1 绪论
当今心血管疾病已成为威胁人类健康和生命的主要疾病之一，心脏病的死亡率仍居首位。据统计，世界上平均每年约几百万人死于此类疾病，我国因心血管疾病死亡人数约占总死亡人数的44％，很多心脏病人是由于未及时发现病变延误了治疗而最终导致死亡[1]。因此，对心血管疾病的诊断、预防是当今医学界面临的首要问题。尽早地发现心血管系统疾病征兆，及时地了解心脏病状况，对疾病的预防和及时诊治具有重要的意义。
1．1 心电监测系统的发展背景及意义
心脏是人体的重要器官，在人的生命过程中，心脏不断地、有节律地收缩与舒张，将血液从静脉吸入心脏，并射入动脉实现其泵血的功能。心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电监测系统(即精密的电流计)的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图(ECG) [1]。心电图是反映心脏内兴奋产生、传导和恢复的过程中的电位变化的综合波形。它不仅与单个心肌细胞动作电位的曲线有明显的不同，而且因测量的电极放置的位置和连接方式的不同而有所差异。心电信号是最早应用于医学的人体生物电之一，如今医学界人士已经可以通过对心电信号的分析研究对心血管相关病变做出预测和诊断。因此，及时准确和完整地进行心电信号提取，并提供有效的辅助分析和诊断手段是一项重要而有意义的研究课题。
1．2 心电监测系统的发展现状
目前，国内各大医疗器械厂和科研单位都在心电监测系统的开发上投入了大量的资源，并且都开发了各具特点的心电监测系统产品。电子医疗技术的突飞猛进以及临床医学的相互促进，已经出现了各种各样的心电监测产品，常见的有床边心电监测、动态心电监测、电话心电监测和天线心电监测等。
1.2.1 床边心电监测
床边心电监护是在病床边对被监护者进行持续或间断的心电监测，它是心脏监护的重点内容。自1962年创立了冠心病监护病房以来，国内外均先后开展了床边心电监护。目前，心电监护已广泛应用到临床各种危重病和非危重病的监护，各种手术、
特殊检查与治疗的监护。
由于床边心电监护的开展，提高了临床诊断水平与医疗质量，大大提高了危重病人的抢救成功率，起到预防和减少医疗事故或医疗纠纷的作用，也减轻了医护人员劳动强度，提高了工作效率。
1.2.2 动态心电监测
动态心电图是用一个磁带或固态式记录器24小时连续不断的记录病人在日常活动状态下的心电信息，然后通过计算机回放、分析和编辑打印[2]。
动态心电图记录了不同体位、不同状态、不同时间的心电变化，一次获得的信息长达2.16Km，十余万次心搏和十余万次心动周期，现已成为诊断心率失常、心肌缺血、评估起搏功能和药物疗效的高新技术。
1.2.3 电话心电监测
电话传送心电监护是指通过电话传送患者的心电信息到监护/接收中心进行计算机处理，医护人员根据患者的症状及传送的心电图对其分析判断后实施电话诊断、护理、处置而进行的监护，具有使用方便、不受时间、空间和地域限制等特点。它是心血管领域心电监护系统的一个突破和进展，它的应用对院外心脏病急救护理、心脏病家庭电话遥控诊治、护理有着非常重要的意义。
TTM作为临床心电监护向院外延伸的一种新的手段，对心律失常、心肌缺血和心肌梗死等有可靠的监护效果，对有症状，偶发、短暂的心律失常和一过性心肌缺血有独到的监测作用。对严重心律失常、心肌梗死和心绞痛，它较心电图(ECG)诊断更准确，对院外心脏病的急救处理、护理指导具有很大的价值。它大大地缩短了医患、护患之间的距离，给患者一种安全感，从而稳定了患者不安的心理状态，消除了心理压力和负担，减少了心脏病的诱发因素。作为长期监护的患者，则在不断得到急救、护理指导的同时，提高了自救、自护能力。
TTM系统在国内的应用处在起步阶段，院外急救护理也是一个新的课题，需更进一步探讨、总结和提高，以更好地造福于全社会的心脏病患者。
但是，如今有很多心电监测仪还没有得到普及，还存在一些问题：
（a）提供的心电处理功能和记录的心电信息有限，医生从中难以得到全面的电信息，降低了医生对疾病诊断的正确率。
（b）一般都采用了数字信号处理器作为心电数据分析的核心器件，而数据通信、液晶显示、实时时钟、程序存储器等都需要外扩专门的功能器件，因此结构比较复杂，
体积比较大，同时功耗也比较大，价格比较昂贵，一般患者难以承受。
（c）与之配套的监护网络和心电数据处理中心尚不完善。
1．3 心电监测系统的未来发展方向和展望
传统的基于PC机平台的心电监测仪价格昂贵，体积庞大，不便于移动且主要集中在大医院而无法实时监测患者的病情，给医生和患者带来了很大的不便。
近年来，随着计算机网络、通信等相关技术的迅速发展，心电监测技术已经逐渐应用到远程医疗领域中，使得医院为心脏病患者的远程保健服务成为可能。未来的心电监测系统会具有成本低、体积小、可靠性高、操作简单等优点，会继续向全信息、固态记录、多导联同步采集等方向发展，适用于个人、中小医院和社区医疗单位，为家庭保健和远程医疗等新兴的医疗途径提供良好的帮助和支持。
2系统设计方案论证
2．1 心电监测系统的总体设计要求
本课题的题目是基于单片机的心电监测系统设计。
要求心电监测信号经采集装置输入到前置放大器，信号放大8倍以后，再经过滤波电路进行滤波，滤掉0.05Hz以下频率与105Hz以上频率，同时阻止50Hz工频干扰信号的通过。经过滤波的信号通过后级放大电路将其放大到伏特级别，再经过加法器电路将其波形提升到0V以上，便于单片机A/D转化电路直接转化为数字值。经过处理的心电信号最终由简易的示波器显示到液晶屏上，以便使用者能够实时方便的观察到心电波的变化与形态。
液晶屏选用具有KS0108控制器的12864LCM,采用AT89C51单片机进行数据的处理并驱动显示屏显示波形。
2．2 心电监测系统的系统结构设计
对于心电信号的采集，采用标准导联方式进行采集。心电信号是一种微弱的电信号，要先利用前置放大电路将信号放大8倍。由于人体信号源中存在各种噪声干扰，为了抵消这些干扰，可以设计一个补偿电路。对于放大以后的信号，让它通过滤波电路进行滤波。心电信号中存在0.05Hz以下的频率信号、105Hz以上的频率信号和50Hz 的工频干扰信号，需要让心电信号依次通过低通滤波器、高通滤波器和带阻滤波器，经过滤波电路以后的信号变的比较干净。然后为将心电信号放大到伏特级别，让其通
过一个主放大电路。同时，为了便于单片机和ADC0808的信号采集和处理，可以让心电信号通过一个加法器电路，将波形提升到0V以上。然后通过显示电路让经过单片机处理的信号显示在液晶屏上。整个系统的结构图如图2.1所示。
图2.1 系统结构图
2．3 心电监测系统设计的可行性论证
在所学的知识中，对于心电信号采集，可以利用特定的传感器进行心电信号的采集；对于前置放大电路，可以采用集成仪表放大器AD620进行信号的前置放大；对于补偿电路，可以用运算放大器和反馈电阻组成补偿电路；对于滤波电路，可以利用有源滤波器电路通过计算设计出符合要求的低通滤波器、高通滤波器和带阻滤波器；对于主放大电路，可以利用集成运算放大器对信号进行再次放大；对于加法器电路，可以利用集成运算放大器来进行加法器的设计；对于心电信号的数字化以及分析处理，可以利用单片机和ADC0808来设计硬件电路；对于显示电路，可以让心电信号在液晶上显示。A/D转换电路，显示电路以及单片机对心电信号的分析处理需要进行软件的编写。
通过论证，上述的系统结构设计方案可行，可以达到心电监测系统的设计要求。
3 硬件电路设计
3．1 心电信号采集电路的设计
临床上心电信号主要从体表收集，检测时将测量电极安放在体表相隔一定距离的
两点，电极通过多股绝缘芯线绞成的屏蔽线与心电监护仪的放大器相连，测量出电极在体表的电位差就是心电信号，描成曲线就是心电图。在测定心电信号波形时，电极安放的位置以及导线与放大器连接的方式，称为心电仪的“导联”。
将电极捆绑在手腕或脚腕的内侧面，并通过较长的屏蔽导线与心电仪连接的方式称为“标准导联”。习惯上对这些电极规定了表示符号和连接导线的颜色，如表3.1所示。
表3.1 导联标记
标准导联直接把两个肢体的电位加到心电放大器的输入端，所描述的波形即为两点电位差的变化。
标准Ⅰ导联：右臂（RA）接放大器反相输入端（-），左臂（LA）接放大器同相输入端（+），右腿（RL）作为参考电极，接心电放大器的参考点。
标准Ⅱ导联：右臂（RA）接放大器反相输入端（-），左腿（LL）接放大器同相输入端（+），右腿（RL）作为参考电极，接心电放大器的参考点。
标准Ⅲ导联：左臂（LA）接放大器反相输入端（-），左腿（LL）接放大器同相输入端（+），右腿（RL）作为参考电极，接心电放大器的参考点。本课题采用标准Ⅰ导联方式，右腿（RL）的参考电极连接补偿电路[3]。
图3.1 信号采集电路输入端示意图
在本次的设计中，采用标准Ⅰ导联方式，即如图3.1所示，IO1端作为参考电极
接右腿，IO2端接左臂，IO3端接右臂。 3．2 前置放大电路的设计
本设计中的前置放大电路采用集成仪表放大器AD620。因为本次设计所要处理的电信号比较微弱，而且对其波形质量要求较高，要求具有高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声和低漂移。所以在本次设计中可以选用集成仪表放大器AD620来进行前置放大电路的设计。
3.2.1 AD620芯片简介
AD620内部由三个放大器共同组成，其引脚图如图3.2所示。在使用中，芯片1、8脚接Rx,4、7脚接正负相等的工作电压，2、3接输入的弱电压信号，6脚为输出引脚，5脚为参考基准。
图3.2 AD620管脚图
本设计可以通过调整R x 的大小来调整AD620的增益值，其增益可以通过公式(3.1)
进行计算。 49.41G
K G R Ω=+ (3.1) AD620增益范围是1～1000。它具有低耗电，精确度高，低噪声，温度稳定性好，放大频带宽，噪声系数小，具有较高的共模抑制比，调节方便等特点。该芯片可提供的最大电流为1.3mA 的电流。适用于ECG 测量、医疗器件、压力测量、信号采集等场合。
3.2.2 前置放大电路设计
如图3.3所示，差分输入端IO2、IO3分别接标准Ⅰ导联的正负输入端，R 1、R 4 、R 5共同决定放大电路的放大倍数。
在整体的电路工作中，因为心电信号比较微弱，所以要求放大1000倍左右。但是，根据小信号放大器的设计原则，前级的增益不能设置太高，因为前级增益过高将不利于后续电路对噪声的处理，在本次设计中，可以要求前级电路放大8倍以便于后面对心电信号进行处理。
图3.3 前置放大电路
3.2.3 元器件参数计算
表3.2 元器件参数
AD620的外围电路仅为一个控制增益的电阻R x ，由公式（3.1）计算可以得出此处
的增益：
4545
49.4k 49.4k ()1=18.07X R R G R R R ΩΩ+=++= （3.2） 通过计算，从中可以看出前置放大电路的增益约为8倍，符合设计要求。因此本设计可以选用表3.2中的元器件来搭建放大电路，保证设计的前置电路符号设计的要求。
3．3 补偿电路的设计
为了抵消人体信号源中的各种噪声干扰，包括工频干扰。在本次设计中可以引入补偿电路[3]。
运算放大器AD705J 、R 2、R 3、C 1共同组成补偿电路，IO1连接人体信号源参考端。
引入补偿电路的方法是在前级放大电路的反馈端与信号源地端建立共模负反馈，为提高反馈深度，将反馈信号放大后接人体信号源参考端，这样可以最大限度的抵消工频干扰。电路如图3.4所示。
图3.4 补偿电路电路图
3．4 滤波电路的设计
3.4.1 低通滤波器电路的设计
为了滤除105Hz 以上的干扰信号，需要设计一个截止频率为105Hz 的低通滤波器。本设计可以采用有源低通滤波器，根据学过的滤波器知识，先确定低通滤波器的大致形式，然后通过计算确定滤波器选用的电阻、电容值，确定截止频率为105Hz 。在这次设计中，可以采用的运算放大器为OP07，设计的电路图如图3.5所示。
图3.5 低通滤波器电路图
根据设计要求，=105f Hz ,由公式（3.3） 1=2f RC
π (3.3) 可以计算出若10R k =Ω，则=0.15
C uF 。由于采用巴特沃斯滤波器，可知
0.707Q =。又因为公式（3.4）
Q =可以计算得出12318nF,C =71nF C =。
表3.3 元器件参数
通过计算，设计的低通滤波器满足截止频率为105Hz 的设计要求。各元器件的参数值如表3.3所示。
3.4.2 高通滤波器电路的设计
为了滤除0.05Hz 以下的干扰信号，需要设计一个截止频率为0.05Hz 的高通滤波器。本设计可以采用有源高通滤波器，根据学过的滤波器知识，先确定高通滤波器的大致形式，然后通过计算确定滤波器选用的电阻、电容值，确定截止频率为0.05Hz 。在这次设计中，可以采用的运算放大器为OP07，设计的电路图如图3.6所示。
图3.6 高通滤波器电路图
根据设计要求，=0.05z f H ,由公式（3.5）
1=2f RC
π (3.5) 可以计算出若10u C F =，则318.47
R k =Ω。由于采用巴特沃斯滤波器，可知0.707Q =。又因为公式（3.6）
Q 可以计算得出12450,R =225k R k =ΩΩ。
表3.4 元器件参数
通过计算，设计的高通滤波器满足截止频率为0.05Hz 的设计要求。各元器件的参数值如表3.4所示。
3.4.3 带阻滤波器电路的设计
为了滤除50Hz 的工频干扰信号，需要设计一个50Hz 工频的带阻滤波器，尽可能的消除工频干扰[3]。本设计可以采用有源带阻滤波器，根据学过的滤波器知识，先确定带阻滤波器的大致形式，然后通过计算确定滤波器选用的电阻、电容值，确定阻带频率为50Hz 。在这次设计中，可以采用的运算放大器为OP07，设计的电路图如图3.7所示。
图3.7 带阻滤波器电路图
根据设计要求，=50f Hz ,由公式（3.7）
1=2f RC
π （3.7） 可以计算出若0.1C uF =，则31.8R k =Ω。将参数值输入到电路，仿真时发现衰减3dB 时的带宽为43～57Hz,但衰减深度仅为7.43dB ，需要调整器件参数值。经反复
调整，最终选定47,68,R k C nF =Ω=所以通过计算得出： 323.52
R R k ==Ω （3.8） 32136C C nF == （3.9）
为了调整深度，仿真调试后选择最佳K 值为0.96，取R4、R6电阻初始值为5k Ω,所以：
450.04=200R k k =Ω?Ω （3.10）
6 4.98k R =Ω （3.11）
表3.5 元器件参数
通过计算，设计的带阻滤波器满足截止频率为50Hz 的设计要求。各元器件的参数值如表3.5所示。
3．5 主放大电路的设计
人体输出的心电信号大约是毫伏级别的，为了便于单片机采集，本设计需要将心电信号放大到伏特级别。在前置放大电路中，为了便于滤波，已经将心电信号放大了8倍。理论上需要将心电信号放大1000倍。所以，本设计需要再设计一个主放大电路，继续将信号放大125倍。在电路设计上，可以采用运算放大器OP07完成。为了增加输入阻抗降低输出阻抗，可以在主放大电路前加一个电压跟随器电路。主放大电路如图3.8所示。
图3.8 主放大电路图
从图3.8可以看出，前一个运算放大器组成电压跟随器电路，后一个运算放大器组成反相放大电路，放大倍数由R 1、R 3、R 23共同决定，此处增益为125。
3．6 同相加法器电路的设计
经过主放大电路的处理，已经把心电信号放大到了伏特级别，但是，心电信号可能存在负电压，不方便单片机和ADC0808的采集，需要设计一个加法器电路，把心电信号提升到0V 以上，最后在程序编写时再将检测到的信号减去信号相加的直流电压即可以得到实际的电压值。加法器电路如图3.9所示。
图3.9 加法器电路图
同相加法器电路中，存在如下关系：
45//N R R R = (3.12)
123////P R R R R = (3.13)
N P R R = (3.14)
取150R k =Ω，则根据上式可以计算出其它元器件的值，如表3.6所示。
表3.6 元器件参数
3．7 ADC0808转换电路的设计
3.7.1 ADC0808芯片简介
ADC0808是采样分辨率为8位的、以逐次逼近原理进行模/数转换的器件。其内部有一个8通道多路开关，它可以根据地址码锁存译码后的信号，只选通8路模拟输入信号中的一个进行A/D转换。一般在硬件仿真时采用ADC0808进行A/D转换。
ADC0808芯片有28条引脚，采用双列直插式封装，其管脚图如图3.10所示。
图3.10 ADC0808管脚图
ADC0808各引脚功能如下：
1～5和26～28（IN0～IN7）：8路模拟量输入端。
8、14、15和17～21：8位数字量输出端。
22（ALE）：地址锁存允许信号，输入，高电平有效。
6（START）： A/D转换启动脉冲输入端，输入一个正脉冲（至少100ns宽）使其启动（脉冲上升沿使0809复位，下降沿启动A/D转换）。
7（EOC）： A/D转换结束信号，输出，当A/D转换结束时，此端输出一个高电平（转换期间一直为低电平）。
9（OE）：数据输出允许信号，输入，高电平有效。当A/D转换结束时，此端输入一个高电平，才能打开输出三态门，输出数字量。
10（CLK）：时钟脉冲输入端，要求时钟频率不高于640KHZ。
12（VREF（+））和16（VREF（-））：参考电压输入端。
11（Vcc）：主电源输入端。
13（GND）：地。
23～25（ADDA、ADDB、ADDC）：3位地址输入线，用于选通8路模拟输入中的一路。
3.7.2信号采集电路的设计
把ADC0808的输出口分别依次与单片机的P0口连接，3位地址输入线都接地，选
择IN0路作为模拟输入端，心电信号由此端输入。给ADC0808芯片连接电源，时钟信号。如图3.11所示。该图为心电信号的采集电路。
图3.11 信号采集电路
3．8 显示电路的设计
3.8.1 单片机芯片AT89C51简介
AT89C51是一种带4K字节FLASH存储器（FPEROM—Flash Programmable and Erasable Read Only Memory）的低电压、高性能CMOS 8位微处理器，俗称单片机。AT89C2051是一种带2K字节闪存可编程可擦除只读存储器的单片机。单片机的可擦除只读存储器可以反复擦除1000次。该器件采用ATMEL高密度非易失存储器制造技术制造，与工业标准的MCS-51指令集和输出管脚相兼容。由于将多功能8位CPU和闪烁存储器组合在单个芯片中，ATMEL的AT89C51是一种高效微控制器，AT89C2051是它的一种精简版本。AT89C51单片机为很多嵌入式控制系统提供了一种灵活性高且价廉的方案。其管脚图如图3.12所示。
各引脚功能如下：
VCC：供电电压。
GND：接地。
P0口：P0口为一个8位漏级开路双向I/O口，每脚可吸收8TTL门电流。当P0口的管脚第一次写1时，被定义为高阻输入。P0能够用于外部程序数据存储器，它可以被定义为数据/地址的低八位。在FIASH编程时，P0 口作为原码输入口，当FIASH 进行校验时，P0输出原码，此时P0外部必须接上拉电阻。
图3.12A T89C51管脚图
P1口：P1口是一个内部提供上拉电阻的8位双向I/O口，P1口缓冲器能接收输出4TTL门电流。P1口管脚写入1后，被内部上拉为高，可用作输入，P1口被外部下拉为低电平时，将输出电流，这是由于内部上拉的缘故。在FLASH编程和校验时，P1口作为低八位地址接收。
P2口：P2口为一个内部上拉电阻的8位双向I/O口，P2口缓冲器可接收，输出4个TTL门电流，当P2口被写“1”时，其管脚被内部上拉电阻拉高，且作为输入。并因此作为输入时，P2口的管脚被外部拉低，将输出电流。这是由于内部上拉的缘故。P2口当用于外部程序存储器或16位地址外部数据存储器进行存取时，P2口输出地址的高八位。在给出地址“1”时，它利用内部上拉优势，当对外部八位地址数据存储器进行读写时，P2口输出其特殊功能寄存器的内容。P2口在FLASH编程和校验时接收高八位地址信号和控制信号。
P3口：P3口管脚是8个带内部上拉电阻的双向I/O口，可接收输出4个TTL门电流。当P3口写入“1”后，它们被内部上拉为高电平，并用作输入。作为输入，由
于外部下拉为低电平，P3口将输出电流（ILL）这是由于上拉的缘故。
P3口也可作为AT89C51的一些特殊功能口，如表3.7所示：
表3.7 P3口管脚的特殊功能
P3口同时为闪烁编程和编程校验接收一些控制信号。
RST：复位输入。当振荡器复位器件时，要保持RST脚两个机器周期的高电平时间。
ALE/PROG：当访问外部存储器时，地址锁存允许的输出电平用于锁存地址的地位字节。在FLASH编程期间，此引脚用于输入编程脉冲。在平时，ALE端以不变的频率周期输出正脉冲信号，此频率为振荡器频率的1/6。因此它可用作对外部输出的脉冲或用于定时目的。然而要注意的是：每当用作外部数据存储器时，将跳过一个ALE脉冲。如想禁止ALE的输出可在SFR8EH地址上置0。此时， ALE只有在执行MOVX，MOVC 指令是ALE才起作用。另外，该引脚被略微拉高。如果微处理器在外部执行状态ALE 禁止，置位无效。
/PSEN：外部程序存储器的选通信号。在由外部程序存储器取指期间，每个机器周期两次PSEN有效。但在访问外部数据存储器时，这两次有效的/PSEN信号将不出现。
/EA/VPP：当/EA保持低电平时，则在此期间外部程序存储器（0000H-FFFFH），不管是否有内部程序存储器。注意加密方式1时，/EA将内部锁定为RESET；当/EA
端保持高电平时，此间内部程序存储器。在FLASH编程期间，此引脚也用于施加12V 编程电源（VPP）。
XTAL1：反向振荡放大器的输入及内部时钟工作电路的输入。
XTAL2：来自反向振荡器的输出。
3.8.2单片机最小系统电路
单片机最小系统是指最少的组件组成的单片机可以工作的系统[5]。对于AT89C51单片机而言，最下系统应该包括单片机、晶振电路和复位电路。如图3.13所示。
图3.13 单片机最小系统电路图
3.8.3键盘电路的设计
为了能够更好的观察液晶显示的心电信号波形，本设计需要对显示波形的周期和幅度加以控制，使它能够完整的显示在液晶屏上，不会出现波形的失真。为此，需要设计一个键盘电路，控制波形显示的周期和幅度。对此，通过定义单片机的P3.0为Y 轴幅度的减少控制端口，P3.1 为Y轴幅度的增加控制端口，P3.3为X轴幅度的减少控制端口，P3.7为X轴幅度的增加控制端口。通过程序的编写，本设计可以使得每按下一次按键，就可以得到相应的波形的改变，方便对心电信号的观察。键盘电路图如图3.14所示。
图3.14 键盘电路图
3.8.4显示电路的设计
12864是128*64点阵液晶模块的点阵数简称，是业界约定俗成的简称。该点阵的屏显成本相对较低，适用于各类仪器，小型设备的显示领域。其管脚图如图3.15所示。
图3.15 液晶管脚图
12864内部存储器DDRAM与显示屏上的显示内容具有一一对应的关系，只需将显示的内容写入到12864内部显示存储器DDRAM中，就能实现正确显示。
12864液晶显示屏横向有128个点，纵向有64个点，分为左半屏和右半屏。每屏可显示4行8列共32个16 X 16点阵的汉字，每个显示RAM可显示1个中文宇符或2个16 X 8点阵全高ASCII码字符，即每屏最多可实现32个中文字符或64个ASCII 码字符的显示。内部提供128 X 2字节的字符显示RAM缓冲区(DDRAM)。字符显示是通过将字符显示编码写入该字符显示RAM实现的。
绘图显示RAM提供64x32个位组的记忆空间(由扩充指令设定绘图RAM地址)，在更改绘图RAM时，由扩充指令设定GDRAM地址先设置垂直地址，再设置水平地址(连续写入两个位组的资料来完成垂直与水平的坐标地址)，再写入两个8位的资料到绘图RAM，而地址计数器(AC)会自动加一，整个写入绘图RAM的步骤为先关闭绘图显示功能(在写入绘图RAM期间，绘图显示必须关闭)Ⅻ，再先将垂直的位组(Y)写入绘图RAM地址，再将水平的位组lX)写入绘图RAM地址，再将D15～D8写入到RAM中，再将D7～DO写入到RAM中。
在本次设计要求中，要求通过12864点阵图形液晶显示模块显示单片机处理后的心电图形。
12864点阵图形液晶显示模块的各管脚的功能如表3.8所示。
表3.8 12864点阵图型液晶显示模块的引脚功能
在本次设计中，既在液晶上显示了汉字，也将实时显示心电信号的波形。显示电路电路图如图3.16所示。由单片机驱动显示屏进行显示。其中，P1.0～P1.7为显示屏数据端口D0～D7，P2.0～P2.4为显示屏控制端口。
图3.16 显示电路
4 程序的设计
4．1 程序编译环境
本次设计采用的单片机是AT89C51，其编译环境就是熟悉的51单片机的编译环境Keil 2。首先创建一个工程文件，然后新建文件编写程序，通过编译生成hex文件。把生成的hex文件加载到Protues仿真软件的单片机中就可以进行相应的仿真调试。4．2程序设计思想
4.2.1 程序设计思想
本次设计中，程序的主要功能是进行A/D转换，将输入的模拟信号转换为数字信号，再经过数据的处理，驱动12864LCD显示信号的波形和相关信息。
本次设计的电路实际上就是一个具有专用性质的示波器，可以进行波形的显示以及显示的周期和幅度的控制。首先需要将输入的心电信号通过ADC0808转换成数字信号，并将转换后的信号保存在一个数组中，再对得到的数据进行相应的计算和处理得出波形的参数值，最后再驱动显示器将数组中的电压数值以波形的形式显示到屏幕上，就这样不停的进行数据采集，不停的一屏一屏的刷新显示内容，从而完成实时显示功能。当键盘电路有输入时，对数据进行相应的处理，在显示在屏幕上。
4.2.2 程序设计的端口定义
在程序编写之前，首先需要对单片机初始化，定义其各个管脚的功能。如表4.1所示。
表4.1 程序的端口定义
4.2.3 程序设计流程图
在程序编写之前首先确定确定程序编写的流程图。通过流程图，可以很方便的编写程序。把软件程序分成几个模块，然后按模块编写对应的程序。本次设计对应的流程图分别如图4.1和图4.2所示。其中，图4.1为主程序流程图，图4.2为实时显示程序图。
毕业设计(论文) 题目：基于单片机的脉搏测量仪的研究与设计
摘要 在传统的医疗检测中，脉象检测一直都起着非常重要的作用，人体的脉象包含着大量的人体的生理和病理方面的信息。脉诊一直是医生诊断疾病的重要手段之一，但受人为因素的影响很大。经医学观察研究表明，人体手指末端含有丰富的毛细血管和小动脉，这些动脉和人体其他地方的动脉一样，含有丰富的生理信息。由于光电脉搏检测技术具有很高的绝缘性，且抗电磁等干扰能力强，可以对人体进行无损伤检测。本文设计通过光电法对人体指尖的脉搏进行测量，并将测量信息送入单片机进行处理，最后通过数码管将测量结果显示出来。将对脉搏信号的检测模块，脉搏信息的处理模块，单片机，数码管显示模块等电路集成在一块电路板上，形成一个简易的脉搏测量仪。这种测量仪具有精确度高，体积小，价格便宜，易于操作等特点，特别适合于个人使用和家庭使用，给我们的生活带来极大方便，让我们第一时间对自己的身体状况有进一步的了解。 关键词：脉搏；光电传感器；单片机；数码管
Abstract In the traditional medical testing，the pulse condition detection has been playing a very important role．The pulse condition of the human body contains a large number of physiology information and pathology information，the pulse examination has been being one of the important means for the doctor to diagnosis the illness．But the man-made factors influence it very much，the medical observation research shows．The end of the finger contains rich capillaries and small arteries．These arteries and the other arteries of the body hold rich physiologic information．The Photoelectric pulse detecting technology can test the body without damage owing to its high insulation and strong ability to resist the electromagnetic interference．This design in the text can survey the pulse of the finger tip through photoelectric method and transport the information to the microcontroller to do with it．At last，the result is showed by the digital tube．When the electric circuit such as the detection module of the pulse signal，the processing module of the pulse information，SCM，digital tube are integrated in the board of electric circuit，it formed an simple pulse measuring instrument，this instrument has high accuracy，small, cheap，and easy to operate．It is especially suitable for personal use and family use．It brings great convenience to our life，so we can have a further understanding of our body condition． Key words: Pulse；Photoelectric transducer；SCM；Digital tube
心电图(ECG)是心脏疾病诊断的重要手段。常规心电图是病人在静卧情况下由医院的心电图仪记录的短时间心电活动，由于心脏病发作带有很大的偶然性和突发性，所以在非发作期做常规心电图检查获取疾病信息的几率很低。因此，将心电监护从病床边、医院内扩展到家中，实现实时远程监护具有重要的现实意义。 互联网尤其是无线网络的迅速普及促使嵌入式技术应用的条件日趋成熟，此外，心电监护对心脏病诊断的重要性也使得远程监护也具有现实的可能性。 本文主要研究并设计了一套实用的便携式移动心电监护系统。通过该系统可以随时随地将患者的心电信号通过GPRS网络无线发送到设在医院的PC机上，或者将心电数据先存储在本系统中，然后再通过USB实现高速回放。 系统的总体设计 本文所设计的便携式移动心电监护系统由心电监护仪、通信网络和监护中心三部分组成(如图1所示)。其工作过程如下： 心电监护仪由患者随身携带，通过粘贴式电极可随时采集用户的心电数据，并进行放大、滤波、A/D转换，然后存储到串行闪存中。当存储一定时间的心电数据后，可以通过GPRS 无线上网，利用无线网络将数据传送给位于监护中心的上位机。也可通过USB直接连接到上位机，进行本地高速回放。 本文将重点介绍心电监护仪的设计。由于是便携式设备，所以设计时必须考虑尽量降低功耗、体积和成本。经过反复地分析比较，最终决定采用Z-World公司的工业级控制芯片Rabbit30 00微处理器作为心电监护仪的主芯片。 尽管Rabbit3000是8位微处理器，但其内存空间可达1M，主频可达22M。它具有丰富的接口资源，共有40条并行I/O口线(与串行口共用)。此外，该器件的功耗非常低，处理器时钟可由32.768KHz振荡器驱动，并将主振荡器断电。此时电流约为100μA，而处理器仍能保持每秒10,000条指令的执行速度。 系统硬件设计 在进行总体硬件设计时，以Rabbit3000高性能微处理器为核心，利用外部接口扩展了512K 的并行Flash和512K的SRAM，存储空间达到1M，并扩展了USB接口。利用串行接口扩展了串行Flash、A/D转换和无线模块MC35。以下重点介绍无线模块和USB模块的硬件设计。 1. 无线模块MC35硬件设计 无线模块负责完成心电数据的无线传送。为实现此功能，本系统采用了西门子公司的MC35模块。这是西门子公司首款支持GPRS的GSM/GPRS模块，体积小巧，易于集成到便携式终端中。通过串行口连接，使用AT命令对该模块进行控制和数据传送。 西门子公司的MC35模块具有一个40脚的零插入力连接器，该连接器中提供了串行接口、音频接口、SIM接口、状态引脚、电源接口等接口，通过这些接口与SIM卡座、天线以及
本科毕业设计 （ 论文） 开题报告 题目： 基于单片机的脉搏测量仪 的设计 课 题 类 型：设计丁实验研究□论文口 学 生 姓 名： 学 号： 专 业 班 级： 学 院： 信息工程学院 指 导 教 师： 开 题 时 间 年月日 开题报告内容与要求 一、毕业设计（论文）内容及研究意义（价值） 随着科技发展的不断提高， 生命科学和信息科学的结合越来越紧密， 出现了各种新 颖 的脉搏测量仪器，特别是电子脉搏仪的出现，使脉搏测量变得非常方便。 脉诊在我 国已具有
2600 多年临床实践，是我国传统中医的精髓，但祖国传统医学采用“望、闻、问、切”的手段进行病情诊断，受人为的影响因素较大，测量精度不高。科技的创新，脉搏测试不再局限于传统的人工测试法或听诊器测试法，脉搏测量可利用电子仪器测量出精度更就的数据。人体脉搏信号中包含丰富的生理信息，也逐渐引起了临床医生的很大兴趣，达到了方便、快捷、准确的测量脉搏的目的。随着电子测量技术的迅速发展，现代电子测量仪器以极快的速度向数字化、自动化的方向发展。制成的脉搏测量仪器性能良好，结构简单，有较好的应用和推广价值。 脉搏测量仪的设计，必须是通过采集人体脉搏变化引起的一些生物信号，然后把生物信号转化为物理信号，使得这些变化的物理信号能够表达人体的脉搏变化，最后要得出每分钟的脉搏次数，就需要通过相应的硬件电路及芯片来处理物理变化并存储脉搏次数。在硬件设计中一般的物理信号就是电压变化。本系统的组成包括传感器、信号处理、单片机电路、显示电路、键盘输入等部分。 二、毕业设计（论文）研究现状和发展趋势（文献综述） 随着科学技术的发展，脉搏测量技术也越来越先进，对脉搏的测量精度也越来越高，国内外先后研制了不同类型的脉搏测量仪，脉搏测试不再局限于传统的人工测试法或听诊器测试法，脉搏测量可利用电子仪器测量出精度更就的数据。人体脉搏信号中包含丰富的生理信息，也逐渐引起了临床医生的很大兴趣，达到了方便、快捷、准确在测量脉搏的目的。随着电子测量技术的迅速发展，现代电子测量仪器以极快的速度向数字化、自动化的方向发展。制成的脉搏测量仪器性能良好，结构简单，有较好的应用和推广价值。而其中关键是对脉搏传感器的研究。起初用于体育测量的脉搏测试集中在对接触式传感器的研究，利用此类传感器所研制的指脉、耳脉等测量仪各有其优缺点。指脉测量比较方便、简单，但因为手指上的汗腺较多，指夹常年使用，污染可能会使测量灵敏度下降：耳脉测量比较干净，传感器使用环境污染少，容易维护。但因耳脉较弱，尤其是当季节变化时，所测信号受环境温度影响明显，造成测量结果不准确。过去在医院临床监护和日常中老年保健中出现的日常监护仪器，如便携式电子血压计，可以完成脉搏的测量,但是这种便携式电子血压计利用微型气泵加压橡胶气囊，每次测量都需要一个加压和减压的过程，存在体积庞大、加减压过程会有不适、脉搏检测的精确度低等缺点。 脉搏测量仪的发展主要向以下几个趋势发展： （1）自动测量脉搏并且对所得到的脉搏进行自动分析。目前很多脉搏测量仪都具有检测
基于C8051F320单片机的低成本心电监护系统设计 1 引言 虚拟医学仪器充分利用计算机丰富的软硬件资源，仅增设少量专用软、硬件模块，便可实现传统仪器的全部功能及一些传统仪器无法实现的功能，同时缩短了研发周期。本系统由两部分组成：以C8051F320单片机为核心的数据采集装置和以PC机为平台的分析处理系统。设计中充分考虑数据采集装置体积小、功耗低、操作快捷的要求，因此全部采用SMT封装的元器件。PC监护终端通过USB 接口接收数据，传输速率高;采用图形编程语言LabVIEW编写显示、存储、分析处理等功能程序。该系统可实时监护并提供心动周期，心率等参数，也可进行数据的存储回放，为心血管疾病的诊断提供依据。系统的软件开发和硬件与上位机软件的集成测试表明，系统运行稳定可靠，取得了预期效果。 2 系统硬件设计 该系统由C8051F320数据采集模块和PC机两部分组成，如图1所示。 图1 系统框图 数据采集模块主要由心电采集电路和基于C8051F320单片机的DAQ接口卡构成，如图2所示。 图2 数据采集模块图框 该模块通过C8051F320片上A/D转换器采集经预处理的心电信号，再将其由USB总线传输至PC机显示。PC机部分主要是软件设计，包括通过C8051F320单
片机片上USB主机API函数和LabVIEW软件编写数据采集图形用户界面;实现接收、显示和处理由数据采集模块通过USB接口发送采集数据的程序。LabVIEW应用程序和C8051F320应用程序均采用Silicon Laboratories公司的USB Xpress 开发套件的API和驱动程序实现对底层USB器件的读写操作。 心电信号属于微弱信号，体表心电信号的幅值范围为1~10 mV。在测量心电信号时存在很强的干扰，包括测量电极与人体之间构成的化学半电池所产生的直流极化电压，以共模电压形式存在的50 Hz工频干扰.人体的运动、呼吸引起的基线漂移，肌肉收缩引起的肌电干扰等。采用遥测HOLTER三导联线和一次性心电电极与人体接触，能很好地减小运动和呼吸引起的肌电干扰。前端放大器采用具有极高共模抑制比(CMRR)的仪用AD620放大器，放大倍数约为50倍;并采用0.05~100 Hz的带通滤波器和50 Hz的陷波电路，抑制信号的基线漂移、高频噪声及工频干扰。为了充分利用A/D转换的精度，在转换前先将信号放大到A/D 转换电路参考电压的70%左右，考虑到信号中会附加直流成分，需在A/D转换电路前增加电平调节电路。个体心电幅度的差异要求电路中设计程控放大电路，又为了便于心电信号的标定和考虑到实际器件放大倍数与理论值的偏差，在程控放大电路前设置一个手动可调的放大电路(1～10倍)。 综上分析，心电采集与程控放大部分应包括：AD620前端放大、0.05~100 Hz 的带通滤波、50 Hz陷波、手动放大、程控放大和电平提升等电路。其中程控放大功能利用CD4051电子开关的数字选通实现，具有1～50倍的调节范围。 为减少系统功耗，应采用低功耗、集成度高的器件。该系统选用 C8051F320单片机作为数据采集卡的核心部件。该器件是完全集成的混合信号系统级器件，具有与8051兼容的高速CIP-51内核，与MCS-51指令集完全兼容，片内集成了数据采集和控制系统常用的模拟、数字外设及USB接口等其他功能部件。外部电路简单，易于实现，如图3所示。
织物电极作为心电测量终端的接触电极。织物电极属干电极，电极的阻抗相对于传统的黏贴式AgCL-Ag 电极阻抗高，且它不需要使用粘合剂和凝胶膜，接触不固定会造成接触阻抗的改变，这给我们提取人体心电信号造成了一定的困难。高阻抗的干电极容易受到噪声的干扰，噪声来 。通常较为有效的方法是在电极后面接一个缓冲放大器，其作用就是将高阻抗信 低阻抗信号不易受到噪音的干扰[5-6]。 用于将提取到微弱的心电信号有效地耦合到后面的信号处理电路中，电路结构见图3。该电路由电容和电阻构成一个无源高通滤波器。如果R2C1=R3C2=τ，那 ，截止频率为。 在选择参数的时候，电阻阻值越大越好。大阻值的电阻能带来较高的输入阻抗，方便信号的提取。同时根据心电信号的频谱特征设计无源高通滤波器的截止频率为0.5 Hz。选 为：R1=R2=R3=R4=1.5 MΩ，。同时该交流耦合电路起到了抑制电极端直电数据存储功能，并能够与电脑进行串口通信，上传采集 单片机系统设计框图， 考虑到系统的低功耗性，微处理器我们选择公司的MSP430F149 型号芯片。单片机内部集成ADC、SPI 和串口通信等功能模块，满足本系统需求。根据心电信号的频谱特点及电路设计获取的心电频谱范围，设置心电信号采样频率为150 Hz。心电监护系统存储模块选用的是华邦的W25Q256 flash Hz 采样频率计算，每次采样存储 连续存储病人24 h的心电数据。MSP430 W25Q256 Flash芯片相连接，通过 的读写操作。系统采用单片机内部集成的 位机进行串口通信，上传 用户的使用，本文中采用 功能，用户直接使用USB 线与电脑连接进行通信。 图2 模拟前端电路结构图 图4 单片机系统结构图 中国医疗设备 2015年第30卷 01期
简易心电图仪的设计方案 设计者：汪仨王彪鲁成华谭桂仁华超柱康 摘要 心电图是临床疾病诊断中常用的辅助手段。心电数据采集系统是心电图检查仪的关键部件。人体心电信号的主要频率围为0.05Hz~100Hz，幅度约为0~4mV，信号十分微弱。由于心电信号常混杂有其它生物电信号，加之体外以50Hz工频干扰为主的电磁场的干扰，使得心电噪声背景较强，测量条件比较复杂。为了不失真地检出有临床价值的干净心电信号，往往要求心电数据采集系统具有高精度、高稳定性、高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声及强抗干扰能力等性能。本设计利用89C51和A/D转换以及多路模拟开关设计了一种符合上述要求的多路心电数据采集系统。 一、方案的提出与比较 1、方案的提出 图１所示是一个心电数据系统的组成框图，其中心电信号由专用电极拾取后送入前置放大器初步放大，并在对各干扰信号进行一定抑制后送入带通滤波器，以滤除心电频率围以外的干扰信号。主放大器可将滤波后的信号进一步放大到合适围后，再经50Hz陷波器滤除工频和肌电干扰，然后将符合要求的心电模拟信号由模拟输入端送入高速ADC，以进行高精度A/D转换和数据的采集存储。 方案一：采用模拟分立元件，可以产生心电波，但采用模拟元件太大，即使使用单片机电路参数也与外部元件有关，外接的电阻电容对参数影响很大，在滤
波过程中会出现很大的干扰，使得输出不精确，即此电路抗干扰能力低，成本也高；而且灵活性差，不能实现各种输出的智能化。， 方案二：采用以89C51为核心，采用INA128芯片作为前置放大，运用多级运放电路来提取信号。它在一定的程度上可以达到题目要求。但是，共模抑制比很难达到发挥80db以上，而且精确度不高，在以后的输出中会出现很多的毛刺。由于这些原因，我们不采用这种方法。 方案三：以89C51为中心、采用性能优良的AD620管作为前置放大，既可以提高放大倍数，也可以提高共模抵制比、电路结构简单。。然后通过A/D和D/A转换，输出给示波器，若合理的选择器件参数，可使其输出波形失真小。所以采用此方案。 二、系统原理图以及各模块的说明 1、系统原理图
新型便携式心电监测仪的设计原理 一、绪论 心血管疾病是目前对人类危害最大的一种疾病，而心电图是检查、诊断和预防该类疾病的主要手段 和依据。由于传统的基于PC机平台的心电监护仪，价格昂贵，体积庞大，不便于移动且主要集中在大医院，而无法实时监护患者的病情，给医生和病人带来了很大的不便。近年来，随着嵌入式和网络通讯技术的飞速发展，我们研制出一种基于ARM7处理器的新型嵌入式心电监护仪，它采用Samsung公司的一款ARM7TDMI核的RISC的32位高速处理器S3C44B0X,具有成本低、体积小、可靠性高、操作简单等优点，适用于个人、中小医院和社区医疗单位，为家庭保健（HHC）和远程医疗（Telem edicine）等新兴的医疗途径提供良好的帮助与支持。 二、系统的工作原理 图一新型嵌入式心电监护仪的系统结构框图 心电信号通过专用电极从人的左右臂采集到后，送入信号调理电路，先经过前置放大器初步放大，经高通滤波滤除直流信号及低频基线干扰后，由后级放大器放大，再经滤波器进一步滤除50HZ的工频干扰，经低通滤波器后得到符合要求的心电信号，由模拟信号输入端送入ADC，进行高精度的A/D转换。为了更好的抑制干扰信号和防止导联松动及脱落，我们在电路中还引入了右腿驱动电路和导联脱落检测电路。系统控制核心采用Samsung 公司的S3C44BOX,液晶显示屏（LCD）建立良好的人机交互界面，采集到的信号可以通过LCD实时显示和回放，数据通过因特网基于TCP/ IP(传输控制协议、网际协议) 顺序可靠地传输数据到心电监护中心,为医护人员及时准确的诊断提供参考。嵌入式实时操作系统采用现在流行的uClinx,管理协调各模块工作，为系统可靠的运行提供保证。 三、系统硬件模块设计 3．1、信号调理电路 信号调理电路主要包括：放大器、带通滤波器、陷波器等。 图二心电前置放大电路
用单片机实现三导联远程心电监护系统1 引言 随着人们生活水平的提高、生活节奏的加快，心血管疾病的发病率迅速上升，已成为威胁人类躯体健康的要紧因素之一。而心电图则是治疗此类疾病的要紧依据，具有诊断可靠，方法简便，对病人无损害的优点，在现代医学中，变得越来越重要。常规心电图是病人在静卧情况下由心电图仪记录的心电活动，历时仅为几s～1 m，只能猎取少量有关怀脏状态的信息，因此在有限时刻内即使发生心率失常，被发觉的概率也是专门低的。因此有必要通过相应的监护装置对患者进行长时刻的实时监护，记录患者的心电数据。又由于心脏病的发生具有突发性的特点，患者不可能长时刻地静卧在医院，但又需实时得到医护人员的监护，因此研发相应的便携式无线心电监护产品就显得更加重要。 目前虽讲国内已有成型的无线心电监护产品，但其采纳的方案大差不多上“采集器+发送器（PDA或手机）”，这必定导致其价格昂贵，
且PDA或手机的其他功能关于绝大部分患者完全没有必要，因此到目前为止国内有用的无线心电监护产品领域依旧空白。本文所述的远程心电监护系统是在医院的提案基础之上，进行充分调研之后设计的总体方案，要紧实现如下功能：三导联心电信号采集；无线传输紧急情况下40 s的心电数据及诊断结果；24小时心电图连续记录；通过高速USB上传心电数据至PC机；紧急呼叫。 2 系统总体设计 作为便携式手持远程移动终端，在设计时应充分考虑其体积小，功耗低，存储容量大和处理速度高的要求，因此在CPU的选择上十分慎重。通过资料收集和反复比较，最终选择了Samsung公司推出的基于ARM920T内核的S3C2410处理器，该处理器资料丰富，性价比高。采纳RISC架构的ARM微处理器一般具有如下特点：体积小，功耗低，成本低，性能高；支持Thumb（16位）/ARM（32位）双指令集；大量使用寄存器，使指令执行速度更快；寻址方式灵活简单，执行效率高；指令长度固定。 能够看出基于ARM的嵌入式处理器是便携式手持终端的最佳选择，因此在设计系统方案时首先定位在该系列处理器上。S3C2410处理器基于ARM920T处理器核，采纳0.18 μm制造工艺的32位微操纵器，采纳五级流水线和哈佛结构，最高运行频率为203 MHz。该处
毕业设计论文_基于单片机肺活量测量仪
目录 引言 (1) 1. 绪论 (2) 1.1 本课题的研究意义 (2) 1.2 本课题的发展现状 (2) 1.2.1电子类肺活量测量仪 (2) 1.2.2非电子类肺活量测量仪 (2) 1.3 本课题的发展趋势 (2) 1.4 智能肺活量测量仪研究目的及其可行性 (2) 1.5 课题的主要研究工作和各章内容安排 (3) 2. 相关技术和基础理论介绍 (3) 2.1 肺活量测量相关概述 (3) 2.1.1肺活量 (3) 2.1.2气压传感器 (3) 2.2 通过气压传感器测量肺活量的原理 (4) 2.3 数据采集 (4) 2.3.1A/D转换器 (4) 2.3.2A/D转换的基本原理 (5) 2.4 串口通信 (6) 2.5 主要器件功能说明 (10) 2.5.1 AT89S5单片机 (10) 2.5.2 MAX232串行通信芯片 (12) 2.5.3 AD620 (12) 2.5.4 气体压力传感器ATP015G (13) 3. 系统设计方案及原理 (15) 3.1 总体方案 (15) 3.2 系统原理 (15) 4. 硬件原理与设计 (16) 4.1 输入部分电路 (16) 4.2 A/D转换部分电路 (17) 4.3 液晶显示电路 (17) 4.4 串口通信部分电路 (18)
4.5 电源部分电路 (18) 4.6 电路布线，调试及故障分析 (19) 4.6.1 PCB设计一般步骤 (20) 4.6.2 PCB布线工艺要求 (21) 4.6.3 电路的故障及调试分析 (22) 5.软件设计 (23) 5.1 下位机程序流程图 (23) 5.2 A/D转换程序及TLC549工作时序 (24) 5.3 上位机显示界面 (25) 6. 误差与干扰分析 (26) 6.1 测量仪器的影响 (26) 6.2 测量的随机性 (26) 7. 实现功能与结论 (26) 8. 总结 (28) 谢辞 (28) 参考文献 (29) 附录 (30) 附录1：系统PCB图 (30) 附录2：系统源程序 (31)
基于LabVIEW的心电监护系统设计 摘要 心脏病是严重威胁人类健康和生命的主要疾病之一。心电监护系统可以及时获取患者的心电信息，以便及时发现异常情况，采取相应的处理措施，是降低心脏病死亡率的有效手段之一。 美国国家仪器有限公司(National Instruments，简称NI)开发的虚拟仪器编程语言LabVIEW提供丰富的函数库，利用I/O接口设备完成信号的采集和测试，利用计算机强大的软件功能实现数据的运算、分析和处理，利用计算机显示器来模拟传统仪器的控制面板，从而利用计算机仪器系统技术来完成各种测试功能。 本文通过对国内外医疗系统发展的分析，针对现代医疗监护系统的要求，利用LabVIEW平台开发了基于虚拟仪器的心电监护系统。 首先，根据心电信号的特点，设计心电采集模块，包括心电前置放大器，右腿驱动电路，高通滤波器，低通滤波器，可变Q值50Hz双T陷波电路和增益可调电路。 其次，软件上采用LabVlEW强大的图形语言，设计了操作简单、界面优美的PC机测试系统，包括对采集上来的心电信号、脉搏信号的分析处理和显示存储，同时设置了自动报警系统，操作者可以实时监测被测者的心电情况，便于及时做出诊断，及早治疗。 关键词：虚拟仪器；心电信号；LabVlEW；实时监测
ABSTRACT Heart disease is one of the major diseases which is a serious threat to human health and life. ECG monitoring system can access to the ECG information of patients tim- ely and then detect anomalies and take corresponding measures, which is an effective means of reducing mortality of heart disease. National Instruments Developed a Virtual Instrument language--LabVIEW：it has abundant functions．Using I/O instrument realize acquisition and testing of signals，using powerful software realize calculating and analyzing and disposing of data, using the displayer to simulate the tradition control panel．in order to realize all kinds of testing functions through computer． Based on the analysis of the foreign Telemedicine development，according to the recent Telemedicine requirements．design a system based on Virtual Instrument．Firstly, electro-cardio signal collective module，including ECG signal preamplifier, high-pass filter，low-pass filter,50 Hz double T trap filter with adjustable Q value，circuit with adjustable gain，has been designed according to the ECG feature．Second，using powerful graph language LabVIEW，designed an easy to operate and beautiful PC Test system，including the analysis ,disposal , display and store the ECG data and pulse data. meanwhile，by designing auto—alerting system，the operator Can measure the ECG quality of the patient real time，then Can give the diagnoses and treatment． keywords：Virtual Instrument ；ECG data ；LabVIEW ；real-time detection
【最新整理，下载后即可编辑】 远程心电系统市场分析报告 一、远程心电出现的背景 （一）心脑血管慢性病持续增长 近年来，心血管类疾病的死亡率在我国居民总死亡的比例中居高不下，中国每年有200万人死于心脑血管疾病（人民网）。 心电图应用于临床近100余年，是心血管疾病诊断的重要常规方法之一，但心血管疾病往往呈阵性发作，发作时间短，患者平时往往不能发现，这给诊断带来一定困难。心脏病患者和一些心脏疾病高危人群需长期关注自己的心脏状况，定期随时请求医生的帮助，建立有效地延伸到医院以外的远程监护及救护体系，是提高心血管疾病防治水平的有效途径。现在，远程心电监测技术就弥补了这个需求，它能捕捉到一过性异常心电信号。如果患者坐在家中或走在路上感到心脏不适，即可随时记录心电图，医生通过工作站接收便会及时看到心电图并做出诊断反馈用户，为患者及时治疗赢得了时间（山西省汾阳医院网站2010-01-15）。（二）区域协同医疗的发展趋势 长期以来，由于医疗资源短缺且配置不均衡，导致了80%的优质医疗资源向城市集中，而80%的农村服务对象卫生资源日渐紧张。医患之间显著的“二八”差异，多少年都解决不了。2004年，在国家中长期发展战略研究中，首次提出现代服务业概念。现代服务业是指通过科技手段、信息技术、管理理念，实现对传统服务业的改造和提高。卫生事业的现代服务业目标，是根据卫生事业的现状、分布、资源利用的问题，对传统的医疗卫生行业进行改造。2006年11月，科技部共拨出2000万元资金，实施区域协同医疗示范工程。区域协同医疗主要通过数字化的医疗新模式以及供应链、价值链等现代管理方法，建立区域协同医疗共享平台。
五导联的心电监护仪电极片放置位置 右上(RA) 白线：胸骨右缘锁骨中线第一肋间。 右下(RL) 绿线：右锁骨中线剑突水平处。 中间(C) 棕线：胸骨左缘第四肋间。 在上(LA) 黑线：胸骨左缘锁骨中线第一肋间， 左下(LL) 红线：左锁骨中线剑突水平处。 ECG——心电图NIBF——血压PLETH——心率SPO2——血氧饱和度RESP—— 呼吸 健康人的： HR(心率) 60-100 BP（血压）<140 SO2（血氧饱和度）>96%血氧饱和度是血液中，被氧结合的氧合血红蛋白(HbO2)的容量占全部可结合的血红蛋白(Hb)容量的百分比，即血液中血氧的浓度，是呼吸循环系统的重要生理参数 RR（呼吸频率）12-18 吸氧的注意事项： 1.严格遵守操作规程，注意用氧安全，切实做好“四防”，即防火、防震，防油、防热。 2.患者吸氧过程中，需要调节医学`教育网搜集整理氧流量时，应当先将患者鼻导管取下， 调节好氧流量后，再与患者连接。停止吸氧时，先取下鼻导管，再关流量表。 3.吸氧时，注意观察病人脉搏、血压、精神状态等情况有无改善，及时调整用氧浓度。 4.湿化瓶每次用后均须清洗、消毒。 5.氧气筒内氧气不可用尽，压力表上指针降至5kg／cm2时，即不可再用。 6.对未用或已用空的氧气筒应分别放置并挂“满”或“空”的标记，以免急用时搬错而 影响抢救工作。 心电监护仪
开放分类：电子电子术语 编辑词条分享 心电监护仪 心电监护仪是医院实用的精密医学仪器，能同时监护病人的动态心电图形（一般为五联导心电图）、呼吸、体温、血压（分无创和有创）、血氧饱和度、脉率等生理参数。可存储400组无创血压数据及测量血压时的心率值、体温、呼吸率、血氧饱和度，并可列表查看；高精度的无创血压测量模块，精度高、重复性好；独特的血氧饱和测量装置，保证血氧饱和度值和脉率测量更准确；另有丰富的报警上、 编辑摘要 目录 ? 1 基本概念 ? 2 使用常规 ? 3 心电监护仪的日常维护 ? 4 监护仪意义和作用 ? 心电监护仪- 基本概念 心电监护仪 心电监护仪是医院实用的精密医学仪器，能同时监护病人的动态心电图形（一般为五联导心电图）、呼吸、体温、血压（分无创和有创）、血氧饱和度、脉率等生理参数。可存储400组无创血压数据及测量血压时的心率值、体温、呼吸率、血氧饱和度，并可列表查看；高精度的无创血压测量模块，精度高、重复性好；独特的血氧饱和测量装置，保证血氧饱和度值和脉率测量更准确；另有丰富的报警上、下限设置功能。
邮局订阅号：82-946120元/年技术创新 测控自动化 《PLC 技术应用200例》 您的论文得到两院院士关注 基于OMAP3530的远程心电监护系统设计 Design of a remote ECG monitor system with OMAP3530 (兰州大学) 马建林张少华郭淼马义德 MA Jian-lin ZHANG Shao-hua GUO Miao MA Yi-de 摘要:本设计以远程、无线心电监护为背景,依托TI 的双核处理器OMAP3530设计了一种远程便携式无线心电监护系统。该系统能完成日常心电监护、心电信号分析与报警、心电数据的存储与查询等功能。系统利用电信CDMA 网络,在任何有该类网络覆盖的区域均可以正常工作。 关键词:心电检测;OMAP3530双核处理器;远程监护;便携式监护系统 中图分类号:TP368 文献标识码:B Abstract:In this paper,an ECG monitoring system was designed based on TI's OMAP3530dual-core processor.The key points of the system were remote,wireless and portable.Routine ECG,ECG analysis,ECG alarm,ECG data storage and ECG data query can be realized by this proposed system.It operates in any situation where CDMA network exists. Key words:electrocardiogram(ECG)detection;OMAP3530dual-core processor ;remote monitoring ;portable monitoring system 文章编号:1008-0570(2012)10-0091-02 引言 近年来,随着人们生活水平的提高、生活节奏的加快、饮食结构的改变以及人口老龄化问题的加重,心血管疾病的发病率迅速上升,已成为威胁人类身体健康的主要因素之一。因此心脏病的防治和诊断就成为当今医学界面临的重大课题。动态心电监护技术作为一种有效的心血管疾病监测方法,越来越受到人 们的重视,传统的基于PC 平台的监护仪成本高、 体积大、操作复杂,使用范围具有局限性。而采用低档单片机为核心的便携 式多参数监护仪,功能简单、 运算能力差、界面简陋,只能进行简单的信号显示,不能进行数据分析和危机情况报警等复杂功能实现。而实际情况是心电信号智能诊断与突发异常情况实时报警又特别重要。例如,当检测对象独自在家时,若有突发异常状况发生而监护装置又不能及时报警,很可能将产生无法挽回的后果。本设计以美国德州仪器公司最新的双核处理器OMAP3530为核心,搭配十二导联心电信号采集和CDMA 无线通讯等模块,其中OMAP3530的ARM 侧提供人性化的人机交互界面和对各功能模块进行控制,DSP 侧运行心电实时监测算法,当监测对象出现室性心动过速(ventricular tachycardia)、心室颤动(ventricular fibrillation)或其他异常状况时DSP 会把分析处理结果交给ARM 侧,ARM 侧可以通过CDMA 无线通讯模块进行报警,将对应的报警码发送至监测对象的监护医生、亲友等手机上,实现实时报警。 1系统硬件设计方案 本设计采用的OMAP3530处理器由65nm 低功耗工艺制 造,内部集成了一个600MHz 的ARM Cortex TM -A8内核和一个430MH z 的TMS320C64x+TM DSP 内核。ARM+DSP 的双核结构使操作系统效率和代码的执行更加优化,ARM 端负责系统控制工作,DSP 端则承担繁重的实时信号处理任务,从而成功地解决 了性能与功耗的最佳组合问题。具有双核结构的OMAP3530非常适合新型多参数监护仪的设计。低功耗可以更好地实现监护仪的便携性;ARM 对多种操作系统的支持,可以保证系统的稳定和良好的监护界面;而DSP 强大的运算能力可以确保对各生命 参数进行快速、 准确和复杂的分析处理。图1为系统框图,开发平台采用深圳天漠科技有限公司生产的DevKit8000开发板,整个系统采用主控板和采集模块分开的形式设计,实现了实时的测量、分析、报警监护等功能。通过各传感器模块分别获得需要的心电等生命体征参数,然后将数据送到OMAP3530进行实时处理,同时在LCD 实时显示心电信号波形和其他监测生理指标。系统还具有数据存储和远程监护等功能。 图1远程心电监护系统框图 2心电检测算法 心电传感器采集到心电信号后,经过放大除噪、A/D 转换后通过SPI(serial peripheral interface)接口送至OMAP3530进行检测、 诊断等相关算法处理。如图2所示,在一个心动周期,在心电图上可有5个或6个波,从左至右为P ,Q,R,S,T 及U 等波群;又分为7个部分,即P 波、P-R 段、P-R 间期、QRS 波群、ST 段,T 波、Q-T 间期。 图2心电信号波形图 本设计的前期工作以MIT-BIH ECG 数据库为模板进行心电数据的分类与不同分类特征参数的提取。尽管许多学者在ECG 自动分类提出多种算法,但这些算法或多或少都存在着一 马建林:硕士研究生 91--
远程心电监护 远程心电监护系统的整体功能是监护病人的心率异常情况，如果检测心率异常则通过gPsone 获取病人位置信息并通过CDMA 传输到医院监护中心，或者连接到个人PC 机，然后通过Internet 网传输到医院监护中心。因此，远程心电监护系统可以从心电监护部分、定位及数据传输部分、监护中心服务器三个部分来设计。系统整体结构如图所示。 (1)心电监护终端。采集人体心电信号并对信号进行分析; (2)定位及数据传输模块。实现对病人的准确定位和对数据的远程传输，当心电监护终端检测心率异常时就把数据传输到该模块。 （3）Boa 服务器，即个人PC 机，病人可以将采集到的心电信息由Boa 服务器通过Internet 传输到医院监护中心 (4)中心服务器。远程接收心电数据由医生或专家进一步分析决定治疗方案，并对监护终端进行远程控制 一．心电监护终端硬件设计 人体心电信号经过采集电路处理后，得到稳定且可供S3C2440采集的信号，并保存、显示在终端设备上，通过CDMA 模块实现定位并发送数据，或者家庭PC 机(本地服务器)控制终端设备，实现数据回传，最后医院监护中心通过浏览器模式登陆到家庭PC 机服务器后，便可对病人的心电信号进行查看并控制等，实现真正意义上的“远程现场模拟诊断”。
心电处理电路 输入缓冲电路 电极从体表采集心电信号，经导联线传到输入缓冲电路，该输入缓冲电路为电压跟随器。该电路的特点是输入阻抗很高，而输出阻抗很低，便于和后级放大器匹配。该电路的作用是将人体与前端放大电路隔离、提高输入阻抗、稳定输入信号、提高实际的共模抑制比、充分发挥AD620的性能。电路如图所示。电路中电阻R16的作用是能与人体阻抗匹配，人体阻抗大小在500k 以上，取R16=I00K 。 导联选择电路 输入缓冲电路的输出信号经导联选择电路进行导联选择。导联选择电路由威尔逊网络和多路开关集成电路构成。威尔逊网络是用9个电阻组成的平衡电阻网络。6个20K 电阻组成三角形，如图中电阻R24、R25、R27、R34、R35、R36。3个30K 电阻组成星形，如图中电阻R26、R28、R29。顶点LA 、RA 、LL 通过输入缓冲电路分别与左臂、右臂、和左腿电极相连，顶点LALL 、RALL 、RALL 为加压肢体导联的相应参考点，中心C 为威尔逊网络中心端，均连接到多路开关集成电路的输入端。中心端C 的电位与人体电偶中心点的电位相等，均可视为零电位。
1 绪论 当今心血管疾病已成为威胁人类健康和生命的主要疾病之一，心脏病的死亡率仍居首位。据统计，世界上平均每年约几百万人死于此类疾病，我国因心血管疾病死亡人数约占总死亡人数的44％，很多心脏病人是由于未及时发现病变延误了治疗而最终导致死亡[1]。因此，对心血管疾病的诊断、预防是当今医学界面临的首要问题。尽早地发现心血管系统疾病征兆，及时地了解心脏病状况，对疾病的预防和及时诊治具有重要的意义。 1．1 心电监测系统的发展背景及意义 心脏是人体的重要器官，在人的生命过程中，心脏不断地、有节律地收缩与舒张，将血液从静脉吸入心脏，并射入动脉实现其泵血的功能。心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电监测系统(即精密的电流计)的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图(ECG) [1]。心电图是反映心脏内兴奋产生、传导和恢复的过程中的电位变化的综合波形。它不仅与单个心肌细胞动作电位的曲线有明显的不同，而且因测量的电极放置的位置和连接方式的不同而有所差异。心电信号是最早应用于医学的人体生物电之一，如今医学界人士已经可以通过对心电信号的分析研究对心血管相关病变做出预测和诊断。因此，及时准确和完整地进行心电信号提取，并提供有效的辅助分析和诊断手段是一项重要而有意义的研究课题。 1．2 心电监测系统的发展现状 目前，国内各大医疗器械厂和科研单位都在心电监测系统的开发上投入了大量的资源，并且都开发了各具特点的心电监测系统产品。电子医疗技术的突飞猛进以及临床医学的相互促进，已经出现了各种各样的心电监测产品，常见的有床边心电监测、动态心电监测、电话心电监测和天线心电监测等。 1.2.1 床边心电监测 床边心电监护是在病床边对被监护者进行持续或间断的心电监测，它是心脏监护的重点内容。自1962年创立了冠心病监护病房以来，国内外均先后开展了床边心电监护。目前，心电监护已广泛应用到临床各种危重病和非危重病的监护，各种手术、