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1、心脏监护系统设计The Design of Cardiac Monitor ：开 题在医院或者大型诊所，心电图机可以为患者提供心电描述和心脏的病情诊 断。较完整的心电描迹和自我判断功能为心电图机在医疗行业获得了很好的应 用。可是，更多的患者需要更为轻巧、成本更为低廉的小型心脏监护仪（Cardiac Monitor）,期望它能够随时检测患者的心率，并给出一定的警示功能。而这些是 大型心电图机所不能满足的。基于上述的优点，小型心脏监护仪可以在家庭、野 外、出差时随时监测患者的心率变化情况。期待中的心脏监护仪应该具备以下的功能和优点：一：较为准确的心率监测和显示系统 二：能够实时判断患者的心率正常与
2、否 三：体积小，重量轻，能够随身携带 四：成本不能太高实现设计的难点在于心电信号的采集、处理和单片机心率的计数。这些构成 了心电监护仪的核心内容。二：心 电 信 号 的 特 点所检测心电信号的特点：1：频率较低，不大于250Hz （主要频率集中在100Hz以下）2： P波幅度不超过0.25mV R波幅度在14mV之间3：信号采集时若采用导联方式，两根输入线的信号有较大的共模电压信号4：常人心跳每分钟约60100次/分，当心率v=50次/分时属于心率过缓， 心率=120次/分时属于心率过快三：方案的理论设计I：信号采集端：（方案比较一）采集心电信号有多种方法，但目前比较有实用价值并且容易产品化的
3、有脉搏 检测和导联输入两种。1、 脉搏检测采用光电式脉搏传感器的工作方式。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。如左图所示：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。S2光电式脉押推感韜療理囲可是，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、 导联输入方式现在是国际上通用的心电信
4、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。鉴于此，本设计方案的心电信号的提取采用导联输入法。II: 心率计的软硬件实现方法 （方案比较二）1、阈值比较输出高低电平法（教材 P265）心电信号经过阈值检测器形成0和1 的高低电平之后，通过单稳态多谐振荡器延时 措施实现“有信号时间”加倍，再通过高频的时钟脉冲求与，使心动周期间隔中产生“密 集”的时钟脉冲，再而计算脉冲数即可以导出心动周期。接着将数字信号通过可变阻的 数模转换器和电流/电压转换器形成与心率成正比的
5、电压输出，这样的一系列过程可以 产生较好的心率计数器。但是，对于轻便的心脏监护仪来说，这样的硬件流程也存在一些不足之处。最重要 的一点是硬件环节颇多，调试困难。同时，还可以看到，在通过阈值检测器时直接将信 号转化成单一的高低电平注定了要产生较大的误差。因为采集信号的过程中，QRS波并 非理想状况，很可能在QR波段上升和RS波段下降过程中产生回降的现象，如下图所 示：由于QRS波段持续时间是0.060.10s,即60000us-100000us.而阈值检测器产生的高电平时间仅仅持续10us。若出现波段回降现象，很可能造成10us高电平过后不久(同一个QRS波段)又产生一个高电平段从而对心动周期和
6、输出电压的计算产生 误差。对于此种心电现象，国际计算机医学领域构想了很多种的软件算法来判断QRS 波段。对于小型心电监护仪来说仅作参考，我们列述于后。2、单片机和 ADC 实现法放大后的心电信号通过ADC0809的采样通道进入模数转换环节。与阈值检测不同 的是，产生的数字信号由00H (0V)FFH (5V)的256个离散数字描述，判断QRS 波峰精确度高，可以直接存储在51 系列单片机内存中。相对于前一种方案，单片机实现法芯片集成化，电路构造简单、容易调试，性价比 高；数据存取方便、软件算法多变，基本满足各种QRS波段的检测算法。对于心 脏监护仪来说，无疑是最合适的。四：硬 件 线 路 设
7、计硬件流程图:信号采集前置放、高通、放大低通、二级放大& ADC转换一 CPUA.前端信号采集环节教材已经证明，差动输入和三运放的仪用放大器具有较高的共模抑制比，并且满 足低噪声、较低放大倍数、输入阻抗高的优点。前置放大器(PreAmplifier)作为信号 采集端，电子线路连接如图所示：参 数 特 点：1、增益25.42、共模抑制比 86dBA、高通滤波和一级放大环节设计特点：1、高通截止频率：0.5Hz2、一级放大增益： 7.23、高通滤波时采取两级RC无源滤波网络级联的目的在于使得 高通滤波更可靠和彻底B、低通滤波和二级放大环节心电信号频谱比较宽，从直流到250Hz都有可能存在频谱。但是
8、，常人正常 情况下的P波、QRS波、T波等的频率却在100Hz以下，因此，为了滤得较为 干净的心电信号同时排除噪声，低通滤波的截止频率定在 100Hz。 有源滤波器较之RC滤波网络而言，衰减速率较快，因此采取了有源滤波的方式。放大器增 到此为止，模拟电路设计部分完成。心电信号经过这些环节之后在进入益 7.2。53BC211V-0.p3.3uLM324ti1k.Fjf .Wr-&.2k4-U-1OAC.1 .II01u-51kvw-14.7kAD转换之前频率位于0.5Hz100Hz之间，幅度放大倍数约1200倍，即幅值在 1.2V4.8V之间正好满足AD转化的电压值。D：心率计算和处理环节的软硬
9、件实现数码管显示AECG=ADC080951系列CPU警告装置ADC0809转换器分辨率8位，典型转换时间100us,单一+5V供电，输入范围0 5V。将模拟通道的电压输入转换为数字输入后，通过EOC信号通知CPU并请求中断。当将心电信号转换成数字信号进入CPU后，利用T0 （T1）作为计数器开始计算时间。 信号处理过程和算法如下：首先是如何判定QRS波峰的到来以确定新周期的开始。 采用的方法是:预先在8051的某个地址如R7中设定某个值阈作为判定波峰到来的依据， 若此刻从ADC转换输入的信号值（暂存于R0）低于设定值，则认为心电信号正在持续， 若出现一个高于阈值的信号，则判定此刻出现了QRS
10、波峰，一个周期开始到来。使某 个计数单元（R1）值加一。由于波形有升有降，以后0.1s左右的时间内（QRS波持续时间） 波值必定一直大于阈值，因此判定完第一个信号后调用延时子程序使判断的主程序停顿 0.1s左右，然后再进行判断新周期的信号。这样就避免了在QRS波期间反复计数造成 周期计数严重错误。当计到第三个周期到来后，利用中值法计算心率： 三个周期时间花费时间为t （单位转化成sec），则依据这段时间内的心率可以推断一分 钟内心率为： f=180/t 次/分。将计算出来的结果与两个设定值进行比较，低于50次/分 为心率过缓，高于120次/分为心跳过速。根据情况由CPU发出不同的警告信息如（红
11、、 绿灯亮，或者蜂鸣器警告声响。）+Vcc-TLTLTL ： ： q：Q2N3.904一次处理完毕之后，将有关地址值清零开始新一轮的计时、判断和计数。当然 如果需要可以将数据保存或者数字示波器显示波形，这都是很容易做到的，在此我们略 过不表。如下为软件流程图：8051CPU软件流程图如下:（计 BJST0）单元初始化:周期累加地址R1 通过IQ 口发送-劇转换值，存于RDA.低频肮冲至蜂鸣器（与阑值瞬一二、zFOFH ?R1 + 1（周期数累加）延时子 程序Rl=3 ?读取TD值，计算心率FO通过IQ 口发送高频脉沖至蜂鸣器（连续三个周期）发送至数码管显示五：项目总结和心得经过了方案比较、电路
12、设计和软件算法的构思后，整个项目的轮廓显现出 来。已经设计好的部分是未来产品的核心，我们尽了最大努力来完成这个目标， 可以说具备相当多的优点。我们也一直在接近这个目标：由学生能够完成产品化 的设计这也是我们项目的最大优点，依照同学们现有的知识，完全可以作出 成功的产品。当然，在设计过程中，我们也有意识地回避了一些问题，但是可以明白的 是，这些不是重点，比如说数码管的显示，只不过为了保证设计的核心性跳过不 讲罢了，完全很容易实现，还有诸如 8051 与 ADC0809 的连接问题、延时子程 序的实现等。到此为止，小型心电监护仪的理论设计完成，这是小组成员在已有的电路 和仪器知识基础搭建的一个雏形；可以肯定的是，如果需要做成产品，工作量远 不止这些，即使简单地调试电路，工程量也必定不会轻松。我们提供的仅仅是一个理论和一个方法，在具体的实施过程中肯定需要在此基础上进行很多的改变 但是即使这样，也不能低调评价我们进行的工作，因为这是大厦的基石。六：小组成员名单范小明生医三班3011511075陈万成生医三班3011511086潘炜杰生医三班3011511085
