之于内部的还是外部的影响，都能引起ECG的变化，导致心电信号的不稳定。因此，在对信号进行检测、处理与分析时，要考虑这一特性，并采取相应的措施。
(5)随机性：人体周围的环境非常复杂，在检测时不可避免的会受到各种各样的外界干扰而使心电信号发生变化，从而造成心电信号的随机性。不过，这种随机性并不是毫无规律可言，通过对心脏自发放电的构型进行统计并分析，可以发现放电的内在规律。所以，在对ECG的检测中，要综合考虑，既要考虑它的随机性，更要重视它的规律性。 2.2.2频谱特征
据Nitish.V.Thakor等人的研究，直流成分在心电信号中占的比例很高，滤除直流成分后，频率主要集中在0.05~100Hz，可见心电信号的频率较低，强度非常微弱，而其中的能量大部分集中在0.05~40Hz范围内。从功率谱上可以看出，心电信号的能量大部分集中在QRS期间，该期间的频率峰值一般是在10~20Hz之间，在信号的中、高频率区，由于这个特征在整个心电信号图中非常明显，因此对QRS波形的检测变得非常容易识别。 2.3心电信号的干扰分析
心电信号的微弱性，导致其容易受到各种各样的干扰。这些干扰给心电信号的检测带来了困难，容易引起ECG信号的异常，异常心动能导致QRS复合波形态改变，为QRS上的分类和探测造成了困难，影响了正常的判断。心电信号的干扰源一般有两类：一是来自生理上的，二是来之技术上的。下面分别讨论。 2.3.1生理上的干扰
(1)肌电干扰[13]
肌电干扰是由皮肤电势引起的，经研究证实，大约有30mV的电势在人体内外表皮层中存在，随着人体皮肤的运动，该电势会发生波动，这个波动的电压随着电极的采集进入前置放大电路并进行放大，从而造成心电信号存在噪声，还有另外一些因素造成肌电干扰，比如人的刺激或紧张，这些都会产生一些高频肌电干扰。研究表明，这些干扰的频率范围很广，频谱特性接近白噪声，其频率一般在5Hz~2KHz之间。 (2)基线漂移
基线漂移一般是由于极化电压引起的，多数情况下是由于电极与皮肤之间接触不好造成的，存在接触电阻，该电阻与放大器的输入阻抗形成分压网络，心电信号波形将随着稍微剧烈的肢体运动而发生改变，从而使心电信号的准确性受到了严重破坏，基线漂移频率约是0.15Hz~0.3Hz。 2.3.2技术上的干扰 (1)工频干扰
人体周围无时无刻都存在着工频干扰，主要是50Hz电源干扰及其高次谐波干扰。如果不采取一定的去噪手段，可以从心电信号的频谱中发现50Hz的幅度极高，基本把心电信号淹没掉，这是由于人体的天线效应造成的。另外由于工频干扰并不是固定不变的，其中心频率会有一定范围的波动，这种随机的过程，造成要完全消除干扰是有困难的。在硬件技术采取的措施一般是设计共模抑制比很高的50Hz陷波电路来尽可能的去除干扰，但是由于线路不对称性的存在，仍有50Hz工频干扰混入心电信号。 (2)电极接触噪声
电极与皮肤表面一般要涂抹一些导电膏以及进行适当的固定，以防止电极与皮肤表面的接触发生松动或则脱落，从而防止电极与皮肤的接触阻抗发生变化，导致ECG波形变得模糊不清。 (3)电磁设备干扰
电磁设备的干扰范围比较广，其中包含系统本身的噪声，其频率范围较宽，并且在不同的环境会有所不同，肯定会对心电信号的检测造成影响，为了减少这种干扰，一定要为检测者提供一个自然舒适的检测环境，远离干扰源，并采取一定的屏蔽措施来减少干扰。由以上的分析可见：ECG信号中的噪声和干扰存在频带宽、幅度大的特点，在进行采集时必须进行预处理，否则采集出的心电数据将失去分析与处理的意义。对心电信号进行预处理常用的技术就是滤波处理。 对于滤波处理方法有两种：
(1)硬件滤波。设计高通、低通滤波器，滤除一部分基线漂移，抑制肌电干扰。设计50Hz陷波器，滤除工频干扰。但硬件滤波并不能完全把干扰滤除干净，并且如果想得到更好的滤波效果，就需要设计更高阶的滤波器，这样就不可避免的增加硬件成本，增大系统体积，因此采取硬件滤波的方式作用是有限的。 (2)软件滤波。
软件滤波方法具有硬件滤波不具备的优点，通过数字滤波器的设计基本上能够完成硬件滤波器的功能，并且具有设计灵活，参数可调的优点，而硬件滤波器的各种参数一旦固定就很难再选择和调整。在本设计中考虑用硬件滤波和软件滤波结合的方式，在前端采集电路通过合理屏蔽和接地等措施，以及设计低阶的滤波器预处理一下，将噪声减小到一个相当的程度，然后在软件中设计数字滤波器，进一步滤除干扰，主要实现对工频干扰的抑制。
第 3 章 心电图仪系统硬件设计
3.1 总体设计的基本原则
嵌入式系统被描述为：“以应用为中心、软件硬件可裁剪的、适应应用系统对功能、可靠性、成本、体积、功耗等严格综合性要求的专用计算机系统”，由嵌入式硬件和嵌入式软件两部分有机的结合在一起。作为一种典型的嵌入式应用，本课题研究的便携式心电图仪要求具有很强的可移动性，便于使用者携带，同时也要求功能完善，能够实时对心电信号进行处理。本心电图仪集信号的采集----处理----动态显示三大功能于一体。 因此，在开发过程中，硬件设备的选择需要考虑这些特定的需求，有针对性的进行器件的选择和设计。我们可以遵循这样的规则： (1) 选择合适的处理器，减少硬件复杂度并降低成本。
(2) 选择典型电路，按照模块化设计，系统扩展与 I/O 的配置充分满足应用系统的功能要求。 (3) 注重软硬件结合，软件能实现的功能尽可能由软件实现，以简化硬件结构，降低能耗 和设备成本。
(4) 必须考虑芯片的驱动能力，有必要的可靠性及抗干扰设计它包括去耦滤波、印刷电路板布线、 通道隔离等。
3.2 微处理器的选型
MCU 的选择主要从以下四个方面来考虑：
(1) MCU 在整个系统中的所承担的任务复杂程度：在本设计中，MCU 要负责信号的采集、信号的滤波处理、心电波形的显示。
(2) MCU 的处理速度：本设计中，MCU 在进行滤波处理的同时要实时显示出心电波形，因此，处
理器要有很高的处理速度。
(3) 对于整个系统的设计希望尽可能简化：一个系统中所使用的元器件越多、电路结构越复杂，则系统的出问题的概率越大，可靠性与稳定性越差。因此在选择 MCU 的时候，希望 MCU 内部集成功能单元越多越好，这样就能简化系统设计，增加系统的可靠性及稳定性。
(4) 从控制系统生产成本的角度考虑：在本系统中，由于多试家庭使用及野外环境的不确定性因素较多，万一出现设备损坏，希望替换成本越低越好，其中 MCU 的成本占了整个系统的一部分，能够降低 MCU 的成本也就能降低系统成本。 3.3 系统方案设计
系统原理框图可以用图 3.1 表示。整个系统有以下几个部分组成：
u 采集电路：主要有前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路和电平抬升电路组成， 心电信号由 电极获取后送入心电采集电路，经处理后得到符合要求的心电信息。 u 处理电路：主要完成对心电数据的采集、滤波、分析、显示。 u 按键电路：完成良好的人机交互。
u 显示电路：实时显示出心电波形和心电相关信息。
u 电源电路：设计稳定可靠的电源电路，为整个系统提供电源，降低系统功耗。 电极 LA RA 电极
RL 电极 前置 放大 电路 带通滤波电路 显示电路 主放大电路 AT89C51 右腿驱动电路 电平抬升电路
键盘电路 图3.1 系统总体原理框图 3.4 信号采集电路设计
有前面讨论可知，心电信号是一种低频率的微弱双极性信号，极易受到干扰而导致信号失真，必须设计合理的调理电路，尽可能的去除干扰以提取有用的信息，为后面的处理电路提供可供采集和分析的信号源。对提高整个系统的可靠性和稳定性有重要意义。 3.4.1 电极和导联体系的选择 (1) 电极选择
心电信号检测一般采用体表电极，随着时代的发展金属电极己经成为了体表的连接器。一个由盐溶液和胶组成的电极层成为了金属电极和皮肤的接触面。身体内部电流是由离子运动产生的，而在导线中的电流是由电子的运动产生的。完成了离子电流到电子电流的转换。体表生物电极通过与皮肤接触，致使接界处的离子浓度发生变化而形成一个电偶层，因此产生了电势差(电极电位)其理论值用内斯特公式表示为：
（3.1）
式中，E0-标准电极电势；R-气体常数；N-正离子价；F-法拉第常数；a-正离子浓度。 病人身体的运动会导致电极电位的变化，当用两个电极分别引导生物体两点的电位时，如果两个电极本身的电位不同则会造成记录中的伪差(又称极化电压)。这个小失调电压会随心电信号放大1000倍，因此小信号的变化也会导致信号的基线漂移。极化电压在心电信号检测系统中属于干扰因素，应尽量避免极化噪声的影响。因此在心电测量系统中要求采用非极化或极化电压微弱的电极。本系统采用表面镀有Ag～AgCl的可拆卸的一次性软电极，并在电极上涂有优质导电膏，使它更接近非极化电极，有效地抵消极化电压引起的干扰。图3.2所示为电极实物图。
该电极漂移电位非常小，它在Ag层上镀了一层AgCl。氯离子将在体内、电极内以及在AgCl层内运动，这里转换成在Ag中的电子运动并传导到导线中。这种方法把直流漂移电位减小到与峰值相比非常小的程度。因此，这种电极移动导致的基线漂移比其他极化电极要小很多。 (2) 导联体系选择
心电信号是典型的人体电信号，人体电信号本质是两点的电位差信号，直接加电极于身体并且通过一定的导联方式就可以观察到心电信号。导联方式即输入导线与电极放置在机体特定的测试部位(正输入端)、参比部位(负输入端)和接地部位的连接方式。在心电图学中有三种基本的导联系统第一个导联系统具有最普遍的12导联，它定义了一组12个电位差，用他们来形成标准临床ECG。Elnthoven于1903年提出双极肢体I、II、III，1930年Wilson提出V1--V6单极胸导联，40年代Goldberger改良了中心电端提出aVR、aVL、aVF单极加压肢体导联。这就是临床上采用的Einihoven--Wilson12标准导联体系。
第二个导联系统规定记录VCG的电极的位置，Frank正交校正导联系统：正交导联指与该导联系统相伴随的导联向量是正交的，1956年Frank提出了三个正交导联X、Y、Z，精确测量了相互垂直方向上模拟心脏电活动的各分量。
第三导联系统为监测系统，典型的只分析一个或两个导联。该系统的主要目的是可靠地识别每次心跳并进行节律分析，所以电极的配置应以获得在基本的ECG中有较大的R波为原则。如I、II、III导联系统。
本系统是单通道的心电监测系统，主要是为了满足家庭使用，许多变化不是很强烈的心电图信号对于患者来说没有太大用处，所以本系统采用了I导联方式。图3.3为典型的I、III导联方式。其
中，RA：右臂；LA：左臂；RL：右腿；LL：左腿：+：表示接运放的正输入端；—：表示接运放的负输入端。
3.4.2 前置放大电路设计
前置放大电路要完成的功能是实现信号的差分放大，该部分电路在整个采集电路中至关重要，因为后续信号的处理都是以此为基础的。因此要选择一款合适的差分运放芯片。选择时一般考虑以下几点： (1) 增益
由于心电信号非常微弱，均值在1mV左右，而采集电压一般要达到1V左右，所以心电放大倍数在1000倍左右。一般为了抑制零点漂移，提高共模抑制比，应该分多级实现放大。 (2) 频率响应
所谓频率响应是指放大器对不同信号频率的反应，心电信号的范围低于100Hz，所以要求放大器要对此频率范围的信号尽可能不失真的放大出来。可以设计高通、低通滤波器来压缩频带，滤除该频带以外的干扰信号。必要时还需要设计50Hz工频干扰抑制电路，通过这样处理后，得到的信号才可能有诊断价值。 (3) 共模抑制比
电极不对称、电气设备运行时的干扰都易产生极化电压，然后通过放大电路其值极有可能远比心电信号大得多，从而将微弱的信号淹没。因此要求放大器有很高的共模抑制比。一般要求要达到80db
以上。 (4) 输入阻抗
心电信号是微弱的，且具有高阻抗的特性，只有高输入阻抗才有可能不失真的引出心电信号，不然由于分压的因素，会极大的衰减心电信号，从而导致无法正确采集。 (5) 低噪声、低漂移
在心电放大器中，还有两个较重要的参数即噪声和漂移。在设计心电放大器时应尽量选用低噪声元件，提高输入阻抗。另外，温漂会引入直流电压增益从而给心电信号带来干扰。因此，选用的放大器要特别注意这两个参数。本设计采用美国B-B公司生产的精密仪表放大器INA118。内部结构图如图3.4。
INA118是低功率、高精度通用仪表放大器，内部采用通用的三运放设计和小尺寸，使之有着广泛的用途，它在内部集成了输入保护电路，其增益可由外部可调增益电阻Rg进行调节，电源电压范围广、最小共模抑制比高达110dB，温漂极小为0.5µV/℃，最大偏移电压为50µV，从上面对分析可知，该放大器非常符合对心电信号的放大。放大倍数通过调节1和8脚之间Rg的值来实现，放大倍数计算公式为：G=1+50kW/Rg。
精密仪表放大器INA118 作为前置放大器，再辅以合理的其他电路来充分发挥其作用。差分放大方式确保了高的共模抑制比。图3.5为前置放大电路的原理图。U1A和U1B构成射极跟随器，可以稳定输入信号和提高输入阻抗和共模抑制比；U3、R13、R14和C10构成浮地驱动电路可将人体共模信号放大后用于激励人体右腿，从而降低共模电压，较强地抑制50Hz工频干扰。 虽然本系统选用
了Ag～AgCl 去极化电极，但是两个电极的极化电压不可能完全一致，极化电压差作为差模直流电压信号输入到放大器，会造成前置放大器静态工作点的偏离，严重时会导致放大器进入截止或饱和状态。这种极化电压的存在限制了前置放大级的增益，为了避免截止或饱和，前置放大电路的增益不能太大，本系统设计的前置放大电路的增益为10，即G=1+50K/5.6K=10，Rg=5.6K。
前置放大电路
3.4.3 滤波电路设计
为滤除干扰需要设计带通滤波器，使频率为0.05Hz～l00Hz的心电信号通过，该范围以 外的信号将大幅度衰减掉。滤波器有无源滤波器和有源滤波器两种 [23] [24] [25] 。无源低通滤波
器是由无源器件（电阻，电容，电感）组成。其带负载后，通带放大倍数的数值减小，通带 截止频率升高，这个缺点不符合信号处理的要求。因此本设计选用有源低通滤波器。 由RC元件与运算放大器组成的滤波器称为RC有源滤波器，其功能是让一定的频率范 围内的信号通过，抑制或急剧衰减此频率范围以外的信号。具有理想幅频特性的滤波器是很 难实现的。只能用实际的滤波器的幅频特性去逼近理想的特性。常用的方法是巴特沃斯
（Butterworth）逼近和切比雪夫（Chebysher）逼近。保证信号的原形，采用较平坦的巴特沃斯有源
滤波。高通滤波器的设计与低通滤波器相似，这里不再叙述。 带通滤波器用高低通滤波器来构成，如图3.6所示。高通滤波器由U5A、C4、R6组成，其截至频率为f=0.03Hz，低通滤波器由U5B、C5、R7组成，截至频率为f=110Hz。 基于小型化和成本考虑，硬件滤波只用一阶高通滤波器和一阶低通滤波器，虽然设计了右腿驱动电路，但是仍然有50Hz干扰进入电路，本文不再设计50Hz陷波器，而改为用软件的方法通过设计数字滤波器来滤除工频干扰，实验结果表明，通过高低通滤波后的信号波形清晰、特征明显，虽有一定得工频干扰，但可以用软件设计来滤除。
3.4.4 主放大和抬升电路设计
A/D转换的输入电平要求为0～3.3V，因此必须实现心电信号的高增益放大800～1000倍左右。前置电路放大了10倍，理论上主运放放大100倍左右即可。在本设计中采用两级放大，第一级放大10倍，第二级通过RJ调节放大倍数，可调节最佳的增益输出，如图3.7所示，采用的是反向比例放大电路。主运放芯片采用OPA2604。
放大后的心电信号电压大概为-0.5V～1.5V，而A/D的输入范围为0~3.3V，因此需要把信号抬升，保证能采集到全部的心电信号。图3.8为差分输入放大电路，输入信号反向后与正输入端的电压相加，正输入端的电压可以通过P3滑动变阻器进行调节。从而达到电平抬升的目的。
3.4.5 电源模块设计
电源电路是整个系统中十分重要的一环，随着便携式产品的普及，如何降低功耗成为工程师面临的急需解决的问题。如果电源不稳定可能造成系统不能正常工作，严重的甚至烧坏芯片引发事故。因此电源管理越发显得重要。 电源管理是指如何将电源有效分配给系统的不同组件。电源电路设计主要考虑用哪种类型的电源器件，输入输出电压，输出电流以及控制状态。 心电采集电路需要土5V电源，AT89C51工作电压为3.3~5V，负电压可以采用ICL7660S 来产生，它是电荷泵方式的电压反转器，外围只需外接两只低损耗电容，无需电感，降低了损耗、面积及电磁干扰。芯片的振荡器额定频率为10KHZ，多用于LCD、仪表中。图3.9是其典型应用。3.3V的电压采用AMS1117产生，其最大的特点是简单易用，而且性价比高，输入电压5V~12V，直接输出3.3V。电路如图3.10所示。
心电采集电路的总体原理图如图3.11所示。
图3.11 总体设计框图
3.5 信号处理电路设计
通过心电采集电路处理后的信号符合了采集要求，数据处理电路通过A/D转换把模拟信号转换为数字信号，进而通过对数据的分析处理完成后续复杂的功能。
3.5.1 模数转换电路ADC0832
ADC0832 是美国国家半导体公司生产的一种 8 位分辨率、双通道 A/D 转换芯片。由于它体积小，兼容性强，性价比高而深受单片机爱好者及企业欢迎，其目前已经有很高的普及率。学习并使用 ADC0832 可是使我们了解 A/D 转换器的原理，有助于我们单片机技术水平的提高。
ADC0832具有以下特点： 8 位分辨率；
双通道 A/D 转换；
输入输出电平与 TTL/CMOS 相兼容； 5V 电源供电时输入电压在 0~5V 之间； 工作频率为 250KHZ，转换时间为 32μS； 一般功耗仅为 15mW；
8P、14P—DIP（双列直插）、PICC 多种封装；
商用级芯片温宽为0°C to +70°C，工业级芯片温宽为−40°C to +85°C
CS_ 片选使能，低电平芯片使能。 CH0 模拟输入通道 0，或作为 IN+/-使用。 CH1 模拟输入通道 1，或作为 IN+/-使用。 GND 芯片参考 0 电位（地）。 DI 数据信号输入，选择通道控制。
DO 数据信号输出，转换数据输出。 CLK 芯片时钟输入。
Vcc/REF 电源输入及参考电压输入（复用）。
ADC0832 为 8 位分辨率 A/D 转换芯片，其最高分辨可达 256 级，可以适应一般的模拟量转换要求。其内部电源输入与参考电压的复用，使得芯片的模拟电压输入在 0~5V 之间。芯片转换时间仅为 32μS，据有双数据输出可作为数据校验，以减少数据误差，转换速度快且稳定性能强。独立的芯片使能输入，使多器件挂接和处理器控制变的更加方便。通过 DI 数据输入端，可以轻易的实现通道功能的选择。
3.5.2 单片机AT89C51简介
AT89C51是一种带4K字节FLASH存储器（FPEROM—Flash Programmable and Erasable Read Only Memory）的低电压、高性能CMOS 8位微处理器，俗称单片机。AT89C2051是一种带2K字节闪存可编程可擦除只读存储器的单片机。单片机的可擦除只读存储器可以反复擦除1000次。该器件采用ATMEL高密度非易失存储器制造技术制造，与工业标准的MCS-51指令集和输出管脚相兼容。由于将多功能8位CPU和闪烁存储器组合在单个芯片中，ATMEL的AT89C51是一种高效微控制器，AT89C2051是它的一种精简版本。AT89C单片机为很多嵌入式操控系统提供了一种灵活性高且价廉的方案。外形及引脚排列如图所示 主要特性：
· 与MCS-51 兼容
·4K字节可编程FLASH存储器 ·寿命：1000写/擦循环 ·数据保留时间：10年 ·全静态工作：0Hz-24MHz ·三级程序存储器锁定 ·128×8位内部RAM ·32可编程I/O线 ·两个16位定时器/计数器 ·5个中断源 ·可编程串行通道
·低功耗的闲置和掉电模式 ·片内振荡器和时钟电路 管脚说明：
VCC：供电电压。 GND：接地。
P0口：P0口为一个8位漏级开路双向I/O口，每脚可吸收8TTL门电流。当P0口的管脚第一次写1时，被定义为高阻输入。P0能够用于外部程序数据存储器，它可以被定义为数据/地址的低八位。在FIASH编程时，P0 口作为原码输入口，当FIASH进行校验时，P0输出原码，此时P0外部必须接上拉电阻。
P1口：P1口是一个内部提供上拉电阻的8位双向I/O口，P1口缓冲器能接收输出4TTL门电流。P1口管脚写入1后，被内部上拉为高，可用作输入，P1口被外部下拉为低电平时，将输出电流，这是由于内部上拉的缘故。在FLASH编程和校验时，P1口作为第八位地址接收。
P2口：P2口为一个内部上拉电阻的8位双向I/O口，P2口缓冲器可接收，输出4个TTL门电流，当P2口被写“1”时，其管脚被内部上拉电阻拉高，且作为输入。
P3口：P3口管脚是8个带内部上拉电阻的双向I/O口，可接收输出4个TTL门电流。当P3口写入“1”后，它们被内部上拉为高电平，并用作输入。
RST：复位输入。当振荡器复位器件时，要保持RST脚两个机器周期的高电平时间。 ALE/PROG：当访问外部存储器时，地址锁存允许的输出电平用于锁存地址的地位字节。 PSEN：外部程序存储器的选通信号。在由外部程序存储器取指期间，每个机器周期两次
/PSEN有效。但在访问外部数据存储器时，这两次有效的/PSEN信号将不出现。 /EA/VPP：当/EA保持低电平时，则在此期间外部程序存储器（0000H-FFFFH），不管是否有内部程序存储器。注意加密方式1时，/EA将内部锁定为RESET；当/EA端保持高电平时，此间内部程序存储器。在FLASH编程期间，此引脚也用于施加12V编程电源（VPP）。
XTAL1：反向振荡放大器的输入及内部时钟工作电路的输入。 XTAL2：来自反向振荡器的输出。 3.5.3 LCD显示模块设计 一、概述：
内置有8192个中文汉字（16*16点阵）、128个字符（8*16点阵）及64*256点阵显示RAM（GDRAM）； 显示内容：128列*64行；
与LCM接口：8位或4位并行/3位串行；
多种软件功能：光标显示、画面移位、自定义字符、睡眠模式等。 二、引脚说明：
三、指令表：
指令详解： 1、读状态字
状态字是MCU了解LCM当前状态，或LCM向MCU提供其内部状态的唯一的信息渠道。
BUSY=1：忙。表示LCM在处理MCU发过来的指令或数据，此时接口电路被封锁，不能接受除读状态字以外的任何操作。BUSY=0：空闲。 ON/OFF：表示当前显示状态。 2、显示开关设置： D=1：开显示设置； D=0：关显示设置。 3、显示起始行设置：
LCM通过CS的选择分别具有64行显示的管理能力，指令中L5～L0为显示起始行的地址，取值在0～3FH（1～64行）范围内，它规定了显示屏上最顶一行所对应的显示存储器的行地址。 4、页面地址设置：
LCM将显示存储器分成8页，指令代码中P2～P0取值范围为0～7H，代表1～8页。
5、列地址设置：
3.6 本章小结
本章是整个系统设计的重点之一，良好的硬件设计对于整个系统的稳定性、安全性有着至关重要的作用。首先给出了系统方案设计，把硬件系统分成各个不同的功能模块，分析了各个模块的硬件实现方法，并最终画出了整个系统的硬件原理图。
LCM通过CS的选择具有64列显示的管理能力。
第4章 心电图仪系统软件设计
第5章 总结与展望
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