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毕业设计论文
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简易心电图仪毕业设计,毕业设计论文
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1 课程设计报告书 课题名称： 简易心电图仪 系部名称： 机械工程学院 班 级： 测控技术与仪器 051 姓 名： 王准 学 号： 20054600138 指导老师： 黄 智 伟 （博 士） 2007 年 12 月 22 日 nts 2 目录 一 摘要、引言及关键字 . 3 二 方案论证与比较 . 3 (1) 心电图导联论证方案比较 4 (2) 数据采集部分方案论证比较 4 (3) 心 电信号处理部分方案论证比较 5 三 系统设计 .6 (1) 前置放大部分 .6 (2) 滤波 器 部分 .6 (3) 键盘控制与波形存储 6 （ 4） 屏蔽盒 .7 四 测试仪器与测试结果 .7 （ 1） 测试仪器 .7 （ 2） 测试 .7 五 总 结 8 六 参考文献 8 nts 3 摘要 ： 该系统采用了心电图模拟系统提供的模拟心电图波形，利用心电信号采集平台将模拟心电图及实时采集的心电图数字化， 本设计应用高精度 低功耗 的仪表放大器 INA128组成放大电路对心电信号进行放大，采用有源滤波电路和数字滤波等技术对心电波形进行综合处理，实现了两路心电信号同时测量显示、存储及回放，并配有语音提示功能 ， 心电图功能和自动 分析 功能，诊断可靠、操作简便、 可以给临床医生诊断疾病带来很大的帮助 。 关键字 心电图 心电信号 综合处理 仪表放大器 INA128 显示 放大电路 回放 语音提示功能 引言 心脏电活动按力学原理可归结为一系列的瞬间心电综合向量。在每一心动周期中，作空间环形运动的轨迹构成立体心电向量环。应用阴极射线示波器在屏幕上具体看到的额面、横面和侧面心电图向量环，则是立体向量环在相应平面上的投影。心电图上所记录的电位变化是一系列瞬间心电综合向量在不同导联轴上的反映，也就是平面向量环在有关导联轴上的再投影。投影所得电位 的大小决定于瞬间心电综合向量本身的大小及其与导联轴的夹角关系。投影的方向和导联轴方向一致时得正电位，相反时为负电位。用一定速度移行的记录纸对这些投影加以连续描记，得到的就是心电图的波形。心电图波形在基线（等电位线）上下的升降，同向量环运行的方向有关。和导联轴方向一致时，在心电图上投影得上升支，相反时得下降支。向量环上零点的投影即心电图上的等电位线，该线的延长线将向量环分成两个部分，它们分别投影为正波和负波。因此，心电图与心向量图有非常密切的关系。心电图的长处是可以从不同平面的不同角度，利用比较简单的波形、线 段对复杂的立体心电向量环，就其投影加以定量和进行时程上的分析。而心电向量图学理论上的发展又进一步丰富了心电图学的内容并使之更易理解。心电图是反映心脏兴奋的电活动过程，它对心脏基本功能及其病理研究方面，具有重要的参考价值。心电图可以分析与鉴别各种心律失常；也可以反映心肌受损的程度和发展过程和心房、心室的功能结构情况。在指导心脏手术进行及指示必要的药物处理上有参考价值。然而，心电图并非检查心脏功能状态必不可少的指标。因为有时貌似正常的心电图不一定证明心功能正常；相反，心肌的损伤和功能的缺陷并不总能显示出心电图的 任何变化。所以心电图的检查必须结合多种指标和临床资料，进行全面综合分析，才能对心脏的功能结构做出正确的判断。 心电图在科学研究方面应用相当广泛。对人体 描记出它们的心电图，并 可对其生理意义进行 初步研究。 方案论证与比较 本系统的用途是对心电信号进行检测、存储和回放。 一 心电图导联 论证 方案 比较 人体组织和体液都能导电，将心电描记器的记录电极放在体表的任何两个非等电部位，都可记录出心电变化的图象，这种测量方法叫做双极导联，所测的电位变化是体表被测两点的电位变化的代数和，分析波形较为复杂。如果设法使两个测 量电极之一，通常是和描记器负端相连的极，其电位始终保持零电位，就成为所谓的“无关电极”，而另一个测量电极则放在体表某一测量点，作为“探查电极”，这种测量方法叫做单极导联。由于无关电极经常保持零电位不变，故所测得的电位变化就只表示探查电极所在部位的电位变化，因而对波形的解释较为单纯 由于心电信号为弱信号， 方案 1 标准导联 属双极导联，只能描记两电极间的电位差。 题目只要求制作简易心电图仪，故选用方案 1标准导联 方案 2 加压单极肢导联 将探查电极放在标准导联的任一肢体上，而将其余二肢体上的引导电极分 别与 5000欧姆电阻串联在一起作为无关电极。这种导联记录出的心电图电压比单极肢体导联的电压增加 50左右，故名加压单极nts 4 肢体导联。 方案 3 单极胸导联 将一个测量电极固定为零电位（中心电端法），把中心电端和心电描记器的负端相连，成为无关电极。另一个电极和描记器正端相连，作为探查电极，可放在胸壁的不同部位。分别构成 6种单极胸导联。 因系统对抗干扰和信号处理能力有较高的要求，所以 方案论证主要集中在数据采集和信号处理部分。 二 数据采集部分 方案论证比较 用 20mm 20mm 薄铜皮作为与皮肤接触的简 易电极，因此数据采集部分的方案选用主要在信号的放大部分。关于信号放大的方案论证如下 ： 方案 1 OP07、 NE5534 采用如 OP07、 NE5534 等低噪声，具有一定精度的普通运算放大器来构建放大电路，但从体表采集到的信号除了人体心脏产生的电信号外，还包含肌电、呼吸以及 50Hz工频信号等带来的干扰。其中，工频干扰引起的共模信号可能远大于心电信号，从而影响系统对心电信号的分析，因此， CMR（共模抑制比）是衡量心电图仪性能的重要指标之一。心电图仪要求运算放大器的 CMR不小于 80dB。上述两种运算放大器的 共模抑制能力虽能满足这个要求，但用这样的单个运放构成的电路难以达到较高的 CMR，故不采取此方案。 方案 2 INA128 采用低功耗、高精度的仪表放大器 INA128。其具有良好的共模输入抑制能力， CMR 大于 120dB，而且只需外接一个电阻就可调节增益。 INA128可将毫伏级的心电信号放大成伏级信号，便于测量。同时，INA128 对直流电源的要 +求低，甚至只需 2.25V的直流电源电压就可表现出色的功能特性，静态电流只有 700 A，功耗非常低。因此，在小信号放大部分我们选择仪表放大器 INA128。 三 心电信号处理部分 方案论证比较 由于心电信号属于低频小信号，易受干扰，因此必须对所采集的信号进行高通、低通、陷波处理。因此我们将心电信号处理部分的方案论证主要放在滤波部分。 低通滤波部分低通滤波可选有源滤波或数字滤波。 方案 1 RC一阶无源滤波 高通滤波部分考虑到本系统高通滤波部分的截止频率较低，且对精度也没有严格要求，因此选用结构和设计都十分简单的 RC一阶无源滤波，其效果不错且易于实现。 方案 2 有源滤波 一阶滤波。其结构相对简单，且采用了集成运算放大器，因此具有高输入阻抗和低输出阻抗，同时由于具 有缓冲作用， 滤波效果比无源滤波器好，幅频特性曲线可达到 -20dB/10倍频程，但要想实现更明显的滤波效果，此方案仍未满足要求。 二阶滤波 。它和一阶滤波采用类似的结构，但幅频特性曲线能达到 -40dB/10倍频程，滤波效果比一阶明显。 二阶以上的高阶滤波。它是由多个一阶和二阶滤波器组成的，效果自然要比上述两种滤波器好，但其电路比一阶和二 阶复杂，所需电阻电容较多，而电阻电容的实际值很难与设计要求精确匹配，有时为了匹配一个阻值需要好几个电阻串并联，同时由于不能避免环境因素对电阻电容的影响，因此用的电阻电容越 多，误差就越大，导致实际的滤波效果与设计时所期望的存在一定差距。本 题目 只对截止频率的精确度有要求，而对系统的频域衰减速率未做特别要求，因此可以不必选择高阶滤波方案。 方案 3 数字滤波方案 数字滤波的优点是参数可调节性好，可以通过更改程序中的参数对截止频率进行精确的调节，由于参数不会随温度等环境因素改变，从而精确度得到保证。但是数字滤波对处理器的要求比较高，想要得到更好的滤波效果就要求滤波器取更高的阶数，处理器时钟周期尽可能小，乘法的计算速度尽可能大 ，一般非 DSP处理器达不到要求。本系统的数字处理器凌 阳 61A单片机可达到 49.512MHz的时钟频率，而且nts 5 提供计数器计时中断。计数器的时钟源频率最高可以设置为 24.512MHz，经过分频后有多种采样频率可选。而且凌阳单片机的汇编语言中已经有 FIR算法可以直接应用，因此可以做出 16阶的数字滤波。虽然16阶的数字滤波器效果不是十分理想，不能充分发挥数字滤波的性能，但可以起辅助滤波作用。 综上所述，由于本系统除了波形处理外，还要求具有数字存储和回放功能，因此本系统采用模拟、数字滤波相结合的方案，对通过两种标准导联所采集的两路心电信号分别进行以 100Hz 和 500Hz 为截止频率的模拟低通滤波，对要进行存储的信号，在用单片机采样的同时对其进行数字滤波，截止频率可设置低于 50Hz，以避免工频信号干扰，使所存储回放的心电波形更为清晰。 四 陷波处理 方案论证比较 本系统要除去工频 50Hz的干扰，需要对混杂在心电信号里的 50Hz信号作尽可能大的衰减处理。处理方案集中在两种：自适应相干模板法和模拟陷波法 。 方案 1 自适应相关模板法 自适应相关模板法利用工频干扰的相关特性， 从原始输入信号中得到工频干扰的模板， 进而从原始输入信号中减去工频干扰的模板， 达到滤除工频干扰的 目的。但这种方法算法虽简单但程序设计比较复杂，考虑到 课程设计时间 有限，故不采取这个方案。 方案 2 模拟陷波法 图 1 为双网络幅频特性曲线。 图 1 通过图 1幅频特性可知， 对于 = 0的其他频率信号， 通过双 T网络具 有较强的负反馈，因为双网络具有良好的滤波特性， 在仪表的电源噪声滤波电路中获得了较为广泛的应用， 又因为双 T 网络具有比 RC串、并联网络更好的选频特性，故我们选用双 T 网络进行陷波。综上比较，模拟陷波方案比较简易可行，因此选择模拟陷波方案 系统设计 综合以上方案论证与分析，我们得 出总体设计框如下： nts 6 图 2 1 前置放大部分 图 3 为心电信号放大电路。电极采集到的心电信号大约为 20 V 20mV，而灵敏的仪表放大器 INA128 只需外接一个电 阻就能将信号放大 1 10000 倍，其增益 G 与外接电阻的 RG 的计算公式为： 标准导联1 信道采集1 50hz陷波 标准导联2 信道采集2 50hz陷波 500Hz 低 通 滤 波 心电信号输出 1 100Hz 低 通 滤 波 心电信号输出 2 语音提示 单片机数字滤波与储存 回放 nts 7 RG1Gk50当 G=1000时， RG=50.05。 2滤波器部分 （ 1） 低通部分 图 4 为设计低通滤波器的幅频特性曲线，其中， Fpb (Pass band Frequency)、 Fsb ( Stop band Frequency)，由于 题目 要求高频截止频率为 500Hz，因此我们在放大心电信号后对其进行滤波。滤波器设计采用 Filter Wizard软件，设置衰减 3dB时对应频率为 500Hz，衰减 1 0 d B 时对 应频率为 900Hz。软件计算生成了一个二阶的巴特沃兹低通滤波器并给出了相关的电阻电容参数。其设计仿真图与设计电路图如 图 5 所示。 nts 8 图 6a 图 6b 图 6a 为低通滤波器的频率特性曲线，是经过 PSPICE对图 4的仿真结果图。其中滤波器为输入电压振幅为1V的正弦波。从 图 6b 可以看出滤波器的截止频率为 500Hz，完全符合设计要求。 （ 2）高通部分 题目 要求 心电放大器低频截止频率在设计中保证为 0.05Hz，没有要求进行测试，可用无源的 RC 网络来实现。由公式： cR2 1F nts 9 ，取 C为 4.7 F，则 R= 05.0*0 0 0 0 0 6.0*14.3*2 1=677.60k我们选用 680k的电阻。 （ 3）陷波部分 由于有工频电源磁场作用于导联与人体之间的环行电路，因此从人体探测到的心电信号自然就包括 50Hz工频信号及其谐波的干扰，微弱的心电信号往往被湮没在相对比较大的噪声干扰中。因此有 必要对其进行抗干扰处理。为此我们使用了陷波器祛除 50Hz的工频干扰。我们使用相同软件设计了陷波器。由于电阻电容值无法完全匹配设计参数，因此实际应用的双 T 带阻陷波器效果没有仿真的好，于是我们通过将输出信号以反馈的方式作用于输入端，提高了陷波的衰减倍数，使得陷波的效果更好。陷波器电路如 图 7 所示。 图 7 3键盘控制与波形存储 （ 1）键盘控制 利用凌阳 61A单片机板上自带的两个按键进行波形存储与波形回放的控制，而没有外挂键盘 ，以精简电路。同时通过 I/O口之间的连接控制另一片单片机做语音提示。 （ 2）波形存储 本题有存储心电波形的要求，而本系统所用的凌阳 SPCE61A单片机有 32kwords的片上flash，除去固化程 序所用的 flash外，还有很多空间可用，因此可利用片上 flash进行波形存储。用计数器定时采样，采样频率约为 3kHz，每次采样占用 1word的 flash存储空间，为保证不与存储的程序代码冲突，只用 20k的flash，理论存储时间为： 20k/ 3k 6.67s。 我们使用的是凌阳 61A 单片机片上的 ADC，其输 入动态范围为 0 3.3V。观察处理后的心电信号波形，其最小值为 -1V左右，所以我们利用了一个范围在 0 2V的可调加法器将心电信号偏置到 0 3V 之间，保证能采集到全部的心电信号。 在存储之前对采样的数据进行数字低通滤波，使存储的心电信号更为清晰。 4屏蔽盒 考虑到心电信号极其微弱，而测试环境存在着强烈的电磁干扰（周围有许多计算机），尽管我们在前述的设计当中已尽量地排除了干扰，但本着精益求精的原则，我们还为信号采集与放大部分加上了屏蔽盒。由于金属外壳可阻挡外界的电磁干扰，我们用黄铜皮做了一个方形的外壳加在电 路板外，并将金属壳与大地相连。测试表明效果有所改善，心电信号基线上的纹波变小了。 nts 10 测试仪器与测试结果 1测试仪器 FLUKE17B 多功能数字万用表，数字示波器 Tektronix T D S 1 0 0 2 ， Y B 1 6 2 0 P 功率函数发生器 利用 ICL8038制作出来的函数发生器具有线路简单，调试方便，功能完备。可输出正弦波、方波、三角波，输出波形稳定清晰，信号质量好，精度高 ，直流稳压电源 DF1731SL1ATA， FLUKE45 多功能测试仪。 2测试 针对 题目 的基本要求与扩展要求，我们进 行了测试。 （ 1）电压放大倍数与输出电压动态范围测试 通过 YB1620P功率函数发生器产生一个小幅值电压信号作为输入，用示波器 来检测其输出电压波形，读取输出波形的幅值，得到增益测试 数据如 表 1， No 1 2 3 4 5 输入电压 (mv) 10.1 10.8 12.8 15.9 19.9 输出电压 (v) 10.1 10.7 12.8 14.9 20.0 实际增益 (倍 ) 1000.0 990.7 1000.0 993.3 10005.0 表 1 表 1中电压均为峰峰值。结果分析：系统的放大倍数在 1000 5% 的范围内，输出电压也满足动态范围大于 10V的要求。 （ 2） -3dB 高频截止频率（理论截止频率 500Hz）输入峰 -峰值为 7V的正弦波，频率调节范围为 50 550Hz，用示波器测量输出电压峰 -峰值，所得低通滤波电路测试数据 如 表 2。 No 1 2 3 4 5 6 7 频率（ Hz） 54 84 155 207 373 442 511 输出电 （ v） 7.12 7.12 7.04 6.88 6.28 5.76 5.18 增益（ db） 0 0 -0.10 -0.30 -1.10 -1.84 -2.76 表 2 （ 3）频带内响应波动指标测试为了减小工频干扰我们引用了陷波电路，所以对 50Hz左右的信号衰减是较大的，自然也就不能满足题目对“频带内响应波动在 3dB 之内”的要求。 （ 4）直流稳压电源测试 因为示波器在测量毫伏级的信号时误差较大，所以用 FLUKE45双显示多功能测试仪来检测自制电源的纹波。在给放大器供电情况下，输出交流噪声有效值为 0.1mV。 （ 5）共模抑制比测试由于选用的是仪表放大器 INA128，其 DATA SHEET中已标明它的 CMR能达到 120 dB，因此能满足题目对“共模抑制比大于 等于 60dB”的要求。 （ 6）人体心电信号测试 让被检测人员静卧，将电极安装在相应部位，在电极安装前用医用酒精涂抹在电极放置部位，清洁皮肤表面，以减小电极接触电阻。并叮嘱被检测人员保持平稳呼吸以减小基线漂移，同时全身肌肉放松以减小肌电干扰。测试得到心电信号与题目要求非常近似，但由于时间问题，未及时记录。两路信号（一路为 100Hz 低通滤波，另一路为 500Hz低通滤波），可同时接入示波器显示，其中用 100Hz低通滤波的波形明显比 500Hz低通滤波的波形清晰。 （ 7） 波形存储与回放 先将用加法器处理过的心电信 号输入 A/D，并按键进行存储，系统提示“存储完毕”后将输入端 断开，按键回放波形，发现仍有输出且与刚才存储的一段匹配，从而验证了波形存储回放功能。 nts 11 总 结 1 在完成这个简易心电图仪的过程中， 得到 黄智 伟博士 的悉心指导， 综合运用已学习过模拟电路和数字电路等知识，阅读相关集成电路芯片资料和相关文献，了解电子电路设计的有关知识，方法和特点，掌握基本的电子电路设计和芯片使用方法。 我们把注意力主要集中在滤波器的设计和调试上。合理地运用软件设计滤波器可以节省很多功夫，但完全照搬也不能达到预想的效果，因为实际参数无法
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