便携式动态心电信号数据采集器
发布时间:2008/5/27 0:00:00 访问次数:620
摘 要：便携式动态心电信号数据采集器是现代动态心电图分析系统的重要组成设备。介绍以单片机为核心的智能心电数据采集系统的原理，详细论述了硬件设计的要点及数据预处理软件的有关算法。
关键词：单片机 心电信号 数据采集
心电图是心脏疾病诊断的重要工具之一，然而在临床中一些心脏病患者在短时间内其心电图并无异常。这样就要花相当长的时间在医院中作观察诊断，从而给病人和医院都造成了不必要的麻烦。为此，动态心电图分析处理系统便应运而生，该系统可以分为两大部分，一是携带在被检查者身上的袖珍心电图信号采集器，另一为由微机系统组成的心电图处理诊断系统。被检查者配带了心电图数据采集器后可离开医院，其一天的动态心电信号由采集器记录下来，然后交院方将记录的数据回送微机心电图处理系统中进行分析，作出正确的诊断。目前此类系统大多为欧美产品，价格昂贵，国内的研究尚处在起步阶段。由于所需存储的信息量大，目前的典型产品大多采用高精度的盒式磁带机作为数据记录盒。从原理上来说，不可避免地存在磁头的机械磨损问题。同时，磁头的清洁度、机械振动及走带的稳定性都会影响心电信号记录的准确性。另外，将磁带上记录的数据回送微机系统时，还需专用设备，其回送的速度相对也较慢。随着单片机技术的发展，特别是超大容量存储器的出现，我们采用以单片机为核心，扩充大容量数据存储器的方式，彻底弥补了由磁带式数据记录器造成的上述不足。
１ 心电数据采集器的硬件设计
１．１ 基本硬件结构
心电数据采集器的整个电路主要包括心电信号放大电路、模数转换器、外接实时时钟、单片机、程序存储器、数据存储器、与ｉｂｍ ｐｃ的并行通讯接口等。其基本原结构如图１所示。
采集器采集的信号为双通道心电信号。大容量数据存储器扩展采用端口扩展译码。关于输入过载保护、采样、ａ／ｄ转换、与 ｉｂｍ ｐｃ并行通讯、外接实时时钟等问题已有相当多的文献作了介绍，本文不再详述。下面主要就心电信号的专用放大电路和心电数据采集系统的动态校零技术进行论述。
１．２ 输入信号放大电路
该心电数据采集器的二组差动输入信号是通过电极取自人体表皮的缓变微弱信号，其值不超过５ｍｖ。我们采用二级放大器构成放大电路，其结构如图２所示。
第一级由ａ１、ａ２和ａ３组成同相并联差动运算放大电路。为了取得最佳的低频响应，必须将该级的输入端直接耦合到电极上，因此我们将该级的增益设计得较低，以减小该级的输入偏流，避免使电极极化产生高压。ａ１、ａ２组成同相差动带增益的电压跟随器，大大提高了电路的输入阻抗，它对共模信号有很高的抑制比，对差模信号的放大倍数为：
(v1-v2)/va -va-=10 2×22=5.4(6)
10
ａ３为一独立的差动式放大器，调节ｒｆ可使电阻对称，减小误差，进一步提高共模抑制比。通过计算可得第一级的综合放大倍数为:
第二级由ａ４形成同相比例放大电路，其放大倍数为３２。
二级放大总的增益为８００。由于心电信号的频率范围要求放大器具有０．０４～１５０ｈｚ的带宽，所以利用第二级放大器ａ４，通过ｃ１和ｃ２组成了有源带通滤波电路，以抑制干扰。
放大电路中另一个值得注意的问题是当异联电极换接时，由于ｃ１的作用可能会引起放大器的输出饱和。因此在电路中加入电子开关ｓ０，当放大器输出饱和时，通过比较器自动驱动ｓ０瞬时接通，ｃ１迅速充电，从而使输出脱离饱和状态。
在该放大电路的设计中，虽然可使用常规低偏流运放，但从实际出发，我们优先选用单电源运放，如ｆ３１４０。由于其输入级差分电路采用了ｐｍｏｓ器件，使它的输入电阻可高达１．５兆欧，具有极低的输入失调电流、电压，并且可省去调零电路和外接偏置电阻，使整个放大电路变得更为紧凑，调试更为方便，也降低了功耗。
１．３ 心电数据采集器的动态校零
输入级电路虽然采用了具有补偿及自动调零的运放电路，但并不能完全克服放大器的零点漂移。当设备连续工作时其影响尤为明显。因此，在心电数据采集的硬件设计时，我们还采用了动态校零技术，取得了良好的效果。使用该技术，在硬件电路上只需作简单的改动，即用两个同步工作的模拟电子开关，如ａｈ５０１２连接在输入端与放大器之间，如图３所示。
以ａ通道为例，每次正式采样前，先由ｃｐｕ发出校零控制信号，使ｓ１断开，ｓ２接通。接着读入"零"位信号得ｖ０ 并将其存入零位值寄存单元。然后复位校零控制信号，即使ｓ１接通，ｓ２断开，采样读入迭加了"零"位信号的心电信号数据ｖａ０显然实际的信号采样值即为：
ｖａ＝ｖａｏ－ｖｏ (4)
对于模拟电子开关导通电阻引起的"零"位读数偏差，由于它是一个稳定的常量，可以通
关键词：单片机 心电信号 数据采集
心电图是心脏疾病诊断的重要工具之一，然而在临床中一些心脏病患者在短时间内其心电图并无异常。这样就要花相当长的时间在医院中作观察诊断，从而给病人和医院都造成了不必要的麻烦。为此，动态心电图分析处理系统便应运而生，该系统可以分为两大部分，一是携带在被检查者身上的袖珍心电图信号采集器，另一为由微机系统组成的心电图处理诊断系统。被检查者配带了心电图数据采集器后可离开医院，其一天的动态心电信号由采集器记录下来，然后交院方将记录的数据回送微机心电图处理系统中进行分析，作出正确的诊断。目前此类系统大多为欧美产品，价格昂贵，国内的研究尚处在起步阶段。由于所需存储的信息量大，目前的典型产品大多采用高精度的盒式磁带机作为数据记录盒。从原理上来说，不可避免地存在磁头的机械磨损问题。同时，磁头的清洁度、机械振动及走带的稳定性都会影响心电信号记录的准确性。另外，将磁带上记录的数据回送微机系统时，还需专用设备，其回送的速度相对也较慢。随着单片机技术的发展，特别是超大容量存储器的出现，我们采用以单片机为核心，扩充大容量数据存储器的方式，彻底弥补了由磁带式数据记录器造成的上述不足。
１ 心电数据采集器的硬件设计
１．１ 基本硬件结构
心电数据采集器的整个电路主要包括心电信号放大电路、模数转换器、外接实时时钟、单片机、程序存储器、数据存储器、与ｉｂｍ ｐｃ的并行通讯接口等。其基本原结构如图１所示。
采集器采集的信号为双通道心电信号。大容量数据存储器扩展采用端口扩展译码。关于输入过载保护、采样、ａ／ｄ转换、与 ｉｂｍ ｐｃ并行通讯、外接实时时钟等问题已有相当多的文献作了介绍，本文不再详述。下面主要就心电信号的专用放大电路和心电数据采集系统的动态校零技术进行论述。
１．２ 输入信号放大电路
该心电数据采集器的二组差动输入信号是通过电极取自人体表皮的缓变微弱信号，其值不超过５ｍｖ。我们采用二级放大器构成放大电路，其结构如图２所示。
第一级由ａ１、ａ２和ａ３组成同相并联差动运算放大电路。为了取得最佳的低频响应，必须将该级的输入端直接耦合到电极上，因此我们将该级的增益设计得较低，以减小该级的输入偏流，避免使电极极化产生高压。ａ１、ａ２组成同相差动带增益的电压跟随器，大大提高了电路的输入阻抗，它对共模信号有很高的抑制比，对差模信号的放大倍数为：
(v1-v2)/va -va-=10 2×22=5.4(6)
10
ａ３为一独立的差动式放大器，调节ｒｆ可使电阻对称，减小误差，进一步提高共模抑制比。通过计算可得第一级的综合放大倍数为:
第二级由ａ４形成同相比例放大电路，其放大倍数为３２。
二级放大总的增益为８００。由于心电信号的频率范围要求放大器具有０．０４～１５０ｈｚ的带宽，所以利用第二级放大器ａ４，通过ｃ１和ｃ２组成了有源带通滤波电路，以抑制干扰。
放大电路中另一个值得注意的问题是当异联电极换接时，由于ｃ１的作用可能会引起放大器的输出饱和。因此在电路中加入电子开关ｓ０，当放大器输出饱和时，通过比较器自动驱动ｓ０瞬时接通，ｃ１迅速充电，从而使输出脱离饱和状态。
在该放大电路的设计中，虽然可使用常规低偏流运放，但从实际出发，我们优先选用单电源运放，如ｆ３１４０。由于其输入级差分电路采用了ｐｍｏｓ器件，使它的输入电阻可高达１．５兆欧，具有极低的输入失调电流、电压，并且可省去调零电路和外接偏置电阻，使整个放大电路变得更为紧凑，调试更为方便，也降低了功耗。
１．３ 心电数据采集器的动态校零
输入级电路虽然采用了具有补偿及自动调零的运放电路，但并不能完全克服放大器的零点漂移。当设备连续工作时其影响尤为明显。因此，在心电数据采集的硬件设计时，我们还采用了动态校零技术，取得了良好的效果。使用该技术，在硬件电路上只需作简单的改动，即用两个同步工作的模拟电子开关，如ａｈ５０１２连接在输入端与放大器之间，如图３所示。
以ａ通道为例，每次正式采样前，先由ｃｐｕ发出校零控制信号，使ｓ１断开，ｓ２接通。接着读入"零"位信号得ｖ０ 并将其存入零位值寄存单元。然后复位校零控制信号，即使ｓ１接通，ｓ２断开，采样读入迭加了"零"位信号的心电信号数据ｖａ０显然实际的信号采样值即为：
ｖａ＝ｖａｏ－ｖｏ (4)
对于模拟电子开关导通电阻引起的"零"位读数偏差，由于它是一个稳定的常量，可以通
摘 要：便携式动态心电信号数据采集器是现代动态心电图分析系统的重要组成设备。介绍以单片机为核心的智能心电数据采集系统的原理，详细论述了硬件设计的要点及数据预处理软件的有关算法。
关键词：单片机 心电信号 数据采集
心电图是心脏疾病诊断的重要工具之一，然而在临床中一些心脏病患者在短时间内其心电图并无异常。这样就要花相当长的时间在医院中作观察诊断，从而给病人和医院都造成了不必要的麻烦。为此，动态心电图分析处理系统便应运而生，该系统可以分为两大部分，一是携带在被检查者身上的袖珍心电图信号采集器，另一为由微机系统组成的心电图处理诊断系统。被检查者配带了心电图数据采集器后可离开医院，其一天的动态心电信号由采集器记录下来，然后交院方将记录的数据回送微机心电图处理系统中进行分析，作出正确的诊断。目前此类系统大多为欧美产品，价格昂贵，国内的研究尚处在起步阶段。由于所需存储的信息量大，目前的典型产品大多采用高精度的盒式磁带机作为数据记录盒。从原理上来说，不可避免地存在磁头的机械磨损问题。同时，磁头的清洁度、机械振动及走带的稳定性都会影响心电信号记录的准确性。另外，将磁带上记录的数据回送微机系统时，还需专用设备，其回送的速度相对也较慢。随着单片机技术的发展，特别是超大容量存储器的出现，我们采用以单片机为核心，扩充大容量数据存储器的方式，彻底弥补了由磁带式数据记录器造成的上述不足。
１ 心电数据采集器的硬件设计
１．１ 基本硬件结构
心电数据采集器的整个电路主要包括心电信号放大电路、模数转换器、外接实时时钟、单片机、程序存储器、数据存储器、与ｉｂｍ ｐｃ的并行通讯接口等。其基本原结构如图１所示。
采集器采集的信号为双通道心电信号。大容量数据存储器扩展采用端口扩展译码。关于输入过载保护、采样、ａ／ｄ转换、与 ｉｂｍ ｐｃ并行通讯、外接实时时钟等问题已有相当多的文献作了介绍，本文不再详述。下面主要就心电信号的专用放大电路和心电数据采集系统的动态校零技术进行论述。
１．２ 输入信号放大电路
该心电数据采集器的二组差动输入信号是通过电极取自人体表皮的缓变微弱信号，其值不超过５ｍｖ。我们采用二级放大器构成放大电路，其结构如图２所示。
第一级由ａ１、ａ２和ａ３组成同相并联差动运算放大电路。为了取得最佳的低频响应，必须将该级的输入端直接耦合到电极上，因此我们将该级的增益设计得较低，以减小该级的输入偏流，避免使电极极化产生高压。ａ１、ａ２组成同相差动带增益的电压跟随器，大大提高了电路的输入阻抗，它对共模信号有很高的抑制比，对差模信号的放大倍数为：
(v1-v2)/va -va-=10 2×22=5.4(6)
10
ａ３为一独立的差动式放大器，调节ｒｆ可使电阻对称，减小误差，进一步提高共模抑制比。通过计算可得第一级的综合放大倍数为:
第二级由ａ４形成同相比例放大电路，其放大倍数为３２。
二级放大总的增益为８００。由于心电信号的频率范围要求放大器具有０．０４～１５０ｈｚ的带宽，所以利用第二级放大器ａ４，通过ｃ１和ｃ２组成了有源带通滤波电路，以抑制干扰。
放大电路中另一个值得注意的问题是当异联电极换接时，由于ｃ１的作用可能会引起放大器的输出饱和。因此在电路中加入电子开关ｓ０，当放大器输出饱和时，通过比较器自动驱动ｓ０瞬时接通，ｃ１迅速充电，从而使输出脱离饱和状态。
在该放大电路的设计中，虽然可使用常规低偏流运放，但从实际出发，我们优先选用单电源运放，如ｆ３１４０。由于其输入级差分电路采用了ｐｍｏｓ器件，使它的输入电阻可高达１．５兆欧，具有极低的输入失调电流、电压，并且可省去调零电路和外接偏置电阻，使整个放大电路变得更为紧凑，调试更为方便，也降低了功耗。
１．３ 心电数据采集器的动态校零
输入级电路虽然采用了具有补偿及自动调零的运放电路，但并不能完全克服放大器的零点漂移。当设备连续工作时其影响尤为明显。因此，在心电数据采集的硬件设计时，我们还采用了动态校零技术，取得了良好的效果。使用该技术，在硬件电路上只需作简单的改动，即用两个同步工作的模拟电子开关，如ａｈ５０１２连接在输入端与放大器之间，如图３所示。
以ａ通道为例，每次正式采样前，先由ｃｐｕ发出校零控制信号，使ｓ１断开，ｓ２接通。接着读入"零"位信号得ｖ０ 并将其存入零位值寄存单元。然后复位校零控制信号，即使ｓ１接通，ｓ２断开，采样读入迭加了"零"位信号的心电信号数据ｖａ０显然实际的信号采样值即为：
ｖａ＝ｖａｏ－ｖｏ (4)
对于模拟电子开关导通电阻引起的"零"位读数偏差，由于它是一个稳定的常量，可以通
关键词：单片机 心电信号 数据采集
心电图是心脏疾病诊断的重要工具之一，然而在临床中一些心脏病患者在短时间内其心电图并无异常。这样就要花相当长的时间在医院中作观察诊断，从而给病人和医院都造成了不必要的麻烦。为此，动态心电图分析处理系统便应运而生，该系统可以分为两大部分，一是携带在被检查者身上的袖珍心电图信号采集器，另一为由微机系统组成的心电图处理诊断系统。被检查者配带了心电图数据采集器后可离开医院，其一天的动态心电信号由采集器记录下来，然后交院方将记录的数据回送微机心电图处理系统中进行分析，作出正确的诊断。目前此类系统大多为欧美产品，价格昂贵，国内的研究尚处在起步阶段。由于所需存储的信息量大，目前的典型产品大多采用高精度的盒式磁带机作为数据记录盒。从原理上来说，不可避免地存在磁头的机械磨损问题。同时，磁头的清洁度、机械振动及走带的稳定性都会影响心电信号记录的准确性。另外，将磁带上记录的数据回送微机系统时，还需专用设备，其回送的速度相对也较慢。随着单片机技术的发展，特别是超大容量存储器的出现，我们采用以单片机为核心，扩充大容量数据存储器的方式，彻底弥补了由磁带式数据记录器造成的上述不足。
１ 心电数据采集器的硬件设计
１．１ 基本硬件结构
心电数据采集器的整个电路主要包括心电信号放大电路、模数转换器、外接实时时钟、单片机、程序存储器、数据存储器、与ｉｂｍ ｐｃ的并行通讯接口等。其基本原结构如图１所示。
采集器采集的信号为双通道心电信号。大容量数据存储器扩展采用端口扩展译码。关于输入过载保护、采样、ａ／ｄ转换、与 ｉｂｍ ｐｃ并行通讯、外接实时时钟等问题已有相当多的文献作了介绍，本文不再详述。下面主要就心电信号的专用放大电路和心电数据采集系统的动态校零技术进行论述。
１．２ 输入信号放大电路
该心电数据采集器的二组差动输入信号是通过电极取自人体表皮的缓变微弱信号，其值不超过５ｍｖ。我们采用二级放大器构成放大电路，其结构如图２所示。
第一级由ａ１、ａ２和ａ３组成同相并联差动运算放大电路。为了取得最佳的低频响应，必须将该级的输入端直接耦合到电极上，因此我们将该级的增益设计得较低，以减小该级的输入偏流，避免使电极极化产生高压。ａ１、ａ２组成同相差动带增益的电压跟随器，大大提高了电路的输入阻抗，它对共模信号有很高的抑制比，对差模信号的放大倍数为：
(v1-v2)/va -va-=10 2×22=5.4(6)
10
ａ３为一独立的差动式放大器，调节ｒｆ可使电阻对称，减小误差，进一步提高共模抑制比。通过计算可得第一级的综合放大倍数为:
第二级由ａ４形成同相比例放大电路，其放大倍数为３２。
二级放大总的增益为８００。由于心电信号的频率范围要求放大器具有０．０４～１５０ｈｚ的带宽，所以利用第二级放大器ａ４，通过ｃ１和ｃ２组成了有源带通滤波电路，以抑制干扰。
放大电路中另一个值得注意的问题是当异联电极换接时，由于ｃ１的作用可能会引起放大器的输出饱和。因此在电路中加入电子开关ｓ０，当放大器输出饱和时，通过比较器自动驱动ｓ０瞬时接通，ｃ１迅速充电，从而使输出脱离饱和状态。
在该放大电路的设计中，虽然可使用常规低偏流运放，但从实际出发，我们优先选用单电源运放，如ｆ３１４０。由于其输入级差分电路采用了ｐｍｏｓ器件，使它的输入电阻可高达１．５兆欧，具有极低的输入失调电流、电压，并且可省去调零电路和外接偏置电阻，使整个放大电路变得更为紧凑，调试更为方便，也降低了功耗。
１．３ 心电数据采集器的动态校零
输入级电路虽然采用了具有补偿及自动调零的运放电路，但并不能完全克服放大器的零点漂移。当设备连续工作时其影响尤为明显。因此，在心电数据采集的硬件设计时，我们还采用了动态校零技术，取得了良好的效果。使用该技术，在硬件电路上只需作简单的改动，即用两个同步工作的模拟电子开关，如ａｈ５０１２连接在输入端与放大器之间，如图３所示。
以ａ通道为例，每次正式采样前，先由ｃｐｕ发出校零控制信号，使ｓ１断开，ｓ２接通。接着读入"零"位信号得ｖ０ 并将其存入零位值寄存单元。然后复位校零控制信号，即使ｓ１接通，ｓ２断开，采样读入迭加了"零"位信号的心电信号数据ｖａ０显然实际的信号采样值即为：
ｖａ＝ｖａｏ－ｖｏ (4)
对于模拟电子开关导通电阻引起的"零"位读数偏差，由于它是一个稳定的常量，可以通
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