电子发烧友App
Top1 可穿戴型下肢助力机器人感知系统传感电路
电路原理： 电路由检测电路、信号放大电路和稳压电源电路组成。其中检测电路由电阻RH、晶体管VT以及电阻R1、R2组成；信号放大电路由A1、RP1、RP2、 R3、R4、R6、R5、R8、VD3组成；稳压电源电路由VD1、VD2、 R7、R9、R10、R11组成，为检测电路提供2.5V的稳压电源。而电阻 RH可以采用硅电阻，因为硅在25摄氏度时响应时间小于5S。 其中电路中采用了两个TL431，TL431是一个有良好的热稳定性能的三端可调分流基准源。它的输出电压用两个电阻就可以任意地设置到从2.5V到 36V范围内的任何值。该器件的典型动态阻抗为0.2Ω，在很多应用中可以用它代替齐纳二极管，例如，数字电压表，运放电路、可调压电源，开关电源等等。
当传感器穿戴身上时，由于温度不同，使得传感器的RH阻值也不同，这个电阻成为VT的基极偏流电阻。偏流电阻的不同，使基级的电流也不同，从而改变了 VT 的集电极电流，也就改变了VT发射极电流，发射极的电流流经 R2，在R2上将发射极电流转换成电压，并将该电压送到A1的同相输入端，经A1放大后输出，并由VD3控制输出电压，使得输出电压在5V以内。
Top2 可穿戴式人体呼吸状态监测系统前置放大电路
电路原理：人体呼吸信号具有生物电信号阻抗高、信号微弱、频率低等特点，所以呼吸信号模拟测量电路中前置放大是整个信号放大电路设计中至关重要的环节，关 系到整个模拟采集部分的工作性能。前置放大器的选择要考虑高输入阻抗、低噪声和低温漂等要素。AD620是一种低功耗的仪用放大器，特别适合做小信号的前 置放大级，经AD620放大后的小信号失真度很小，加一级AD620组成的前置放大，同样可以把系统误差控制在系统设计要求的范围内，前置放大电路如图。
由于正弦信号发生器的输出信号峰峰值在1V左右，和网络负载串联的取样电阻上的电压降很小，要对取样后的信号进行放大。运用两级放大，前置放大级使用 AD620。AD620是一种低功耗的仪用放大器，特别适合做小信号的前置放大级，经AD620放大后的小信号失真度很小，加一级AD620组成的前置放 大，同样可以把系统误差控制在系统设计要求的范围内。
Top3 基于MSP430便携式心率测量系统电路
HRV测量系统与常见的健身设备心率测量系统相似。测量心率的常用技术有两种：一种基于心电图 （EKG），另一种则基于光脉冲拾波器（如同在脉搏血氧计系统中那样）。EKG是最常用的技术，因为它在任何情况下都能够为配戴者提供可靠的性能，不管用 户处在何种状态（例如：摇动或休息）都不受影响。这种系统需要将电极连接至用户的胸部或手臂。EKG易于开发且能连续工作，主要是因为EKG信号的幅度通 常为1 mV。借助新式低成本电子器件，对该过程的操控已变得的相当简单。在现用的EKG型心率测量设备中，胸带运动手表是一个很好的例子。
一个采用MSP430G2452的EKG型心率测量系统的参考设计。
该电路可轻松扩展以执行HRV测量。计算HRV的另一种方法是采用常常和脉搏血氧计一起使用的技术来测量心率。为基于脉搏血氧计技术的光脉冲拾波器系统。
电子发烧友《智能医疗特刊》，更多优质内容，马上下载阅览
Top4 穿戴式医疗监测智能系统与蓝牙模块电路图
监测传感器电路原理：在输出端输出经过放大和整形的电信号，这样就直接将传感器的输出端接 入ADμC7024内部集成的12位ADC进行模数转换。再经过软件处理得到血压值。该传感器采用离子注入工艺，内部集成了放大器，滤波器等信号处理单元 电路，外部只需要很少的元件即可工作。考虑到本系统可穿戴式的特点，在传感器的选型方面，尽量选用集成化，灵敏度和精度高的产品，这样既能减少系统电路的 面积，便于穿戴，又能提高系统的稳定性和可靠性。
血压采集模块采用MPXV5050GP压电传感器，将其置于衣袖中部肘关节内侧，这样可以直接将动脉血液对血管壁的压力转换为输出电信号，具体电路如图所示。
蓝牙模块电路原理：本系统采用蓝牙模块实现与内嵌蓝牙功能的外部设备的数据交换。为减小系统体积、减轻系统质量和降低功耗，本蓝牙模块采用Class-2设计方案，USB 输出，传输距离为10 m，支持蓝牙2．0版本协议能够满足系统的需求。蓝牙芯片采用CSR公司的BC417413，芯片内部集成了8 MB 闪存，主要存放的是基带、链路管理层和主机控制接口的软件，还包括一些API，用于对芯片进行配置。前端射频带通滤波器选用MDR771F- CSR- T，巴伦采用TDK公司的HHM-1517完成系统的差分射频信号和天线输入输出信号之间的转换。具体设计方案原理图如图5所示。
Top5 可穿戴腕式电子血压计传感电路
电路原理：本电路采用BP01型压力传感器和运放MAX4472。BP01型压力传感器是为检测血压而专门 设计的，主要用于便携式电子血压计。它采用精密厚膜陶瓷芯片和尼龙塑料封装，具有高线性、低噪声和外界应力小的特点；采用内部标定和温度补偿方式，提高了 测量精度、稳定性和重复性，在全量程范围内，精度为±1%、零点失调不大于±300μV。MAX4472是MAXIM公司的一款集成了四个运算放大器的低 功耗放大芯片。本系统中内部集成运放A 接恒流源，为压力传感器提供恒定的电流，运放B和运放C，运放D组成差分输入、单端输出放大电路，直接输入ADC0 监视血压直流分量。
Top6 可穿戴医疗设备语音报警电路
电路原理： 电路如图所示，主要由集成语音芯片ISD2560组成。ISD2560是Winbond公司生产的一款具有较强功能的语音录放芯片，是一种永久记忆型语音 录放电路，录音时间为60s，可重复录放10万次。该芯片采用多电平直接模拟量存储专利技术，能够非常真实、自然地再现语音。通过事先录制好的声音，实现 血压测量值的自动声音提示，如果血压高出正常血压的上下限值，还会发挥报警，提醒使用者就医。具体做法：经过一段时间（大概为正常人的一个月）的精确测 量，在电脑上处理数据，得到血压的正常范围，将其上下限设置为报警范围，时时监控佩戴者的血压值，如果血压超出正常范围，则开始计时，将日期时间等数据都 要记录下来，如果超出正常范围的时间超出五分钟，则开始报警提醒，提示内容为：尊敬的用户您好，此时您的血压偏高低，建议您立即进行电压测量，并服用相应 的药物！
Top7 常见可穿戴血压计电路
电路原理：用 BP01构成的便携式电子血压计的原理电路如图所示，它由偏置电源电路（A1、A2）、前置处理电路（A3～A6）、显示电路（A7）和压力传感器 （BP01）组成，该血压计的血压测量范围为0～200mmHg，分辨率为0．1mmHg，工作电源为一节9V迭层电池。现将血压计中各主要电路的工作原 理分述如下：
偏置电源电路：电源电路由带有内置参考电压的双运放LM10组成，A1构成同相放大器，A2构成跟随器，它们的作用是将内置的参考电压放大后用作压力传感器BP01的偏置 电压Vs，其Vs的值由下式决定：Vs＝Vref（1＋R2／R3） 式中：Vref为LM10的内置参考电压。其值为200mV，将此值连同电路中的R2和R3的值代入上式即可求得偏置电压Vs的值为5V。
前置处理电路：前 置处理电路由A3～A6四个运算放大器组成，其中A3构成失调偏置电路以对电路失调进行补偿;A5构成跟随器，用于对压力传感器BP01的输出信号进行隔 离缓冲;A4、A6构成放大电路，其增益 AV由下式决定AV＝1＋（R1／RT） 若忽略失调，前置处理电路的输出电压Vout为： Vout＝2（1＋R1／RT）VIN 式中：VIN为压力传感器BP01的输出电压。
显示电路：显示电路选用三位半的显示驱动器。工作时，压力传感器BP01的输出经前置处理电路放大后，由显示驱动电路来驱动LCD，以读出测量的血压值。
Top8 可穿戴脉搏测试仪模块电路
有源滤波电路： 由于放大后的脉搏信号同时还含有杂波，须进行滤波。由于脉搏信号频率约在1Hz左右，而干扰最大的信号为50Hz。可采用二阶压控有源低通滤波电路，其上限频率设成为20Hz，电路如图所示，其中R值均为24k，电容值为330pf。
整形电路： 利用555触发器连接成整形电路，电路的上限频率为8v，小限频率为4v，电路如图所示。
计数、译码、显示电路： 本电路的作用是将整形电路得到的脉冲信号进行计数，以十进制的形式通过数码管显示出来，计数器用74ls160，锁存器用74hc373，数码管用7SEG—BCD，电路如图所示。
定时器电路： 电路采用555定时器构成单稳态触发器，产生1min基准时间。电路如图5 所示，其中R1=3M，R31=10k，C2=0.01uF，C1=17.7uF。
电路运行正常，能测试出一分钟的脉搏数。由于此电路的基准时间是1min，测试时间较长，可以在电路中加入倍频器，在较短的时间内完成测试，但是这样测 量误差较大。脉搏测试仪主要是由两个大的部分组成，模拟的信号放大滤波整形部分和数字的计数译码显示部分，数字部分需要对每个集成块的功能要有明确的认 识，这样才不会把电路连错同时也会为电路的简化和设计有很大的帮助。相比之下模拟部分除了要对电路的功能熟悉和理解以为还需要结合实际的情况来确定各个元 器件的参数，同时要避免失真。 在做运放的时候，若开始选的是AD620这个运放器很难实现运放，用LM324构成了方向比例放大电路，才比较好。
Top9 穿戴式血糖测试模块电路图
电路原理：为了检测葡萄糖氧化酶和葡萄糖反应所生成的自由电子数，需要在电极两端施加一固定偏压， 而后检测该偏压驱动自由电子产生的电流来计算血糖质量浓度值。根据测试片上所涂化学材质的不同，所需要的偏置电压也不相同，本设计中该偏置电压是由液晶驱 动模块的VLL1引脚输出的1V稳压通过电阻分压而得，偏置电压在273mV左右。正常人的血液与葡萄糖氧化酶反应后生成的电流大小为nA至μA级别，为 了能将该电流量转换成电压量并且准确测量出来，需要信号变换及电压放大电路。 图2所示是由比较器实现的放大电路，使用的是LL16芯片自身所带的比较器模块。比较器的正端接273mV的偏置电压，该偏置电压由LL16的LCD模块 提供的VLL1通过R6、R5和R4三个电阻分压而得，滤波电容C4是为了滤除VLL1自身带有的高频噪声，以保证偏置电压的稳定。比较器的负端连接试纸 的酶电极，即四号引脚，电极上的自由电子在偏置电压的驱动下定向流动，等效于一个电阻Rx，Rx阻值越小，血糖质量浓度越高，计算出该等效电阻阻值同样可 以计算出血糖质量浓度值。
数据深入分析：待测电阻Rx的阻值范围为18k Ω至300kΩ，3V电池供电最低电压为2.3V左右，为了保证比较器的最大输出不能超出最低供电电压，要求放大电路的放大倍数不能过大，所以取R3为 120k Ω，这样当待测电阻为18kΩ时，放大电路的输出电压为2.1V，小于电池供电最低电压。由于设计中放大电路的核心器件是比较器，此电路中比较器输出为方 波信号，比较器输出端的电阻R和电容C1就是一阶低通滤波电路，可以将高频方波中的谐波信号滤除，得到一个比较稳定的直流信号;同样为了避免比较器的输出 不超过正端极限，R1取值不能过大，同时为了达到比较好的滤波效果，其取值也不 能过小，所以取比较适中的15k Ω。为了尽可能的滤除高频信号，C1的容值不能过小，但是如果C1取值过大，那么比较器负端就会有幅度比较大的纹波。经过实际测试，C1取1 μF可以获得比较好的整体效果。尽管R1和C1组成的滤波电路已经对比较器的输出信号进行了一定程度的滤波，C1正端的信号仍有高频纹波，为了保证血糖质 量浓度测量值的准确度和一致性，R2和C2再一次对放大电路的输出信号进行滤波，由于是滤除高频谐波，考虑到电容的最佳滤波频率范围，C2取10 μF，而R2取值10kΩ。
Top10 采用MSP430单片机的可穿戴式血糖仪电路
血糖测试电路原理：在酶电极两端滴入血液后，会产生自由电子。由于电极两端存在激励电压，就会有定向电流流过电极。该激励电压是由ADC模块提供的1.5V稳压通过电阻分压而 产生的，大约在300mV左右，它能产生μA级别的定向电流。由于A/D转换模块测量的是电压，所以需要将该定向电流转换成电压，并且进行一定的放大。本 系统采用图2所示的电路来实现电流到电压的转换和放大。运算放大器LM358的反相端连接血糖试纸上的 酶电极，当有血液滴入时，该电极与地之间为等效电阻 Rx，流过该电阻的电流正比于血液中的血糖浓度值。
MSP430的A/D模块输出1.5V的稳压通过R2 和R3分压，产生300mV的激励电压，该电压通过运放的正端加到电极两端。R4起到反馈放大的作用，它将运放的输出范围限定在A/D模块的转换范围内。 在PCB板布线时，由于运放输出和MSP430的ADC模块输入I/O口之间的走线比较长，为了确保测量值的准确，需要对测试电压进行滤波，C21就是用 来起滤波作用的，以减少走线过长所引入的外来干扰对血糖测试的影响。而运放直接接电容负载容易引起输出震荡，R14的作用就是隔离运放和电容。由于电阻 R14上会有电流流过，这样电阻两端就有压降存在，电压信号会受此影响而变化，为了不影响血糖测试的精度，R14 的值不能取得过大。跟据经验值取50Ω。
温度检测电路：由于血糖测试是利用生物电化学反应，而影响 该反应的重要因素是温度。在不同的温度下，葡萄糖氧化酶的活性不同。即使是相同血糖浓度的血液，采用相同的激励电压，在不同温度下，由葡萄糖氧化酶氧化产 生的电流大小也不同。所以需要根据温度进行补偿以获得正确的血糖浓度值。当温度过高或过低时，葡萄糖氧化酶就会完全失去活性，此时血糖仪需要给出报警，提 示用户仪表不能在该温度下进行操作，避免得出错误的检测值。温度测试电路如图3所示。
图中，R9是热敏电阻ET833，该电阻具有负温度特性。 R10是阻值为83k Ω的高精电阻。R9上 端接的是由MSP430的A/D转换模块输出的 1.5V稳压，由 于该1.5V稳压也是 A/D转换模块的参考电压，因此这种接法能够消除A/D参考电压抖动所引起的转换误差。血糖仪正常工作时，通过测得P6.1端口的电压，计算出热敏电阻 R9的大小，然后根据ET833的特型曲线，推算出温度值，以进行温度补偿。
数据存储电路：为了方便用户能随时查看血糖的变化情况，本血糖仪具有存储血糖值的功能。用户不仅能查询每次测量的历史值，还能够查询最近28d内的血糖值的变化趋势，根据血糖变化趋势，制定正确的用药方式，达到控制血糖浓度的目的。
本系统最多能够存储1000个历史数据，每个历史数据需要8B来保存，数据包含血糖值浓度及测试日期这两个信息，这样就需要8000B的存储空间。 24LC64是微芯公司出产的一片E2 PROM芯片，能够存储8KB，因此选取一块24LC64芯片即足够。E2 PROM和单片机之间的具体接线方式如图所示，P4.0～P4.3都是MSP430的数字I/O口。P4.1是写保护引脚，用来避免由于外部干扰或者程序 出错对EPROM的误写操作。P4.2和P4.3是24LC64和MSP430进行通信的连接口。P4.0用于对24LC64供电，利用I/O口对该芯片 供电的目的是为了降低系统运行时的整体功耗，此外，还节省了电子开关，降低了成本，有利于布线。
Top11 可穿戴紧急呼叫器电路
当某一路有呼叫信号输入时，该信号会被送到编码器（74LS148）中进行编码，编码器信号经过反相器（74LS04），经驱动芯片 （CD4511）输出到显示电路，显示这一路的编码。同时触发单稳态电路，产生2s的高电平，使多谐振荡器工作，使LED和蜂鸣器产生2S警报信号，报警 状态可以通过手动按键消除。 八路呼叫器的电路主要由编码/锁存/译码/显示电路、单稳态电路、报警电路/手动控制电路组成。 其中，CD4511是自带锁存功能的七段数码管驱动芯片。
编码/锁存/译码/显示电路
电路原理： 电路由按键、8-3线优先编码器74LS148、反相器 74LS04、驱动器CD4511、七段数码管及保护电阻构成。 当J1至J8中某一个按键按下时，表明该路有呼叫。在74LS148的输出端有相应的编码（反码）输出。通过反相器输入CD4511译码驱动数码管显示相 应的按键数。例如，当J3按键按下时，表明J3所在的这一路有呼叫，这时J3的低电平输入74LS148进行编码。经反相器74LS04反相后输入 CD4511译码驱动，数码显示器显示数码2. 显示电路只需要将CD4511锁存端EL 连接到单稳态触发器输出端，即可实现显示电路显示相应时间（EL高电平锁存）。注释： 因为74LS148只能编码0—7，而使用74LS30（8与非）经反相器连接CD4511 A4引脚，可将输出的“0”的以“8”显示在数码管上。
延时2S报警电路
电路原理： 电路由按键、8与非门74LS30、单稳态电路、与非门74LS04、反相器、多谐振荡器、LED和蜂鸣器组成。 当J1至J8 中某一个按键按下时，表明该路有呼叫。使得74LS30输出高电平，经反相器，产生低电平触发单稳态电路，产生2S高电平延时，经两个反相触 发多谐振荡器4 RST引脚，使其振荡，从而控制LED和蜂鸣器工作，产生警报。 其中，手动消除警报电路，由锁存器74LS374，与非门74LS00构成，在 2S期间可手动使多谐振荡器4 RST引脚置低，从而不工作，即消除警报。
报警电路/手动控制电路
电路原理：电路由按键、2输入四与门74LS00、六反相器74LS04、三极管、LED发光二级管以及保护电阻构成。 此处LED灯极为模拟的简要报警装置。当按键按下时低电平输入经反相器使其清零，LED灯熄灭。 其中J9、R17、VCC、GND实际中被74LS374等效代替，实现 2S期间手动消除警报功能。
Top12 可穿戴立体眼镜电路
立体眼镜是一个穿透液晶镜片，通过电路对液晶片开、关的控制，开可以控制眼镜镜片全黑，以便遮住一眼图像；关可以控制眼镜镜片为透明的，以便另 一眼看到另一眼该看到的图像。立体电视模仿真实的状况，使左、右眼画面连续互相交替显示在屏幕上，并同步配合立体眼镜，加上人眼视觉暂留的生理特性，就可 以看到较为真实的立体图像。电路系统图：
红外接收电路：为了使系统更加稳定地接收和传送信号，实际的电路中我们又外加了一系列保护措施，RM38A的最大接收距离约为15m，受控范围-40～+40deg。
控制信号产生电路：控 制信号产生电路是本系统的核心电路。 立体电视的50Hz的同步信号通过红外接收电路传送至此单元后，要求本部分电路将其作为同步触发信号（sClk）的同时，利用EPM1270T144C5 芯片和其外部50MHz有源晶振（MinClk）产生三个控制信号，即左眼控制信号（lCtrl）、右眼控制信号（rCtrl）和公共端控制信号 （comCtrl）。 其中的8位拨动开关用于改变延时时间和开关频率，LED显示则用于信号的输出指示。
开关液晶片：本 次设计所用的液晶片是TN（扭曲向列型）液晶片，它的电光特性曲线。该类液晶片在没有电场的情况下让光透过，加上电场的时候光被关断，因此叫做常通型光开 关，又叫做常白模式。若外加电场高于2V时，则构成常黑模式。 开关液晶片在这两种模式之间的转换是需要时间的，转换为了不影响观看时的效果这就体现在后面的延时程序中。
Top13 可穿戴式心率信号采集预处理电路
心率信号采集预处理电路：脉搏信号采集预处理电路主要是将脉搏波转换成电信号，并进行初步高频滤波预处理。 其关键部分就是光电式脉搏传感器。光电式脉搏传感器按光的接收方式可分为透射式和反射式两种。反射式不仅可以精确测得血管内容积变化，而且在实际应用中反 射式只需将传感器接触身体任何部位，当照射部位的血流量随心脏跳动而改变时，红外线接收探头便接收到随心脏周期性地收缩和舒张的动脉搏动光脉冲信号，从而 采集到心脏搏动信号。
电路原理：本设计采用了反射式红外传感器。光电式脉搏传感器采用红外对管 KP-2012F3C和KP-2012P3C，反射式排列。KP-2012F3C 具有良好的表皮照明度，电流一般设在20mA，亮度由软件通过PWM电流来进行控制，这样能够使红外LED工作在饱和区域，发出稳定光强的光。
KP-2012P3C晶体管采用交流耦合结构来增强对微弱信号放大。经晶体管检测出来的信号采样时分两路。一路是直流信号线路。它是晶体管输出经射随输 入单片机的A/D转换通道口0，可用来检测晶体管是否处于有效工作状态；另一路是交流信号线路。它是先经一射极跟随器输入到两级滤波成形电路然后再输入单 片机的A/D转换通道1.该滤波电路为两级带通滤波电路，由于脉搏波的频谱蕴含丰富病理信息，特别是在5~40Hz这个区间的频谱携带了大量与冠心病病变 有关的信息，故考虑到今后功能的扩展，预处理电路的上下限频率设计为48Hz和0.86Hz。
工商网监
评论