收稿日期: 2006- 06- 19
作者简介: 黄红霞 ( 1979) ), 女,湖北咸宁人, 助教,本科。
文章编号: 1008- 8245( 2006) 06- 0057- 03
便携多功能心率计的
设计
领导形象设计圆作业设计ao工艺污水处理厂设计附属工程施工组织设计清扫机器人结构设计
黄红霞 严 伟
(黄石理工学院电气与电子信息工程学院, 湖北 黄石 435003)
摘 要:介绍基于 M CS- 51单片机的便携多功能心率计的硬件和软件设计, 从 ECG波形中提取 R矩形波,
采用 R- R间期法,快速准确地测量心率, 在测量心率的同时可进行体温判断, 克服了传统便携式心率计不能
实时监测体温, 不可判断可疑高危体温的缺点。
关键词:心率;体温 ; R- R间期法; 单片机
中图分类号: TH77212 文献标识码: A
The Design of PortableMulti- functional
Heart Rate Counts
HuangH ongxia Yan Wei
( S chool of E lectrical and E lectronic In form ation Eng ineering, H uangsh i In stitute of Technology, Hu angsh iH ubei 435003)
Abstrac t: Th is paper introduces the hardwa re and so ftw are design of the portable mu lti- functiona l heart ra te counts
based on MCS- 51 SCM. W e can draw theR rectang lew ave to adopt theR- R cycle law s from the ECG wavefo rm to
m easure the heart rate accurate ly and quick ly. And the body temperature can be judged w hen the heart rate ism eas-
ured. It overcom es the shortcom ings o f the traditiona l heart rate counts that can t' monito r rea l- tim e body- tem pera-
ture and can t' judge the suspic ious high- r isk body- tem perature.
K ey words: heart rate; body- tem pe rature; R- R cyc le laws; SCM
心率是临床、手术和生理研究中极为重要的
生理参数之一。迅速准确测量心率是现代医疗监
测仪器的基本功能。随着电子技术的发展, 心率
监护仪逐步向智能化、微型化方向发展 ,目前用于
心率监护的传统 /台式 0机, 体积偏大 , 操作灵活
性差, 同时在监测心率时不能检测体温是否正常,
发现高热人群, 为此根据目前的技术及应用的发
展方向 ,设计了基于 MCS- 51单片机的测量心率
与判断体温是否正常的便携多功能心率计。
1 系统基本设计
方案
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通过体温电极从人体胸部获取心电信号, 经
ECG滤波放大电路来完成信号放大和噪声的滤
波, 获取的 ECG 信号经施密特整形变成 R矩形
波, 同时体温信号经过体温电极内的传感器及前
置处理电路转换为电压信号, 与高热、低温临界所
对应的电压值组成窗口电压比较器形成高电平或
低电平。此三路信号送入单片机系统 , 由单片机
系统 LED显示心率值, 并判断体温是否正常, 此
期间若单片机
分析
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出心率、体温异常, 通过给出心
率、体温越限提示符报警。系统框图如图 1所示。
图 1 系统框图
第 22卷 第 6期
2006年 11月
黄 石 理 工 学 院 学 报
JOURNAL OF HUANGSH I INST ITUTE OF TECHNOLOGY
Vo.l 22 No. 6
Nov 2006
2 系统前置电路
2. 1 心率 R矩形波的获取
前置电路的任务是拾取心电信号 , 并经放大、
滤波、整形后获得矩形波, 以供单片机作计数器
T0 的门控信号, 其原理框图如图 2所示。
图 2 R方波获取电路原理框图
无创检测是将体温电极贴在人体的表面或附
带到人体的某一部分来间接测量生理信号, 如心
电、脑电等 [ 1]。由于 R波具有波形陡峭、幅度大、
宽度窄、变化趋势明显的显著特点 [ 2] , 因此主要考
虑 R波的幅度和 R - R间隔周期 , 同时考虑到便
携 ,无创, 使用三电极胸部检测方法 [ 3] , 且将电极
固定, 这样可以直接将心率计放置在胸前来获取
信号进行测量。
选用 AD623作为第一级心电放大器进行电压
放大来提高信号的信噪比。 AD623的增益由 1、8
引脚间的 RG 电位器进行调节。
在心电干扰中, 工频 50H z的干扰最为明显。
因此使用 50H z双 T陷波器来进行抑制。 50H z双
T陷波器由低通滤波器和高通滤波器两部分组
成。低通滤波器 fl > 50H z并且无限接近于 50H z
( fl→ 50H z ) ,高通滤波器 fh < 50H z并且无限接近
于 50H z( fh→ 50H z ) , 由于内阻及条件限制, 不可
能使 50H z时放大倍数为 0, 只能调节使 50H z时
放大倍数相应最小。
通过放大滤波后得到的 ECG信号 UE, 目前应
用较多的以心电图 R波触发计数为技术基础 [ 4] ,
可用施密特整形电路和闭锁电路, 当电极接触不
良或电极从人体脱落时, 仪器给出光报警电路 ,同
时使 AD623通过电容闭锁放电。
2. 2 体温信号的获取
体温是临床手术和生理研究中极为重要的生
理参数之一 ,为了使人们在使用此仪器时能判断
体温异常, 有助于测心率时监测高热人群, 其获取
电路如图 3所示。
一般正常成年人在清晨安静状态下, 口腔体
温波动为 36. 3e ~ 37. 2e 之间的狭小范围。不
同人的体温可略有差异 [ 5]。低体温是指中心体温
低于 35e 而言 , 严重体温骤低症分为 3度: ①轻
度 :中心体温 35e ~ 32e ; ②中度: 32e ~ 28e ;
图 3 体温信号获取电路原理框图
③重度: 中心体温 28e 以下。在此系统中认为体
温 35e ~ 38. 5e 时为亚正常和正常 , 否则为高热
或低温。采用 IN 4148型二极管与电极组合构成
体温电极 , 求得高温 ( 38. 5e )和低温 ( 35e )的
电压 ,通过调节高热基准和低温基准的电压值 , 经
过窗口电压比较器得到高或低电平 , 以供单片机
作计数器 T0 的门控信号。其体温逻辑状态图如
图 4所示。
高热 低温 状态
1 0 高热
0 1 低温
0 0 正常、亚正常
图 4 体温逻辑状态图
3 单片机系统与算法的确定
3. 1 单片机系统组成
从便携和经济角度出发, 选用 MCS- 51系列
构成单片机系统 , 外接 1片 2764EPROM作为程序
存储器。用 8255A作为系统的输入并行扩展口 ,
心率和体温信号从此输入。采用 89C 52可进一
步减少体积 , 向小巧轻便更进一步。其单片机系
统组成框图如图 5所示。
图 5 8051系统电路的框图
3. 2 算法的确定 ) ) ) R - R间期法
采用 R- R间期法 , 只需采用两次心跳 , 即 R
- R间期就可以测出 1分钟内的心跳次数 , 响应
时间短, 精度高。
R - R间期法是时间间隔测量的特殊情形 , 连
续两次相同的相位 ) 时间 (例如周期性波形中正
向过零点 )之间的时间间隔的测量。即用机器周
58 黄 石 理 工 学 院 学 报 2006年
期作为尺度来测量信号的周期, T s为标频周期 , K
为分频系数 , fc为石英振荡器的输出频率 , N为时
间 T x内计数器的计数结果, 测量周期为 : Tx = N
@ T s= N @ K / fc, 测量周期误差为 : $Tx / Tx = ?
( K / Tx @ fc+ |$fc / fc | ) , 在此单片机系统中由于
只选择呼吸的一个周期测量, 且 K = 12, fc =
8MH z,由于对于单片机的晶振而言 , $fc / fcU 0,所
以 $Tx= ? K / fc (即一个机器周期 )。如图 6所
示。
图 6 R - R间期法
这时的误差与被测信号频率成正比, 要使频
率测量精度高, 应在被测频率 fx较低时采用 R -
R间期法。因此根据心电信号的低频特点, 采用
R- R间期法快速准确的测量心率。
用 8051单片机系统实现 R- R间期法时, 可
将单片机内计数器 T0 初始化为计数工作方式 ,检
测到被测心率方波信号的第一个下跳沿时 , 使 T0
对内部标频开始计数 , 检测到第二个下跳沿就使
T0 停止计数 ,并记下这时 T0 的值, 即可求出心率
fx。
8051单片机晶振振荡频率定为 8MH z, 即内
部时钟周期为 1. 5Ls, 若 T0计数为 N, 则可得输入
R方波的周期为: Tx = N @ 1. 5 Ls
fx = 1 /T xH z
心率 n= 60 @ fx
4 测试软件
单片机测量系统的测量程序流程图如图 7所
示。
5 结束语
心率和体温都是临床、手术和生理研究中的
重要参数。为了在快速准确地测量心率的同时监
测高热人群 , 设计了此便携多功能心率计。因为
采用简单电路, 而且在软件处理中没有考虑基线
漂移 ,当基线漂移时, 其测量将受限 , 因此还需进
一步完善软件设计, 抑制基线漂移。
图 7 测量程序流程图
另外 , 在体温的测量过程中, 不同人的体温可
略有差异, 同时受环境温度的影响 , 测量电极在胸
部可能略差于实际体温 , 测量此时的高热或低温
状态 ,则实际一定处于此种状态中。
参 考 文 献
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