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单片机心率脉搏

窗外路过了谁 03-12 09:01 阅读 5
java

摘 要

在我们现在的日常生活中脉搏心率测量仪器的使用已经越来越广泛了。为了使脉搏心率测量仪在简便性和精度方面有所提高,本课题的目的是设计一种基于52单片机的脉搏心率测量仪。系统以STC89C52单片机中央处理单元,以红外反射式传感器ST188为检测原件,并利用单片机系统内部定时器来计算时间,由红外反射式传感器ST188感应产生脉冲,单片机通过对脉冲累加得到脉搏心率跳动次数,时间由定时器定时而得。系统运行中能显示脉搏心率次数和时间,系统停止运行时,能够显示总的脉搏心率次数和时间。经测试,系统工作正常,达到设计要求。
关键词:脉搏心率测量仪;STC89C52单片机;红外反射式传感器

ABSTRACT
Pulse meter in our daily life have got the very extensive application.In order to improve the simplicity and accuracy of the apparatus used to measure the pulse, this topic has designed a pulse measuring instrument based on 52 microcontroller.System with STC89C52 single-chip microcomputer as the core, with original ST188 infrared reflection type sensor for the detection, and use the single chip microcomputer system internal timer to measure time, pulse generated by the reflecting type of infrared sensor ST188 induction, microcontroller pulse is obtained by the pulse accumulation number, time by the timer timing.System can display the pulse frequency and time, the system stops running, can display the total pulse frequency and time.After the test, the system works well, to meet the design requirements.
Keywords:The pulse measuring instrument;STC89C52 single-chip microcomputer;The infrared reflection type sensor

目 录

摘 要 III
ABSTRACT IV
目 录 V
第1章 绪论 1
1.1 研究背景及目的 1
1.2 国内外研究动态及发展趋势 1
1.3 设计思路 4
第2章 心电信号分析及采集 6
2.1 心电信号波形介绍 6
2.2 心电信号的特点 7
2.3 心电信号干扰 7
2.4光电传感器的结构 8
2.5 光电传感器检测原理 8
第3章 硬件设计说明 32
3.1 总设计方案 32
3.2 面临的问题 32
3.3 各系统模块的功能描述 32
3.3.1 信号采集电路 32
3.3.2 低通滤波电路 33
3.3.3 AD转换以及放大电路 34
3.4 控制电路 35
3.4.1 电源设计 37
3.4.2 LCD1602液晶显示屏介绍 37
3.4.4 LCD1602显示电路设计 39
3.4.5 陷波电路 39
第4章 软件设计 41
4.1 总程序设计和流程图 41
4.2 心率信号采集部分程序设计 42
4.3 LCD1602显示程序设计 43
4.4 STC89C52的EEPROM数据保存程序设计 43
4.5 时钟功能模块的设计 44
第5章 系统调试 45
5.1 系统调试 45
5.2 系统检验 45
5.3 误差分析 47
第6章 结论与展望 48
6.1 结论 48
6.2 不足之处及未来展望 48
致 谢 49
参考文献 34
附录一 电路原理图 34

第1章 绪论

1.1 研究背景及目的
心脏病目前是一种常见多发慢性疾病,因为它病情隐蔽、发病性高、发展较慢的原因、长时间来一直危害着人类的健康,特别对中老年人的危害性更加大,及时诊断和防止在降低心血管疾病危害及病人治疗与健康中特别重要。
因为我国老年化人比例加大,心脏疾病的人口的数量也越来越大。据调查,大概有75万因心脏疾病死亡,心血管疾病的患者每年都在上升,而且有的小孩也有心脏病。
从医疗方面看,预防和珍爱是对心脏疾病的预防的重要方法。只有经常的对心脏患者进行诊断,才能早期发现异常病变情况,提前进行治疗,病情的进一步发展得到抑制。目前市场上心电检测仪器存在的问题研究不多。目前心电检测器材对家庭使用来说还是有较多问题,比如价格太高、过于专业、操作起来复杂、还不够智能化等缺点。所以研究制造适合预防保健的便携式心电检测设备意义十分重要的。
电子技术目前已快速发展,高性能中央理器以及高速AD在监测领域有运用,特别是随着人们生活水平的提高,对心电的提前检测和及诊断定会得到广泛的应用。从五十年代以后,计算机帮助的心电图谱分析技巧得到了广泛的陈长,其中心电图谱的提取和分析始终是广大医学学者以及开发技术人员研究的要点,由于他在心电信号的自动分析方面有很重要的作用,大多咨询结果与实际理论还有很大不同。
人体心率的丰富信息[1] 包含在了心电图谱(Electrocardiogram,ECG)中,体现了人心细胞的除极化过程,心脏很多的生理状况在一定程度上客观反应出来,因而在临床医学中有意义很大。
心脏病的发展很慢、发病危害性大、病情隐蔽,因此它长久以来一直危害着人类的生命,心电图分析作为发现心脏病重要途径,在减少心血管疾病方面和病人治疗方面特别重要。过去的心脏病的检测完成必须在医院或社区,这样一来检测费用较贵,而且在医院会给患者带来心理压力,导致会发生误诊。因此考虑发明一种价钱便宜且操作容易的心电检测装置对患者的心电检测有着特别的用处。
1.2 国内外研究动态及发展趋势
赛迪顾问集成电路研究院负责人李树翀就从数据看出医疗电子产业未来发展,他说到赛迪公司把便携式医疗电子设备归纳为两大类,有医用便携,家用便携,家里有方便电子血压计的使用、心率计血糖仪都可以方便挟带出去。在医院有便携式的提问测试仪器、可携心电图计、便携式监护仪器,多参数便携心率计等。赛迪参谋的考察发现,从06年到08年,随身式医疗电子产品虚饰已有了加快扩张的势头,更重要的是金融危机没波及到它,市场的总体规模2008年省到127亿。
他格外声明便携式治疗电子产品场外的顺应的实力很强,主要原因是:
(1)市场还在刚开始发展初期,所以市场还没有饱和受金融危机带来的危害。
(2) 我国内需资源是现在大多可携的医疗电子资源都要面对的,现在几乎都还没受到金融危机的危害。
(3)外国的调查显示,在可携式医疗电子产品里,有65.4%的比例是家庭电子产品,尤其需求扩大的态势显然加快,医疗电子市场08年的扩大速度达到28%!市面上的电子的血唐测试仪和助听器、可携的血压计占了90%多的出售比例。不过现在市场占有率不高,加上中国人本事人就多,所以他表示家用便携式医他认为因为上述三种产品达到90%的比例,也从另一个地方突出现在不少家家庭电子治疗器材在中国世面上然没有被认可。这代表我国家庭可携治疗电子产品拥有很好的前景。
我国医药可携治疗电子产品总体的领域发展进度比家用产品的发展进度要慢一点,依据目前调查来说,先进输液器和多功能可携的检测仪的上涨进度比较快,增速达到了10%-15%。这样的市面上,可携式多功能占主要,预测未来,他觉得我国可携式治疗医疗市场发展空间不小,第一原因是有国家政策扶持,我国中央4万亿资金里面8500亿是投到医疗当中,里面一大部分投入到农村的医疗建设里面,但在二、三级城市以及偏远农村地区,便携式医疗电子产品使用的人更多了。另外,他也说了因为消费者对产品知道程度越来越高,健康观念形成还有产品分化的更加详细,可携带医用电子设备产品价钱不可能像之前那么昂贵,这样能更好的扩张市场规模。他觉得以后2年,我国可携带医疗电子设备市场大小每年的增长率钱不断变贵,ADI保健服务部门技术领导Tom Dye则说明了ADI主讲治疗电子精密采集检测项目的先进设备和相关计划,例如ADI三轴提速计,可以用它对没受保护老年病人的身体监护,摔倒检测,正确定位测量仪器、CPR过程中检查适当的恢复运动等。由于医疗电子器材是跟患者身体直接接触的电子器材,所以电气隔离设计非常重要,目前要遵守的电气隔离准则是IEC60601,Tom还特别说名了ADI在医疗电子设备电气隔离方面的处理方法。。
目前国内外相关的心电采集仪器发展都比较快,而且都有往便携式以及经济型方向发展,如ADI公司将要推出的基于ADS1298的心电信号采集仪器它更紧凑、更经济、功耗更低,但是在国内这方面的技术还比较落后。在今后的一段时间内将会有较好的发展。现在外国心电图仪技能比原来更先进,也更加显得电子化、科技化和功能化。其中心电图产品在市场上的占有率比较大,大量产品出口到中国,产品技术相当先进。如美国、日本、德国国家的产品无论是质量还是技术都特别先进,而我国作为一个人口大国,对心电图机的求量急剧上升。
我国的心电图机的品种较少,尤其是技术水平偏低,与国外根本无法相比,国产设备多为劳动密集型的低科技产品,特别是基础研究弱、非创伤性、缺少自己知识产权的产品。目前只能解决中小医院的需求,高档设备主要靠进口。过去心率检测设备日常必需随时带着记录检测仪,放在患者最近裤子或胸部的口袋里,使无线心率图检测仪器的噪声和杂波大大降低,他的大小甚至可以安装于电极反面,可以提供比过去方案更准确的信号。这种电路价钱不贵,而且还能提供诊断效果的红外心电图轨迹,在此次论文中没50Hz陷波滤波器的要求。大多的部分都能藏身在衣服里,所以很好提升病人适应度和保密度。患者的监测数据加密处理,每过几分钟就自行上传到护理部门,医院或养护机构中的现场提取分析系统。患者可以在规定的时间(每天或每周)到医生办公室或诊所提取数据,没必要移除监视仪或再次调整仪器。红外心电图监视仪里面还自带内存卡,经过手机或局域网进行数据交流。不光是可靠、功能,消耗低还有价钱的原因,红外心电图检测仪研发还需要能够使用测试频段,来让检测仪的心率的信息可以准确、高速,精准的传送到数据采集器进行分析。在发达国家,无线治疗远程服务(WMTS)频段还有其余免认证的技术,生产和医疗(ISM)频段提供专门的频率,保证数据传输的没干扰、精确传输。ADI公司的ADF7021功能高、频带窄ISM,收发模块IC支持WMT状态以及433MHz到15MHz的很多ISM频率。ADF7021拥有同行顶级的采集机精确度,范围1kbps到-123dBm,里面T/R继电器、RF/IF滤波、VCO tank、全智能化的只能频率控制(AFC)与智能转换增益控制(AGC)电路。为让电池利用变长,ADF7021能够设定在功耗很小的休息状态,使电流耗能减小到不到0.1μA。
ADF7021和损耗小的中央控制器同时运用,平时电流均值不到2μA。WMTS优化的射频电波段参考制作(EVAL-ADF7021DBZ6)含有分布和电路图,可让患者当作无线心率图检测器制设计的模板。AD623是一个拥有单电源电路放大器,拥有轨对轨转化幅度和低损耗(3V电压损耗为1.5mW)。他的心节点用于访问跟多共模信号。AD8500耗能少、精度高CMOS计算放大模块最大电源流量是1μA,最高电压幅度1mV,常规输入电流偏移1pA,拥有轨对轨I/O端口设计,使用±0.9V-±2.75V双电源或1.8V-5.5V单电源工作。AD8641消耗低、轨对轨输出结型场效应晶体管(JFET)放大设备有很大输入阻抗、精度性能高以及价钱低,输入阻抗大于681kΩ。AD7466作为类12-bit ADC,利用小型封装,且消耗很低,3.6V/50 kSPS时,功率为480μW。它使用32引脚SOT-23封装。针对请求更高动态范围和更大杂波率的制作而言,AD7685PulSAR ADC能够达到16-bit分辨率,在2.5V/100kSPS时,消耗是1.35mW,它利用3mm ×10mm QFN(LFCSP)封装。这些计划(参见下图)要有低损耗的微控制器。另一种完成此信号链的方法是采用sct89c51取代数模转化和中央控制单元。stc89c51里有8bit/16bit MCU,它在单芯片上融合了一个性能达到1MSPS的ADC。ADC提供相应的波动范围,以遵循医用准则,提取微小的心电图波形变化。ST89C51结构包含16-bit存储器,使其能够对心电图信号加以及时FIR过滤。
心电图仪(ECG)用来测量心跳产生的电压。这类利用原本的信号调节困难其实由于在0.05 Hz-150 Hz带宽范围内仅产生0.2 mV-2 mV峰峰值的微小信号,而且还受50 Hz或60 Hz的影响。ADI公司可制定多种解决措施帮助设计工程师解决这些难题。
为攻克以上设计中的信号采集难题,仪表放大器要有提供消除共模信号的功能。AD8220是一类结型场效应管(JFET)输入仪器放大器,拥有10 pA低输入偏置电流,在交流(AC)和直流(DC)环境下都能够高共模抑制比(CMRR)还有抗射频干扰(RFI)功能。它采用5 V单电源工作—针对于便携式仪器。AD8220采用8引脚MSOP封装。
ECG使用需要ADC模块的封装体积小并且每次变换用低损耗提供高性能。AD7980可提供8bit分辨率、达到1 MSPS提取率和±22 ppm的积分线性偏差(INL)最高值—所有以上指标只需7 mW损耗。AD7980使用10引脚LFCSP封装。
AD7980的串行输出便于使用ADuM240x iCoupler03数字隔离器与系统阻隔。由于芯片级微变压器隔离的iCoupler仪器能够解决一般与利用LED和光电二极管光耦合器相关的设计问题。一般的光耦合器拥有的难题比如电流传输比一直变化、传输函数非线性还有受温度和寿命的影响—iCoupler器件就没有这些困难,因为它的数字接口特非常简单和性能特性稳定。ADuM240x稳合IEC 60601-1准则,上电电压达到250 V有效值(RMS)。它使用16引脚SOIC宽体封装。
未来发展中强调低功耗,便携带和成本低的便携式电子设备的发展风头不会i趋势影响医疗电子设备拥有更好的性能,医疗保健市场对质量更快、更好和更实惠的诊断设备的需求也在加大,医疗电子设一直地在刷新性能优势。在这些技术发展中,半导体提供商充当着主要的角色,在这里模拟和混合信号处理技术特别具有重要作用,利用最先进的高端半导体技术解决方案可以更好地实现高性能设计目标。全世界带头的数据转换技术ADI,可做到低噪声时段放大运用形式功能,ADI可经过软件平台在芯片的高集成度和灵敏性方面达到更好的平衡,用户可以经过软件平台设计与芯片内各功能电路匹配的寄存器数据,因此给各功能电路设置不同的参数,达到很多数字输出效果。用户可经过这类寄存器功能满足自己的要求。ADI也不停陆续在市场和技术支持方面注入资金,进一步坚持并强化其在市场策略定制和实行,以及现场为客户提供体系级技术支持的上风特色,支持企业把握治疗电子器材的市场发展趋势,赢得市场战斗先机。
跟着集成电路技能和计算机网络技巧在生物医疗中的研究,心电检测和发觉系统的钻研和提高趋势主要囊括如下方面:
(1)仪器小型化
集成电路技能持续的提高,心电检测仪计也越来越精致而且便携,十二导联的同步心率检查系统将已取代目前使用比较广泛的单导联设备。
(2)ECG分析自动化
目前心电图的自动诊断技术应用不是很广泛,主要是缺少比较合适的算法,因此在自动分析领域还需要进行深入的研究。
(3)标准统一化
建立比较统一的心电信号传输标准,使不同类型的心电检测仪器能相互传输信息。德州仪器MSP430微控制器营业发展监管刁勇则申明了依靠TI超低损耗微控制器MSP430的便携治疗电子设计理念。刁勇觉得由于便携医疗产品精巧了、功能好、耗电降低、成本降低展趋势越来越突出,TI设计了包含DSP、MCU、电源供电在内的一体化设备。而MSP430就是其中突出性产品,由于它拥有高集成度、良好的性能处理、价格低以及功耗很小等优势因此广泛应用在便携式医疗电子设备,现在已有的应用包含便携式血糖计、便携式血氧测试仪表、便携式心电仪器还有便携式数字温度计等多累设备。
1.3 设计思路
本次的计划是基于51单片机的心率体温采集计的制作。STC89C52是这次我使用的51单片机,心率采集设备是用ST188作为红外传感器。通过ST188对脉搏的信号进行采集,并且经过滤波电路,陷波电路,对前期的波形进行处理,继而进行滤波整形,去除获得心率脉冲中的杂波数据,并通过比较器传输方波信号,传输给单片机进行处理,达到心率脉冲以和温度的提取。单片机把采集的脉搏信号进行相应处理,最终传送出相应的心跳值,并传输给LCD1602显示屏进行准确显示,达到能够读取的效果。
在心电提取的时候,此次的计划也设计了正常的数字式时钟功能,经过键盘来判定有没有能够测量或者是体现时间,数字式时钟功能通过使用51单片机内部的定时器进行准确的时间定计算,同时在LCD1602上显示当时的设定时间,当测试键按下时,单片机会主动对脉搏信号进行提取,将触发蜂鸣器就会报警,高低限制可以通过按键输入进行设置,而且断电后主动存放在单片机里面的EEPROM存储设备里。
这次的设计将包含相关文献资料的查询和阅读,原理图的制作,程序的编程,运行,以及后面的实物设计,通过设计研究基于51单片机的心率测试系统的可靠性,并在设计中提升自己的硬件设计和编程水平,达到学习知识的目的。

第2章 心电信号分析及采集

心脏每次收缩之前,心肌细胞发生兴奋,在兴奋的过程中所产生的微生物电流,即心电信号。通过人体组织传导到体表,在经过一定的导联方式经过采集、放大、处理、显示或打印出波形,这就是心电图。
现在社会,心血管疾病是死亡率最高、发病率最高,最大威胁着人类的生命。心电信号检测处理的目的,可以根据所提取的心电图的特征数据,分析出心血管系统的状态,进而作为医学决策的依据。目前心电图机已经比较普及,但仍然依赖于人工读图,而且对相关人员的专业知识水平要求较高,ECG计算机自动识别技术尚有待开发完善。
2.1 心电信号波形介绍
每个心脏运动的收缩和舒张,叫做一个心动周期[2],对应心跳周期包括除及和复极,叫做一个心电周期。以6个连续字母P、Q、R、S、T、U不同代表6个持续最大值和最小值在一个心电周期的心电图里,如图2.1所示。
在这里插入图片描述

               图2.1 正常的心电图

一般心电图形按先后产生的是P波、QRS波T波U波,他的图形间的间期包括P-R间期、R-R间期、Q-T间期,研究很多波的振幅和各种波的频率和各波形间间期的改变可为治疗一些心脏疾病和全身疾病提供资料[3]。
P波:首先发生的偏离基线的波就是P波,它代表心房消极化过程中电压变化,代表两个心房的去极;
QRS波:心室产生最大的波,反应心室除极化过程,QRS波一般持续0.08-0.12s。它大多是三个连在一起的波:QRS代表心室除极波,不过不是所有QRS波总有Q、R、S三个波构成,一个直流的负QRS波称为QS波,下面对QRS波加以详细分析;
T波:表示心脏复极化时候的电压变化,方向和QRS波群的主波方向一样,波的最大值0.1-0.8Mv时间0.05-0.25s。
U波:在T波后面0.02-0.04s可能出现的一个低而宽的波,方向与T波一致,至今还不太清楚其意义与成因。
P-R时段:表示P波末尾到QRS波开头中间的图形,大多与基线一个水平。P-R段由电活动经房室交界传给心室所形成的电位变化很弱,在体表无法记录出。
心电波形的数据和形态,主要包括时间、时限、幅度、波形形态等几个方面,当这些参量发生异常时,也能反应心血管生理状态的异常。像P波的时限太长表示心房内传输阻滞,QRS波时限太长就表示心室内传导阻滞,RR间期过长表示心动太慢。
2.2 心电信号的特点
(1)信号弱,信噪比低。
由于电信号是一种微弱信号,所以它的幅度非常小,通常为0.05mV-5mV,属于毫伏级的电信号。要想把它显示出来至少需要放大1000倍左右。而且因其信噪比低,心电信号的放大曾是一个比较困难的问题。
(2)信号源阻抗大
因为心电信号由皮肤电极从人体表面采集,所以信号源内阻很大,大约100。再
者,由于不同人体或者同一人体自身的差异,皮肤与电极之间的阻抗会有很大的不同,从而放大器的输出结果也会有很大的不稳定因素。
(3)电磁干扰大
人体周围存在极大的电磁干扰,如50HZ的工频干扰和空中的其他电磁干扰,其干扰信号比起信号源要强的多,从而使有用信号被干扰信号淹没。
(4)信号频率低
心电信号的频率成分主要集中在0.05-100HZ
(5)随机性
肌肉的信号是经过人的心电信号反应,就是整个人体系统重要组成。可是身体的不匀称性和多通道性和可采集多通道输入,电压会因外界干扰变化。
2.3 心电信号干扰
(1)工频干扰
因为供电网络到处都有,导致50Hz的工频干扰是到处存在,他是心电信号的主要干扰原因。它大多经过体表和采集系统的链接导线的电容性耦合,参入以位移电流的方式, 大小完全可有用的心电信号覆盖。
(2)高频电磁场干扰
由于无线电行业的成长,各类频段的无线电设备、电视广播台、手机设备、卫星等的使用让周围的电磁波一直存在。这些高频电波杂质也能经过采集电路和患者接触的导线进来,有时导致采集结果会有变化,严重时导致采集系统无法运行。
(3)呼吸引起的基线漂移和ECG幅度改变[4]
呼吸引发的信号变化能够看作是一个由呼吸的频率掺入心电信号的杂志部分(正弦曲线)。这个正弦杂质最大值和频率是变化的。呼吸所产生的心电电压最大值的变化可能达到15%。基线变化的频率范围从0.1Hz-0.3Hz。
(4)电极极化干扰
心电的获得是经过在人体皮肤放有电极来采集的。和电极碰触的是电解质液体(导电物、汗水或组织液等),此时会组成一个金属一电解质溶液平面,因电化学的作用,在二者之间会产生一定的电位差,称之为极化电压。极化电压的幅度正常较大,从几毫伏到几百毫伏之内。当两电极状态无法满足对称时,极化电压就能制造干扰,尤其是在采集端和体表接触不好导致掉落的时候就会更加严重。
(5)肌电干扰
刺激和反射是肌肉的最原始能力,由神经系统对他控制,肌肉机械性运动同时还有生物电动作。产生生物电运动存在的电压差因时间改变的图形就是肌电图。肌电常常是一类很快变化的电压,他频率大小为20-5000Hz。
(6)设备产生的高频噪声
很多手术用具高频率信号会严重干扰心电信号。采集信号在250-1000HZ范围,干扰频率估计在100KHZ到1MHZ范围,杂波幅度几乎是心电最大值的200倍,保持1s到10s时间。
2.4光电传感器的结构
传感器由红外发光二级管和红外接收三极管组成。采用GaAs红外发光二极管作为光源时,可基本抑制由呼吸运动造成的脉搏心率波曲线的漂移。红外接收三极管在红外光的照射下能产生电能,它的特性是将光信号转换为电信号。
从光源发出的光除被手指组织吸收以外,一部分由血液漫反射返回,其余部分透射出来。光电式脉搏心率传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式2种[8]。其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置,接收的是透射光。反射式的发射光源与光敏接收器件。因此本系统采用了反射式光电传感器。结构如图3.2所示。
在这里插入图片描述

图3.2 反射式光电传感器
2.5 光电传感器检测原理
检测原理是: 随着心脏的搏动,人体组织半透明度随之改变:当血液送到人体组织时,组织的半透明度减小,当血液流回心脏,组织半透明度则增大;这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显[5]。因此本设计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体的手指部位,经过手指组织的反射和衰减由装在该部位旁边的光敏三管来接收其透射光并把它转换成电信号。由于手指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化,所以它对光的反射和衰减也是周期性脉动的, 于是红外接收三极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉动变化。故只要把此电信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示[9],即可实时的测出脉搏心率的次数。

第3章 硬件设计说明

3.1 总设计方案
前面对心电信号额特点做出了详细的分析,此次设计主要通过脉搏对心电信号进行采集,脉搏产生的信号同样十分微弱,为了去除电路中存在的杂质,以及周围存在的工频干扰,我查阅了相关的资料,了解了小信号放的相关设计,这里我选取了一款整形放大芯片,来设计此次的心率采集装置,在这里我使用的中央处理单元是STC89C52,它的作用是对信号进行处理并且将心率的大小在显示屏幕上显示,为了方便设计,我对各模块电路进行了分步设计,设计的总模块框图见(3.1)
在这里插入图片描述

  图3.1 总设计框图

3.2 面临的问题
(1)放大的问题:心电信号是比较微弱的生物信号,电压最大也就0.5mV到2.5mv,而且信号中存在这直流信号,它是皮肤和电极接触的时候产生的,在这里直流信号是不能放大的。
(2)噪声问题:人体本身存在干扰,50HZ工频干扰,电磁场存在干扰,其中较为严重的就是50Hz的工频干扰,为了使结果的精良准确,必须消除上面所提到的干扰。在临床中,带宽一般为0.05-100Hz。
3.3 各系统模块的功能描述
3.3.1 信号采集电路
脉搏心率信号的采集电路主要有红外发射和接收装置组成,图中对R10的要求比较严格,因为他对二极管电流的影响很大,考虑到红外接收三极管感应红外光灵敏度,在这里选择470K的电阻。当手指不在二极管之间时,或者传感器或检测到强的光线时,输入端会出现比较大的直流电压,这里用C4耦合电容把电路隔断,目的是为了不让直流电压通过,对LM358芯片造成影响。
当测量手指脉搏的时候也会出现不一样的情况:第一种情况就是手指虽然遮挡了红外发射二极管发射的红外光,但是因为红外接收三极管中有暗电流存在,使得输出的电压小。第二种情况就是,测试到脉搏的时候,手指的透光性会因为血液变差,红外接收三极管中的暗电流变小,输出电压变大。采集到的信号频率还是不大,有时候只有50次/分钟时,只有0.78Hz,200次/分钟时也只有3.33Hz,因此信号首先经耦合电容C4耦合,再由R5、C5滤波以滤除高频干扰后,加到线性放大输入端。
采集电路的原理图如图3.2所示
在这里插入图片描述

图3.2 红外发射和接收电路

3.3.2 低通滤波电路
缓冲电路实际上就是一个阻抗转电路,把电阻网络和人体网络分开,这样人体心电信号受不到电阻网络的干扰,由于缓冲电路输入电阻是非常高的,从而电压相对平稳,自身和电压就得到一定的隔离,而且还有一定的清除干扰作用。如图(3.3)
在这里插入图片描述

                                图3.3 前置电路

电监护模块收到高频设备的影响,图3.2中形成二阶低通滤波器,截止频率5KHZ。
截止频率计算公式如公式(3.1)
(3.1)
在此系统中采用+5V的电压,最大漏电电流必须小于10uA,所以R3+R4330K。采取保守值500K。
选择得到公式(3.2)
(3.2)
则=140,从实际考虑选择=150。
3.3.3 AD转换以及放大电路
前级放大电路是数据采集过程的的重要部分,因为人体心电信号特点是比较微弱信,在加上背景噪声较强,对心电信号的干扰也很强,心电信号甚至被淹没,还有采集信号时电极与皮肤间的电阻变化范围很大,所以提高了对前级放大的要求,跟据以上特点放大电路应该满足一下要求:
(1) 高输入阻抗
(2) 高共模抑制比
(3) 低噪声、低漂移、非线性度小
(4) 合适的频带范围
R6、C6形成一个低通滤波器,可以进一步的起到滤波的作用,他的截止频率完全取决于 R6、C6的大小,其中运放LM358也有放大信号的作用,放大倍数由R12和R13的比值决定。但是前级电路放大倍数太大会导致滤波比较麻烦,所以可以进过后期的放大电路在滤波之后在进行放大其相关电路如图:
前级放大电路原理见图(3.4)
. 在这里插入图片描述

                             图3.4 AD转换以及放大电路

根据一阶有源滤波电路的传递函数,可得:

放大倍数为:200。
截止频率为:3.9HZ。
LM358将模拟信号转化成数字信号后的波形图如图3.7
在这里插入图片描述

图3.7 AD转换后的波形图
3.4 控制电路
我这次毕业设计采用的单片机作为中央处理单元,单片机的型号是STC89C52,和市场上很多的单片机内核是相互兼容的,而且在处理速度以及扩展方面占有优势。下面的例子中我主要的就讲解stc89c51的芯片原理以及功能。
STC89C52是一个 CMOS8位微控制器,他的功耗相对低,功能也强大, 8K 实时体系可编程Flash 寄存器是他的优点。独立一单个模块上,高明的使用了8 位CPU 和实时Flash写程序,使得不少嵌入式掌管应用体系为了具有更巧妙、更有用的处理方法的时候能选择使用STC89C52。他的基本特性如下: 拥有8k字节闪存,还有有512字节ram,输入输出口为32 位,拥有4KB 外围存储器,清零电路使用MAX810,看门狗定时器,有三个16 位 计时器/计数器, 6向量2级终止模块一个,连接口全双工。尚有 STC89X52 能够行驶0Hz 静态逻辑形似,可采取节电状态、休闲状态通过选择两种程序,CPU无法工作,定时器/计数器、串口、RAM、终止继续工作才能被允许。掉电保护模式下,RAM数据保留下来,振荡器封存,单片机所有流程终止,除非下面的中断或电路重启才行。最大的工作频率35Mhz,有6T或者12T可选。
产生各种控制信号是CPU主要的功能,数据的算法计算、逻辑计算还有位操作处理、输入/输出端口的数据传送、控制存储器等,CPU按他的功能可以分为运算器和控制器两个模块。控制器有译码器指令、流程计数器电脑、储存卡、及时掌控与条件移动逻辑电路等构成。它的功能是进行翻译来自存储器中的指令,经过实时控制电路,在规定的时间发出各种操作所需的内外部的控制信号,协调各部分的工作,完成指令所规定的操作。运算器有累加电路ACC、流程状态字寄存单元PSW,计算逻辑器部件ALU、寄存器、BCD码计算处理电路构成。下图为51单片机内部结构3.8图:
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图3.8 51单片机内部结构图
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图3.9是本次设计的单片机以及他的外围电路图
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图3.9 单片机外围电路图

3.4.1 电源设计
表3-11芯片电源信息
芯片名 数量 静态电源(mA) 电压
OP4177ARU 1 2 模拟
ADC0804 2 0.001 模拟
OP2177AR 1 1 模拟
ADG719BRT 1 0.085 模拟
ADM8660 1 0.6 模拟
STC89C52 1 12 数字
从表3-11可以看书本设计中所用的芯片均为,因此设计电源电路将普通电源转化为,从而使各芯片正常工作。
电源设计图如图3.9

3.4.2 LCD1602液晶显示屏介绍
使用液晶的物理特征就是液晶展现的原则,使用电压来规定他的显示范围,通电后就能体现,只有这样才会展现出图形,液晶显示用具适宜用于较复杂集成电路直接驱动里、易于达到全彩色显示的功能,目前在数码摄像机、手提式电脑、PD便携通信工具等众多的领域。
1602LCD分为有背光和没有背光两类,基础控制器大多数是HD44780。1602LCD选用准则的14脚(无背光)或16脚(带背光)链接,各触发接口说阐明以下图所示:
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图3.4.1 LCD1602引脚功能图
1602液晶模块里面的控制单元拥有控制指令11条,如下图所示:
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图3.4.2 LCD1602相关命令图
读写操作时序如下图所示:
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图3.4.3 读操作时序图
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图3.4.4 写操作时序图
3.4.4 LCD1602显示电路设计
单片机通过处理采集端采集来的信号,将心率以及温度值的大小显示在LCD1602显示屏上,而且可以显示温度的大小以及接触的时间。显示屏电路包含了电路显示部分,以及读写操作和控制部分,屏幕的背光可以打开或者关闭,亮度也是可以调节的。其部分电路如图所示:
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图4.4.2 LCD1602显示电路
3.4.5 陷波电路
尽管有前面的高通滤波电路以及LM358对噪声的抑制作用及其后的放大部分具有不少共模干扰信号得到了有效的抑制。但是,由于皮肤电极与人体接触的质量,加上人体、导线与周围导体的电容或感性耦合和输入阻抗的不平等因素,其中工频干扰影响最大。在我们周围50Hz工频干扰较为普遍,所以在信号处理的过成中,工频干扰是不容忽视的问题。本设计重点是心电信号的采集和处理,采用硬件电路的方式来解决其干扰。图3.9 构成一陷波电路,这是一典型的有源双T网络。
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                           图3.9双T陷波电路        

第5章 系统调试

5.1 系统调试
根据系统设计方案,本系统的调试可分为两大部分:模拟部分和纯MCU部分。由于在系统设计中采用模块化设计,所以方便了对各电路功能模块的逐级测试。断开两部分的连接点,先调试MCU部分。试着输入一系列脉冲(用适当的电阻接正极,间断性地输入),观察MCU部分能是否能显示;模拟部分用不透明的笔在红外发射二极管和接收三级管之间摇摆,借助示波器观察波形效果如何。单片机软件先在最小系统板上调试,确保工作正常之后,再与硬件系统联调。最后将各模块组合后进行整体测试,使系统的功能得以实现。
1.放大倍数的增加
传感器的输出端经示波器观察有幅度很小的正弦波,但经整形输出后检测到的脉冲还是很弱,在确定电路没有问题的情况下,加强信号的放大倍数,调整电阻R12和R13的阻值。
2. 时钟的调试
根据晶体振荡频率计算出内部定时器的基本参数,通过运行一段时间可通过秒表来校正后,看时间误差的量,以这个量为依据改变程序中的内部定时器基本参数,就可使时钟调准确。
3. 开机后无显示
首先检查交流电源部分,有无交流,若无则可能保险管或变压器烧坏,如有继续查直流有无,如无则电源已烧坏,可更换解决。
4. 显示正常但经适当运动后测量,脉搏心率次数没有增加
可能是前置放大级有问题,可采用更换的办法判断并排除。
5. 进人测量状态, 但测量值不稳定
主要是光电传感器受到电磁波等干扰,其次是损坏或有虚焊。
6. 开机后显示不正常或按键失灵
可查手指摆放的位置或按键电路,若无故障则是硬件损坏。
7. 电源的改变
理论上模拟部分有三处电压应为5V,但经过测试,全部使用5V电压也是可行的。

图6.3
5.3 误差分析
实际的脉搏心率次数 测量得出脉搏心率次数1 测量得出脉搏心率次数2 测量得出脉搏心率次数3 测量得出脉搏心率次数4 测量得出脉搏心率次数5
65 64 64 63 65 63
72 70 71 69 69 70
76 76 75 75 74 73
81 80 80 79 81 80
85 83 83 85 82 84
注:实际的脉搏心率次数以听诊器测出的脉搏心率次数为参考值。
由于传感器和其他器件本身并非理想线性,实测数据进行了线性补偿。
由均方差公式得: =0.59
误差分析:经校准,非线性补偿后,误差已基本达到要求。

第6章 结论与展望

6.1 结论
本设计在研究了很多相关资料的基础上,分析了心电检测仪器的工作原理,设计了相关的放大,滤波电路,并用STC89C52对心电信号进行处理。 软件部分采用C语言设计了QRS波参数检测的模块。系统达到了预期的目的,在模拟信号中采用双T容阻有源陷波器,大大减小了50HZ的工频干扰。
尽管在做本设计的过程中在应用滤波器对心电信号进行采集方面得到了一些认知,但是设计方面还存在一些问题,电路还是会受到工频干扰的影响,所以必须进一步的改进硬件电路或采用功能更全面的芯片对心电信号进行处理,从而更好的对心电信号进行分析。
6.2 不足之处及未来展望
由于时间和实验条件的限制,本文相关内容没进行深入的研究,在下一步的工作中将进一步改进。
(1)微处理器的选择,可以选择速度更快、功能更强的高端处理器。
(2)可以增加自动分析功能使其更适合家庭使用。
(3心率采集近年来没有取得突破性的发展,主要因为心电信号过于复杂,目前缺乏令人满意的算法,因此在自动分析领域还需要深入的研究,如小波分析,模式识别等。
(4)随着网络的发展,远程医疗和网络系统越来越普遍,将其与互联网相连,实现心电信号的现场采集。

致 谢

这次毕业设计是我大学生活重要的部分。从开始的选题,开题到写论文直到完成论文。中间,参考资料,请教老师,与同学讨论,多次修改论文,每一个过程都是对自己能力的一次肯定和考验。 通过这次实践,我了解了心电信号产生的原理,滤波电路的用途,以及STC89C52芯片的作用,熟悉了小信号预处理的硬件电路设计,锻炼了设计实践能力,培养了自己独立设计能力。这次毕业设计是对我专业知识和专业基础知识一次很好的检验和巩固,同时也是自己走上工作前的一次热身。 这次毕业设计收获很多,首先学会了查找相关资料相关标准,数据分析,自己的制作能力提高了。
自己专业基础的不足之处也在这次的毕业设计中暴露。比如综合应用专业知识能力的缺乏,对材料够不了解等等。由于时间有限,未能做出成品,对设计结果没有作出最后的检验,也感到遗憾。这次实践是对自己大学四年所学的一次大检阅,使我明白自己知识还很不全面。很快要毕业了,自己的求学之路没结束,以后应该在工作实践中不断努力学习,努力让自己成为一个对社会有所贡献的人。
本设计是在老师的严格指导和监督下完成的。指导老师老师深厚扎实的学识,严谨的学风和真诚谦逊的品质,使我在这次设计过程中收益匪浅。老师在设计方面对我的指导和帮助令我终身难忘。在此,谨向老师表示衷心的感谢!
感谢所有支持和帮助过我的同学和老师!
此外,我还要谢谢在我的论文中所有被援引过的文献的作者们,他们是我的知识之源!
最后,再次向所有给予我帮助和鼓励的同学和老师致以最诚挚的谢意!

参考文献

[1] 熊兴良,邹建.虚拟仪器技术及其在医学信号采集中的应用.医疗卫生装备,2004:10-15.
[2] 黄大险.现代心电图学.北京:人民医院出版社,1997:20-33.
[3] 宋喜国,邓亲恺. MIT—BIH心率失常数据库的识读及应用.中国医学物理学杂志,19(3):10-15.
[4] 李延军,严洪,王增丽.心电基线漂移去除方法的比较研究.航天医学与医学工程,2009:33-38.
[5] 黄进文.虚拟仪器心电信号自动分析系统设计. 云南大学出版社,2009.:40-66.
[6] OP2177 datasheet,Rev.F,Analog Devices Inc,2009:1-6.
[7] AD8221 datasheet,Rev.B,Analog Devices Inc,2007:1-15.
[8] 史锡腾,李雷. 单片机开发应用实例.华中科技大学出版社,2009:10-35.
[9] 刘静.心电图机XD-104B输入电路右腿驱动电路的分析计算与设计.青岛大学学报.1999:50-60.
[10] 周淑阁.模拟电子技术.北京:高等教育出版社,2009:30-75.
[11] ADUCX datasheet,Rev.A,Analog Devices Inc,2006:1-95.
[12] 丙霞. Protel99se 原理图与PCB设计. 电子工业出版社,2007:20-80.
[13] 何欣,张永红,白净.基于小波变化模块的QRS检测方法.航天医学与医学工程,2003:45-75.
[14] Eckart Hartmann. ECG Front-End Design is Simplified with MicroConverter, Analog Devices Inc.,2003:1-10.
[15] Charles Kitchin and Lew Counts. A Designer Guide to Instrumentation Amplifiers.Analog Devices Inc.2006:5-15.

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附录一 电路原理图

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