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目录第1章绪论 (1)研究背景 (1)设计任务 (1)论文内容安排 (2)本章小结 (2)第2章ECG Holter的原理 (3)ECG的介绍 (3)2.1.1 ECG的产生机理及意义 (3)2.1.2 ECG信号的特点 (3)导联系统 (4)2.2.1 导联的定义 (4)2.2.2 十二导联系统的推导方法 (4)ECG Holter系统的构造 (5)本章小结 (7)第3章系统的总体设计 (9)系统结构总揽 (9)模块功能简述 (9)本章小结 (10)第4章模拟电路的设计 (11)模拟电路框图 (11)放大器的选取 (11)电路分析与计算机仿真 (16)4.3.1 高频滤波网络 (16)4.3.2 前置放大电路 (17)4.3.3 右腿驱动电路 (18)4.3.4 高通滤波电路 (19)4.3.5 低通滤波电路 (21)4.3.6 陷波电路 (22)4.3.7 主放大器 (25)4.3.8 滤波放大电路的总体仿真 (25)4.3.9 QRS检测电路 (28)实物电路调试 (30)本章小结 (33)第5章数字电路的设计 (34)数字电路框图 (34)器件的介绍及应用 (34)5.2.1 CY7C68013A (34)5.2.2 SD卡 (35)5.2.3 LCD模块 (37)5.2.4 E2PROM (37)5.2.5 实时时钟 (38)5.2.6 A/D转换器 (38)5.2.7 按钮模块 (39)5.2.8 数字系统原理图 (39)本章小结 (40)第6章电源管理电路的设计 (41)电源管理芯片的介绍及应用 (41)电源芯片的测试 (41)系统功耗的计算 (42)本章小结 (42)第7章系统软件的设计 (43)软件流程图的简介 (43)本章小结 (44)第8章结论 (45)系统性能评价 (45)工作展望 (45)本章小结 (46)致谢 (47)参考文献 (48)（美）Charles Kitchin, Lew Counts著，冯新强等译. 仪表放大器应用工程师指南（第二版）[M]. Analog Devices ,Inc. 2005，Technical Reference Manual Version , 2005, Devices产品数据手册，产品数据手册，Semiconductor产品数据手册，产品数据手册，产品数据手册，附录一模拟电路原理图 (48)附录二数字电路原理图 (49)摘要要在不影响病人日常活动的情况下，检测心律失常病人偶发性的病变ECG波形，必须依靠能储存大容量数据的便携式动态心电监护仪（ECG Holter）。
图1 系统总体设计框图图2 输入缓冲电路+前置放大电路
2014.9
305842
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范围为0.05-100Hz，频谱能量主要集AD620具有如下特点：
(1)AD620低成本高精度、输入在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
(2)
(4)
图3 滤波电路图4 后级放大电路
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
如图4所示，放大倍数：
Au=1+2
1
R
R
=101 (9) 2.4 电平抬升电路设计
图5 电平抬升电路图
图6 施密特触发器电路
图7 系统软件流程图图8 不同滤波器的处理结果
图9 一个周期的ECG信号
的编写，在液晶上获得如图9所示的心电信号。
解放军理工大学本科毕业设计论文简易心电信号测试仪姓名： 甘 兴 队别： 学员旅五队 专业： 电子工程指导教员： 徐志军职 称： 教 授解放军理工大学训练部制表二〇一一 年 六 月内部资料注意保存目录1．课题背景 (3)2．课题完成功能 (3)3．系统硬件设计 (4)3.1 主芯片的选择 (4)3.2 硬件电路设计 (5)3.2.1输入回路噪声抑制设计............................................错误！未定义书签。
3.2.2前置放大模块................................................................错误！未定义书签。
3.2.3后置放大模块................................................................错误！未定义书签。
3.2.4滤波网络模块................................................................错误！未定义书签。
3.2.5数字化存储与回放电路............................................错误！未定义书签。
3.3 PCB绘制 (8)4．系统软件设计 (8)5．系统实测结果 (8)5.1 测试参数表格..................................................................... 错误！未定义书签。
5.2 测试波形 ............................................................................... 错误！未定义书签。
6. 结束语 (11)设计体会 ........................................................................................... 错误！未定义书签。
便携式心率监测仪的设计目录绪论 (1)1 系统统方案设计 (2)1.1 系统功能要求 (2)1.2 医学常识 (2)1.3 系统方框图 (3)2系统硬件设计 (5)2.1 单片机介绍 (5)2.1.1 AT89C2051主要性能 (5)2.1.2 AT89C2051的引脚说明 (6)2.2 传感器与信号处理电路的设计 (7)2.2.1 光电式脉搏波传感器 (7)2.2.2 前置放大与滤波电路 (8)2.3 显示电路 (10)2.3.1 ULN2003的功能 (10)2.3.3 显示电路接口设计 (10)2.4 报警电路 (11)2.5 时钟和复位电路设计 (11)2.5.1 时钟电路设计 (11)2.5.2 复位电路的设计 (12)3 软件设计 (13)3.1 中端程序流程图 (13)3.1.1 定时器中断程序流程图 (13)3.1.2 INT中断程序流程图 (14)3.2 显示程序流程图 (15)4 调试与仿真 (16)4.1 仿真软件 (16)4.2 调试仿真中注意的问题 (16)结论 (17)参考文献 (18)附录A 心率监测仪电气原理图 (19)附录B 部分源程序 (20)致谢 (25)便携式人体心率监测仪的设计摘要多年来，心率监测仪在心血管疾病的研究和诊断方面发挥出显著的作用，它们所记录的心脏活动时的生物电信号，已成为临床诊断的重要依据。
目前，检测心率的仪器虽然很多，但是能像本文设计的系统一样实现精确测量、便于携带、报警等多种功能的便携式全数字心率测量装置却不多。
本系统以AT89C2051单片机为核心控制芯片，光电式脉搏波传感器采集信号，以七段数码管作为显示系统，经信号处理电路后脉冲送入单片机，由数码管显示心率。
本文设计的人体心率监测仪使用方便，只需将手指端轻轻放在传感器上，即可实时显示出每分钟脉搏次数，特别适合体育训练和外出旅游等场合使用。
采用红外光学检测法，能够在运动的状态下进行心率测量。
便携式心电监护系统的设计与解决方案心电图(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。
一、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：图1：便携式心电监护系统总体框图。
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Rabbit3000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。
二、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。
便携式心电监护仪设计
一、现有研究现状
自20世纪80年代以来，心电监护仪一直是心血管疾病检测和诊断的
基础设备，在心血管研究领域中发挥着重要作用。
然而，人们对心电监护
仪设备不断改进和升级，使其更紧凑、轻便，方便携带，同时也有助于提
高设备功能和精度，从而使其应用场景更加广泛。
研究表明，目前的心电监护仪通常使用现有设备中的传感器，用于检
测心电活动，并在电极板上录制和分析心电图。
然而，由于器件的体积大，成本高，分析准确度低，设备的可移动性不强，使得心电监护仪在移动医疗、家庭监督以及便携式心电图等方面仍存在一定的不足。
二、设计目的
本设计旨在研发一种新型的、具有更强移动性、功能更强的便携式心
电监护仪，以更有效、更精确地检测心电图并分析诊断，从而改善病人的
健康管理水平。
三、设计参数
新型心电监护仪采用更新的传感器设计，具有更高的准确率和灵敏度，能够更准确地获取心电图信号。
设备采用小型化芯片，能够支持更多样化
的计算机技术，以实现心电图信号处理和数据传输。
便携式心电监护仪的硬件设计随着科技的进步和医疗设备的发展，便携式心电监护仪在临床医疗和家庭健康监护中发挥着越来越重要的作用。
本文将详细介绍便携式心电监护仪的硬件设计，包括传感器、数据采集器和显示器等关键部分的构成及设计思路。
在便携式心电监护仪的硬件设计中，首先要考虑的是传感器部分。
传感器负责采集心电图信号，为了准确地捕捉心电图波形，通常采用生物电传感器。
这种传感器基于电生理原理，能够将微弱的生物电信号转换为电压信号。
为了降低噪声干扰，一般采用差分信号输入的方式，提高信号的抗干扰能力。
数据采集器是便携式心电监护仪的另一个重要组成部分。
它负责将传感器采集的模拟信号转换为数字信号，并对数据进行处理。
为了实现这一功能，数据采集器通常采用模数转换器（ADC）对输入的模拟信号进行采样和量化。
数据采集器还需要具备一定的数据处理能力，以便对采集到的数据进行预处理，如滤波、放大等操作。
显示器是便携式心电监护仪的另一个关键部分。
它负责将处理后的心电数据以图形或数字的形式显示出来，方便用户读取。
为了使显示器更加轻便且省电，通常采用液晶显示屏（LCD）或电子墨水显示屏（E-ink）。
这些显示器不仅具有低功耗的优点，还能够实现较高的显示效果，为使用者提供清晰、直观的心电数据。
便携式心电监护仪的硬件设计需要充分考虑传感器的选择与布局、数据采集器的性能参数以及显示器的显示效果和功耗等因素。
在保证准确、稳定的心电监测基础上，还需注重设备的便携性和耗电情况，以满足不同临床需求和家庭监护的需要。
未来的便携式心电监护仪将在硬件和软件设计上继续优化和创新。
硬件方面，随着传感器技术的不断发展，未来的心电监护仪将采用更加灵敏、精确的生物电传感器，提高心电图的分辨率和准确性。
随着集成度的提高，未来的心电监护仪将趋向于小型化、轻便化和多功能化，以便于携带和操作。
软件方面，未来的心电监护仪将采用更加智能化的数据处理技术，如机器学习、深度学习等，对心电数据进行自动分析和诊断。
一种低噪声便携式的心电监测仪设计方案0引言监护仪是一种用以测量和监控病人生理参数，并可与已知设定值进行比较，如果出现超差可发出报警的装置或系统。
便携式监护仪小型方便，结构简单，性能稳定，可以随身携带，可由电池供电，一般用于非监护室及外出抢救病人的监护。
心血管疾病是人类生命的最主要威胁之一，而心电（Electrocardiogram，ECG信号是诊断心血管疾病的主要依据，因此实时监测病人心电活动，设计自动采集病人心电信号的便携式系统具有重要意义。
传统的导联系统采用通用的三电极方式，右胸上电极及左腹下电极为心电采样电极，右腹下电极为右腿驱动电极。
这种联接方式有效实用，有利于便携使用。
便携式监护仪分析处理系统可以分为两大部分，一是携带在被检查者身上的袖珍监护仪，二是由微机系统组成的心电图处理诊断系统。
被检查者将某一时段的动态心电信号由监护仪记录下来，通过GPRS通信方式将数据传送到医院的心电图处理诊断系统中。
心电信号是由人体心脏发出相当复杂的微弱信号，为了获得含有较小噪声的心电信号，需要对采集到的心电信号做降噪处理。
本设计的特点：（1）目前对心电信号的降噪有多种方法，这里主要从滤波的方面介绍将噪声从信号中分离。
滤波采用高通和低通两级滤波，滤波电路经Workbench仿真效果明显。
（2）与以往双T型50Hz陷波器不同的是，该设计电路引入放大器形成正反馈，以减小阻带宽度。
（3）本文为人体日常生活方便，设计了导联电极脱落检测电路，防止运动输入电极脱落。
1心电信号的特点及整体系统结构心电信号属医学生物信号，它一般具有以下特点：随机性较强，即信号无法用确定的函数描述，而只能用统计的方法，从大量测量结果中看其规律；噪声背景强，即要测的有用信号往往淹没在许多无用信号中。
常规心电信号的频带范围是O．05～100Hz，在此频带范围内包含了心电信号90％的能量成分。
由于心电信号是mV级的信号，因此对于干扰环境而言，它是非常微弱的信号。
心电信号由皮肤电极取自于人体表面，是一种低频率的微弱双极性信号。
它淹没在许多较强的干扰和噪声之中。
这些干扰主要包括肌电信号、呼吸波信号等体内干扰信号和以50 Hz工频干扰、电极与皮肤界面之间的噪声为主的体外电磁场干扰信号的影响。
信号源阻抗大约100kΩ，信号为10μV～5mV，典型值为1mV，加上周围的电磁干扰（特别是50Hz的工频干扰）比较大，要求放大电路具有高增益、高输入阻抗和高共模抑制比；为保持信号的稳定，还要求输入失调电压和偏置电流小、温漂小；为了便于随身携带，还要求体积小、电源电压低、耗电少等。
对心电信号进行精确测量，必须设计出性能优良的放大器。
放大器的核心和关键是前置级的设计。
整个前置级电路由前置放大电路，陷波电路和滤波电路构成。
从体表获得的心电信号经导联输入后，ECG信号经运放构成的前置放大器放大，滤波器滤除其中的高频干扰后，再经一个50Hz陷波器进一步抑制电源干扰，然后通过电平位移进入A／D转换，从而得到数字化的心电信号。
2电路结构描述，心电信号的传感、放大及滤波2．1电路结构描述和仿真整个监护仪是由前置放大电路，陷波电路和滤波电路构成。
医学传感器获得体表的心电信号滤除其他频段干扰后经过放大调理和A／D转换之后传给计算机以供数据分析。
其中便携性方面设计了电极脱落检测电路，摆脱电缆羁绊，使使用者能随身携带。
硬件电路用Workbench软件进行仿真能实现其功能，采用的滤波函数用Matlab和Filterlab软件仿真之后能达到设计要求。
滤波方法采用50Hz陷波之后，再经过高低通两级滤波，引入放大器形成正反馈，以减小阻带宽度。
2．2心电输入电极电极对动态心电图采集记录心电信号的质量至关重要，采用电极应贴附力强、透气性好、吸汗、电极导电性能好、极化电压低的优质电极，此外还应该具有对皮肤刺激小、佩带舒适、拆卸方便等优点。
通常采用表面镀有AgCl的可拆卸的一次性软电极，并在电极上涂有优质导电膏。
2．3前置放大器便携机前置放大电路是对心电功能进行自动检测的关键部分，要求该系统能在强的噪声背景下，通过体表传感器不失真地将心电信号检测出来，放大至合适的幅度，送入A／D变成数字信号，供计算机分析处理。
对心电信号等生物医学信号的采集采用模块化的方式，主要由前端医学传感器、信号滤波放大调理电路和A／D采样电路组成。
其中调理电路根据不同生物医学信号的频谱和幅度范围的不同选择不同的滤波器和放大电路。
通过前置放大部分对ECG信号进行放大，此部分包括右腿驱动以抑制共模干扰、屏蔽线驱动以消除引线干扰，增益设成10倍左右。
设计前置放大采用美国模拟器件公司生产的医用放大器AD620。
放大后的信号经滤波、50Hz 陷波处理后再进一步放大，后级增益设成100倍左右。
由于心电信号幅度最大为几个mV，而A／D转换中输入信号的幅度要求在1V以上，所以总增益设成1000倍左右。
其中，滤波采用二阶高（低）通滤波电路，用于消除O．05～100Hz频带以外的肌电等干扰信号，工频中的其余高次谐波也可被滤除掉。
同时，采用有源双T带阻滤波电路进一步抑制50Hz工频干扰。
2．4心电信号的放大心电信号属于高强噪声下的低频微弱信号，且电极与体表的接触电阻一般高达几兆欧，所以要求前置放大级应具有高输入阻抗、高共摸抑制比、低噪声、高增益且可调、低功耗和抗干扰能力强的特点。
经过比较，选用Analog Device公司的低价仪表放大器AD620。
心电信号的放大具体实现电路见图1。
心电信号前置放大级的增益不易设定太高，以免在干扰较强时信号引起严重失真。
为更好地消除共模电压，设计了自举屏蔽驱动电路如图1所示。
采用缓冲放大器将连接点的共模电位驱动到屏蔽线，在输入共模信号时使屏蔽线与芯线等电位，在差模信号输入时没有影响。
为了进一步提高电路的抗干扰能力，采用右腿驱动电路从根本上降低空间电场在人体上产生的干扰。
此右腿驱动不是实际意义上的右腿驱动，因为由于此系统的侧重点在于便携操作，选用腹部右下侧设置电极。
2．5电极脱落检测由于此系统应用于人体日常生活中，人常常处于活动状态，这样输入电极很可能脱落，从而使系统不能正常工作。
为此，设计了导联电极脱落检测电路如图2所示。
正常情况下，正负电极对人体皮肤形成的极化电压可以互相抵消。
当一侧电极脱落时，将有较大的极化电压输入，通过一个比较器，当比较电压超出范围时，认为电极导联脱落，V0输出电平由正常时的高电平变为低电平，下级三极管导通，蜂鸣器发声指示。
2．6心电信号的滤波BT3受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：工频干扰、电极接触噪声、人为运动肌电干扰（EMG）、基线漂移等。
其中50Hz的工频干扰最为严重，也是最难消除的。
其他的各种噪声通过高截低通、高通低截滤波方法可以很好地消除。
从心电电极得到的心电信号先要经过前置放大电路，被处理后的信号具有低噪声、低漂移、低共模抑制比等性能。
这时候的心电信号主要受到工频、肌电等信号的干扰。
心电信号需经过两次陷波和两次滤波以实现消噪的目的，两次陷波分别滤掉50Hz的工频信号和100 Hz的倍频谐波信号，两个滤波器分别是0．05Hz高通滤波器和100Hz的低通滤波器。
这样可得到较为光滑的波形。
2．6．1陷波电路陷波器的电路如图3所示，该电路是带双T网络的有源滤波器，其传递函数：与以往双T型陷波器不同的是，该电路引入放大器A2形成正反馈，以减小阻带宽度，使得阻带中心频率附近两边的幅值增大。
品质因数Q可以通过变阻器Rw来调节。
R和C 的值可由中心频率f0确定。
当f0=50Hz时，C和R分别取O．068μF和47kΩ；f0=100Hz时，C和R分别取O．068μF和24kΩ。
图4为式（1）传递函数的Filterlab2．0的仿真结果。
由此可以看出陷波电路设计符合要求。
2．6．2带通滤波电路带通滤波器电路如图5所示，采用的是带反馈的有源滤波器。
该电路前半部分是0．05Hz的高通滤波器，后半部分为100Hz的低通滤波器。
高通滤波器的传递函数：各电阻电容值的选取，除了能够滤波以外还具有放大作用。
以上全部电路所用的放大器均是TI公司的OPA2137。
图6是Matlab的滤波仿真结果，从图中可以看出，信号在50Hz处被很好地抑制了，滤波的效果非常理想，完全可以达到临床实用的要求。
滤波器对最终信号的质量尤为重要，由于滤波器的性能对元器件的误差相当灵敏，因此在这一级的设计中需要选用稳定而精密的阻容原件，可串联精密电位器以获得较好的效果。
3结语电路中各滤波器的性能与滤波器的参数有直接关系，需经过正确计算。
陷波器双T型网络中的电阻和电容需要精确匹配，以保证双T网络的对称，否则陷波深度会受影响。
变阻器如何调节将会影响波形的好坏，可在实验中调试得出。
图7是实际电路测试的结果（纵坐标为μV），可以看到该电路较好地完成了对心电的降噪。
当然，在降噪过程中还可以增加屏蔽技术，以进一步减少外部信号的干扰。
带通滤波器还可以设计成只带一个放大器的滤波器，使电路更为简单，但是精确率可能会降低。
要想获得清晰稳定的心电信号，心电放大器中前置放大器与滤波器的设计很关键，特别是50Hz的带阻滤波器尤其重要。
本文设计的以AD620型运放构成的心电放大器可实现输出电压高增益、低噪声、高灵敏度，保证心电信号清晰稳定，按上述设计制作出的监护仪体积小、耗电少、携带方便、工作正常。
经实测输出心电波形基本无失真，P波、T波都能得到真实显示。
特别是该电路抗50Hz陷波性能好，信号中基本看不到寄生工频干扰。
电路稳定性好，即使电极脱落，基线亦无明显漂移。
满足家居监护以及病理分析的要求。
作为便携式监护仪器，硬件结构简单、体积便于携带是其自身固有的特点。
本文针对这些特点，心电信号采集存储和数据处理从节省电能和成本方面考虑采用MSP430单片机。
为使滤波函数得以更好地实现，可采用具有运算速度快和浮点运算优点的DSP芯片进行改进，使采集的信号失真更小，保真度更高，对ECG信号的采集准确率大大提高，但DSP昂贵的价格会使成本提高。
