便携心脏监护仪设计-任务书.docx

河南科技大学课 程 设 计 说 明 书课程名称 医学仪器综合课程设计 题 目 便携式心脏监护仪设计院 系 医学技术与工程学院 班 级 学生姓名 指导教师 日 期 2017.3.10课程设计任务书（指导教师填写）课程设计名称 医学仪器综合课程设计 学生姓名 专业班级 医电131班 设计题目 便携式心脏监护仪设计 一、 课程设计目的1、利用所学的专业课知识，综合应用医学传感器、医学电子学、医学仪器原理和接口技术、数字控制技术等多方面的知识，设计简单的医学仪器。2、掌握医学仪器的一般结构和设计方法。3、掌握电子电路设计工具软件的使用、掌握电子电路设计技术与方法。4、掌握电子器件、电路的测试技术及实验测试仪器的使用。二、 设计内容、技术条件和要求1、设计家庭用便携心脏监护仪、能够检测出心率，并根据心率给出报警信号。2、写出便携心脏监护仪设计的意义和背景3、给出两种设计方案并进行方案选择、实现优选方案的仪器设计。4、使用计算机辅助设计并绘制出系统电路图、根据电路图进行电路连接与调试，。设计任务划分：你的主要设计任务是（ ）任务序号任务1总体方案比较及选择，系统硬件设计（电路原理图、拟解决的关键问题和措施）2单片机及软件设计（软件流程及相关程序、设计的特点和难点）三、 时间进度安排（第一周） 1、根据题目查找、收集和整理所需资料，制定设计方案和实施办法 （第二周周一至周三） 2、设计并绘出系统电路原理图（用PROTEL或MULTISIM进行电路仿真与设计）（第二周周四至第三周周一） 3、根据设计电路图进行电路连接、制作与调试（第三周周二至周三） 4、整理设计资料，提交设计报告（第三周周四、周五） 5、课程设计情况报告及现场操作演示（答辩）四、 主要参考文献现代医学仪器设计原理邓亲恺主编，科学出版社医学电子仪器原理与设计 余学飞主编，华南理工大学出版社医用检验仪器原理、构造与维修刘凤军主编，中国医药科技出版社生物医学传感器和检测技术杨玉星主编，华中科技大学出版社生物医学电子学 张唯真主编，清华大学出版社电子技术基础 康华光主编，高等教育出版社医学仪器齐颁扬主编，高等教育出版社生物医学测量与仪器王保华主编，复旦大学出版社指导教师签字： 年 月 日 目录一、 绪论4二、 方案的选定42.1 脉搏检测法42.2 肢体导联输入法5三、 总体方案的设计53.1设计思路53.2总体设计框图53.3 心电监护仪原理6四、 硬件设计84.1信号前置通道设计94.2 三运放差分放大电路及仿真104.3 反向输入低通滤波器设计及仿真114.4 带通滤波器设计及仿真114.5 心电信号的整流及仿真114.6阈值检测电路与单稳态电路12五、 软件设计 13六、 总电路图及仿真图14七、 编译代码15一、 绪论心血管疾病是当今发达国家死亡率占第一位的重要疾病，在我国也是死亡率最高的第一疾病，世界卫生组织已将其列为21世纪危害人类健康的头号。随着人们生活水平的提高，工作方式以及膳食结构的变化，源于心脏与循环系统的不健康而导致的心血管疾病已逐渐成为威胁人类健康的主要疾病。目前，现代的医学电子仪器已不仅仅是单纯的医学电子测量仪器硬件系统，而是基于电子技术、计算机技术、数字信号处理技术的生理量监测和分析系统。以往专门测量心率值的仪器很少，能提供心率变异指标的仪器更是寥寥无几。人们为了知道自己的运动或者劳动强度是否超符合，尤其是老年人或者运动员等，他们都得赶到医院而不能实时测量和预知。而新电一的出现，使心电图机进入家庭变成了可能，但基于心电工作站的模式，使个别地区的患者因医院分析诊断系统的不健全，而变得不适用；基于嵌入式及DSP的心电监护仪功能强大，但又因芯片价格的高昂而有悖与我国国情，不利于家庭的普及。因此，一种性能优良，带有自动检测、报警等功能，适合在家庭和社区条件下使用，同时适用于有隐形疾病的亚健康人群及各种作业环境下的劳动者，在其心率变异时，能及时发出警示的安全监护器，而又符合我国人均水平不高这一国情的心率监护系统的设计尤为重要。二、 方案的选定1、 脉搏检测法脉搏检测采用光电式脉搏传感器作为主要器件，由于人体肌肉组织容易透射光线，但由于血液对光线的吸收作用，光照在一般人体组织中 穿透性要比在血液中大几十倍。如下图所示：测量时将拇指放入光电传感器内，光源发出的光透射过拇指时，由于手指血管容积会随着心脏搏动而变化，致使光敏二极管的电流作周期性变化，从而通过电流达到测量心率的目的。可是，脉搏式传感器的工作方式决定了它的缺陷。过于依靠手指血管的容积来获得周期性的电流容易造成误差，并且相对于导联采集所用的器材来说，光电脉搏传感器价格昂贵效果却不一定好。2、 肢体导联输入法现在现在是国际上通用的心电信号获取方式，自创立以来百余年发展很快，已经成为医院的心电图机和心电仪信号采集的主要方式。相对于光电式脉搏传感器而言，它直接获取心电信号，结构简单，容易操作，误差较小，成本低廉。综上比较，选用第二种，肢体导联输入法作为此次设计方案。三、 总体方案的设计1、设计思路以AT89C51单片机为核心控制芯片，将采集过的信号经信号处理电路后脉冲送入单片机，经单片机的数模转换和计数功能记录心率的数值经七段数码管显示出来，最后连接报警电路模块，若心率超出阈值范围即报警。2、总体设计框图AT89C51单片机时钟电路复位电路显示电路信号导入及处理电路模块报警电路总体设计框图以AT89C51为主要部件，控制着信号的输入与转化，及报警电路。信号的显示通过7位数码管显示出来。3、心脏监护器原理3.1心电介绍生物体内包含着大量的生物医学信号，其中电信号包括心电、脑电、眼电、肌电、胃电等。其中心电信号是最重要的生物电信号。心脏每时每刻都按着一定的速度和节拍在跳动，每次心脏跳动时，首先产生电刺激，始于窦房结，并沿心脏的电传导系统往下传，先后使心房和心室兴奋，实现心脏收缩，执行向全身泵血的功能。这种有序的电兴奋的传导过程，从心脏出发传到了机体的表面，在体表产生电位，可以在身体表面用特殊电极将此微弱心电信号收集，然后通过心电放大器及一系列的生物医学信号处理装置，送入单片机接口进行处理程序，控制单片机外围设备，即键盘电路及报警电路，便成为心脏监护仪。 心电信号波形心电信号是由一系列的波形组成，一个典型的完整心电波形如上图，可以看出，它主要由P波，QRS复合波，T波，及U波组成的，每个波段都有特殊的生理意义，现在介绍QRS复合波。典型的QRS复合波包括三个紧密相连的波形，第一个向下的负波称为Q波；紧接着一个快速向上的正波称为R波；R波之后是一个向下的负波名为S波。三个波被合称为QRS复合波。QRS波的时间跨度在60l00ms范围内。QRS波振幅和形态以及时间包含大量的心脏信息，至今仍很多信息未被认识，有待进一步研究发掘。心电信号当中，除了波形有特定的意义外，各波之间的时间关系也有着极重要的意义。对本设计比较重要的有以下几个：PR间期：从P波的起点至QRS波的 起点之间的时间，代表的是由窦房结产生兴奋传到心室，引起心室兴奋所需的时间，所以亦称为房室传导时间。正常成年人这一数据为0.12s0.20s。婴幼儿及心率较快情况下，PR间期时间相应减少，经常锻炼身体的人，又如运动员，其PR间期较长，甚至可能超过0.20s。QT间期：从QRS波群的起点至T波终点的时间，代表心室去极化到完全复极化至静息状态所需时间。这一时期的长短与心率紧密相关。心率越高QT间期越短，反之该间期越长。ST段：从QRS波群终点到T波起点之间的时间，心脏正常工作时应与基线平齐，表示心室各部分已完全进入静息状态，反映心室肌早期复极过程中的电位和时间的变化。RR间期：两次心搏的QRS综合波主波之间的时间，代表完成一次完整心脏搏动所需的时间跨度。60秒除以平均RR间期便可得到平均心率的大小。QRS波起始至T波终止所需的时间，代表心室肌开始除极到复极结束所需的时间。间期为360ms430ms。如果心率越快，Q-T间期就愈短。心电信号的大小一般情况下在10uV和5mV之间。心电信号频率分布在100Hz以下，主要是在l30Hz之间。在人体体表提取的心电信号，是属于强噪声背景下的生物医学电信号，主要有以下特征； l 幅值在0.05mV5mV之间，信号微弱；l 频谱范围为0.05Hz100Hz，频率较低，而且能量主要集中在0.530Hz；l 离开体表很小的距离基本上检测不到信号，属于近场检测；l 即信号没法用确定函数来描述，随机性强。只能使用统计学方法，从大量测量结果找出其规律；l 目标信号往往被淹没在很多干扰信号中，干扰信号可来自生物体外，如工频干扰，因接触不良引入的其他外来串扰等。干扰信号与心电信号本身频带重叠如工频干扰等情况也可能发生3.2 硬件原理由于心电信号十分微弱，频率一般在0.5100Hz之间，能量主要集中在17Hz附近幅度大约在10uv2mv之间，所需要的放大倍数大约为5001000倍。而且由于市电的干扰会对心电信号产生50Hz工频干扰，需要通过带阻滤波器将工频干扰滤出。故信号处理如下：ECG载入三运放电路进行信号放大通过低通滤波器滤出大于100Hz的无效波长通过带阻滤波器滤出50Hz工频干扰整流电路进行整流模数转换将模拟信号转化为高低电平的数字信号导入AT89C51芯片进行计数，比较和报警。四、 硬件设计4.1 信号前置通道设计人体的生物电信号测量的环境是十分复杂的，存在大量干扰。生物医学电信号一般都属于低频微弱的自然信号(uV级、mV级)，而且在测量某一生理参数的时候，往往伴随着其他生理信号的噪声背景和工频干扰存在。因此，信号前置通道电路设计对整个系统信号测量的准确性是至关重要的。心电信号是通过体表电极获得的。我们采用的是医疗监护使用的导联电极。医疗监护所使用的电极是一次性的Ag-AgCl纽扣电极。心电电极检测到的心电信号的幅值一般在0.05mV4mV，同时存在的干扰信号有这些：人与电极板之间的极化电压，仪器周围复杂电磁场环境的干扰，以及来自仪器内部的噪声等。心电信号采集两点电位差然后进行放大，于是前置级放大器采用的是差动电路结构。由于生物电信号源本身是高内部阻抗的微弱的信号源，通过电极提取又呈现出了不稳定的高内阻源特质。如果因为放大器输入阻抗与源阻抗相比不够高的话，就会造成信号低频分量部分的幅值减小，就会产生低频失真。由于心电信号取于自人体表面，人体内阻较大，即信号源阻抗较大，背景噪声又很强。因此要求采集心电信号的电路具有以下条件：a、为了处理心电信号幅值微弱，且变化较大的情况，要求高增益且可调节；b、为了提高心电信号的信噪比，要求输入阻抗高，噪声低；c、为了消除电极极化电位干扰及50Hz工频干扰，要求共模抑制比高；d、为了防止放大倍数高的前置放大器出现饱和现象，要求漂移低；f、为了有效地抑制噪声水平，提取出有用的信号，需要有合适的带宽；g、为了确保生命的绝对安全，需要有极高的安全性能指标。4.2 三运放差分放大电路及仿真 本实验采用的放大倍数经公式Ad=-(1+2R10R9)R14R8计算得 Ad=-25.放大器的第I 级主要用来提高整个放大电路的输入阻抗，第II 级采用差动电路用以 提高共模抑制比。 电路中输入级由A3、A4 两个同相输入运算放大器电路并联，再与A5 差分输入串联的三运放差动放大电路构成，其中A1、A2 是增加电路的输入阻抗。电路优点：差模信号按差模增益放大，远高于共模成分（噪声）；决定增益的电阻（R1、Rp、R3）理论上对共模抑制比没有影响，因此电阻的误差不重要。三运放差分放大电路 运放差分放大电路特点： 1)高输入阻抗。被提取的信号是不稳定的高内阻源的微弱信号，为了减少信号源内阻的影 响，必须提高放大器输入阻抗。一般情况下，信号源的内阻为100k，则放大器的输入 阻抗应大于1M 。2)高共模抑制比CMRR。信号工频干扰以及所测量的参数以外的作用的干扰，一般为共模干扰，前置级须采用CMRR 高的差动放大形式，能减少共模干扰向差模干扰转化。 3)低噪声、低漂移。主要作用是对信号源的影响小，拾取信号的能力强，以及能够使输出 稳定。 电路对共模输入信号没有放大作用，共模电压增益接近于零。三运放差分电路及仿真图 由图可知，波形的幅度（电压）变大了，符合设计要求。4.3反向输入低通滤波器设计及仿真 由于心电信号的有效频率在0.5-100Hz，所以需要用低通滤波器滤出100Hz以外的波形，保留有效波形。截止频率为f=12Rc,经计算的f=12*82k*47nf 反相输入低通滤波器原理图有源滤波电路的负载不影响滤波特性，因此常用于信号处理要求高的场合。有源滤波电路一般由RC网络和集成运放组成，因而必须在合适的直流电源供电的情况下才能使用，同时还可以进行放大。但电路的组成和设计也较复杂。有源滤波电路不适用于高电压大电流的场合，只适用于信号处理。4.4 带通滤波器设计及仿真 信号从三级运放输出后需要进行的是滤波处理：人体心电信号的频率主要分布在0.05Hz100Hz这个范围之间。而我们在系统中所要检测的心电信号也刚好在此范围内。以往的实验表明，对心电信号进行0.05Hz至100Hz的带通滤波，可以减少信号的高频成分对R波识别所带来的影响，抑制基线的漂移。 帯通滤波电路 带通滤波仿真图由图可知，滤波器滤过后得到的有效波形符合题意。4.5 心电信号的整流与仿真心电信号整流放大电路的放大倍数公式如下： Ad=-R3R2 =1由公式结果易知，整流电路的作用不是去放大，而是将电路做整流。1N4001整流二极管一般为平面型硅二极管，用于各种电源整流电路中。 心电信号的整流电路 4.6 心电信号的阈值检测电路与单稳态电路心电信号的阈值检测电路将获得一个峰值，将取得的峰值和下一个峰值进行了比较，来检测下一个R波的波峰值，使R波检测的稳定性及可靠性更高。心电信号阈值检测电路单稳态电路单稳电路指的是该电路的输出信号只能在一种状态即逻辑高或低，该状态下是稳定的，而当电路的输出处在另一种状态下时稳定性的不能保持住，会自动地回到趋于稳定的状态。单稳态电路也只有一个稳定的状态，触发翻转之后，经过一段时间后才会回到原来的稳定状态，一般作固定脉冲宽度整形去使用。单稳态电路工作时，检测到每一个QRS复波，就会产生一个200ms的脉冲波，这个脉冲波用于驱动下一级的电路。 单稳态电路五、 软件设计单片机设计主要用AT89C51芯片，AT89C51 提供以下标准功能：4k 字节Flash 闪速存储器，128字节内部RAM，32 个I/O 口线，两个16位定时/计数器，一个5向量两级中断结构，一个全双工串行通信口，片内振荡器及时钟电路。同时，AT89C51可降至0Hz的静态逻辑操作，并支持两种软件可选的节电工作模式。空闲方式停止CPU的工作，但允许RAM，定时/计数器，串行通信口及中断系统继续工作。掉电方式保存RAM中的内容，但振荡器停止工作并禁止其它所有部件工作直到下一个硬件复位。我们此次设计是利用它的定时/计数功能和比较功能。 AT89C51引脚图将设计好的C程序导入单片机，利用单片机内部的控制和实现报警，利用计数功能记录心率，并通过连接的7位数码管显示心率数值，将此数值与正常范围的数值进行比较，超过正常范围将引导报警电路，使蜂鸣器发出声音，报警灯亮。 报警电路图六、 总电路图及仿真图 七、 编译代码#include sbit RED= P10;sbit YELOW =P11;sbit SPK =P17;unsigned char code dispbit=0x0e,0x0d,0x0b,0x07; unsigned char code dispcode=0x3f,0x06,0x5b,0x4f,0x66, 0x6d,0x7d,0x07,0x7f,0x6f,0x00,0x40; unsigned char dispbuf4=0; unsigned char temp4; unsigned char dispcount,Ratio,HF=100,LF=60; unsigned int timecount=0,firstpulse=1; bit newpulse=0,Alarm_f=0; void Alarm