一种基于手机物联网的简易心率测试仪的制作方法

1.本发明涉及物联网领域，尤其涉及一种基于手机物联网的简易心率测试仪。


背景技术：

2.心脏作为特征人体循环系统的重要器官之一，对人体的生理特征有着重要影响，由于节律性收缩和舒张变化的心脏会在人体内产生变化量的电信号，心脏依靠这种变化的生物电量通过周围的导电组织和体液传导到身体表面，可以利用这种特征通过外部的测试装置把采集的信号显示出来。心率测试仪是医学领域的一个重要测试工具，它是测量身体健康的重要标志，心率测试仪的可简易化解决传统的脉搏监听器的不方便、不直观的问题。


技术实现要素：

3.为了解决以上技术问题，本发明提供了一种基于手机物联网的简易心率测试仪。可以随身携带，具有重量轻、价格低、体积小、精确度高特点，可以直观的显示心率图形，并且可以通过液晶显示屏显示出来，它还可以通过无线蓝牙把数据传到手机，在手机app端显示出来。
4.本发明的技术方案是：
5.一种基于手机物联网的简易心率测试仪，包括：硬件部分、软件控制部分；
6.其中，硬件部分包括：三运放差分放大电路、后级级联放大电路、巴特沃斯滤低通波器和有源；wien-robinson 50hz陷波器组；
7.软件控制部分，将采集的实时电压转化成离散的数字量，再以转化的数字量为纵坐标，时间为横坐标显示出来。
8.进一步的，
9.所述三运放差分放大电路，采样的两个信号源通过电阻转化为电压信号，分别接到两个同相输入端，如果这两个运放特征完全相同，那么这两个运放的输入阻抗会完全的接近相等；
10.采用延迟非常接近的两个分立运放组成差分器，使不相等的延迟引起的失真现象减小到最小；
11.这些相等阻值的电阻之间的匹配精度应高于电路所需样的匹配精度，电阻之间的精确匹配消除由于增益不同而引起的失真，同时也减少共模电压的穿透率。
12.右腿电平提升电路采用t型反馈网络，在反馈环路中有一条低阻抗接通到地，减少信号的干扰，同时减少了电击现象。
13.该电路的输入电阻值是由驱动电路确定的，而反馈电路是由增益值确定的。在反馈电路中放入一个t型网络可以形成一个自由度。
14.进一步的，
15.在后级放大电路中采用了级间去耦电路，减小管脚上的噪声；采用这种级联运放，以最大方式传输信号；根据二端口网路，实现输入和输出阻抗间的匹配即可实现功率的最
大传输。
16.进一步的，
17.前端采用op07带动后级快速放大；通过调节阻值来改变增益倍数的大小。
18.进一步的，
19.采用5阶巴特沃斯滤波器来实现滤波的要求。
20.进一步的，
21.采用mc9s12xs128单片机主控oled显示；将该单片机的pm0到pm4端口接到oled显示屏上，第5管脚接到vcc，第6、7管脚接地。
22.进一步的，
23.软件控制部分显示二维数组的子函数，直接将二维数组名称赋给形参，通过角标转换，把一位数组转换成二维数组。
24.本发明的有益效果是
25.可用电池供电,电压低，避免病人接受电击测试受到伤害,缓解病人的痛苦，且具有便宜、可靠、携带方便的特点，符合病人医学治疗的需求。
26.本发明完全能实现临床医学的要求，特别是减少了传统仪器对病人带来的的痛苦。完全符合了方便、快捷的特性，把传统的测试时间缩减的更短。该装置安全符合国家医学质量检测要求。本发明能和上位机连接，可以把监测的信号同步发到计算机，利用打印机打印出来。由于电路采用的是弱电，减少了传统心率机的电击现象，完全符合病人的需求。
附图说明
27.图1是本发明的整体结构框图；
28.图2是是三运放差分放大电路示意图；
29.图3是后级级联放大电路示意图；
30.图4是巴特沃斯滤低通波器示意图；
31.图5是wien-robinson电桥示意图；
32.图6是mc9s12xs128单片机示意图；
33.图7是程序控制流程图。
具体实施方式
34.为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例，基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
35.本发明提供了一种基于手机物联网的简易心率测试仪，包括：
36.一、硬件电路的设计
37.硬件电路由三运放差分放大电路、后级级联放大电路、巴特沃斯滤低通波器和有源wien-robinson 50hz陷波器组成。按照心电学会确定的标准，正常产生的信号量幅值为10μv—4mv之间，典型值为1mv。由于单片机最适合的电压为1
‑‑
5v，所以把电量总放大倍数定位在1000倍左右。因为人体心电频率范围在0.05—100hz以内，所以把低通滤波器的通频
带定位在120hz之内，减少高频信号的干扰。
38.1.1三运放差分放大器实现的心电传感器
39.在测量系统中，通常采用传感器把被测物理量转换为电信号，然后进行再一步的放大。由于阻均不是常量，利用随物理量的变化而变化传感器的等效信号源内阻rs，放大器会输出随信号源的大小而变化的电信号。另外传感器获得的信号一般为含有较大的共模信号的差模信号，由于传感器产生的共模信号的数值远远大于差模信号，以此必须要求放大器具有较强的抑制共模信号的能力。由于心电信号产生非常小的电信号量，传感器必须有较强的抑制共模信号的能力，所以采用三级运放组成的仪表运算放大器。
40.在图2中，采样的两个信号源通过最基本的电阻转化为电压信号，分别接到两个运放阻抗非常高的同相输入端，如果这两个运放特征完全相同，那么这两个运放的输入阻抗会完全的接近相等，抑制工模信号的能力就越强。由于信号通过两个运算放大器时，它们各自会对信号处理会有不同的延迟，不同的延时因为性就会使运放产生更大的共模信号，影响采取的电信号量。采用延迟非常接近的两个分立运放组成差分器，使不相等的延迟引起的失真现象减小到最小，这种结构相比集成运放而言减少了结电容带来的延时影响。
41.这些相等阻值的电阻之间的匹配精度必须很高，应高于电路所需样的匹配精度，电阻之间的精确匹配消除了由于增益不同而引起的失真，同时也减少了共模电压的穿透率。这个三级运放的优点是：增益可以用一个电阻来改变，并且减少了时延带来的共模信号的影响。
42.右腿电平提升电路采用t型反馈网络，在反馈环路中有一条低阻抗接通到地，这样可以减少信号的干扰，同时减少了电击现象。在一些的标准电路中是无法实现这一点的，因为这个电路的输入电阻值是由驱动电路确定的，而反馈电路是由增益值确定的。在反馈电路中放入一个t型网络可以形成一个自由度。
43.因为采集到的身体电压信号为0.62mv—1.24mv之间电压量，放大倍数被设置为au＝19.5。
44.1.2后级级联放大电路
45.在后级放大电路中采用了级间去耦电路，它可以减小管脚上的噪声(在信号电路中可以减少干扰噪声，大功率时可以减少功率损耗)。采用这种级联运放，它能以最大方式传输信号，因为它实现了运放之间的阻抗匹配关系。等效电容和等效电感在低频阶段可以忽略不计，所以一般显示的是电阻性阻抗。根据二端口网路，只要实现输入和输出阻抗间的匹配就可以实现功率的最大传输。
46.由于op07有非常低的输入失调电压，同时具有输入偏置电流低和开环增益高的特点，非常适用于放大传感器的微弱信号。它具有快速放大的特点，能使信号同步，减少了干扰。前端的op07具有很强的驱动能力带动后级快速放大，减少了反应时间。
47.通过调节r
15
和r
14
的阻值来改变增益倍数的大小。在前级有了一定的放大倍数，为了使电压信号达到5v左右，设定该部分放大倍数au＝68,通过实测理论值与实际值相符合。i
blas
是失调电流。
48.1.3五阶巴特沃斯低通滤波器
49.巴特沃斯滤低通波器如图4所示。巴特沃斯低通滤波器相比其他的滤波器可以提供较大的通带平坦度，因此被经常用做数据转换器当中的抗混叠滤波器。不同阶数的巴特
沃斯滤波器的增益与归一化频率ω(ω＝f/fc)之间的关系不同，滤波器阶数越高，通带中的平坦度就越高，为了采集更精确地信号量，采用5阶巴特沃斯滤波器来实现滤波的要求。
50.1.4有源wien-robinson陷波器
51.wien-robinson电桥如图5所示，是一个具有差分输出的无源带阻滤波器，输出电压是由一个常数分压器的电压与一个带通滤波器的输出电压的差值组成。它的q因子接近于双t陷波器的q值。
52.1.5mc9s12xs128单片机主控oled显示
53.(1)mc9s12xs128是一款高性能的16位单片机，具有速度快，功能强、成本低、功耗小等特点，内嵌支持lin协议的增强型sci模块及spi模块，总线速度高达40mhz。外围结构如图6。
54.(2)oled具有厚度小、重量轻、能耗低、无可视角度带来的问题、画面不失真、响应时间快，显示运动画面不会有拖影的现象。在本设计电路中把图示6中pm0到pm4端口接到oled显示屏上，第5管脚接到vcc，第6管脚接电源，第7管脚接地。
55.(3)在进行心率跳动次数测试时，采用短时间求平均值的方法计算，这样与传统的心率计相比简单、快捷。
56.计算方法：采用冒泡法，在一个周期内内取一系列的点，对采集到的前后点进行比较，如果(i[n]》i[n-1])&&(i[n]《i[n+1])则此时记录一次读数，在前4s内计算心率的次数，在紧接着计算后8s内的次数，让每个数值除去各自计算的时间，再相加乘于30，即要测量的精确值，这样比单纯测量12s内的数值精确。在定时器中断到来，计数结束后在数码管上自动显示一分钟的心率数值。实测如表3。
[0057]
表3实测心率跳动次数测试
[0058]
时间a(4s)b(8s)心率数(12s内，公式[(a/4+b/8)
×
30]15107524963.75341067.5
[0059]
(4)因为128单片机有内置的ad，利用单片机的pad口直接连接陷波器的输出端。直接利用单片机的dma功能使信号量直接存入内存当中，再利用单片机的sci模块通过串口通信将单片机内存的图像传到外接的eeprom中，当接到上位机上时，再把eeprom的信息通过232/485串口通信传递到到上位机。采用上位机把单片机的图像直接在电脑屏幕上显示出来。
[0060]
二、软件控制的部分主要程序
[0061]
软件控制完成的主要功能是软件实现的主要功能是将采集的实时电压转化成离散的数字量，再以转化的数字量为纵坐标，时间为横坐标，准确形象地显示在液晶屏幕上。
[0062]
显示二维数组的子函数，直接将二维数组名称赋给形参，通过角标转换，把一位数组转换成二维数组。程序控制流程图如图7所示。
[0063]
三、实际图像测试
[0064]
本发明测试的图像结果与医用三导联仪器测试的完全相同，显示的qrs波形也完全符合，进一步体现了心脏的心室、心房的收缩和舒张的生理变化。通过图像分析可以清晰地显现出心室、心房的跳动规律和心跳的起伏大小，进一步推测出病人的心率生理特性，它
与医用三导联心电仪相比基本无误差。体现了峰值、心室心房的跳动状况和人体生理状况的基本走势，也能体现心胀跳动的强度。
[0065]
本发明可以随身携带，具有重量轻、价格低、体积小、精确度高特点，可以直观的显示心率图形，并且可以通过液晶显示屏显示出来，它还可以通过无线蓝牙芯片把数据传到手机，在手机app端显示出来。
[0066]
以上所述仅为本发明的较佳实施例，仅用于说明本发明的技术方案，并非用于限定本发明的保护范围。凡在本发明的精神和原则之内所做的任何修改、等同替换、改进等，均包含在本发明的保护范围内。

技术特征：
1.一种基于手机物联网的简易心率测试仪，其特征在于，包括：硬件部分、软件控制部分；其中，硬件部分包括：三运放差分放大电路、后级级联放大电路、巴特沃斯滤低通波器和有源；wien-robinson 50hz陷波器组；软件控制部分，将采集的实时电压转化成离散的数字量，再以转化的数字量为纵坐标，时间为横坐标显示出来。2.根据权利要求1所述的测试仪，其特征在于，所述三运放差分放大电路，采样的两个信号源通过电阻转化为电压信号，分别接到两个同相输入端，如果这两个运放特征完全相同，那么这两个运放的输入阻抗会完全的接近相等；采用延迟非常接近的两个分立运放组成差分器，使不相等的延迟引起的失真现象减小到最小；这些相等阻值的电阻之间的匹配精度应高于电路所需样的匹配精度，电阻之间的精确匹配消除由于增益不同而引起的失真，同时也减少共模电压的穿透率。3.根据权利要求2所述的测试仪，其特征在于，右腿电平提升电路采用t型反馈网络，在反馈环路中有一条低阻抗接通到地，减少信号的干扰，同时减少电击现象；该电路的输入电阻值是由驱动电路确定的，而反馈电路是由增益值确定的；在反馈电路中放入一个t型反馈网络可以形成一个自由度。4.根据权利要求1所述的测试仪，其特征在于，在后级放大电路中采用了级间去耦电路，减小管脚上的噪声；采用这种级联运放，以最大方式传输信号；根据二端口网路，实现输入和输出阻抗间的匹配即可实现功率的最大传输。5.根据权利要求4所述的测试仪，其特征在于，前端采用op07带动后级快速放大；通过调节阻值来改变增益倍数的大小。6.根据权利要求1所述的测试仪，其特征在于，采用5阶巴特沃斯滤波器来实现滤波的要求。7.根据权利要求1所述的测试仪，其特征在于，采用mc9s12xs128单片机主控oled显示；将该单片机的pm0到pm4端口接到oled显示屏上，第5管脚接到vcc，第6、7管脚接地。8.根据权利要求1所述的测试仪，其特征在于，软件控制部分显示二维数组的子函数，直接将二维数组名称赋给形参，通过角标转换，把一位数组转换成二维数组。

技术总结
本发明提供一种基于手机物联网的简易心率测试仪，属于物联网领域，本发明是由三运放差分放大电路、后级级联放大电路、巴特沃斯带通滤波器和有源Wien-Robinson陷波器、MC9S12XS128单片机、上位机接口组成，可通过上位机连接在电脑上直接显示心电图图像，能够反映心脏跳动时心室心房生理的变化。映心脏跳动时心室心房生理的变化。映心脏跳动时心室心房生理的变化。


技术研发人员：卞荣荣
受保护的技术使用者：浪潮通用软件有限公司
技术研发日：2023.05.11
技术公布日：2023/8/14