基于GPRS的远程心电监护系统设计文档格式.docx
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BasedonSTM32andGPRS,aremoteportableECGmonitoringsystemwasdeveloped.ECGsignalconditioningcircuitwith3-channelECGwasdesigned,andtheECGdatawasacquiredbytheADCofSTM32,savedtoSDcard,andthenthereal-timeECGdatawassenttotheserveranddatabaseofremotehospitalbyGPRS.AttheremoteECGmonitoringterminal,human-computerinteractionsuchastouchscreeninterfaceswasdesigned,whichisconvenientforthepatientstoviewtheirECGdataanddoctor’scommentsandmanagetheirdiseaseinformationbythemselves.Attheremotedoctorterminal,aanalysisandprocessingsoftwarewasdesignedbasedonLabview.TheECGbaselinedriftwasremovedandsomeECGfeaturesuchasRhythmwasdetected.Atlast,thediagnosiswasobtained.
Keywords:
remoteECG；
ECGmonitoring；
signalacquisition；
Rhythmdetection
1绪论
1.1课题研究背景及意义
随着人们生活水平的提高和许多国家的人口老龄化加剧，心脑血管疾病已经成为世界头号健康杀手，并有年轻化的趋势。
根据世界卫生组织的统计，世界范围已经有超过15亿人群患有心血管疾病，每年死于心血管疾病死亡的人数已经超过一亿六千万，其中更有80%的死者来自于发展中国家[1,2]。
另一方面，人们健康意识和保健要求日益增强，这一切推动了医疗模式从以症状治疗为中心的模式向以预防为主、早诊断、早治疗的模式转变。
大多数的心脏病患者与正常人有所区别，无论在平时还是病发之前都会出现一系列的心电信号异常。
根据统计数据，在普遍人群中，半数以上的受检人员可以发现具有低概率偶发的心电信号异常；
在患有心脑血管类疾病的人群中，受检人员的心电信号异常的发生率高达80%~100%[3]。
因此，及时侦测患者心电信号异常，尽早对患者做出诊断，查明心电异常发生的原因、起源部位，并制定有效的抑制和治疗方案，对于预防和监测心脑血管疾病的发生、以及帮助医生有效提高工作效率都具有很重要的意义。
然而，在大多数发展中国家，没有足够多的医疗中心或其他的医疗机构来对心脑血管疾病等慢性疾病进行早期的监测和预诊断，许多家庭也无力支付越来越昂贵的住院和医疗费用。
因此，越来越多的最新研究集中于使心脑血管疾病患者在医疗机构外进行居家的远程的智能医疗技术与设备[4]。
远程医疗是目前医学工程领域中的研究热点，能够解决我国以及其他发展中国家地广人多、医疗水平发展不均衡的问题。
发展远程医疗必然产生对远程医疗设备的需求。
因此，研究开发可方便穿戴、实用化的远程医疗设备具有重要意义。
结合嵌入式技术的远程医疗打造的这个医疗环境使使用者在不妨碍日常工作和生活的情况下随时随地地监测生理状况，从而实现疾病的早发现、早诊断和早治疗，不仅能提高医护效率，还让患者享受到更满意的健康服务[5]。
综上所述，远程心电监护系统对于慢性心脑血管疾病管理以及急性心脏病早预警等都具有非常重要的研究意义和实用价值。
1.2国内外发展现状
目前，国外医疗仪器生产厂家和研究机构竞相投入大量的人力、物力进行远程心电监护系统的开发，主要包括以下几个方面：
（1）由服务器进行分析和处理（Kail,2004），主要包括远程心电监测系统等，通过无线电、红外遥测、GPRS、Internet等方式将病人心电数据传到医疗中心进行分析和处理，缺点是要在远端分析处理，实时性不高；
（2）流动监测车。
通过流动监测车对一定范围内的病人进行心电信息的遥测和分析处理，危急病人采取救援，缺点是监测范围受到一定限制，不够灵活机动；
（3）由手持终端或移动设备进行实时的分析和处理（Jimena,2005;
Helfenbein,2006）,可以随时随地在病人身边进行实时分析和处理，缺点是需要有专业的心电知识。
同时，大多研究均针对于特定的ECG信号或者心律不齐类别，如Gohetal.（2006）提出的用于家庭心脏病护理的ECG监测仪基于PDA平台，仅监测心跳情况。
LeijdekkersandGay（2006）提出的个人心脏监测系统仅关注心肌纤颤和心动过速。
从应用前景的角度来看，第（3）类系统更具有实际意义。
相比于
（1）类和第
（2）类系统，第（3）类系统具有如下优点：
无传输延迟、低传输成本、低功耗。
国内心电监测系统的科研、生产与国际先进水平相比存在较大差距，高精尖的监测设备大部分依赖进口，近年来，一些科研机构和单位对新型的心电监测系统进行研发工作。
总的来说，心电监测系统和设备正向小型化、智能化、集成化、准确化方向发展。
目前，存在的主要问题包括两个方面：
监测的实时性和准确性，这两个方面与临床医生的要求还存在着一定差距。
因此，监测的实时性和准确性，是目前国内外研究的热点[6]。
国内在远程医疗和远程心电监护方面起步较晚，心脏疾病的监测已引起国内不少研究单位和企业的重视，并已研制出了便携式的和无线的心电实时监护系统等设备。
心电实时远程监护系统一般由心电检测单元和远程通信单元构成，心电检测单元把检测到的心电信号通过有线或无线方式发送到通信单元。
通信单元对心电信号进行处理，一旦发现异常则通过电话线或网络将心电图上网传给医院。
这类设备典型的产品有清华大学研制的心电/血压监护网系统。
心电实时监护系统虽然较好地解决了心电信号的实时监测问题，但它通常不具备移动性，其应用范围和推广都受到很大限制。
为了保证受试者所检测的心电信号的准确性和科学性，远程心电监护系统要求用户在日常生活中保持一定的活动。
由于各类远程心电监护的通讯方式不一样。
系统要求用户的活动范围和运动的剧烈程度也不一样，使得系统采集的信号质量得不到有效的保证。
正因为如此，由于移动通信能为用户提供更大的活动范围、更为灵活的通讯方式，基于移动通信技术的远程心电监护越来越受到人们的重视，并成为当今远程心电监护系统的研究热点。
1.3本论文的主要研究内容
基于以上分析，本课题拟在开发一种基于GSM/GPRS的远程心电监护系统，实时监测人体心电信号并通过GPRS模块发送到远端医院服务器上，由医生实时查看并分析远程病人的心电信号。
论文的主要研究内容可分为以下几个方面：
1、心电监护系统电路设计，包括标准导联心电信号调理电路、基于ARM的心电信号采集电路、基于SIM900的GPRS模块电路、SD卡数据存储电路以及LCD显示电路等等；
2、心电监护系统嵌入式软件设计，主要是基于STM32和MDK的嵌入式软件的开发和设计，包括系统初始化、心电信号数据采集、GPRS信号发送、SD卡存储等程序模块；
3、基于Labview的心电数据仿真和分析系统，包括心电信号仿真、心电信号读取、心率分析等程序设计。
2基于GPRS的远程心电监护系统整体设计
2.1远程心电监护系统概述
基于GPRS的远程心电监护系统将远程智能医护与移动通信等技术有机结合，使病人和医院可以将远程监护信息及数据通过GPRS传递到远程医院的服务大和数据库平台，医生和专家通过读取服务器中的数据，即可实时了解并分析在家庭或社区的心脑病患者的心电情况，而不需要陪在病人身边。
在目前大多数国家医疗资源相对紧张的情况下，基于GPRS的远程心电监护系统，可提高心电监护效率，极大解放医生专家，使他们可以为更多的病人提供更优质的服务[8]。
基于GPRS的远程心电监护系统示意图如图2.1所示，位于家庭和社区服务站的心脑血管疾病患者，由远程心电监护终端实时采集心电信号，并通过GPRS移动网络实时发送到远程医院的服务器上。
图2.1远程心电监护系统示意图
2.2基于GPRS的远程心电监护系统整体设计
基于GPRS的远程心电监护系统，整体框图如图2.2所示，主要包括：
心电信号模拟前端设计、心电信号采集和发射系统设计、远程医院服务器及数据库开发、上位机软件设计和数据分析等几个部分。
图2.2基于GPRS的远程心电监护系统整体框图
心电信号模拟前端，即心电信号调理电路，主要包括：
导联检测、仪表放大、二级放大、右腿驱动、导联切换、带通滤波、50Hz陷波器等，其主要作用是将人体表面的心电信号，通过信号调理，转化为稳定的、信噪比高的、适合AD采集的电压信号。
心电信号采集和发射系统，由32位的ARM，主频72MHz的STM32F103ZET6作为主控芯片，自带的12位AD，直接采集经过心电信号调理电路的信号，并实时通过GSM/GPRS模块SIM900发送到远程医院服务器和数据库上。
服务器端采用PHP语言编写Web数据实时采集程序，可通过输入服务器网址，实时动态地查看各个病人的心电信号，也可将这些心电信号数据保存到数据库中，以便对病人心电数据进行长期管理、查看和进一步的分析。
数据库采用Office自带的MicrosoftOfficeAccess关联式数据库管理系统，其主要特点是使用简便，可方便地操作网页和管理数据，同时，透过新增加的网络数据库功能，在追踪与共享数据，或是利用数据制作报表时，将可更加轻松无负担，这些数据自然也就更具影响力[9]。
软件和数据分析，采用Labview语言进行设计。
Labview是美国NI公司推出的一种基于G语言的虚拟仪器软件开发工具，具有强大的数据采集功能，内含丰富的数据采集、数据信号分析以及控制等子程序，非常适合数据采集和数据采集系统的软件开发。
3基于GPRS的远程心电监护系统电路设计
基于GPRS的远程心电监护系统的整体电路如图3.1所示，主要包括：
电源管理电路、心电信号调理电路、STM32控制和数据采集电路、GPRS信号发送电路等等。
其中，电源管理电路是整个电路系统正常工作的基础和保障，心电信号调理电路是远程心电监护系统的关键，STM32控制和数据采集电路是系统的核心。
下面将分各个模块分别进行详细设计。
图3.1基于GPRS的远程心电监护系统的整体电路
3.1电源管理电路设计
电源管理电路为整体系统提供各种稳定的电压和基准源，是整个硬件系统工作的基础和保障。
基于GPRS的远程心电监护系统电路设计中，由大容量的3.7V锂电池进行供电。
电源管理电路主要包括以下几个模块：
锂电池充电电路、锂电池升压电路、正负电压转换电路、5V转3.3V电路以及外部电压基准电路，下面将对这几个模块电路分别进行设计。
3.1.1锂电池充电电路
锂电池具体一定的使用寿命和容量，充电不合理，会对锂电池的使用寿命、充电次数、充电容量等造成极大损害。
根据锂电池的结构特性，最高充电终止电压应为4.2V，不能过充，否则会因正极的锂离子拿走太多，而使电池报废。
其充放电要求较高，可采用专用的恒流、恒压充电器进行充电。
科学的充电过程如图3.2所示[10]，低于2.9V时采用低电流的预充状态，当电池电压大于2.9V时开始进行恒流充电，恒流充电至4.2V/节后转入恒压充电，当恒压充电电流降至100mA以内时，应停止充电。
图3.2锂电池充电过程
基于以上分析，锂电池充电电路以LTC4051及其外围电路进行设计。
LTC4054是一款完整的单节锂电池恒流恒压线性充电IC，它采用极小的SOT23-5封装，只需要外接极少的外部元件，即可完全适用于便携式产品的应用。
它的主要特点是：
充电电流可编程，最大可至800mA；
恒流恒压充电并有过温保护；
可从USB口直接给单节锂电池充电；
预设4.2V充电电压，精度可达1%；
可设为涓流充电和无涓流充电模式；
并可有效限制冲击电流等等。
这些特点，使得LTC4054非常适合基于GPRS的远程心电系统的充电和保护电路。
锂电池充电电路如图3.3所示，由充电器或USB线接入5V电源，BAT输出管脚直接接3.7V锂电池，电阻R12用来调整充电电流的大小。
图3.3锂电池充电电路
3.1.2锂电池升压电路
锂电池正常状态下电压为3.7V，刚充满电时放电电压为4.2V，经过10-30分钟降到3.7V，在3.7V工作若干小时后，放电电压逐步下降。
而系统正常工作需要+5V、-5V、3.3V等电压，直接由锂电池供电，即不稳定，也不满足需要，因此，需要锂电池升压电路，将3.3V升为5V，进一步转化为-5.5V、3.3V、+2.5V等系统所需要的电压。
锂电池升压电路如图3.4所示，由MAX1797及其外转电路进行设计。
MAX1797是低电源电流、升压型DC-DC转换器，可真正关断，并且具有97%以上的电源转换效率，非常适合用于便携式设备的锂电池升压电路。
为了使锂电池电压降到一定程度时关断电池供电，对锂电池起到一定程度的保护作用，锂电池升压电路在设计时，增加了开断电路，如图3.3中由R1、R2、R6、Q1、R3组成。
关断电压Voff的计算公式为：
Voff=R2/（R1+R2）*3.7V
图3.4锂电池升压电路
3.1.3正负电压转换电路
由于心电信号值的动态范围比较大，有正有负，因为信号调理电路的运算放大器需要正负电源双极性电源供电，这就需要设计正负电压转换电路，将+5V转化为-5V。
正负电压转换电路如图3.5所示，由maxim公司高效率、低IQ、DC-DC反相器MAX764及其外转电路进行设计。
MAX764是美信公司生产的反极性开关稳压器，这类稳压器在过负载时具有高效率，因为它是脉冲调制，所以使用时它的电路消耗低于120uA。
由于这类IC是脉冲调制，它有很高的开关频率（300KHZ），这个元件能够使用很小的外部贴片元件，并且不需要考虑电磁干扰。
图3.5正负电压转换电路
3.1.45V转3.3V电路
STM32等数字部分，工作电压为3.3V，因此需要将5V电压转换为3.3V电压。
稳压芯片主要分为线性稳压芯片和开关稳压芯片2大类，线性稳压芯片的主要特点是：
电源稳定性好、纹滤小。
5V转3.3V采用常用的线性稳压芯片LM1117-3.3及其外围电路进行设计，电路如图3.6所示：
图3.6 5V转3.3V稳压电路
3.1.5外部电压基准电路
外部电压基准电路的主要作用是：
１.为STM32的AD提供稳定的外部电压基准，提高AD采样的精度和稳定性；
２.为运放放大器提供偏置，将负的心电信号转换为以２.５V为中心的正信号。
外部电压基准电路，采用TI公司低温漂的精密外部电压基准REF5025进行设计。
REF5025是2.5V的低噪声、极低漂移、高精度电压基准，温漂小于10ppm/℃，非常适合作为外部精密电压基准。
外部电压基准的电路如图３.７所示：
图3.7外部电压基准电路
3.2心电信号监测电路
3.2.1心电信号特点及标准导联电路
典型的心电波形图如图3.8所示，包括:
P、Q、R、S、T几个波峰和波谷，并形成P-R段、S-T段以及P-R间期、Q-T间期等波段[11]。
图3.8心电图典型波形图
把测量电极放在人体表面适当部位，实时记录出来心脏电位变化曲线，即可反映了心脏兴奋的产生、传导和恢复过程的变化，也就是说，心电图记录的是心脏活动过程中所产生的生物电信号。
如果人体心脏发生病变，心电图波形上会有明显的表现，如图3.9所示，为正常心电信号与异常心电信号的波形对比图。
其中，a图为正常的心电信号波形图，b图为心室颤动时的心电波形图，c图为室性心律过快时的心电波形图。
图3.9正常与异常心电图对比
测量心电信号，需要把心电电极放置在人体表面，医学上称之为导联连接，常用的导联有标准导联、单极加压肢导联、单极胸导联、12导联等方式。
单极性的导联只能测量一个通道的心电信号，在医学上应用价值不大，12导联过于复杂，适合在医院病房里使用，因此，基于GPRS的远程心电监护系统，采用标准导联的方式进行测量。
3通道标准导联连接示意图，如图3.10所示。
右上肢、左上肢及右腿组成第1个通道，即导联I，右上肢、左下肢及右腿组成第2个通道，即导联II，左上肢、左下肢及右腿组成第3个通道，即导联III[12]。
图3.103通道标准导联示意图
设ER、EL、EF分别表示右上肢、左上肢、左下肢的实际电位值，三路标准导联的电压值分别标记为：
VI=ER-EL
VII=ER-EF
VIII=EL-EF
由上式可以推导出，在任意时刻，都有VII＝VI+VIII，标准导联能反映出心脏的大概情况。
当出现后壁心肌梗死、心律失常等心脏疾病时，在II导联和III导联，可以看到明显的心电波形改变。
标准导联的心电信号监测整体电路如图3.12所示，每个通道都要经过仪表放大、二级放大等将心电信号放大到适合AD采集的范围，再经过0.05Hz高通滤波和150Hz低通滤波组成的0.05~150Hz带通滤波电路，只保留有用的心电信号，滤除其他高频和直流信号。
另外，在实际使用过程中，电路经常会受到50Hz工频干扰的影响，例心电信号波形产生很大的畸变和信号失真，为此，专门设计了46Hz和54Hz陷波器组成的宽范围陷波器，以滤除工频干扰的影响。
经过信号调理的心电信号，由STM32单片机控制ADC进行采集，并由GPRS模块发送到远程医院服务器上。
图3.123通道标准导联心电检测整体电路框图
3.2.2标准导联心电信号放大电路
基于以上分析，设计的3通道心电信号放大电路如图3.13、图3.16和图3.17所示。
下面以第1通道心电信号调理电路为例进行分析和设计。
R5和C3、R10和C8分别组成RC低通滤波器，对人体经过导联线的心电信号进行预处理，消除高频干扰的影响，滤波器的截止频率计算公式为：
为防止心电波形畸变，预处理电路的低通滤波器，截止频率不宜过低，R取390K，C取47pF，则截止频率为8.6KHz。
二极管D1和D2、D3和D4组成保护电路，由于二级管的单向导通性，故可将电压钳制在-VCC~+VCC之间，即-5V~+5V，其主要作用有2个方面：
1.停止人体高压静电击空电路；
2.防止220V高压进入人体，确保人体安全。
图3.13第1通道心电信号调理电路
对于经过预处理之后的心电信号，采用仪表放大器电路进行处理。
仪表放大器（IA）是一个满足下列技术要求的差分放大器：
1.极高（理想为无限大）的共模和差模输入阻抗；
2.很低（理想为零）的输出阻抗；
3.精确和稳定的增益，一般在1~1000倍。
仪表放大器主要用于精确放大一个共模干扰存在的微弱电平信号，在生物医学中被广泛采用。
仪表放大器的典型结构如图3.14所示，一般地，取R1=R2=R4=R5=Rf=R，则信号的放大倍数为G=1+R/Rg。
借助固定的电阻R，可以通过调整Rg的值可调节放大倍数和信号增益。
大部分仪表放大器芯片，内部已经集成了内部的3个运放放大器和5个电阻等电路，只需要外接一个电阻Rg即可，通过改变Rg的大小，即可调节放大倍数[13]。
图3.14仪表放大器典型结构
仪表放大器采用极低漏电流的精密仪表放大器INA326进行设计，INA326的内部结构和典型电路如图3.15所示[14]。
图3.15仪表放大器INA326内部结构及典型电路
INA326仪表放大器的增益计算公式为：
G=2R2/R1.
对于图3.13，所设计的第1通道心电信号调理电路，放大倍数为G=2*100/（24+24）=4.2倍。
采用2个24K电阻的原因是，求2个导联信号的平均值作为基准点，经过U7A构成的电压跟随器，提高驱动能力，进一步放大后接入右腿，构成右腿驱动电路。
右腿驱动电路的作用是减小共模干扰，提高信噪比。
由于心电信号极其微弱，并且由于人体的静电、工频干扰等电磁干扰严重，这种干扰信号会掩盖
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