基于labview的心电监护系统设计

基于labview的心电监护系统设计内容摘要：

大，并将信号调整到 A/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。 （ 2） 滤波器：由于心电信号是强噪声背景下的低频微弱信号，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。 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强度。 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 [4]： 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。 粗略估计，如果设计的放大器输入阻抗为 10MΩ ，信号源内阻与放大器输入阻抗相比为 1/100，上述各种因素造成的失真和误差可忽略记。 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 CMRR值是放大器的主要指标。 生物电放大器的 CMRR值一般要求 60dB～ 80dB，高性能放大器的 CMRR达 100dB，这说明对于 100mv的共模干扰和 181。 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 Zs1和 Zs2一般不完全相等，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 前级放大 后级放大和滤波 数据采集卡 心电信号、 脉搏信号 10 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。 一个完整的数据采集系统由传感器，信号调理，采集硬件，接 口 ，数据 分析和处理软件等几大部分组成，其中，数据采集硬件的性 能直接影响到采集信号的质量，所以，数据采集卡的选择是非常重要的。 利用 LabVIEW实现数据采集有许多种方式，其中最简单的方式莫过于直接利用 NI公司生产的数据采集板卡和 LabVIEW中的数据采集 VI实现。 将数据采集板卡安装在计算机相应的插槽内，安装相应的驱动程序，这一步骤和计算机其它硬件没什么区别。 所不同的是 NI公司提供了一个专门的管理软件 Measurement amp。 Automation Explorer，来对 NI公司产品的相关硬件进行管理。 针对数据采集卡 ，这个软件可以完成 NI公司数据采集卡的检测，性能测试、属性配置和硬件删除。 性能测试 (Test Panel)能对数据采集卡进行简单的测试。 根据不同的采集卡，Test Panel可以提供模拟输入 (AI)、模拟输出 (AO)、计数器输入输出 (Counter I/O)和数字输入输出 (Digital I/O)的测试。 利用属性配置操作 (Properties)可以对数据采集卡的属性进行配置和检查。 在系统属性中涉及到了采集卡占用的内存、中断号和 直 接内存访问号，而在模拟输入属性中可以设置模拟输入的范围和信号输入模式。 除此之外， 属性配置操作还可以对模拟输出 (AO)、信号进入方式(Accessory)、数据采集和模拟输出的标定周期 (OPC)和远程操作该数据卡的采集密码 (Remote Access)等属性进行配置。 LabVIEW中的数据采集实际上包含了模拟输入、模拟输出、数字输入／输出和计数器四种信号的输入输出方式。 在典型的测试系统中，用的最多的是模拟输入方式 [13]。 基于以上的要求和本课题的实际需要，本设计 选择了 NI公司的 PCI6014型数 11 据采集卡。 PCI数据采集卡有 100GQ的输入阻抗，保证干扰电流不会影响流入的信号，从而大大 提高数据精确度，这一高阻抗性能还简化了许多问题，而这些是在设计外部电路时普遍存在的典型问题。 PCI6014数据采集卡能探测到模拟输入信号 4V范围内的变化，从而可提高测量的精确度。 为了更大程度减少数字化误差，PCI6014还加入了许多技术，如防止温度漂移电路，以减少原部件因温度变化而引起的误差，另 PCI6014还提供了多种连接信号的方法，包括 8个模拟输入通道有不同的模式，最大程度地消除噪声，以及 16路模拟输入通道的非接地单端模。 以下为 PCI6014的技术参数 [14]： （ 1） 200KS／ s采样率， 16位精度的 16路模拟输入 （ 2） 2路模拟输出， 16位精度 （ 3） 8条数字 I／ 0线 (5VTTL／ CMOS) （ 4） 2路 24位定时／计数器 （ 5） 数字触发 （ 6） 4组不同的模拟输入范围 与 PCI6014配套选用的还有附件 BNC2120以及专用的输入／输出数据线和100接点输入输出接线端子。 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，不必一定读 懂该模块。 (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。 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 [6]。 12 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LabVIEW来开 发。 利用 LabVIEW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LabVIEW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。 图 23 系统软件组成框图 本系统的软件测试过程，主要完成对从硬件部分采集上来的生理信号进行波形显示、数据存储、波形回放、监控诊断和数据回放等工作。 如图 23所示的结构框图，其中包括以下几个模块：用户登陆模块、数据采集模块、波形显示模块、DAQ 数据采集卡和 LabVIEW 软件的安装与配置 PC机上软件测试 用户登录模块 数据采集模块 波形显示模块 数据分析模块 诊断报警模块 数据存储模块 13 数据分析模块，数据存储模块，波形存储模块，诊断报警模块，波形回放模块等。 在该系统中用户对界面进行操作，计算机接收到命令后，首先进行原始数据的预处理，经过处理的数据由 LabVIEW的 Waveform Graph图控件显示出信号曲线。 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。 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各个特征参数的值及自动诊断结果。 系统主要包含以下几个技术指标 [7]： l、共模抑制比 系统中的干 扰信号主要是共模干扰，如 50Hz的工频干扰，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 60～ 80dB，要求高的达 100dB以上【 8】。 本系统共模抑制比达 90dB左右。 幅度分辨率 系统的幅度分辨率与 AD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 DAQ数据采集卡的输入量程为 10V～ +10V，转换精度为 12位，则幅度分辨率为： A=5／ 4096=(mV)。 本系统模拟放大器的放大倍数为 1000倍，则分辨率为： A=／ 1000=(181。 V)。 CSE(欧共体心电图通用标准 )推荐转换器分辨 率至少到达 5181。 V[8]。 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 fs≥ 2f．目前临床推荐心电图采样率不低于 250Hz。 本系统的采样率设计为 1000Hz，即每秒采样1000个点。 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 0Hz，但不包括直流信号。 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。 AD620的带宽为 0～12kHz(G=1000)。 另外，系统使用了高低通滤波器，保证系统的频率响应范围～ 106Hz，即所处理信号的频带范围。 增益 为充分利用 A／ D转换器的满量程分辨率， A／ 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 14 心电信号的总增益均为 1000倍。 第三 章 系统硬件设计 通常，在信号的量化、截取过程中很容易发生信号的失真，因此在采样过程中要符合采样定理。 在测量过程中，不可避免的渗入一 些干扰信号，因此要对信号进行放大、滤波等预处理，提高信噪比，滤除信号中的干扰成分，提取有用信息。 本章详细地讲述了心电信号 、脉搏信号 的调理、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。 本心电监控系统所测试的心 电信号应包含的硬件处理模块有信号采集、前级放大、后级放大和 滤波，在由数据采集采集卡传递的 PC机，如图 31： 图 31 心电监护系统框图 图中各部分的作用如下： （ 1） 前置放大和后级放大： 这是信号调理最基本的方式，从传感器输出的信号非常微弱，为了完成信号预处理及以后的处理，必须对传感器输出的信号进行放大以提高分辨率，减少噪声。 在采样系统中完成前置放大任务的放大器称为前置放大器。 它们的基本功能是对信号进行放大和把传感器的高输出阻抗变为低输出阻抗，以满足其它仪器的需要，但必须在信号处理时将放大的信号还原。 本系统中采集的心电信号更是低频微弱信号，所以放大器在整个信号调理中起着举足轻重的作用。 当被放大后的信号的最大动态电压范围正好等于 ADC的动态电压范围时，才可达到最优的测量精度。 （ 2） 滤波 处理 ： 滤波的目的是为了消除被测信号中的一些干扰信号。 预处理的核心是使用各种滤波技术提高信号的信噪比。 这是因为取得的信号往往存在各种干扰，如临近机器或部件的振动干扰及电器干扰等，尤其是 50Hz工频干扰是影响心电信号最大的干扰。 滤波的实质是去除或者抑制某些频率范围内的信号成 心 电级 心电导连 前级放大 后级放大和滤波 数据采集卡 PC机。