毕业设计（论文）-基于蓝牙的单导心电无线传输模块设计.doc

长春理工大学本科毕业设计编号 本科生毕业设计基于蓝牙的单导心电无线传输模块设计Design of Single Lead ECG Wireless Transmission Module Based on Bluetooth学 生 姓 名专 业生物医学工程学 号指 导 教 师学 院生命科学技术学院二一四年六月 毕业设计（论文）原创承诺书1.本人承诺：所呈交的毕业设计（论文）基于蓝牙的单导心电无线传输模块设计，是认真学习理解学校的长春理工大学本科毕业设计（论文）工作条例后，在教师的指导下，保质保量独立地完成了任务书中规定的内容，不弄虚作假，不抄袭别人的工作内容。2本人在毕业设计（论文）中引用他人的观点和研究成果，均在文中加以注释或以参考文献形式列出，对本文的研究工作做出重要贡献的个人和集体均已在文中注明。3在毕业设计（论文）中对侵犯任何方面知识产权的行为，由本人承担相应的法律责任。4本人完全了解学校关于保存、使用毕业设计（论文）的规定，即：按照学校要求提交论文和相关材料的印刷本和电子版本；同意学校保留毕业设计（论文）的复印件和电子版本，允许被查阅和借阅；学校可以采用影印、缩印或其他复制手段保存毕业设计（论文），可以公布其中的全部或部分内容。以上承诺的法律结果将完全由本人承担！作 者 签 名： 年 月日摘 要随着社会的发展，人们对健康要求的不断提高，使得便携式心电信号监护系统越来越受人们的欢迎。本文以嵌入式微控制器STM32L151C8和低功率蓝牙芯片HC-06为基础，设计了一便携式心电信号采集和无线传输系统。系统以低功耗、便携式为设计原则，标准化、模块化为设计思想，提出并实现了系统硬件电路方案，完成了初始化和系统应用软件的设计，并对软硬件进行了联合调试。实验结果表明本文提出的心电信号采集和无线传输系统软硬件设计方案可行，其在功耗、速度和体积上均有着独特的优势，具有良好的应用前景。关键词：心电信号 STM32L151C8 HC-06 无线传输Abstract With the development of society, peoples increasing demands for health, making portable ECG monitoring system more and more popular.This paper based on the embedded microcontroller STM32L151C8 and the low-power Bluetooth chip HC-06, gives the design of a portable ECG data acquisition and wireless transmission system.The system with low power and portable as design principles, standardization and modular as design thoughts, implements hardware circuit scheme, completes the initialization and the design of system application software, and the software and hardware joint debugging.Experimental results show that the design of hardware and software of the proposed ECG acquisition and wireless transmission system is feasible, and its power consumption, speed and volume,has unique advantages and good prospects for development.Key words：ECG ; STM32L151C8; HC-06; Wireless Transmission目录摘 要IAbstractII第1章 绪论11.1 研究的目的与意义11.2研究的现状与前景11.3主要研究工作及内容2第2章 人体心电信号产生与蓝牙无线通讯技术42.1心电信号的产生及特征42.1.1 心电信号的产生机理42.1.2 心电信号的组成及特征42.1.3心电信号的获取52.1.4心电信号的干扰分析62.2多参数病人模拟器62.3蓝牙无线通讯技术简介72.4 本章小结8第3章 系统硬件设计93.1系统硬件设计原则与总体框图93.1.1系统硬件设计原则93.1.2系统硬件总体框图93.2采集传输系统硬件设计103.2.1前置放大模块103.2.2滤波及二级放大模块123.2.3 MCU控制模块133.2.4蓝牙RF模块153.2.5电源模块163.3 PCB设计173.3.1 PCB设计173.3.2 PCB板调试183.4 本章小结21第4章 系统软件设计224.1软件设计的开发环境224.2传输系统软件设计234.3系统软件调试254.3 本章小结261结 论27参考文献28致 谢29附 录30第1章 绪论1.1 研究的目的与意义近年来，随着社会的不断发展，人们生活水平的逐步提高，心血管疾病已成为威胁人类生命的主要疾病，世界上心脏病的死亡率仍占首位。由于心脏病具有病情隐蔽、发展缓慢、发病危险性高的特点，它对心脏病患者、特别是中老年患者的危害性极大，是威胁人类生命安全的“第一杀手”1。在我国，因心血管疾病而死亡的人数占总死亡人数的44%，根据2008年中国慢性心脏病年报显示，国内每年近50%的死亡病例为冠心病，且该数字在逐年递增2。随着我国社会老龄化趋势的加剧，心脏病己成为危害人类健康的多发病和常见病，长期慢性心血管疾病患者的监护问题目前已经成为重要的社会问题。心电信号是人类较早研究并应用于医学临床的生物电信号之一，它比其他生物电信号更易于检测，并具有一定的规律性。国际上医学界人士已经通过对心电信号的特征、规律的研究对部分相关病变做出早期预测和及时诊断。由于心脏类疾病具有长期性和突发性，要及时、准确掌握患者的第一手资料仅靠患者到医院做一次或几次心电图是不够的。常规心电图检查仅记录6-100个心动周期，历时仅1分钟左右，所能获取的心脏信息非常少；而一个常人一天24小时心跳次数达10万次以上，所以在有限的时间内，记录发生心率失常的概率相当低，尤其是一些阵发性心率失常，即使病人有自觉症状，但在做常规心电图检查时也往往难以捕获3。因此，长时间的实时监测人类心脏病的状况，对于适时治疗、预防心脏病突发死亡，具有十分重要的意义。现有家用心电监护仪器，虽然其功能大致可以满足患者使用的需要，但仍然存在许多问题，如某些监护仪器要求患者将纪录的数据周期地送往诊所进行会诊，实时性较差。此外，传统医疗监护系统采用的线缆连接，体积和功耗往往较大，限制了病人和医护人员的行动，造成很大的不便。加之现代医学模式的转变带来了人们对健康的新要求，因此，有必要研制一种结合常规心电图(ECG)和动态心电图(Holter)两种系统的新的智能化、便携式、操作方便、价格低廉的心电监护设备4。1.2研究的现状与前景英国生理学家 Einthoven 在1887年用毛细管静电计记录了心动电流图。其在1903年采用弦线电流计，第一次将体表心电图记录在感光胶片上5。该弦线式电流计采用了新的设计方法，利用极细的镀银石英丝代替动圈，并通过反射镜记录37心动电流，解决了以前测量设备的惰性大、记录误差大以及需要繁琐的数学计算等缺点。在1912年他深入研究了正常心电图的波动范围后，提出了著名的“爱因托芬三角”理论6。从此利用心电图协助诊断疾病逐渐广泛应用于临床。美国科学家Holter于1949年首创动态心电图(Dynamic Electrocardiography DCG)，又称Holter心电图。DCG功能强大，能够在较长的时间范围内监测患者的心电状况，能够检测出心律失常和心肌缺血等一些常规ECG不易发现疾病。对临床分析病情、确立诊断、判断疗效有重要参考价值7。1961年，以德玛公司的产品为代表，美国最先将DCG技术应用到临床，以后很快在发达国家得到普及。自1978年我国开始引进此项技术以来，临床应用逐步深入，成为心血管疾病诊断领域中的实用、高效、无创、安全、准确、可重复性强的重要检查方法8。随着现代科学技术的飞速发展，目前国内外各大医疗设备供应商都投入巨资开发功能更强、性能更优的心电设备。如美国的Heart Mirror系列心电监护设备，珠海中立电子集团的心脏病集群监护系统等。但是面对居住地分散，数量庞大的院外人群时，上述方法便显现出了不足：设备体积大，分量重，成本高，不利于普通人的日常性检测。随着心电监护和家庭健康技术的发展，心电监护仪有向小型化、便携化、家庭化发展的趋势。近年来，随着蓝牙无线传输技术的重大发展，蓝牙技术成功地应用在计算机与移动电话之中，可用于替代便携或固定电子设备上使用的电缆或连线。与其他无线传输方式相比，蓝牙模块具有数据传输速率高、体积小、功耗低等特点，已成为无线嵌入式医疗设备所考虑采用的基本无线通信技术之一。将其应用在医疗设备的数据传输当中，可以极大增加患者的活动空间，减少电线对病人活动范围的限制。然而随身携带的便携式心电监护仪在我国并未能够很好的普及，究其原因，有以下几个方面： (1)记录的心电信息极其有限，医生从中难以得到患者全面的心电信息，从而降低了医生对疾病诊断的正确率； (2)费用较为昂贵，动辄几千乃至上万元，一般的患者难以承受； (3)实时性、体积、功耗、重量等都不尽如人意，给患者在使用过程中造成诸多不便； 综上所述，低成本，低功耗的便携式心电无线传输系统将是心电监护系统未来的发展方向。1.3主要研究工作及内容本文以超低功耗微控制器STM32L151C8和蓝牙芯片HC-06为基础，结合目前国内外发展现状，研究设计了单导联心电采集模块，并通过蓝牙无线透传将原始数据传输至上位机，采集模块具备低功耗、便携式特点。本文研究内容如下：(1) 首先介绍了心电信号的产生机理及特征，并对蓝牙无线通讯技术做简介分析，为系统设计做了必要的铺垫。 (2)详细阐述了系统硬件的设计过程，对心电信号的滤波、放大电路分别做了设计分析，对芯片选取和参数确定做了细致的说明，并对硬件电路进行了全面测试。 (3)详细阐述了系统软件的设计过程，给出了系统软件流程图，对系统初始化、MCU模数转换及UART数据传输过程进行了C程序编写，并对系统软硬件做了联合测试。 (4)对整个系统的设计以及测试结果做了分析与总结，并提出了系统今后的改进方向。第2章 人体心电信号产生与蓝牙无线通讯技术2.1心电信号的产生及特征2.1.1 心电信号的产生机理心脏的结构复杂，可以把心脏看作一个水泵，能够不断地有规律性的发生兴奋和收缩9，从而推动着整个血液的循环。心电信号就是由心肌激动产生的微小电流，该电激动是在心脏机械收缩之前产生的。围绕在心脏周围的组织和体液都具有导电性，这些微小电流总和就通过组织及体液传导反映到体表上来。从而造成体表不同点之间的电位差不同，通过采集这些电位差就可以绘制出心电图来。心电图是记录心脏电活动状态的记录，包括心脏节律和频率以及电压的高低等信息，可用于诊断各种心律失常、心肌病变、心肌梗塞及心肌缺血等心血管疾病。同时对心脏病的诊断和治疗也提供了确切的理论依据10。2.1.2 心电信号的组成及特征正常情况下，心电图上的每个心动周期中出现的波形曲线的改变是有规律的。通过电极对心电信号进行提取，可以画出心电信号的电压幅度随着时间变化的图形，如图2-1所示，即为一个典型的正常心电波形11。信号强度微弱，幅值一般为10V4mV，典型值是1mV。 图2-1 一个周期的ECG波形心电图的典型间期和典型段12（其中“间期”指时间间隔，而“段”则指波形本身）论述如下：P波：反映两心房去极化过程的电位变化，左右心房除极波，前部代表右心房激动，后部代表左心房激动。P-R间期：是从 P 波起点到QRS波群起点的相隔时间。它代表从心房激动开始到心室开始激动的时间，正常为0.120.20s。若超过0.20s，一般表明有房室传导阻滞。这一期间随着年龄的增长而有加长的趋势。QRS间期：从Q波开始至S波终了的时间间隔。它代表两侧心室肌（包括心室间隔肌）的电激动过程。QRS波群的宽度即为QRS时限，代表全部心室肌激动过程所需要的时间，正常人的时限最长不超过0.10s。QRS波的形态、振幅和时间所包含的心脏信息极为丰富，迄今仍有大量的有用信息尚未被认识，有待进一步探讨。S-T段：由QRS波群结束到T波开始的平线，ST段下降不应低于0.05毫伏。偏高或降低超出上述范围，便属异常心电图。P-R段：从P波后半部分起始端至QRS波群起点。同样，正常人的这一段也是接近基线的。心电信号是一个近似周期信号，它的特点是突变性很强，属于一种非常典型的具有明显时频特性与时间-尺度特性的生物医学信号13。其具有以下特点：(1)微弱性：心电信号的幅度一般只有0.055mV，均值在1V，很容易受到干扰的影响。(2)低频特性：人体心电信号频率比较低，有价值的频率范围一般为0.05100Hz，能量大部分集中在0.0540Hz。同时从功率谱上可以得出，心电信号的能量大部分集中在QRS 期间，其频率峰值一般为1020Hz，在信号的中、高频率区。由于这个特征在整个心电信号图中非常明显，因此对 QRS 波形的检测变得非常容易识别。(3)高阻抗：人体源阻抗一般可达几K至几十K，呈高阻抗性，其作为心电信号的信号源，给心电信号的检测带来了不利，容易造成心电信号的误差和失真。(4)不稳定性：人体内部各个器官之间相互影响，又与外部密切关联，所以，无论内部的还是外部的影响，都能引起ECG的变化，引起心电信号的不稳定。(5)随机性：人体由于周围环境的影响，不可避免的会受到各种各样的外界干扰而使心电信号发生变化，从而造成心电信号的随机性。2.1.3心电信号的获取为了统一和便于比较所获得的ECG波形，临床上对测定ECG的电极位置和导联线与放大器的连接方式有严格的统一规定，称之为心电图的导联系统。临床上广泛应用的是标准12导联系统。在本论文中，由于是为便携式监护仪所设计，不可能把标准的12导联全部采集。所以这里采取测量其中比较有代表性的3电极标准I导联，表现两个电极测量点之间的电位差变化。2.1.4心电信号的干扰分析心电信号作为心脏电活动在人体体表的表现，幅度仅为10V4mV，这导致其极易受到外界环境的干扰，引起 ECG 信号的异常。通过电极检测到的ECG信号中含有几种不同类型的干扰，主要为工频干扰、基线漂移、电极接触噪声、肌电干扰等，其中50Hz及其倍频附近的工频干扰和0.7Hz以下的极化电压干扰是最重要的两个干扰源。其中主要的干扰与噪声介绍如下：(1)基线漂移基线漂移一般是由极化电压引起的，由于两电极之间极化电压很难保持绝对的对称性，心电信号将会随着肢体稍微剧烈的运动而发生改变，从而使心电信号的准确性受到了破坏，基线漂移频率约是0.15Hz0.3Hz。(2)工频干扰14人体周围时时刻刻都存在着工频干扰，主要是50Hz电源干扰及其高次谐波干扰。如果不采取一定的去噪手段，可以从心电信号的频谱中发现50Hz的幅度极高，基本把心电信号淹没掉，这是由于人体的天线效应造成的。(3)肌电干扰15肌电干扰是由人体活动、肌肉紧张等产生的皮肤电势引起的，经研究证实，大约有30mV的电势在人体内外表皮层中存在，其随着人体皮肤的运动发生波动，并会随着电极的采集进入前置放大电路并进行放大，从而造成心电信号存在噪声。肌电干扰的频率范围很广，一般在5Hz2KHz之间，频谱特性接近白噪声。(4)电极接触噪声电极与皮肤表面一般要涂抹导电膏并进行适当的固定，以防止电极与皮肤表面的接触发生松动或脱落，从而防止接触阻抗的变化。由以上分析可得：ECG信号中的干扰和噪声存在频带宽、幅度大的特点，在进行心电信号采集时必须进行预处理，否则采集出的心电数据将失去分析与处理的意义。2.2多参数病人模拟器本系统选择实验室的多参数病人模拟器作为心电信号源，其输出信号稳定，波形准确，给系统测试带来方便。多参数病人模拟器如图2-2所示，其具有如下特点：图2-2 多参数病人模拟器(1) 高性能，结构紧凑，体积小巧(2) 常用设定均有热键标记(3) 12导联ECG(4) 呼吸以及温度选择(5) 有创血压模拟(6) 心输出量选件(7) 成人及儿科正常窦性节律(8) 35种心律失常(9) ECG性能测试波形(10) ST段电平输出(11) ECG干扰(12) 起搏器模拟(13) RS232接口2.3蓝牙无线通讯技术简介蓝牙技术是由爱立信、IBM、Intel、诺基亚、东芝等5家公司于1998年5月联合制定的近距离无线通信技术标准，是一个开放的全球工业标准。其实质内容是为固定设备或移动设备建立通用的无线电空中接口（Radio Air Interface），将通信技术与计算机技术进一步结合起来，提供一种低价位、低功耗、可替代电缆的无线数据和语音链路，使设备能在近距离范围内实现相互通信或操作16。蓝牙工作于2.4GHz国际通用ISM(industry scientific and medical)频段，为了避免与其他无线通信系统的相互干扰，采用了跳频技术(frequency hopping)进行数据传输。蓝牙的跳频速度为1600hops/s，即每隔625s改变一次通信频道。蓝牙技术设备自身具有组建临时网络的能力，可以主动检测到通讯范围内的其他蓝牙设备并由用户决定是否连接，支持点对点或点对多点的连接，不需要任何服务器。本系统中采用蓝牙技术主要是基于以下几点考虑：(1)用蓝牙无线链路替代电缆，实现透明数据传输是蓝牙的典型应用之一；(2)蓝牙技术提供快速、安全语音和数据传输，通讯范围高达10米；(3)通过采用错误纠正方法保护数据；(4)蓝牙微功率的特性对医疗仪器的干扰微乎其微，也不会对人体健康产生影响。标准状态下蓝牙的发射功率仅为mW级；(5)蓝牙芯片的成本相对较低，且有进一步下降的趋势。除蓝牙技术外，其他较为成熟的短距离无线通信技术还有红外、IEEE802.11无线局域网技术和Home RF家用无线局域网技术。这三种技术和蓝牙都工作在一个频段，它们之间存在着一定竞争和相互影响。与其他无线传输方式相比， 蓝牙模块具有数据传输速率高、体积小、功耗低等特点，已成为无线嵌入式医疗设备所考虑采用的基本无线通信技术之一。2.4 本章小结本章主要介绍了心电信号的产生机理及特征，并对目前主流的蓝牙短距离无线通信技术做了分析。为系统设计过程中相关技术的选取和参数的确定做了必要的铺垫。第3章 系统硬件设计3.1系统硬件设计原则与总体框图3.1.1系统硬件设计原则嵌入式系统表述为：“以应用为中心、以计算机技术为基础、软硬件可裁剪、功能、可靠性、成本、体积、功耗等严格要求的专用计算机系统”，由嵌入式硬件和嵌入式软件两部分有机的结合在一起。作为一种典型的嵌入式应用，本论文设计的心电传输模块要求具有低功耗、便携式特点，能够对心电信号进行无线传输。因此，在硬件开发过程中，要有针对性的进行器件的选择和设计，可以遵循以下规则：(1)选择合适的处理器，以减少硬件复杂度并降低成本。(2)安全性原则：系统要符合便携式设备的安全规定，保证电气性能安全。(3)准确性原则：系统应能够准确测量人体微弱的心电信号，包括必要的抗干扰设计，如器件选择、去耦滤波、印刷电路板布线、通道隔离等。(4)可靠性原则：尽可能选择典型电路，模块化设计，软硬件结合，以降低能耗。系统应能够保证长时间稳定可靠工作。3.1.2系统硬件总体框图该采集传输系统总体可分为模拟和数字两部分。模拟部分是指前端采集电路，包括前置放大、右腿驱动电路、滤波电路和二级放大电路。数据处理部分包括STM32L处理器模块及其A/D转换、串口通信、上位机显示软件和电源管理模块等。硬件系统设计框图如图3-1所示： 图3-1 心电无线传输系统设计框图如图3-1所示，在人体右手(RA)，左手(LA)和左腿(LF)任意两处放置心电电极来采集人体心电信号，组成一路差分信号。将此路微弱的差分信号送到高共模抑制比(CMRR)、高阻抗的精密仪表放大器中进行一级放大；系统中设计了右腿驱动电路，该电路采用以人体为相加点的共模电压负反馈的方法将反馈的共模信号接到人休的右腿(RL)上，目的是克服50Hz的工频干扰，以进一步提高共模抑制比。信号经过前级处理后进入后级高通，低通和二级放大电路模块；然后将调理好的心电信号输出送到MCU中进行AD转换，并通过UART送入蓝牙芯片进行无线传输。系统接收部分完成的功能是当PC机蓝牙适配器接收到信号后，通过上位机软件读取接收到的信号。在系统供电方面，拟采用普通的2节5号电池供给电源模块，所以在硬件电路设计时应尽可能选用低功耗、适合于电池供电的器件并充分考虑各种节电方法。3.2采集传输系统硬件设计根据硬件设计原则和系统的功能要求，本文中采集传输系统应当具有设计简单、抗干扰能力强、体积小、功耗低的特点，将系统按如下五个主要模块进行设计：(1)前置放大模块；(2)滤波及二级放大模块；(3) MCU控制模块；(4)蓝牙传输模块；(5)电源模块；下面将对上述各个模块分别做详细的分析。3.2.1前置放大模块前置放大电路将采集到的人体心电信号直接进行差分放大，该部分电路在整个采集电路中至关重要，因为信号的后续处理都是以此为基础，所以一定要选用生物医学领域专用的的精密仪表放大器。该放大器的输入电路相对于人体来说应具有保护机制，以防止电流通过电缆串扰到人体，对人体造成危害。该电路模块在参数选取方面需要考虑以下几项17：(1)高共模抑制比(CMRR)：周围环境的工频干扰和极化电压均在电路中表现为共模干扰，所以放大器必须具备很高的共模抑制比。一般要求CMRR80dB。(2)高输入阻抗、低输出阻抗：由于心电信号具有高阻抗性，只有高输入阻抗的芯片才有可能将信号失真降到最低。放大器的输出电路功能是用来驱动其负载，因此必须具有非常低的输出阻抗。(3)频率响应：临床上标准ECG信号的有效频带一般为0.05-100Hz之间，系统要求在此频带内电路不失真的放大心电信号。可设计高、低通滤波器来压缩频带，滤除该频带以外的干扰信号。(4)增益：以5mV为心电电压最大幅值(其选用MCU自带的AD转换模块的输入电压范围为0-3.3V，参考电压1.65V)，所以需对信号做约330倍的放大。一般为了抑制零点漂移，提高共模抑制比，应该分多级实现放大。本文设计中选用两级放大，第一级放大10倍，第二级放大33倍。(5)低噪声、低漂移进行心电放大时应尽量选用低噪声元件，提高输入阻抗。另外，温漂会引入直流电压增益，对心电信号产生影响。本设计采用TI公司的精密仪表放大器INA333。其内部结构图如图 3-2所示。 图3-2 INA333内部结构图INA333是低功率、高精度精密仪表放大器，内部采用通用的三运放设计，小尺寸及低功耗使之有着广泛的用途。它在输入两通道内部集成了射频滤波电路。可由1脚、8脚之间的外部电阻RG进行11000的增益调节，行业标准的增益公式为：G=1+100k/RG。INA333具有非常低的偏移电压(25V，G100)，极小温漂(0.1V/)，高的共模抑制比(100dB，G100)。其可在低至1.8V(0.9V)的电源供电下运行，其静态电流仅为50A，非常适合电池供电的系统。INA333在其扩展的工业温度范围内采用自动校准技术来确保其准确精度，同时提供极低的噪声密度()。从上面的分析可知，该放大器非常符合对心电信号的放大。精密仪表放大器 INA333作为前置放大器，再辅以合理的其他电路来充分发挥其作用。差分放大方式确保了高的共模抑制比。通常，周围环境所产生的工频干扰等在人体上形成的共模电压对病人的心电信号的干扰是非常严重的，为此在电路中设计了右腿驱动电路，它可以很好的抑制共模。其采用以人体为相加点的共模电压并联负反馈，将取出的前置放大级中共模电压，经放大电路倒相放大后再加回体表上，通常是将反馈的共模信号接到人体右腿上，所以称为右腿驱动。图3-3所示为前置放大和右腿驱动连接图。图3-3 前置放大、右腿驱动连接图由于本文设计中选用两级放大，第一级放大10倍，所以由INA333的增益公式VO=G(VIN+-VIN-)及G=1+100k/RG(RG=11.2K)得到式(3-1)： (3-1)3.2.2滤波及二级放大模块从前置仪表放大器输出的心电信号，可能会混有极化电压等产生的低频干扰和高频噪声，且心电信号的频率范围在0.05-100Hz之间，所以必须设计带通滤波器，将带外噪声去除，同时还需对信号进行二级放大。图3-4所示为带通滤波和二级放大电路连接图。图3-4 滤波和二级放大电路从图3-4中可以看出，由INA333输出的心电信号首先通过由OPA2330、R6、C6所形成的积分反馈电路所构成的高通滤波电路。由于所选OPA330、OPA2330系列放大器均采用单电源供电，其参考电压为1.65V，接入两个放大器的正输入端。由放大器虚短虚断可得到OPA2330第5管脚的电压公式(3-2)： (3-2)由公式(3-1)和公式(3-2)，可推导得出高通滤波后的心电信号的传递函数如公式(3-3)所示： (3-3)取时间常数：t=0.318s，由此可得到其转折频率如式(3-4)所示，由此滤除0.50Hz以下的低频噪声。 (3-4) 电阻R1、R4，电容C1及集成运放OPA330构成低通滤波及二级放大电路。其转折频率为公式(3-5)： (3-5) 此二级放大电路的增益表达式为：G= -R1/R4。按设计要求，二级放大电路的放大倍数取33倍，据此得到电阻R1=330K，R4=10K。式(3-6)所示为心电信号经过滤波放大后所得到的总传递函数： (3-6)至此，心电信号经过了滤波及两级放大，已将心电信号放大到以1.65V为基准电压的伏级水平。3.2.3 MCU控制模块便携式医学仪器与传统医学仪器设计的区别主要表现在前者高度重视小型化和低功耗设计18，同时增强了操作的易用性和通信等功能。由于本文所设计的系统只需在完成对ECG信号的采集、调理、AD转换后送由HC-06进行无线传输，不需太多复杂的数字信号处理过程，结合本设计具体要求，经过比较本文选用了ST公司STM32L151C8 为系统MCU。STM32L151系列是高性能的ARM Cortex-M3 32位RISC内核的微控制器，具有超低功耗，供电范围在1.65-3.6V，工作频率为32MHz，内置高速存储器(高达128K字节的FLASH和 16K字节的 RAM)，丰富的增强I/O 端口和连接到两条 APB 总线的外设。所有型号的器件都包含 1个12位的 ADC、2个DAC和2个超低功耗比较器，6个通用16 位定时器和2个基本定时器。此外还包含标准和先进的通信接口：多达2个I2C和SPI、2个USART、1个USB。STM32L151系列微控制器有如下优点：(1) 高达64K字节的内置闪存，用于存放程序和数据，可在线编程。多达16K字节的内置RAM，所以在系统设计中不需要外扩外部程序、数据存储器节约了系统成本。(2) 拥有内置的ARM核心，与其他的ARM工具和软件兼容，便于开发。通过标准库函数的方式，使用户可以方便地访问和使用STM32L的各个标准外设，屏蔽了底层硬件细节。(3) STM32L151最高时钟频率可达24MHz，包含有一个可编程的内部振荡器和一个外部振荡驱动电路，内部振荡器可以通过寄存器OSCICN和OSCICL进行使能和校准操作，系统时钟可以取自内部振荡器，也可以取自外部振荡电路。 本设计采用 STM32L151C8为主控芯片。该芯片封装尺寸小，功耗低，在设计中使得整个系统的运行效率、稳定性、生产成本等都比同类系统有了较大的提升。因此本系统MCU电路实际上就是基于 STM32151LC8芯片的基本外围电路。主要包括复位电路、晶振电路和调试测试接口等。图3-5是STM32L151C8的基本外围电路。图3-5 STM32L151基本外围电路从图3-5中可以看出，在设计STM32L151时要注意以下几个部分：(1) 晶振电路：这里选用8M无源晶振，晶振两端分别通过22pF的电容接地电路简单并能很容易的就能使晶振起振。(2) 模块有3个数字电源供电引脚，1个模拟电源供电引脚以及相应的接地引脚。在电源端要接滤波电容，模拟地和数字地之间需通过0电阻隔离。STM32L151C8有一个内置 SWD 调试接口，通过这个接口可以控制芯片并获取内部信息，主要用于芯片下载调试。标准的SWD 接口是5根线：VCC、SWDIO、SWCLK、NRST、GND。SWD 接口能方便的在线调试程序，给调试工作带来了极大的便利。调试接口如图 3-6所示。图3-6 SWD接口电路3.2.4蓝牙RF模块 根据第二章分析，本文采用了广州汇承信息科技有限公司的高性能无线收发系统的低成本、低功耗的小体积蓝牙芯片HC-06。该芯片工作于数字 2.4GHz ISM频段，属于Class 2功率类型，最大发射功率仅为2.5mW，有效通信距离可达10m，通讯速率最大为2Mbps，传输速度快。采用CSRBC4+8M FLASH 方案，具有PIO0-PIO11、AIO0、AIO1、USB、PCM、UART及SPI接口，模块内置8M FLASH，功能强大，用户可制定软件，适用于各种蓝牙设备，内置RF天线，便于调试。HC-06采用蓝牙2.0 带EDR的通信协议，完全对用户透明，内部采用GFSK调制方式使信号具有很好的相位特性和功率谱特性。HC-06的外围电路如图3-7所示。 图3-7 HC-06外围电路 蓝牙技术以无线方式在设备之间传输和接收数据，目前最流行的主机控制器接口是UART（通用异步收发器）或者USB（通用串行总线）链路，但UART更为简单的传输协议大大降低了软件的开销，是比较经济的解决方案，所以本设计采用蓝牙芯片的UART串口。由于采用了内嵌蓝牙协议栈的蓝牙模块，使用起来相当一个普通的串行器件，所以只要编制UART传输控制程序即可完成任务。蓝牙心电数据传输系统的开发是为MCU供无线通信的功能，相当于适用于MCU的蓝牙适配器，可以减少对监测病人的活动限制，为医生对心脏病的诊断提供了第一手的资料，有助于心脏疾病的早期预防和治疗。用户端将需要发送的数据经MCU处理后通过串口传输给蓝牙模块，蓝牙模块将数据转变为特殊的蓝牙RF信号以无线方式发送出去。PC端接收数据则是一个相反的过程。3.2.5电源模块 电源模块是电子设备较为重要的部分，系统所有芯片能够正常工作的前提是能够正确供电。便携电子设备在医疗仪器、工业仪器、消费电子、笔记本电脑、手持式设备、移动蜂窝电话等领域的广泛应用，使其对电源管理模块提出了更高的要求：更小体积、更高效率、更大功率密度、更低成本和更高可靠性19。本系统由电源芯片LTC3525-3.3构成电源模块。LTC3525-3.3是一款高效率的输出断接的同步升压DC/DC转换器，其转换效率高达95%，开启转换的输入电压可低至1V。它只需要三个小的外围器件。该器件包括一个0.5N沟道MOSFET开关和一个0.8P沟道同步整流器，峰值开关电流范围为150mA到400mA，取决于加载、提供的增强效率。LTC3525-3.3静态电仅为超低7A，在便携式系统应用中可以延长电池寿命。本设计所选用的器件均采用单电源供电，供电电压为3.3V，系统总体的电流消耗为100mA左右。所以系统采用两节1.5V的电池为电源芯片供电，在1.8V3.2V的输入电压时具有输出电压3.3V、输出电流140mA的供电能力。图3-8为LTC3525-3.3电路连接图。图3-8 LTC3525-3.3电路连接图 3.3 PCB设计3.3.1 PCB设计一块优秀的PCB板，除了电气连接正确、符合设计者意图之外，还要考虑到其信号完整性(SI)、电磁干扰(EMI)、模拟信号与数字信号的隔离和大功率芯片的散热等问题，同时PCB板的美观性也是一项值得注意的问题，这具体主要表现在PCB板的布局布线上20。PCB的布局是按电路模块按从左到右或从上至下进行的，一个模块中的元件应采用就近集中原则。因为电路中采用蓝牙RF芯片HC-06，所以在布局时除了需注意应将蓝牙芯片尽量远离电源模块以避免电源对其的串扰，还要给蓝牙天线留有足够的空间。在布线上，要注意将电源线画的尽可能的宽，一般应不低于18mil，信号线的宽度及线间距一般不低于8mil(本PCB板采用的是8mil)，太小的话会增加在制板过程中问题出现几率。PCB板应避免使用长的电源走线，信号线长尽量短，线上、焊盘上不可以打孔。双面布线时，两面相邻走线要避免平行产生干扰，尽量采用交叉走线方式。另外，VCC的旁路电容必须尽可能近的摆放在电源旁边；PCB板覆铜时，覆铜面直接与地连接，且模拟地与数字地分开铺铜。所有数字信号线和控制信号线都不能离晶振和电源线太近。同时应在PCB板上相应位置打一些必要的测试孔，以便将来系统调试作为系统测试点。PCB板整体布局布线的效果如图3-9所示，该PCB为双层板，总的大小为43mm50mm。 图3-9 PCB板图3.3.2 PCB板调试在系统的硬件设计完成之后，电装和调试就成为系统设计的重要内容，调试成功的硬件系统是软件功能实现的基础。在焊接PCB板之前，首先应对未电装的PCB板做细致的常规检查，可用万用表对关键线路做短路测试，防止PCB板在制作过程中出现问题。本设计所选芯片均是贴片封装的，其中STM32L15C8的48管脚较为细密，需要一定的焊接经验及焊接工具，所以部分芯片的焊接在实验室老师的协助下完成，电装好的PCB板如图3-10所示。 a)正面 b）反面图3-10 电装好的PCB板 系统硬件调试是个复杂的过程，要能理论联系实际，对问题做细致的分析，以找出解决问题的办法。调试过程要遵循的一个基本原则就是逐个功能单元进行焊接调试，一个功能单元调试正常后，再焊接调试下一个功能单元，这样在出现问题后才容易找到原因。首先需测试的是电源模块LTC3525-3.3，如电源不能正常工作，后续的测试工作无法正常进行。上电后，用万用表测试PCB板上的电源输出端口，显示电压输出3.34V，供电正常。电源模块测试完成后，调试INA333的仪表放大电路。用示波器测试放大器的5脚和6脚输出，显示输出电压均在1.65V，且输出稳定。但是在加入正弦信号测试后，发现INA333放大倍数并不是之前所设置的放大10倍。经过仔细分析后发现问题：设计中在INA333的增益调节电阻处引出人体共模电压，然后将其直接接入右腿驱动电路中OPA2330的一路反相放大电路。由于没有隔离电路，使得1、8管脚间输入增益调节电阻产生变化，导致前置放大的放大倍数失真，应在反相放大之前接入(例如：阻值为20K）电阻。实验中因为采用了病人模拟器来模拟病人的心电信号，没有过多的噪声干扰，对于右腿驱动的作用不是十分依赖，于是将取出共模电压的连接线断掉，结果放大正常，如图3-11 所示。图3-11 前置放大电路输入输出信号波形其中上方波形为测试正弦信号，峰峰值为200mV，下方为输出波形，每格所表示电压为1V，从图3-11中可以看出经INA333出来的放大10倍后的波形有较好的输出。对后级滤波、放大电路的调试时，由于前级电路已经焊接好，无法进行单独的二级放大测试，所以单独在一块板子上进行了低通放大测试，放大倍数为100倍，结果如图3-12所示。图3-12 二级放大后的电路输入输出信号波形受信号源幅值、INA333共模输入电压和输出信号电位值的限制，在测试时对放大倍数做了适当修改。调试过后的电源模块和信号调理模块工作正常，在此基础上利用病人模拟器，对其发出的心电模拟信号进行采集与调试，以验证电路对心电信号的响应。经过两级放大滤波后的心电信号的输出波形如图3-13所示。 图3-13 放大、滤波后输出的心电波形 从图3-13可以看出，我们采集到的心电信号中有微弱的P波、QRS波及T波，信号较为完整，结果证明本文所设计的电路基本可满足我们的需求。但是采集到的心电信号中没有U波成分，且放大倍数不是很理想，这与采集电路中电阻电容参数有关，需根据实际情形做进一步调整。3.4 本章小结本章详细介绍了系统硬件电路的设计过程，对芯片性能的选择和参数的确定做了细致的分析说明。对硬件电路做了全面测试，总结了测试过程中出现的问题，给出了解决方法。经测试，本文所设计的硬件系统基本符合设计要求。第4章 系统软件设计4.1软件设计的开发环境本系统所使用的微控制器STM32L系列为ARM Cortex-M3内核，可以使用IAR或Keil MDK-ARM等软件开发环境，本文选用了Keil Vision4版本。Keil公司是一家专门从事微控制器软件开发工具研发的软件供应商。ARM公司在2007年将Keil公司收购，其后推出的基于uVision界面的Keil MDK-ARM，用于调试ARM7、ARM9以及基于Cortex-M、Cortex-R4内核的处理器。其功能特点主要包括以下几个方面：(1)完美的支持ARM7、ARM9、Cortex-M、Cortex-R4系列的处理器；(2)符合CMSIS (Cortex微控制器软件接口标准)；(3)性能分析器和执行分析工具可使程序得到最优化；(4)提供完善的GUI库方便带图形用户接口的嵌入式系统开发；(5)具有带标准驱动类的USB主机栈和USB设备；(6) TCP/IP网络套件提供多种的协议及应用；(7)灵活的窗口管理系统。其编辑界面如图4-1所示：图4-1 Keil Vision4编辑界面4.2传输系统软件设计在本系统中采用STM32L151C8进行心电信号采集与转换，系统软件开发环境使用的是Keil公司的Keil MDK-ARM，采用C语言进行编写，系统软件流程图如图 4-2所示。图4-2 心电采集传输系统软件流程图 经过放大、滤波处理后的心电模拟信号要实现传输需要将其转化为数字信号，因此要完成 A/D 转换。STM32L151C8内部自带12位AD转换模块，拥有多达24路外部通道，具有单次和扫描模式转换。通过内部连接的通用定时器产生的中断触发ADC开始转换，并由模拟多路选择器选取MCU 的ADC的输入通道。ADC的基准电压源由内部基准电压源连接到VCC(3.3V)上。 进行A/D转换首先需要解决以下两个问题：(1) 采样率：美国心脏学会推荐的采样率为 500 Hz，实际中不同应用使用不同的采样率，监护时多采用200 Hz或250 Hz，辅助分析时多用 400 500 Hz，而动态HOLTER一般取 125200 Hz21。(2) 转换精度：通常12位高精度的心电图由于可以反映出心电的细微变化，被广泛的应用于临床诊断等地方。精度低的心电图常用于进行心电监控以及心率测量。 根据本系统的性能要求，选择200 Hz采样率。鉴于8bit的转换精度符合设计要求，1个测量值可以1次传送出去，提高了数据的存储容量，所以采用此转换精度。系统通过ADC端口PA0读取放大后的心电数据，由定时器2的中断子程序调用AD转换模块，通过对定时器分频寄存器及初始值的设置，保证定时器中断的触发频率为200Hz，从而保证了心电釆样频率为200Hz。 其ADC软件设置步骤如下： (1)引脚配置。系统选取的模数转换通道在PA0上，所以首先使能A端口时钟，将PA0设置为模拟输入。(2) 使能ADC时钟，利用高速内部时钟HSI进行预分频，得到ADCCLK，提供给ADC进行采样时间选择。(3) 设置ADC工作模式。(4) 开启AD转换功能，执行AD校准。(5) 读取ADC转换结果。每次转换完成，转换结果存放在ADC_DR数据寄存器当中。其值可以在Debug-ADC界面当中观察到，图4-3所示为调试中8位转换精度时的单次转换结果值：图4-3 单次8位精度转换值现将某连续8次转换后的AD实验结果值记录如表4-1所示：表4-1 连续8次AD转换值单次/次 1 2 3 4 5 6 7 8AD值/H30 65 2D