（测试计量技术及仪器专业论文）基于LabVIEW的生物医学信号采集处理系统的设计.pdf

摘要 本文对生物信号一心电和呼吸信号的调理、采集和处理进行了 分析和设计。系统由硬件和软件两个部分组成。 系统硬件主要对信号进行放大滤波，以a d 62o 为放大电路的核心 器件；以80 5 1 作为微处理控制芯片：a d 转换器采用l2 位的串行输出 芯片t l c 2 5 43 ；单片机与计算机的通讯采用串行接口。 系统软件采用l a b v i e w 图形化编程环境，分析了信号的频谱特性； 着重对心电信号进行了识别，能自动计算出心电信号的特征参数值，并 作出相应的病况诊断；信号数据、特征参数及诊断结果可以由用户设定 存入相关数据库；另外，系统还具有显示、回放和打印的功能，实现了 远程面板调用功能。 本系统是基于计算机技术的采集处理系统，系统的功能可以灵活 定义，便于满足用户要求。而且系统具有良好的人机界面，操作方便。 关键词：心电信号呼吸信号l a b v i e w识别诊断 a b s t r a c t i n 山i sp a p e r ，i ti sa j l a l y z e da n dd e s j g n e dh o wt oc o n d i t j o n ，s a m p l e a n dp m c e s sb j o l o g j cs i g n a l s u c ha se f e c t r 0 c a r d i o s i g n a i ，r e s p i r a t i o ns i g n a i ， t h i ss v s t e mc o n s i s t so f h a r d w a r ea n ds o r w a t e t h em a i nf h n c t i o no ft h eh a r d w a r ei st oa 上n p l i f va n df i l t e rs i g n a l s ，i n t h i ss y s t e m ，a d 6 2 0i st h ec o r ed e v i c eo ft h ea n l d l i n c a t i o n ：8 0 5li su s e da s m i c r o d r o c e s s o r：t l c 2 5 4 3i su s e da st h ea dc o n v e r t e rw h i c hi sa 12 一b i t r e s o l u t i o nc h i pw i t hs e r i a l p e r i p h e r a l i n t e r f h c e ：a n dt h e c o m m u n i c a t i o nb e t w e e nt h em i c f o p r o c e s s o ra n dt h ec o m p u t e ri sw o r k i n gb y s e r i a li n t e r f j c e ， t h es y s t e m ss o f t ，a r ei sp r o g r 猢e db yl a b v i e ww h i c hh a sg r a p h i c p r o g r a m m i n ge n v i r o n m e n t ，i ta n a l y z e dt h es p e c t m mc h a r a c t e ro f t h e s i g n a l s s p e c i a l l y ，e l e c t r o c a r d i o s i g n a lc a i lb ei d e n t i f i e d ，t h es y s t e mc a n c o m p u t et h ev a l u e so ft h ec h a r a c t e rp a r a m e t e r so fe l e c t r o c a r d i o s i g n a la n d g i v et h ed i a g n o s t i cr e s u l tc o 玎e s p o n d i n g l y t h ei n f b m l a t i o ni n c l u d i n gt h e d a t ao f t h es i9 1 1 甜s ，m ev a l u e so f t h ec h a r a c t e rp a r a m e t e r sa n dt h ed i a g n o s t i c r e s u i tc a ns a v ei n t ot l l er e l a t i v ed a t a b a s e i na d d i t i o n t h i ss v s t e mh a sa l s o f u n c t i o n so f d i s p l a y ，p l a y b a c ka j l dp r i n t ，a n dc a nc a l lr e m o t ep a n e l b e c a u s ei ti sb a s e do nc o m p u t e r ，t h es y s t e m sf h n c t i o ni sn e x i b l v d e 矗n e da n dm e e t su s e r s r e q u i r e m e n te a s i l ya n dt h es y s t e mh a v eg o o d m a n m ，a c h i n ei n t e r f a c e ，a n de a s yo p e r a t i o n ， l ( e y 口r d s ： e l e c n o c a r d i o s i g n a i r e s p i r a t i o ns i g a i l a b v l e wi d e n t i f i c a t i o n d i a g n o s i s 第一章绪论 1 1 引言 现代科学技术发展的重要特点是各学科相互渗透，新兴边缘学科不 断出现。而生物医学工程学就是最令人瞩目的新学科之一。生物医学工 程学作为边缘学科，体现了新知识的综合和发展，在生物医学研究、知 识产生、转化研究、卫生保健开口疾病的诊疗中扮演了许多重要角色，对 提高医学水平，促进医学科学的现代化发挥了关键性的作用。 生物医学工程的研究范围涉及到电子学、微电子学、现代计算机技 术，化学、高分子化学、力学、近代物理学、光学、射线技术、精密机 械等。其研究内容可划分为基础研究和应用研究两大领域。 其中应用研究是在基础研究的前提下，运用现代技术手段具体解决 基础医学与临床医学工程上提出的课题，包括研制新型医用仪器、发展 新技术和探索新方法。具体包括生物医学测量与监测技术、生物医学信 息处理技术、医学成像技术、生物医学仪器等。应用研究是医学工程研 究领域中最主要的内容之一，它的成果直接推动医疗卫生事业的发展 f 3 】 生物医学信号检测是各种医学检测仪器发展的重要技术基础，是生 物医学工程的一个重要组成部分。生物医学信号处理技术综合反映了通 信、生理、模式识别、人工智能和数字信号处理多类技术，是发展迅速 的新领域，它不但提供生物机体的各种有关数据，提高医学诊断的科学 性，还为探索人类自身和生命的奥秘提供了有利的工具，其作用已从医 学、生物学等领域扩展到研究人类的各学科，已成为医学研究、疾病诊 断和指导治疗的重要技术。生物信息检测包括对携带有生物结构和特性 信包的化学量、物理量的检测，以及对所需传感器件和系统的研究。它 提供了进行生物电子学其它领域研究的基本条件。检测的物理量主要是 微弱的生物电信号，如心电信号、肌电信号、脑电信号和胃电信号等。 目前，生物医学仪器将朝着小型化集成化、数字化、智能化、模块化 及无创伤化发展，捡侧仪器既能获得病理的诊断依据，又可以实现生理 的功能性测量”j 。 随着现代科学技术的迅猛发展和医学研究、医学诊断及医学治疗的 需要，现代生物医学仪器设备己经有了相当大的提高，特别是计算机技 术和图像处理技术的高速发展，使现代化的生物医学仪器进入了以计算 机为主体的阶段pj 。电脑化信息处理日益广泛应用于医学的教学、科 研及临床检查、监护等。在此背景下，国内外出现了计算机软、硬件纽 成的电脑化实验系统一计算机化生物医学信号采集处理系统，国外此 类典型产品为m a d a b ，国内此类产品有成都泰盟公司推出的b i o t a b o 等。 此类系统主要可应用于医学类专业生理、药理和病理生理学的实验 教学以及相应学科的科研工作。它应用最新的电脑集成化( 集成电路和 即插即用) 和可扩展的软件技术实现由晶体管旧式线路仪器的放大器、 示波器、记录仪、刺激器等仪器组合才能实现的生物信号观测与记录系 统，成为新一代生物信号采集、放大、显示、记录与分析的功能全面和 方便使用的实验系统。现在临床用的仪器已广泛电脑化，因此本类产品 必将在医学教学和科研中取代过时的电子实验仪器【4 j 。 但目前国内外已有的此类产品存在价格昂贵、灵活性差、难以满足 特定的实验需要等不足。为了更好地满足生物医学工程专业的实验教学 和科研的需要，进行生物医学信号采集处理系统的研究和设计工作是十 分必要的。 1 2 生物医学信号的简介 1 2l 生物医学信号的特点 生物医学信号包括心电信号、呼吸信号、脑电信号、肌电信号、血 压信号、脉搏信号等等，这些信号都具有以下几个特点： ( 1 ) 频率特性绝大多数生物医学信号处在低频段，一般认为在d c 至 1o k h z 之间。 ( 2 ) 幅值特性绝大多数生物医学信号幅值非常微弱，随人的年龄、人 体部位的不同或个体差异，幅度变化也较大。 ( 3 ) 各类生物医学信号常常复合交织在一起如在采集心电信号时，常 常混杂有频带复用( 或部分复用) 而强度更大的肌电信号以及其他 无规律的运动干扰信号等，给目标信号采集带来很大困难。 1 2 心电信号的产生机理及临床应用 一、心电信号的产生机理 心脏细胞除极乖复极的电生理现象，是心脏运动的基础。由心脏内 部产生的一系列非常协调的电刺激脉冲，分别使心房、心室的肌肉细胞 兴奋，使之有节律的舒张和收缩，从而实现“血液泵”的功能，维持人 体循环系统的正常运转。心电信号则是从宏观上记录心脏细胞的除极和 复极过程，从一定程度上客观反映了心脏各部位的生理状况，因而在临 床医学中有重要意义。 人体心脏的原发性起博兴奋点是窦房结，它位于上腔静脉和右心房 的交界处。在正常时，由窦房结的起博细胞每分钟自发的产生5 0 一10 0 次可传导的动作电位。这种电兴奋以有序方式通过心房内的传导束，首 先激活右心房，然后是左心房。兴奋通过房室结时，稍有延迟，然后进 入希氏束，左、右束支到达普金野( p u r k i n j ej 氏网，普金野氏网是个 大而特化的传导细胞系统，它分布在两心室内膜下，电兴奋通过普金野 氏网迅速激动心室壁的一次正常的心搏动。 每一个心脏细胞的除板和复极过程可以等效于一个电偶板子的活 动。为了研究方便和简化分析，可以把人体看作是一个容积导体，心脏 细胞的电偶极子在该容积导体的空间中形成一定方向和大小的电场，所 有偶极子电场向量相加，形成综合向量，即心电向量。当它作用于人体 的容积导体时，在体袁不同部位则形成电位差，通常从体表检测到的心 电信号就是这种电位差信号。 图卜1 示出典型的体表心电波形的一个周期，图的下部标出了波形 各部分的名称，心脏作为一个生物电信号源，信号强度必然与活动细胞 的数目直接相关，而构成心房和心室的心脏细胞数最大，因此体表心电 波形主要反映了心房和心室的细胞动作电位变化。心电波形中代表心房 除极的第一个偏转称为p 波，其后的q r s 波群则是由心室除极产生。心 室复极产生了t 波。心房的复极，通常被q r s 波群所掩盖。p r 间期和 s t 间期通常是零电平，p r 问期主要反映了房室结的传导延时，s t 段则对应于心室肌细胞动作电位的平台期，此时所有心室肌细胞的动作 电位均处于稳定状态，心室内部没有电位差存在。 ， r q r s 1 i 二q t 闻期一 r 一v 1 图1 一lm 电图波形 二、心电信号的临床应用 经过一个世纪的实践，对无数病例进行了仔细分析、推理，人们比 较了心电图与心脏基本电生理特性的关系、心电图与各种临床和实验观 察的关系、心电图与解剖学和病理学之间的关系。在一定范围内，心电 图可以用来识别包括解剖、代谢、离子和血流动力学等方面的心脏改变， 是某些心脏疾病的独立诊断指标，偶尔也是某些病理过程的唯一指标， 常可直接用于指导治疗。心电图在临床诊断中的应用如下： 1 、解剖与形态学诊断 ( 1 )心房肥大心房肥大是指单侧或双侧心房的扩张或增大，主要 依据心电图中心房除极波即p 波振幅并口时限来诊断。当心房腔 扩张、心房负荷过重以及心房壁增厚时心电图均可表现为典型 的心屠肥大的改变。 ( 2 )心室肥大心室壁的肥厚和室腔扩张达到一定程度时可使心 电图q r s 波群、s t 段和t 波出现较明显的变化，从而有助于 临床诊断。 ( 3 )其它心肌心包疾病、先天性心脏病等也会出现心电图的特殊 改变，在这类疾病中心电图可以为临床提供诊断线索，但缺乏 特异性。 2 、病理学及病理生理学诊断 ( 1 ) 心肌缺血及心肌梗死冠状动脉突然出现的供血障碍，根据持 续时间和严重程度的不同，会造成心肌缺血、损伤和细胞坏死， 分别表现为t 波改变、s t 段移位并口o 波的出现。 ( 2 ) 电解质失衡、内分泌疾病、药物作用心肌产生动作电位是由 于离子跨膜运动产生的，电解质失衡往往改变了正常离子跨膜 提督，从而影响了离子运转，而在体表心电图上表现为复极、 除极及激动传导异常。 3 、心律失常的诊断 心律失常是心脏激动形成异常或激动传导异常的结果，是心肌电生 理异常的表现。发作时的心电记录时判断心律失常的金标准，但由于其 常常表现为阵发性，普通静息心电图难以捕捉症状时的心电情况，于是 长时间心电图记录技术得到发展。 1 2 3 呼吸信号的产生机理及临床应用 在我们整个生命的过程中，一直在继续着的周期的肺换气，是与胸 廓大小变化联系着的胸廓特别呼吸运动的结果。大家都知道，当吸气时 胸廓抬起而扩张，而当呼气时，又恢复到原来的状态，即胸廓放下。 这种运动机构的本质很简单：随着由于肌肉力量的作用而发生的胸 腔扩张，紧靠在胸腔壁上的肺也进行扩展。这时在扩张开的肺部中，压 力低于大气压，因此，大气开始被吸入肺内，这就是呼吸的第一个阶段 一一吸气。呼气时就发生相反的过程。进行吸气的肌肉刚一开始松弛， 而由外界进入的空气就停止使肺进行扩张，呼气肌肉及支气管平滑肌肉 组织的力量就开始发生作用。由于扩张开的肋骨及横膈膜恢复到原来的 状态，以及由于肺的弹性，肺就开始紧缩，因为这时肺中的压力将高于 大气压，空气就从肺排出，即开始呼气，以停顿所隔开的这些吸气及呼 气的交替动作就组成了我们一般正常的呼吸。 当器官的容积发生变化时，该器官的电阻抗也将相应改变p “。因此 可以通过检测人体某部分的阻抗变化来间接测得该部分的容积变化。本 系统的呼吸信号检测正是使用阻抗法原理。图1 2 为呼吸信号图。 图卜2 呼吸信号图形 呼吸信号检测在临床中主要用于对高危病人的自动监护方面。一旦 病人出现呼吸信号停止或过缓等危险情况，监护系统将自动报警，使病 人得到及时的救治。 1 - 3 虚拟仪器( v i n u a l i n s t r u m e n t ) 1 3 1 虚拟仪器应用于生物信号检测的意义 生物医学信号属于强噪声背景下的低频微弱信号，是由复杂的生命 体发出的不稳定的自然信号。由于人体多种生物电信号扣各种噪声的交 织，以及测量系统本身的影响，使得信号的处理是复杂和困难的。应用 计算机分析生物电信号，能有效降低信号处理的复杂性和困难度。特别 是应用虚拟仪器技术分析生物医学信号，将使心脏功能检查、心电监护 等变得灵活，高效。 1 - 3 2 虚拟仪器概述 虚拟仪器( v i r t u a l i n s tr u m e n t ) 是现代计算机技术和仪器技术完 美结合的产物，是当今计算机辅助测试( c a t ) 领域的一项重要技术【2 j 。虚 拟仪器利用加在计算机上的一组软件与仪器模块相连接，以计算机为核 心，充分利用计算机强大的图形界面和数据处理能力提供对测量数据的 分析和显示。虚拟仪器打破了传统仪器功能为厂家定义，用户无法修改 的模式，利用虚拟仪器，用户可以很方便地组建自己的自动测试系统。 电子仪器与计算机技术更深层次的结合产生了一种新的仪器模式： 虚拟仪器( v ir t u a l i n s tr u m e n t ) 。虚拟仪器是指在通用计算机上添加一 层软件和一些硬件模块，使用户操作这台通用计算机就像操作一台自己 专门设计的仪器一样。虚拟仪器技术强调软件的作用，提出了“软件就 是仪器”的概念。它是电子测试与仪器领域中发展方兴未艾的技术，特 别适用于现代越来越复杂的测试系统。 。八 一 1 3 3l a b v i e w 简介 n i 公司的l a b v i e w 是一套专为数据采集与仪器控制、数据分析和 数据表达而设计的图形化编程软件。它增强了用户在标准的计算机上配 以高效经济的硬件设备来构建自己的仪器系统的能力。将l a b v i e w 与一 般的数据采集以及仪器设备加以组合，就可以设计出虚拟仪器，并将其 应用于许多领域，而不象传统的仪器那样，受生产商所设计功能的限制。 l a b v 】e w 提供一种像数据流一样的编程方式，用户只要连接各个逻 辑框即可构成程序。它的基本程序单位是v i 。l a b v i e w 通过图形编程的 方法，建立一系列的v i ，来完成用户指定的测试任务。对于简单的测 试任务，可由一个v i 完成；对于复杂的测试任务，则可按照模块设计的 概念，把一项复杂的测试任务变成一系列的子任务。设计时，先设计各 种v i 以完成每项子任务，然后把这些v i 组合起来以完成更大的任务， 最后建成的顶层虚拟仪器就成为一个包括众多功能子虚拟仪器的集合。 使用传统的程序设计语言开发仪器系统存在许多困难。开发者不仅 要关心程序流程方面的问题，还硌须考虑用户界面、数据同步、数据表 达等复杂的问题，这些问题在l a b v i e w 中都迎刀而解了。l a b v i e w 还带 有多种基本的v i 库。其中包括采用g p i b 、v i s a 、v x i 和串行接口的仪 器的驱动程序。l a b v i e w 还拥有功能超强且庞大的分析函数库，其涵盖 了统计、估计、回归分析、线性代数、信号生成、时城频域分析及数字 滤波等众多科学领域。 因此，基于l a b v i e w 的医学信号采集系统具有开发周期短，可扩展 性强，操作简单，界面友好，使用灵活等特点。 1 4 本文主要研究内容 本课题所研究的生物医学信号数据采集系统主要应用于生物医学 工程专业的生理、药理、病理等方面的教学与科研，由硬件与软件两大 部分组成。硬件主要完成对医学信号( 心电、呼吸) 的调理和采集。软件 主要用来对已经数字化了的生物信号进行显示、记录、存储、处理等。 本系统的数据采集及通信的设计仍然用了当前已经比较成熟的单 片机技术，在硬件上可以充分的保证整个系统的可靠性。而计算机采用 了虚拟仪器技术。这就使整个设计更加突出仪器智能化，模块化，灵活 化。采用单片机技术与虚拟仪器技术相结合，设计出操作简单，测试可 靠，界面灵活，尤其适合工程人员应用的测试系统。 综上所述，本论文从以下几个方面进行论述：系统的整体构成，系 统的硬件设计和系统的软件设计。计算机的编程，采用了虚拟仪器编程 技术，文中给出了计算机控制面板及相关的功能实现程序图，并做了必 要说明。 第二章系统总体设计 本章概述了系统的总体设计思想、工作原理，并阐述了系统的硬件 结构及软件设计思想。 2 1 系统基本设计思想 本系统主要是针对教学及科研而设计的，因此在技术方案的设计过 程中我们充分考虑了经济性，各种器件应用的普遍性，可靠性，和软 硬件开发的通用性，以便该系统尽可能地缩短开发周期和解决系统的升 级问题。 本系统主要由信号调理系统、数据采集系统、软件处理系统组成。 其结构框图如图2 1 所示： 信号二j 霸螽l 三j 专羹羹 ? 数据! 一 通讯 打印卜一 、一i _ 。 ，二二一i f 鍪禁篓：+ j一 理系统 显不- j 图2 一l 系统总体结构图 系统处理的信号包括心电、呼吸信号。其中心电信号以三导联的方 式输出，呼吸信号的获取是利用呼吸阻抗法原理，它是借用测量心电的 胸部监护电极获得。此两种信号非常微弱，容易受到外界干扰，因此在 进行数据采集前，必须对信号进行调理排除干扰。在进行信号调理模块 设计时，我们考虑到这两种信号有着不同的特点，所以采用了模块化思 想，将信号调理模块分成两个独立的子模块，对这两种信号分别进行处 理。处理后的信号进入数据采集模块，通过数据采集模块对信号进行采 集并进行模数转换得到数字信号。采集到的数据存储到相应的存储空 间，再通过串行通讯口将其送入计算机。在计算机对这些信号进行进一 步的处理和判断分析，并得到最终结果。并且，数据和数据分析的结果 可以在计算机中通过设置进行显示和打印。 22 系统的工作原理及组成 2 2 1 信号调理系统的设计原理 一、低噪声设计 对测量系统的噪声性能的要求，主要集中在信号提取放大部分。 本系统的放大是多级放大，为确定多级放大器的噪声源分布，获得 合理的设计，采用了噪声系数这一概念。噪声系数f 是放大器引起的信 号质量恶化程度的量度，其定义为： 输入信噪比s j 。 输出信噪比s ，j m r ，1 、 图2 2 所示为包括两级 放大的线性系统。设1 、凡 a p 2 分别为第一、二级的功率， 增益，f i 、f 2 分别为第一、 。“ 二级的噪声系数，p 。i 、p 1 1 2 i t 。 分别为第一、二级的内部噪 声功率，p 。为信号源内阻的 热噪声功率。上式用功率表示为图2 2 两级放大线性系统 f ：型旦：l s 。jn 。a p f t 、 l 2 1 2 、 式中，a 。为放大器功率增益。输出噪声功率是信号源热噪声p 。和放大 器本身噪声p n 之和，所以 m ，= 只。爿。+ 只 这样 f ：垒生! 墨：l + j l 爿。只爿。只 对应图2 2 中第一级的噪声系数f l 为 f ：l + l 4 。i 只。 由此得到第一级放大的噪声功率p n l 为 只= ( ( 一1 ) 爿。、 ( 2 3 ) ( 2 4 ) 同理，在注意到噪声系数是对源热噪声定义时，得到第二级放大的噪声 功率p n 2 为 只22 ( e 一1 ) 爿，2 只一 ( 2 5 ) 两级放大后总输出噪声功率p 。由三部分组成： ( 1 ) 信号源内阻热噪声经过两级放大后为p 。a p l a p 2 ( 2 ) 第一级内部噪声经过第二级放大后输出为p 。1 a 。2 ( 3 ) 第二级本身的噪声为p ，。2 总噪声功率输出p 。为 巴，。只。爿，l 一雕+ 只1 爿，2 + 只! ( 2 6 ) 以艮f 2 表达式代入式( 2 6 ) 只。= 只。4 ，+ ( 鼻一1 ) 4 只，+ ( e 1 ) 尸。( 爿，一，) 式中，a p ：a p l a p 2 为两级放大器的总功率增益。两级放大器的总噪声系 数 ，：e + 型+ 墨兰+ f ：土：f i + 型 j a na n a na f 。p 。 j a 同理，多级放大器的总噪声系数 f ：f + 型+ 旦兰+ 一，l爿，1 爿，2 ( 2 7 ) ( 2 _ 8 ) 由上式可知，第一级放大的噪声系数对总噪声系数的贡献最大，努 力降低第一级噪声，是实现低噪声设计的原则。因此，前置级的设计是 提高整个放大部分信噪比的关键。 二、前置放大器的设计要求 各种生物信号都属于低频的微弱自然信号。为了对生物信号进行各 种处理、记录、显示，必须首先把信号放大到所要求的幅度。根据生物 信号的特点，在选择设计生物信号放大器时，必须考虑以下几个参数忡l ： 1 、高输入阻抗 生物信号源本身是高内阻的微弱信号源，通过电极提取又呈现不稳 定的高内阻源性质。源阻抗的不稳定性将使放大器电压增益不稳定。再 者，理论上源阻抗是信号频率的函数，电极阻抗也是频率的函数，变化 规律都是随频率的增加而下降。如果放大器输入阻抗不足够高( 与源阻 抗相比) ，则造成信号的低频分量的幅度减小，产生低频失真| 6 l 。粗略估 计，如果设计的放大器输入阻抗为1 0m q ，信号源内阻与放大器输入阻 抗相比为1 1 0 0 ，上述各种因素造成的失真和误差可忽略不记。 2 、高共模抑制比 为了抑制人体所携带的工频干扰以及所测量的参数外的其它生理 作用的干扰，须选用差动放大形式，因此c m r r 值是放大器的主要指 标。生物电放大器的c m r r 值一般要求6 0 d b - 8 0 d b ，高性能放大器的 c m r r 迭1 0 0 d b ，这说明对于1 0 0 m v 的共模干扰和o 1u v 的差模信号具 有相同的输出。值得注意的是放大器的实际共模抑制能力受到放大器前 边电极系统的影响。通过两个电极提取生物电位时，等效源阻抗z s l 和 z s 2 一般不完全相等，其数值大小与人体汗腺分泌情况、皮肤清洁程度 有关。各个电极处的皮肤接触电阻是不平衡的，而且因人而异，加之两 个电极本身的物理状态不可能完全对称，这样使得与差动放大器两个输 入端相连的源阻抗实际变得十分复杂。不平衡是绝对的，这种不平衡造 成的危害是共模干扰向差模干扰的转化，从而造成共模干扰输出。对于 已经发生的这种转化，放大器本身的共模抑制能力再高也将无济于事。 但是，提高放大器的输入阻抗，则会减小这一转化。 3 、低噪声、低漂移 相对于幅度仅在微伏、毫伏数量级的低频生物电信号而言，放大器 前置级的这一项要求是重要的。高阻抗源本身就带来相当可观的热噪 声，使输入信号的质量很差。所以，为了获得一定信噪比的输出信号， 对放大器的低噪声性能有严格的要求。理想的生物电放大器，能够抑制 外界干扰使其减弱到和放大器的固有噪声为同一数量级。这样，放大器 的内部噪声实际上使放大器能够放大的信号具有一个下限，也就是说放 大器的噪声电平成为放大器设计的限制性条件。我们知道，放大的低噪 声性能主要取决于前置级，正确设计放大器的增益分配，在前置级的噪 声系数较小时，可以获得良好的低噪声性能。前置级的低噪声设计，是 整个放大器设计的主要任务。 2 2 2 数据采集系统的方案选择 通常在设计数据采集系统时，首先根据被测信号的特点及对系统性 能的要求，选择系统的结构形式。进行结构设计时，主要考虑被测信号 的变化速率和通道数，以及对测量精度、分辨率、速度的要求等。此外， 还要考虑性价比等。常见的多通道数据采集系统有以下几种结构形式 3 1 1 、分时多通道数据采集 如图2 3 所示，这种结构形式采用分时转换的工作方式，各路被测 参数共用一个采样保持器和一个a d 转换器。在某一时刻，多路开关 只能选择其中的一路，把它接入到采样保持器的输入端。当采样保持 器的输出已充分逼近输入信号时，在控制命令的作用下，采样保持器由 o 模 拟 愤 汁算机 图2 3 分时多通道数据采集 采样状态进入保持状态，a d 转换器开始进行转换，转换完毕后输出数 字信号。在转换期间，多路开关可以将下一路接通到采样保持器的输入 端。系统不断重复上述操作。这种结构简单，所用芯片数量少，它适合 于信号变化速率不高，对信号采样不要求同步的场合。如果信号变化速 率慢，也可以不用采样保持器。如果信号比较弱，混入的干扰信号比 较大，还需要数据放大器和滤波器。 2 、伪同步多通道数据采集 泉并f 啦持器 撇 j “ 竹 汁算机 图2 4 伪同步多通道数据采集 图2 4 所示结构特点是：每个通道都加了采样保持放大器，控制作 用可使输入信号进行同时采样，可对各通道信号进行瞬时比较，消除了 前述分时采样带来的时间歪斜误差，经采样后仍由多路模拟开关进行分 时选通和转换。由于同时采样的各通道采样保持时间内的变化量各不相 同，仍然非完全同步，故称为伪同步。 3 、同步多通道数据采集 图2 5 中，每个通道都有独自的采样保持器和a d 转换器，各个 通道的信号可以独立进行采样和a d 转换，完全与实际、自然时间同步。 消除了分时采集的歪斜误差，而且实现了同步转换，各通道转换值完全 瞬时对应。数据采集的速度快。另外，如果系统中的被测信号较分散， 模拟信号若经过较长距离传输后再采样，势必会受到干扰。这种结构形 式可以在每个被测信号源附近加采样保持器和a d 转换器，就近进行 采样保持和模数转换。多通道并行数据采集系统所用的硬件多，成本高， 适用于高速系统、分散系统及多通道并行数据采集系统。 聚槽僳持器 模 拟 n i il j 图2 5 同步多通道数据采集 根据以上三种不同结构形式数据采集系统各自的特点，并考虑到具 体情况： a ) 输入信号为两路生物信号； b ) 需尽量减少硬件体积； c ) 生物信号总体说来，其信号变化速率不高，并且各个通道都是独 立的，没有同步要求； d ) 从性能价格比方面考虑，在能满足系统性能的前提下，尽量减少 所用芯片数目。尤其是具有高分辨率的12 位a d 转换器的价格比较昂 贵，应尽量减少a d 转换器的数目，以节约成本。 基于以上几点原因，在本设计中采用第一种结构形式，即分时多通 道数据采集系统。从最后的测试结果来看，这种方案的选择是合理的， 既实现了相应的功能，又节省了成本。 2 2 3 系统软件功能 1 、模块化结构设计 为了优化程序设计，软件开发采用的是模块化设计，而且各程序模 块满足以下条件：1 ) 透明性好：一个模块在完成指定功能后，应不影 响主程序现场，不改变各种参数，可放心调用。2 ) 功能性强：各模块 能提供最常用的功能，以减轻程序的重复性开发。3 ) 质量问题：各模 块尽量优化算法，提高运行速度，并能提供必要的出错信息。4 ) 可读 性强：整个程序在编制过程中使用标准控件和标准显示件，采用事件激 活处理方式，且标明注释，便于其他操作人员学习和使用，也有利于日 后进一步的研制和改进。 2 、软件设计思想 硬件设计的各个功能模块，构成了整个测量系统的物理基础。硬 件功能模块中有模拟模块、数字模块、模数混合模块。各功能模块需通 过一定的软件程序参与，才能完成自身功能。要使各功能模块协调配合， 真正地运作起来，还需通过软件将它们连成一个有机整体，整个系统才 能完成指定的功能，并具有“自动化”、“智能化”的特点。本系统软件 设计分为单片机软件和计算机软件处理两个部分。其中单片机软件主要 是针对系统硬件特点写的，主要实现数据采集及串行通信两个功能，由 单片机处理模块、采样控制模块、串行通信模块。而计算机软件部分主 要实现串行通讯、数据显示、存储、回放、分析、打印、自动诊断等功 能，有以下几个主要模块：串行通信模块、数据存储模块、数据处理模 块、数据分析模块。 为了简化操作和提高开发及操作效率，本系统计算机处理软件采用 虚拟仪器l a b v i e w 来开发。利用l a b v i e w 可以在计算机的屏幕上形象地 模拟仪器的面板( 如显示器、开关、按键、旋钮等) 以及相应功能。用 户通过鼠标或键盘操作虚拟仪器面板上的旋钮、开关和按键，进行仪器 功能选用，设置工作参数，启动或停止仪器的工作等。这不仅使操作者 感到轻松自如，而且可减少用户误操作的可能性。其主要优越性如下： 1 ) 在此图形操作环境下抛弃了繁琐的传统菜单，窗口标题下不再出现 菜单栏，方便用户使用。2 ) 能够实现多任务并行，即用户可以在任何 时刻设定参数，而不干扰数据的显示。3 ) 可以对实验数据有选择地进 行保存，实时地报告数据状态。除了使用l a b v i e w 开发软件提高系统可 用性以外，我们还在系统软件设计中注意到了在数据处理方面建立统一 的数据结构和数据流，使各功能模块通过共享数据资源以实现各功能模 块间的连结，采用高效的算法以提高效率。在结构方面，尽量采用子函 数以实现各种功能减少同样功能的重复编写，减少代码。 系统软件的结构框图如图2 6 所示。在该系统中用户对界面进行操 作，操作指令通过串口传送给单片机，由单片机完成相应的工作，从而 实现对单片机系统的控制。其具体工作流程如下，首先用户执行复位操 作，单片机响应复位命令后，进行程序的各项初始化，调用相应子程序 执行模数转换，所得数字信号由串口发送到计算机。计算机接收到数据 后，首先进行原始数据的预处理，经过处理的数据由l a b v i e w 的实时趋 势图控件( w a v e f o r mc h ar t ) 显示出信号曲线。除此以外我们还希望系 统能够具有自动诊断功能，因此我们对处理后的信号要进行进一步的分 析，从而得到信号的各种特征参数，通过与标准参数范围比较从而得出 判断结果。然后系统将原始信号的数据、处理后的数据及数据分析 图2 6 系统软件结构图 曲线及结果都保存到数据库中，这里采用数据库技术主要是因为数据库 操作方便，利于实现数据的共享和数据的维护。本系统为了能将我们从 信号中提取的一些信息直观的反馈给用户，系统除了能够显示出信号曲 线以外还能显示频谱分析曲线、各个特征参数的值及自动诊断结果。另 外还有个重要功能就是远程面板访问，用户可以在本地计算机上操作控 制远程计算机上的v i 面板，从而方便医务人员对病人的观察。 23 技术指标 系统主要包含以下几个技术指标： l 、共模抑制比 系统中的干扰信号主要是共模干扰，如5 0 h z 的工频干扰和肌电干 扰，而且其幅值比生物信号的要大得多，要足够抑制这些共模干扰，就 要求系统的共模抑制比足够高。生物信号处理系统中，一般要求共模抑 制比为6 0 8 0 d b ，要求高的达1 0 0d b 以上j 。本系统共模抑制比达9 0 d b 左右。 2 、幅度分辨率 系统的幅度分辨率与a 巾转换器的输入量程与转换精度有关，指 的是系统可以分辨的最小电压值。本系统选用的a d 转换器的输入量 程为0 一十5 v ，转换精度为1 2 位，则幅度分辨率为：= 5 4 0 9 6 = 1 2 2 0 7 ( m v ) 。本系统模拟放大器的放大倍数为1 0 0 0 倍，则分辨率为： = 1 2 2 0 7 3 0 0 0 = 1 。2 2 0 7 ( “v ) 。c s e ( 欧共体心电图通用标准) 推荐转换器 分辨率至少到达5 v l 遗远超过此标准。 3 、时间分辨率 采样频率不仅影响时间分辨率，而且影响对波形幅度的准确测量。 因此对波形幅度的准确的测量来说，采样频率越高越好，但高采样率将 影响成本和数据处理时间。另一个制约采样频率的因素是奈奎斯特采样 定理即要求q 2 f h 。目前临床推荐心电图采样率不低于2 5 0 h z 。本系统 的采样率设计为5 0 0 h z ，即每秒采样5 0 0 个点。 4 、频率响应 频率响应指的是，在输入正弦信号情况下，输出随频率连续变化的 稳态响应。生物信号的频率范围的下限很低，接近直流信号。因此，在 选用放大器的时候，必须注意，该放大器能够响应低频信号。a d 6 2 0 的带宽为0 一1 2 k h z ( g = 1 0 0 0 ) 满足要求。另外，系统使用了高低通滤 波器压缩通频带，保证系统的频率响应范围o 0 5 1 0 6 h z ，即所处理信号 的频带范围。 5 、增益 为充分利用a d 转换器的满量程分辨率，刖d 的输入应尽可能接近 其基准电压，由于生物信号非常微弱，这就要求放大电路具有高增益的 特性。本系统设计心电、呼吸信号的总增益均为1 0 0 0 倍。 第三章系统硬件设计 本章详细地讲述了生物医学信号采集系统的信号调理、采集及数据 传输等部分的设计，并对其中关键器件的选择作了必要的说明。 3 1 系统硬件的组成 本系统硬件组成的原理图如图3 1 所示： 冈崖 麟丑一 检【 测i 图3 一l 硬件组成原理斟 图中各部分的作用如下： 前置放大和后级放大：作用是将微弱的生物电信号进行放大，并将信 号调整到d 转换器的输入范围，以便充分利用转换器的满量程分 辨率。 滤波器：生物电信号微弱，频率低，容易受到外界干扰，所以必须使 用滤波器将信号频带外的干扰去除。 调制和解调：提取呼吸信号，避免心电信号对呼吸信号测量的干扰。 a d 转换器：完成模拟信号的模数转换，为将信号送入计算机进行处 理分析作准备。本系统选用t l c 2 5 4 3 ，此芯片有1 1 个输入通道，适 合多通道数据采集，便于系统的扩展。 单片机：它是整个数据采集系统的核心，主要完成单片机工作方式的 控制、系统初始化、a d 转换和串口通信等功能，起到了协调硬件和 软件工作的作用。 3 2 信号调理 3 2 1 前置放大器的选择 最早的生物电放大器采用分立元件设计，前置级是由低噪声性能良 好的场效应管组成差动放大器。当前，随着线性集成器件一一集成运算 放大器的迅速发展，各种高性能的集成运放不断出现，生物电放大器都 采用集成器件进行设计这样，不但设计过程大大简化，而且可靠性高， 稳定性好，从而促进了生物医学仪器质量的进一步提高。用集成器件构 成前置级电路设计的主要障碍，是集成运放本身的噪声比分立元件的噪 声大，因而限制了前置级的低噪声性能。因此，为了确保第一级高增益 放大的低失调电压、低失调电压漂移、低噪声的要求，我们选用a d 6 2o 进行第一级放大。 如图3 2 所示是a d 6 2o 的引脚分布图。a d 6 2 0 具有高输入电阻、低 输入偏置电流、低输入失调电流、低噪声、低功耗、小体积等特点，另 外其增益g 的调节直接由一个外部电阻控制。其主要技术指标如下l f ： 低电源电流：5o u a 输入失调电压：12 5 u v 输入失调电流：o 3 n a r 输入偏置电流：0 5 n a 最小共模抑制比：9 3 d b ( g = 1o ) _ | n 等效输入噪声电压：9 n v ( h z ) ”2 + ；i n 等效输入噪声电流：0 1 p a ( h z ) “2 高输入电阻：10 g q趣 功耗：最大6 50 m w r g 略 o u t p “了 r e 手 图3 2 3 2 2 心电信号的处理 心电信号很微弱，一般只有o 0 5 5 m v ，频谱范围为o 0 5 1o o h z ， 并且处于动态变化之中，非常容易受到外界干扰，具有不稳定性和随机 性，这就要求心电信号的处理部分具有以下特点： 1 、为了提高系统精度，信号应尽量放大到接近a d 转换芯片的参 考电压( 伏特级) ，而心电信号在正常输入时幅值为l m v ，所以此模块 的总体放大倍数至少要达10 0 0 倍。 2 、为了减少不需要的带外噪声，需用高通和低通滤波器来压缩通 频带。通频带内覆盖心电信号的一切频率，通频带的上下范围以3 d b 的频率表示。 3 、检测心电信号时存在强大的干扰，尤其是5 0 h z 的工频干扰，因 此必须设计相应的电路来滤除它。 下面对本系统的心电信号调理电路作一详细说明。 一、前置放大电路 为达到以上要求，我们采用了差动输入的方式，即将人体表的电位 差作为信号予以放大，如图3 3 所示。由3 2 1 知，此电路的核心器件 选用了仪用放大器a d 6 2 0 ，其增益是通过外部的电阻r 。，来调节的，可达 到卜10 0 0 倍。增益的计算公式如式( 3 一1 ) 所示。 g ：! ! ：! 茎璺+ 1 r ， ( 3 1 ) 一般来说放大电路的噪声性能随前置级增益的提高而明显变差 ”， 所以前置放大器的增益不能过大，设计申我们选取第一级的放大倍数为 20 倍左右。 图3 3m 电信号前置放大电路 心电信号的放大对共模抑制比( c m r r ) 要求很高，因为心电信号检 测时所受到的干扰大多是共模干扰，如5 0 h z 的工频干扰等，这些干扰 常把微弱的心电信号淹没。而共模抑制比是衡量心电处理电路对共模干 扰抑制能力的一个重要指标，也是克服温度漂移的重要因素。为防止心 电信号的输出被淹没在5 0 h z 及其他共模干扰电压之下，一般要求c m r r 应达到6o 一8 0 d b 以上。电路的共模抑制比主要由心电前置放大器决定， 而a d 6 2 0 的93 d b ( g = 10 ) 的共模抑制比就十分符合设计要求。 为了进一步提高前置放大器的共模抑制比，本设计中采用了右腿驱 动电路，如图3 3 所示，由l f35 6 以及r 2 、r 3 、r 4 、r 5 、c 1 构成。人 体的共模电压被两个阻值相等的电阻r 2 、r 3 检出，经辅助的反相放大 器l f 3 5 6 放大后，反馈到右腿。人体的位移电流不再流入地而是流向辅 助放大器的输出端。结果使得共模电压降低。 8 二、后级放大及滤波电路 心电信号经前级放大后幅值也只有20 m v 左右，因此后级放大是必 要的，考虑到心电信号的频带宽度及所受工频干扰，我们设计的后级放 大及滤波电路如图3 4 所示。 ：- 5 0 k 图3 4 后级放大及滤波 1 、后级放大电路 后级放大电路由u 1 和r 3 、r 4 、r 5 组成，其放大倍数由r 4 、r 5 决 定，即g = 1 + r 5 r 4 。由于总的放大倍率为1 0 0 0 倍，前置放大的倍率为 20 倍，所以这里后级放大的倍率设计为5 0 倍。 2 、高通滤波器 为了抑制直流漂移、放大器通带外的低频噪声及由呼吸引起的基线 漂移，我们设计了一个简单的r c 高通滤波器用来滤除以上所提到的各 种低频噪声，如图3 4 所示，此滤波器是由r 2 和c 2 构成。滤波器的时 间常数t = r c = 3 s ，高通滤波器的截止频率为： 11 石2 意2 焘。0 0 滟 f 3 - 2 ) 3 、低通滤波器 由于心电信号在1 0 0 h z 以下，为了消除高频干扰，我们使用了低通 滤波器，如图3 4 所示，由r 1 、c 1 构成。此低通滤波器的截止频率为： ，：一：土一。1 0 6 胁 ( 3