冠心病体外反搏治疗仪体外反搏控制电路设计说明书.doc

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1、河南科技大学毕业设计（论文） 摘 要冠心病是危害人类健康的常见病、多发病和造成死亡的主要原因之一。体外反搏疗法为这些疾病提供了无创性、简易、显效的治疗方法，为人类提供了一种保健、康复的有效措施。体外反搏系统是一种无创伤的体外辅助循环装置，在增加心、脑等器官的血液供应，促进缺血组织器官侧支循环的建立等方面具有显著的临床疗效。体外反搏可以无创地提供与主动脉内气囊反搏相似的功能：提供舒张压和冠脉血流。其原理是通过检测心电信号和监控动脉血压波形，对包裹在患者小腿、大腿和臀部的密闭气囊进行无创性续贯加压。整个过程的血流动力学可以提高舒张压和冠脉的血流灌注，降低收缩心脏的负荷和心肌耗氧量。本文描述的体外反

2、搏装置系统的控制系统采用先进的PC机和8位单片机AT89C51并行中断通讯控制技术组成的智能检测与控制系统。在算法上使用新的体外反搏充排气时序控制算法，完成QRS波的识别，使病人反搏时在舒张期出现的反搏波恰好发生在主动脉瓣关闭之际，从而使反搏血流以最充分的时间向缺血器官进行灌注，而又不加重心脏的负荷。在心脏进入收缩期能使收缩压降至最低，最大限度地降低心脏射血期负荷，从而达到最佳的反搏效应。关键词：冠心病，体外反搏，心电图，QRS波群检测DESIGN OF CONTROL CIRCUIT OF EXTERNAL COUNTERPULSATION DEVICE FOR CORONARY HEART

3、 DISEASEABSTRACTCoronary heart disease is ordinary, coming on frequently, and it is one of the main reasons that can work death. External counterpulsation provide a noninvasive, simple, obvious way of treatment, offering an effective measure of health care and recovery for people.External counterpul

4、sation is a noninvasive assisted circulation device. It plays a positive and valid role in increasing the blood supply for the heart and brain, promoting collateral circulation of the ischemic tissue and organs. This noninvasive technique provides augmentation of diastolic blood flow and coronary bl

5、ood flow similar to the intra-aortic balloon pump, utilizing the serial inflation of three sets of cuffs which wrap around the calves, thighs and buttocks. Inflation and deflation is timed to the patients Electrocardiograph and the arterial pressure waveform is monitored noninvasively.The overall he

6、modynamic effect is to provide diastolic augmentation and thus increase coronary perfusion pressure, to unload systolic cardiac workload and therefore decrease myocardial oxygen demand.This paper describes the External counterpulsation system device consisting of advanced personal computer and 8-bit

7、 microcontroller for controlling counterpulsation and monitoring the system and patient. A new algorithm about the inflation and deflation timing is adopted in this system, which can detect QRS waves and makes the diastolic augmentation emerge as soon as the aortic valve closed. In this case, the bl

8、ood has enough time to pour into the organs that are short of blood. By doing so, a best effect of ECP will be achieved.KEY WORDS:coronary heart disease,External counterpulsation(ECP),ECG, QRS waves detecting49目 录前 言1第一章 体外反搏装置的原理和装置的总体设计91.1 反搏治疗的医学机理91.2 系统的总体设计11第二章 体外反搏装置的硬件设计与实现122.1 硬件系统的总体结构与

9、设计122.2 信号前置通道设计及仿真122.2.1 心电信号检测预处理电路设计及仿真132.2.2 脉搏信号检测预处理电路设计及仿真192.3 以单片机AT89C51为核心的控制电路设计212.3.1 控制电路设计232.3.2 A/D转换部分242.3.3 气控部分252.3.4 LCD液晶显示部分252.4 本章小结26第三章 PCB板制作27第四章 体外反搏装置的软件设计与实现294.1 软件系统的总体设计及流程294.2 各个功能模块的设计及程序314.2.1定时模块314.2.2 A/D转换模块324.2.3 QRS波的识别与反搏控制算法的实现334.2.4 LCD液晶显示35结

10、论39参考文献40致 谢43附 录44前 言体外反搏（External Counterpulsation）系统是一种由应用计算机控制的、无创伤的机、电、气辅助循环装置1。该装置通过包裹在患者下肢和臀部的密封气囊，以特定模式对肢体加压，从而改变正常血液流场分布，保证肢体、臀部受压引起血液返流回主动脉瓣处时，正好是主动脉瓣关闭的瞬间，并充分利用心脏舒张期的整个时间，使施加于血管的压力保持足够长，最大限度提高舒张压，保证反搏血流以最充分的时间向缺血器官进行灌注，而又不加重心脏的负荷。另一方面，反搏时间的确定保证在下一个心脏收缩期之前解除对血管的压迫，是收缩压降至最低，最大限度地减轻心脏射血期阻力，从

11、而达到最佳的反搏效应，增加心脏、脑、肾等重要脏器的舒张期血液灌流，促进缺血组织器官侧支循环的建立，达到治疗的效果2。一、体外反搏发展的历史1953年，KANTROWITZ等首次提出了增加舒张压以提高冠状动脉血流灌注的实验研究，利用实验犬自身左侧隔肌包裹胸部降主动脉，在心电图T波末端触发起搏器，刺激隔神经，使隔肌在心脏舒张期收缩，压迫主动脉提高舒张压，从而增加冠脉的血流灌注，但效果并不理想。1961年，CLAUSS等设计了反搏血泵。在两侧股动脉插管，在收缩期抽出血液，舒张期注回血液以降低主动脉是收缩压和提高舒张压。该血泵对血液的抗凝要求很高，存在反搏时间不能长，对血液中的红细胞、血小板破坏较大等

12、缺点。1962年，MOULOPOULOS等设计了主动脉内气囊反搏，将一根前部带有气囊的导管自股动脉逆行送至降主动脉，气囊顶端位于左锁骨下动脉开口远端，导管的另一端连接于反搏器，利用心电的R波触发，使气囊在舒张期充气，收缩期排气。实现了充分提高主动脉舒张压和降低收缩压的要求，从而达到了提高冠脉灌注压,增加冠脉血流和减轻心肌后负荷和氧耗的目的。临床证明取得了良好的效果。目前主动脉内气囊反搏已经成为临床上最常用的辅助循环方法，其疗效已为大家所肯定。但这种方法都是一种创伤性的方法，需要穿刺或切开动脉插管和进行抗凝治疗，医疗技术和设备要求条件很高。1962年，DENNIS等设想不用动脉插管方法，而是用套

13、囊对实验犬的臀部以及下肢施加与心脏周期同步的外压以达到反搏的血流动力学目的3。1968年SOROFF等首先研制了用于人的体外反搏器。以心电图R波为触发信号，在心室舒张期向包裹病人两腿的水袋施加正压(200250毫米汞柱)，使下股的血液驱向躯干，升高主动脉舒张压和增加静脉血流回流至右心。在心室收缩期向两腿施加负压(一般为50毫米汞柱)，使血管舒张，降低心脏射血.阻力以增加心排血量。虽然由于技术条件的限制没有达到临床要求，但这也开创了无创的体外反搏装置的先河。七十年代Cohen等人提出了序贯式体外反搏装置，其方法是在人体四肢放置气囊，利用心电触发，先小腿、前臂，后大腿、上臂序贯加压逐段驱动血液回返

14、，但由于力学设计不合理，设备体积大，噪音高，造价昂贵，所以未在临床上取得广泛应用。1976年，中山医科大学的郑振声教授等人依据序贯式加压的原理和利用四肢进行体外反搏的思想，成功研制了四肢序贯式正压反搏装置4。其原理是:用特制的橡胶气囊套在病人的四肢上，心脏舒张时，从肢体远端至近端以50ms时差充气气囊，使肢体从远端至近端顺序受压，容积减小，迫使肢体内的血液返流向主动脉，以提高主动脉舒张压，在心脏舒张末期，气囊迅速排气，血管压迫接山于自身的拟弹性，血管开放，收纳心脏收缩射出的血液，从而使收缩几下1978年，郑振声教授又设计完成了小腿、大腿及臀部的三级序贯的增强型触降体外反搏装置。该装置增加了包裹

15、下腹部和臀部的气囊。由于这些部位血管分布丰富，且比下肢更接近主动脉，传输距离较短，因此进一步提高了反搏时主动脉的舒张压。该装置在国内临床推广使用，取得了令人瞩目的效果。随着计算机技术的发展，1984年郑振声教授领导的研究小组在增强型体外反搏装置的基础上，研制成功了微机化的增强型体外反搏装置。采用Z80单片机对心电信号进行采集，根据相应的控制算法计算各组气卖的序贯式充排气时间，精确地实现实时控制。由于计算机的应用，使得新的体外反搏装置同时具有了心率计算、异常心率和早搏时的自动排气保护。体外反搏装置在治疗效果上更加显著，使得体外反搏技术在临床上迅速推广。随着电子技术的发展，增强型体外反搏装置不断的

16、融入新技术和新工艺，反搏器的疗效性能和可靠性得到了很大的提高。二、体外反搏装置的作用机理体外反搏系统的设计必须符合其作用机理，以达到最佳的血液动力学效果，从而达到最佳的反搏效应5。经过多年的理论研究和临床证明，体外反搏作用的机制可以概括为一下几个方面67：1、反搏可以提高舒张压，增加冠脉血流量；2、反搏可以降低收缩压，减轻心脏负荷，减少心肌氧耗量；3、体外反搏可以增加回心血量，增加心搏出量；4、体外反搏对血流动力学的累加效应。目前应用于临床最多并取得较好疗效的是下肢序贯式的增强型体外反搏装置。实施体外反搏时，包裹在下肢的气囊在心舒张期被充气加压作用于下肢、臀部的动脉血管，设该压力大小为P，位于

17、正常生理条件下的血管一般会有以下的力学特点：1、轴向一般会受到一定的拉力(有时也会变成压力)。2、由于血管内流动则一定速度一定压力的血液，因而管内壁收到一定的内压和剪切力作用。3、血管外壁常和一些结缔组织相连，因而都到结缔组织的约束作用(包括拉力和压力)。根据动脉构造在分析血管力学特性时，可将其假设为受压的中空弹性圆管 。根据ROART推荐的公式，对于一条长而薄壁的弹性管道(如动脉血管)当时，(E：杨氏模量； V：泊松比；t：管壁厚度； D：管道内径)血管管壁塌陷。从这个公式还可得到内径越大的血管越易塌陷，塌陷的血管其容积急剧减小，促使其内血液返流至主动脉；在心收缩期气囊迅速排气，压力撤销，肢

18、体内血管因自身弹力和周围结缔组织的牵拉而扩张，其容积增大，快速抽吸入动脉血液，促使主动脉内收缩压下降，减轻心脏后负荷，减少心肌氧耗量，从而达到反搏的效应。体外反搏施于肢体和臀部的压力，必须与心动周期心脏收缩舒张协调一致。那就是气囊充气必须与主动脉瓣关闭同步，而气囊的排气卸载必须与心脏射血协同以保证收缩期压降至最低，否则将增加心脏的后负荷，有损于病人健康。因此，高疗效的体外反搏的关键在于准确检测主动脉瓣启闭的时间，以实现充排气时序的精确设定。三、体外反搏装置的控制原理在目前国内外研制的各种体外反搏装置中，采用的控制原理主要有：1、以QRS波为时间基准，结合指脉脉搏波的反搏控制89。2、以QRS波

19、为时间基准，结合颈动脉脉搏波的反搏控制10。3、采用心阻抗血流图对体外反搏的控制1112。（1）以QRS波为时间基准，结合指脉脉搏波的反搏控制体外反搏系统是一种应用计算机控制的无创伤的机、电、气辅助循环装胃通过包裹在患者的下肢和臀部的密封气囊以特定模式对肢体加压，改变正常血液流场分布，保证在肢体、臀部受压引起血液返流回主动脉瓣处时正好是主动脉瓣关闭的瞬间，并充分利用心脏舒张期的整个时间，使施加于血管的压力保持足够长，最大限度提高舒张压，保证反搏血流以最充分的时间向缺血器官进行灌注，而又不加重心脏的负荷。另一方面，反搏排气时间的确定保证在下一个心脏收缩期之前解除对血管的压迫，使收缩压降至最低，最

20、大限度地减轻心脏射血期阻力，从而达到最佳的反搏效应。实施体外反搏必须使充排气时序跟踪反搏期间心动周期的变化。以保证心动周期变化时，反搏的时序控制始终符合生理要求。由图1可知：心脏收缩期结束后进入舒张期，心电信号T波结尾一般可视作心脏收缩期即将结束，即心脏舒张期的开始。与主动脉瓣关闭时刻非常接近。T波末端与主动脉瓣关闭时刻之间最大偏差40ms。但是通常情况下病人的T波特征不明显，一些病人因疾病、药物等的影响，T波会发生各组形式的变化。因此直接检测T波末端作为心脏收缩期结束的标志进行体外反搏充排气时序控制没有普遍的适用性。但是T波末端作为参照标准进行体外反搏充排气时序控制具有普遍的意义，并获得了良

21、好的反搏效果。图1 心脏的力学过程与电学过程的时序关联（图1中1右心房收缩开始；2左心房收缩开始；3左心室收缩开始；4右心室收缩开始；5右心室射血开始；6左心室射血开始；7左心室射血终止；8右心室射血终止；交叉线区域表示等容收缩；画点区域表示心室射血。）心电信号中从QRS波的起点T波终点称QT期间，它表示心室心肌除极与再极化过程的总时间，用TQT表示。心电信号中相邻的两个QRS波的两个R波之间的间隔称为心动周期，用TRR表示。TQT与TRR存在一定的相关性，许多文献报道根据测量TRR计算TQT的公式，其中比较典型且误差较小的是BAZETT公式：其中（K为常数，其平均值大小男性为0.37，女性为

22、0.40）考虑到测量系统和被测对象带来的误差，实际的QT时间修正公式为其中C为误差修正因子，包括系统误差和随机误差，随机误差通过平均值算法可减小到忽略不计，系统误差为一个常量，因此可认为C为一常量。体外反搏的充气时间可根据BAZETT公式计算出QT期间来设定，由于病人的身高、体重、血管的粘弹性、血液的黏性、血细胞含量以及血管壁残余应力的分布的不同，病人四肢及臀部的反搏血流波到达主动脉根部时存在显著的延时差异。因此，准确的充排气定时不可能像主动脉内气囊反搏那样以心电信号为基准加上气囊充排气系统的固有延时进行控制。再以心电信号为基准的情况下，结合指脉脉搏波，观察其收缩波和反搏波以充气时间再收缩波波

23、峰后100120ms出现反搏波的起点为最佳，此时反搏波振幅最大。充气时间调整好后，调整排气时间使收缩波降至最低为最佳。在这种体外反搏控制中，考虑到反搏血流波达到主动脉根部时存在的延时，一般取K0.39.为了简化计算，将公式按泰勒级数展开，QT间期简化为当时，当时，反搏的充气时间以QRS波的R波为基准反搏的排气时间，可在充气时间后一段时间内进行调整（C1、C2为时间常数，根据脉搏波中反搏波与收缩波的波峰进行前后调整）这种反搏控制能取得较佳的反搏效应。（2）以QRS波为时间基准，结合颈动脉脉搏波的反搏控制颈动脉脉搏波是将半导体传感器固定在颈动脉上检出的反映颈动脉压力的变化波形，颈动脉离主动脉根部距

24、离较近，传播中损耗的能量和引起的衰减相对较小，在相当程度上可以反映主动脉压力的变化。其下降沿存在一明显的切迹点“降中峡”，此切迹点显然不同于主动脉瓣关闭的重搏切迹，但是在反映心脏收缩期结束和舒张期开始的时间上不可避免的存在延迟，利用颈动脉压力脉搏波切迹点作为体外反搏控制，以心电QRS波为时间基准，结合颈动脉脉搏波切迹与主动脉瓣关闭的重搏切迹的时差进行调整，希望达到反搏控制的目的，但无法保证反搏波出现在主动脉瓣处正好主动脉瓣关闭，因此误差较大，效果不明显。（3）采用心阻抗血流图对体外反搏的控制阻抗血流图是在人体的某一部分或脏器通过微弱交变电流，测定心搏过程中由于血流变化而引起该部位电阻抗变化。它

25、主要反映每一心动周期中，胸腔内主动脉等大血管机心脏内的容积波动性变化，在每一心缩期内，心脏排血主动脉等大血管内的血容量增多，胸腔阻抗减小。而在心舒张期，主动脉等大血管内的血流量减少，胸腔阻抗变大，胸腔的阻抗变化反映了胸腔内特别是主动脉内的血容量的变化。研究表明，阻抗血流图中的X点可以很好的指示主动脉瓣的关闭，从而可以利用阻抗血流图作为反搏过程中依据。但应用中由于阻抗血流图受干扰因素多，波形变化较大，不利于X点的检测。对比但中控制方法，第一种控制原理易实现，准确性高。因此，我们采用了第一种控制原理设计我们的体外反搏控制系统。在体外反搏控制系统对充排气控制时机进行判断后就会对包裹在小腿、大腿、臀部

26、的气囊进行序贯式的充排气控制13：就是充气时间内以50ms的间隔依次对小腿、大腿、臀部进行序贯式的充气，当排气时间到来时，三个气囊同时排气。其中，第二种方法无法保证反搏波出现在主动脉瓣处恰好是主动脉瓣管壁，很难获得良好的反搏效果。第三种方法在颈部和下胸部使用两条带状电极，测量心阻抗血流图，利用心阻抗血流图的特征点进行体外反搏控制。当极易受到身体移动、呼吸等原因的干扰。在本设计中采用的是第一种控制算法。四、体外反搏的临床应用和发展现状体外反搏是当前冠心病综合治疗中一项有效的辅助治疗，经过近几年的临床观察和实验研究，体外反搏还可以治疗其他系统的缺血性疾病并成为众多治疗措施中一项重要的补充1415。

27、目前，体外反搏可以用于治疗的疾病16：1、冠心病、心绞痛、心肌梗塞。2、脑动脉硬化、脑血栓形成、脑动脉栓塞、震颤麻痹、椎基底动脉供血不足、脑血管意外后遗症。3、肾缺血所致高血压，少尿甚至尿毒症。4、眼底动脉栓塞，中心性浆液性网膜脉络膜病变。5、特发性耳聋。6、缺血性疾病的预防，搭桥或冠状动脉血管内腔成型术后预防或治疗复发。7、胰动脉硬化供血不足所致的糖尿病。8、肢体动脉栓塞，闭塞性脉管炎等肢体缺血性疾病。但体外反搏治疗也有一些禁忌症17：1、显著的主动脉关闭不全，主动脉瘤和夹层动脉瘤。2、显著性瓣膜病，先天性心脏病和心肌病。3、有出血倾向者，如血小板减小性紫瘫、坏血病、脑出血等。4、肢体有感染

28、或静脉炎、血栓形成等。5、未控制的血压过高(超过22.7/ 13.3k Pa)6、未控制的心率失常。7、左心衰竭。经过20多年的临床应用，体外反搏得到了广泛地应用。特别是国内对体外反搏的研究得到了很大的发展，在世界上取得了领先的地位。我国研制的体外反搏装置己经获得了美国食品与药物管理局(FDA)的“上市前认可” 和“良好生产管理(GMP)”认可、国际ISO-9000质量认证、欧洲CE-MARK认证等。目前世界各国接受EECP治疗者迅速增加，并成立了国际体外反搏病例登记中心(IEPR)。目前在美国开展EECP的医院、诊所超过350家。由于EECP疗效得到肯定，病人医疗费用又低，2000年1月美国

29、政府医疗保健财政管理局(HCFA)批准EECP费用可以在Medicare（美国居民65岁以上享受政府资助的医疗保险）报销。继美国之后，德、日、印尼、英、印度等亦相继开展了EECP。五、本课题的目的意义我国研制的体外反搏装置目前处于世界领先地位，并已远销世界各地18。1998年，体外反搏装置设计与制造技术(980902X)被列入中国禁止出口、限制出口技术目录，与体外反搏的相关的各项关键技术得到了应有的保护。同时，对体外反搏装置的研制也在广泛进行。本设计的目的就是独立研制一种新的体外反搏装置，使之能够保证充排气时序能够满足体外反搏治疗的要求，并能达到较好的反搏效应。为此设计了以AT89C51单片机

30、为核心的数据采集卡，完成对心电信号的采集。利用心的体外反搏充排气控制算法，保证充排气时序符合生理要求，更好地提高体外反搏装置的治疗效果率。第一章 体外反搏装置的原理和装置的总体设计1.1 反搏治疗的医学机理19为了更好地了解反搏治疗的治疗机理，我们首先谈一下心肌的供血机理。心脏的结构如图1-1所示，图中为主动脉，为主动脉瓣，为冠状动脉引窝，为左冠状动脉，为右冠状动脉。心肌所需的血液通过冠状动脉来提供。图11 心脏的结构简图当心脏收缩时，血液流动情况如图1-2所示。由于主动脉瓣打开，将冠状动脉的入口大部分遮住，同时血流很快，故流向冠状动脉的血量很少。更有甚者，当主动脉较细，血流很快时，在冠状动脉

31、中的血液会出现倒流情况，即流向主动脉(这就是所谓的倒血现象)，这会加剧心脏的供血不足。图12 心脏收缩时血流图 图13 心脏舒张时血流图当心脏处于舒张期时，由于主动脉的弹性回缩，血液在主动脉中会出现回流现象(即流向心脏)如图1-3所示。此时，因主动脉瓣关闭，血液会大量流入冠状动脉，对心肌供血。通过以上的分析，可知心脏的供血主要在心脏舒张期完成。若在心脏舒张期人为地增加动脉血压，则会增加心脏的供血。这就是反搏系统最基本的医学机理。反搏治疗是靠在心脏的舒张期通过气囊对人体动脉施加压力来实现的。那么怎样才能判别出心脏何时处于舒张期的呢? 测量脉搏和心电图都是简单可行的方法。脉搏是心脏搏动的间接反映，

32、而心电却是心肌动作的直接反映，故本系统采用心电信号判别心动状态。图14 体外反搏一个周期充排气示意图而人体动脉的加压是通过气囊来实现的。在反搏时，气囊被绑在人体上，当对气囊充气时，气囊就会压迫人的动脉血管，血管受压变形，其容积减小，其内部的压力也就会相应地升高。本系统采用三组气囊（如图14所示），分别绑在小腿、大腿和腹部20。当从远端(小腿)气囊到近端(腹部)气囊以次充气时，动脉血液就会被逐渐挤向心脏，从而使更多的血液回流至心脏。当舒张期结束时，将各个气囊迅速放气，这样由于动脉血管的弹性舒张、血管内容积增大，动脉血压就会迅速下降，同时使主动脉出口处的动脉血液迅速流向远端，这样当心脏下次收缩时，

33、心脏内的血液就会被心脏较容易地泵出，也就减小了心脏的负荷。故体外反搏在增加对心脏供血的同时，还减小了心脏的负荷。1.2 系统的总体设计反搏系统设计的总体方案框如下图15所示： 信号检测预处理电路A/D转换AT89C51控制器LCD显示心电信号电磁阀2气囊2心电信号指脉脉搏信号号人体气泵电磁阀1电磁阀3气囊1气囊1图15 反搏系统设计总体框图由上图可看出该系统主要由信号检测预处理电路、控制电路、充气执行和液晶显示等部分组成。信号检测主要是检测心电信号（用于反搏过程中的同步控制）和动脉脉搏波信号（用于反搏过程中的监控）。控制电路主要用来根据检测出来的心电信号来控制电磁阀的开闭，同时协调系统各部分的

34、动作。气囊执行部分包括三组电磁阀、气泵和三组气囊。在接下来的章节中会分个讨论各个部分。第二章 体外反搏装置的硬件设计与实现体外反搏装置的硬件部分主要是依据生物电信号的特点，完成对心电(FCC)信号、指脉脉搏波信号的检测、处理、采集工作，同时通过并行接口完成与上位机的数据通讯。在设计上要满足信号的可靠性、设备的安全性，同时满足医疗器械的电磁兼容性要求。2.1 硬件系统的总体结构与设计本设计的体外反搏装置控制电路硬件部分采用高性能的8位单片机AT89C51作为核心部件，完成对心电信号，指脉脉搏信号的采集，进行QRS波群检测，来进行相应的充排气控制。但首先应先对心电信号、指脉脉搏信号进行放大、滤波等

35、预处理，在通过单片机、A/D转换器对信号采样，并将模拟量转换成数字量，对其进行判断来检测QRS波（本设计中主要是检测R波）以及心动周期（TRR），然后通过单片机控制器来控制气动装置的执行，来完成反搏。硬件系统整体结构框图如下：信号前置放大二级放大滤波器AT89C51控制器电磁阀LCD显示A/D转换图21 硬件系统整体设计框图2.2 信号前置通道设计及仿真人体的生物电信号测量的条件是十分复杂的。生物电信号一般都属于低频的微弱自然信号(uV级、mV级)，而且在测量某一生理参数的同时，存在着其他生理信号的噪声背景和工频干扰。因此信号的前置通道的电路设计对整个系统的信号测量的准确性至关重要21。体外反

36、搏的前置级电路主要是完成心电信号、指脉脉搏波信号的放大、滤波的前置处理，并将其调理成适合A/D转换的信号幅度。2.2.1 心电信号检测预处理电路设计及仿真ECG信号是通过电极获得。我们采用的是监护用三导联电极，联接方式如图2.2所示。监护用电极是一次性Ag-AgCl纽扣电极。心电电极检测的心电信号幅值一般在0.05 -4mV22，同时存在的干扰信号有电极板与人之间的极化电压、50Hz工频干扰、仪器内部噪声和仪器周围电场磁场电磁场的干扰等等。图22 ECG的监护导联ECG信号是采集的两点电位差进行放大，因此前置级的放大器采用差动电路结构23。由于生物电信号源本身是高内阻的微弱信号源，通过电极提取

37、又呈现出不稳定的高内阻源性质。如果放大器输入阻抗不够高(与源阻抗相比)，就会造成信号低频分量的幅度减小，产生低频失真。由于ECG信号取自人体表而，信号源阻抗较大，背景噪声强。因此要求采集ECG信号的电路具有：高增益且可调节，以便处理ECG信号幅值微弱且因人变化较大的情况；高输入阻抗、低噪声，以便提高心电信息的信噪比；高共模抑制比，以消除工频及电极极化电位的干扰；低漂移，以防止高放大倍数的前置放大器出现饱和；合适的带宽，以便有效地抑制噪声，提取有用信号；高安全性，以确保人体的绝对安全。因此，本设计中对心电信号的进行了以下的设计以满足A/D转换对心电信号的要求。流程图如下图23所示：心电电极三级运

38、放二级放大低通滤波器高通滤波器50Hz陷波器A/D输入图23 心电信号预处理电路设计框图一、三级运放设计及仿真本设计中采用了高增益、高输入阻抗、高共模抑制比的同相并联结构的差动放大电路，如图24所示。 图24 三运放电路图图中U1和U2组成同相并联输入第一级放大，以提高输入阻抗。U3为差动放大，作为放大器的第二级。电路中第一级电路具有完全对称形式，这种结构有利于克服失调、漂移的影响。电压放大倍数公式为 （21）本设计中，设定三运放放大倍数Ad25。取R1R2=20K，R3=R5=12K，R4=1K，R6=R7=R8=R91K。载入信号源进行仿真，输入输出波形在示波器上显示如下图25：图25 三

39、运放仿真波形由图可读出放大倍数25，符合设计要求。二、二级放大电路设计及仿真信号从三级运放输出后还需要进一步放大。下图26为二级放大电路：图26 二级放大电路设计中二级放大电路采用反向放大器，放大倍公式为 （22）设定放大倍数Ad20。取R101K，R1120K，R12R10/R111K。将经三运放放大的输出信号作为反向放大器的输入端进行仿真，输入输出波形在示波器上显示如下图27：图27 二级放大仿真波形由图可读出放大倍数20，符合设计要求。三、滤波器设计及仿真人体ECG信号的频率分布主要分布在0.05100HZ；而我们在系统中要检测的QRS波带宽一般位于055HZ士19HZ的范围内24。实验

40、证明，对心电信号进行0.0855HZ的带通滤波，对QRS波的振幅影响不大，同时可以减少高频成分对QRS波识别带来的影响，抑制基线的漂移。压控电压源型滤波器通常选择Af 110，增益较低。但由于采用同相输入，其输入阻抗很高，输出阻抗较低，级联时无需考虑级间匹配问题，这种滤波器广泛用来组成多阶滤波器。因此本设计中滤波电路采用二阶压控电压源型滤波器，包括截止频率为55HZ的二阶VCVS型低通滤波器和截止频率为0.08HZ的二阶VCVS型高通滤波器。电路图如下图28、图29：图28 低通滤波器图中截止频率fH，放大倍数Af1。设计中fH=55HZ，Af2。取C1C247nF ,R13R14=62K，R

41、15=R161K。图29 高通滤波器图中截止频率fL=，放大倍数Af1。设计中fL0.08HZ，Af2。取C3=C4=47nF，R17=R18=42M，R19R201K。将经过放大电路后的输出信号作为滤波器的输入信号进行仿真，输入输出波形在示波器上显示如下图210：图210 低通、高通滤波器仿真波形经过高低通滤波器，信号倍放大的倍数为3.9，符合设计要求。四、50HZ陷波器25经过以上的处理，信号中还存在有工频干扰，需要除去。设计中采用双T带阻滤波器来除50HZ工频干扰，如下图211所示：图211 50HZ陷波器中心频率，放大倍数为2。取C5C647nF，C72C594nF，R21R2268K

42、，R23R2134K，R242K，R25R261K。将从高低通滤波器输出的信号作为50HZ陷波器的输入信号，输入输出在示波器上显示如下图212：图212 陷波器仿真波形2.2.2 脉搏信号检测预处理电路设计及仿真指脉脉搏波信号由指脉仪的光电传感器拾取。指脉仪采用光电传感器拾取的指端容积脉搏波信号也很微弱，一般在几毫伏到十几毫伏，通常都带有不同程度的共模干扰。图213 指脉脉搏波因此，本设计中对脉搏信号进行了以下的处理以满足A/D转换为信号的要求。流程图如下图214：指脉波传感器三级运放二级放大低通滤波器器A/D输入高通滤波器图214 指脉脉搏波预处理电路设计框图指脉脉搏波信号的频率分布一般在0

43、.1H Z20Hz的低频范围内26，在指脉脉搏波前置处理电路中主要进行了放大滤波处理，这样既保留了容积脉搏波的主要频谱成分，又阻断了前级放大电路产生的直流电平，保证了采样精度。脉搏波前置处理电路图如下图215所示，在实现方式上，基本与ECG信号的前置处理电路相同，这里不再详细叙述。图215 指脉脉搏波预处理电路整个电路放大倍数设定为200倍，低通滤波器的截止频率为30Hz，高通滤波器的截止频率为0.1Hz。经仿真得到以下波形，如图216所示：图216 指脉脉搏波预处理电路仿真波形放大倍数经测量约等于200，滤波特性良好。2.3 以单片机AT89C51为核心的控制电路设计单片机应用系统选用高速度

44、、高性能的AT89C51（有40个管脚），并与A/D0808（有28个管脚）相连，实现心电信号和动脉脉搏信号的A/D转换，以便输入单片机实现对反搏系统的控制，管脚图如下图217、图218所示： 图217 AT89C51管脚图 图218 ADC0808管脚图一、AT89C51介绍27AT89C51是美国ATMEL公司生产的低电压、高性能CMOS8位单片机，片内含4KB的可反复擦写的只读程序存储器（PEROM）和128B的随机存取数据存储器（RAM），器件采用ATMEL公司的高密度、非易失性存储技术生产，兼容标准MCS51指令系统，片内置通用8位中央处理器（CPU）和Flash存储单元，功能强大A

45、T89C51单片机可提供高性价比的应用场合，可灵活应用于各种控制领域。其重要性能有：1、与MCS51产品指令系统完全兼容2、4K字节可重擦写Flash闪速存储器3、1000次擦写周期4、全静态操作：0Hz24MHz5、三级加密程序存储器6、1288字节内部RAM7、32个可编程I/O口线8、2个16位定时/计数器9、6个中断源10、可编程UART11、低功耗空闲和调电模式二、ADC0808介绍28ADC0808八位逐次逼近式A/D转换器是一种单片CMOS器件，包括8位的模/数转换器、8通道多路转换器和与微处理器兼容的控制逻辑8通道多路转换器，能直接连通8个单端模拟信号中任何一个。2.3.1 控

46、制电路设计在硬件设计的控制电路部分才用AT89C51作为核心部件，完成信号的A/D转换、数据采集、信号处理，并来控制气动单元的工作。设计框图如下图219所示：AT89C51控制器电磁阀LCD显示A/D转换图219 控制电路设计框图单片机的控制及扩展电路如下图220所示：图220 控制电路2.3.2 A/D转换部分心电信号、指脉脉搏信号经过前置处理电路之后，通过ADC0808的IN0、IN1通道进行A/D转换。单片机AT89C51以5ms的时间间隔完成对心电信号和指脉脉搏信号的数据采集并进行A/D转换。在AT89C51的周边电路中，除了时钟电路、复位电路外，十分重要的就是A/D转换的参考电压Vref，本设计中Vref5V。在图中，ADC0808的时钟信号（CLOCK）有AT89C51的ALE端的输出脉冲（其频率为AT89C51时钟频率的1/6）经二分频得到的，选AT89C51的时钟频率为12MHz，则ADC0808的CLOCK端的频率为1MHz，即ADC0808的转换时间约为64us。这里，将ADC0808作为AT89C51的一个并行I/O端口，有地址线