便携式心电监测仪设计

便携式心电监测仪设计（精选7篇）

便携式心电监测仪设计 第1篇

本文通过对人体心电信号的各项主要特征和实际检测需求, 设计开发了一套便携式低功耗心电监测系统。该系统通过嵌入内衣穿戴的心电采集模块, 采集人体心电信号, 并通过无线蓝牙数据网络将信号发送至i PAD终端, 进行数据的处理、显示, 从而达到人体心电远程、实时监测的目的。

1 系统方案

1.1 总系统设计

便携式低功耗心电监测系统中, 系统的功耗越低, 稳定性越高, 对穿戴了产品病人监测效果越好。因此本产品着力考虑功耗低、稳定性、集成性高的芯片。图1为该系统的结构框图。系统硬件部分主要由ADS1293前端采集模块采集人体微弱的心率信号, 并通过适当的放大、滤波来提取有用的心电信号。无线发送模块, 采用TI公司带有专利8051核的CC2541进行心电信号数据的传输。电源模块, 利用TPS61220进行升压。i PAD终端对无线发送模块发送过来的心电信号接收, 并利用滤波和心率算法对心电信号进行处理, 最终将信号显示在屏幕上。

1.2 硬件设计

1.2.1 心电信号采集模块

E C G信号是一种低频率的微弱双极性信号, 信号频率主要分布在0.05Hz~150Hz, 幅度为10µV~4m V, 其典型为1m V, 此外ECG信号中往往还混有其他的生物电信号, 加上体外的50Hz工频干扰, 仪器内部噪声和仪器周围电场、磁场、电磁场干扰等。上述因素使得心电噪声比较强, 为采集和测量带来了一定的困难。

本设计以TI公司推出ADS1293为核心进行开发。ADS1293是TI公司推出, 一款用于生物电势测量的集成式三通道模拟前端, 具有功耗低、噪声小特点, 适用于心电监测。

ADS1293从IN1~IN6共有6个输入引脚, 全部输入引脚都包含一个EMI来滤除射频噪声。该模块采用5导联连接方式。RA、LA、LL分别连接IN1、IN2、IN3引脚, 利用共模探测器取得RA、LA、LL的平均电压作为右脚驱动放大器的输入, 右脚驱动放大器的输出端返回到RL端, 一起从IN4引脚输出。WCT的输出连接到IN6引脚, 与连接到IN5引脚的V1胸电极一起作为C H 3通道的差分信号的输入。

通过仪用放大器对输入的差分信号进行放大, 将输出信号送到∑△调制器把差分模拟电压信号转换为数字信号输入到低通数字滤波器中, 即可得到编码后的数字信号输出。信号的输出采用SPI通信协议, 将编码后的数字信号输出到下一模块。

1.2.2 无线发送模块

将心电信号采集模块采集到的信号, 通过该模块发送到终端设备上。该模块以TI公司的CC2541为核心。CC2541将领先RF收发器的出色性能和一个业界标准的增强型8051MCU、系统内可编程闪存存储器、8KB RAM和很多其它功能强大的特性和外设组合在一起。CC2541非常适合应用于需要超低能耗的系统。这由多种不同的运行模式指定。运行模式间较短的转换时间进一步使能耗降低。

CC2541内嵌8051核, 将心电发送模块经编码后的数字信号以SPI协议接收, 进行处理, 再通过RF发送出去。

1.2.3 电源模块

电源供电模块给心电信号采集模块和无线发送模块供电。该模块采用TI公司TPS61220进行设计。TPS61220是一款具有5.5m A的静态电流低输入电压、0.7V升压转换器。TPS61220采用6引脚SC-70封装, 可在低负载条件下保持极高的效率。可进一步延长本系统基于低功耗的微处理器的设计方案的电池使用寿命。在5V输出电压时, 输出电流高达50m A, 并使系统的锂离子电池放电电压低于2.5V。

1.3 软件设计

1.3.1 软件总设计

软件部分主要分为四大模块, 即通信、滤波、心率计算、绘图。软件流程图如图3所示。打开i PAD的APP, 程序开始运行。各种变量以及用到的堆栈初始化, 然后在屏幕上通过计算所要画心电坐标比例尺, 绘出所要画心电坐标轴以及轴上刻度, 按照蓝牙发送端通信协议接收心电信号, 未接收到信号, 则继续等待;接收到信号后, 将接收到的信号通过FIR算法滤波, 将心电信号绘制在心电坐标上;用心率算法计算出心率值, 显示在屏幕上。

1.3.2 核心算法

核心算法主要分两大部分, 即滤波算法与心率算法。

虽然ADS1293对采样后的数据尽管噪声得到了一定的抑制, 但仍有50Hz的干扰, 在心电测量时必然还有其他信号的干扰, 所以软件滤波是必然需要的。在本设计中, 仅对心电数据进行低通滤波处理, 采用窗函数法设计FIR低通滤波器, 将30Hz以上的信号滤除, 保留有效的心电频率数据。

由阻带最小衰减和过渡带宽性能指标, 选取汉宁窗, 采样点数N为31。在图表中可以看出, 该滤波器对低频信号给予了适当的放大, 高频尤其是50Hz工频有很好的抑制作用。而真正的数据衰减是在30Hz~38Hz之间开始。

软件中对心率进行计算主要是基于对QRS波中R波的识别来进行的, 认为R波的出现与心率是同步的。R点的识别在这里简单地采用阈值法。在阈值判别之前首先要进行高通滤波, 将低频的干扰去除, 与低通滤波器类似, 采用长度为31的FIR窗函数滤波。在心率计算时, 设一标志位beat和两个计数位counter、pulseperiod。Counter和pulseperiod在ADC采到一个点时就加1。这样在每识别一个R点, 将计数位counter清零, 当counter计数到90时, beat位加1, 当beat等于3时, 开始计算心率。

注: (1) 是输出心电信号, (2) 是程序进行阈值判断的数据, (3) 是程序阈值判断的阈值

2 IPAD终端显示

i PA D显示屏采用R e t i n a显示技术, 可以把更多的像素点压缩到一块屏幕上, 从而达到更高的分辨率并提高屏幕显示的细腻程度。该屏的分辨率在正常观看距离下, 足以使人的肉眼无法分辨其中单独像素, 故也被称为视网膜显示屏。采用该屏显示, 可将人心率信号很多细微的差别更清晰地显示出来, 方便专业的人士进行分析。如图12所示。

3 结语

本系统将传统的心电采集、处理、传输和显示以内衣穿戴的方式集成在一起, 克服了传统系统体积大、功耗大、使用不便的缺点, 对病患进行长期实时的监控, 并在终端进行显示, 可在危急状况发生之前来挽救生命。

摘要：心电图是检测心脏健康与否的重要指标之一, 常规心电图机较难在心脏疾病早期发现异常, 因而需要通过长期的心电监测来保证心脏健康。但是, 容易受到电池容量、电子器件体积等瓶颈限制, 低功耗、便携式心电图仪是长期心电监测的技术关键。本文使用低功耗器件ADS1293配合CC2541, 实现了便携式低功耗心电监测系统设计。

关键词：穿戴医疗,低功耗,心电监测,蓝牙

参考文献

[1]袁海洋, 何敏, 王威廉.DWA.一种新的心电实时检测算法[J].电子测量与仪器学报, 2009, 23 (9) :79-83

[2]王嘉庆, 李鸿强, 于晓刚等.物联网人体心电监护系统软件研究[J.计算机工程, 2011, 37 (16) :273-275

[3]陈昕钟, 云鹏, 杨月婷.便携式心电信号采集电路设计[J].国外电子测量技术, 2010, 29 (12) :62-65

[4]李洪旺, 彭虎.远程心电监护系统的设计和实现[J].生物医学工程研究, 2009, 28 (2) :128-131

便携式心电监护仪设计 第2篇

心电信号是很微弱的生理信号, 容易受到周围环境的干扰。为了使心电图更加准确、清晰, 系统采用模拟滤波与数字滤波相结合的方式处理心电信号。通过心电极采集心电信号, 采集的心电信号经过输入缓冲电路进入前置放大器。前置放大器放大后, 信号进入处理电路, 在处理电路中, 先后经过高通、低通、50Hz陷波、后级放大、电平抬升、施密特触发器, 最后进入单片机中处理。在单片机处理之前, 借助MATLAB仿真平台, 先对美国麻省理工学院提供的研究心律失常的数据库 (MIT-BIH) 中的ECG信号进行FIR滤波以及陷波处理, 并获得最佳数字滤波器的C程序代码。然后通过编程控制单片机, 完成如下功能:定时、中断、测心率、AD转换、采样、数字滤波、去噪、显示心电图、简单分析。系统总体设计框图如图1所示。

2 系统硬件设计

医用大型的心电设备可使用多种导联方式获取心电信号, 而且获取的各种信号均可通过显示器实时显示。考虑到便携式设备使用要方便, 所以系统采用标准导联采集一路心电信号, 也就是通过三条电极获取心电信号。考虑到心电信号的特点, 硬件电路部分要满足以下几个要求:

(1) 增益。正常心电信号的幅值范围在10μV-4m V, 典型值为1m V。而心电放大器增益的常规设计要求输入为1m V时, 输出电平要达到1V左右, 所以心电放大器的放大倍数要为1000倍左右。

(2) 频率响应。心电信号的频谱范围为0.05-100Hz, 频谱能量主要集中在0.05-40Hz之间, 所以, 频带范围至少要为0.05-40Hz。因此要设计带通滤波器来压缩通频带。

(3) 高输入阻抗。通过心电极片获取的心电信号是非常微弱的, 而人体又是一个很大的源阻抗, 所以必须提高放大器的源阻抗, 以保证增益的稳定性。

(4) 高共模抑制比。电极片与皮肤接触以及市电的干扰都会引起共模干扰, 如果不设计高的共模抑制比电路, 微弱的心电信号就会被淹没。

(5) 低噪声、低漂移。由于增益很高, 噪声和漂移也会影响心电信号的采集。所以为了获取高质量心电信号, 要采用低噪声元件, 设计低温漂电路。

(6) 高安全性。任何仪器的使用都要把人体的安全作为重要指标, 要避免人体触电。

2.1 输入缓冲电路及前置放大电路设计

在整个电路设计中, 输入端电路采用缓冲级电路。而在信号放大上, 采用两级放大的方法。输入缓冲电路可以提高整个放大电路的输入阻抗, 降低输出阻抗。这样就可以在后面的匹配电阻网络中得到幅值较高的信号。前置放大电路采用AD620作为核心器件。

AD620具有如下特点:

(1) AD620低成本、高精度、输入阻抗高、共模抑制比高, 仅需改变电阻Rg (图2的R6) 即可实现放大增益在1-1000之间变化;

(2) AD620尺寸小、功耗较低, 因此非常适合电池供电的便携式设备使用;

(3) AD620高精度、输入偏置电流小、低失调电压、低失调漂移, 是数据采集系统的理想选择。

总之, AD620低噪声、低输入偏置电流以及低功耗等特点, 符合本系统的要求, 经AD620放大后的信号失真度很小, 非常适合ECG (心电图) 应用。设计仿真电路如图2所示。图中, 3号引脚是放大器的正输入端, 接入左臂的输入信号;2号引脚是放大器的负输入端, 接入右臂的输入信号;7引脚接+3V/+5V的工作电压, 4引脚-3V/-5V的工作电压;闲置的4引脚接地, 这样做是为了提高敏感器件的抗干扰性能, 进而提高整个系统的抗干扰能力;l、8引脚之间外接电阻Rg (图2的R6) , 通过改变该电阻的大小可就以调节放大增益。电阻Rg和增益G的关系如式 (1) :

根据经验, 前置放大增益一般在8-l0倍, 防止前置放大电路出现饱和现象。本系统是在l、8引脚之间接5.1kΩ的电阻, 使前置放大器得到了10倍的放大率。

2.2 滤波电路设计

按照频率响应的要求, 滤波器设计如图3所示。

高通滤波电路的参数为:

特征频率:

通带放大倍数:

品质因数:

低通滤波电路的参数为:

特征频率:

通带放大倍数:

品质因数:

50Hz陷波电路的参数为:

特征频率:

2.3 后级放大电路设计

由于心电信号放大器总的电压放大倍数要求1000倍, 前置级放大倍数为10, 所以后级放大器的电压放大倍数为100即可满足要求。

如图4所示, 放大倍数:

2.4 电平抬升电路设计

经过模拟电路放大滤波后的心电信号是交流信号, 而MSP430系列单片机的转换范围是正电压信号 (0~3.3V) , 所以有必要将模拟信号抬升至0V以上, 把双极性信号变成单极性信号。电路设计如图5所示。

2.5 施密特触发器电路设计

心电信号经过1 0 0 0倍的放大以后, 峰值最大可达4V, 就可以采用施密特触发器进行波形变换, 把心电信号转换为矩形波。矩形波就会有下降沿和上升沿, 只要调用单片机中的下降沿或者上升沿中断即可记录心跳的个数。施密特触发器是在555定时器的基础上搭建而来。电路设计如图6所示。

3 系统软件部分设计

系统软件流程图如图7所示。首先在单片机的液晶上显示功能菜单, 为使用者提供两个功能选项:心率测量和心电图记录。进入心率测量界面后启动定时器, 记录开始, 通过记录4次心跳后显示心率值, 每次显示后, 记录刷新再次显示结果, 主要是为了使结果更加准确。在记录期间可以通过按键结束测量, 心率测试结束后直接回到主菜单。进入心电图记录页面后, 启动AD初始化, 系统自动完成AD转换、数值提取、FIR滤波, 最后显示心电图。显示完心电图后, 使用者可以通过按键返回主菜单。

3.1 液晶、键盘、定时器、AD模块简要介绍

M S P 4 3 0 F 1 4 9提供两种液晶接口:1602液晶接口和12864液晶接口。由于1602液晶界面小, 不易显示心电图, 故而使用12864液晶。通过向控制器中写入指令就可完成液晶的初始化。

M S P 4 3 0 F 1 4 9开发板自带4个按键, 默认与P1.0-P1.3连接。1X4键盘扫描程序的原理比较简单, 先给这四个按键高电平, 通过检测P1.0-P1.3口的电平, 一旦有按键按下, 相应口电平就会变化, 通过程序检测电平, 这样就可以知道是哪个按键。

MSP430F149的定时器有三个:看门狗定时器、定时器A、定时器B。在这里, 使用了定时器A。定时器A有以下特点:16位的计数/定时器, 共有4种模式;可以选择设置时钟源;多个捕获/比较寄存器;异步的输入/输出锁存;具有中断向量寄存器, 能快速译码定时器A产生的中断。

MSP430F149内部集成ADC12模块可以进行A/D转换。ADC12模块是一个12位精度的A/D转换模块, 它具有高速度、通用性等特点。

3.2 FIR滤波器设计

借助MATLAB平台对心电信号进行滤波。在MATLAB中导入原始心电信号, 设计不同阶数的FIR滤波器, 对原始心电信号进行处理, 并比较结果。滤波器的处理结果如图8所示, 显然选择3阶FIR滤波器。

3.3 心电图显示结果

经过硬件电路的调试, 软件程序的编写, 在液晶上获得如图9所示的心电信号。

4 结论

系统基于单片机设计出了一款便携式心电仪。大量实验和应用表明, 硬件电路部分可以准确完成信号的采集、放大、滤波等处理;软件部分借助MSP430操作平台以及MATLAB信号处理程序可以准确测算及显示心率, 但是, 在显示心电图这一功能上不是很完美, 需要进一步改进。由于系统体积小, 成本低, 而且使用简单, 测量数据准确, 可以为人们提供心脏监护功能。

参考文献

[1]柴龙.心电脉搏信号同步采集分析系统的研究[J].兰州:兰州理工大学, 2008 (05)

[3]孙文铎.十二导联心电信号采集及分析系统的研究[J].吉林大学, 2006 (05)

[4]王磊.低功耗便携式心电仪设计与研制[J].哈尔滨:哈尔滨工程大学, 2007 (02)

[5]张凌志.基于MSP430单片机的便携式动态心电监护仪研制[J].长沙:中南大学, 2009 (06)

[6]白霄波.基于单片机的便携式心电监测系统的研究[J].成都:西南交通大学, 2005 (03)

[7]郑小彪.简易便携式超低功耗心电仪[J].成都:西南交通大学, 2010 (05)

便携式心电监测仪设计 第3篇

关键词：STM32,滤波电路,心电信号

随着社会的进步,经济的发展,人口老龄化的成都越来越严重,心脏病作为一种常见的慢性疾病,也是长期以来一直威胁着人类的健康,及时的发现和预防在减少心血管疾病危害中极为重要,心电图作为检测心脏疾病的主要依据,目前还是在特定的场合才能够使用,而且价格非常昂贵,仅每年就有约16万名患者接受支架手术,每年的增长率超过了20%。我国每年在心脏疾病中的耗费就达到了3000亿元。

由于场合限制和价格原因,导致病人得不到实时监控,对病人的病情诊断和治疗时极为不利的。便携式的心电图仪不仅能够实时给病人检查,还能够将病人所得到的心电图后发送给医生做进一步的判定。通过大容量的存储器件能够对患者进行长时间的监护,并记录心电数据。

1系统设计方案

系统设计主要是便携与数据处理能力,在体积,能耗上能够符合正常的工作和生活的要求,同时不给使用者带来额外的影响。因此控制芯片采用STM32系列的F107芯片,设计的要求根据心电信号的特点,应具备放大倍数在400-1000之间,滤波器带宽为0.05HZ-100HZ,共模抑制比要大于80d B,工频信号幅值不高于心电信号的6%,误差不高于6%。

因此设计的系统原理结构图如图1所示。系统中采用STM32的内部采用的是ADC进行AD转换,进一步提高精度可以替换为外部的AD,控制系统采用的是外部按键和LCD触摸屏来完成。可以实时回放心电图及传送到上位机进行存储。

整个系统有以下几个部分组成:

1)采集电路:准确提取心电信号,把信号处理为可以提供分析的有效信号。

2)处理电路:主要包括滤波、显示、存储、分析、传输等。

3)按键电路:完成开始、暂停等功能。

4)显示电路:完成心电图的显示与回放功能。

5)上位机设计:在PC机上进行心电信号的存储,并转换为心电图形。

6)电源电路:提供系统所需的电压。

2硬件设计

心电图仪的硬件电路包含处理器、存储电路、通用接口等。硬件设计上需要考虑成本和便携性,因此需要考虑这些特殊要求。有针对性的去选择和设计。总体要求是,选用适合的处理器,满足计算要求即可,便于开发,避免造成开发上的浪费。注重软件设计,在软件能够解决的情况下,尽量采用软件去解决问题,简化硬件结构,降低成本。

心电信号驱动电路采用电源为3-5V,电流小于0.5m A,量程为0-4m V,信号的增益为950倍,输入阻抗为1000000M,共模抑制比为65d B。

控制系统采用STM32F107的最小系统,参照芯片手册来完成。

人机交互界面采用彩色的LCD,颜色丰富,尺寸为4.7寸,TFT材质的液晶屏。

存储模块的电路设计,基于STM32有512K字节的闪存,64K的SRAM,本设计采用Micro SD卡作为系统存储器,使用SDIO作为通信接口。

电源电路采用的是ASM1117芯片,直接输出3.3V电压。

3软件设计

软件采用的是Keil5进行ARM开发。该系统将采用模块化的编程,将分为SD卡驱动、LCD驱动、触摸驱动、采用滤波计算、控制模块驱动等。最后通过整体的整合进行统一调试。

系统软件主要分为两个大的部分:

1)下位机软件,主要是STM32的驱动程序,主要完成心电信号的采集,软件滤波、实时时钟模块、液晶显示模块和通信模块。主程序是一个while(1)的无限循环程序,不停的扫描指令,并完成相应的功能。

2)上位机软件。上位机的控制主要是读取下位机的信息,通过串口与下位机进行通讯,获得下位机采集到的心电信号和存储的心电信号,并在上位机界面上显示出来。

4结论

本系统实现了基于嵌入式的心电图仪的开发。以低廉的成本完成了设备的开发,同时体积小,能够实现实时监测的功能。在熟悉硬软件开发环境后,采用模块化的设计,把整个系统划分为多个小模块逐步实现。

科技的高速发展,为医疗器械的发展带来了极大的机遇,利用高科技带来的技术革命去更新医疗器械是一个巨大的市场机会。嵌入式技术的发展必将为人类医疗事业带来巨大的帮助。为每一个家庭服务。

参考文献

[1]刘泽霖.血栓性疾病的诊断与治疗[M].人民卫生出版社,2004:4-5.

[2]金伟.金氏脉学[M].山东科学技术出版社,2003:25.

便携式心电监测仪设计 第4篇

21世纪我国将面临人口众多、交通拥挤、医院容量有限等一系列严重的社会问题,远程医疗技术的发展已成为医疗领域的热门话题,它可望为我们提供一个缓解上述问题的有效途径[1]。我们知道人体心脏是疾病的高发部位,心脏病是威胁人生命安全的一种常见病症,它可能在没有任何前期反应时突然发作。在1999年全球因心脏疾病而死亡的比率为30%[2],特别是一些老年人,一般患有慢性疾病,心脏状况需要监控。随着科技的不断创新发展,国内外已经研制出许多种可移动心电监护仪,但是这些心电监护仪大多数是点式可移动设备,是最简单的远程医疗形式,其工作原理是:在特定时间或按下信号按钮“时间记录”后,对病人进行记录,然后通过公共电话网络(Public telephone network,PTN)将这些记录传送到控制中心[3、4]。考虑到许多病人发病不是在特定时期内,病人需要进行不间断监护,我们决定结合当前移动通信系统,研究一种新型的基于GPRS通信的心电监护仪。这种新型的心电监护仪具有很大的潜力[5,6,7,8],能够实现病人的实时监护,在情况危急时可以及时联系医疗服务中心。

1 系统设计

无线心电监护仪由心电信号采集部分、MCU控制部分、人机接口部分(键盘和LCD)、无线通信部分、电源部分等组成。无线心电仪系统结构如图1所示。

无线心电监护仪的工作原理如下:人体心电信号经过导联电极由低噪声、高输入阻抗、高增益、高共模抑制比的生物信号前置放大器进行放大和滤波,由单片机自带的A/D转换器将模拟心电信号转换成数字信号,并检测QRS波统计心率。发射模块配备了按键输入;段码LCD显示屏显示心率和模块工作情况。心电数据通过GPRS无线模块传输给远程服务器进行后续处理。

1.1 心电信号采集与调理

1.1.1 心电信号前置放大

可采集的心电信号是心脏的动作电位产生的。心壁收缩产生的动作电位将电流从心脏传遍全身,传播电流在身体的不同位置产生不同的电位,可由电极通过使用金属和盐制成的生物变送器在表皮感应到。此电位是一种带宽为0.05Hz~100Hz(有时高达1k Hz)的AC信号。存在更大的外部高频噪声加50Hz/60Hz干扰的正常模式(与电极信号混合)和共模电压(所有电极信号共有)时,它的峰至峰值一般约为1m V。

共模电压部分由两个部分组成:(1)50Hz或60Hz干扰;(2)DC电极偏移电位。生物物理带宽范围内的其它噪音或更高频率来自移动伪像,移动伪像会改变皮肤电极接口、肌肉收缩或肌电图峰值、呼吸(可以是有节奏的或无节奏的)、电磁干扰(EMI)以及源自输入耦合的其它电子器件的噪声。有些噪声可借助高输入阻抗仪器放大器(INA)消除,这种放大器可消除两种输入常见的AC线路噪声,并放大输入中存在的剩余不规则信号;共模抑制比(CMRR)越高,噪声抑制就越高。

仪表放大器基本要求:低增益下的稳定性(G为1~10)高共模抑制(CMR)低输入偏置电流(IB)。在此要求下,选择使用ANALOG DEVICES公司的仪表放大器AD8221。

AD8221主要有如下特点:具有优异的交流特性,共模抑制比高,当G为1V/V时,共模抑制比最小为80d B;优异的直流特性,最大输入失调电压为25μV;最大输入失调电压温漂为0.3μV/℃;最大失调电流为0.4n A;噪声非常低,在频率为0.1Hz~10Hz时,仅有0.25μV的输入噪声;增益可由单一电阻进行控制为1~1000V/V。由于AD8221具有低失调电压、低失调电压温漂、低增益漂移、高增益精度等特点可广泛用于精确数据采集、生物医学信号分析和航空航天仪器系统中。

1.1.2 心电信号二级放大与滤波

因为人体的个性差异及导联粘贴的位置不同,采集到的心电信号幅值会有较大差异,所以通过数字电位器控制前置放大的放大倍数,使放大后的心电信号有较一致的幅值。数字电位器选用MAXIM的MAX5413,电阻大小在0~10kΩ可编程控制。

运算放大器选用TI的OPA2348,OPA2348是2运放,OPA2348具有以下特点:45μA供电电流,轨到轨输入输出,2.1到5.5V供电,封装尺寸也很小,可应用于电池供电的便携式医疗仪器中。使用OPA2348的一颗运放做二级放大和低通滤波,另一颗运放做高通滤波,保留.05~100Hz的心电信号。

1.2 处理器(MSP430F449)

MSP430通过自带的ADC采集心电数据,监控电源,处理按键输入,驱动LCD显示,驱动无线模块完成无线通信。根据系统的需要和成本的考虑,选择MSP430F449。

处理器选择使用TI的MSP430X4XX系列低功耗微处理器。我们选择使用MSP430F449,具有60K Flash,2K RAM,工作电压为1.8~3.6V,包含集成的LCD控制器,在工作模式下电流<1m A,在睡眠模式下电流仅仅有1μA,是手持的低功耗测量和医疗仪器应用的理想选择。

系统使用MSP430F449的12-Bit A/D转换器(内部参考电压、采样保持和自动扫描)采集调理好的心电信号,采用单通道、单次转换和定时器触发的工作方式对心电信号进行模数转换,采样频率设置为512 Hz。

使用定时器按采样频率的速度在LCD上描点并连接就能得到心电波形。可以看到,原始数据的波形还是带有一些高频噪声(如图2),采用FIR低通滤波滤除高频噪声后能够得到很干净的心电波形数据(如图3)。最后使用FIR高通滤波,去掉基线漂移可能引起的误差后,使用阈值探测和时间窗口得到每分钟的心率数据(如图4)。

1.3 无线发射模块

微处理器采集的心电数据通过GPRS模块发射到远程服务器。微处理器与无线模块的物理接口为RS232,通过AT命令控制GPRS模块的应用。无线模块采用Sony Ericsson的GR47作为主芯片。很多GSM模块可以通过GSM/GPRS直接接入互联网,如果模块上没有TCP/IP协议栈,它则必须在其应用或外围的微处理器中体现。索尼爱立信GR47/48模块正是一种内置TCP/IP协议栈的模块之一,为开发基于GSM/GPRS网的TCP/IP应用提供了一套完整工具。其机对机通信商业解决方案(M2mpower Business Solution)是一个强有力的支持环境,专为促进提高成本效益比率的无线机对机应用的研发而设计。M2mpower使开发者通过运用特定的开发工具,能够更容易地将无线应用直接嵌入兼容的索尼爱立信机对机产品中。M2mpower与可编程无线器件GR47/48一同被引入,其脚本语言是建立在工业级ANSI C语言的基础之上,使开发者将现有的应用可以平滑地转换到M2mpower。

GR47/48模块具有的功能:其TCP/UDP会话可以通过一个命令启动;它还提供为统一资源定位器(URL)查询IP地址的功能;最有用的特点之一是IP服务器侦听功能,该功能允许通信模块启动与网络的对话,例如,一个被分配的IP地址无需连接任何部分,只要等待该单元接收一个基于IP的连接引入请求,即可实现。

1.4 电源管理

由于GPRS通信消耗较大电流,所以无线心电仪采用三节Ni MH电池输入。电源管理部分,选用TI的BQ2002T Ni MH电池充电管理芯片实现充电功能;选用TI的TPS61026输出3.3V电源,使用MAX1687得到负电源轨。

BQ2002T是TI公司的低价格、CMOS的电池充电管理芯片,能为多节Ni MH或Ni Cd电池充电。TPS61026是TI公司的DCDC,具有96%的效率,输入电压0.9~5.5V,输出电压为3.3V时,最大输出电流为1.5A,满足GPRS通信的需要。

2 结论及展望

本文介绍了基于GPRS的一种便携式心电监护仪的设计,它将心电图仪、高效的数据处理模块、GPRS调制解调器集中在一起。其优点:

(1)它可对病人进行方便、安全、可靠的全程监护。无线通讯采用GPRS网络,它具有永远在线的特点。无论何时病人感觉不适或心律异常,他的心电图信号都会被传到医疗中心加以分析。而以前的心电监护仪是无法实现实时监控的功能的。

(2)通过这种新型仪器,在接收端,一个监护站可以同时监护多个不同的病人,可以大大提高医疗工作的效率,提高医疗资源的利用率。随着科技的不断发展,我们还可以将最新的移动通信技术3G标准引用到这个系统中来。这样,可以大大提高数据传输的速度及抗干扰能力,使得监护效果不断增强。

当然,这套系统还有许多的不足:

(1)服务器端工作站软件的设计还需不断改进,尤其是对多用户的同时监护及对被监护病人心电波形异常的报警。

(2)在服务器端监护的医生的支持还需加强。这套系统暂时只能做为临床医生的辅助工具,还不能代替医生作出诊断。因此,服务器端医生诊断能力的高低及对这套系统的掌握程度直接影响到系统功能的发挥。

(3)这套系统是需要大量的配套设施支持的,以一个医院为单位来运行这套系统,可能无法发挥它的最大功效。

在其他许多文章中,提到过以一个地区为单位建立一个远程医疗监护中心,将这套系统归为远程医疗监护中心的一部分来运作,会有较好的效果。所有这些都是我们在下一步研究工作中要改进的地方。相信有一天无线心电监护能为人类战胜心脏疾病做出重要的贡献。

参考文献

[1]尧德中,李永杰,周山宏.生物医学中的信息技术[J].电子科技大学学报,2001,2(3):33.

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低功耗心电监测仪设计 第5篇

心电信号是反映人体健康状况的重要指标, 目前, 许多医院中都有数字化的心率检测仪, 用于病症诊断或患者监护, 这些仪器普遍体积较大、费用较高, 适合于在医疗单位使用。随着生活质量的提高, 人们对健康越来越关注, 需要随时随地监测自己的心电信号以评估自己的健康状况, 这使得人们对家用便携式心电监测仪的需求日益增加。

取右腿电压为参考基准, 对左、右手臂心电信号的差值进行放大、滤波、数据采集和数据处理, 并将数据传输给计算机, 系统组成如图1所示。

心电信号放大、滤波电路

个体状况差异以及电极材料的不同会使心电信号在0.25 mV～5 mV范围内变化, 将心电信号放大约220倍, 并保留0.3 Hz～50 Hz频段范围内的心电信号以检测心率, 采用AD8236和AD8609两种器件, 实现了对心电信号的放大、滤波。

AD8236是目前业界功耗最低的仪表放大器, 具有“轨到轨”的输出特性, 由于它具有输入阻抗高、共模抑制比高、尺寸小、功耗低的特点, 使它成为心电监测仪的最佳选择。以AD8236作为对心电信号的第一级放大器, 后级放大及信号处理采用低功耗、高精度的四运算放大器AD8609, 心电信号放大、滤波电路如图2所示。

AD8236作为心电信号的前级放大器, 其增益可通过在2-3引脚之间外接增益电阻而定, 为提高放大器的增益精度, 本设计不接增益电阻, 第一级放大器的增益K1=5。在AD8236的反馈路径中加一个以AD8609为运放的积分器, 使这个环节具有高通滤波器的特性, 抑制心电信号中的直流分量, 第一级输出电压U1对输入信号Uin的传递函数如式 (1) 所示。

一阶高通滤波器的-3 dB截止频率

第二级为比例环节, 增益

第三级放大器是一个二阶低通贝塞尔滤波器, 输出电压Uout与输入U2的传递函数如式 (2) 所示。

其中

因此无阻尼自然振荡角频率nω=311.48 (弧度/秒) , 阻尼比ξ=0.89。

低通滤波器-3 d B截止频率, 放大器增益。

ADuC7026数据处理

ADuC7026以600 Hz采样频率对放大后的心电信号进行A/D采样, A/D转换采用内部2.5 V基准电压, 为了将50 Hz的干扰从心电信号中去除, 设计一个notch滤波器;从心电信号中提取心率信号, 通过UART串口以115200bps的波特率将心电信号传输给计算机, 在计算机上显示心电波形和心率计算值。以上计算是在定时中断处理程序中进行, 定时时间约为1.67 ms, 定时中断处理程序如图3所示。

实验结果

图4显示了实验室中用心电信号发生器产生心电信号在计算机上显示的心电图。由图可见, 心电波形正确, 心率显示稳定, 所以该心电监测仪达到了设计要求。

结论

家用便携式心电监测仪在性能方面可以不逊色于诊断级的心电检测装置, 但它体积小、成本低, 便于家庭医疗保健, 这使其更具优势。本文所提供的心电信号检测方案可以准确检测心率, 并可以比较准确地实时显示心电信号波形。

摘要：利用AD8236仪表放大器、AD8609高精度运算放大器以及ADuC7026微控制器研制了一种新型的心电监测仪, 该仪器能够对心电信号进行放大、滤波和数据处理, 并将心电图及心率显示在计算机上。

关键词：AD8236,AD8609,ADuC7026,心电监测仪

参考文献

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[4]郑君里, 应启珩, 杨为理.信号与系统 (第二版) 下册[M].北京:高等教育出版社, 2000, 5

便携式心电监测仪设计 第6篇

随着石油化学工业的发展, 易燃、易爆、有毒气体的种类和出现概率增加。这些气体在生产、运输、使用过程中一旦发生泄漏, 将会引发中毒、火灾甚至爆炸事故, 严重危害人民的生命和财产安全。由于气体本身存在的扩散性, 发生泄漏之后, 在外部风力和内部浓度梯度的作用下, 气体会沿地表扩散, 在事故现场形成燃烧爆炸或毒害危险区, 扩大危害区域。这类事故具有突发性强、扩散迅速、救援难度大、危害范围广等特点。当发生气体泄漏事故时必须尽快采取相应措施进行处置, 才能将事故损失降低到最低水平。同时探测多种有害气体气体的含量, 及时采取有效措施进行补救, 采取正确的处置方法, 减少泄漏引发的事故, 是避免造成重大财产和人员伤亡的必要条件。这就对气体的检测和监测设备提出了较高的要求, 因此气体探测器的发展应用越来越广泛。

目前, 有毒气体检测大多采用单气体检测方式, 即每测量一种气体需要携带一种测量仪表。研制能用一种仪器同时检测多种不同气体是气体检测仪的发展趋势, 即进行多参数测量, 多种气体检测, 实现对多种气体种类的识别和浓度的判断, 从而更全面地反映被测气体在特定环境中所显示的特性, 实时监测环境中多种不同有毒气体。

1 工作原理

电化学传感器工作原理如图1所示。

电极电化学传感器中, 目标气体扩散到传感器, 通过一层薄膜后作用于工作电极 (WE) 。恒电位电路检测参考电极 (RE) 的电压, 并向辅助电极 (CE) 提供电流, 使RE端与WE端之间的电压保持恒定。RE端没有电流流进或流出, 因此流出CE端的电流流进WE端, 该电流与目标气体浓度成正比。流过WE端的电流可能是正值, 也可能是负值, 具体取决于传感器中发生的是还原反应还是氧化反应。对于一氧化碳, 发生氧化时, CE端电流为负值 (电流流入恒电位运算放大器的输出端) 。电阻R4通常非常小, 因此WE端的电压约等于VREF。

跨导放大器的输出电压为:

式中:IWE是流入WE引脚的电流;R f是跨阻反馈电阻。

因此, 对于不同气体传感器的电流输出范围不同, 可以结合目标气体的特性, 灵活调整反馈电阻Rf, 实现不同气体检测, 为了能够实现自动切换, 反馈电阻选用可编程电阻。

2 系统及检测电路设计

本电路系统主要由微功耗电源、有毒气体传感器, MSP430微处理器和键盘及显示电路组成, 如图2所示, 其中MSP430是系统控制的核心, 主要负责对传感器采集的数据进行处理, 并根据当前状态实现检测不同气体的状态切换, 及时向输出单元输出信息。电化学传感器主要实现有害气体浓度和电信号的转换, 由于传感器输出的信号微弱, 信号调理电路完成信号的放大和去噪, 然后输出到A/D转换器, 由微控制器进行数据处理并将结果输出到显示器和声光报警系统。

本设计中的所有器件均采用微功耗器件, 此外还采用了多项措施降低功耗。电压源采用精密、低噪声、微功耗基准电压源ADR29, 信号调理部分采用双通道微功耗放大器ADA4505-2, 电化学传感器选用CO-AX一氧化碳传感器, A/D转换器选用AD7798, 它是一款16位Σ-Δ低功耗ADC。ADR291是微功耗2.5 V基准电源, 它具有精密度高、噪声低的特点, 其功耗仅为12μA, 用于建立2.5 V共模基准电源, 以使模/数转换器可对此电路的输出进行数字化处理;ADA4505-2是微功耗轨到轨I/O双通道运放, 用于放大电化学传感器送出的微弱电信号, 在恒电位配置 (U2-A) 和跨导配置下使用, 其功耗仅为10μA, 室温下最大偏置电流仅为2 p A, 对于该电位部分和跨导部分都是很好的选择, 极低的功耗保证了电池的使用寿命;CO-AX是一氧化碳传感器, 其灵敏度为55~90μA/ppm, 典型值为65μA/ppm, 响应时间小于30 s, 具有灵敏度高, 响应速度快的特点。AD5271是可编程变阻器, 主要作用是扩展电路应用范围, 提高系统的灵活性。因为不同气体或不同传感器的不同的电流输出范围, 可将AD5271设置为适当的电阻值。AD5271的温度系数为5 ppm/°C, 优于大多数分立电阻;其电源电流为1μA, 对系统功耗的影响极小。

3 软件设计

系统软件采用模块化方式编制, 系统主程序流程图如图3所示, 键盘扫描子程序主要识别系统检测的目标气体类型, 并根据参数设置, 选择不同的数据处理算法。

4 数据分析与计算

本文以CO-AX一氧化碳传感器为例, 其技术参数如表1所示。

其中响应时间是指CO浓度从0~400 ppm的时间, 灵敏度典型值是65 n A/ppm。根据表1可得传感器的最大响应时间为90 n A/ppm, 最大输出范围是2 000 ppm, 可变成电阻选择值为12.5 kΩ, 根据公式 (1) , 可得最大跨导电压:

采用差分输入ADC时, 只需将2.5 V基准电压输出端连接到ADC的AIN-端, 从而消除公式 (2) 中的2.5 V项。

图4 (a) 给出了电路对50 ppm一氧化碳阶跃的响应, 实验结果表明传感器响应缩短了初始上升时间, 而长尾现象与测试环境成函数关系。图4 (b) 给出了从CO浓度为50 ppm的环境迅速移除传感器后的电路响应, 它可以更好地衡量电路性能。

5 结论

本文采用电化学原理多参数选择组合的方法设计出了能够同时检测氧气、二氧化碳、一氧化碳、硫化氢和可燃气体的浓度, 解决了目前只能检测到单一气体的问题。根据不同的行业要求, 不同的监测点, 对不同的检测参数可以更换不同的传感器来监测不同种类的气体, 对不同气体可以设定不同的监测浓度和分辨率, 具有较高的应用价值。

参考文献

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便携式生理参数检测仪设计 第7篇

关键词：生理参数,检测仪,SPCE061A,传感器

1 引言

随着我国经济的快速发展和国民生活水平的不断提高, 人们越来越重视自身的健康和日常保健。心电、体温和脉搏等都是人体非常重要的生理参数, 直接反映了人体的健康状况。然而人们在进行户外锻炼时, 由于不能实时方便地得知人体的各种生理参数值, 也就无法确切了解锻炼的强度、效果及身体状况。

本文介绍一种便携式生理参数实时检测仪, 能够实时监测并显示锻炼者的呼吸、脉搏和体温变化, 记录跑步步数及运动强度等, 生理参数值超过警戒值时, 还可发出报警信号及提示信息。

2 系统硬件设计

2.1 系统总体结构

系统以凌阳16位单片机SPCE061A为核心, 配置了各种集成传感器 (温度、压力、振动和脉搏) 、液晶显示器、键盘电路、报警电路及语音提示电路等, 系统总体结构如图1所示。

由于采用了微型封装的集成电路芯片及元器件, 连线变少, 且减少了通信接口的数量, 从而提高了整机工作的可靠性。SPCE061A芯片内部集成了ICE、32K FLASH、2K SRAM、32位通用I/O端口、定时器/计数器、UART、SIO及Watch Dog等模块, 在仪器仪表、工业控制和通讯产品等方面应用日益广泛[1]。另外, 该芯片拥有8路10位精度的ADC, 其中一路为音频转换通道, 并且内置有自动增益电路, 这为实现语音录入提供了方便的硬件条件。两路10精度的DAC, 只需要外接功放 (SPY0030A) 即可完成语音的播放。

2.2 各个模块设计

2.2.1 体温。

温度采集采用数字温度传感器DS18B20。与传统的热敏电阻相比, 它可以直接将温度信号转化为9~12位数字信号供CPU处理, 只需93.75ms或750ms即可获取9位或12位的温度数字量。而且仅需一根口线 (单线接口) 读写, 总线本身也可向DS18B20供电, 而无需额外电源, 且测量精度高[2]。因而使用DS18B20可使系统结构更趋简单, 可靠性更高。

2.2.2 呼吸。

呼吸率需要良好的测量位置, 一般选用胸部。可以用气囊围绕胸部, 随着呼吸的进行胸腔会产生变化压迫气囊, 这样就可检测到压力的变化, 从而计算出呼吸率和胸压。

PS-2133是一种实验用呼吸率传感器, 可以测出胸压和呼吸率, 并采用USB接口送到主机。直接采用PS-2133就需要采用一个USB接口, 比较麻烦, 而且它也不是一种廉价的设备。PS-2114相对压力传感器是PS-2133呼吸率传感器的一个组成部分, 可以独立使用相对压力传感器来检测压力的变化从而测得呼吸率, 这样既简化了接口又降低了成本。

2.2.3 脉搏。

对于脉搏信号, 本系统采用HK-2000A脉搏传感器。该传感器体积小, 价格便宜, 精度高, 使用寿命长。它的输出信号为准数字信号, 即输出同步于脉搏波动的脉冲信号, 脉搏波动一次输出一正脉冲, 与单片机连接非常方便[3]。

2.2.4 跑步步数。

跑步步数通过CLA-3全向微振动传感器检测, 其原理为:人在跑步时身体的振动代表了跑步的步数, 微振动传感器把振动转换成电信号方便后续的检测。CLA-3具有全向检测、灵敏度可调、高抗干扰能力、产品一致性和互换性好、体积小、可靠性高、价格低等特点。传感器的安放几乎没有什么位置限制, 因此便携性很好。在使用的时候应该注意, 传感器要固定好, 否则它本身的振动会混乱有效信号[4]。各传感器与单片机的连接如图2所示。

CLA-3微振动传感器、HK-2000A脉搏传感器和PS-2114相对压力传感器均为脉冲型输出, 因此其后接施密特触发器就可以产生TTL电平, 单片机通过对该脉冲计数就可测得相应的参数。关于脉冲的计数, 本系统采用中断方法, 并将3个传感器通过数据选择器连接在SPCE061A的IOB1 (EXT0) 口, 将IOB14、IOB13、IOB12连接在选择控制线上。就可以通过改变这3个口的状态来控制将哪一路数据送到单片机计数, 以此实现参数的分时采集, 节省单片机的端口资源。温度传感器DS18B20只需一根口线, 连接在SPCE061A的IOB15口。

2.2.5 液晶显示。

液晶显示模块采用凌阳公司128×64点阵的SPLC501A液晶显示模块, 其与单片机的连接如图3所示, 凌阳公司提供的液晶驱动程序可被直接采用。

2.2.6 键盘。

采用4×4矩阵式键盘, 定义了16个按键。包括:数字键0~9、上下翻页、确定、设置、模式选择及多参数测量键等。

2.2.7 声光报警。

利用凌阳单片机内部的语音功能及软件控制, 当参数超过阈值时发出语音报警。声光报警模块由蜂鸣器报警电路和二极管发光报警电路组成。当输入端为高电平时, 有电流通过蜂鸣器, 蜂鸣器发出声音报警, 同时二极管点亮, 更容易提醒锻炼者。

2.2.8 语音提示。

SPCE061A具有语音播放的函数库可供使用, 但片内FLASH只有32K, 在播放大量语音资源时需要外扩存储器[5]。此模块采用SPR4096作为外扩存储器, 与SPCE061A结合播放语音。

3 系统软件设计

软件设计采用模块化结构和菜单操作。利用C61及汇编语言编写软件, 在液晶显示屏上实时显示各种生理参数数据, 数据存储采用Flash, 这样在更换仪器电池时不会丢失数据。所测参数可设定上、下报警阈值, 当超过阈值时都能发出声、光报警。仪器进入工作状态后, 主程序首先完成对液晶显示屏的初始化, 然后进入按键扫描状态。主程序流程图如图4所示。

4 实验结果

开机首先出现系统初始化界面, 显示“便携式生理参数监测仪”字样, 然后进行按键扫描。当按下“设置”键时, 在菜单提示下, 可进行温度、脉搏等阈值的设置。当按下“多参数测量”键时, 系统调用各个模块子程序, 分别将测量结果显示在液晶屏幕上。部分实验照片如图5所示。

5 结论

本系统能实时监测锻炼者的脉搏次数、体温变化、跑步步数等多项生理参数, 具有参数设置、液晶显示、声光报警和语音提示等功能, 且具有功耗低、体积小、操作简单等特点, 特别适用于户外锻炼的人群和行动不便的老人随身携带。

参考文献

[1]张培仁, 张志坚, 高修峰.十六位单片机微处理器原理及应用 (凌阳SPCE061A) [M].北京:清华大学出版社, 2005.

[2]陈明等.基于DS18B20数字温度传感器的设计与实现[J].现代电子技术, 2008.08, 271 (8) :188-189.

[3]李文明, 毛晓波.基于C8051单片机的无线心电监护系统设计[J].电子设计工程, 2009, 9, 17 (9) :27-29.

[4]吴刚, 曹玲芝, 崔光照.智能跑步机控制系统设计[J].微电机, 2003, 01, 36 (1) :50-51, 61.