心电监护系统的设计(2)

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

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