基于藍牙技術的便攜式心電采集設備設計說明

1、44/45題目：基于藍牙技術的便攜式心電采集設備設計摘要現如今我國民眾對生活質量的要求不斷提升,對自己的身體狀態(tài)和生活 層次也越來越重視。世界衛(wèi)生組織的研究表明：心腦血管引起的死亡在全球 圍看來仍然排在首位，作為病因之首，人們不得不對其引起重視，加以防 。心電圖機作為診斷心臟疾病的最直觀、高效的醫(yī)療設備，它可以即時檢 測心臟興奮的電位活動狀況，雖然醫(yī)用心電圖機使用方便，且檢測結果可靠，對人體一般無創(chuàng)傷性損害，但是一般的心電圖機體積和質量都較大，且 價格不菲，對于非專業(yè)用戶來說操作較為復雜，每次檢查都需要患者親自前 往醫(yī)院，這對患者檢查帶來了不少的負擔。本文設計了一種便于攜帶，基于無線藍牙技術的

2、能持續(xù)對病人心電信號 進行檢測的個人醫(yī)療硬件系統(tǒng)，可以不間斷地對患者心臟電活動狀態(tài)進行記 錄，還能夠為臨床檢查和評估提供可使用的參考資料。本文主要研究了心電 采集電路的設計，將心電信號采集后，通過緩沖，濾波，放大，模數轉換后 傳輸到基于ARM7 核的LPC2138處理器上，經過MCU 進行數據處理 后，通過藍牙芯片發(fā)送數據。該數據能被其他主機接收并通過軟件對數據進 行收集并顯示出波形，同時該系統(tǒng)采用的藍牙無線技術還可以通過網絡將心 電檢測資料從家庭擴展到醫(yī)院、社區(qū)等，能夠對醫(yī)療資源的共享起到一定作 用。關鍵詞：心電檢測；藍牙技術；ARM處理器；個人醫(yī)療AbstractNowadays,ourp

3、eoplesdemandofqualityoflifeisrising.Theypaymore attentiontotheirphysicalconditionandthe leveloflife.WorldHealth Organizationstudyshowedthat:thedeathcausedbycardiovasculardiseasein worldwideopinionisstillinfirstplace.Peoplehavetopayattentiontoit,to guardagainst. Electrocardiogram, asthe mostintuitive

4、andefficientdiagnostic medicaldevice,caninstantlydetectcardiacpotentialactivitystatus.Although medicalECGmachineiseasy tobeusedand its testresults isreliable,and it is non-invasivedamagetohumanbody,butitssizeandqualityarelargeanditis also expensive.The operationfornon-professionalusers istoomorecomp

5、lex. Patientsarerequiredtoexamine their ECGatthehospital,whichbroughtalotof burden.Thispaperpresentsanindividual portablemedicalhardware,whichisbased onwirelessBluetoothtechnology,cancontinuedetectingthepatientsECGand recording their cardiac electrical activity, and it can also provide reference mat

6、erialsforclinicalexaminationandassessment.Thispaperstudiesthedesign of ECG acquisition circuit.After the ECG data hasbeenacquired,withthe buffer, filter,amplifying andanalog to digitalconversion circuit, thesignalwill be conversedtodigitalandtransmittedtotheLPC2138ARM7-basedprocessor.The MCUcanproce

7、ssthedataandsenditoutthroughtheBluetoothchip.Thisdata canbereceivedbytheotherhostandwiththesoftware,theECGwaveformscan be displayed.Withthe usingof Bluetoothwirelesstechnology,the ECGdatacan alsobeextendedtohospitalandcommunity throughthenetworkandtheseplaya roleinmedicalresourcessharing.Keywords:EC

8、G,Bluetoothwirelesstechnology,ARM7-basedprocessor, individualmedicalhardware目錄摘要1Abstract 2第1章 緒論51.1 課題的來源與研究目的和意義51.2 國外研究現狀分析61.2.1 我國研究現狀分析61.2.2 國外研究現狀分析71.3 本章小結9第2章 心電信號檢測原理與電路設計102.1 心電波形產生原理概述102.2 心電導聯體系和發(fā)展歷程介紹122.3 心電信號檢測電路硬件設計要求132.4 心電檢測電路設計152.4.1 保護和濾波電路152.4.2 緩沖電路162.4.3 心電導聯差分放大電路1

9、72.4.4 濾波放大電路182.4.5 右腿驅動電路192.5 模數轉換電路設計202.6 本章小結21第3章 MCU與電源電路設計223.1MCU電路設計223.1.1LPC2138特性223.1.2LPC2138電路設計223.1.3 看門狗電路設計233.1.4 JTAG接口設計243.2 電源模塊設計253.2.112V DC/DC電源設計253.2.2+5V與+7V穩(wěn)壓電路253.2.3-5V與-7V穩(wěn)壓電路263.3 本章小結27第4章 藍牙無線模塊設計284.1 藍牙技術284.2 藍牙協議284.3MCU與藍牙模塊通信294.3.1 藍牙數據傳輸可行性分析294.3.2 藍牙

10、模塊選用304.3.3AT指令介紹304.3.4 藍牙與MCU連接314.4 測試與實驗324.4.1 軟件應用程序324.4.2 藍牙配置334.4.3 數據通信334.5 本章小結34第5章 總結與展望355.1 本文研究工作總結355.2 進一步的工作和建議35 參考文獻36 附 錄38 致 40第1章緒論1.1課題的來源與研究目的和意義世界衛(wèi)生組織研究表明：2012 年心血管疾病是造成人類因疾病死亡的 頭號原因1，心腦血管引起的死亡在全球圍看來仍然排在前列，意味著每 每年由于心血管疾病而導致死亡的人數比其他疾病引起的死亡人數都高。這 幾年來心血管類疾病所造成的死亡人數雖然有所下降，但是

11、心臟病作為一種 常見疾病，而且發(fā)作時造成患者死亡概率很高，且病情急迫，所以心臟疾病 患者需定期檢測心臟電位變化，以確保疾病處于可控水平。在現代醫(yī)學中， 心電圖機是診斷心臟類疾病的首選儀器，它可以檢測心臟興奮時的電位活動 狀況，雖然它使用方便，且檢測結果可靠，對人體一般無創(chuàng)傷性損害，但是 一般的心電圖機體積和質量都較大，且價格不菲，每次檢查都需要患者親自 前往醫(yī)院，這對患者檢查帶來了不少經濟負擔和耗費時間。現如今，電子技術發(fā)展迅速。計算機技術和電子技術逐漸和臨床上的醫(yī) 學問題相結合，為心電信號的檢測和處理提供了方便的強有力的工具2。而 而這種新的發(fā)明無疑可以幫助患者更好的了解自己的身體狀況，因為

12、是采用 無線藍牙技術，就可以對患者進行不間斷的心臟電活動狀態(tài)的檢測，同時可 以在后期的診斷和治療提供更有參考價值的資料，這對于心臟疾病的預防和 盡早發(fā)現都有很大的幫助?？梢源蟠蟮慕档陀尚呐K功能異常而引起的死亡率。同時該系統(tǒng)不需要心臟病患者呆在醫(yī)院，檢測過程隨時都可以進行，患 者可以在家中進行日常的生活工作，具有隨時檢測即使出結果的優(yōu)點。未來 的設計還可以通過網絡將心電檢測資料從個人傳輸到醫(yī)療中心、社區(qū)等，患 者就診時無需拿著一堆的資料到處奔波，這不僅在方便了生活的同時對患者 心臟病的預防和臨床檢查有很大的參考價值。通常醫(yī)院使用的心電圖儀設計思路都是通過微機串并口將心電監(jiān)測裝置記錄的數據傳輸到計

13、算機上進行數據處理，缺點是其體積一般較大，質量重，不具備便攜性。近年來出現的藍牙技術3，可以較好地解決數據傳輸問 問題，將傳統(tǒng)的有線傳輸轉化為無線傳輸，為產品提供良好的便攜性。同時，藍牙的傳輸效率可以達到每信道721kb 每秒4，符合一般的心電檢測信 號數據的通信要求，彌補過去因采集傳輸模塊的信道數量少，和處理機的數 據交換速度慢，采集系統(tǒng)體積龐大、價格昂貴等缺點。而近年來，可穿戴設 備數量逐年增長，個人醫(yī)療設備也將向小型化、智能化發(fā)展5。醫(yī)療設備變 得越來越智能有利于個人小型醫(yī)療設備的普與，并且使得設備的使用方法更 為簡便，有利于老年人和兒童用戶的使用。另外，現如今移動互聯網的普與 和網絡傳

14、輸速度不斷提高，個人智能醫(yī)療設備可以通過網絡接入到未來的云 醫(yī)療系統(tǒng)中，個人醫(yī)療數據能夠上傳到服務器，這將大大促進醫(yī)療資源的共 享圍，對心臟類疾病的治療提供更好的方法。我國的3G、4G 通訊網路也 已經越來越成熟，這為智能醫(yī)療設備的發(fā)展提供了可能性。因此，該款基于 藍牙的心電便攜式采集設備具有廣泛的應用空間和市場需求。1.2 國外研究現狀分析1.2.1 我國研究現狀分析我國的心電記錄儀得到質的發(fā)展是在1978年4月引進Holter監(jiān)測技術 開始的6。一方面，從以前的磁帶式記錄儀器轉變?yōu)楝F在比較先進，更加有 有利于保留的固態(tài)式記錄的儀器；另一方面，升級后的十二導聯代替原來的 單導和雙導心電記錄系

15、統(tǒng)。隨著經濟和科技的進步，電子技術已深入到我們 生活的各個領域，人們的需求不斷提高，從而設計這個便攜式心電采集系統(tǒng)。該系統(tǒng)可以全天記錄心電活動的過程，在不影響正常生活的衣食住行中，記錄這不同狀態(tài)的心電活動變化情況。研究表明，這種心電記錄儀不僅 可以檢測出常規(guī)心電圖發(fā)現的疾病，甚至可以檢測出常規(guī)心電圖很難檢測出的疾病，例如心律狀態(tài)異常和心肌缺血等。同時，這對分析病人的心臟狀態(tài)、心臟疾病確診和研究治療效果等提供了重要的參考資料。而在不久的將 來，這種技術將會成為我國動態(tài)監(jiān)護設備的發(fā)展方向。圖1-1便攜式心電監(jiān)護儀我國不能夠大圍的推廣便于攜帶的心電監(jiān)護儀（如圖1-1所示）的原 因，有以下幾個方面7：

16、心電監(jiān)護儀所能記錄的心電信息過于簡單：醫(yī)生從中不易得到患者完整 的心電信息，因此不能全面了解患者的實際情況，從而會影響醫(yī)生對心臟疾 病的診斷，由此而造成診斷率的下降；價格昂貴：便攜式監(jiān)護儀的價格比普 通監(jiān)護設備的價格高昂很多，一般的患者難以承受幾千甚至上萬的費用，這 也是便攜式心電監(jiān)護儀不能普與的原因之一；參數不夠完善：便攜式心電監(jiān) 護儀的各種參數，例如立即性、質量、耗電量、智能化程度等性能還沒那么 完善，用戶利用設備進行檢測時會遇到很多麻煩。1.2.2國外研究現狀分析二十世紀初，心電圖機首次被公布于世8，荷蘭著名的科學家威廉艾 艾因特霍芬利用弦線電流計的獨特方式收集到人體的心電信號從而發(fā)明了

17、該心電圖機。1957 年美國科學家 Holter 制作了有史以來第一個動態(tài)心電圖設備。它不僅攜帶方便而且還可以隨時記錄心電活動的變化情況。這一創(chuàng)舉彌 補了心電圖監(jiān)測時患者長時間無法移動的缺點，開辟了心電監(jiān)測的新領域。 但是該設備不足之處在于，它只能記錄一次心電圖，但該結果具有偶然性， 沒有說服力，所以需要對設備進行改進，使其可以多次記錄并儲存。1961 年由DelMar最先將Holter 系統(tǒng)應用于臨床，發(fā)達國家開始大規(guī) 模地應用該心電記錄儀。在20世紀80 年代，在動態(tài)心電圖機的基礎上，改 進和發(fā)展了心電檢測設備以與運用更先進的檢測技術，從而誕生了12 導聯 的測量方法。在2000 年到20

18、05 年，美國投資了150 億美元進行研究遠程的 心電監(jiān)護系統(tǒng)，在此期間，歐盟在相關研究領域的投資達到了 17.5 億美元。早期的遠距離心電圖檢測系統(tǒng)，主要是通過的方式來傳輸心電信號，方法是由心電圖采集設備檢測ECG 的活動情況然后變成音頻信號，再 通過一個有線網將其發(fā)送到監(jiān)視部門，最終會再次轉換成心電信號，醫(yī) 生便可在計算機上看到心電監(jiān)測的結果。圖1-2歐姆龍HCG-801心電圖儀日本歐姆龍推出的便攜式心電圖機HCG-801（圖1-2）在2005年的夏 季市場開始推廣。該款心電圖儀器的電極有手指電極和胸部的電極，只要把 手指放置在指電極上，而左胸直接接觸到胸腔電極，心電圖就可以被測量并 在液

19、晶屏上顯示，還會顯示出諸如“心臟速率較快，心率似乎有紊亂”和其 它類型的信息，對患者進行疾病的提醒，但是該儀器不能準確做出診斷。它 采用了心電圖噪聲消除技術，可以有效去除電氣噪聲、手腳和肌肉因運動，出汗等原因造成的漂移。設備的存可連續(xù)采集五次心電波形，通過心電儲存卡還可記錄采集時間。1.3本章小結本章介紹了國外心電檢測設備的發(fā)展現狀，從國外的研究看來，心 電檢測設備價格依然較為昂貴，顯示參數不足，因此具有廣大的發(fā)展空間， 為順應個人醫(yī)療設備智能化的趨勢，設計一款帶有藍牙技術的心電采集設備 能有效地彌補如今采集系統(tǒng)體積大、價格高、患者使用操作復雜等缺點，填 補了市場空白。第2章心電信號檢測原理與

20、電路設計2.1心電波形產生原理概述心電圖能夠體現每個心動周期中，從竇房結產生的興奮按照一定的傳遞 途徑和順序依次傳向心房和心室，從而造成心臟的跳動。引起人體心臟跳動 的電信號來源、傳播和心臟電位興奮恢復過程中所發(fā)生的生物電波動情況可 在人體上傳播，由于人體具有導電性，因此，周期性的去極化和復極化的這 種不斷變化的心臟電流會流入人體的身體部位，但是因為每個身體部位接受 到的電量不一樣，所以會產生電位差，這些電位差會導致心肌發(fā)生心肌收縮，這樣的收縮所產生的心臟活動能夠被心電檢測設備探測，只要把心電導 聯電極片貼在皮膚的特殊位置，心電設備檢測這些電位變化可判斷心跳的頻 率、節(jié)奏、心臟的興奮起源、興奮

21、傳導過程和興奮傳導途徑有無異常心臟活 動，再經處理后記錄到特殊的記錄紙上，這樣能生成一種詳細的心電圖。心電圖中QRS 波群是心臟的細胞除極而產生的，T 波則反映了復極的 過程。一個正常的心電圖所應顯示的心電波形應該包括 P 波、QRS 波群和 T 波三部分。在心電圖中可以看出心臟所產生的電位變化情況有著一定的周 期性，它的一個周期代表人體一次心跳所產生的心電變化情況。下面對心電 波形（如圖2-1所示）的幾個組成部分進行簡單說明9。P 波：在心電波形中首先出現的一個小二圓鈍的波，即為P 波，它體現 的是心臟左、右心房的去極化過程，反映從心房開始除極至心室開始除極總 共所需要的時間，P波的寬度一般

22、為0.080.11秒，電壓不大于0.25毫伏。P-R 段：是指P 波起點到QRS波群起點之間的時段，起點表示心房除 極完畢，終點表示心室除極開始，從中可以測量到心房 P-R 段反映興奮通 過心房后向房室交界處傳導至心室過程中的電位變化，但是這一過程電位的 變化微弱，一般記錄不到電位的改變 P-R 段的持續(xù)時間一般大概是 0.12-0.20秒。圖2-1 心電波形的形成QRS 波群：這個波群可以反映左、右心室的去極化進程，在這期間， 心臟電位的沖動會先到達到心室間隔的左側面，從間隔的里層朝著外層依次 傳導。伴隨著心室的不同位置的按一定順序除極而產生的三個波形叫做 QRS 波群。典型的QRS 波包括

23、三個緊密連接的心電波形，分別是幅值最開 始下降的Q波，接著是幅值突然大幅上升的R波，然后是幅值迅速降低的 S 波，但是并非所有心電導聯測量到的心電波形都會包含QRS波，一般來 說，QRS波群大約會持續(xù)0.06-0.1秒10。ST 段：指的是在QRS波群結束之后和T波產生前時期線段，在這期 間，心室進入了較為平緩的復極時期，所以此時心電幅度變化較小，通常情 況下這個波形會和時間軸處于水平狀態(tài)，相對于上一個波群結束后向下的偏 移量不大于0.05毫伏向上的偏移量不大于0.1。T 波：是指緊接著QRS波群的是一個幅值變化比較平穩(wěn)的稍微朝上增 加的波，體現此時心室狀態(tài)正在向復極狀態(tài)轉變，這個波形存在的時

24、間比較 長。心室的復極化是指，心室細胞膜的電位慢慢地由外壁的負電位變?yōu)檎?位，細胞膜壁的電位又慢慢變成負電位11，這個階段的電位變化與心肌肌細胞的活動相連，這個期間心臟的電位變化較小，因此在心電波形就會顯示持續(xù)時間較長但變化平緩的波形。T波存在的時間在0.050.25秒左右。U 波：在上一個波形結束之后再經過大約 0.02-0.04 秒的時間，心臟會 產生一個的較寬但是幅值大多都小于 0.05 毫伏的波形，持續(xù)時間大概有0.20s，通常情況下這個波形是因為心室舒期間不同部位產生的負電流組 成的12。2.2心電導聯體系和發(fā)展歷程介紹在人體皮膚上使用心電電極和導聯線來采集心電信號只是心電圖形成的

25、 第一步。心電導聯表示在采集心電活動情況時，使用特定材質制造的線材和 貼在人體皮膚表面指定的檢測部位(正極端)與參照部位(負極端)的電極片和 接地部位的連接方法。通過導聯線設備能夠探測到心臟的電位變化，該變化可以被Holter 和 遠距離心電監(jiān)控等設備記錄;使用十二導導聯線來檢測可以更加整體地體現 心臟電位變化的狀態(tài)，這種導聯連接方式主要用于做常規(guī)靜態(tài)心電圖檢查。1906 年，荷蘭科學家威廉愛因托芬創(chuàng)建了標準雙極肢體導聯13即為 為在心電檢測過程中最常用的I、II、III導聯I 導聯為體表電極連接左臂(+) 和右臂(-)；II 導聯為體表電極連接右臂(-)和左腿(+)；III 導聯為體表電極

26、連接左臂(-)左腿(+)1932年，路易斯和威爾遜創(chuàng)建了單極胸前導聯，即為胸導，該導聯體 系共有六個體表電極，名稱分別為V1,V2,V3,V4,V5,V6。V1 位于胸肋骨右 側邊緣第四肋間隙（第四肋骨至第五肋骨間）；V2位于胸肋骨左側邊緣第四 肋間隙（第四肋骨與第五肋骨之間）；V3位于置于V2和V4導聯中間；V4 位于第五肋間隙與鎖骨中線的交點處；V5 與 V4 導聯水平，位于與腋前線 的交點；V6與V5導聯水平，位于腋中線交點1942 年，戈德伯格科學家創(chuàng)建了加壓單極肢體導聯14。aVR 導聯為右右手上臂(+)和左手上臂與左腿下肢(-)的中點連接；aVL 導聯為左手上臂(+)和右手上臂與左

27、下肢(-)的中點連接；aVF 導聯為左腿下肢(+)和右手上 臂與左手上臂(-)的中點連接本系統(tǒng)的設計采用修正的五電極導聯體系如表2-2以與圖2-3所示，采電極位置 標號 胸骨右側鎖骨中線第一肋間的空隙 RA 右側鎖骨中間位置劍突水平處 RL 胸骨左側第四肋間空隙 V 胸骨左側與鎖骨中線第一肋間的交點 LA 左鎖骨中線劍突水平處 LL 用了I、II、III導聯以與胸導電極，并且設計了右腿驅動電路。表2-2 電極位置與標號圖2-3人體電極位置2.3心電信號檢測電路硬件設計要求心臟在活動的過程中，能夠自發(fā)生成特定性興奮電流的細胞即心肌自律 細胞。比如竇房結、浦肯野細胞就會產生生物電流，這個電流在人體

28、表面的 各個部位所產生的電動勢也不同，通過電極連接人體皮膚表面的特定位置， 通過導聯線采集信號所形成的電動勢的變化情況并記錄就成為心電圖15。心電信號的頻率一般為 0.05 赫茲至 100 赫茲，幅度在 10V5mv 左右。心電信號的幅度很弱小，而且常常摻雜有人體的肌電雜波信號以與來自外部的電流雜波。在心電信號提取的過程中比較不容易完成的是在如此多 外界干擾中采集微弱的信號，這也是心電信號采集設備設計的關鍵點之一。 本文的系統(tǒng)能順從市場的發(fā)展前景，將采集設備的體積做得足夠小，并且采 用了低壓供電系統(tǒng)，能較好地保護使用者的安全。通過采集位于人體左臂、 左腿、右臂、右腿以與胸導聯電極的心電信號。本

29、系統(tǒng)的設計應具有醫(yī)療專用設備的特性，同時又需考慮到使用者為家 庭用戶，所以除了儀器設計需科學性和先進性之外，還應考慮到安全性。對 儀器的體積，價格，性能，操作方法都應考慮到使用者的需要。本文設計的 心電采集模塊作為家庭個人醫(yī)療設備，應便于不了解專業(yè)設備操作方法的人 員進行使用，同時又可以為專業(yè)醫(yī)生提供可靠的檢查結果，而且利于醫(yī)生對 患者做出診斷，所以本系統(tǒng)的總體設計要求如下：設備應對人體無損傷，方便非專業(yè)醫(yī)生人員進行使用；高度智能化和自 動化，即使出現操作失誤也不會對使用者造成嚴重傷害；體積和質量都用做 到便于攜帶和保存。在整個系統(tǒng)中，心電信號的采集模塊非常重要，信號的好壞也取決于 此，因此采

30、集電路的設計應兼顧性能與穩(wěn)定性。本文系統(tǒng)的總體設計框圖如 圖2-4所示：圖2-4系統(tǒng)框圖從圖 2-4 可以看出，采集電路主要由以下幾個部分組成：采集電極、保 護電路、信號緩沖電路、導聯差分電路、濾波電路、模數轉換電路。放大以與濾波電路的設計將會影響心電信號采集的質量，所以一定要嚴格要求放大器的各項參數。心電檢測電路從人體的體表檢測到電位變化，通過放大、濾 波和將模擬的信號轉化為數字信號的芯片后，經過ARM7 核的LPC2138 處理，將數據發(fā)送至藍牙通信模塊，數據被主機接收后即能顯示出波形。2.4 心電檢測電路設計2.4.1 保護和濾波電路在臨床上，心電電路除了單獨用于檢查心電以外，還可能要與

31、其它醫(yī)療 設備同時使用，例如高頻電刀、除顫器等，在家庭使用時還可能有其他用電 器也同時使用，這些電器的輸出均為高電壓；而且在使用時人體還有可能產 生靜電，為了防止對芯片造成損害以與保證電路安全正常運行，在導聯輸入前級采用過壓保護，如圖2-5所示。D10021+7V-7V3輸入R105R106輸出LP101C103圖2-5 保護和濾波電路圖2-5中，LP101為R075XA 瓷氣體放電三極管，三極管擁有兩個端 電極 a、b，和兩個瓷管。三極管管用惰性氣體填滿管子的部，瓷氣 體放電管組成高壓保護單元，能夠抵抗 75V（正負 20%）的電壓沖擊和5KA 沖擊電流。當加載在三極管的電壓超出其保護的額度

32、值時，三極管會自動短路，并 HYPERLINK :/baike.baidu /view/310477.htm “吸收掉”會造成危險的電壓，從而防止后級電路和使用者 出現事故。雙開關二極管D100部有兩個二極管，D100的2端和1端分別加上7V 電壓，當3端的電壓大于+7V或者小于-7V時，其中一個二極管將會近 似短路，電壓將會被限制。相反，當3 端電壓在-7V+7V之間時，兩個二 極管均截止近似開路，電壓通過R106 到后級。所以，D100的作用是將3 端的電壓限制在-7V+7V之間。R105 和C103構成RC 低通濾波電路，當有高頻（如1MHz）雜波信號 干擾時，此時高于低通截止頻率，雜波

33、信號會經過C103 近似短路到地，得 以濾除。2.4.2 緩沖電路輸入緩沖器采用電壓跟隨器電路，能夠避免人體與導聯電路的直接相連 接。在圖2-6 中，心電信號輸入到U101A即LF44F 低功耗四通道精密放大 器中，該放大器和LM148 放大器具有一樣的帶寬、頻率、增益，并且只需 有其四分之一的供電電流即可正常工作。U101A 構成的其中一路緩沖放大 器，它具有高輸入阻抗，低輸出阻抗，增益為“1”的特性。設置緩沖放大器的第一個優(yōu)點是能夠提高放大器的輸入阻抗，防止導聯 與人體皮表接觸時所產生的電阻而引起的信號衰減，提高采集心電信號時的 共模抑制比和心電描記幅度，另一方面，設置緩沖器電路耗能提供較

34、低的輸出阻抗可確保有效地驅動后級導聯電路工作。-7VC1202輸入3114+7V1輸出U101A C121圖2-6 緩沖器電路2.4.3心電導聯差分放大電路導聯檢測電路采取了優(yōu)化的五電極導聯體系。用電極片貼在人體表面的 任何兩個地方上再用特制的導線分別于與心電圖機的正端和負端連接，便可 觀察體表兩處心電電位的活動情況。在人體的任意三個肢體上安置電極，由 于人體左邊的肩膀和右邊肩膀以與臀部離心臟的距離類似相等，因此在人體 表面上假想出一個等邊三角形，心電信號從心臟出來后，能夠迅速均勻地在 體腔傳播， LA、RA 和 LL 三點形成一個等邊三角形，即“愛氏三角”，如圖2-7所示，同時，假設心臟產生

35、的電偶向量位于此等邊三角形的中心。RAILARA -I+ LA-IIIIIIIIII+LLLL圖2-7 愛氏三角示意圖在電路中，LA 和 RA 差分放大為導聯 I，如圖 2-8（a）所示，RA、LA、LL和V差分放大為胸導聯，如圖2-8（b）所示。CB1CB2R124R125R126R127-7VC13442617導聯RA3LA8+7VU103A C1355U103B（a）CB7CB8R157R158R159R160RAR121LAR122LLR123V-7V4238+7VC1441U106A C14567胸導聯V5U106B（b）圖2-8 心電導聯電路（a）I導聯電路（b）胸導聯電路2.4.

36、4 濾波放大電路因為心電信號的幅度比較小而且具有一定的周期性，在心電的檢測期間 會被環(huán)境電氣、患者的肌電等方面的影響，而且信號中常常伴隨著頻率為50Hz的工頻干擾，所以要精確檢測心電信號需要設計獨特的電路對采集到的信號濾除不相關的波形，并設計合適放大倍數的電路對其放大，然后再經 過帶通濾波電路后才得到0.05Hz-100Hz心電信號。如圖2-9所示，經過差分放大器后的II導聯信號，再經過R139和C139組成的RC濾波電路后，流入帶 通濾波器，通頻帶設置在0.05Hz-100Hz之間，然后經過U108A和后級緩沖器電路輸出。R176C177R177R139R140C1736R173-7V4R1

37、897緩沖器輸出輸入帶通濾波器5 U108A8C189C139+7V圖2-9 濾波放大電路2.4.5右腿驅動電路在檢測的過程中，患者如果直接接地可能會導致患者觸電，從而對患者 造成傷害，所以需要防止人體的直接接地。但是假如在信號檢測的過程中， 由于人體的電容影響，在患者身上可能會產生很大的共模信號，這些干擾會 影響心電圖的準確度，在沒有質量良好的濾波放大器的條件中，人體接地又 是降低該信號影響的最直接方法。所以，為了消除這種干擾信號，需要設計 一款在防止共模信號對檢測結果造成影響的同時可以避免患者直接接地的電 路。如圖2-10所示的電路即可實現這一目的。圖中放大器，可以檢測50Hz的 頻率干擾

38、，將該干擾信號給患者，從而消除不必要的信號。信號在經過兩個20K的等值電阻后，可以計算得到交流共模信號的平 均值，這個平均值有利于針對性地對信號進行處理，然后經過數字控制模擬 開關后再流入右腿驅動電路對信號進行反相放大，通過限流電阻R120把信 號接入右腿電極，該電路能夠避免工頻影響，提高共模抑制比，在人體和大 地的電位差超過一定額度的時候，運算放大器會打到飽和狀態(tài)，從而后級電路發(fā)生危險。圖中輸入信號LLB、LAB、RAB是經過緩沖器后的心電信號。RA132LLB LAB LLB RAB LAB RABR119R118R117R116R115R114數 字 控制 RA113模擬開關RA111C

39、A1034238CA104-7V+7VCA1051U109AR120RL圖2-10 右腿驅動電路2.5 模數轉換電路設計在獲取了心電的模擬信號后，需要將其轉換為數字信號才能讓MCU 對 其處理，又由于需對七路信號進行轉換，本系統(tǒng)采用了 AnalogDevice公司 的AD7327芯片進行AD轉換。這款 AD7327模數轉換芯片具有 8 個轉換通道，十二位帶符號，雙極 型，采用了連續(xù)逼近型 Analog-to-Digital Converter 設計。與采用傳統(tǒng) CMOS工藝相比，采用iCMOS工藝組件可以輸入雙極性信號，具有4個可 調電源輸入圍：10V，5V，2.5V 以與 0V 至+10V。

40、其部具有2.5V 的參考電壓，也可以使用外部參考電壓進行操作。模數轉換器的每個 模擬信號輸入端都能被獨立編程，同時還能更高的性能，大幅降低功耗，擁 有更小的封裝尺寸。圖2-11所示為本系統(tǒng)模擬轉換為數字的電路設計圖。圖2-11模數轉換電路2.6本章小結本章主要通過敘述心臟活動電位的產生部位，以與一個完整心電波形的 各個階段的主要區(qū)分方法和主要特征，闡述了心電信號采集的生理基礎；介 紹了心臟導聯創(chuàng)立的發(fā)展歷程，只有了解這些歷程才能更好地設計心電采集 系統(tǒng)。介紹了心電的波形特征以與硬件要求，展示了系統(tǒng)框圖。設計了心電 檢測電路，因檢測時可能會受到環(huán)境等其他信號的干擾，因此又設計了濾波 電路和右腿驅

41、動電路。因為采集系統(tǒng)所檢測的心電信號為模擬信號，在考慮 了系統(tǒng)的整體需求后，采用AD7327作為模數轉換芯片。第3章MCU與電源電路設計3.1MCU電路設計3.1.1LPC2138特性LPC2138 是經常使用的嵌入式系統(tǒng)芯片，該芯片具有實時仿真的優(yōu) 勢，和 32 位 ARM7處理器的跟蹤，他在保證了性能的同時又能使系統(tǒng)更節(jié) 能，因為它的結構相比于復雜指令集來說得到了進一步的優(yōu)化，精簡指令集 原則的使用使得相關的解碼機更為優(yōu)化16，大大縮短了解碼時間，因此不 需要太昂貴的MCU就能夠滿足系統(tǒng)設計的相關要求。和以往的單片機一樣，MCU 在工作時取指令、解碼、執(zhí)行指令可以同 時進行，MCU 會在運

42、行指令的期間一邊解碼即將運行的指令，而且還可以 調出在存儲器中里面的指令。由于采用了128 位的接口以與優(yōu)化了的結構能 夠提高指令在較高波特率時的執(zhí)行速度3.1.2LPC2138電路設計MCU 控制電路能夠采用來自外部的晶振或者外部的時鐘源，部的鎖 相環(huán)路能夠控制系統(tǒng)運行頻率，從而加快系統(tǒng)的運行。如果無需用到芯片部的鎖相環(huán)和 ISP 的話，那么片外的時鐘頻率可調整到 1Hz-30MHz，如果 需要這兩個電路，片外晶時鐘頻率可設為 10Hz-25MHz。在控制電路設計中，選取 14.7456MHz 的片外晶振作為系統(tǒng)的振蕩器，電路圖 3-1 中的Y403 晶體振蕩器與C11 電容和C12電容組成

43、的電路可使串口的波特率更精 確，提高系統(tǒng)穩(wěn)定性。圖3-1LPC2138控制模塊3.1.3看門狗電路設計在MCU 的運行過程中，可能會因為某些原因引起的干擾，導致程序運 行不正常從而進入死循環(huán)，即程序跑飛。這將會導致MCU 停留在奔潰的代 碼中，而且不能調整到正常的運行情景。因此為了系統(tǒng)的正常工作，本系統(tǒng) 采用了具有獨特功能的復位集成電路。這款能夠在處理器運行不正常時向處 理器發(fā)送特定的信號就叫做看門狗系統(tǒng)，這個信號能夠將處理器強制復位， 從而避免了系統(tǒng)陷入死循環(huán)但不會自動復位的狀態(tài)。本設計使用的看門狗復位系統(tǒng)采用了SP706REN 模塊，如圖3-2所示， 能夠當 MCU 停滯的情況下而自動發(fā)出

44、復位脈沖，能夠滿足處理器無需人工 監(jiān)控就能正常運行的要求。其工作原理是SP706REN模塊的6腳和MCU的WDT端口連接，在軟件中令MCU周期性地向復位模塊的6腳上發(fā)出高電位信號，假如MCU的程序運行不正常并且進入了死循環(huán)狀態(tài)，如果沒有人 工干預，處理器是不會自動調整恢復的，在這個時候，看門狗電路則起到了 保護程序正常運行的作用，它因為無法接收MCU 的高電平脈沖則會向處理 器的RST 端口傳送低電平信號，強制MCU 的程序重新恢復到最初狀態(tài)， 這樣便實現了單片機的自動復位。圖3-2 看門狗電路模塊3.1.4 JTAG接口設計圖3-3JTAG接口設計為了方便芯片的調試，雖然調試接口不是控制系統(tǒng)

45、的必需接口，但是設計該接口可以在線調試系統(tǒng)，在調試的過程中可以更方便的操作。通過這個接口利用開發(fā)軟件可以對芯片的FLASH 存儲區(qū)進行編碼，從而無需在生產 期間對芯片進行預編程，大大加快了研發(fā)速度。圖3-3為本系統(tǒng)的JTAG的 接口設計。3.2 電源模塊設計3.2.1 12VDC/DC電源設計本系統(tǒng)采用了12V輸入電壓設計，由于放大器需要7V 電壓才可以正 常工作，而單片機的正常工作電壓為3.3V。本系統(tǒng)采用了金升陽12V DC- DC 電源模塊。如圖 3-4 所示。將從電源適配器的直流 12V 電壓轉換為12V。由于本設計中具有模擬電路，對電源波紋的抑制要求很高，因此在 電源外圍電路設計中，

46、添加了電容進行濾波。為防止數字部分對模擬部分的 影響，在電源電路的研發(fā)中需要將模擬GND與數字GND 隔離，避免干擾 的產生。圖3-412V DC-DC電源模塊3.2.2 +5V與+7V穩(wěn)壓電路經過優(yōu)化后的電源，由于電壓仍然為 12V 所以還需要將其轉換為+5v和+7V 的，為后面的心電放大部分和模數轉換芯片提供正常工作所需的電源。如圖3-5所示，圖3-5+5V與+7V穩(wěn)壓電路在該穩(wěn)壓電路的設計中，采用了LM1117 與LM317壓差電壓穩(wěn)壓器， 可提供電流限制和過熱保護。在輸出端的電容對于保持輸出電壓的穩(wěn)定性起 著重要的作用，由于使用鉭電容，能有效提高了回路的穩(wěn)定性和瞬態(tài)響應。3.2.3-5

47、V與-7V穩(wěn)壓電路如圖3-6所示，本系統(tǒng)設計采用了TS79M08與79L05為系統(tǒng)提供負穩(wěn) 壓電源。這一系列的固定負電壓集成電路電壓穩(wěn)壓器應用廣泛，它可以消除 噪聲和解決單點連接所帶來的問題。其部的限流保護和過熱關斷功能可以 有效避免超載。圖3-6-5V與-7V穩(wěn)壓電路3.3本章小結這章主要描述本設計中的中央處理器和供電設計電路。MCU 是本系統(tǒng) 設計的核心，因此，保證MCU 正常工作運行對本系統(tǒng)的實現起著至關重要 的作用，因此，在設計中加入了看門狗電路以防止程序出錯從而導致了系統(tǒng) 陷入死循環(huán)；然后介紹了系統(tǒng)供電電路設計，只有具有穩(wěn)定的電源供電系統(tǒng) 才能為系統(tǒng)的運行提供保證。第4章藍牙無線模塊

48、設計4.1藍牙技術藍牙（Bluetooth）無線技術17，這種技術一般運用在短途的數據傳輸 輸中，本系統(tǒng)利用了藍牙的透傳功能，從而達到不需要連接線的效果的同時 又能保證數據正確傳輸，可以減少使用實體的數據線。設計中使用的藍牙模 塊在2.4G赫茲頻率，藍牙的工作最大帶寬為一兆比特每秒，經實際檢測， 藍牙的數據傳輸速度最快為 721Kb/S，理論上連接距離超過十米時藍牙可能 會發(fā)生斷線或丟包的情況。自從藍牙被發(fā)明以來，這種新型的無線技術一直被看好，各種需要無線 連接的領域都大規(guī)模使用藍牙作為無線模塊，因此藍牙被運用在智能汽車、 智能家居、計算機和手機的無線數據傳輸中。由于藍牙具有低成本、低功耗 的

49、特性，所以藍牙技術的大圍使用將使得各種設備的連接更加便捷與高速，甚至還可通過藍牙協議將設備接入互聯網中，從而大大拓展了藍牙網絡 連接的應用圍。4.2藍牙協議藍牙核心協議是由各大通信商通過研究后共同約定的藍牙專用協議組 成?，F如今，我們所使用的藍牙通訊模塊都要使用到藍牙的Core 協議，這 個通訊協議主要約定了藍牙通訊中的細節(jié)。除此之外的協議要面向實際的情 況來制定，例如Profiles 則限定了組成藍牙的協議棧，這樣就為全球兼容性 打下了基礎，下面闡述藍牙的常用協議。基帶協議是指藍牙的BB 協議18以與鏈路控制協議（LC）能夠保證藍 藍牙通訊中的設備的連接的穩(wěn)定而不會造成多個設備共同擠占一個頻

50、道的情 況出現，從而確保了連接的質量。當藍牙在發(fā)送數據的期間，藍牙的基帶會把來上層收到的數據通過對其信道進行編碼的方式，將信號傳輸到射頻模塊從而把數據傳輸到接收方；藍牙在接收數據的時候，與發(fā)送數據的方法相 反，藍牙能夠把下層收到的數據上傳給基帶，然后藍牙的基帶會對接收的數 據進行信道編碼并發(fā)送到上層。連接管理協議主要管理各個使用藍牙通信的設備的連接。管理設備的連 接狀態(tài)例如激活模式、休眠模式、保持模式等。并且管理設備的基帶的分組，包括接入碼、分組頭、有限負荷。邏輯鏈路控制適應協議是藍牙基帶的高層協議，藍牙鏈路管理器接收到 高層的控制信息后，不是向自身的基帶部分分發(fā)控制信息，而是與另一臺設 備的

51、鏈路管理器進行協商管理。服務發(fā)現協議在藍牙的連接中起到了關鍵的作用，這個協議主要用于設 備連接時的搜索設備上。通過該協議可以查詢到設備的類別以與設備所能提 供的服務種類，從而建立起設備的連接。串口線仿真協議可以在藍牙的基帶協議上模擬出RS-232 信號，做到使 用藍牙仿真串口線的功能。這也是本系統(tǒng)所使用的主要協議，它還能對使用 串口通信的設備提供服務。4.3 MCU與藍牙模塊通信本系統(tǒng)的設計相比于其他心電采集系統(tǒng)最主要的優(yōu)勢就是采用了無線設 計，系統(tǒng)的各個部分之間用無線藍牙代替了傳統(tǒng)的串口線進行數據傳輸，在 對比了各個無線通信方法后，最終選用了藍牙作為無線傳輸系統(tǒng)。利用藍牙 的電纜替代協議，數

52、據在主機和心電采集電路板通過藍牙進行傳輸。4.3.1 藍牙數據傳輸可行性分析通常，人體的心跳頻率大概為每分鐘五十至七十次，心跳頻率理論上為1Hz 上下。所以，在測量時應選取較高的采樣率才能保證心電圖采集的質量，但是，較高的采樣頻率所帶來的缺點是會產生過多的數據，而且藍牙的速度達不到傳輸大量數據的要求。所以，本設計設置了采樣率為250 赫茲。 由于模數轉換芯片為7 通道，系統(tǒng)采樣所產生的數據每秒大概279字節(jié)，在 數據的傳輸過程中還需加上藍牙通信中的信息，所以系統(tǒng)所產生的總數據為 每秒450 字節(jié)。要滿足本設計要求，首先藍牙的協議應能為此提供足夠的支 持。由于本系統(tǒng)采用了藍牙電纜替代協議，這個協

53、議能夠提供波特率為38400赫茲的通信，能夠符合數據傳輸所需要的要求。4.3.2 藍牙模塊選用本系統(tǒng)所使用的藍牙通訊模塊為LM01，該藍牙擁有CSR 公司推出的 一塊 BlueCore4-Ext 芯片，該模塊使用了藍牙 V2.1 版本。模塊能夠使用 UART、USB、SPI、PCM、SPDIF 等接口，最關鍵的是能夠使用藍牙的 SPP 協議，而且價格便宜，集成度高，還有低功耗的優(yōu)勢。藍牙模塊已經開發(fā)完 畢，不需要對模塊部進行二次開發(fā)，便于使用。4.3.3 AT指令介紹本設計使用的LM-01 藍牙能夠工作在兩種狀態(tài)，第一種為指令狀態(tài)， 這需要在模塊進入透傳前才能用下表所示的AT 指令對其進行控制

54、，使用者 可以通過有線連接的方式對藍牙的屬性進行配置，同時也可以控制藍牙的工 作方式，例如是否自動搜索、連接到指定地址、藍牙主從模式設定等；在另 一種即工作在透明傳輸的狀態(tài)下，模塊能夠進行搜索，檢測附近的藍牙從模 塊并建立連接，或者連接到指定的藍牙地址，在該狀態(tài)中，藍牙忽略所有指 令，即使發(fā)送了控制指令，藍牙也會將該指令當作數據進行傳輸，而且會按 照已經存儲在模塊的設置參數進行通信。因為系統(tǒng)使用的藍牙模塊可以根據需要對其工作角色手動指定。設置工 作角色有兩種方法，第一種為硬件設置法，另一種為軟件設置法。在模塊上通過模塊的PIO(4)口控制藍牙是否允許軟件設置法。如果這個接口被接到高電位上，則允

55、許通過軟件對其進行工作角色設置；如果接到了低電位，則 只能通過硬件對其設置，用軟件發(fā)送 AT 指令修改工作角色雖然會立即生 效，但是重新上電后模塊又會進入硬件所設定的角色。在硬件設置法中，通過藍牙上的另一個串口PIO(5)對其模式進行設定。如果它被接到高電位上，那么藍牙會工作在主模式，此時只能搜索從模 塊，不能被其他模塊搜索；若接到低電位上，藍牙工作在從模式，這時藍牙 不能搜索其他模塊，只能等待連接。本設計所使用的藍牙采用了軟件設置法，將模塊設置為允許軟件配置， 藍牙就可以接受下表AT指令的控制。表4-1常用的AT指令設置：功能AT指令模塊應答說明測試是否 進入AT模式ATOK當模塊返回 AT

56、時表明已進 入AT模式模塊命名AT+NAME1.+NAME=OK：設備名稱AT+NAME2.ERROR=命名成功則返回模塊名稱，否則返回錯誤代碼波特率設置AT+BAUD1.+BAUD=OK2.ERROR=設置成功則放回波特率代碼，否則返回錯誤代碼主從模式 設置AT+ROLE1.+ROLE=OK2.ERROR=返回：0-從設備1主設備PIN碼設置AT+PIN1.+PIN=2.ERROR=返回：配對碼4.3.4藍牙與MCU連接設計中采用的藍牙模塊為串口類型的，可直接和藍牙連接，因此將藍牙 的數據發(fā)送端（TDX）與數據接收端（RDX）和單片機的數據接收端（RDX）和發(fā)送端（TDX）連接，地線（GND

57、）和電源（VCC）與藍牙模塊上對應的引腳連接好即可，同時應設置好相應的波特率，便可與MCU正 常通信。藍牙模塊與MCU的連接示意圖如圖4-2所示圖4-2 藍牙與MCU連接示意圖4.4測試與實驗4.4.1軟件應用程序軟件方面采用了 VC+編寫，主要的作用為將接收到的數據包解析，并 且通過函數繪制出心電波形，采用精確的算法計算出心率，并且可以手動選 擇濾波類型以與導聯的相關參數，界面美觀，操作簡便。軟件界面如圖 4-3 所示。圖4-3 軟件界面4.4.2藍牙配置將藍牙通過USB轉TTL下載器連接到PC上，打開串口調試工具，設 置好主機相應的串口號、波特率、奇偶校驗位即可對藍牙模塊進行操作。通 過

58、AT 指令，對藍牙設置通信波特率為38400，數據位為 8位，一位停止 位，沒有奇偶校驗位。至此，藍牙的設置結束。此時可以看到藍牙正在進行 自動連接，如圖4-4所示。圖4-4藍牙連接4.4.3數據通信等待藍牙配對并建立連接后，藍牙會進入透傳狀態(tài)，這時通過串口調試 工具對其進行設置是無效的，此時藍牙即相當于一條串口線，可通過其電纜 替代協議通過藍牙進行數據透傳。用串口調試工具可看到藍牙收到的數據。 根據通信協議，此時心電板會一直發(fā)送0 xff，0 xff請求信號，系統(tǒng)機收到后 向心電板發(fā)送初始化命令。打開系統(tǒng)軟件即可看到心電波形。從波形中可以 看出系統(tǒng)機軟件總體運行良好，如圖4-5心電波形也較為正常。圖4-5 心電波形4.5本章小結本章主要介紹了藍牙的發(fā)展歷程以與藍牙的協議，并且論證了系統(tǒng)采用 藍牙作為無線傳輸模塊的可行性。詳細介紹了對藍牙的配置以與建立系統(tǒng)機 與采集模塊的藍牙通信連接，以與軟件的說明和操作，最后的實驗證明系統(tǒng) 的可行性。第5章總結與展望5.1 本文研究工作總結心電圖機是心電臨床檢查中的常用設備，醫(yī)生可通過心電檢查的結果對 患者的心臟情況作出診斷。常用的心電圖的檢測一般都具有體積大，價格