基于CH的心电监护仪设计报告.doc

西北工业大学网络教育学院毕业论文西北工业大学网络教育学院毕业论文任务书一、 题目：基于CH341的心电监护仪设计报告二、 指导思想和目的要求：本课题主要进行基于CH341总线转接芯片的多路计算机心电监护仪前端及采集部分进行研究。根据人体心电信号的特征，设计性能优良的心电信号采集变送系统，选用低功耗CH341控制TLC1549采集的心电信号进行记录、实时分析及处理。所制作的监护仪可在PC端进行实时监测心电波形，显示分析结果，存储和回放异常心电信号。该监护仪能长期连续可靠稳定工作，配合网络可以远程实时监测心电状态，为诊断和护理提供帮助。三、 主要技术指标：CH341 低功耗 计算机 实时分析 远程监测四、 进度与要求：月 日 参加动员会，与指导教师见面月 日- 月 日 论文调研，确定题目，填写任务书月 日- 月 日 论文写作修改月 日 论文答辩五、 主要参考书及参考资料：1、范少光、杨浩主编 人体生理学北京大学医学出版社2、杨虎主编 心电图专业人员培训教材北京大学医学出版社3、骆合德、冯金忠主编心电图简明教程军事医学科学出版社4、张文博主编心电图诊断手册人民军医出版社5、纪承寅、丛凤英主编简明临床心电图手册化学工业出版社出版6、王志坚、支江平主编简明心电图教程人民军医出版社7、许克诚编著临床心电图学教程人民卫生出版社8、康华光著模拟电子线路基础武汉高等教育出版社9、康华光著数字电子技术基础武汉高等教育出版社10、CH341中文手册，南京沁恒高新技术产业集团公司11、TLC1549产品手册；OPA2335产品手册；INA326产品手册；CD4069产品手册；74HC123产品手册，美国德州仪器公司12、REF02产品手册美国模拟器件公司学习中心：南京蓝天专修学院 班级： 专业：机械设计制造及自动化学 生：易晓明 指导教师： 摘要： 本课题主要进行基于CH341总线转接芯片的多路计算机心电监护仪前端及采集部分进行研究。根据人体心电信号的特征，设计性能优良的心电信号采集变送系统，选用低功耗CH341控制TLC1549采集的心电信号进行记录、实时分析及处理。所制作的监护仪可在PC端进行实时监测心电波形，显示分析结果，存储和回放异常心电信号。该监护仪能长期连续可靠稳定工作，配合网络可以远程实时监测心电状态，为诊断和护理提供帮助。关键词： CH341 低功耗 计算机 实时分析 远程监测目 录一、心电图概念与心电检测方法.51.1 心电图概念及各波命名.51.2 心电图的导联.61.3 心电图的临床应用价值.6二、信号提取与放大电路设计.72.1 心电信号基本特征.72.2 系统硬件设计.72.3 单元电路设计.82.3.1 右腿驱动电路及共模驱动电路.82.3.2 前置放大电路设计.92.3.3 滤波电路设计.132.3.4 双T有源掐波器电路设计.142.3.5 电平抬升电路设计.162.4 测试总结.17三、采集部分设计.173.1 总体设计.173.1.1 CH341总线转接芯片的功能特点.173.1.2 采集系统框图.183.2 采集部分各模块设计.183.2.1 CH341转换电路设计.183.2.2 ADC采样电路设计.19四、系统测试.20五、结论.21参考文献：.21致谢：.23一、心电图概念与心电检测方法1.1 心电图概念及各波命名 定义：由于心肌细胞内外离子浓度不同，在静息和受到刺激以后细胞膜对离子通透性发生改变，产生了动作电位，所有心肌细胞电活动的综合，产生综合心电向量。综合心电向量，在人体不同导联轴的二次投影就是心电图。心脏的电活动传导到人体表面，在人体不同部位两点间均有变化着的电位差，通过仪器记录下来，就形成了心电图。 各波命名：正常时，每次心动周期在心电图上都可以出现P波、QRS波群、T波和 U波、P-R段、S-T段和T-P段，P-R间期和Q-T间期及J点（如图一所示）图1.1 1.P波 反映左、右心房除极过程中的电位和时间变化。 2.P-R段 反映兴奋通过房室交界区时间和电位。因其形成的电位变化很微弱，一般记录不出电位变化而成等电位线。 3.QRS波群 反映左、右心室除极过程中的电位和时间变化。 4.S-T段 表示心室除极刚结束后尚处于缓慢复极过程的时间，即代表心室早期复极的电位和时间变化。 5.T波 反映心室晚期复极过程中的电位和时间变化。 6.U波 一般认为是心肌传导纤维的复极造成的，也有认为是心室的后电位。1.2心电图的导联 将两个电极放在人体表面的任何两点，并分别同心电图机的正极端与负极端相连，便描记出这两点的电位差。这种放置电极板的方法及其与心电图机的连接的方式称为导联。根据电极板放置的部位不同，可组成各种导联。每种导联的心电图波形各有其特点。 标准导联 属双极导联，只能描记两电极间的电位差。电极连接方法是：第一导联（简称I），右臂（-），左臂（）；第二导联（简称II），右臂（），左足（）；第三导联（简称III），左臂（-），左足（+）。 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，故名加压单极肢体导联。根据探查电极放置的位置命名，如探查电极在右臂，即为加压单极右上肢导联（aVR），在左臂则为加压单极左上肢导联（aVL），在左腿则为加压单极左下肢导联（aVF）。 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，电极的位置是：V1，胸骨右缘第4肋间；V2，胸骨左缘第4肋间；V3，在V1与V4连线的中点；V4，左锁骨中线第5肋间；V5，左腋前线与V4同一水平；V6，在腋中线与V4同一水平。1.3心电图的临床应用价值 1.分析和鉴别各种心律失常，尤其在度房室传导阻滞及束支传导阻滞时心电图是必需的诊断方法。一些心律紊乱亦可通过心电图鉴别。 2.心肌梗死、冠状动脉供血不足、心绞痛时心电图有很重要的诊断作用。 3.电解质紊乱的诊断如低钾、高钾等，协助使用一些重要的药物，掌握药物的剂量。监测作用于心脏的药物，以及检测治疗其他疾病但对心肌产生毒性的药物。 4.心房和心室肥厚、心肌炎和心肌损害的诊断。 5.心脏监护，观察心脏情况等。二、信号提取与放大电路设计2.1心电信号的基本特征 一般电信号有三大特征：幅度、频谱及信号源阻抗。作为生物电的心电信号也是如此，同时心电信号属于强噪声下的低频微弱信号，它是由复杂的生命体发出的不稳定的自然信号，由于受到人体诸多因素的影响，因而有着一般信号所不具有的特点。 (1)信号弱：由于心电信号是从人体的体表进行提取的一种生物电信号，因此信号一般十分微弱，心电信号为mV(毫伏)级信号，幅值大约为0055mV，典型值为lmV。 (2)不稳定性：人体是一个与自然界有着密切关系的开放性系统，人体可能处在各种电磁、噪声等环境中，这就使得心电信号存在了不稳定性和随机性。 (3)低频特性：人体心电信号频率较低，频谱范围主要集中在为005Hz-1OOHz。 (4)高阻抗：人体作为心电的信号源，拥有可达几十K到几百K的高阻抗，因此这个特性容易引起心电信号测量的失真。 (5)噪声强：人的周围一般存在各种干扰，大概概括为以下几种： 工频干扰：50Hz的工频干扰是最普遍的，此干扰也正是心电信号测量时的主要干扰。 高频干扰：基于不同频段的电视发射台、无线电广播、通讯设备、雷达等随着无线电技术的发展而逐渐发展起来，其工作时可以使空中的电磁波大量增加。这些便产生了高频干扰。 测量设备自身的干扰信号：由于心电信号处理电路部分的电子设备自身也会产生仪器噪声。这种噪声一般属于具有较高的频率特性的信号。2.2系统硬件设计 由于心电图信号的检测是属于强噪声、强干扰环境下，且频率范围一般在0.5Hz100Hz之间，幅度在0.05mV5 mV范围内的超低频，微弱信号。因此这种心电信号属于具有微弱性、低频特性和随机性和不稳定性等特点。在进行心电信号时测量时存在较强干扰，包括测量电极与人体之间构成的化学电池所产生的直流极化电压；50Hz且以共模电压形式存在的工频干扰；肌肉收缩引起的肌电干扰：人体运动、呼吸引起的基线漂移等，这就要求设计一种满足高输入阻抗、高共模抑制比(CMRR)、低噪声、低漂移和高安全性前置放大器。本设计中前置放大器采样的是通用仪表放大器INA326，该芯片约有130倍的放大倍数，通过该芯片可以实现将微弱的心电信号中，来自人体内外的多种干扰预处理掉。其次，后端电路采用了高通和低通滤波器，滤波器的作用是将0.05Hz100 Hz以外的信号进一步进行处理，这样可以抑制基线漂移和高频噪声的影响。然后通过50 Hz的陷波电路再次处理信号。为充分利用TLC1549的AD转换精度，在进行对心电信号具体采集前还需要将信号放大到AD转换器电路参考电压的70左右，同时考虑到信号中有附加的直流成分，需在AD转换电路前增加电平调节电路。综合上面的分析，最后设计的心电采集电路应该有以下几部分：INA326前端放大、0.05Hz的低通滤波和l00Hz的高通滤波、50Hz陷波器和电平升压电路。 基于心电信号本身的特征和存在的干扰，电路总体设计框图如图2.1：图2.1我们对前端电路提出的指标要求如表2.1：输入阻抗/M增益共模抑制比 /dB频带/Hz 10 1000倍左右 60 0.05-100表2.1下面将进行具体电路的设计。2.3 单元电路设计2.3.1 右腿驱动电路及共模驱动电路 首先要进行的是对50Hz共模电压的调节。这是由于人体本身从环境中可通过各种渠道拾取工频50Hz交流电压，这种电压在心电信号的测量中形成几伏以上的交流共模干扰，我们采用右腿驱动电路后可以使50Hz共模干扰电压降到1以下。采用了右腿驱动电路取代直接接地，它是心电信号提取中非常有用的方法，这种与右腿接地的方法比较，右腿驱动技术对抑制交流干扰的效果更好。平均交流共模电压被送入驱动放大器的反相放大端子，其中的平均交流电压是由电阻网络取出来的，然后加到右腿电极。这种电路结构实际是电压并联负反馈电路，只是以人体为相加点的。这里的辅助运放采样了OPA2335芯片，其工作在5V电压上。图2.72.3.2前置放大电路设计 由于心电信号相对比较微弱，容易受到各种干扰，比如交流电磁干扰信号等，而这些干扰信号要比心电信号大很多，并且一般这些干扰信号对输入电路来说属于共模信号，所以要求我们设计的前置放大电路有较高的共模抑制比。本设计选用美国TI公司提供的模拟放大芯片INA326作为前置放大器，它能够满足心电前置放大高共模抑制比、高输入阻抗、低噪声、低漂移的设计要求，INA326是具有低偏置电流、低失调电压、高精度并且低功耗等特点的仪表放大器，其电路设计比较简单，仅需外接一个增益电阻就能设置放大倍数。同时由于该芯片具有100M ohm高输入阻抗、可达130dB高共模抑制比、最高可达1000倍高放大倍数、以及最大50 pA低输入失调电压、低噪声等优点，很多的国内外心电监护系统在信号处理部分都采用了该芯片。电路图如图2.2：图2.2 该电路重要功能如下： 由R3、R4、C8、C9组成一阶无源低通滤波器，该电路对输入信号进行预处理。图2.3 由C10、C11、R5、R6组成无源高通滤波器，该电路起到隔离外部信号直流成分的作用。并且可以再无信号输入时，给电路施加一个对地信号，使得无信号输入时，输出为一个恒定值。图2.4 由U7(OPA2335)、R7、R8、R9组成差分输入，跨导放大，同相输入可以提高输入阻抗和提高共模抑制比,放大倍数为5。计算公式为（R7=R9=20K，R8=10K）图2.5 由C12、C13、R12、R13组成无源高通网络，该电路起到了隔直前级的作用。图2.6 采用对称的前置电路，可以抑制共模干扰，同时采用共模驱动和右腿驱动电路，都抑制了工频干扰进入后续电路。 前置放大器的核心器件采用INA326,放大倍数为136倍，计算公式为（R14=1K，R17=68K）图2.8加入心电信号后实测结果：图2.92.3.3滤波电路设计 通过前面对心电信号的分析可知，在0.05Hzl00Hz范围内的信号才是有用的心电信号，而且前级还存在幅值为几毫伏至几百毫伏不等的、由于测量电极与人体皮肤表面接触形成的半电池而产生的直流电压。为了提取我们所关心的心电信息，消除极化电压对心电信号的影响，所以设计了一个由一阶无源高通滤波器的截至频率为0.05Hz和三阶巴特沃思滤波器的截至频率为100Hz，放大倍数为1倍的滤波电路。电路图如下所示：图2.10 EWB仿真图如图2.11：图2.11 加入心电信号后实测结果：图2.122.3.4双T有源陷波器电路设计工频干扰是心电信号的主要干扰，对于心电信号来说，我们关心的只是频率范围在0.05Hz100Hz之间的，但是在这个范围内有一定的工频干扰信号，比如50Hz的工频干扰，它是由于人体耦合电容而引入的。因此这个频率的信号我们要设计带阻滤波器将其剔除，进而达到抑制的目的。电路图如图2.13：图2.14 滤波器Q值越高，频率选择性越好，但这样会导致滤波器性能不稳定。通过认真筛选元件、调整电位器R22可改变50z陷波深度，带宽为10Hz(45 55Hz)且滤波器稳定，满足心电检测的要求。EWB仿真图如图2.15：图2.16 加入心电信号后实测结果：图2.172.3.5电平抬升电路设计 这里面进行了电压提升电路的设计，之所以设计该电路，是为了对心电信号进一步处理，使其幅度提升到TLC1549能够采集的范围内，使输出信号保持在0-5V区间，输入给TLC1549采样。电路图如图2.18所示：图2.18 加入心电信号后实测结果：图2.192.4测试总结： 本次电路比较好的部分有50Hz陷波器，通过使用电阻的并联和电容的并联，达到较好的匹配，中心频率和品质因素都比较好。 不太好的部分是低通滤波的部分，因为使用三阶巴特沃思滤波器，引入比较多的100Hz以上的干扰。另外就是前置中的无源滤波器，如果使用按照截止频率0.05Hz选择的电容，存在零点漂移很严重，形成了电容充放电的现象，改变电容，消除了该现象，但是高通截止频率偏高。三、采集部分设计3.1 总体设计3.1.1 CH341总线转接芯片的功能特点 CH341是一个USB总显得转接芯片，通过USB总线提供异步串口、打印口、并口以及常用的2线和4线同步串口。图3.1 我们本产品所使用的是并口MEM方式读取ADC采集信号，直接输出数据。从而以极低的成本，达到极高的采集速度。由于CH341的MEM访问方式，提供8路数据输入输出。所以可以同时实时对8路心电信号同时进行监测及分析。3.1.2采集系统框图图3.23.2 采集部分各模块设计3.2.1 CH341转换电路设计电路图如图3.3：图3.3 理论CH341在MEM方式下可以512Kbit/S的速率进行读取信号。 采样电路TLC1549为10bit采样，串行输出。考虑到心电信号并不需要过高的采样速度，实际设定TLC1549每格22个输出时钟周期，输出10bit的采样信号。所以实际采样速度为16K次/S，以降低PC端的数据处理压力，减少CPU和内存资源占用。 在实际测试中发现由于TLC1549输出延迟，造成CH341A并不能同步正确读取到TLC1549输出的数据。经过研究我们在CH341的4脚读取脉冲输出后加了一级由74HC123单稳态组成的延迟电路，输出给CH341第27脚读取等待端。电路如图3.4：图3.43.2.2 ADC采样电路设计电路图如图3.5：图3.5 设计输入信号幅度为0-5V区间，为了限制输入电压过高损坏ADC。我在输入端对地并联了一个5.1V稳压二极管，并同时对地并联了一个24K的下拉电阻，以保证在没有接入心电信号时，保持电位下拉状态。 这里为TLC1549提供的5V电压基准选用了AD公司的REF02。其5V电压输出精度高达0.3%，足以满足TLC1549采集的参考电压需求。图3.6 在启动的瞬间为了给TLC1549一个陡峭的下降沿触发启动信号，我采用的CD4069六反相器其中的一组反相器，搭建了一个简单的触发装置。以保证在启动瞬间TLC1549的CS端为正电压，约0.5S后降为0V，读取CH341输出的读取CP脉冲，启动TLC1549发送数据。 电路如下图3.7：图3.7四、系统测试 本系统在运行过程中状态良好，能够8路同步实时对PC端输出心电波形，以保证计算机端能够实时同步连续的得到心电数，据从而进行正确处理。系统测试结果表明，