（生物医学工程专业论文）基于usb接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发.pdf

a b s t r a c t i a b s t r a c t h 叩e 出峨c a r d i o g r a p h y ( i c o ) i sa l li m p o r t a n tc l i n i c a lm e a n so fd e t e c t i n ga n d d i a g n o s i n gc a r d i o v a s c u l a rd i s e a s e s a c c o r d i n g l y , d e v e l o p m e n t so fa d v a n c e di c g d e t e c t i o ns y s t e m sa r ev i t a lf o rb i o m e d i c a lr e s e a r c h , i n d u s t r ya n ds o c i a lh e a l t h c a r e t h i st h e s i si sa no u t c a ) m eo fo u rw o r kt o w a r d sap o r t a b l ea n dc o s t - e f f e c t i v ei c g m o n i t o r i n ga n dd i a g n o s i n gs y s t e m i nt h i st h e s i s ，s o m ei m p o r t a n ti s s u e sa n dk e y t e c h n i q u e sc o n c e r n i n ga c q u i s i t i o na n dp r o c e s s i n go fi c gs i g n a l ss u c ha sc o l l e c t i n g , a d j u s t i n g , a dt r a n s f o r m i n ga n dt r a n s m i t t i n g ，w e r ei n v e s t i g a t eo nt h eb a s i so f s t u d y i n g r e l e v a n tb i o m e d i c a lp r i n c i p l e s , a n dap o r t a b l ed a t aa c q u i s i t i o ns y s t e mw i t hu s b i n t e r f a c ew a sd e s i g n e da n df a b r i c a t e da sap r o t o t y p e e x p e r i m e n t sw i t ht e s t e e ss h o wt h a tt h es y s t e md e v e l o p e di sc a p a b l eo fa c q l l i r i n g i c os i g n a l s ( i n c l u d i n gb a s ei m p e d a n c ez o 、i m p e d a n c ea za n dd i f f e r e n t i a li m p e d a n c e d z d t ) a n de c gs i g n a l sw i t h o u tn o t i c e a b l ed i s t o r t i o n a n di t 啪t r a n s m i tt h ec o l l e c t e d d a t at oah o s tc o m p u t e rv i aau s b2 0i n t e r f a c ef o rw a v e f o r md i s p l a ya n df _ i l r t h e r p r o c e s s i n g b e s i d e s i tw o r k sw i t h o u ta n ye x t e r n a lp o w e rs d l l r c ea n db o a s to f a f e a t u r e o fp l u ga n dp h y s u c hr e s u l t ss u g g e s tt h a tb ym a t i n gi tw i t has p e c i a l l yd e v e l o p e d s o r w a r ep a c k a g e ，a ni c g - b a s e dm e d i c a lm o n i t o r i n ga n dd i a g n o s i n gs y s t e mw i l lc o m e t r u ew i t hm a n ye x p e c t e dm e r i t ss u c ha sp o r t a b l e ，h i g h 脚o r m a n c ea n dl o wc o s t m o r e o v e r , i ti ss o m e w h a tu n i v e r s a lb yv i r t u eo fu s b i n t e r f a c e t h a ti s , i tm i g h tw o r k w e l lw i t ho t h e rr e l e v a n ts o l , r a r ep a c k a g e ，a n ds o m et e c h n i q u e sd e m o n s t r a t e db yi t e s p e c i a l l yt h a to f u s bi n t e r f a c e ，a r ea p p l i c a b l eo rs u g g e s t i v et oo t h e rs y s t e m s k e y w o r d ：i m p e d a n c ec a r d i o g r a p h y n o n i n v a s i v ei n s p e c t i o n d a t aa c q u i s i t i o n u s b 2 0i n t e r f a c e p l u ga n dp l a y 独创性( 或创新性) 声明 本人声明所呈交的论文是我个人在导师指导下进行的研究工作及取得的研究 成果。尽我所知，除了文中特别加以标注和致谢中所罗列的内容以外，论文中不 包含其他人已经发表或撰写过的研究成果；也不包含为获得西安电子科技大学或 其它教育机构的学位或证书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做 的任何贡献均己在论文中做了明确的说明并表示了谢意。 申请学位论文与资料若有不实之处，本人承担一切相关责任。 本人签名：疸晏 关于论文使用授权的说明 本人完全了解西安电子科技大学有关保留和使用学位论文的规定，即：研究 生在校攻读学位期间论文工作的知识产权单位属西安电子科技大学。本人保证毕 业离校后，发表论文或使用论文工作成果时署名单位仍然为西安电子科技大学。 学校有权保留送交论文的复印件，允许查阅和借阅论文；学校可以公布论文的全 部或部分内容，可以允许采用影印、缩印或其它复制手段保存论文。( 保密的论文 在解密后遵守此规定) 篡象 导师签名：堇厶堡毫孽， j 一，l ，t 9 一 日期星! 型：z ：翌 日期2 0 q g 、l o 第一章绪论 第一章绪论 1 1 本课题的主要目的和意义 胸阻抗血流图( i m p e d a n c ec a r d i o g r a p h y ，i c g ) 检测是人体阻抗测量技术在 心血管血流动力学方面的一个典型应用。由于人体中血液的导电率远高于胸腔中 其他组织的导电率，所以在心脏搏动时，血液有节律地射入主动脉，使主动脉的 容积随之变化，从而造成了胸腔阻抗的变化，如果在胸腔的两端加上一个恒流电 源，则这种变化就可以转化成电压的变化【1 1 。通过对人体胸腔的生物电阻抗及其 变化进行无创性测量，可以得到包括心输出量等多种连续变化的生理参数。再经 过对所得参数作特定的处理，在提高准确性的同时，减少个体差异，就能够较为 准确地计算出被测对象的血流动力学活动并获得相关的生理参数，并可对尚未表 现出l l 缶床症状的某些疾病做出前瞻性预报。胸阻抗测量法有利于相关疾病的普查、 预防和早期治疗，具有十分重要的现实意义1 2 j 。 本课题针对胸阻抗血流图信号的无创伤性、非介入式的测量方式，设计并实 现了基于u s b 2 0 接口的胸阻抗血流图数据采集系统其功能是拾取、放大、采 集阻抗血流图信号并通过u s b 2 o 接口送入计算机。该系统与相关的胸心阻抗血流 动力监测软件相配合，便可构成高性价比的便携式无创血流动力监测系统既 可用于门诊病人诊断、住院病人监护，又可用于居家动态监护；同时，本课题所 研究的u s b 接口生理信号采集技术亦可应用于其他生理信息的获取、预处理和高 速传输。因此，本课题接触该领域的发展前沿，具有重要的理论意义和研究价值。 1 2 本课题所做工作和技术难点 在“便携式无创血流动力监测诊断系统”开发项目中，本文所做的工作主要 包括以下几方面： 通过阅读、消化有关文献资料，对现有的各种相关系统方案进行了研究 和比对。针对本论文涉及的关键技术_ i ，s b 2 0 接口和i c g 采集电路， 提出和论证了较为先进、实用的整体设计方案。 完成了胸阻抗血流图数据采集系统的硬件设计，包括原理图设计、p c b 制板和调试，以及c p l d 内部电路和h i ) 【语言的编写、调试和仿真。 完成了u s b 2 o 接口电路的硬件设计、制作与调试。 完成了u s b 2 0 接口的底层软件开发，包括基于c y 7 c 6 8 0 1 3 接口芯片的固 2 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 件代码编写、设备驱动程序和上位机应用界面程序的编写与调试。 完成了软、硬件联调，以及u s b 2 0 接口高速通信实验。 进行了u s b 接口胸阻抗血流图数据采集系统的整体联调，并与相关的分 析诊断软件进行了初步的系统联调。 根据以上的工作，针对实际的研发过程中的方案设计、基本原理、技术 难点和调试步骤等，完成了多篇论文以及硕士学位论文的写作。 在整个方案设计和实现过程中。笔者将主要的工作重点放在u s b 2 0 接口电 路和胸阻抗血流图信号采集电路的设计和实现上。对于u s b 2 0 接口，我们以成 品硬件平台为基础，主要完成了接口芯片的固件代码、驱动程序和软件接口的设 计；而i c g 采集电路则是整个采集系统设计与调试的关键。在完成u s b 2 0 接口 和信号采集电路的模块调试之后，我们还对整个硬件系统进行了整体联调，其中 的主要工作是完成信号采集检测电路与u s b 2 0 接口的粘合，最后还要实现硬件 采集系统与软件测试平台之间的联调。 第二章胸阻抗血流图检测的基本原理及进展 3 第二章胸阻抗血流图检测的基本原理及进展 2 1 胸阻抗血流图检测的发展历史及现状 生物电阻抗技术的研究至少可追溯到1 9 3 9 年，当时n y b o e r 设计建立了第一 个胸腔阻抗模型，并采用直接式四电极法，测定心输出量以评价心脏功能，但是 由于其测量误差较大，而未被普遍接受：直到1 9 6 6 年k u b i c e k 提出了较为成熟的 与生理变化相符的k u b i c e k 计算公式，该技术才得到医学界的认可。之后又有 s r a m e k 等建立了更加精确的胸腔阻抗模型用于计算心输出量，使得心输出量的计 算愈加可靠，相应地，胸阻抗血流图也逐渐在临床和病理上得到了广泛应用。在 2 0 世纪8 0 年代，胸阻抗血流图仪作为心功能的诊断设备曾在许多医院得到了普 遍的使用，胸阻抗血流图仪的研制与应用也在那时达到了高潮。进入9 0 年代后， 随着现代电子计算机的广泛应用与飞速发展。用于检测人体心脏泵血功能的胸阻 抗血流图技术的理论研究。又一次成为国内外临床医学无创伤检测方法研究的一 个热点i 。这就为研制微机化便携式胸阻抗血流图检测仪提供了可能，因为在监 护的过程中，生理参数变化趋势往往比参数本身大小更为重要。同时胸阻抗血流 图检测较其它心功能检测方法还具有无创、操作简单、易自动分析、适合长时间 检测等优势，这就为利用胸阻抗血流图检测法评价心功能进一步创造了条件。 国外已针对基于胸阻抗血流图的诊断，监护设备开展了大量的研究，现己有多 种该类商品化系统出现，且已进入中国市场；国内在该领域还较为落后，国产化 的胸阻抗血流动力监测系统品种单一、价格较高，且尚未研制成功实用化的便携 式系统，严重限制了无创血流动力学检测，监测技术的应用、普及和推广。如何进 一步提高心阻抗血流动力检测监测的精度、可靠性、适用性，是国内外目前在该 领域的研究焦点。为此，需要从硬件和软件两方面同时着手，而研制便携式、高 性价比的该类系统以推动其在国内的应用和普及，更加具有重要的现实意义。 2 2 现存的主要问题及突破方向 目前国内外对于胸阻抗技术的研究虽然在理论和方法上已经取得了一定的进 展，但是仍处于发展之中。特别是在胸腔阻抗的建模上仍然存在不小的争议，任 何一种模型都还没有形成事实上的标准。 在仪器的研制上，二十世纪8 0 年代中期虽涌现了一批胸阻抗血流图仪，但由 于受到当时计算机技术的限制，这些仪器未能与计算机技术很好地结合。9 0 年代 4 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 后，原先的一些生产厂家倒闭，使得现在只有极少数的几家厂商还在从事此类产 品的开发。目前国内市场上占主导地位的是b i o z 等两家美国公司的产品，但其 价格较高( 最低配置便超过1 0 万元) ，采用英文界面、英文报告，难以普及；而 国内公司的产品普遍存在功能较弱、外观较差等缺陷，更重要的是这些产品均为 推车式设计，不便于携带和进行长期、动态监护。 在配套的分析软件开发中，对于波形的识别基本上还处于人工识别阶段，对 波形特征点自动识别算法的研究还急待加强。一些公司的自动识别算法精确度不 高，还基本上需要靠人工修正。 针对以上的问题，我们希望研制利用嵌入式系统技术、逻辑移l 拟可编程器件 和表面焊接工艺等，设计功能更强、体积小巧、便于携带的便携式胸阻抗血流动 力检测仪。它可通过u s b 2 0 接口与笔记本电脑或台式机方便地连接；采用基于 模糊模式识别等先进算法，编制测量精度和智能化程度更高的软件，其可视化界 面也将更便于操作。这样，所研制的系统将具备更强的市场竞争力。 预期的整个检测系统可以在以下几个方面实现突破： 允许在病人自然呼吸的状态下，实时连续、长时间( 2 4 小时) 地检测多项 血流动力学参数；， 使用简便、迅速，用户可在数分钟内测定血流动力学的主要参数值： 适用范围广，不限制病人的病症类型和病程； 监测参数准确、可靠，重复性好； 使用普通心电监护电极，消耗低廉； 全汉化窗口操作软件，操作直观简便，易学易用。 2 3 阻抗测量的基本原理 胸阻抗血流图( i c g ) ，又称为胸腔生物电阻抗( i e b ) ，是一种通过测量每 个心动周期中胸部电阻抗的变化来评价心血管功能的无创伤性检测方法。其原型 是由n y b o e r 提出的直接式四电极法，由于误差较大而未能被医学界接受；后经 k u b i c e k 加以改进，提出了著名的心输出量计算公式k u b i c e k 公式，因与生理 变化较为符合而逐渐得到医学界的认可和采用。目前，尽管围绕着提高其检测精 度和扩展其应用范围己提出了许多新的改进方法( 例如导纳法) 和修正公式( 如 s r a m e k 公式) ，k u b i c e k 公式仍然被公认为是心输出量无创检测的理论基础【4 】。 生物体的不同节段或区域具有不同的导电特性。根据欧姆定律，导体的电阻 抗与其体积成反比；同理，生物体组织的电阻抗会随着相应的体积变化而变化， 并且二者之间近似地成反比关系。因此，胸腔电阻抗的变化直接反映其容积的变 化。利用沿胸腔纵向( 即沿脊柱走向) 放置的一对环状电极导入恒流信号源产生 第二章胸阻抗血流图检测的基本原理及进展 5 的恒定高频检测电流，便可将胸腔的电阻抗转化为相应的电压变化，并利用另一 对环状电极加以拾取，并传给电压感应模块( 参见图2 1 ) ，经后续处理后反映电 阻抗和容积变化，这是胸阻抗血流图检测的物理基础。 恒漉 信号洱 图2 1 胸阻抗血流图的测量原理 随着心脏的收缩与舒张，胸腔内主动脉的容积会随着血流量的变化而变化， 并且因血液导电性较好而引起胸腔电阻抗较显著的变化：心脏射血时，左心室的 血液迅速流入主动脉，主动脉血容量迅速增加，容积增大而阻抗减小；当心脏舒 张时，主动脉弹性回缩，血容量减少，容积减小而阻抗增大。而胸腔的其它组织， 如脂肪、肌肉、骨骼、体液等的阻抗在短时间内不会发生变化，形成了胸腔电阻 抗的不变成份，称为基础阻抗( z 0 ) ；呼吸引起的胸廓变化虽然也会引起胸腔电阻 抗的变化，但这种交化相对较为缓慢( 大约每4 个心动周期变化1 次) ，并且可以 通过采取要求受试者暂时屏住呼吸、高通滤波等措施来加以消除。因此，主动脉 中的血流变化即心脏活动是引起胸腔电阻抗变化的主要因素，这是胸阻抗血流图 测量的生理基础。 同步记录心电信号e c g 、胸阻抗血流图a z 、胸阻抗微分图d 7 - d t ( a z 的一阶 导数) 等，即可获得胸腔电阻抗跟随心脏活动变化的波形。如图2 2 所示方式。 a z 直v 图2 2 胸腔近似模型 假设胸腔为圆柱体且在其内部各处电流密度均相等，根据欧姆定律容易推导 6 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 出如下的容积变化一阻抗变化关系式： a v = i x l 2 x a z l z 0 2( 2 1 ) 其中，a z 、a v 分别为心脏搏动引起的阻抗变化、容积变化；p b 为血液的电 阻率( 假设为常量，p b = 1 5 0q 锄) ；l 为胸腔的长度即一对检测电极之间的距离 ( 单位为c m ) ；z o 为基础阻抗即胸腔电阻抗的固定部分胸阻抗血流图的直流 成分，可利用仪器直接测得( 单位为q ) ；a z 可理解为胸阻抗血流图中a z 波形的 峰一峰值，如图2 3 所示。 qx 图2 3 胸阻抗血流图的典型波形 若直接测量z ，并将其代入式( 2 1 ) 计算，则测得的a v 测量值将和实际值存 在较大偏差，且重复性、普适性均较差，其主要原因是胸腔模型过于理想化和对 除主动脉中的血流之外的影响因素的忽视。对此，k u b i c e k 通过理论分析和总结 实验结果，提出了利用胸阻抗微分图d z d t 计算a z 的k u b i c e k 公式： s v = a v = p b x ( i j z o ) 2 x d z d t m x x l v e t ( 2 2 ) 式( 2 - 2 ) 中，s v 是每搏心输出量；【d z ，d t 】。是阻抗微分图d z d t 的波幅；l v e t 是左心室射血时间，相当于胸阻抗微分图d 7 j d t 上从b 点到x 点的时间间期。本 文在胸阻抗检测中需要采集的信号主要有z 0 、a z 和d z d t ，通过将以上参数代入 式( 2 2 ) 中，最终计算得出s v 的值。 第三章新型胸阻抗血流图检测系统方案论证 7 第三章新型胸阻抗血流图信号采集系统方案论证 3 1 系统的整体方案设计 胸阻抗血流图法是利用人体胸部阻抗的变化来进行心功能参数的测量，以帮 助监护及诊断的无创伤检测方法。由于该方法简单、安全、无创且没有副作用， 所以近年来得到了广泛的应用与发展。我们开发的基于u s b 2 o 接口的生理信号采 集系统，包括阻抗信号采集电路、心电信号采集电路、u s b 2 0 接口电路和控制和 a d 转换等电路，如图3 1 所示。 图3 1 系统构成 该系统用于完成包括基础阻抗( 拗、阻抗变化( a z ) 、阻抗微分( d z d t ) 暑1 心电 ( e c g ) 的四路模拟信号的拾取、放大和预处理功能。经多通道a d 转换后，将上 述生理信号数据送入p c 平台显示并保存。 3 2 1 系统设计要求 3 2 系统的设计要求和方案选择 新型胸阻抗血流图信号采集系统( 以下简称i c g 信号采集系统) 是基于生物 电阻抗原理，对患者心脏进行无创检测的硬件平台，以得到被检测对象的阻抗图 和心电图，并为医生对其病情做出正确诊断提供可靠依据【绷。根据生物电信号的 特征，为了实现精确、实时的采集，该系统应满足以下要求【q ： 系统要求数据能够实时传输，以实现实时通信，达到实时监护的目的； 该系统为低速数据采集系统，仅要求能实现的最高采样频率范围为1 0 0 k h z ， 但是要求每一通道的数据分辨率为1 2 位； 针对生物电的低频微弱信号( 毫伏级) 的特征，要求数据采集模块的放大倍 8 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 数达到5 0 0 0 1 0 0 0 0 倍，所以至少有三级的放大电路对待测生理信号进行放 大； 待测生理信号处于强噪声背景下，所以要求整个系统将低频噪声、热噪声和 工频干扰降到最低； 为了降低数字信号和模拟信号间的相互干扰，提高系统安全性，系统硬件需 要分割为数字电路和模拟电路，各部分拥有独立的电源和地，当然电路模块 之间由光电隔离电路实现数据通信。 3 2 2 数据接口的选择 在i c g 信号采集系统中，采集设备与上位机的通信，即将信号采集设备所获 取的数据信息传输至上位计算机的数据库，进行分析处理和集中管理时，需要解 决数据接口和通信控制的问题。 表3 2 中对现今常见的几种计算机接口进行了比较。 表3 2 常用计算机接口的性能对比( 典型值) 睡蘸爹数据耪或鬻鞴螽鎏攀翟磷蒂黉黼i l 鬻麟镬鬻黼鬻 。j 瓣；蓦黪。黩凌。 毫，撬缀：。鬟 u s b串行1 5 m 、1 2 m 、4 8 0 m1 2 63 、5 是 r s - 2 3 2串行2 0 k21 5 否 e i 1 3 9 4串行4 0 0 m 、3 2 g6 34 5 是 i s a 并行1 2 8 m否 p c i 并行1 0 5 6 m 、2 1 1 2 m否 并行接口并行8 m2 或83 9否 注：u s b l 0 低速电缆长为3 m 、全速电缆长为5 m ，u s b l 1 和u s b 2 0 对电缆长无要求 由表3 2 我们可以看出，传统的外设与主机的通信接口一般是基于r s 2 3 2 串 行总线、i e e e - 1 3 9 4 、i s a 总线和p a 总线等。 r s 2 3 2 串行总线虽然连结简单，但其传输速度慢( 小于2 0 k b p s ) ，无法达到本 系统对信号采集和传输系统的要求，而且主机的串口数目也有限，无法满足四路 信号的同时传输。 i e e e 1 3 9 4 虽然有着很高的带宽，但它主要应用在声音图像的电子设备上， 且开发成本较高，只适用于如数字摄像机、数字录像机、d v d 和数字电视等设备。 i s a ( i n d u s t r i a ls t a n d a r da r c h i t e c t u r e ) 总线是i b m 的标准兼容总线，也是现代 个人计算机的基础。i s a 总线实际上是把微处理器的芯片总线经缓冲后直接连接 到系统总线上，但不支持总线仲裁的硬件逻辑和多主设备系统，且总线上所有数 据的传输都必须通过c p u 或d m a 控制器来管理。i s a 总线曾经得到了广泛的应 用，但目前多数微机已经取消了1 s a 总线扩展槽。 第三章新型胸阻抗血流图检测系统方案论证 9 p c i ( p e r i p h e r a lc o m p o n e n ti n t e r c o n n e c t ) 总线是一个高性能代局部总线标准。 它具有较高的传输速度( 1 3 2 m b p s ) ，并支持“即插即用”功能，但其缺点是插拔麻 烦，且扩展槽有限( 一般为5 6 个) 。另外，p c i 接口使用复杂，而且由于p c i 总 线的速度达到了3 3 m b i t s ，所以印制板的布线要求也较高，在软件设计方面由于 p c i 总线需要占用计算机的内部中断，所以其兼容性较差。 与以上的几种传统接口相比较，u s b 接口更加适合本系统。首先其总线供电 方式可以为整个系统提供+ 5 v 的电源；1 2 m b p s 和1 5 m b p s 的传输速度可以分别 满足不同设备的需求，而这里选用的u s b 2 o 接口的速度可以高达4 8 0 m b s ，完 全可以满足系统对大数据量、实时传输的要求；况且使用u s b 接口可以采用星型 拓扑结构，将u s b 端口扩展到1 2 7 个外设；其特有的即插即用功能、低廉的成本 和支持热插拔的特性、使得用户可以随时随地将系统轻松地接入上位机，大大扩 展了系统的应用范围和工作环境啊。所以本系统采用了c y p r e s s 公司生产的 u s b 2 0 接口芯片c y 7 c 6 8 0 1 3 来设计采集系统的u s b 接口模块。 3 2 3 信号转换模式的选择 通常在设计信号采集系统时，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， 对测量精度、分辨率、速度的要求等。此外，还要考虑性能价格比等。常见的数 据采集系统有多通道共享采样，保持器型数据采集系统、多通道同步型数据采集系 统和多通道并行数据采集系统。本系统中我们选择了如图3 2 所示的多通道共享 采样保持器型数据采集系统。 图3 2 多通道共享采样，保持器型数据采集模式 这种结构形式采用分时复用转换器的工作方式，多路被测信号共用一个采样 保持器和一个转换器。在某一时刻，多路开关只选通其中的一路输入信号，将它 接入到采样保持器的输入端。当采样保持器的输出己充分逼近输入信号时，在控 制命令的作用下，采样保持器由采样状态进入保持状态，转换器开始进行模数转 换，转换完毕后输出数字信号。就在转换期间，多路开关将下一路被测信号接通 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 覆报输入信号 1 0 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 少，它适合于信号变化速率不高，对信号采样同步要求不高的场合。若信号变化 速率很慢，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， 则需要放大器和滤波器，对目标信号进行预处理。 根据数据采集系统各自的特点，结合本系统的具体需求，并综合考虑性能和 价格因素，我们选用m i c r o c h i p 公司生产的m c p 3 2 0 8 芯片作为数据采集系统 的a d 转换器。从最后的测试结果来看，这种方案的选择是合理的，既满足了对 功能、性能的要求，又降低了成本。 3 2 4 数据传输模式的选择 由于本设计中，需要采集和传输的信号是缓变的低频信号，所以对于本系统 的传输速度要求其实并不高，但是必须保证数据传输的准确性在u s b 协议定义 的四种传输模式中，批量传输的速度较快，具有差错校验，可以保证数据传输的正 确性。所以在本例中，选择准确性较高的批量传输方式。并将e p 2 端点设成5 1 2 字 节四重缓冲f i f o ，如图3 3 所示。u s b 执行m 传输，外围器件端若有1 个f i f o 为“半 满”，就可以继续发送数据，当前操作的f i f o 写“满”时，f x 2 自动将其转换到 u s b 接口端，排队等待读取；并将外围器件接口队列中下一个为“空”的f i f o 转 移到外围接口上，供其继续写数据。 图3 3 四倍缓冲方式 u s b 接口端与此类似，只要有1 个f i f o 为“半满”，就可以继续读取数据。当 前操作的f i f o 读“空”时，f x 2 自动将其转换到外围器件接口端，排队等候写入； 并将u s b 接口队列中下一个为“满”的f i f o 转移n u s b 接口上，供其继续读取数 据。从而大幅提高了数据传输率，最高可达4 8 0 m b s 。 3 2 5 光电隔离电路的选择 在本系统的信号采集电路中，需要将被检测的人体生理信号放大到所要求的 第三章新型胸阻抗血流图检测系统方案论证 1 1 强度，考虑到人体安全和抗干扰的因素，要对信号进行有效的隔离。光电耦合器构 成的隔离电路结构简单，且隔离效果好。如果将光电耦合电路放置于a d 转换器之 前，即对模拟信号进行光电隔离，我们就需要选择高性能的光电耦合器或者增加 补偿电路，以满足系统对于信号线性度的要求，并消除温漂的影响，这样既增加 了电路的设计难度，又提高了系统成本。所以在本系统中，我们设计将光电耦合 电路放置于a d 转换器之后，只需简单的电路就可以实现隔离功能，如图3 4 所示。 图3 4 控制与a d 转换电路 我们选择低成本光电耦合器( t l p 5 2 1 ) 作为数字光电耦合器，外部只需很少 的器件就可以工作，其传输信号频带宽度也可以达到本系统的要求，如图3 5 所示， 图3 5 光电隔离电路 光电耦合器内部的光电晶体管工作在开关状态，因此不受非线性和温漂的影 响，从而不会影响整个系统的线性度和精确度。 3 3 系统芯片的选择 我们以系统设计整体方案为指导，根据具体的设计要求，对组成各个功能电 路的核心芯片进行了选择，本设计利用c y 7 c 6 8 0 1 3 作为u s b 2 o 接口芯片；低成本 的可编程逻辑器件e p m 7 1 2 8 用于完成硬件系统的时序编程和控制信号的产生；为 了同时转换阻抗( z o ) 、阻抗变化( z ) 、阻抗微分( d z d t ) 和心电( e c o ) 的四路模 拟信号，我们选择多通道串行a d 转换芯片m c p 3 2 0 8 ；对于系统中使用较多的仪 表放大器，这里选择了高性能的l f 3 4 7 构成放大、整流和滤波电路；出于对模拟 电路的动态范围的考虑，我们使用逆变电源模块s r 5 d 1 2 s 5 ，为整个模拟电路提供 5 v 和_ + 1 2 v 的电压；而在作为i c g 采集电路的重要组成部分一一恒流信号源，我们 选择的是单片可控信号发生芯片i c x , 8 0 3 8 。在表3 1 中列出了整个硬件系统所选则 的主要芯片的型号、厂商以及性能等参数说明。 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 表3 1 系统芯片选择 ：芯片燮号：r 蕊”“燕要性畿参数 “_ 翁能”性能绱速“ m c u 增强型8 0 5 1 接口性能远高 端点2 、4 、6 、8 端点与p c 进行高 u s b于本系统要求， c y p r e s s 从属f i f o5 1 2 4 速数据传输， c y 7 0 啪1 3并为换代产品 高速：4 m b 芦 并控制i o 传输速率 留有扩展空间 全速：1 2 m b l l ，o6 8 速度较快，i o c p i d格式转换和 a i 腮r a 可用门2 ，5 0 0 和可用门教达 e p m 7 1 2 8 时序控制 速度 1 4 7 1 m h z 到系统要求。 转换精度1 2 位精度和速度可 加高精度的模 h 咖皿 采样率 l o o k s p s ( 5 v ) 以满足系统要 m c p 3 猫数转换 通道数8 通道 求。 增益带宽 4 m 王z 噪声小，频带 模拟信号放 仪表放大器 输入阻抗 1 0 t m q 宽，能够满足生 a k 大、滤波和整 l f 3 4 7 流 物电检测的高 噪声 o 0 1 p a 瓦 阻抗要求。 输入电压 4 7 5 v 5 2 5 v 输出电压与电 逆变电源 流完全符合系 s a p s输出电压士1 2 v 、5 v电压变换 s r 5 d 1 2 s 5 统要求，同时还 输出电流1 0 0 m a 具备隔离功能 信号源 频率带宽0 1 3 0 0 k 输出电流和频 产生频率可 k l b 0 3 8n 珊r s m 占空比2 9 8 率范围达到系 调载波 输出电流0 n 2 5 m a 统要求。 3 4 系统开发方法和开发工具 3 4 1 系统的开发方法 我们在开发的前期论证阶段，先借助w o r k b e n c h 仿真软件对i c g 信号采集系 统前端的模拟电路部分进行仿真和验证，以确定电路结构和电路参数，并进行必 要的电路优化。利用p r o t e l 进行电路原理图绘制和p c b 板的设计；而c p l d 的开 发，仿真和调试是借助于a l t e r a 公司的m a x + p l u si i 平台，且采用v h d l 语 言编写控制程序，以实现需要的功能。 在调试u s b 接口( c y 7 c 6 8 0 1 3 ) 时所利用的是c y p r e s s 公司提供的c y 3 6 8 1 开发套件( e z - u s bf x 2d e v e l o p m e n tk i t ) 。固件程序采用c 5 1 语言编写，利用 k e i lc 5 1 的u v i s i o n 2 编译器进行编译，如图3 6 所示。 第三章新型胸阻抗血流图检测系统方案论证 1 3 图3 6u v i s i o n 2 编译器 通过c y p r e s s 公司提供的如图3 7 所示的e z - - u s b 控制面板( e z u s b c o n t r o lp a n e l ) 进行固件代码调试。通过它，我们可以将编译好的固件代码下载 至目标芯片中，并能够详细观察到u s b 芯片的各种工作参数，最终实现u s b 2 0 接口的高速数据传输和实时系统通信。 3 4 2 系统的开发工具 图3 7e z - - u s bc o n t r o lp a n e l 系统开发分为采集设备开发和主机系统开发两部分，采集设备的开发采用 c y p r e s s 公司提供的e 7 _ - u s bf x 2d e v e l o p m e n tk i t 开发工具，其中包括以下 1 4 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 u s b 2 0 系统开发工具： e z - u s bf x 2 开发板； e z - u s bf x 2 固件库函数和固件框架； e 乙u s bf x 2 通用设备驱动程序； e z - u s bf x 2 固件例程； e z - u s b 2 控制面板； e z - u s b f x 2 文档； k c i lc 5 1 软件的一些配套软件和工具。 除了e z - u s bf x 2d e v e l o p m e n tl ( i t 提供的工具以外，u s b 2 d 设备控制和信 号采集系统开发还需以下工具： f u l lk c i ld e v e l o p m e n ts y s t e m ： m i c r o s o f tv i s u a lc 耳+ ( 主机应用程序开发平台) ； m i c r o s o f tw d md d k ： w i n d o w s2 0 0 0p c ( 带u s b 2 0 接口) ； a d 转换器及相关电子元器件若干。 在进行主机系统的应用程序开发时，编程语言与主机系统的开发周期及其运 行效率密切相关，因此选用合适的编程语言就显得十分重要。本系统中主机的用 户界面编程采用v c + + 语言，其功能十分强大，从界面设计、文字处理、绘图到 数据库，几乎无所不能；它是真正的面向对象的程序设计语言，能最大限度地体 现软件复用原则，提高开发和维护效率；丰富的类库，使得编译后得到的可执行 文件效率极高，而且v c + + 支持混和编程，提高了系统的适应性。 驱动程序的开发采用c o m p u w a r e 公司的集成驱动开发工具d f i v e r s t u d i o ，相比 较与其他工具，d r i v e r s t u d i o 具有较强的开发能力和较高的开发效率，特别是利用 它设计w i n d o w s 驱动程序时，可以大大简化开发人员的调试和测试工作，从而有 效地缩短开发周期。 第四章u s b 2 0 接口研究与开发 第四章u s b 2 0 接口研究与开发 4 1u s b 接口技术概要 以前外围设备与p c 机的通信主要是通过p c 机主板提供的各种接口来实现 的，如i s a 接口、p c i 接口、p s 2 接口、串行接口、并行接口等。这些老式的接 口存在许多缺陷：首先以上接口都是非共享式的，即在同一时刻一个接口只允许 连接单个外设，当需要在一台主机上同时使用多个设备时，p c 机的可用接口就显 得不足了；老式接口的庞大体积不利于p c 机外设的小型化；复杂多样的使用规 格和通信协议，会使开发者和用户觉得十分不便；这些接口采用传统的f o 模式。 使得外设在c p u 地址空间中被映射为固定的单个取q ( 中断请求) ，或是唯一的 d m a 通道，容易导致外设地址冲突，这时用户需要采用手工方式，重新设置一 些开关和跳线以配置这个设备，甚至需要打开机箱，而且在设置完毕后，用户必 须重新启动计算机，才能使这些新的配置生效。不论对外设的开发者还是使用者 来说，这个过程都相当繁琐的，为了克服老式接口的上述缺陷，p c 机制造商和用 户迫切需要一种新型的外设连接方式，u s b 技术便因此应运而生。 4 1 1u s b 接口的技术优势 u s b ( u m v e 砌s e r i a lb u s ) 接口，即通用串行总线接口。作为一种新的外围 设备连接技术，它为p c 与外设之间的连接提供了一种标准化、单一化的接口方 式。它主要具备以下多个特征： 快速的数据传输：最新的u s b 2 0 接口，当工作在高速方式下，最高可以达到 4 8 0 m b s 的数据传输速度，完全可以满足高速大批量传输的场合，比如数字 音频、视频设备中；即使以全速方式工作也可以达到1 2 m b s 。 易于扩展拓扑结构：根据u s b 总线协议规定，通过单个n u b ( 集线器1 可连接 多达1 2 7 个外设。标准的u s b 电缆长度为5 m ，通过h u b 或中继器可以使传 输距离达到3 0 m 。 优秀的电源管理：老式的串口、并口设备都需要额外的供电系统，而u s b 总 线可以提供5 0 0 m a 的电流。u s b 外围设备处于待机状态的时候，会自动启动 省电模式来降低耗电量；当有总线动作时，自动恢复到工作状态，所以，u s b 接口非常适合电池供电的系统。 使用灵活：u s b 支持三种类型的传输速率：1 5m b s 的低速传输、1 2 m b s 的全 1 6 基于u s b 接口的胸阻抗血流图信号采集系统的研究与开发 速传输和4 8 0 m b s 的高速传输；四种传输类型：批量传输、同步传输、中断 传输和控制传输，这使其能够满足多种外设的需要。 即插即用：u s b 支持热插拔，当你接入u s b 外设时，系统将自动检测到这个 新的设备，再给它找到合适的驱动程序，并对其进行自动配置，且不用打开 机箱。 价格低廉：u s b 的组件与电缆都十分便宜，与以前的接口比较起来，u s b 接 口性能价格比要高出很多。 良好的兼容性：u s b 规范具有良好的向下兼容性，如u s b 2 0 的主控制器就 能很好地兼容u s b l 1 的产品。操作系统在检测到全速u s b 设备接入时，会 自动按照1 2 m b s 的速率进行传输，而其他高速u s b 设备并不会因为全速设 备的连接而减慢它们的传输速率，它们仍可继续使用4 8 0 m b s 的速率进行高 速传输。 u s b 的众多优势使它的应用越来越广泛，一些业界人士预测，未来的p c 将 是一个密封设备，所有外设都将通过u s b 或其他外部接口连接。 4 1 2u s b 技术的现状和发展趋势 u s b 技术是1 9 9 4 年底由m m ，i n t e l ，c o m p a q ，d e c , m i c r o s o f t , n e c 和n o r t h t e l e c o m 联合开发的接口标准，由于其具有使用方便及成本低廉等优点，迅速成 为主流的总线标准，2 0 0 4 年u s b 设备出货量已超过3 亿台。u s b 广泛应用于传 统p c 外设，如鼠标、键盘、显示器等，移动存储设备如移动硬盘、闪存盘等， 以及新兴的消费类电子，如m p 3 播放器、数码相机、移动电话等。 1 9 9 8 年推出的u s b 2 0 接口，将数据传输速度提高到了4 8 0 m b p s ，并保证了 向下兼容性。从2 0 0 2 年下半年起，采用u s b 2 0 的设备开始大规模出现，随着 u s b 设备的迅速增加，设备与设备之间的直接数据传输变得越来越迫切，u s b o t g ( o nt h eg o ) 即插即用技术赋予了设备双重身份，使其既可以作为主机，又 可以作为设备，其实质是在设备中增加了一个嵌入式处理器来执行主机任务。这 一技术使u s b 设备摆脱了对p c 的依赖，大大扩展了u s b 的应用范围。结合了 u s b 2 0 高速传输技术的u s b 接口，严重威胁到i e e e1 3 9 4 的传统市场。 目前，u s b 接口已经成为计算机的主流接口，各大生产厂商纷纷将目标投向 了u s b 接口，己经上市的u s b 接口产品市场反应良好，利润丰厚，得到了用户 的青睐，展示出欣欣向荣的景象。u s b 接口正在逐渐取代p c i ，ps 2 等接口而成 为市场的主流。 本课题就是在此技术背景下，顺应主流趋势，选取u s b 2 0 接口作为硬件系 统的接口模块，并选择了c y p r e s s 公司推出的u s b f x 2 系