基于蓝牙技术的便携式心电采集设备设计

1、108/109题目：基于牙技术便携电采集备设计摘要现现在我国民众对生活质量的要求不断提升,对自己的躯体状态和生活 层次也越来越重视。世界卫生组织的研究表明：心脑血管引起的死亡在全球 范围看来仍然排在首位，作为病因之首，人们不得不对其引起重视，加以防 范。心电图机作为诊断心脏疾病的最直观、高效的医疗设备，它能够即时检 测心脏兴奋的电位活动状况，尽管医用心电图机使用方便，且检测结果可靠，对人体一般无创伤性损害，然而一般的心电图机体积和质量都较大，且 价格不菲，关于非专业用户来讲操作较为复杂，每次检查都需要患者亲自前 往医院，这对患者检查带来了许多的负担。 本文设计了一种便于携带，基于无线蓝牙技术的

2、能持续对病人心电信号 进行检测的个人医疗硬件系统，能够不间断地对患者心脏电活动状态进行记 录，还能够为临床检查和评估提供可使用的参考资料。本文要紧研究了心电 采集电路的设计，将心电信号采集后，通过缓冲，滤波，放大，模数转换后 传输到基于 ARM7 内核的 LPC2138 处理器上，通过 MCU 进行数据处理 后，通过蓝牙芯片发送数据。该数据能被其他主机接收并通过软件对数据进 行收集并显示出波形，同时该系统采纳的蓝牙无线技术还能够通过网络将心 电检测资料从家庭扩展到医院、社区等，能够对医疗资源的共享起到一定作 用。 关键词：心电检测；蓝牙技术；ARM 处理器；个人医疗AbstractNowada

3、ys, our peoples demand of quality of life is rising. They pay more attention to their physical condition and the level of life. orld Health Organization study showed that: the death caused by cardiovascular disease in worldwide opinion is still in first place. People have to pay attention to it, to

4、guard against. Electrocardiogram, as the most intuitive and efficient diagnostic medical device, can instantly detect cardiac potential activity status. Although medical ECG machine is easy to be used and its test results is reliable, and it is non-invasive damage to human bod, but its size and qual

5、ity are large and it is also expensive. The operation for non-professional users is too more complex. Patients are required to examine their ECG at the hospital, which brought a lot of burden.This paper presents an individual portable medical hardware, which is based on wireless Bluetooth technolog,

6、 can continue detecting the patients ECG and recording their cardiac electrical activit, and it can also provide reference materials for clinical examination and assessment. This paper studies the design of ECG acquisition circuit. After the ECG data has been acquired, with the buffe, filte, amplifi

7、ng and analog to digital conversion circuit, the signal will be conversed to digital and transmitted to the LPC2138 ARM7-based processo. The MCU can process the data and send it out through the Bluetooth chip. This data can be received by the other host and with the software, the ECG waveforms can b

8、e displayed. ith the using of Bluetooth wireless technolog, the ECG data can also be extended to hospital and community through the network and these play a role in medical resources sharing.Keywords:EC,Bluetoothwirelesstechnolog,ARM7-basedprocesso, individual medical hardware目录摘要1Abstract 2第 1 章 绪论

9、51.1 课题的来源及研究目的和意义51.2 国内外研究现状分析61.2.1 我国研究现状分析61.2.2 国外研究现状分析71.3 本章小结9第 2 章 心电信号检测原理与电路设计102.1 心电波形产生原理概述102.2 心电导联体系和进展历程介绍122.3 心电信号检测电路硬件设计要求132.4 心电检测电路设计152.4.1 爱护和滤波电路152.4.2 缓冲电路162.4.3 心电导联差分放大电路172.4.4 滤波放大电路182.4.5 右腿驱动电路192.5 模数转换电路设计202.6 本章小结21第 3 章 MCU 及电源电路设计223.1 MCU 电路设计223.1.1 LP

10、C2138 特性223.1.2 LPC2138 电路设计223.1.3 看门狗电路设计233.1.4 JAG 接口设计243.2 电源模块设计253.2.1 12V DC/DC 电源设计253.2.2 +5V 与+7V 稳压电路253.2.3 -5V 与-7V 稳压电路263.3 本章小结27第 4 章 蓝牙无线模块设计284.1 蓝牙技术284.2 蓝牙协议284.3 MCU 与蓝牙模块通信294.3.1 蓝牙数据传输可行性分析294.3.2 蓝牙模块选用304.3.3T 指令介绍 304.3.4 蓝牙与 MCU 连接314.4 测试与实验324.4.1 软件应用程序324.4.2 蓝牙配置

11、334.4.3 数据通信334.5 本章小结34第 5 章 总结与展望355.1 本文研究工作总结355.2 进一步的工作和建议35 参考文献36 附 录38 致 谢40第1章 绪论1.1课题的来源及研究目的和意义世界卫生组织研究表明：2012 年心血管疾病是造成人类因疾病死亡的 头号缘故1，心脑血管引起的死亡在全球范围看来仍然排在前列，意味着每 每年由于心血管疾病而导致死亡的人数比其他疾病引起的死亡人数都高。这 几年来心血管类疾病所造成的死亡人数尽管有所下降，然而心脏病作为一种 常见疾病，而且发作时造成患者死亡概率专门高，且病情急迫，因此心脏疾病 患者需定期检测心脏电位变化，以确保疾病处于可

12、控水平。在现代医学中， 心电图机是诊断心脏类疾病的首选仪器，它能够检测心脏兴奋时的电位活动 状况，尽管它使用方便，且检测结果可靠，对人体一般无创伤性损害，然而 一般的心电图机体积和质量都较大，且价格不菲，每次检查都需要患者亲自 前往医院，这对患者检查带来了许多经济负担和耗费时刻。 现现在，电子技术进展迅速。计算机技术和电子技术逐渐和临床上的医 学问题相结合，为心电信号的检测和处理提供了方便的强有力的工具2。而 而这种新的发明无疑能够关心患者更好的了解自己的躯体状况，因为是采纳 无线蓝牙技术，就能够对患者进行不间断的心脏电活动状态的检测，同时可 以在后期的诊断和治疗提供更有参考价值的资料，这关于

13、心脏疾病的预防和 尽早发觉都有专门大的关心。能够大大的降低由心脏功能异常而引起的死亡率。同时该系统不需要心脏病患者呆在医院，检测过程随时都能够进行，患 者能够在家中进行日常的生活工作，具有随时检测即使出结果的优点。以后 的设计还能够通过网络将心电检测资料从个人传输到医疗中心、社区等，患 者就诊时无需拿着一堆的资料到处奔波，这不仅在方便了生活的同时对患者 心脏病的预防和临床检查有专门大的参考价值。 通常医院使用的心电图仪设计思路差不多上通过微机串并口将心电监测装置记录的数据传输到计算机上进行数据处理，缺点是其体积一般较大，质量重，不具备便携性。近年来出现的蓝牙技术3，能够较好地解决数据传输问 问

14、题，将传统的有线传输转化为无线传输，为产品提供良好的便携性。同时，蓝牙的传输效率能够达到每信道 721kb 每秒4，符合一般的心电检测信 号数据的通信要求，弥补过去因采集传输模块的信道数量少，和处理机的数 据交换速度慢，采集系统体积庞大、价格昂贵等缺点。而近年来，可穿戴设 备数量逐年增长，个人医疗设备也将向小型化、智能化进展5。医疗设备变 得越来越智能有利于个人小型医疗设备的普及，同时使得设备的使用方法更 为简便，有利于老年人和儿童用户的使用。另外，现现在移动互联网的普及 和网络传输速度不断提高，个人智能医疗设备能够通过网络接入到以后的云 医疗系统中，个人医疗数据能够上传到服务器，这将大大促进

15、医疗资源的共 享范围，对心脏类疾病的治疗提供更好的方法。我国的 3G、4G 通讯网路也 差不多越来越成熟，这为智能医疗设备的进展提供了可能性。因此，该款基于 蓝牙的心电便携式采集设备具有广泛的应用空间和市场需求。 1.2 国内外研究现状分析1.2.1 我国研究现状分析我国的心电记录仪得到质的进展是在 1978 年 4 月引进 Holter 监测技术 开始的6。一方面，从往常的磁带式记录仪器转变为现在比较先进，更加有 有利于保留的固态式记录的仪器；另一方面，升级后的十二导联代替原来的 单导和双导心电记录系统。随着经济和科技的进步，电子技术已深入到我们 生活的各个领域，人们的需求不断提高，从而设计

16、那个便携式心电采集系统。该系统能够全天记录心电活动的过程，在不阻碍正常生活的衣食住行中，记录这不同状态的心电活动变化情况。研究表明，这种心电记录仪不仅 能够检测出常规心电图发觉的疾病，甚至能够检测出常规心电图专门难检测出的疾病，例如心律状态异常和心肌缺血等。同时，这对分析病人的心脏状态、心脏疾病确诊和研究治疗效果等提供了重要的参考资料。而在不久的将 来，这种技术将会成为我国动态监护设备的进展方向。图 1-1 便携式心电监护仪我国不能够大范围的推广便于携带的心电监护仪（如图 1-1 所示）的原 因，有以下几个方面7：心电监护仪所能记录的心电信息过于简单：大夫从中不易得到患者完整 的心电信息，因此

17、不能全面了解患者的实际情况，从而会阻碍大夫对心脏疾 病的诊断，由此而造成诊断率的下降；价格昂贵：便携式监护仪的价格比普 通监护设备的价格高昂专门多，一般的患者难以承受几千甚至上万的费用，这 也是便携式心电监护仪不能普及的缘故之一；参数不够完善：便携式心电监 护仪的各种参数，例如立即性、质量、耗电量、智能化程度等性能还没那么 完善，用户利用设备进行检测时会遇到专门多苦恼。1.2.2国外研究现状分析二十世纪初，心电图机首次被公布于世8，荷兰闻名的科学家威廉艾 艾因特霍芬利用弦线电流计的独特方式收集到人体的心电信号从而发明了该心电图机。1957 年美国科学家 Holter 制作了有史以来第一个动态心

18、电图设备。它不仅携带方便而且还能够随时记录心电活动的变化情况。这一创举弥 补了心电图监测时患者长时刻无法移动的缺点，开发了心电监测的新领域。 然而该设备不足之处在于，它只能记录一次心电图，但该结果具有偶然性， 没有讲服力，因此需要对设备进行改进，使其能够多次记录并储存。1961 年由 Del Mar 最先将 Holter 系统应用于临床，发达国家开始大规 模地应用该心电记录仪。在 20 世纪 80 年代，在动态心电图机的基础上，改 进和进展了心电检测设备以及运用更先进的检测技术，从而诞生了 12 导联 的测量方法。在 2000 年到 2005 年，美国投资了 150 亿美元进行研究远程的 心电

19、监护系统，在此期间，欧盟在相关研究领域的投资达到了 17.5 亿美元。早期的远距离心电图检测系统，要紧是通过电话的方式来传输心电信号，方法是由心电图采集设备检测 ECG 的活动情况然后变成音频信号，再 通过一个有线电话网将其发送到监视部门，最终会再次转换成心电信号，医 生便可在计算机上看到心电监测的结果。图 1-2 欧姆龙 HCG-801 心电图仪日本欧姆龙推出的便携式心电图机 HCG-801（图 1-2）在 2005 年的夏 季市场开始推广。该款心电图仪器的电极有手指电极和胸部的电极，只要把 手指放置在指电极上，而左胸直接接触到胸腔电极，心电图就能够被测量并 在液晶屏上显示，还会显示出诸如“

20、心脏速率较快，心率大概有紊乱”和其 它类型的信息，对患者进行疾病的提醒，然而该仪器不能准确做出诊断。它 采纳了心电图噪声消除技术，能够有效去除电气噪声、手脚和肌肉因运动，出汗等缘故造成的漂移。设备的内存可连续采集五次心电波形，通过心电储存卡还可记录采集时刻。1.3本章小结本章介绍了国内外心电检测设备的进展现状，从国内外的研究看来，心 电检测设备价格依旧较为昂贵，显示参数不足，因此具有宽敞的进展空间， 为顺应个人医疗设备智能化的趋势，设计一款带有蓝牙技术的心电采集设备 能有效地弥补现在采集系统体积大、价格高、患者使用操作复杂等缺点，填 补了市场空白。第2章 心电信号检测原理与电路设计2.1心电波

21、形产生原理概述心电图能够体现每个心动周期中，从窦房结产生的兴奋按照一定的传递 途径和顺序依次传向心房和心室，从而造成心脏的跳动。引起人体心脏跳动 的电信号来源、传播和心脏电位兴奋恢复过程中所发生的生物电波动情况可 在人体上传播，由于人体具有导电性，因此，周期性的去极化和复极化的这 种不断变化的心脏电流会流入人体的躯体部位，然而因为每个躯体部位同意 到的电量不一样，所以会产生电位差，这些电位差会导致心肌发生心肌收缩，如此的收缩所产生的心脏活动能够被心电检测设备探测，只要把心电导 联电极片贴在皮肤的专门位置，心电设备检测这些电位变化可推断心跳的频 率、节奏、心脏的兴奋起源、兴奋传导过程和兴奋传导途

22、径有无异常心脏活 动，再经处理后记录到专门的记录纸上，如此能生成一种详细的心电图。心电图中 QRS 波群是心脏的细胞除极而产生的，T 波则反映了复极的 过程。一个正常的心电图所应显示的心电波形应该包括 P 波、QRS 波群和 T 波三部分。在心电图中能够看出心脏所产生的电位变化情况有着一定的周 期性，它的一个周期代表人体一次心跳所产生的心电变化情况。下面对心电 波形（如图 2-1 所示）的几个组成部分进行简单讲明9。P 波：在心电波形中首先出现的一个小二圆钝的波，即为 P 波，它体现 的是心脏左、右心房的去极化过程，反映从心房开始除极至心室开始除极总 共所需要的时刻，P 波的宽度一般为 0.0

23、80.1 秒，电压不大于 0.25 毫伏。P-R 段：是指 P 波起点到 QRS 波群起点之间的时段，起点表示心房除 极完毕，终点表示心室除极开始，从中能够测量到心房 P-R 段反映兴奋通 过心房后向房室交界处传导至心室过程中的电位变化，然而这一过程电位的 变化微弱，一般记录不到电位的改变 P-R 段的持续时刻一般大概是 0.12-0.20 秒。图 2-1 心电波形的形成QRS 波群：那个波群能够反映左、右心室的去极化进程，在这期间， 心脏电位的冲动会先到达到心室间隔的左侧面，从间隔的里层朝着外层依次 传导。伴随着心室的不同位置的按一定顺序除极而产生的三个波形叫做 QRS 波群。典型的 QRS

24、 波包括三个紧密连接的心电波形，分不是幅值最开 始下降的 Q 波，接着是幅值突然大幅上升的 R 波，然后是幅值迅速降低的 S 波，然而并非所有心电导联测量到的心电波形都会包含 QRS 波，一般来 讲，QRS 波群大约会持续 0.06-0.1 秒10。ST 段：指的是在 QRS 波群结束之后和 T 波产生前时期线段，在这期 间，心室进入了较为平缓的复极时期，因此现在心电幅度变化较小，通常情 况下那个波形会和时刻轴处于水平状态，相关于上一个波群结束后向下的偏 移量不大于 0.05 毫伏向上的偏移量不大于 0.1。T 波：是指紧接着 QRS 波群的是一个幅值变化比较平稳的略微朝上增 加的波，体现现在

25、心室状态正在向复极状态转变，那个波形存在的时刻比较 长。心室的复极化是指，心室细胞膜的电位慢慢地由外壁的负电位变为正电 位，细胞膜内壁的电位又慢慢变成负电位11，那个时期的电位变化与心肌肌细胞的活动相连，那个期间心脏的电位变化较小，因此在心电波形就会显示持续时刻较长但变化平缓的波形。T 波存在的时刻在 0.050.25 秒左右。U 波：在上一个波形结束之后再通过大约 0.02-0.04 秒的时刻，心脏会 产生一个的较宽但是幅值大多都小于 0.05 毫伏的波形，持续时刻大概有0.20s，通常情况下这个波形是因为心室舒张期间不同部位产生的负电流组 成的12。2.2心电导联体系和进展历程介绍在人体皮

26、肤上使用心电电极和导联线来采集心电信号只是心电图形成的 第一步。心电导联表示在采集心电活动情况时，使用特定材质制造的线材和 贴在人体皮肤表面指定的检测部位(正极端)与参照部位(负极端)的电极片和 接地部位的连接方法。通过导联线设备能够探测到心脏的电位变化，该变化能够被 Holter 和 远距离心电监控等设备记录;使用十二导导联线来检测能够更加整体地体现 心脏电位变化的状态，这种导联连接方式要紧用于做常规静态心电图检查。 1906 年，荷兰科学家威廉爱因托芬创建了标准双极肢体导联13即为 为在心电检测过程中最常用的 I、II、III 导联 I 导联为体表电极连接左臂(+) 和右臂(-)；II 导

27、联为体表电极连接右臂(-)和左腿(+)；III 导联为体表电极 连接左臂(-)左腿(+) 1932 年，路易斯和威尔逊创建了单极胸前导联，即为胸导，该导联体 系共有六个体表电极，名称分不为 V1,V2,V3,V4,V5,V6。V1 位于胸肋骨右 侧边缘第四肋间隙（第四肋骨至第五肋骨间；V2 位于胸肋骨左侧边缘第四 肋间隙（第四肋骨与第五肋骨之间；V3 位于置于 V2 和 V4 导联中间；V4 位于第五肋间隙与锁骨中线的交点处；V5 与 V4 导联水平，位于与腋前线 的交点；V6 与 V5 导联水平，位于腋中线交点 1942 年，戈德伯格科学家创建了加压单极肢体导联14。aVR 导联为右右手上臂

28、(+)和左手上臂与左腿下肢(-)的中点连接；aVL 导联为左手上臂(+)和右手上臂与左下肢(-)的中点连接；aVF 导联为左腿下肢(+)和右手上 臂与左手上臂(-)的中点连接 本系统的设计采纳修正的五电极导联体系如表 2-2 以及图 2-3 所示，采 电极位置 标号 胸骨右侧锁骨中线第一肋间的空隙 RA 右侧锁骨中间位置剑突水电极位置 标号 胸骨右侧锁骨中线第一肋间的空隙 RA 右侧锁骨中间位置剑突水平处 RL 胸骨左侧第四肋间空隙 V 胸骨左侧与锁骨中线第一肋间的交点 LA 左锁骨中线剑突水平处 LL 表 2-2 电极位置与标号图 2-3 人体电极位置2.3心电信号检测电路硬件设计要求心脏在

29、活动的过程中，能够自发生成特定性兴奋电流的细胞即心肌自律 细胞。比如窦房结、浦肯野细胞就会产生生物电流，那个电流在人体表面的 各个部位所产生的电动势也不同，通过电极连接人体皮肤表面的特定位置， 通过导联线采集信号所形成的电动势的变化情况并记录就成为心电图15。心电信号的频率一般为 0.05 赫兹至 100 赫兹，幅度在 10V5mv 左右。心电信号的幅度专门微小，而且常常掺杂有人体的肌电杂波信号以及来自外部的电流杂波。在心电信号提的过程中比较不容易完成的是在如此多 外界干扰中采集微弱的信号，这也是心电信号采集设备设计的关键点之一。 本文的系统能顺从市场的进展前景，将采集设备的体积做得足够小，同

30、时采 用了低压供电系统，能较好地爱护使用者的安全。通过采集位于人体左臂、 左腿、右臂、右腿以及胸导联电极的心电信号。本系统的设计应具有医疗专用设备的特性，同时又需考虑到使用者为家 庭用户，因此除了仪器设计需科学性和先进性之外，还应考虑到安全性。对 仪器的体积，价格，性能，操作方法都应考虑到使用者的需要。本文设计的 心电采集模块作为家庭个人医疗设备，应便于不了解专业设备操作方法的人 员进行使用，同时又能够为专业大夫提供可靠的检查结果，而且利于大夫对 患者做出诊断，因此本系统的总体设计要求如下：设备应对人体无损伤，方便非专业大夫人员进行使用；高度智能化和自 动化，即使出现操作失误也可不能对使用者造

31、成严峻损害；体积和质量都用做 到便于携带和保存。在整个系统中，心电信号的采集模块非常重要，信号的好坏也取决于 此，因此采集电路的设计应兼顾性能与稳定性。本文系统的总体设计框图如 图 2-4 所示：图 2-4 系统框图从图 2-4 能够看出，采集电路要紧由以下几个部分组成：采集电极、保 护电路、信号缓冲电路、导联差分电路、滤波电路、模数转换电路。放大以及滤波电路的设计将会阻碍心电信号采集的质量，因此一定要严格要求放大器的各项参数。心电检测电路从人体的体表检测到电位变化，通过放大、滤 波和将模拟的信号转化为数字信号的芯片后，通过 ARM7 内核的 LPC2138 处理，将数据发送至蓝牙通信模块，数

32、据被主机接收后即能显示出波形。2.4 心电检测电路设计2.4.1 爱护和滤波电路在临床上，心电电路除了单独用于检查心电以外，还可能要与其它医疗 设备同时使用，例如高频电刀、除颤器等，在家庭使用时还可能有其他用电 器也同时使用，这些电器的输出均为高电压；而且在使用时人体还有可能产 生静电，为了防止对芯片造成损害以及保证电路安全正常运行，在导联输入前级采纳过压爱护，如图 2-5 所示。D10021+7V-7V3输入R105R106输出LP101C103图 2-5 爱护和滤波电路图 2-5 中，LP101 为 R075XA 陶瓷气体放电三极管，三极管拥有两个端 电极 a、b，和两个瓷管。三极管管内用

33、惰性气体填满管子的内部，陶瓷气 体放电管组成高压保护单元，能够抵抗 75V（正负 20%）的电压冲击和5KA 冲击电流。当加载在三极管的电压超出其爱护的额度值时，三极管内 会自动短路，并 HYPERLINK /view/310477.htm “汲取掉”会造成危险的电压，从而防止后级电路和使用者 出现事故。双开关二极管 D100 内部有两个二极管，D100 的 2 端和 1 端分不加上7V 电压，当 3 端的电压大于+7V 或者小于-7V 时，其中一个二极管将会近 似短路，电压将会被限制。相反，当 3 端电压在-7V+7V 之间时，两个二 极管均截止近似开路，电压通过 R106 到后级。因此，

34、D100 的作用是将 3 端的电压限制在-7V+7V 之间。R105 和 C103 构成 RC 低通滤波电路，当有高频（如 1MHz）杂波信号 干扰时，现在高于低通截止频率，杂波信号会通过 C103 近似短路到地，得 以滤除。2.4.2 缓冲电路输入缓冲器采纳电压跟随器电路，能够幸免人体与导联电路的直接相连 接。在图 2-6 中，心电信号输入到 U101A 即 LF44F 低功耗四通道周密放大 器中，该放大器和 LM148 放大器具有相同的带宽、频率、增益，同时只需 有其四分之一的供电电流即可正常工作。U101A 构成的其中一路缓冲放大 器，它具有高输入阻抗，低输出阻抗，增益为“1”的特性。设

35、置缓冲放大器的第一个优点是能够提高放大器的输入阻抗，防止导联 与人体皮表接触时所产生的电阻而引起的信号衰减，提高采集心电信号时的 共模抑制比和心电描记幅度，另一方面，设置缓冲器电路耗能提供较低的输出阻抗可确保有效地驱动后级导联电路工作。-7VC1202输入3114+7V1输出U101A C121图 2-6 缓冲器电路2.4.3心电导联差分放大电路导联检测电路采取了优化的五电极导联体系。用电极片贴在人体表面的 任何两个地点上再用特制的导线分不于与心电图机的正端和负端连接，便可 观看体表两处心电电位的活动情况。在人体的任意三个肢体上安置电极，由 于人体左边的肩膀和右边肩膀以及臀部离心脏的距离类似相

36、等，因此在人体 表面上假想出一个等边三角形，心电信号从心脏出来后，能够迅速均匀地在 体腔传播， LA、RA 和 LL 三点形成一个等边三角形，即“爱氏三角”，如图 2-7 所示，同时，假设心脏产生的电偶向量位于此等边三角形的中心。RAILARA -I+ LA-IIIIIIIIII+LLLL图 2-7 爱氏三角示意图在电路中，LA 和 RA 差分放大为导联 I，如图 2-8（a）所示，RA、LA、LL 和 V 差分放大为胸导联，如图 2-8（b）所示。CB1CB2R124R125R126R127-7VC13442617导联RA3LA8+7VU103A C1355U103B（a）CB7CB8R15

37、7R158R159R160RAR121LAR122LLR123V-7V4238+7VC1441U106A C14567胸导联V5U106B（b）图 2-8 心电导联电路（a）I 导联电路（b）胸导联电路2.4.4 滤波放大电路因为心电信号的幅度比较小而且具有一定的周期性，在心电的检测期间 会被环境电气、患者的肌电等方面的阻碍，而且信号中常常伴随着频率为50Hz的工频干扰，所以要精确检测心电信号需要设计独特的电路对采集到的信号滤除不相关的波形，并设计合适放大倍数的电路对其放大，然后再经 过带通滤波电路后才得到0.05Hz-100Hz心电信号。如图2-9所示，通过差分放大器后的II导联信号，再通过

38、R139和C139组成的RC滤波电路后，流入带 通滤波器，通频带设置在0.05Hz-100Hz之间，然后通过U108A和后级缓冲器电路输出。R176C177R177R139R140C1736R173-7V4R1897缓冲器输出输入带通滤波器5 U108A8C189C139+7V图2-9 滤波放大电路2.4.5右腿驱动电路在检测的过程中，患者假如直接接地可能会导致患者触电，从而对患者 造成损害，因此需要防止人体的直接接地。然而假如在信号检测的过程中， 由于人体的电容阻碍，在患者身上可能会产生专门大的共模信号，这些干扰会 阻碍心电图的准确度，在没有质量良好的滤波放大器的条件中，人体接地又 是降低该

39、信号阻碍的最直接方法。因此，为了消除这种干扰信号，需要设计 一款在防止共模信号对检测结果造成阻碍的同时能够幸免患者直接接地的电 路。如图2-10所示的电路即可实现这一目的。图中放大器，能够检测50Hz的 频率干扰，将该干扰信号给患者，从而消除不必要的信号。信号在通过两个20K的等值电阻后，能够计算得到交流共模信号的平 均值，那个平均值有利于针对性地对信号进行处理，然后通过数字操纵模拟 开关后再流入右腿驱动电路对信号进行反相放大，通过限流电阻R120把信 号接入右腿电极，该电路能够幸免工频阻碍，提高共模抑制比，在人体和大 地的电位差超过一定额度的时候，运算放大器会打到饱和状态，从而后级电路发生危

40、险。图中输入信号LLB、LAB、RAB是通过缓冲器后的心电信号。RA132LLB LAB LLB RAB LAB RABR119R118R117R116R115R114数 字 控制 RA113模拟开关RA111CA10342 38CA104-7V+7VCA1051U109AR120RL图 2-10 右腿驱动电路2.5 模数转换电路设计在猎取了心电的模拟信号后，需要将其转换为数字信号才能让 MCU 对 其处理，又由于需对七路信号进行转换，本系统采纳了 Analog Device 公司 的 AD7327 芯片进行 AD 转换。这款 AD7327 模数转换芯片具有 8 个转换通道，十二位带符号，双极

41、 型，采纳了连续逼近型 Analog-to-Digital Converter 设计。与采用传统 CMOS 工艺相比，采纳 iCMOS 工艺组件能够输入双极性信号，具有 4 个可 调电源输入范围：10V，5V ， 2.5V 以及 0V 至+10V。其内部具有2.5V 的参考电压，也能够使用外部参考电压进行操作。模数转换器的每个 模拟信号输入端都能被独立编程，同时还能更高的性能，大幅降低功耗，拥 有更小的封装尺寸。图 2-1 所示为本系统模拟转换为数字的电路设计图。图 2-1 模数转换电路2.6本章小结本章要紧通过叙述心脏活动电位的产生部位，以及一个完整心电波形的 各个时期的要紧区分方法和要紧特

42、征，阐述了心电信号采集的生理基础；介 绍了心脏导联创立的进展历程，只有了解这些历程才能更好地设计心电采集 系统。介绍了心电的波形特征以及硬件要求，展示了系统框图。设计了心电 检测电路，因检测时可能会受到环境等其他信号的干扰，因此又设计了滤波 电路和右腿驱动电路。因为采集系统所检测的心电信号为模拟信号，在考虑 了系统的整体需求后，采纳 AD7327 作为模数转换芯片。第3章 MCU 及电源电路设计3.1MCU 电路设计3.1.1LPC2138 特性LPC2138 是经常使用的嵌入式系统芯片，该芯片具有实时仿真的优 势，和 32 位 ARM7 处理器的跟踪，他在保证了性能的同时又能使系统更节 能，

43、因为它的结构相比于复杂指令集来讲得到了进一步的优化，精简指令集 原则的使用使得相关的解码机更为优化16，大大缩短了解码时间，因此不 需要太昂贵的 MCU 就能够满足系统设计的相关要求。和以往的单片机一样，MCU 在工作时取指令、解码、执行指令能够同 时进行，MCU 会在运行指令的期间一边解码立即运行的指令，而且还能够 调出在存储器中里面的指令。由于采纳了 128 位的接口以及优化了的结构能 够提高指令在较高波特率时的执行速度3.1.2LPC2138 电路设计MCU 操纵电路能够采纳来自外部的晶振或者外部的时钟源，内部的锁 相环路能够操纵系统运行频率，从而加快系统的运行。假如无需用到芯片内 部的

44、锁相环和 ISP 的话，那么片外的时钟频率可调整到 1Hz-30MHz，假如 需要这两个电路，片外晶时钟频率可设为 10Hz-25MHz。在控制电路设计中，选取 14.7456MHz 的片外晶振作为系统的振荡器，电路图 3-1 中的Y403 晶体振荡器与 C1 电容和 C12 电容组成的电路可使串口的波特率更精 确，提高系统稳定性。图 3-1 PC2138 操纵模块3.1.3看门狗电路设计在 MCU 的运行过程中，可能会因为某些缘故引起的干扰，导致程序运 行不正常从而进入死循环，即程序跑飞。这将会导致 MCU 停留在奔溃的代 码中，而且不能调整到正常的运行情景。因此为了系统的正常工作，本系统

45、采纳了具有独特功能的复位集成电路。这款能够在处理器运行不正常时向处 理器发送特定的信号就叫做看门狗系统，那个信号能够将处理器强制复位， 从而幸免了系统陷入死循环但可不能自动复位的状态。本设计使用的看门狗复位系统采纳了 SP706REN 模块，如图 3-2 所示， 能够当 MCU 停滞的情况下而自动发出复位脉冲，能够满足处理器无需人工 监控就能正常运行的要求。其工作原理是 SP706REN 模块的 6 脚和 MCU 的WDT 端口连接，在软件中令 MCU 周期性地向复位模块的 6 脚上发出高电位信号，假如 MCU 的程序运行不正常同时进入了死循环状态，假如没有人 工干预，处理器是可不能自动调整恢

46、复的，在那个时候，看门狗电路则起到了 爱护程序正常运行的作用，它因为无法接收 MCU 的高电平脉冲则会向处理 器的 RST 端口传送低电平信号，强制 MCU 的程序重新恢复到最初状态， 如此便实现了单片机的自动复位。图 3-2 看门狗电路模块3.1.4 JAG 接口设计图 3-3 JAG 接口设计为了方便芯片的调试，尽管调试接口不是操纵系统的必需接口，然而设计该接口能够在线调试系统，在调试的过程中能够更方便的操作。通过那个接口利用开发软件能够对芯片的 FLASH 存储区进行编码，从而无需在生产 期间对芯片进行预编程，大大加快了研发速度。图 3-3 为本系统的 JAG 的 接口设计。3.2 电源

47、模块设计3.2.1 12V DC/DC 电源设计本系统采纳了 12V 输入电压设计，由于放大器需要7V 电压才能够正 常工作，而单片机的正常工作电压为 3.3V。本系统采纳了金升阳 12V DC- DC 电源模块。如图 3-4 所示。将从电源适配器的直流 12V 电压转换为12V。由于本设计中具有模拟电路，对电源波浪的抑制要求专门高，因此在 电源外围电路设计中，添加了电容进行滤波。为防止数字部分对模拟部分的 阻碍，在电源电路的研发中需要将模拟 GND 与数字 GND 隔离，幸免干扰 的产生。图 3-4 12V DC-DC 电源模块3.2.2 +5V 与+7V 稳压电路通过优化后的电源，由于电压

48、仍然为 12V 因此还需要将其转换为+5v和+7V 的，为后面的心电放大部分和模数转换芯片提供正常工作所需的电源。如图 3-5 所示，图 3-5 +5V 与+7V 稳压电路在该稳压电路的设计中，采纳了 LM17 与 LM317 压差电压稳压器， 可提供电流限制和过热爱护。在输出端的电容关于保持输出电压的稳定性起 着重要的作用，由于使用钽电容，能有效提高了回路的稳定性和瞬态响应。3.2.3-5V 与-7V 稳压电路如图 3-6 所示，本系统设计采纳了 TS79M08 与 79L05 为系统提供负稳 压电源。这一系列的固定负电压集成电路电压稳压器应用广泛，它能够消除 噪声和解决单点连接所带来的问题

49、。其内部的限流爱护和过热关断功能能够 有效幸免超载。图 3-6 -5V 与-7V 稳压电路3.3本章小结这章要紧描述本设计中的中央处理器和供电设计电路。MCU 是本系统 设计的核心，因此，保证 MCU 正常工作运行对本系统的实现起着至关重要 的作用，因此，在设计中加入了看门狗电路以防止程序出错从而导致了系统 陷入死循环；然后介绍了系统供电电路设计，只有具有稳定的电源供电系统 才能为系统的运行提供保证。第4章 蓝牙无线模块设计4.1蓝牙技术蓝牙（Bluetooth）无线技术17 ，这种技术一般运用在短途的数据传输 输中，本系统利用了蓝牙的透传功能，从而达到不需要连接线的效果的同时 又能保证数据正

50、确传输，能够减少使用实体的数据线。设计中使用的蓝牙模 块在2.G赫兹频率，蓝牙的工作最大带宽为一兆比特每秒，经实际检测， 蓝牙的数据传输速度最快为 721Kb/S，理论上连接距离超过十米时蓝牙可能 会发生断线或丢包的情况。自从蓝牙被发明以来，这种新型的无线技术一直被看好，各种需要无线 连接的领域都大规模使用蓝牙作为无线模块，因此蓝牙被运用在智能汽车、 智能家居、计算机和手机的无线数据传输中。由于蓝牙具有低成本、低功耗 的特性，因此蓝牙技术的大范围使用将使得各种设备的连接更加便捷与高速，甚至还可通过蓝牙协议将设备接入互联网中，从而大大拓展了蓝牙网络 连接的应用范围。4.2蓝牙协议蓝牙核心协议是由

51、各大通信商通过研究后共同约定的蓝牙专用协议组 成。现现在，我们所使用的蓝牙通讯模块都要使用到蓝牙的 Core 协议，这 个通讯协议要紧约定了蓝牙通讯中的细节。除此之外的协议要面向实际的情 况来制定，例如 Profiles 则限定了组成蓝牙的协议栈，如此就为全球兼容性 打下了基础，下面阐述蓝牙的常用协议。基带协议是指蓝牙的 BB 协议18以及链路操纵协议（LC）能够保证蓝 蓝牙通讯中的设备的连接的稳定而可不能造成多个设备共同挤占一个频道的情 况出现，从而确保了连接的质量。当蓝牙在发送数据的期间，蓝牙的基带会把来上层收到的数据通过对其信道进行编码的方式，将信号传输到射频模块从而把数据传输到接收方；

52、蓝牙在接收数据的时候，与发送数据的方法相 反，蓝牙能够把下层收到的数据上传给基带，然后蓝牙的基带会对接收的数 据进行信道编码并发送到上层。连接治理协议要紧治理各个使用蓝牙通信的设备的连接。治理设备的连 接状态例如激活模式、休眠模式、保持模式等。同时治理设备的基带的分组，包括接入码、分组头、有限负荷。逻辑链路操纵适应协议是蓝牙基带的高层协议，蓝牙链路治理器接收到 高层的操纵信息后，不是向自身的基带部分分发操纵信息，而是与另一台设 备的链路治理器进行协商治理。服务发觉协议在蓝牙的连接中起到了关键的作用，那个协议要紧用于设 备连接时的搜索设备上。通过该协议能够查询到设备的类不以及设备所能提 供的服务

53、种类，从而建立起设备的连接。串口线仿真协议能够在蓝牙的基带协议上模拟出 RS-232 信号，做到使 用蓝牙仿真串口线的功能。这也是本系统所使用的要紧协议，它还能对使用 串口通信的设备提供服务。4.3 MCU 与蓝牙模块通信本系统的设计相比于其他心电采集系统最要紧的优势确实是采纳了无线设 计，系统的各个部分之间用无线蓝牙代替了传统的串口线进行数据传输，在 对比了各个无线通信方法后，最终选用了蓝牙作为无线传输系统。利用蓝牙 的电缆替代协议，数据在主机和心电采集电路板通过蓝牙进行传输。4.3.1 蓝牙数据传输可行性分析通常，人体的心跳频率大概为每分钟五十至七十次，心跳频率理论上为1Hz 上下。所以，

54、在测量时应选取较高的采样率才能保证心电图采集的质量，然而，较高的采样频率所带来的缺点是会产生过多的数据，而且蓝牙的速度达不到传输大量数据的要求。因此，本设计设置了采样率为 250 赫兹。 由于模数转换芯片为 7 通道，系统采样所产生的数据每秒大概 279 字节，在 数据的传输过程中还需加上蓝牙通信中的信息，因此系统所产生的总数据为 每秒 450 字节。要满足本设计要求，首先蓝牙的协议应能为此提供足够的支 持。由于本系统采用了蓝牙电缆替代协议，这个协议能够提供波特率为38400 赫兹的通信，能够符合数据传输所需要的要求。4.3.2 蓝牙模块选用本系统所使用的蓝牙通讯模块为 LM01，该蓝牙拥有

55、CSR 公司推出的 一块 BlueCore4-Ext 芯片，该模块使用了蓝牙 V2.1 版本。模块能够使用 UAT、USB、SPI、PCM、SPDIF 等接口，最关键的是能够使用蓝牙的 SPP 协议，而且价格廉价，集成度高，还有低功耗的优势。蓝牙模块差不多开发完 毕，不需要对模块内部进行二次开发，便于使用。4.3.3 T 指令介绍本设计使用的 LM-01 蓝牙能够工作在两种状态，第一种为指令状态， 这需要在模块进入透传前才能用下表所示的 T 指令对其进行操纵，使用者 能够通过有线连接的方式对蓝牙的属性进行配置，同时也能够操纵蓝牙的工 作方式，例如是否自动搜索、连接到指定地址、蓝牙主从模式设定等

56、；在另 一种即工作在透明传输的状态下，模块能够进行搜索，检测附近的蓝牙从模 块并建立连接，或者连接到指定的蓝牙地址，在该状态中，蓝牙忽略所有指 令，即使发送了操纵指令，蓝牙也会将该指令当作数据进行传输，而且会按 照差不多存储在模块内的设置参数进行通信。因为系统使用的蓝牙模块能够依照需要对其工作角色手动指定。设置工 作角色有两种方法，第一种为硬件设置法，另一种为软件设置法。在模块上通过模块的 PI(4)口控制蓝牙是否允许软件设置法。假如那个接口被接到高电位上，则同意通过软件对其进行工作角色设置；假如接到了低电位，则 只能通过硬件对其设置，用软件发送 T 指令修改工作角色虽然会立即生 效，然而重新

57、上电后模块又会进入硬件所设定的角色。在硬件设置法中，通过蓝牙上的另一个串口 O) 对其模式进行设定。假如它被接到高电位上，那么蓝牙会工作在主模式，现在只能搜索从模 块，不能被其他模块搜索；若接到低电位上，蓝牙工作在从模式，这时蓝牙 不能搜索其他模块，只能等待连接。本设计所使用的蓝牙采纳了软件设置法，将模块设置为同意软件配置， 蓝牙就能够同意下表 T 指令的操纵。表 4-1 常用的 T 指令设置：功能T 指令模块应答讲明测 试 是 否 进 入 T 模式OK当模块返回 时 表 明 已 进 入 T 模式模块命名T+NAME1.+NAME=OK：设备名称T+NAME2.ERROR=命名成功则返回模块名

58、称，否则返回错误代码波特率设置T+BAUD1.+BAUD=OK2.ERROR=设置成功则放回波特率代码，否则返回错误代码主 从 模 式 设 置T+ROLE1.+ROLE=OK2.ERROR=返回：0从设备1主设备PN 码设置T+PIN1.+PN=2.ERROR=返回：配对码4.3.4蓝牙与 MCU 连接设计中采纳的蓝牙模块为串口类型的，可直接和蓝牙连接，因此将蓝牙 的数据发送端（TDX）与数据接收端（RDX）和单片机的数据接收端（RDX）和发送端（TDX）连接，地线（GND）和电源（VCC）与蓝牙模块上对应的引脚连接好即可，同时应设置好相应的波特率，便可与 MCU 正 常通信。蓝牙模块与 MC

59、U 的连接示意图如图 4-2 所示图 4-2 蓝牙与 MCU 连接示意图4.4测试与实验4.4.1软件应用程序软件方面采纳了 VC+编写，要紧的作用为将接收到的数据包解析，并 且通过函数绘制出心电波形，采纳精确的算法计算出心率，同时能够手动选 择滤波类型以及导联的相关参数，界面美观，操作简便。软件界面如图 4-3 所示。图 4-3 软件界面4.4.2蓝牙配置将蓝牙通过 USB 转 TTL 下载器连接到 PC 上，打开串口调试工具，设 置好主机相应的串口号、波特率、奇偶校验位即可对蓝牙模块进行操作。通 过 T 指令，对蓝牙设置通信波特率为 38400，数据位为 8 位，一位停止 位，没有奇偶校验

60、位。至此，蓝牙的设置结束。现在能够看到蓝牙正在进行 自动连接，如图 4-4 所示。图 4-4 蓝牙连接4.4.3数据通信等待蓝牙配对并建立连接后，蓝牙会进入透传状态，这时通过串口调试 工具对其进行设置是无效的，现在蓝牙即相当于一条串口线，可通过其电缆 替代协议通过蓝牙进行数据透传。用串口调试工具可看到蓝牙收到的数据。 依照通信协议，现在心电板会一直发送 0 xff，0 xff 请求信号，系统机收到后 向心电板发送初始化命令。打开系统软件即可看到心电波形。从波形中能够 看出系统机软件总体运行良好，如图 4-5 心电波形也较为正常。图 4-5 心电波形4.5本章小结本章要紧介绍了蓝牙的进展历程以及