醫(yī)生PDA遠程無線心電監(jiān)護軟件系統的設計與實現

1、編號 本科生畢業(yè)論文本科生畢業(yè)論文醫(yī)生醫(yī)生 pdapda 遠程無線心電監(jiān)護軟件系遠程無線心電監(jiān)護軟件系統的設計與實現統的設計與實現 design and implementation ofsoftware system for remote wireless ecg monitoring based on pda學學 生生 姓姓 名名李英健李英健專專 業(yè)業(yè)電子信息工程電子信息工程學學 號號050491133指指 導導 教教 師師馮濤馮濤學學 院院電信學院電信學院20092009 年年 6 6 月月 摘摘 要要 pda（personal digital assistant,個人數字助理）憑借其自

2、身的計算能力、與多種無線通訊模塊如藍牙模塊、cdma/gprs 通訊模塊等的集成，在醫(yī)療領域發(fā)揮著越來越重要的作用。將 pda 這種便攜式終端引入心電實時監(jiān)護，可以為醫(yī)生提供了一個全新的、動態(tài)的、便攜的心電信息處理平臺。pda 與遠程無線心電實時監(jiān)護系統的集成，使得不僅病人的心電信息可以被隨時隨地隨意地實時獲得，醫(yī)生對病人心電信息的監(jiān)護也可以隨時隨地隨意地進行。醫(yī)用 pda 遠程心電監(jiān)護軟件是遠程無線心電監(jiān)護系統的一個子系統。它接收通過 cdma-internet 網絡傳輸的病人心電信號，對病人進行實時遠程心電監(jiān)護；并可從心電數據庫中下載歷史心電數據，對其進行回放分析。首先，本文介紹 pda

3、端軟件在整個監(jiān)護系統中的作用，并闡述了 pda 端監(jiān)護軟件的總體設計與框架。然后，介紹了系統的通信模型和通信協議，分章敘述了各個具體功能模塊的工作流程、關鍵技術與實現方法?；?at89c52 低功耗 mcu 的便攜式心電監(jiān)護儀及其系統的研究。根據人體心電信號的特征，設計性能優(yōu)良的心電信號采集系統，選用低功耗 8 位單片機 at89c52 和大容量 flash 存儲器對采集的心電信號進行記錄、實時分析及處理。所研制的監(jiān)護儀帶有液晶顯示器，能實時顯示所檢測的心電信號，配合按鍵提供友好的中文菜單，操作簡便，心電數據也可通過 rs232 接口向上位機傳送。該監(jiān)護儀能長期、連續(xù)、可靠、穩(wěn)定的工作:同時

4、還具有體積小、存儲容量大、功耗低等特點，便于隨身攜帶，使用方便。還利用單片機匯編語言編寫了信號處理軟件模塊以及 ecg 信號特征點的檢測模塊，配合優(yōu)良的心電采集系統，液晶顯示器能夠實時不失真的再現心電信號波形。關鍵詞：關鍵詞：pda 遠程心電監(jiān)護遠程心電監(jiān)護 cdma 實時監(jiān)護實時監(jiān)護 傳輸協議傳輸協議abstractwith powerful computing ability and integration with wirelesscommunication module such as blue tooth and gprs/cdma, pda play amore and more

5、important role in field of medical treatment. comparing withtraditional holter system, the advantage of ecg remote monitor system isthe ability to help doctor to obtain patients ecg more quickly and completely,which make it be more suitable to monitor heart disease which is chronic butcome on all of

6、 a sudden. if pda is introduced to this system, to obtainpatients real-time ecg will be more conveniently. pda provides a mobileand convenient information process service to doctors. with the help of pda,doctors can obtain patients ecg anytime and everywhere.pda software system of real-time ecg moni

7、toring is a subsystem ofecg remote monitor system. in this paper, the role of pda software systemplays in ecg remote monitor system is introduced firstly, and then thearchitecture of pda software system. thirdly, communication model andcommunication protocol of the system are described.the author is

8、 engaged in the studying and manufacturing of portable ecgmonitor and its system based on at89c52 low power mcu. according to thecharacteristic of humans ecg signal, an excellent ecg signal sampling systemwas designed. further more, the monitor uses low power 8-bits, single chipmicrocomputer at89c52

9、 and bulk flash memory to record, analyst, and processthe ecg signal at real time. the monitor uses lcd to show the ecg wavesdetected. cooperated with buttons, it provides amicable chinese menu and makesoperation simple and convenient, and the ecg data can be transmitted topersonal computer by seria

10、l rs232 interface. this monitor can work stably andreliably for a long time, and with some excellencies such as mini volume, bulkmemory, low power, etc. it is convenient to be taken with and used.by use of the assemble language in programming, the author also makes anecg auto-analysis software modul

11、e. this software is convenient to be used aswell as has friendly interface. with the excellent ecg signal sampling system,the lcd can show the ecg waves detected at real time.keywords: pda ecg remote monitoring cdma real-time monitoring transfer protocol長春理工大學畢業(yè)論文i目目 錄錄第一章第一章 緒論緒論.11.1 課題背景和意義.11.2

12、國內外發(fā)展概況.11.3 本課題方案思路的形成.2第二章第二章 系統總體設計系統總體設計.32.1 遠程心電監(jiān)護系統的總體架構.32.2 醫(yī)用 pda 心電監(jiān)護軟件的總體設計.42.2.1 pda 心電監(jiān)護軟件需求分析.42.2.2 pda 心電監(jiān)護軟件架構設計.5第三章第三章 心電信號檢測電路設計心電信號檢測電路設計.63. 1 引言.63. 2 前置放大器設計.63. 2. 1 心電信號的提取.63. 2. 2 前置放大電路.73. 3 工頻陷波器.83.3.1 電路元件參數的設計.93. 4 低通濾波電路.93.5 高通濾波電路.103.6 導聯脫落檢測電路.12第四章第四章 單片機數據

13、采集系統單片機數據采集系統.134.1 引言.134.2 數據存儲系統.134.2.1 數據緩沖.144.2.2 at29lv040 大容量閃存.144. 3 液晶顯示系統.154.3.1 硬件連接電路.164. 4 rs232 串行接口電路.16第五章第五章 pda-心電信息中心通信模型心電信息中心通信模型.185.1 tcp/ip 協議.185.2 pda-心電信息中心應用傳輸協議.185.2.1 pda-心電信息中心控制信息傳輸協議.195.2.2 pda-心電信息中心心電數據傳輸協議.195.3 socket 編程實現 tcp/ip 通信.235.2.3 socket 通信流程 .24

14、5.2.4 socket 通信的多線程實現 .25結結 論論.27長春理工大學畢業(yè)論文ii參考文獻參考文獻.28致致 謝謝.29長春理工大學畢業(yè)論文1第一章第一章 緒論緒論1.11.1 課題背景和意義課題背景和意義心臟病是現代工業(yè)社會中人類生命威脅最大的疾病之一。隨著人們生活節(jié)奏的加快以作壓力的增加，心臟病的發(fā)病率不斷增加。在美國、日本和歐洲，心臟疾病居人口疾病死亡率的第一位，在我國居第三位。心臟病己成為危害人類健康的多發(fā)病和常見病，因此心臟系統疾病的防治和診斷是當今醫(yī)學界面臨的首要問題。 心臟病是慢性病，具有長期帶病，急性發(fā)病的特點，心臟病患者具有很大的分散性和移動性，大部分患者分布在社會上

15、（家中或工作場所） ，處在日常的工作和生活中，具有較大的活動范圍。據我國衛(wèi)生部數據中心統計，70%以上的心臟病患者是在社會上或家中突然發(fā)生冠心病急性事件（惡性心律失常或急性心肌梗塞） ，大部分人因失去搶救時間死于醫(yī)院外1。這些病人如果能夠獲得及時的搶救與護理，是很有可能避免死亡的。因此，對心臟病人進行長期甚至是終生的心臟監(jiān)測是非常必要的，可以預先發(fā)現異常征兆并及時給予救治，可以大大降低死亡率和致殘率，同時降低醫(yī)療費用。1.21.2 國內外發(fā)展概況國內外發(fā)展概況心臟遠程監(jiān)護是遠程醫(yī)療2中的遠程監(jiān)護（telemonitoring）和家庭護理（home healthcare）的一個應用，遠程監(jiān)護技術

16、是近年來遠程醫(yī)療非常重要的一個研究領域，但在遠程醫(yī)療中又是一個相對薄弱的研究領域。遠程監(jiān)護提供了一種通過對生理參數進行連續(xù)監(jiān)測來研究遠地對象生理功能的方法。20 世紀 70 年代，美國研制成功了利用電話線傳送心電圖的監(jiān)測系統(ttm) 。ttm 系統是以微機為基礎的心電傳輸/接收和心電數據庫管理系統，通過電話線傳輸心電信息及計算機處理實現對病人的心電監(jiān)護。病人應用記錄/發(fā)射器可隨時、隨地通過電話線向監(jiān)測中心傳輸心電數據，醫(yī)生根據心電信號改變和患者訴說的病情，向患者提供診斷與治療意見，為院外心臟病人的長期心電監(jiān)測和治療提供了方便。在此后的加多年中，ttm 系統發(fā)展迅速，而且與之相對應的患者隨身攜

17、帶的監(jiān)護儀也取得了很大的發(fā)展。進入 21 世紀，醫(yī)學電子儀器的發(fā)展趨勢是:1.高精度、高保真、快速實時顯示;2.更加多功能、智能化、小型化和網化;3.處理特異性強的診斷與治療相結合;監(jiān)測技術向微觀、微創(chuàng)、無創(chuàng)、快速、實時、動態(tài)性、整合性、可視化方向發(fā)展。這長春理工大學畢業(yè)論文2些都將大大加快和提高心電信息高速公路速度，使其更加先進、充實、完善、實用，更好提高心血管病的診斷與治療質量，將心電信息學數據、曲線、圖像高保真、快速傳送到己開通的心電信息高速公路，并逐步推廣到各級醫(yī)院。目前國內市場上存在一些便攜式心電監(jiān)護儀，但是遠遠沒有得到很好的普及，究其原因，作者認為存在以下幾個方面:(1)市場上的產

18、品幾乎都是引進國外的技術，對便攜式心電監(jiān)護儀的開發(fā)國內尚處于起步階段，在調研發(fā)現只有重慶大學、福州大學等幾所大學在研制開發(fā)。(2)記錄的心電信息極其有限，醫(yī)生從中難以得到患者全面的心電信息，從而降低了醫(yī)生對疾病診斷的正確率。(3)費用較為昂貴，動輒幾千乃至上萬元，一般的患者難以承受;(4)實時性、體積、功耗、重量等都不盡如人意，給患者在使用過程中造成諸多不便。因此，動態(tài)心電監(jiān)護系統的研制有重大深遠的意義。1.31.3 本課題方案思路的形成本課題方案思路的形成 近幾年來，隨著計算機技術的發(fā)展，單片機的性能得到了大大的提高，而單片機具有集成度高、體積小、功能強、功耗低、價格便宜等優(yōu)點，對單片機的應

19、用可以使儀器實現智能化、小型化等，這就為我們研制新型多功能、便攜式心電監(jiān)護儀提供了良好的條件。因此，采用單片機作為主控制芯片，利用 lcd 顯示器等外圍芯片，研制了一種集顯示、分析、通信等功能于一身的新型便攜式心電監(jiān)護儀。長春理工大學畢業(yè)論文3第二章第二章 系統總體設計系統總體設計2.12.1 遠程心電監(jiān)護系統的總體架構遠程心電監(jiān)護系統的總體架構醫(yī)用 pda 心電監(jiān)護軟件是整個遠程心電監(jiān)護系統的一個子系統，因此，有必要首先對遠程心電監(jiān)護系統的總體結構做一個介紹14。遠程心電監(jiān)護系統的整體拓撲結構如圖 2.1 所示。整個系統分為三個部分：前端移動監(jiān)護儀、醫(yī)院監(jiān)護中心的心電工作站與醫(yī)用 pda。移

20、動監(jiān)護儀用于患者病人的數據采集與發(fā)送，心電信息的簡易處理與顯示；醫(yī)院監(jiān)控中心心電工作站分為服務器端和客戶端：服務器端負責接收患者心電信號數據，對心電信息進行實時監(jiān)控和報警，與醫(yī)生 pda 通訊；客戶端則對用戶的心電數據進行數據庫管理，對歷史心電數據進行回放分析，并向外提供心電的 web 訪問系統，供醫(yī)生和用戶上網瀏覽心電數據；醫(yī)生使用的 pda 移動監(jiān)護設備，具有實時接收患者心電信號數據和接收醫(yī)院中央服務器數據的功能，并能對信號做一定的分析和處理。圖 2.1 遠程心電監(jiān)護系統拓撲結構圖系統工作流程：用戶端的移動監(jiān)護儀單機測量得到患者的心臟電生理信號，通過 gprs/cdma 移動通信網絡將監(jiān)測

21、數據傳輸到醫(yī)院監(jiān)護中心的心電工作站服長春理工大學畢業(yè)論文4務器端。心電工作站服務器端接收患者的數據接入請求，對心電數據進行在線監(jiān)控計算；還應醫(yī)生請求將相應患者的心電圖處理數據發(fā)送到醫(yī)生 pda 中。心電工作站客戶端負責管理和維護心電信息數據庫。相對于醫(yī)院監(jiān)護中心的心電工作站服務器端，醫(yī)用 pda 是一個小型的移動心電信息處理平臺，pda 也具有信號數據接收和分析處理的功能。它可以根據醫(yī)生的需要，接收由心電監(jiān)護中心轉發(fā)的專屬病人實時心電信號，對病人進行遠程實時監(jiān)護；也可從心電信息數據庫下載歷史心電數據以及其他相關信息，在 pda 上做心電圖回放分析檢測。醫(yī)生可以據此遠程診斷患者的病情，根據情況去

22、患者現場實地就診。2.22.2 醫(yī)用醫(yī)用 pdapda 心電監(jiān)護軟件的總體設計心電監(jiān)護軟件的總體設計2.2.1 pda 心電監(jiān)護軟件需求分析心電監(jiān)護軟件需求分析醫(yī)用 pda 實時監(jiān)護軟件為主治醫(yī)生所用，它的主要用途在于幫助醫(yī)生及時地獲取其專屬病人的心電信息。它為醫(yī)生提供一個移動的、方便快捷的心電信息處理平臺，讓經常處于忙碌與移動狀態(tài)的主治醫(yī)生可以隨時獲取病人的心電信息并做出妥當的處理，而不受時間與空間的限制。醫(yī)用 pda 的使用者是具有處方權的主治醫(yī)生，他們都受過高等教育，具備基本的計算機操作能力，經過一段時間的培訓很快就能掌握 pda 的操作。但由于醫(yī)生不具備計算機的專業(yè)知識，工作比較繁忙，

23、所以 pda 軟件要盡量簡單易用，方便操作。在對市場進行仔細的調研和分析并與醫(yī)生的溝通之后，我們提出醫(yī)用 pda 實時監(jiān)護軟件主要需求如下：1、 對一個或幾個專屬病人的心電波形進行實時監(jiān)護。2、 根據醫(yī)生需求，獲取特定病人在特定時間的心電波形并進行回放分析。3、 與前端監(jiān)護儀進行信息交互，如獲取緊急報警信息、發(fā)送醫(yī)囑至專屬病人等。4、從服務器端獲取專屬病人資料，如聯系方式、病史等。長春理工大學畢業(yè)論文5圖 2.2 pda 心電監(jiān)護與分析系統用例圖2.2.2 pda 心電監(jiān)護軟件架構設計心電監(jiān)護軟件架構設計醫(yī)生 pda 心電系統總體上來說是一個智能化信號采集處理系統，結構上主要由完成人體電信號采

24、集、濾波放大的前端硬件電路部分和完成數據分析和診斷的微機控制部分構成，這兩部分協調配合工作完成整個系統功能。系統框圖見圖2.3。 前端硬件電路部分又可分為電極與導聯，放大與濾波電路部分，以及系統電源部分。放大與濾波電路部分負責將心電信號放大、濾除干擾信號等。系統電源部分為系統提供穩(wěn)定的士 sv 以及士 3v 直流電源。完成數據分析和診斷分析的控制部分用 8 位的單片機。單片機對采集到的數字信號進行壓縮以及顯示等處理，使整個系統具有智能化特點，而且通過串行接口可以和計算機很好進行通信。長春理工大學畢業(yè)論文6圖 2.3 系統硬件框圖 第三章第三章 心電信號檢測電路設計心電信號檢測電路設計3.3.

25、1 1 引言引言心臟在機械性的收縮之前，首先產生電激動，產生生物電流，并經組織和體液傳導至體表，在身體不同部位產生不同的電位變化，形成體表電位差，即變化著的心電信號。人體的心電信號是一個非常微弱的非正弦的低頻信號，其幅值一般在 1mv 左右，可低至幾十微伏，頻譜分布在 0.05100hz,主要頻譜分量集中在此 0.520hz。要采集這樣的信號，首先必須設計合適的心電信號檢測電路。在心電放大器輸入回路內，由于電極和皮膚分泌液之間存在著復雜的離子交換過程，在其接觸面形成極化電動勢 ep1 和 ep2，當 ep1ep2 時，其差值比心電信號大得多，能達到數百毫伏。差值信號與心電信號一起，由心電放大器

26、放大，勢必造成前置放大器靜態(tài)工作點的偏離，甚至進入截止或飽和，引起心電放大器的阻塞，所以前置放大器的增益不能太大。我們設計的放大器前置放大增益為 7倍，后級放大倍數為 140 倍，總增益 1000 倍左右。我們設計的心電信號采集電路原理框圖如圖 4-1 所示。從電極提取的心電信號經導聯傳送到前置放大器，進行前置放大，經高通濾波濾除直流信號及低頻基線干擾后，由后級放大器放大，再經濾波器進一步濾除 50hz 工頻干擾，經低通濾波器后得到 0.05100hz 的有用心電信號，由 a/d 轉換后送至單片機處理。同時導聯脫落檢測電路把檢測結果傳給單片機，脫落時產生報警。圖 3-1 心電信號采集原理圖3.

27、3. 2 2 前置放大器設計前置放大器設計3. 2. 1 心電信號的提取心電信號的提取傳統的心電信號放大電路如圖 4-2 所示:運算放大器 al 與 a2 為同相比例放大長春理工大學畢業(yè)論文7器，輸入阻抗很高，它對共模信號有很高的抑制比。由于電阻 rg連接于這兩個放大器的求和點之間，當一個差分電壓加到儀表放大器的輸入端時，整個輸入電壓都呈現在 rg兩端。由于 rg兩端電壓等于 vin，所以流過 rg的電流等于 vin/rg，因此輸入信號將通過放大器 al 和 a2 獲得增益并得到放大。然而須注意的是對加到放大器輸入端的共模電壓在 rg兩端具有相同的電位，從而不會在 rg上產生電流。由于沒有電流

28、流過 rg (也就無電流流過 r5 和 r6 )，放大器 a1 和 a2 將作為單位增益跟隨器而工作。因此，當 r1=r3,r2=r4，r5=r6 時，共模信號將以單位增益通過輸入緩沖器，而差分電壓將等于:v 0 = (vm+ - v m-)(1+2r5/ rg)(r2/ r1)圖 3-2 典型的三運放電路3.2.2 前置放大電路前置放大電路為達到心電放大器的上述技術要求，前置放大電路采用了差動輸入的方式，如圖 4-3 所示，即將患者體表的電位差作為信號予以放大。3-3 前置放大電路長春理工大學畢業(yè)論文81.輸入阻抗差動輸入電阻就是 ad620 的差動輸入電阻值與 r。的并值，可達到 18m，

29、因此滿足心電放大器的要求。2.低噪聲、低漂移儀表放大器 ad620 的技術指標己滿足前置放大器低噪聲、低漂移的要求。3.增益通過調節(jié) ad620 的外接增益電阻 rg的阻值來改變放大器的增益，增益 g 與電阻 rg的關系按下式計算，g 可達到 11000 倍。 =49.4/rg +1在前置放大電路圖 4-3 中，增益電阻 rg為 r2,r3 的串聯后再與 r1 并聯的電阻值，r1, r2, r3 須選用低溫度系數的精密線繞電阻，否則 ad620 的高性能將下降，我們選用的精度為 0. 01%的精密線繞電阻。根據低噪聲設計理論，影響多級放大器的噪聲性能主要是第一級，達到低噪聲性能，并選用低噪聲器

30、件來構成第一級。但考慮到心電信號中混雜著比其幅度大得多的直流信號，太大的前置級放大器增益會影響電路的直流穩(wěn)定性，為了保證前置放大器不工作在截止區(qū)或飽和區(qū)，前置放大器的增益不能過大，因此我們設計了第一級的放大倍數為 7 倍左右。3.3. 3 3 工頻陷波器工頻陷波器在生理信號(如心電、腦電、動脈波和心音等)的檢測過程中，50hz 工頻干擾是經常存在的，但是由于 50hz 的干擾信號是落在心電信號的有效頻帶內，所以在信號通道中增加一級工頻陷波器，以盡可能的在 50hz 單頻上抑制干擾。圖 3-4 陷波電路圖長春理工大學畢業(yè)論文9在本系統的設計中，我們采用帶通濾波抵消法，如圖 3-4 所示。該陷波器

31、具有品質因數高、陷波倍數大、中心頻率可調等特點。圖 3-4 中運算放大器 u1a. u1b, u2a 組成 50hz 帶通濾波器，運算放大器u2c、電阻 r12, r9, r13 組成加法運算電路。信號從 in 進入后一路經過帶通濾波器得到 50hz 信號，一路經過由 u2b，電阻 r11 構成的反相放大電路得到反相放大信號。兩信號再經加法電路，其結果抵消了原信號中的 50hz 分量。3.3.1 電路元件參數的設計電路元件參數的設計 fo=1/2rc設計要求：fo=50hz，增益 ho=13 取 1=2=68nf，由 fo=1/2rc 算得，r=46.8，實際取 r=47。因此 r1=r3=r

32、4=r5=r7=r10=47，另取r6=10，求得 r8=100，調節(jié)電位器來調節(jié) r6、r8，從而調節(jié)增益和品質因數。實際電路中 r5 由一固定值 r5 和一可變電阻組成，以調節(jié)中心頻率。3.3. 4 4 低通濾波電路低通濾波電路由前面可知，心電信號的大部分有用信息在 0.05hz-100hz 之間，所以截比頻率取.fo=100hz。根據巴特沃思二階低通濾波的特點，本電路采用巴特沃思二階低通濾波電路，電路如圖 3-7 所示，其各個參數表達式如下:1、傳遞函數:h(s)s2 +s/ r11+s/ r11+s(1-uf)/ r22+1/ r1 r212=uf/ r1 r212圖 3-7 低通濾波

33、電路圖增益： uf=1+ r4/r3截止頻率：長春理工大學畢業(yè)論文10 0=r2c1c2 r1/1品質因數： 0/=1/ r21+1/ r11+(1-uf)/ r2c2 系統參數設計如下： 1)選取 1值 ： 1 = 0.01uf 2)根據 fo和 1，求值： =100/fo1=100 3)設定增益uf=2，查表 4-2 得： 1=2=0.01uf r1=1.126 r2=2.250 r3= r4=6.752 4)將上述電阻乘以參數，并取標稱值得到： r1=113 r2=226 r3=r4=680表 3-2 二階低通濾波器（巴特沃思響應）設計表電路元件值增益1246810r11.4221.12

34、60.8240.6170.5210.102r25.3992.2501.5372.0512.4292.742r3開路6.7523.1483.2033.3723.560r406.7529.14416.02223.60232.038cz0.33cc2c2c2c2c設計表電阻為參數 k=1 時的阻值。單位為 k3.53.5 高通濾波電路高通濾波電路 高通濾波器電路如圖 3-9 所示。本系統采用巴特沃思二階高通濾波,截止頻率長春理工大學畢業(yè)論文11是 0.05hz。1、傳遞函數: s2/ h(s) = s2 +s/ r1+s/ r2+ 1/ r1 r223-9 高通濾波器電路圖2、參數設計1) 選取電容

35、 = 1uf2) 根據 fo和 ，求值： =100/ fo=10003)設定增益uf=1，查表 3-3 得：表 3-3 二階低通濾波器（巴特沃思響應）設計表壓控電壓源（vcvs）電路電路元件值增益1246810r11.1251.8212.5923.1413.5933.985r22.2511.3910.9770.8060.7050.636r3開路2.7821.3030.9680.8060.706r402.7823.9104.8385.6406.356設計表電阻為參數 k=1 時的阻值。單位為 k r1=1.125 r2=2.2514)將上述電阻值乘以，并取標稱值得： r1=1.1m長春理工大學畢

36、業(yè)論文12 r2=2.2m3.63.6 導聯脫落檢測電路導聯脫落檢測電路對于心電監(jiān)護儀來一說，如果不能及時的檢測出導聯脫落，就可能作出錯誤的判斷。在本系統中設計的一種簡單有效的導聯脫落檢測電路，該電路是利用lm358 的特性，即在單電源供電時，若將 lm358 接成電壓跟隨器，當其同相端處于懸空狀態(tài)時，其輸出為穩(wěn)定的高電平。電路如圖 4-11 所示。4-11 導聯脫落檢測電路設電極地“工”相對于電源地“上”的電壓是 v, a1, a2 偏置電流流過人體產生的電壓分別是v 1,v2，則有: v1= v-v1v2= v-v2v3= v2+ (v1- v2)/2= v-(v1+v2)/2v4= v3

37、= v-(v1+v2)/21.當電極與皮膚接觸良好時，vi=0. v4v5，于是 v。為高電平;2.當電極 i i=1, 2, 3)脫落時，ai 輸出高電平，可以看作vi 為高電平，于是v4v5, v。變?yōu)榈碗娖?電路中，a5 及周圍電容、電阻構成低通濾波器，防止50hz 干擾使電路誤翻轉;二極管 d 用來產生閩值 eo v-e 值越小，電路越靈敏。通過改變電位器的值可以改變 vo。長春理工大學畢業(yè)論文13第四章第四章 單片機數據采集系統單片機數據采集系統4.14.1 引言引言在單片機的發(fā)展過程中，intel 公司扮演了重要角色。它由 70 年代的mcs48 系列發(fā)展到 80 年代的 mcs5

38、1 系列，80 年代后期的 mcs96/98 系列以及今天的 mcs960 系列及各種 cmos 系列高檔機，使單片機技術日趨成熟和完善。無論是哪一種位數的單片機，也無論哪一系列的單片機，都為新產品的開發(fā)、應用系統的研制、智能控制器的研究等創(chuàng)造了極其有力的硬件環(huán)境?？梢哉f，由于世界各生產廠家生產 4 位、8 位、16 位、32 位通用型單片機以及衍生出的五花八門的系列及型號，使單片機技術的應用已達到了無孔不入的地步。就國內 15, 16年應用實踐而言，單片機使用量最大的是 8 位單片，應用范圍最廣的也是 8 位單片機。本系統選用 atmel 公司推出的 cmos 工藝低功耗單片機 at89c5

39、2 為核心，完成數據的采集和各種監(jiān)控功能，片內 eprom 存儲監(jiān)控程序和心電信號的自動分析程序等。并外擴 sram 數據緩存和大容量的 flash 存儲器存儲心電數據。利用 rs232 接口數據直接傳送給 pc 機。監(jiān)護儀還帶有液晶顯示，即可顯示中文菜單，配合按鍵提供友好的人機心電界面，又可顯示心電波形，增強監(jiān)護功能，系統的原理框圖如圖 4-1 所示。圖 4-1 系統原理框圖長春理工大學畢業(yè)論文144.24.2 數據存儲系統數據存儲系統本監(jiān)護儀以 200hz 的采樣率采集心電數據，要記錄長時間的心電數據需要極大的存儲容量，且要求存儲器要具有掉電不丟失的特點，綜合以上因素，對比國內市場上的非易

40、失性存儲器，其中 sram 容量較小且價格昂貴。而 flash memory以其優(yōu)越的表現進入我們的視線。flash memory 具有容量大、功耗低、體積小的突出優(yōu)點，而且其性價比 sram 高得多，因此我們決定選用 flash memory。目前國內市場供應最大容量的 flash 是 intel 公司的 da28f640。本系統選用 atmel 公司的 at29lv040。4.2.1 數據緩沖數據緩沖數據緩沖器一般應用普通的 ram。 ram 具有價格低、應用方便和技術成熟的特點。由于本監(jiān)護儀需要進行心電波形的實時分析，而閃速存儲器的讀寫次數是有限的，考慮到閃速存儲器的壽命問題，因此需要

41、ram 來完成數據的暫存。對心電波形的分析是以 8 秒為一段的，根據 200hz:采樣率和 8 比特的量化精度，8秒的心電數據需要 1600 個字節(jié)的緩沖器:另外，本監(jiān)護儀配有 lcd 顯示器，因此需要保存大量的漢字點陣信息;數據的預處理也需要一定的數據緩沖器。因此，綜合以上原因，ram 的容量要在 6k 字節(jié)以上，我們選擇 hm6264 作為數據緩沖器，讀寫時序如圖 5-2 所示。hm6264 是 28 腳，單 5v 供電，具有編程簡單，體積小，接口性能良好的特點。而且它具有兩個片選端 cs1、cs2，我們把它設計為 cs1接地、cs2 作為唯一片選，這樣，當 cs2 無效時，hm6264

42、維持狀態(tài)，功耗降低到正常水平的五分之一。we 接寫引腳，低電平有效。oe 接讀引腳，低電平有效。圖 4-2 hm6264 讀寫時序圖長春理工大學畢業(yè)論文154.2.2 at29lv040 大容量閃存大容量閃存at29lv040 是一種 3v 系統供電的閃速可編程可電擦除的 8 位存儲器(perom)，具有 4m 位(512k x 8)的存儲空間，分成 2048 個分區(qū)，每一分區(qū) 256個字節(jié)。該芯片采用 atmel 公司的非易失性的 cmos 工藝制造，在使用范圍內存取時間為 150ns，此時功率消耗僅為 54mw。當 at29lv040 處于休眠狀態(tài)時，cmos 的維持電流不超過 40ua。

43、at29lv040 的每一分區(qū)可擦寫超過 10,000 次。原理框圖見圖 5-3 所示，有 8 位數據線，19 位地址線，at29lv040 具有掉電保護功能，用它作為數據存儲器可以使數據在意外掉電或關閉電源的情況下得以保存。at29lv040 具有軟件數據保護功能，激活軟件數據保護功能的方法是用特定三個地址寫入一串 3 個字節(jié)數據的編程命令。在激活該功能后，在每個編程周期都必須寫入相同的 3 個字節(jié)編程命令序列，否則不會那數據寫入。3 個字節(jié)編程命令序列如下： mov a, #aaaah;mov dptr, #5555h:movx dptr, a:mov a, #55h;mov dptr,

44、#2aaah;movx dptr, a:mov a, #aoaoh;mov dptr, #5555h:movx dptr, a:圖 4-3 at29lv040 原理框圖4.4. 3 3 液晶顯示系統液晶顯示系統為提供友好的人機界面，增強監(jiān)護功能，本系統采用了液晶顯示器顯示菜單長春理工大學畢業(yè)論文16和心電信號。首先討論對液晶顯示器的點陣要求。按照普娜。電圖的標準記錄規(guī)格，即走紙速度為 20mm/s，振幅增益為 10mm/mv。結合本系統 200hz 的采樣率、5mv 的輸入電壓范圍和 1000 的增益，可以算出 20mm/s 對應 200 點/s，所以 lcd長軸為 10 點/mm: lcd

45、的視預寬度為:5mv x 1omm/mv= 50mm。根據 a/d 轉換分析，當滿幅即輸入為 10v 時，a/d 轉換輸出為十六進制 offh 即 255，則 5mv 經放大后為 5v，對應 128 個點，這樣得到:128 點/5mv=26 點/mv，所以 lcd 寬軸應為 2. 6 點/mm，即 3 點/mm。結合本監(jiān)護儀，考慮到 lcd 顯示器點陣越大體積越大的特點，選擇一種點陣較少，體積較小的液晶顯示器。選用北京精電蓬遠公司的 mgls12864，其是 128 x 64 點陣圖形顯示器，控制器為 hd612020。4.3.1 硬件連接電路硬件連接電路mgls12864 顯示器單電源+5v

46、 供電，體積為 78 x 70 (mm)，視預為 62 x44 (mm).點陣為 128 x 64，有兩個控制器 20 個引腳，引腳安排見表 4-1。表 4-1 mgls12864 接口引腳信息腳號名稱電平功能1gnd0參考地2vcc+5v電源正極4rsh/l高電平為數據，低電平為指令5r/wh/l高電平從 lcd 讀數據到 mpu，低電平寫 mpu 數據到 lcd6eh 到llcd 使能信號，下降沿有效，讀數據時，e 為高電平7-14d0-d7h/l數據總線15、16cs1,cs2h片選信號17rstbl復位信號，低電平有效18rvout-5v-5v 電源輸出端19led+4.2vlcd 背

47、光正電源端20led-0lcd 背光負電源端，一般接地4.4. 4 4 rs232rs232 串行接口電路串行接口電路at89c52 與 pc 機進行通信時，由于 rs-232c 標準規(guī)定:-3 -15v 表示邏輯 1 ; +3 + 15v 表示邏輯“0，這與 at89c52 的 ttl 電平不兼容，因此需要進行電平長春理工大學畢業(yè)論文17轉換。本系統采用 maxim 公司的 max232 來實現電平轉換。該器件工作可靠，外圍器件少，所以它已廣泛應用于 rs232 通信標準的收發(fā)信號轉換。電路圖見圖4-4。圖 4-4 與 pc 機的通信電路1.接口信號:完整的 rs-232c 接口有 25 根

48、線，采用 25 芯的插座，而 pc 機的串行口多數采用簡化的 9 針插座，本文的串口編程只需要采用 9 針插座。2.數據傳輸格式:at89c52 和 pc 機之間進行串行通信時采用異步通信方式。 在這種異步通信方式下，數據的發(fā)送和接受按照規(guī)定的格式進行，如圖 4-5 所示。圖 4-5 數據傳輸格式長春理工大學畢業(yè)論文18第五章第五章 pda-心電信息中心通信模型心電信息中心通信模型pda-心電信息中心之間通信的實現是整個 pda 遠程心電監(jiān)護軟件非常重要的組成部分，是其他模塊的數據來源。pda 與心電信息中心間的數據傳輸可以選擇 tcp/ip 和 udp/ip 兩種協議。 tcp/ip 相比

49、udp/ip 能夠為數據傳輸提供更為安全、可靠和保密的服務，能夠保證數據的完整性和有序性。而對于心電數據來說，數據的完整性是非常重要的，心電數據關鍵片斷的丟失將嚴重影響醫(yī)生的判斷。tcp/ip 協議的缺點在于它帶來比 udp 協議大的系統開銷，但經過測試，證明這種開銷是可以被接受的。綜合以上各種因素考慮，采用了 tcp/ip 作為數據傳輸協議。5.15.1 tcp/iptcp/ip 協議協議pda-心電信息中心數據網絡傳輸協議作為應用層協議，對其進行設計時了解所采用的底層協議是十分有益且必須的。tcp/ip 相比 udp/ip 能夠為數據傳輸提供更為安全、可靠和保密的服務：tcp 將用戶數據打

50、包構成報文段；它發(fā)送數據后啟動一個定時器，等待對端數據確認；另一端對收到的數據進行確認，對失序的數據重新排序，丟棄重復數據；tcp 提供端到端的流量控制，并計算和驗證一個強制性的端到端檢驗和；管理數據包的超時和重傳機制。5.25.2 pda-pda-心電信息中心應用傳輸協議心電信息中心應用傳輸協議根據功能設計，通訊模塊中需要收發(fā)的數據分為四種（除了控制信息有收有發(fā)以外，其他均為接收）：控制信息、病人病歷信息、實時心電數據、歷史心電數據。pda-心電信息中心間的交互較為頻繁，交互信息的種類也比較繁多。ecg 數據量比較大，當無線網絡較為繁忙時難免出現擁塞現象。為了最大程度減少互相影響的程度、保證

51、控制信息的順利發(fā)送與及時接收，我們將控制信息的傳輸和 ecg 數據的傳輸分離開來，分別使用不同的端口：消息傳輸端口/文件傳輸端口。歷史心電數據、實時心電數據均通過文件傳輸端口接收。病人病歷信息數據量較小，和控制信息一起使用消息傳輸端口。長春理工大學畢業(yè)論文195.2.1 pda-心電信息中心控制信息傳輸協議心電信息中心控制信息傳輸協議控制信息包報文的格式如圖 5.2 所示：圖 5.2 控制信息包報文格式該數據報文格式分 4 個字段：消息包頭(header)：內容為 5 字節(jié)長度的字符串 ysmsg，用于識別數據流中的控制信息包。消息類型(type)：1 字節(jié)長度，標識消息正文中的內容，共分 1

52、5 種。醫(yī)生 id(phy_id)：10 字節(jié)長度，標識該消息發(fā)自或者發(fā)往的醫(yī)生身份認證號。消息正文(content)：內容和長度根據消息類型而定。5.2.2 pda-心電信息中心心電數據傳輸協議心電信息中心心電數據傳輸協議1） 心電數據報文格式確定報文格式的目的在于確定具體的數據內容所代表的邏輯意義。為方便以下的討論，先明確兩個概念：邏輯包：指的是在應用層提交的數據包，一個完整的邏輯包可以表示一個確切的邏輯意義。比如登錄包，它里面就可以含有用戶名字段和密碼字段。盡管它看上去也是一段緩沖區(qū)數據，但這個緩沖區(qū)里的各個區(qū)間是代表一定的邏輯意義的。物理包：指的是使用 recv(recvfrom)從網

53、絡底層接收到的數據包，這樣收到的一個數據包，能不能表示一個完整的邏輯意義，要取決于它是通過 udp 類的“數據報協議”發(fā)的包還是通過 tcp 類的“流協議”發(fā)的包。我們所使用的 tcp 是流協議， “流協議”與“數據報協議”的不同點在于：“數據報協議”中的一個網絡包本身就是一個完整的邏輯包，也就是說，在應用層使用 sendto 發(fā)送了一個邏輯包之后，在接收端通過 recvfrom 接收到的就是剛才使用 sendto 發(fā)送的那個邏輯包，這個包不會被分開發(fā)送，也不會與其它的包放在一起發(fā)送。但對于 tcp 而言，tcp 會根據網絡狀況和 neagle 算法，或者將一個邏輯包單獨發(fā)送，或者將一個邏輯包

54、分成若干次發(fā)送，或者會將若干個邏輯包合在一起發(fā)送出去。 （neagle 算法可以通過函數 setsockopt()取消，但在我們的編程實踐中，數據包的大小多在 200 字節(jié)左右，遠小于發(fā)送緩沖區(qū) 4096/8192 字節(jié)左右的長春理工大學畢業(yè)論文20大小。這個算法對于減輕網絡負擔依然是有用的，給與保留。 ）正因為 tcp 在邏輯包處理方面的這種粘合性，要求我們在作基于 tcp 的應用時，一般都要定義自己的包格式，編寫相應的拼包、解包代碼。通常情況下，表示一個 tcp 邏輯包的開始和結束有兩種方式：以特殊的開始和結束標志表示，比如 ff00 表示開始，00ff 表示結束；直接以包長度來表示。比如

55、可以用第一個字節(jié)表示包總長度，如果覺得這樣的話包比較小，也可以用兩個字節(jié)表示包長度。本文中同時采用了這兩種方式：采用“ysecg”標志包的開始，在報文頭部節(jié)區(qū)中有兩個字節(jié)來表示包數據節(jié)區(qū)的長度。我們所定義的心電數據包分為頭部節(jié)區(qū)和數據節(jié)區(qū)兩部分，頭部節(jié)區(qū)共長27bytes,包含了 7 個字段，格式如圖 5.3 所示。數據節(jié)區(qū)為長度為 length 的心電數據。魔幻數(magic number)：內容為 5 bytes 長度的字符串ysecg，用于識別數據流中的心電數據包。病人 id：10 bytes 長度，標識數據包中 ecg 數據所屬的病人 id 號。心電數據包類型(type)：1 byte

56、 長度，用以標識心電數據包是實時監(jiān)護數據(y)還是歷史心電數據(n)。圖 5.3 心電數據包頭部節(jié)區(qū)報文格式數據節(jié)區(qū)長度（length）：2bytes 長度，說明心電數據包中數據節(jié)區(qū)的長度，單位為 byte。數據節(jié)區(qū)長度最大不超過 65535bytes。導聯數（nosig）：1bytes 長度，可為 1、3 或者 12。數據流水號（serial number）：4bytes 長度。無論是實時監(jiān)護還是歷史數據下載，第一個心電數據包的流水號編為零，然后依次遞增。心電數據由醫(yī)院心電信息中心打包后發(fā)出，pda 心電遠程監(jiān)護軟件在數據接收線程中完成心電數據包的接收與解包，流程如圖 5.4 所示。2） 數

57、據發(fā)送速度數據的發(fā)送速率是指心電服務中心通過 internet-cdma 無線數據傳輸網絡發(fā)送的數據速率。對于實時監(jiān)控，我們希望 pda 與心電服務中心盡量同步。我們移動終端的數據采集頻率為 400hz，ad 轉換位數 8 位，每秒鐘的數據量為：40083200 (bit)，因此實時監(jiān)護時速率為 3.2kbps。如果同時監(jiān)護三位病人，每秒鐘需要傳輸的數據量為 9.6kbp。cdma 1x 理論帶寬可達 300kb/s，目前的實際長春理工大學畢業(yè)論文21應用帶寬大約在 100kb/s 左右（雙向對稱傳輸） ，是完全可以滿足這樣的傳輸要求的。在實際發(fā)送時，考慮到 pda 的數據處理和數據顯示要求，

58、以及 tcp/ip 包的傳輸效率，我們每隔 500ms 發(fā)送一次數據，數據量為 500ms 內的采樣數據200bytes，即每個 ip 包大小為 200 多 bytes。如果 ip 包太小，發(fā)送太頻繁，pda 的接收也太頻繁，會消耗處理器資源；并且，實際數據過小的 ip 包，加上心電數據頭部節(jié)區(qū)，包的傳輸效率就會很低。如果 ip 包過大，接收延遲會比較大。而對于歷史心電數據下載，我們希望能夠數據在盡量短的時間內下載完，因此，采用的策略是：一旦發(fā)現發(fā)送 socket 的發(fā)送緩沖區(qū)有空余，就用 send（）函數將其填滿。這樣可以保證數據發(fā)送速度是現有處理器、網絡狀況可接受的范圍內最快的。ip 包的

59、大小采用較大的 800bytes，以提高包的傳輸效率。3）阻塞處理在實際測試過程中，發(fā)現在 ecg 數據的傳輸過程中，會出現阻塞現象，而且長時間不能恢復。究其原因，一般來說擁塞可由以下原因引起：存儲空間不足；傳輸過程本身的問題；處理器速度能力弱，處理速度慢等。第一種原因可以被排除；而第三種原因，我們在測試中發(fā)現，對于一個 200 個字節(jié)的心電數據包，pda 對其進行相關處理大概要耗費 2228ms 的時間。而以采樣頻率為 400hz 計，每兩個包的發(fā)送間隔時間為 500ms。因此，這種原因也可以排除；由此我們推測，擁塞是由傳輸過程本身引起。tcp/ip 的超時重傳機制保證了較好的安全性與可靠性

60、，但也帶來了較大的系統開銷。擁塞一旦發(fā)生，往往會不斷加重，形成一個惡性循環(huán)。如果路由器沒有空余的緩存，那么它就必須丟棄新到的數據包。當數據包被丟棄時，源端會因超時而重傳該包。由于沒有得到確認，源端只能保留數據包，結果緩存會進一步消耗，并加重擁塞。如 5.1 節(jié)中所述，tcp/ip 協議所采用的一種和式增加積式減少的基于窗口的端到端擁塞控制機制，當網絡狀況較差時，擁塞窗口持續(xù)地指數式減少，而增大很緩慢。在測試中也證明了這一點，當持續(xù)一段時間收不到心電數據時，通訊便好像停滯了一般，很長時間都無法恢復。長春理工大學畢業(yè)論文22圖 5.4 數據接收線程流程圖對于應用層協議來說，tcp/ip 的擁塞控制