智能心音检测课设解读.docx
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智能心音检测课设解读
测控系统设计实践
课程设计报告
题目名称：
智能心音检测学院名称：
电子信息学院班级：
测控技术与仪器
学号：
201100454217学生姓名：
白凡
指导教师：
常静
2014年7月
《测控技术设计与实践》任务书
电子信息
学院
实验室
电气实验中心
时间
第19周周到第19周周五
上午8:
30〜12:
00;
下午1:
00〜4:
30
地点
二号实验楼联话人及
题目
智能心音检测
实验目的
设计智能心音检测电路，可检测5—600Hz的频率要求用单片机实现，性能可靠，误差小
实验
安排
周一：
讲解实验安排，查找资料周二：
电路设计及仿真周三：
软件设计
周四：
软硬件联调
周五：
检杳验收
智能心音检测
摘要：
用AT89C51设计一检测范围在5-600HZ的智能心音检测仪，本系统主要由两部分组成：
模拟部分和数字部分。
模拟部分是心电回路由心电电极、前置放大、光电隔离、滤波电路、电平抬升电路和后置放大电路组成，主要是将人体获得的微弱心电信号变成没有负值的、干扰和噪声较小的、放大使周期信号可以改变单片机管脚电平，从而利用单片机中的计数器记下心跳的频率。
数字部分是在单片机内部进行，将采集到的频率数据处理后输出到四位LED段码显示上，要求实时监测，数
据可靠精度高。
关键词：
单片机滤波计时器放大器
Abstract：
UsingAT89C51todesignadetectionrangein5-600Hzintelligentheartsounddetectioninstrument,thissystemmainlyconsistsoftwoparts:
analoganddigitalparts.Analogpartistheelectricalcircuitbyecgelectrodes,preamplifiercircuit,photoelectricisolation,filtering,levelup,circuitandthecircuitisplacedafterthemainistoobtainaweakelectricalsignalsintothehumanbodythathasnonegative,interferenceandnoisesmaller,putambassadorperiodicsignalcanchangeMCUpinlevel,thusinthesingle-chipmicrocomputerisusedtowritedowntheheartbeatfrequencycounter.Digitalpartisinsidethesinglechipmicrocomputer,thefrequencyofthecollecteddataprocessingafterfouroutputtotheLEDdisplayonthesectionofthecode,forreal-timemonitoring,dataandreliablewithhighprecision.
Keywords：
SinglechipmicrocomputerfilterThetimeramplifier
引言1
1•心音检测的发展2
1.1听诊器2
1.2听诊器的发展2
1.3现代新一年监测点发展2
2.总体设计3
3硬件设计4
3.1前置放大器4
3.2去工频干扰陷波电路4
3.3比较器及后级放大电路5
3.4显示电路6
3.5报警电路8
4软件设计8
5调试及结果9
6心得体会9
7参考文献11
附件12
程序12
电路图16
引言
目前，国际上关于心音和心肌收缩能力的研究更体现了心音检测和分析的重要性。
由于“第一心音辐值的大小与心肌收缩能力的强弱密切相关，故可以用第
一心音辐值的变化趋势来评估心力储备（CardiacReserve指心输出量随机体代谢需要而增长的能力），心脏耐力”。
理论分析表明：
第一心音辐值的大小主要决定于心室收缩是产生的压强能的大小；而该压强能的大小主要由心肌收缩力的强弱来决定。
动物实验及有创和无创的临床实验研究表明：
第一心音辐值的变化和左心室压力上升最大速率的变化成正相关。
肖守中等提出用相对值法来建立心音辐值参数，利用第一心音辐值S1的变化趋势来量度心肌收缩能力和评估心血管疾病患者和健康人的心力储备。
并且在长期的临床实验中，总结并提出了心音图运动试验，把完成规定运动量运动后S1辐值对安静时S1辐值的倍数定义为心肌收缩能力储备指数，并在国际上首次提出了“心力变异性的概念”，它指在各相
继的心动周期之间，心肌收缩力在不断变化，并在不同因素作用下表现出一定的变化规律。
在不同运动量负荷下运动会引起S1辐值的变化，其中蕴藏着心肌收
缩能力和心力储备信息。
把不同运动负荷下运动后S1辐值对安静是S1辐值增加的相应倍数定义为心力变化趋势，据此评估受试者的心力储备状态。
所以对于心音的定量分析显得由为重要。
1.心音检测的发展
1.1听诊器
一个圆圆的金属探头，连接着一根橡皮管子，然后分叉，分别通过两个金属耳塞一直介入到医生的耳朵里一一这就是听诊器。
听诊器作为我们要设计的心音检测仪的鼻祖，从诞生但现在的200多年的时
间里，作为临床上的一个重要的诊断工具，发挥了巨大的作用。
1.2听诊器的发展
1.2.1雷奈克发明听诊器
1816年9月13日，一个比较偶然的机会，从小孩子的游戏中得到灵感，解决了困扰他的一个重要的医学问题，更是发明了震惊当时的医学界，惠利之后医学界的一个重要的工具一听诊器。
1.2.2发展为现在比较常见的样子，刚发明的听诊器不是现在这个样子，经过很多医学界的天才的改进，终于变成了当今的这个样子，在接下来的一百年里基本上没怎么发生变化。
1.2.3电子听诊器
虽然听诊器在使用过程中存在很多问题，但是在当时的生产力水平和科技水平下，没法改进，而且一般的疾病通过听诊器可以判断，到了现代，微电子科技迅猛发展，于是电子听诊器应运而生，它在声音的准确度和对噪声的处理上有着普通听诊器无可比拟的优点。
1.3现代心音检测的发展
比电子听诊器更高级的专门进行心音检测的就是心音检测仪，它有着更多的更先进的优点。
信号调整电路设计采用了硬件电路和软件结合的技术，主要应用在：
（1）用软件设计实现了自动调节显示波形的辐值，也可以任意放大或缩小并能对心音信号时限进行放大或缩小。
（2）信号模拟滤波和数字滤波相结合，以达到更优的滤波效果。
（3）自动补偿零点漂移，用软件方法补偿由传感器和放大器产生的温漂和时漂。
主要体现以下功能：
（1）窗口化软件设计，界面友好，功能齐全，操作方便，易于扩展。
（2）实现了实时采样与信号波形显示，操作者可以根据需要设置参数和选择喜欢的显示风格。
（3）设计了一个友好的图形界面供使用者进行手动分析，通过操作鼠标或
键盘移动屏幕上的测试标线，能够灵活方便地测试信号波形的间期，辐值，斜率参数。
保留传统的手动测试方法，是对自动信号分析的验证和补充。
（4）应用小波分析技术和医学专家知识编制了自己信号分析程序，可以对第一心音辐值和心脏的收缩期和舒张期自动识别。
（5）建立了病历档案管理数据库，存储患者基本情况，测试得到的数据，分析结果及医生诊断意见等内容，为病因查询，分类，统计工作提供数据资料。
（6）打印检测报告程序具有打印预览功能，能够控制打印机输出包括心音辐值，时限，心音波形以及病人的有关资料。
2.总体设计
本次的课程设计要求用AT89C51设计一检测范围在5-600HZ的智能心音检测仪，本系统主要由两部分组成：
模拟部分和数字部分。
模拟部分是心电回路由心电电极、前置放大、光电隔离、滤波电路、电平抬升电路和后置放大电路组成，主要是将人体获得的微弱心电信号变成没有负值的、干扰和噪声较小的、放大使
周期信号可以改变单片机管脚电平，从而利用单片机中的计数器记下心跳的频率。
数字部分是在单片机内部进行，将采集到的频率数据处理后输出到四位LED段码显示上，要求实时监测，数据可靠精度高。
流程图如下：
口滤波除杂口
LED显示
3.硬件设计
3.1前置放大器
由于人体心电信号是频率范围约为0.05Hz〜150Hz、幅度约为0-4mV的低
频微弱信号，且测量时噪声背景却很强，故需前置放大，要求高精度，高稳定性，
高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声和强抗干扰能力。
电路如图2
图2前置放大电路
3.2去工频干扰陷波电路
在自动化测量控制领域，各种参数的测量将直接关系到工业生产的质量，尤
其在超精密仪器仪表的测量中，对测量精度的要求非常严格，如果测量装置工作在电源变压器或输电线路附近，采集信号往往会受到工频电磁场（50Hz）及其谐波的干扰，从而增加了获取精准信号的难度。
传统传感器测量技术的噪声抑制能力和温度特性相对都比较差，不能满足高精度测量对抗干扰能力的要求。
因此，在对低频微弱信号的智能数据采集中，具有抗工频干扰的高精度数据采集系统已
成为关键技术之一。
工频干扰是心音的主要干扰，虽然前置放大电路有很强的共模抑制作用，但部分干扰是差模方式进入电路，且频率处于心音范围内，因此仍存在很大干扰必须专门剔除，电路如下图3。
3.3比较器及后级放大电路
在经过前置放大和陷波电路后，信号还要经过一个比较器，经过比较器，将信号变为方波信号，从而确保输入单片机的触发信号准确、可靠。
经过陷波器后的信号幅值可能有衰减，幅值过低会导致计数不准确，所以在陷波电路后要先检测信号，若幅值过低，则在后边加一放大电路，使信号有效，若幅值达到要求，则不用加后置放大。
3.4显示电路
显示电路由AT89C51及LED显示组成，在单片机中利用它的两个定时器T1和TO,其中T0作为定时器，T1作为计数器，计算定时时间内的计数数，从而在程序中算出一秒中的周期数，即为心电频率。
LED断码表如下，为共阳极，也可用共阴极，但断码表不同。
表
显示字符
共阳极段选码
dpgfedcba
显示字符
共阳极段选码
dpgfedcba
0
COH
A
88H
1
F9H
B
83H
2
A4H
C
C6H
3
B0H
D
A1H
4
99H
E
86H
5
92H
F
8EH
6
82H
P
8CH
7
F8H
y
91H
8
80H
8.
00H
9
90H
火
FFH
显示电路如下图5:
注意：
其中的的P0.0到P0.7口要接上拉电阻保证端口稳定性，且时钟电路的晶振取为5KHz这是与计时计数程序相匹配的，在程序设计中T0的计时时间直接设为1s,但如果时钟频率为12MHz或6MHZft接无法定时1s。
计算如下：
T={[（2A16-T1）*12]/0.5MHz}us=1s=10A6us
解得：
T仁23869
在化为十六进制即可得计时初值，其中T为计时时间，T1为计时初值。
cw
C6
GW
C5
X1
R10
U5
$匪口“加
3
Bi
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