（检测技术与自动化装置专业论文）心脏除颤器分析仪的研究开发.pdf

摘要 除颤器作为一种心脏急救仪器，临床应用事关患者的生命安全，为保证除颤 器各项电击参数的准确可靠，必须通过检测仪器对其进行定期检定。本课题研究 开发了一种便携式智能除颤器分析仪，它不仅能准确计量除颤器的放电能量，而 且可以输出各种导联的心电波形，并完成同步除颤时间、充电时间等参数及除颤 器心电监护仪的功能检测，保证除颤器在临床应用中安全、准确、可靠地使用。 本课题根据除颤器检测参数的要求，提出了放电能量的检测机理，按照仪器 设计的性能指标，完成了除颤器分析仪的硬件及软件设计，包括除颤能量采集及 处理单元、心电波形发生及导联输出单元、微处理器单元及人机界面的设计、改 进和调试，并针对仪器研制开发过程中出现的电磁干扰现象，完成了系统的电磁 兼容设计，保证了该检测仪器使用的重复性及稳定性。与除颤器的联机调试实验 数据表明，该仪器具有良好的准确性和重复性。 关键字：除颤器分析仪释放能量心电波形电磁兼容 a b s t r a c t d e f i b r i l l a t o ri sc o n s i d e r e dt ob et h e o n l yt h e r a p e u t i c d e v i c e p r o v e n t ob e s u c c e s s f u l l y a n d w i d e l ya p p l i e d i nt h ec a r d i a cr e s u s c i t a t i o nw o r k t oa c h i e v e d e f i b r i l l a t i o na s s u c c e s s f u l l y a s p o s s i b l e ，t h o s e i a t r i c a li n s t r u m e n t sw i t h h i g h r e l i a b i l i t y a n dp r o p e rp e r f o r m a n c ea r er e q u i r e d d u et ot h e i r s i m p o r t a n c e ，r o u t i n e c a l i b r a t i o ni sn e e d e dt oe n s u r et h ep r o p e rp e r f o r m a n c eo fd e f i b r i l l a t o r sb ya n a l y z e r a u t h o rd e s i g n e da ni n t e l l i g e n td e f i b r i l l a t o ra n a l y z e rw h i c hi sap r e c i s i o ni n s t r u m e n t f o r t e s t i n g d e f i b r i l l a t o r st om e a s u r et h e e n e r g yo u t p u t ，a n d o t h e r s s p e c i f i e d r e q u i r e m e n t s ，s u c h a sm a x i m u mc u r r e n ta n dv o l t a g e m e a s u r e m e n t ，s y n c t i m e m e a s u r e m e n t ，c h a r g et i m em e a s u r e m e n t ，e t e f u r t h e r m o r e ，i ti s a b l et os i m u l a t e v a r i o u sl e a de c gw a v e sd e s i g n e df o rc a r d i o v e r s i o nt e s t so rf o rf r e q u e n c yr e s p o n s e t e s t i n go fe l e c t r o c a r d i o g r a p h i cm o n i t o r b a s e do nt h o s e s p e c i f i e dp a r a m e t e r s f o rt e s t i n gad e f i b r i l l a t o r , t h et h e o r yo f m e a s u r e m e n tf o rd e f i b r i l l a t i o np u l s ee n e r g yi sp r o p o s e d t oa c c o r dw i t hp e r f o r m a n c e r e q u i r e m e n t o fd e f i b r i l l a t o r a n a l y z e l a u t h o r d e s i g n e d h a r d w a r e i n c l u d i n g d a t a a c q u i s i t i o na n dp r o c e s s i n gp a r t ，e c g s i m u l a t i o ns i g n a lg e n e r a t o ra n dl e a dd i s t r i b u t i o n p a r t ，m i c r o p r o c e s s o rp a r tt o a c h i e v es p e c i f i e dm e a s u r e m e n ta sw e l la ss o f t w a r ef o r h u m a n m a c h i n ei n t e r f a c e m o r e o v e r ，c o n n d e r e dt h ep h e n o m e n ao fe l e c t r o m a g n e t i c i n t e r f e r e n c e d u r i n g t h e d e v e l o p m e n t o fd e f i b r i l l a t o r a n a l y z e r , t h ee m ic o n t r o l m e a s u r e sa n de m c d e s i g na r ea l s op r o p o s e dt oe n s u r ea c c u r a c yi nm e a s u r e m e n ta s w e l la st h ei n s t r u m e n t a ls t a b i l i t ya n dr e p e a t a b i l i t y a f t e ra b u n d a n td e b u ga n dt e s t s ， r e s u l t so fa n a l y z e rt e s t si n d i c a t et h a tt h ei n s t r u m e n th a se x c e l l e n t a c c u r a c y a n d s t a b i l i t y k e y w o r d ：d e f i b r i l l a t o r a n m y z e r d e l i v e r e de n e r g ye c ge m c 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得墨鲞盘茎或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：彳五玛咀 签字目期：年，月7 矿日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解苤壅盘鲎有关保留、使用学位论文的规定。 特授权苤生盘堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名：钍思一明 导师签名： 孑以。猬 签字日期：? 卯2 年f 月弦日签字日期；7 口f 缉，工月；d 日 第一章概述 1 1 课题的提出 第一章概述 1 1 ，1 课题的立项背景 除颤器是一种重要的心脏急救仪器，它利用瞬间释放的高能量 脉冲，通过短暂的电击对一t l , 脏骤停患者进行抢救，可急救因各种病 因所致的心脏室颤( v f ) 或房颤( a f ) 及室性自搏性心律，并使 忠者恢复正常心律，在临床急救医疗领域有广泛的应用。除颤器作 为一种心脏急救仪器，临床应用事关患者生命安全，仪器的准确可 靠是临床应用中十分关注的问题之一。除颤器的各项技术参数是临 床救治成功的关键，而保证除颤器各项屯击参数的准确可靠则是临 床实践中的迫切要求。然而，长期以来国内由于没有专用除颤器测 试分析的仪器而无法对除颤器进行定期检验以保障其功能参数，仅 有少数医疗单位依赖进口仪器对此进行检定，使得众多医院的除颤 设备无法保证其性能，直接影h 向临床救治的成功，危及患者的心脏 复苏导致抢救失败，给临床心脏救护带来隐患。因此迫切需要开发 出一种便携式智能的除颤器分析仪，准确、快速、方便、安全地完 成对除颤器各项技术参数的检测，保证除颤器在临床应用中安全使 用，确保除颤器各功能参数的准确可靠。 因此，研究丌发除颤器分析仪对医疗急救仪器的保障有着重大 的实际意义，本课题正是为此目的而提出的。根据解放军总后勤部 卫生部军用标准一心脏除颤器心脏除颤监护仪计量检定规程，结 合心脏除颤器的实际使用情况，作者所在的课题组与中国人民解放 军总后勤部卫生部合作研制了除颤器分析仪，并通过了解放军总后 勤部及有关专家的验收。 1 1 2 国内外研究现状5 国际上，自上个世纪九十年代丌始了心脏除颤器分析仪的研究 7 。发，经过近十年的发展，该仪器的技术已经相当成熟。目前有瑞 典的m e l r o n 公司生产的除颤器分析仪q a 一4 5 以及美国d y n a t e c h n e v a d a z 司生产的i m p u l s e4 0 0 0 ，均为便携式仪器，能精确的完成 心脏除颤器各项功能参数的检测，均具有大量实测心电图数据用以 第一章概述 枪测心脏除颤监护仪的功能，仪器功能强大，结构复杂。q a _ 4 5 米 用m c 6 8 h c l l 单片机作为微处理器，采用的高精度1 2 位串行a d 转 换芯片l t c l2 9 0 构造高速数据采集系统，最高采样频率为5 0 k s p s ， 转换时间为1 3us 。除颤能量测量精度较高，在大于10 0 焦耳时，其 精度为2 ：在小于lo o 焦耳的低能量范围可保持在2 焦耳以内。 系统具有i2 c 总线结构的专用数据存储器，用于存储大量的各种病 态的原始心电图序列数据，通过高精度d a c 电路，可输出模拟人体 的各种正常的、病念的心电波形，可用来检测除颤器心电监护的频 率响应；而i m p u l s e4 0 0 0 的功能更为强大，硬件具有双c p u 结构， 主c p u 为n e cv 2 5 控制数据存储器、程序存储器、各i o 接口芯片， 用来完成数据处理、波形输出、显示、键盘输入、打印、通信等功 能，辅助c p u 采用低功耗高性能的8 位单片机m c 6 8 h c 7 0 5 ，通过其 特有的s p i ( 串行外围接口) ，扩展a d 转换电路，完成放电脉冲 的数据采集、外部模块的控制等功能，系统具有两个1 2 8 k 8 的 r o m 存储大量各种形态的原始心电图序列数掘，包括m i t b i h 心电 数据库或实测心电图数据，仪器具有高精度的性能指标，除颤能量 检测的精度为2 ，波形输出的幅值和频率的精度分别达到5 和 0 5 。此外，q a 一4 5 和i m p u l s e 4 0 0 0 具有与微机通讯的功能，强大的 虚拟仪器软件使仪器的使用者可通过c r t 对检测结果进行显示波 形、存储、打印等相关处理。 与国外的高水平除颤分析仪器相比，目前国内尚未研制开发出 可用于临床应用的除颤器分析仪器，因此在应用上主要依赖进口仪 器。国内仅南京医疗器械研究所开展了除颤器分析仪的研究。相对 于国外高水平技术来讲，其电路设计较为简单，数据采集与处理电 路集成化程度不高，由于未采用高速a d 芯片，分立元件较多。数 据采集通道运用模拟乘法器和积分放大电路，使脉冲电压信号在进 入a d 转换器之前完成了除颤电压的乘方与积分运算。除颤器的放 电脉冲时i l 白j 极短，来自数据采集通道的积分电压需通过延迟与控制 电路贮存在电容器中，通过逻辑控制电路完成a d 转换及显示结 果，这样就导致能量测试时间过长。仪器的功能限于能量的测量， 缺少波形发生单元，不具备输出模拟人体的心电信号，不能完成同 步除颤功能的检测及除颤器心电示波仪的测试( 同步除颤是除颤 器重要的一个功能，本文将作详细介绍) ，而且缺少相应的人机操 作界面。此仪器只能完成除颤能量的检测计量，与前所述的国外同 第一章概述 类仪器相比，其性能上有很大的差距。 1 2 课题的主要研究内容和创新点 1 2 1 研究内容 本论文主要研究除颤器分析仪的设计和调试。在深入研究除颤 器各项功能的基础上，广泛查阅了国内外除颤器及其分析仪的有关 资料，并且深入钻研了智能仪器仪表的设计原理及其电磁兼容设计 的技术资料，完成了除颤器分析仪的设计，最终应用单片机开发系 统完成了除颤器分析仪的设计和调试，并应用惠普公司的c o d e m a s t e r 除颤器完成了联调实验。在测试过程中，对硬件和软件不 断地进行改进，特别是对系统的电磁兼容设计，使得除颤器分析仪 能够提供准确的测试数据，精确的输出各种激励波形，有效地避免 除颤高压放电脉冲带来的强大的电磁干扰所导致的死机、复位、无 效数据等异常现象，并最终达到或超过规定的技术、性能指标要求。 论文中，作者首先对除颤器能量测试原理和方法、除颤器分析 仪的硬件结构、工作原理与仪器设计所要达到的性能指标进行了介 绍，然后详细阐述了除颤能量采集及处理电路、波形发生及导联输 出电路、微处理器电路、人机接口电路和系统软件的功能、设计、 改进与调试，之后对仪器研制开发过程中出现的电磁干扰现象及相 应的电磁兼容设计进行了阐述，并通过联合调试实验数据对本课题 研制的仪器性能进行了分析和评估，最后总结和回顾了除颤器分析 仪的研制工作，就进一步完善仪器性能和检测功能提出了可行的改 进方案。 1 2 2 技术难点及创新 系统设计的重点包括：除颤能量采集的精度、各种复杂的模拟 心电波的输出、较强的抗电磁干扰能力、除颤分析仪检测功能等方 面： ( 1 ) 作者设计了高速的数据采集及处理单元，完成除颤能量的采 集与处理。为了满足预期的性能指标，需设计出高速高精度的数据 采集系统，因此，对各部分的电子元器件进行了优选。 ( 2 ) 该仪器除了完成能量的测试外，还具备心电信号发生功能， 即可作为同步除颤测试的激励信号，又可检测除颤器，t l , 脏监护系统 心电信号频率响应功能。作者设计的波形发生系统可输出标准心电 第一章概述 波及各种测试波形，幅值、频率均可调。心电波信号经过导联输出 电路，得到具有多导联：肢体导联( r a 、r l 、l a 、l l ) 、胸导联 ( v 1 、v 2 、v 3 、v4 、v 5 、v6 ) 的模拟心电波。为了保证各心电波 幅度的准确，设计了反馈控制回路，由d a 转换器输出的参考电压 信号送入处理器内部的a d 转换器，形成反馈回路精确控制d a 输出的幅值，软件上通过实时监控，使波形发生系统的输出值符合 设计要求，得到精确的波形。 ( 3 ) 作者在除颤器分析仪研制过程中，针对其干扰现象深入分析 了主要干扰源及其特点，并在设计中采取了许多抑制干扰的措施， 保证系统稳定可靠地工作，提高系统的抗电磁干扰能力。除常规的 抗干扰设计之外，针对干扰源的特点，对e m i 噪声发射的抑制途 径、方法进行了深入的研究，在数据采集单元、微处理单元、波形 发生单元、电源等电路模块的噪声源及其传导路径上应用了不同的 e m i 抑制滤波器，同时在系统设计过程中，注重改进接地方式、合 理的元器件布局、屏蔽等抑制e m i 的方法，解决了放电脉冲在仪器 内部所产生的强烈干扰，使除颤器分析仪工作稳定可靠。经实验测 试分析，仪器具有良好的电磁兼容性。 1 2 3 系统概述 图l 一1 除颤器分析仪的系统结构简图。系统以飞利浦单片机 8 0 c 5 5 2 为控制核心，完成对除颤器各项功能的测试分析，并通过 接口电路传输、显示检测结果。除颤器测试分析仪按照各部分的功 能，可以分为除颤能量采集及处理单元、微处理器单元、波形发生 单元、人机接口模块等几部分。 ( 1 ) 除颤能量采集及处理单元 该电路如图i 一1 中虚线框部分所示，除颤器两个放电极板释放 的高压脉冲通过模拟人体阻抗的耿样电阻( 阻值为5 0q ) 放电。， 经过由精密电阻组成的衰减电阻网络，送入可控增益放大器。为确 保有源衰减的准确，通过幅值控制开关对除颤器高低能量的放电信 号进行不同比例的衰减，使信号进入a d 转换器之前完成预处 理，保证信号始终处于a d 转换器有效的输入电压范围。之后， 输出信号通过a d 转换器完成数据采集。除颤器放电脉冲时间约 为几十毫秒，系统在一定时间内对放电脉冲进行采集，采样周期为 10 0i j s ，并出微处理器完成运算处理，在l c l ) 显示器上以五位有效 第一章概述 圈1 一i 除勤器分析仪系统框图 数字的形式显示测量的放电能量值。除颤能量数据采集电路还包括 数掘采集通道所必需的调零电路和系统自检单元，其中，系统自检 单元通过自检脉冲发生电路，产生一个脉冲信号，类似于经电阻网 络衰减后的除颤放电脉冲，进入数据采集通道。系统完成对自检脉 冲信号的采集与处理，最终显示自检结果，检查微处理器控制电路 控制的各个单元，如c p u 的内存单元和存储器、外存单元、各i o 扩展电路，包括数据采集电路和l c d 显示单元的工作状况。 ( 2 ) 波形发生单元 波形发生电路主要由d a 转换电路、单向双向转换电路、 标准导联输出电路组成。通过数字合成方法，单片机输出的数字信 号经过数模转换器及双极性变换电路处理后，一路接入由电阻分压 网络组成的标准导联输出电路，通过相应的比例衰减，可输出肢体 导联和胸导联等多种导联的e c g 波，可接入除颤器心电信号输入 端。另一路经出放大器和电阻组成单路双路转换电路，送到除颤 器分析仪两个放电电极接收面板。在检验除颤器的同步除颤功能 时，e c g 信号可由放电电极输入至除颤器的同步触发装置中。为保 证各种波形幅值的精度要求，系统设计了反馈控制回路，将d a 转换器输出的参考电压信号送入8 0 c 5 5 2 内部的10 位a d 转换器 第一章概述 形成反馈，精确控制实际的d a 输出幅值。 ( 3 ) 微处理器单元 微处理器电路由m p u 8 0 c5 5 2 、r a m 、r o m 、e2 p r o m 、g a l 、 电源及相应的接口电路组成：8 0 c 5 5 2 是系统的控制处理中心；r o m 用来存储心电波形数据：r a m 存放能量采集单元采集的10 2 4 组采 样数据：g a l 完成整个系统的地址译码；系统电源可为系统提供4 - 9 v 、5 v 及可调的用于l c d 显示背光的负电源；系统还具备看门 狗复位和电源监控管理电路。 系统利用i o 总线实现了人机接口电路的设计，采用8 4 0 字 的大幅面l c d 显示器，操作者可通过功能键盘完成相关的检测操 作。此外，系统设计了8 2 5 5 并行接口电路和r s 2 3 2 串行接口电路 可扩展打印、通讯的功能。 第二章系统测量原理 2 1 系统测量机理 第二章系统测量原理 2 1 1 除颤器的结构及检测参数 电除颤( d e f i b r i l l a t i o n ) 或电复律( c a r d i o v e r s i o n ) 是利用短暂的高 能量脉冲电流通过心脏，使绝大部分心肌同时除颤，达到消除心律 失常，恢复窦房结重新控制心律能力的一种电学治疗方法，在临床 上应用心脏电击复律装置一心脏除颤器完成对心律失常、心脏骤停 患者的急救治疗。 。 心脏除颤器主要由三部分组成6 】【7 】 8 】： 电源装置：为可调的高压直流电源，用以给能量存贮电容器充电， 电容器通过一个限流电感器与电极板相连。在临床急救中，可根据 需要对患者采用不同能级的电击除颤，一般情况下，分2 3 6 0 焦 耳多级能量，可逐级提高电击强度，除颤放电脉冲峰值最高可达 5 0 0 0 v 。 同步触发装置：对室性心动过速、室上性心动过速、心房扑动和 心房颤动施阻电击除颤时，放电脉冲必须和r 波同步，用r 波控 制电流脉冲的释放。正常情况下，除颤器放电脉冲峰值会恰好落在 r 波峰值的3 0 毫秒以内，以避免脉冲落在其他心室易损波段而诱 发室颤( 参考技术标准：a n s i a a m id f 2 1 9 8 9c a r d i a c d e f i b r i l l a t o r sd e v i c e ss t a n d a r d ) ：对室颤、室扑和振幅较小的快速 多形性室性心动过速进行电学治疗时，此时不可能做到与r 波同 步，则采用非同步的电除颤。 心电示波器：可接连多种导联心电波输入，实时显示并记录进行 电除颤时患者心电波形的变化，判断除颤电击的急救情况。特别是 在同步除颤方式下，显示除颤器同步触发装置发出的同步信号，且 能记录准确的心率及实际释放的能量。 由此可以确定心脏除颤器需检测的参数：电击除颤的能量值及 电流电压峰值、电容器的充电时间、同步除颤功能、同步除颤延迟 时间、心电示波器的频率响应等。本课题所研制的心脏除颤分析仪 可完成以上除颤器性能参数的分析检测。 在除颤器各性能参数中，放电脉冲的能量值和同步除颤时间无 疑是除颤器临床应用中最重要的两个参数，其准确性直接关系心脏 第二章系统测量豫理 急救的成功【9 川0 1 。但是，除颤器放电脉冲的特性给检测分析系统的 设计带来了一定难度，如：除颤电压峰值高、能量大，放电时间短， 除颤器放电脉冲时间仅为十几毫秒左右，脉冲前沿时间约为2 毫 秒；放电波形复杂，对不同型号的除颤器，放电脉冲的形状不同， 有单向指数衰减型、双向指数衰减型、单向截止型及双向截止型等 】，这给除颤器分析仪数据采集单元的设计提出了很高的要求。 图2 一l 所示为惠普c o d em a s t e r 除颤器放电除颤脉冲通过除颤器分 析仪的衰减电路后，示波器显示的放电波形。另外，同步除颤功能 的检测需要仪器具有精确的模拟人体心电波发生系统，输出的e c g 波形可作为同步除颤放电脉冲的激励信号和检测除颤器心电示波 器频率响应的示波信号。同步时间和频率响应的检测均要求仪器输 出幅值、周期精确的心电波形且可调。 r 1 “r 气 ， - 。 c h l5 0 0 m ym2 0 0 m sc h l 厂2 0 0 m y 图2 1 示波器显示的衰减后除颤器放电脉冲波形 2 1 2 系统检测机理 除颤器的放电脉冲能量可由下式确定【扪， e = l p 出= i v 2 d t r ( 2 - 1 ) 式中，v 为除颤器输出的脉冲电压，r 为人体电阻值5 0q ( 除颤器 is i 标准规定) 。 第二章系统测量原理 除颤器的输出信号通过数据采集单元进行采样，可在t 采样 周期内完成每一次电压采集，系统在一定时间内完成n 次采集，通 过微处理器计算其放电能量， e = ( 哆a t ) r ( 2 - 2 ) j = l 而同步除颤功能及其他参数的检测，如同步除颤时间、充电时 间等，需要在系统输出模拟，l 1 , 电波的基础上，除颤器通过精确的r 波定位同步释放放电脉冲，触发相关的微处理器定时中断程序完 成检测。 2 1 3 除颤器分析仪的性能指标和技术要求 一高能量测试 电压： 5 0 0 0 伏最大电流：1 2 0 安培最大测试能量：1 0 0 0 焦耳 精度： 2 触发电平：1 0 0 伏 - 低能量测试 电压： 1 0 0 0 伏最大电流：2 4 安培最大测试能量：5 0 焦耳 精度： 2 触发电平：2 0 伏 高能量测试时，检测间隔时间大于1 分钟 低能量测试时可连续工作 采样电阻：5 0 欧姆1 ，大功率无感电阻( 小于1uh ) - 数据采集速率1 0 0 k s p s ，a d c 芯片1 2 位分辨率 显示数据精度：0 1 焦耳 _ 放电脉冲采集宽度：1 0 0 m s 采集时间延迟：l m s 一放电脉冲示波器输出： 高能量测试衰减10 0 0 ：1低能量测试衰减2 0 0 ：l 一同步除颤时间测量精度：l m s _ 同步除颤时问计时器：r 波峰值一4 0 m s 启动 _ 除颤器电容器充电时间的测量范围：0 1 9 9 9s e c g 导联输出： 模拟人体的肢体导联( r l 、r a 、l a 、l l ) 、胸导联( v l 、v 2 、 v 3 、v 4 、v 5 、v 6 ) ，所有的模拟心电波严格按照标准导联的比例输 第二章系统测量原理 出： 一l e a di ： 1 0 m v ( l a r a ) 一l e a di i ： 15 m v r l a r a ) l e a di i i ：0 5 m v ( l a r a ) vl e a d ：1 5 m v ( v 一1 3 ( l l + l a + r a ) 1 一l e a di 低值e c g 接除颤器放电极板 心率：3 0 ，6 0 ，8 0 ，1 2 0 ，18 0 ，2 4 0 ，3 0 0 b p m 精度：1 幅值：0 5 ，1 0 ，15 ，2 0 m v 精度：5 示波波形 d c 脉冲：周期4 s ，幅值1 0 m v 方波：2 h z 双极性幅值0 5 ，1 o ，15 ，2 0 m v 三角波：2 h z 幅值0 5 ，1 0 ，15 ，2 0 m v 正弦波：0 1 ，o 2 ，0 5 ，10 ，4 0 ，5 0 ，6 0 ，1 0 0 h z 幅值05 ，1 0 ，15 ， 2 0 r n v 精度：5 ( l e a d i i ) 机壳：高强度有机玻璃塑料1 0 c m 2 5 c m 3 0 c m 壳内壁金属屏蔽涂层 2 2 系统误差分配 对于系统的硬件和软件设计，在系统功能和性能指标确定之后， 关键的问题就是各个组成部分的选择问题，如前置预处理电路、a d 转换器等部分，选择什么型号的元器件、根据什么标准来选择? 以 确保系统的功能和性能指标实现。 2 2 1 误差分配与合成原理“ 由误差理论知，误差分析与合成原理是指系统的总误差是由各 个环节的分项误差共同作用而形成的，即总误差是各分项误差的函 数，由总误差可以分配各分项误差的大小：反之，由各分项误差可 以合成总误差。若按随机误差合成，且认为各个直接测量量x ， o 2 ，x 。相互独立，则合成误差可以表示为， y = f ( x 】，z 2 ，z 。) 盯”= ( 2 3 ) 第二章系统测量原理 其中，y 为间接测量量，即总的测量值； x ，x ：，x 。为直接测量量，即各分项测量值； 仃为用标准偏差表示的总误差； d ，为用标准偏差表示的第i 个分项误差； o ， 旦为第i 个分项误差a ，的传递系数。 血 此外，为了对测量值的准确程度给出一个量化的表示，在测量 误差的基础上引入不确定度的概念，它表示测量值可能变动的一个 范围，或者以测量结果作为被测量真值的估计值时可能存在的误差 范围，并包含真值。在仪器设计中，以测量仪器各主要元器件的精 度替代由样本数据确定的标准偏差，依据以下不确定度( 误差) 传 递和合成公式，进行仪器误差的合成： y 2z 1 + x 2 时， 其不确定度值“，= “：，+ “： ( 2 4 ) x j ，2x l x ：或y 5 ：时 “ 其相对不确定度 了一 其中，“，t 、“。：、材，为不确定度。 ( 2 5 ) 基于上述原理，在系统设计时，根据仪器要求的精度指标，按 误差分配原理计算各个组成部分的精度要求，以此为依据选择各组 成部分的具体结构形式。各组成部分确定后，再按误差传递和合成 原理计算出仪器的总误差，检查其整体精度是否满足给定的精度指 标。如不满足，则重复上述过程，直至符台要求为止。 2 2 2 数据采集单元的误差分析 系统主要技术指标，如能量测试的精度是系统性能指标的重点， 测试精度为2 ( 本文仅对数据采集单元误差设计加以说明，其它 部分从略) 。本文第一章己确定了系统的组成结构( 参考本文 第二章系统测量原理 1 2 3 系统概述的内容) ，其中，信号衰减预处理电路和a d 转 换器是决定除颤器分析仪精度的关键部件，其选择需要利用误差分 配与合成原理通过分析计算确定。 数据采集单元的误差主要来源：取样电阻、数据采集预处理电 路、a d 转换器、数据处理程序( 浮点数运算) 。 根据误差理论，考虑误差传递的特点，并结合实际的设计经验， 一般来说，传感器单元所产生的误差是造成系统总误差的主要来 源，f 一般可取得6 0 7 0 ) ，该级为取样电阻和有源衰减网络组成 的预处理电路，而前置放大电路、a d 转换器和数据处理等部分所 产生的误差相对较小，可取系统总误差的3 0 4 0 。因此，由设 计要求的能量测试精度2 ，可以计算出衰减电路部分的误差 口。茎2 x 7 0 = 1 4 ；放大电路、a d 转换器、数据处理的误差总 和仃。2 3 0 = o 6 。选择的具体形式如下( 精度用盯表示) ： 采用的取样电阻精度为0 s ，= l ，有源衰减电路的电阻由多个精度 为仃m 。= o 1 电阻组成( 详见第三章衰减电路部分内容) ；放大器均 采用高精度仪用放大器，其误差可忽略；放大电路的电阻精度为 盯。= 0 1 ( 详见第三章调零电路部分内容) ；a d 转换器选用1 2 位的 a d c ，其分辨率盯。：= 1 2 ”= 0 0 2 4 ；浮点数运算算法精确到小数点 后第三位o - a ，= 0 0 0 1 ，应用式( 2 4 ) 和式( 2 - 5 ) 可得， 一 7 z = “m = ( 2 5 0 k x 0 0 0 1 ) 2 8 么膨= o 0 3 5 仃。= 4 0 2 s t + 盯2 5 z = 4 0 0 1 2 + ( o 0 0 0 3 5 ) 2 1 0 0 1 4 r = _ _ 叮 ：4 0 。a i + 盯j 2 + 叮 2 3 o 1 7 o 6 可见仃。 1 4 ，盯j 0 6 满足误差分配的要求，且有较大 的精度冗余。 对于除颤器分析仪，电源波动引入的误差、电磁干扰引起的数 据采集误差以及各测量线路之间引线带来的误差等( 用盯。表示) ，可 通过合理的设计保证系统的精度，并在误差分配时给予一定的裕量。 2 2 3 数据采集单元的误差检验 根据误差合成原理，利用系统各部分的分项误差合成总误差。 再与给定的精度指标比较，以检验前述的误差分配是否合理。 第二章系统测量原理 数据采集甲元总误差可表示为 r = 一 盯“= 仃；+ 盯舡2 + 盯压2 ( 2 6 ) 对于本系统而言，利用各部分的分项误差合成总误差时，可取 相同的权重，故其传递系数均为l 。 因盯。难以定量计算，所以由预处理电路及放大电路、a d 转换 器和数据处理的精度指标o s 、叼合成总误差 盯。= 乒蕊= 厄砑i 丽：1 0 1 把与要求的能量测试精度2 相比，有一定的冗余，故可以 控制电源波动引入的误差、电磁干扰引起的数据采集误差以及各测 量线路之i 白j 引线带来的误差总和盯。在设计的范围之内。 至此，可知前述所做的误差分配是合理的，可以作为选择数据 采集单元各部分的电路元件的依据。 第三章系统硬件设计 第三章系统硬件设计 3 1 除颤能量采集及处理单元 除颤能量采集及处理单元主要包括：比例衰减电路、调零电路、 自检脉冲发生电路、a d 转换电路，图3 - l 为除颤能量采集与处理 单元。 3 1 1 衰减电路 由于除颤器放电的电压峰值高，能量大( 最高电压可达5 0 0 0 v ， 最大放电能量可达3 6 0 焦耳) ，在进入a d 转换电路之前，必须把 高电压脉冲信号衰减到a d 转换器输入电压范围。除颤器可进行不 同能量级别的电击除颤，一般情况下，分2 3 6 0 焦耳多级能量。 系统设计了高低两个比例衰减电路，操作者可根据放电脉冲的能量 大小选择不同的比例衰减电路。图3 2 为衰减电路原理图。除颤器 放电后，在5 0q 取样电阻上产生的高压经过r 1 0 1 r 1 1 9 输入电阻 网络及运放i c l 0 1 组成的有源衰减网络后，送入下一级的调零电 路，输出电压经过12 位的a d 转换器转换为数字信号送入单片机 进行处理。 为保证实时准确地采集放电脉冲的全部信息，衰减电路在设计 时采取以下措施： 口根据公式( 2 一1 ) 中除颤器i s i 标准人体电阻值的规定，取样 电阻为5 0q 。除颤器放电脉冲电压高，需采用大功率电阻，这 样的电阻一般为绕线电阻，此类电阻存在较大的电感及电容参 数，放电脉冲经过此电阻，必然产生较强的复杂电磁干扰。因 此取样电阻应采用无感电阻，采用双股绕线可使绕线电阻产生 的电感相互抵消，这样取样电阻的电感值可在luh 以下。取样 电阻由两个2 5q 电阻组成，精度为1 。该放电能量检测电路采 用差分有源衰减电路输入方式，对称性结构使整个放大器具有 很高的共模抑制能力，同时使取样电阻浮置，减少通过公共阻 抗的电耦合传递的干扰。2 m 阻值的衰减电阻如果采用单一电 阻，精度难以保证。因此，设计了衰减电阻网络利用多个精密 令属膜电阻代替单一的高值电阻以提高衰减比例精度及减少电 抗分布参数。 第三章系统硬件设计 图3 - l 除颤能量采集与处理单元 第三章系统硬件设计 图3 2 衰减电路原理图。 如图3 2 所示，电路参数对称，r 1 2 l = r l z 4 = 2 k ，r 1 2 2 = r 1 2 4 = 1 0 k ， r q 禹皿十删0 9 = r l lo - 凡l l + + r 1 1 s = 2 m ， 眦该差躺出蚯v 。一掣( v n - v f 2 ) ( 3 - 1 ) 其中，v 。一v j ：为采样电压。用s w l 0 6 切换高低量程，选择r 1 2 1 时为 高能量测试，衰减比例为1 0 0 0 ：1 ；选择r 1 2 2 时为低能量测试，衰减比 例为2 0 0 ：1 。选用多个高精密中值电阻( 0 1 精度) 组成比例衰减电阻， 保证有源衰减的准确，通过对输入信号进行分档衰减，保证信号始终处 于a d 转换器有效的输入电压范围。运算放大器采用高精度、低噪声、 低功耗运算放大器l t l 0 1 2 ，其内部具有补偿功能，在全温度范围内( 一5 5 。c 1 2 5 。c ) 时漂、温漂电压仅在微伏级，保证了其高精度1 3 1 。 口在差分放大的两输入端和差分放大的输出端采用双向稳压二极管或 两个特性一致的背对背连接的稳压管限幅，硅双向稳压二极管是由两 个p n 结组成的p n p 型三层结构，其伏安特性与压敏电阻相似，微 分电阻小，具有比较理想的稳压特性，可迅速吸收对线路有危害的浪 涌能量，反应时间为纳秒级。其在数据采集通道的使用，实现稳压和 大电流工作，起到了限幅的作用。 口衰减电路的输出端设计了示波器输出电路。跟随器i c l l o b 作为信号 缓冲器输出衰减后的放电脉冲，可接示波器显示放电波形。i c l l o b 第三章系统硬件设计 采用l t l 4 13 运算放大器，精度上具有与l t l 0 1 2 相似的性能指标， 可单电源供电j 。 3 12 自检脉冲发生及调零电路 ( 1 ) 自检脉冲发生电路 为了在每次仪器工作前检验系统各单元的性能状况，作者设计了自检 脉冲发生电路。该电路可发出一个脉冲，类似于经过衰减电路后的除颤 放电脉冲，进入数据采集通道，由a d 转换电路完成采样，经微处理器 运算后由l c d 显示自检脉冲的测量结果。对其硬件结构，自检脉冲发生 电路替代了除颤脉冲衰减电路，这样通过数据采集及处理，可以检查除 波形发生器外的系统各单元工作状况，如数据采集处理单元、微处理器、 程序及数据存储器、l c d 显示模块等是否正常。如图3 - 1 除颤能量采集 与处理单元原理图虚线框所示，微处理器的p 4 7 控制输出阶跃信号，由 c 1 1 3 和r 1 9 0 组成的微分电路可形成微分信号，经过跟随电路将信号展宽 成类似图2 1 所示的脉冲波形。该自检脉冲发生电路在设计上没有具体 的量化要求，只是定性的输出一个单向指数衰减型的脉冲波形，起到模 拟除颤放电波形的作用。若系统通过了自检，可在l c d 上显示出相应的 电压、电流、能量值。 ( 2 ) 调零电路 图3 - 3 为数据采集通道的调零电路原理简图。整个数据采集通道可简 化为一个由反相放大电路组成的加法电路。测试脉冲、放电脉冲、调零 电压，每个信号接入相应的电阻连接到运放i c l 0 2 b 的反向输入端，构 寰 图3 - 3 调零电路图 成反相加法运算电路。调零电压由i c l 0 2 a 等组成的差分放大电路提供， m a x l 9 7 的内部参考端提供4 0 9 6 v 的差分放大电路输入电压源。在没有 第三章系统硬件设计 除颤放电信号的情况下，调整p 1 0 3 电位器使a d 转换的读数为0 ，调整 p 1 0 2 电位器，改变加法电路输入电压与输出电压的比例关系，使由 i c l 0 2 b 等组成的反向放大电路变为l ：l 等比例放大电路。加法电路的 输出端，即a d 转换器的输入口接双向限幅用的稳压管。 3 1 3a d 转换电路 数据采集单元是整个系统中最重要的组成部分之一，而a d 转换电 路又是数据采集单元的核心部分。由前面所述的性能要求和误差分配可 看出，本课题对数据采集单元的精度、性能和可靠性提出了较高的要求， 需要设计出一个采集速度快、精度高的数据采集系统，完成除颤器放电 能量的检测，满足系统的设计性能要求。对于持续时间为1 0 m s 左右的 除颤放电脉冲，需要在极短的时间肉，尽可能多的采集电压脉冲信号的 数据，必须选择采样率高的a d c 芯片。由数据采集预处理电路输出的脉 冲信号幅度为一5 5 v 。设计要求精度为o 0 0 1 ，因此必须选择1 2 位或 1 2 位以上的a d c 芯片。 ( 1 )m a x l 9 7 简介 本课题选择m a x l 9 7 作为数据采集系统的蕊片。m a x l9 7 为多量程 可程控并采用单一+ 5 v 电源供电的1 2 位a d 转换芯片，使用逐次逼 近和内部输入跟踪保持电路将模拟信号变换成1 2 位的数字输出，它将 数据采集系统所需的程控运放、通道切换、基准源、时钟电路、a d 和电源管理单元集成在单个芯片上，a d 转换时间仅6us 。该芯片的模 拟输入端可以承受幅度高于电源电压的信号，允许的最大幅值可达 3 6 5 v 。任一通道发生故障都不会影响其它通道的正常操作。该芯片提供 8 个模拟输入通道，每通道均可独立地由软件编程以得到多种输入范 围：1 0 v 、5 v 、o 1 0 v 、o 5 v 。该器件还具有5 m h z 带宽的跟 踪保持电路、1 0 0 k s p x 的采样速率、软件可选的内部或外部时钟以及 内置4 0 9 6 v 电压基准或可选的外部基准源。m a x l 9 7 使用标准的微处理 器( up ) 接口单元，1 2 位并行三态数据接口，数据存取和总线释放的时序 性能指标与大多数通用的微处理器兼容，所有逻辑输入与输出均是t t l c m o s 兼容的。由于m a x l 9 7 片内包含高精度的参考电压源和时钟电 路，这使它可以在不需要任何外部电路和对钟的情况下完成a d 转换， 完全符合系统对数据采集单元的设计性能要求 1 4 1 。( m a x l 9 7 引脚图如 图3 4 所示，引脚说明和工作原理参考m a x i m 芯片手册) ( 2 ) m a x l 9 7 在本课题a d 转换电路的应用 图3 4 为m a x l 9 7 应用原理图。r e f a d j 端用1 0 0 n f 电容器旁路到 第三章系统硬件设计 幽3 4 a d 转换芯片一m a x l 9 7 a g n d ，r e f 端可作为电压基准输出，在内部基准方式下，基准缓冲提 供4 0 9 6 v 的额定输出，可作为前级数据采集通道调零电路中差分放大器 的输入电压。s h d n 端接5 v ，不采用低功耗工作方式。c l k 引脚与地之 间接1 0 0 p f 电容，采用内部时钟频率f c l k = 1 5 6 m h z 。i n t 引脚接微处理 器的p 3 3 口，这样模数转换结束后，查询p 3 3 是否为低电平，判断一 次转换是否结束。p 3 5 口接h b e n 作为读取高字节转换数据的允许信号。 m a x l 9 7 的地址为7 f f e h ，a d 转换由写操作启动，向端口地址写入 控制字4 b h ( 0 1 0 0 1 0 1 1 b ) ，确定其工作模式：输入量程5 v + 5 v 、采用 内部时钟、选用内部基准电压、内部采集方式、第三采