心电监护系统的设计
基于FPGA的便携式心电监护系统设计
基于FPGA的便携式心电监护系统设计随着现代医疗技术的不断发展，心电监护系统在临床医学中发挥着重要的作用。
然而，传统的心电监护系统存在着体积大、使用不便携等问题，限制了其在移动医疗领域的应用。
为了解决这些问题，基于FPGA的便携式心电监护系统应运而生。
基于FPGA（现场可编程门阵列）的便携式心电监护系统设计，主要通过集成电路和相关软件实现对心电信号的采集、处理和分析。
首先，系统使用传感器将患者的心电信号转换为电信号，然后通过FPGA芯片进行模数转换，将模拟信号转换为数字信号。
接下来，系统通过数字信号处理算法对心电信号进行滤波、放大、去噪等处理，提高信号的质量和准确性。
最后，系统将处理后的心电信号通过显示屏或无线传输技术展示给医生或患者，实现实时监护和数据传输。
相比传统的心电监护系统，基于FPGA的便携式系统具有以下优点。
首先，该系统采用FPGA芯片作为核心处理器，具有较高的计算能力和实时性，在保证系统性能的同时，大大减小了体积和重量，便于患者携带和医生操作。
其次，系统具有较低的功耗和较长的续航时间，不需要频繁更换电池，减少了使用成本和维护困难。
此外，基于FPGA的系统还具有较高的可靠性和稳定性，能够满足临床医学对实时性和准确性的要求。
基于FPGA的便携式心电监护系统在移动医疗领域具有广阔的应用前景。
首先，该系统可以应用于急救现场，及时监护患者的心电变化，为医生提供准确的诊断依据。
其次，系统还可以应用于家庭医疗，患者可以随时随地进行心电监测，并及时与医生进行沟通和咨询。
此外，该系统还可以应用于长期护理机构、体育训练等领域，为不同人群提供个性化的心电监护服务。
总之，基于FPGA的便携式心电监护系统的设计和应用，为移动医疗领域带来了新的突破。
该系统不仅具有较小的体积和重量，方便携带和操作，还具有较高的计算能力和实时性，满足临床医学的需求。
相信随着技术的进一步发展，基于FPGA的便携式心电监护系统将发挥更大的作用，为人们的健康保驾护航。
无线心电监护系统的设计与实现的开题报告
无线心电监护系统的设计与实现的开题报告
一、课题背景
心电监护系统是指通过贴在患者胸部的电极，采集心脏的电信号，并将信号传输到监测设备上进行分析和诊断的一种医疗设备。
随着科技的不断发展，无线心电监护系统逐渐成为医疗领域的趋势。
这种系统相比传统的有线心电监护系统，不仅方便了医生的操作，减轻了患者的痛苦，还可以实现远程监控，提高了医疗设备的实用性和可靠性。
二、课题研究内容
本课题旨在设计和实现一个简单的无线心电监护系统，主要包括以下研究内容：
1. 硬件设计：包括心电信号采集电路和无线传输模块的设计，通过贴在患者胸部的电极采集心电信号，再通过无线传输模块将数据传输到监测设备上。
2. 软件设计：包括心电信号处理算法的设计和实现，通过对采集到的心电信号进行分析，实现心电图的绘制、诊断等功能。
3. 系统集成测试：将硬件和软件进行集成测试，验证系统的稳定性和可靠性。
三、预期成果
本课题的预期成果包括：
1. 设计和实现一个无线心电监护系统的原型，能够准确采集心电信号，并实现心电图的绘制和诊断功能。
2. 检验系统的性能和可靠性，验证数据传输的稳定性和精确性。
3. 研究和总结无线心电监护系统的设计和实现方法，为类似研究提供参考。
四、研究意义
设计和实现无线心电监护系统，不仅可以方便医生的操作，为患者提供更好的医疗服务，也能够提高医学研究的精度和效率。
此外，无线心电监护系统的研究和应用也有着重要的医学意义，能够有效地帮助医生诊断心脏疾病，对于预防和治疗心脏疾病具有重要的意义。
心电监护系统设计毕业设计
基于C8051F320单片机的低成本心电监护系统设计1 引言虚拟医学仪器充分利用计算机丰富的软硬件资源，仅增设少量专用软、硬件模块，便可实现传统仪器的全部功能及一些传统仪器无法实现的功能，同时缩短了研发周期。
本系统由两部分组成：以C8051F320单片机为核心的数据采集装置和以PC机为平台的分析处理系统。
设计中充分考虑数据采集装置体积小、功耗低、操作快捷的要求，因此全部采用SMT封装的元器件。
PC监护终端通过USB 接口接收数据，传输速率高;采用图形编程语言LabVIEW编写显示、存储、分析处理等功能程序。
该系统可实时监护并提供心动周期，心率等参数，也可进行数据的存储回放，为心血管疾病的诊断提供依据。
系统的软件开发和硬件与上位机软件的集成测试表明，系统运行稳定可靠，取得了预期效果。
2 系统硬件设计该系统由C8051F320数据采集模块和PC机两部分组成，如图1所示。
图1 系统框图数据采集模块主要由心电采集电路和基于C8051F320单片机的DAQ接口卡构成，如图2所示。
图2 数据采集模块图框该模块通过C8051F320片上A/D转换器采集经预处理的心电信号，再将其由USB总线传输至PC机显示。
PC机部分主要是软件设计，包括通过C8051F320单片机片上USB主机API函数和LabVIEW软件编写数据采集图形用户界面;实现接收、显示和处理由数据采集模块通过USB接口发送采集数据的程序。
LabVIEW应用程序和C8051F320应用程序均采用Silicon Laboratories公司的USB Xpress 开发套件的API和驱动程序实现对底层USB器件的读写操作。
心电信号属于微弱信号，体表心电信号的幅值范围为1~10 mV。
在测量心电信号时存在很强的干扰，包括测量电极与人体之间构成的化学半电池所产生的直流极化电压，以共模电压形式存在的50 Hz工频干扰.人体的运动、呼吸引起的基线漂移，肌肉收缩引起的肌电干扰等。
9种不同类型心电监护仪的设计方案,包括便携式、远
9种不同类型心电监护仪的设计方案，包括便携式、远
随着人们生活节奏加快，人口逐渐老龄化，心脏疾病成为危害人类健康和生命的主要疾病之一。
心电监护系统为心脏病人诊断和治疗提供了一个有效的手段，对心脏疾病的防治和诊断具有重大的意义，本文为大家介绍几种心电监护仪的设计方案，包括便携式，低功耗，远程监控等类型。
基于Android 的低功耗移动心电监控系统的设计方案
本文通过研究人体心电信号的各项主要特征和实际监测应用需求，设计开发了一套无线传感心电信息监测系统，该系统通过嵌入内衣穿戴的智能电极对心电信号进行采集处理，并通过目前已成为移动设备标配的蓝牙无线数据网络将心电数据发送至Android 智能监控终端进行接收数据的存储、管理和分析。
基于Linux 和MiniGUI 的心电监护仪设计
本介绍一种基于Linux 和MiniGUI 的心电监护系统，能够满足患者随时随地对心电进行方便快捷的监测，及时地发现异常情况并采取有效的措施，从而更好地保护人们的身体健康。
基于TMS320LF2407A DSP 的心电监护系统分析
本文设计了一种以TMS320LF2407A DSP 为信号处理器的心电监护系统，该系统把心电信号的采集、分析和显示集成于一体,而且系统体积小、成本低、便于携带、实用性强。
基于S3C2410 设计三导联远程心电监护
本方案是基于S3C2410 设计三导联远程心电监护系统，可以对心脏病患者进行实时监护。
具有无线传输功能，因而患者可以不受时间和空间的限制使用本系统。
系统的24 小时无间断心电图记录功能，足以捕捉突发性的异常心电数据，为医护人员提供有力的诊断依据。
便携式心电监护系统设计
摘 要 采 用基 于Ａ Ｒ Ｍ ７ 内核 的Ｌ Ｍ ３ Ｓ ８ １ １ 处理 器为核 心
设 计 了便携 式 心 电监 护 系统 。通过输 入保 护 电路 、前 置放 大 电路 、带 通滤 波 电路 、５ ０ Ｈ ｚ 限波 电路 、主放 大 电 路 ，主要 实现 对心 电信 号 的前 级 采集和 调理 ；通过 Ｌ Ｍ Ｓ Ｓ ８ １ １ 控 制Ａ ／
Ｏ Ｐ Ａ２ ６ ０ ４ 的 第二 个 放大 器 与 电阻Ｒ６ 、Ｒ７ 和 电容 ｃ １ ９ 构 成 右腿 驱 动 电路 ，可将 人 体共 模 信号倒相放大后用于激励人体右腿 （ 接 入 ＲＬ ） ，从 而 降低 甚 至 抵 消共 模 电压 ，以 达 到较 强抑制 ５ ０ Ｈｚ 工频 干扰 之 目的 。 ３ ．３主放 大 电路设 计 在 前 置 放 大 电 路 中 ，本文 将 心 电信 号 放大 了约 １ Ｏ 倍 ，对于 １ ０ ０ ０ 倍 的放大 要求 ，主 放 大 电路需 将 其 放大 １ ０ ０ 倍 左 右 才能 达 到后 级处 理 的要求 。主 放大 电路 由一片 运放 和两 个 电阻组 成的 同 向放大 电路构 成 ，其 电路 图 如 图３ ～６ Ｎ示 。若 取
比。
其 放 大 倍 数 为
Ｇ ：１ ＋ Ｒ １ ０ ０
文献标 识 码 ：Ａ 中 图分类 号 ： Ｔ Ｐ ３ ９
引言
心 电 图是 心 脏 疾 病 诊 断 的 重 要 手 段 。 常规 心 电 图需 要到 医院 去检 查 ，而心 脏病 发 作带 有很 大 的偶然 性和 突发性 ，便携 式心 电 监护 系统 可 以 录 下 来 ，提 供 给 医 生进 行诊 断分 析 ，人们 还可 以通 过便 携式 心 电监 护 系统 实现 自我检 测 ，为人 们 的健康 维 护提 供一 种便 利 的手 段 。
便携式心电监护仪采集系统设计
ｆ２＝———，＝＝三掌＝一＝———，墨＿重霉—＿二＝鲁葺鲁＝＝＝＝一≈１００Ｈｚ ２１ｔ４ＣｇＣＩｏＲＩｅＲｔ ２ｎ４０．１５，ｏ
７
３３ ｘ１３ ｘ３．６×１０。
，
符合心电信号滤波要求。（见图２右下角部分电路） 尽管在前置放大电路中，我们采用了低噪声的 集成运放来抑制５０Ｈｚ工频干扰。但往往在不同环 境中实际测量时，市电电源的干扰和磁场感应不能 完全消除。因此实际电路中我们需要设计一个具有 ５０Ｈｚ陷波功能的滤波器来消除工频干扰。本设计 采用了Ｑ值可调的非对称双Ｔ有源带阻滤波器。可 实现用单一电位器调整陷波器的中心频率。 在本设计中，取Ｃ。＝Ｃ。＝Ｃ。＝Ｃ＝０．０４７ ｕ
位器Ｗ１＝Ｗ，Ｌ＋Ｗ１Ｒ来调整陷波器的中心频率。陷
，ｌ
波器的中心频率为＾２ｉ了君丽ｉ写元页鬲，由
于Ｗ１可调，则中心频率的范围为：
ｆＯＭＡＸ＝—１—亍』———一＊６１．９Ｈｚ
２ｎ、１１３ＣＬ＇Ｒ１２（Ｒ１３＋∥１）
ｆｌ＝瓦～≤ＩＣＴＣ一，Ｒ１４Ｒ
１
２７ｃ
ｚ５
一路运放与Ｃ９、Ｃ１０、Ｒ１６、Ｒ１７构成低通滤波 器，同样，为不损失高频成分。截止频率设计为
圆 圈
有重要意义。
聪嚣囊…ｒ…………一——……１石对姥，尊僖姜蠹璧戮
便携式心电监护仪采集系统设计
心血管疾病是危害人类健康的一种常见疾病。 随着新技术、新器件的出现，心电监护仪监测已 经成为心血管疾病诊断领域中的实用、高效、安 全、准确的重要检测手段。而便携式监护仪以其 小型方便。结构简单，性能稳定等优越性一般用 于非监护室及外出抢救病人的监护。由于心电（ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ，ＥＣＧ）信号是诊断心血管疾病的 主要依据，因此设计便携式心电监护仪采集系统具
心电监护仪设计报告
心电监护仪设计报告===========================设计背景心电监护仪是一种用于监测和记录患者心电信号的医疗设备。
它是心电图检查的重要工具，可用于诊断心脏疾病和监测心脏病患者的病情。
现代心电监护仪已经发展到可以实时监测、记录和传输心电信号的程度。
本设计报告旨在介绍一个基于嵌入式系统的心电监护仪的设计。
系统设计整个心电监护仪系统由硬件和软件两部分组成。
硬件部分包括嵌入式系统、心电传感器和显示器。
软件部分包括心电信号采集、处理和显示。
硬件设计嵌入式系统选用ARM处理器作为控制核心，具有较高的计算能力和稳定性。
为了减小体积，可以采用封装度高的SOP或BGA封装。
同时，系统需要具备与心电传感器和显示器连接的接口，以便进行数据的采集和显示。
心电传感器是监测心电信号的关键部件。
它通常由多个电极组成，贴在患者胸部，能够感知心脏的电流变化。
传感器将信号转化为模拟电压信号，再由嵌入式系统进行采集和处理。
显示器是心电监护仪的输出设备，可以实时显示心电波形图和相关参数。
显示器可以采用TFT液晶屏，以便显示高分辨率的波形图和文字信息。
软件设计心电信号采集是通过心电传感器获取心电信号的过程。
传感器不断地读取心电信号，并将其转化为模拟电压信号。
嵌入式系统通过模数转换器将模拟信号转化为数字信号，进行采集和处理。
心电信号处理是对采集到的数字信号进行滤波、降噪和放大等处理。
其中，滤波是去除干扰信号的关键步骤，可采用数字滤波算法进行实现，以保证采集到的波形图的准确度和清晰度。
降噪是为了减小信号的杂波干扰，使得波形图更加平滑。
放大是为了增强信号的幅度，便于显示和分析。
心电信号显示是将处理后的信号以波形图的形式在显示器上进行显示。
波形图可以实时更新，以便医生和护士能够准确地分析和判断患者的心脏状况。
同时，显示器上还可以显示心率和其他相关参数，方便医生进行诊断。
总结-本设计报告介绍了一个基于嵌入式系统的心电监护仪的设计。
基于无线通信的心电监护系统设计
基于无线通信的心电监护系统设计摘要：设计了基于无线网络的远程心电监护系统，该系统方便医生实时了解病人的身体状况，患者可以得到及时、准确的医疗救护。
系统中应用了性能优化的CC2530芯片，通过无线通信的方式，完成心电信号的监护。
最后经过通过仿真测试，证明了所设计系统的有效性。
关键词：心电信号无线通信监护系统CC2530The Design of ECG Monitoring System Based on Wireless Network Abstract : The design of the remote ECG monitoring system based on wireless network, the system is convenient for the doctor real-time checking the patient´s physical condition, the patients can obtain timely medical accurate treatment .The CC2530 chip is applied in the system for its optimization performance through wireless communication. Finally, through the simulation test, which proves that it is effective for the designed system.Key Words: ECG Signals;Wireless Communication;Monitoring System；CC2530心血管疾病的死亡数字令人心惊，如果得心血管疾病的人都住院，在很大程度上浪费资源。
因为很多人一两年都不会突发疾病，而且医院没那么多资源去应对，所以就很有必要实现一种个人心血管疾病监护的仪器，可以随身携带，基于无线传输，和医院系统或者监护人相连。
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目录一、心电信号的特征 (2)二、系统硬件设计 (3)2.1 右腿驱动电路 (4)2.2前置放大电路的设计 (5)2.3二级放大高通、低通滤波电路设计 (6)2．4双T有源陷波器电路设计 (7)2．5电压提升电路 (8)三、系统软件设计 (10)四、嵌入式Web 服务器的设计 (12)4.1 嵌入式Web 服务器概述 (12)4.2 嵌入式Web 服务器的移植 (12)4.3 动态心电监护网页设计 (14)五、总结 (15)六、课程设计总结 (16)七、主要参考文献 (17)远程心电监护系统的设计本文设计了一种远程心电监护系统监测仪。
该设备主要由两部分构成，第一，以安有Linux操作系统且嵌有Web服务器的家庭PC机为本地服务器；第二，以基于$3C2410硬件平台和Linux操作系统构成的的嵌入式系统为终端采集设备。
在设计时为了方便病人，对于终端设备，一方面可以受家庭PC机服务器的控制，另一方面也可以独立工作。
独立工作模式即终端本身提供了对心电信号的各种控制，诸如采集、停止、回放、查找、保存等功能。
一、心电信号的特征一般电信号有三大特征：幅度、频谱及信号源阻抗。
作为生物电的心电信号也是如此，同时心电信号属于强噪声下的低频微弱信号，它是由复杂的生命体发出的不稳定的自然信号，由于受到人体诸多因素的影响，因而有着一般信号所不具有的特点。
(1)信号弱：由于心电信号是从人体的体表进行提取的一种生物电信号，因此信号一般十分微弱，心电信号为mV(毫伏)级信号，幅值大约为0．03一--4mV，典型值为lmV。
(2)不稳定性：人体是一个与自然界有着密切关系的开放性系统，人体可能处在各种电磁、噪声等环境中，这就使得心电信号存在了不稳定性和随机性。
(3)低频特性：人体心电信号频率较低，频谱范围主要集中在为0．05，．--lOOHz。
(4)高阻抗：人体作为心电的信号源，拥有可达几k Q到几十k Q的高阻抗，因此这个特性容易引起心电信号测量的失真。
(5)噪声强：人的周围一般存在各种干扰，大概概括为以下几种：●工频干扰：50Hz的工频干扰是最普遍的，此干扰也正是心电信号测量时的主要干扰。
●高频干扰：基于不同频段的电视发射台、无线电广播、通讯设备、雷达等随着无线电技术的发展而逐渐发展起来，其工作时可以使空中的电磁波大量增加。
这些便产生了高频干扰。
●测量设备自身的干扰信号：由于心电信号处理电路部分的电子设备自身也会产生仪器噪声。
这种噪声一般属于具有较高的频率特性的信号。
14J二、系统硬件设计由于心电图信号的检测是属于强噪声、强干扰环境下，且频率范围一般在0．5～100Hz之间，幅度在0．1"--5 mV范围内的超低频，微弱信号。
因此这种心电信号属于具有微弱性、低频特性和随机性和不稳定性等特点。
在进行心电信号时测量时存在较强干扰，包括测量电极与人体之间构成的化学电池所产生的直流极化电压；50Hz且以共模电压形式存在的工频干扰；肌肉收缩引起的肌电干扰：人体运动、呼吸引起的基线漂移等，这就要求设计一种满足高输入阻抗、高共模抑制比(CMRR)、低噪声、低漂移和高安全性前置放大器。
本设计中前置放大器采样的是通用仪表放大器AD620，该芯片约有50倍的放大倍数，通过该芯片可以实现将微弱的心电信号受到来自人体内外的多种干扰预处理掉。
其次，后端电路采用了高通和低通滤波器，滤波器的作用是将0．05---,100 Hz以外的信号进一步进行处理，这样可以抑制基线漂移和高频噪声的影响。
然后通过50 Hz 的陷波电路再次处理信号。
为充分利用$3C2410的A／D转换精度，在进行对心电信号具体采集前还需要将信号放大到A／D转换器电路参考电压的70％左右，同时考虑到信号中有附加的直流成分，需在A／D转换电路前增加电平调节电路。
综合上面的分析，最后设计的心电采集电路应该有以下几部分：AD620前端放大、0．05Hz的低通滤波和lOOHz的高通滤波、50Hz陷波器和电平升压电路。
下面将进行具体电路的设计。
2.1 右腿驱动电路首先要进行的是对50Hz共模电压的调节。
这是由于人体本身从环境中可通过各种渠道拾取工频50Hz交流电压，这种电压在心电信号的测量中形成几伏以上的交流共模干扰，我们采用右腿驱动电路后可以使50Hz共模干扰电压降到1％以下。
采用了右腿驱动电路取代直接接地，它是心电信号提取中非常有用的方法，这种与右腿接地的方法比较，右腿驱动技术对抑制交流干扰的效果更好，但由于存在交流干扰电压的反馈环路，对人体形成不安全因素，因此在使用时需外接限流电阻。
平均交流共模电压被送入驱动放大器的反相放大端子，其中的平均交流电压是由电阻网络取出来的，然后加到右腿电极，R1是限流电阻。
这种电路结构实际是电压并联负反馈电路，只是以人体为相加点的。
这里的辅助运放采样了0PA277芯片，为了使输入能够尽量对称以达到最好的设计R性能，我们可以通过调节图中一L设定放大器增益来可保证R4=R5；为了限制电流这里的Rl要达到M级；调节C2以使右腿驱动平衡。
2.2前置放大电路的设计由于心电信号相对比较微弱，容易受到各种干扰，比如交流电磁干扰信号等，而这些干扰信号要比心电信号大很多，并且一般这些干扰信号对输入电路来说属于共模信号，所以要求我们设计的前置放大电路有较高的共模抑制比。
本设计选用美国Analog Devices公司提供的模拟放大芯片AD620AN作为前置放大器，它能够满足心电前置放大高CMRR、高输入阻抗、低噪声、低漂移的设计要求，AD620是具有低偏置电流、低失调电压、高精度并且低功耗等特点的仪表放大器，其电路设计比较简单，仅需外接一个增益电阻就能设置放大倍数。
同时由于该芯片具有109Q高12输入阻抗、可达130dB高共模抑制比、最高可达1000倍高放大倍数、以及最大50 p A低输入失调电压、低噪声等优点，很多的国内外心电监护系统在信号处理部分都采用了该芯片。
对于电磁干扰，由于电磁干扰会严重影响高精度电路的DC性能。
放大器相对低的带宽不能正确的放大MHz级的RF射频。
但这些带外信号很可能会耦合到放大器的输入和电源引脚，在输出引脚就可能出现不可解释的和不希望的DC偏移。
图3．3前置放大电路。
如上图所示，信号来自于Vin一、Vin+，输出为V out，其中RI+R2和C3构成了差模；R1／C1，R2／C2构成了共模。
该滤波器可以消除以上提到的干扰，其中输入串联电阻组成了低通的差模和共模滤波器，同时也可以用来限制电流。
本设计中电阻取值为RI=R2=IOk，电容取值为CI=C2=IOpF，C3=330pF。
为了防止在VIN 的一些共模输入信号会在放大器的输入转化成差分信号，因此要求RI×CI和R2×C2要很好的匹配。
电容C3主要用来帮助削弱共模滤波器由于匹配不好而引起的差分信号。
在上面的每个电源脚和仪用放大器的参考点之间还要加一个旁路电容，采用一个0．01 u F和0．33 u F电容并联作为去耦电容，这样的去耦效果较好。
之所以加入去耦方法是因为AD620芯片有以负电源为参考的积分器。
2.3二级放大高通、低通滤波电路设计通过前面对心电信号的分析可知，在0．05～lOOHz范围内的信号才是有用的心电信号，而且前级还存在幅值为几毫伏至几百毫伏不等的、由于测量电极与人体皮肤表面接触形成的半电池而产生的直流电压。
为了提取我们所关心的心电信息，消除极化电压对心电信号的影响，所以设计了一个截止频率为0．05Hz二阶高通滤波电路。
根据Niqusit采样准则，采样频率必须大于截止频率的2倍，否则会造成频率混叠，因此需要加上低通滤波器。
由于我们设计的心电采采集系统的频率范围为0．05Hz～lOOHz之间，因此采样频率设置为200Hz，这样我们就需要设置一个截止频率为lOOHz的低通滤波器。
图3．5为二级放大高通滤波、有源二阶低通滤波电路。
来自于前级的信号，进入到上面电路中，电阻R1、R2、R3及放大器U1构成了一个同相放大器，放大增益可以由式G=R9／RI+I来确定。
在上述的电路图中，其中一阶高通滤波器是由C1和R2构成，由式3．1可计算出下限频率。
这里的低通滤波器采用了巴特沃兹有源二阶低通滤波器，该滤波器比较适合于对生理信号进行进行滤波。
本设计中R4，R5，R6，R13电阻以及C3和C4电容与放大器U2共同构成了巴特沃兹有源二阶低通滤波器。
其上限频率可由计算式3．2得到。
2．4双T有源陷波器电路设计工频干扰是心电信号的主要干扰，对于心电信号来说，我们关心的只是频率范围在0．05～lOOHz之间的，但是在这个范围内有一定的工频干扰信号，比如50Hz的工频干扰，它是由于人体耦合电容而引入的。
因此这个频率的信号我们要设计带阻滤波器将其剔除，进而达到抑制的目的。
在本设Ct中力HhYX2 T有源陷波器，㈣图3．6为本该设计的陷波器。
经过高低通滤波器的信号进入到上面的陷波器中，上面的50Hz陷波电路是一个Q值可调的有源双T带阻滤波电路，通过变阻器R13可以调节品质因数Q。
这里记R13的上半部电阻为Rn，下半部电阻为Rm，取电阻R1，R2，R3，R4为相同的阻值，记为R，电容Cl，C2，C3，C4也取相同的值记为C，通过这些我们可以求出电路的一些参数，比如中心频率，品质因数，下面是基本的表达式：2．5电压提升电路这里面进行了电压提升电路的设计，之所以设计该电路，是为了对心电信号进一步处理，使其幅度提升到$3C2410能够采集的范围内。
具体的升压电路是在输出端接一个5V的齐纳二级管完成电压提升。
㈣图3．7为具体的电压提升电路。
三、系统软件设计终端设备的软件总体架构终端设备的软件实现主要从以下几方面来实现，主窗口模块、显示子窗口模块、输入模块、输出显示模块、采集模块、Socket通信模块、RTC时钟模块。
各个模块之间的通信以及部分处理最终都是交给MiniGUI 的窗口过程函数来实现的。
在整个程序中主要有初始主窗口以及显示子窗口两个核心部分。
图4．6为终端设备的总体框图。
主窗口模块创建了三个线程，心电数据实时采样线程、家庭PC机服务器对终端便携设备的实时控制线程(Socket 线程)、RTC实时时钟线程，同时创建了显示子窗口。
而三个线程通过以发送用户消息的方式与显示子窗口进行通信，即当三个线程处理完一件事后，会发送消息通知显示子窗口，然后子窗口根据具体的不同消息来想对其进行响应。
对于采样线程有一个全局标志位GatherFlag，该线程具体是否做实质性工作取决于该标志位，当用户执行终端设备进行采集时，对应标志位置位，进而采集线程执行，进行具体采集工作，当用户选择停止时会停止采集，采集线程每采完一场会向显示子窗口(后面将介绍)发送采集消息，以便子窗口更新心电数据以及显示；对于Socket通信线程，一旦建立后，便实时等待服务器端发来的数据包，收到数据包后对其进行解析，解析完命令后会向显示子窗口发送消息，子窗口的响应函数会根据命令字来响应服务器的具体操作；对于RTC时钟线程，它配合内核提供的时间处理函数，实时记录时间变化，并定时发送消息到子窗口，使子窗口实时更新时间，同时心电数据的保存记录也要以时间为依据。