碩士論文-基于表面拉普拉斯技術(shù)的心電檢測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì).pdf

天津大學(xué) 碩士學(xué)位論文 基于表面拉普拉斯技術(shù)的心電檢測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì) 姓名 陳敏 申請(qǐng)學(xué)位級(jí)別 碩士 專(zhuān)業(yè) 生物醫(yī)學(xué)工程 指導(dǎo)教師 曹玉珍 20070101 中文摘要 心電圖在評(píng)價(jià)心臟活動(dòng)和臨床心臟異常的診斷上具有非常重要的作用 心臟 的活動(dòng)是一個(gè)時(shí)一空過(guò)程 心電活動(dòng)的空間信息可以幫助人們更好的理解心臟器 官功能紊亂的機(jī)制 有助于器官異常的臨床診斷 傳統(tǒng)的十二導(dǎo)聯(lián)心電圖機(jī)可以 給出很好的時(shí)間分布結(jié)果 但是 對(duì)于提供心臟電活動(dòng)的空間信息 傳統(tǒng)心電圖 的能力卻非常有限 體表電位圖可以定位單個(gè)心臟電活動(dòng) 但是在解決多個(gè)同時(shí) 活動(dòng)的心電源時(shí)受到限制 L a p l a c i a n 心電是體表心電的二階導(dǎo)數(shù) 是一種E C G 的空間分析方法 它在 定位和求解多個(gè)同時(shí)活動(dòng)的心電源時(shí)具有很好的分辨率 與傳統(tǒng)的心電信號(hào)相 比 體表L a p l a c i a n 心電能夠更準(zhǔn)確更全面的反映心臟電活動(dòng)的情況 本文從 L a p l a c i a n 心電原理出發(fā) 研究了一種基于表面L a p l a c i a n 技術(shù)的心電信號(hào)檢測(cè)系 統(tǒng) 該系統(tǒng)基于九點(diǎn)差分法 設(shè)計(jì)了一種三極同心L a p l a c i a n 有源傳感電極來(lái)獲 取心電信號(hào) 并將信號(hào)調(diào)理電路與傳感電極巧妙地融為一體 最大限度地提高了 信噪比 由傳感電極獲取的L a p l a c i a n 心電信號(hào) 經(jīng)過(guò)信號(hào)調(diào)理電路后 由下位 機(jī)控制的高效模數(shù)轉(zhuǎn)換器對(duì)其進(jìn)行量化 編碼 最后數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)將數(shù)據(jù)通過(guò)計(jì) 算機(jī)接口上傳到上位機(jī) 進(jìn)行后續(xù)處理 本課題完成了該系統(tǒng)的軟硬件設(shè)計(jì) 經(jīng) 過(guò)系統(tǒng)的綜合聯(lián)機(jī)調(diào)試并進(jìn)行了人體實(shí)驗(yàn) 最后對(duì)采集到的L a p l a c i a n 心電信號(hào) 進(jìn)行輔助處理和分析 實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明 該系統(tǒng)可以檢測(cè)到實(shí)時(shí)變化且較為理想的 L a p l a c i a n 心電信號(hào) 且具有較高的共模抑制比和信噪比 本課題設(shè)計(jì)的基于表面L a p l a c i a n 技術(shù)的心電檢測(cè)系統(tǒng) 集信息技術(shù)的核心 3 C 技術(shù)C o l l e c t i o n C o m m u n i c a t i o n C o m p u t e r 為一體 能夠更加準(zhǔn)確的傳感和采 集L a p l a c i a n 心電信號(hào) 為進(jìn)一步的臨床應(yīng)用打下基礎(chǔ) 關(guān)鍵詞 L a p l a c i a n 心電同心圓電極 數(shù)據(jù)采集 U S B A B S T R A C T T h eE C Gh a sp l a y e da l li m p o r t a n tr o l ei na s s e s s i n gc a r d i a ce l e c t r i c a la c t i v i t ya n d a L s s i s t i n gc l i n i c a ld i a g n o s i so f c a r d i a ca b n o r m a l i t i e s S i n c ec a r d i a ce l e c t r i c a la c t i v i t yI S as p a t i o t e m p o r a lp r o c e s s i ti s o fi m p o r t a n c e a n ds i g n i f i c a n c et o o b t a i ns p a t l a l i n f o 珊a t i o nr e g a r d i n g c a r d i a ce l e c t r i c a la c t i v i t y f r o mb o d ys u r f a c ee l e c t r i c a l m e a s u r e m e n t s S u c hs p a t i a l i n f o r m a t i o nC a nb eu s e d t ob e t t e ru n d e r s t a n dt h e m e d A a n i s m so ff u n c t i o n a ld i s o r d e r so ft h e h e a r ta n dt oa i dc l i n i c a ld i a g n o s i so f a b n o n n a l i t i e so ft h eh e a r t C o n v e n t i o n a ls u r f a c eE C G p r o v i d eo n l yg l o b a li n f o r m a t i o n a n dt e n dt os m o o t ht h eo r i g i n a ls i g n a li nt i m e m a k i n gi td i f f i c u l t t od e t e r m i n et h e m o m e n to fa c t i v a t i o na tas p e c i f i cp o i n t B o d yS u r f a c eP o t e n t i a lM a p p i n g p e r f o r m e d b yu s i n gm u l t i p l er e c o r d i n ge l e c t r o d e so v e rt h eb o d ys u r f a c e h a sb e e ne x p l o r e db y n u m e r o u si n v e s t i g a t o r si na l la t t e m p tt oi d e n t i f y c h a r a c t e r i z e a n dm a p t h es p a t i a l l Y d i s t r i b u t e dc a r d i a ce l e c t r i c a la c t i v i t yf r o mn o n i n v a s i v ee l e c t r i c a lr e c o r d i n g so v e rt h e b o d vs u r f a c e B u tt h es m o o t h i n ge f f e c to f t h et o r s ol i m i t st h es p a t i a lr e s o l u t i o no ft h e B S P Mi nl o c a l i z i n ga n dr e s o l v i n gm u l t i p l es i m u l t a n e o u s l ya c t i v ec a r d i a ce l e c t r l c a l e v e n t s A so n eo ft h ea l t e r n a t i v ea p p r o a c h e st oi m p r o v et h es p a t i a lr e s o l u t i o no fB S P M W ed e v e i o p e da 1 1 a c t i v et r i p o l a rc o n c e n t r i cr i n g s e n s o rc a p a b l eo fd e t e c t i n gt h e L a p l a c i a nE C G T h i st y p eo fE C Gp l a y sau n i q u er o l ei ne n h a n c i n g o u rc a p a b i l i t yt o l o c a l i z ea n di m a g ec a r d i a ce l e c t r i c a la c t i v i t y At y p eo fE C G d a t ad e t e c t i n gs y s t e m b a s e d0 ns u r f a c eL a p l a c i a nw a si n t r o d u c e di nt h i sp a p e r T h eL a p l a c i a nE C G s i g n a l a so b t a i n e db yt h es e n s o r t h e na m p l i f i e da n df i l t e r e d A f t e rt h a tt h ea n a l o gs i g n a l w 觴c o n v e r t e di n t od i g i t a ls i g a lb yA D C F i n a l l y t h ed i g i t a lL a p l a c i a nE C G s i g n a l w a st r a n s m i t t e dt ot h ec o m p u t e rb ys e r i a lc o m m u n i c a t i o na n dp r o c e s s e dt h r o u g h M a t l a b T I l eh a r d w a r ec o m p o s i n ga n ds o f t w a r ed e s i g n i n gw e r ee x p l a i n e d i nt h l s a r t i c l e T h ee x p e r i m e n tr e s u l ts h o w e dt h eE C Gs i g n a ld e t e c t i o ns y s t e mb a s e do ns u r f a c e L a p l a c i a nt e c h n o l o g yc o u l dd e t e c tt h ei d e a lL a p l a c i a nE C G s i g n a li nr e a lt i m e a n d m a d et h eb a s ef o rt h ef u r t h e rc l i n i c a la p p l i c a t i o n K E YW O R D S L a p l a c i a nE C G C o n c e n t r i cr i n ge l e c t r o d e s D a t aS a m p l i n g U S B 獨(dú)創(chuàng)性聲明 本人聲明所呈交的學(xué)位論文是本人在導(dǎo)師指導(dǎo)下進(jìn)行的研究工作和取得的 研究成果 除了文中特別加以標(biāo)注和致謝之處外 論文中不包含其他人已經(jīng)發(fā)表 或撰寫(xiě)過(guò)的研究成果 也不包含為獲得苤鲞盤(pán)堂或其他教育機(jī)構(gòu)的學(xué)位或證 書(shū)而使用過(guò)的材料 與我一同工作的同志對(duì)本研究所做的任何貢獻(xiàn)均已在論文中 作了明確的說(shuō)明并表示了謝意 學(xué)位論文作者簽名 矸馭 學(xué)位論文版權(quán)使用授權(quán)書(shū) 月坶只 f 本學(xué)位論文作者完全了解苤盜盤(pán)堂有關(guān)保留 使用學(xué)位論文的規(guī)定 特授權(quán)墨鲞苤鱟可以將學(xué)位論文的全部或部分內(nèi)容編入有關(guān)數(shù)據(jù)庫(kù)進(jìn)行檢 索 并采用影印 縮印或掃描等復(fù)制手段保存 匯編以供查閱和借閱 同意學(xué)校 向國(guó)家有關(guān)部門(mén)或機(jī)構(gòu)送交論文的復(fù)印件和磁盤(pán) 保密的學(xué)位論文在解密后適用本授權(quán)說(shuō)明 學(xué)位論文作者簽名 彌取 導(dǎo)師簽名 簽字同期 勱7 年f 月 7 日 崤仉旋 答字嗍 7 月呷同 第一章緒論 1 1 引言 第一章緒論 心血管疾病是威脅人類(lèi)生命的主要病癥之一 由于不能及時(shí)發(fā)現(xiàn)病變并進(jìn)行 早期搶救 許多心臟病患者往往極易死亡 因此心血管疾病一直是導(dǎo)致人類(lèi)死亡 的主要原因之一 按世界衛(wèi)生組織的統(tǒng)計(jì) 全世界每年死于心臟病的人約有1 2 0 0 萬(wàn) 占整個(gè)死亡人數(shù)的2 5 是多數(shù)國(guó)家4 5 歲以上男性第一位的死亡原因 在 女性則是僅次于腫瘤的第二位死因 嚴(yán)重影響著人類(lèi)的期望壽命和生存質(zhì)量 心 血管疾病在我國(guó)也已成為一種多發(fā)病 常見(jiàn)病 心臟是人體的重要器官 心電信 號(hào)是檢驗(yàn)心臟健康狀況的一項(xiàng)重要指標(biāo) 是診斷心血管疾病的主要依據(jù) 如果能 夠?qū)崟r(shí)觀察患者處于正常生活 工作 活動(dòng)條件時(shí)的心電變化 將會(huì)獲得患者初 期潛在的心臟疾病的信息 積極開(kāi)展預(yù)防 可使心臟病的早期診斷和治療成為可 能 每年可挽救6 0 0 萬(wàn)人的生命 因此心電信號(hào)的準(zhǔn)確快速采集在臨床上具有十 分重要的意義 1 2 心電信號(hào)的產(chǎn)生 在生物體內(nèi) 各組織和器官活動(dòng)時(shí) 無(wú)不伴隨有電的變化 這些電的產(chǎn)生與 作用統(tǒng)稱(chēng)為生物電現(xiàn)象 這是生物細(xì)胞活動(dòng)和興奮的重要標(biāo)志 因此 心肌細(xì)胞 在其活動(dòng)中 始終伴隨著一系列的電活動(dòng)變化 人體內(nèi)包含有多種電解質(zhì)及體液 具有一定的導(dǎo)電性 是一個(gè)容積導(dǎo)體 心肌活動(dòng) 除極與復(fù)極 時(shí) 由心電偶產(chǎn)生 的電場(chǎng)必然使電流自正極向負(fù)極流動(dòng) 電流也將貫穿的布滿(mǎn)在整個(gè)體液中 此種 導(dǎo)電方式稱(chēng)為 容積導(dǎo)電 心臟不斷地進(jìn)行著有節(jié)奏的收縮和舒張活動(dòng) 心臟 在機(jī)械收縮之前 心肌首先產(chǎn)生電激動(dòng) 心肌激動(dòng)所產(chǎn)生的微小電流可經(jīng)過(guò)身體 組織傳導(dǎo)到體表 使體表不同部位產(chǎn)生不同的電位 從而使身體各部位在每一心 動(dòng)周期中也都發(fā)生有規(guī)律的電變化活動(dòng) 心電圖是記錄心臟組織電位變化的一個(gè) 圖形 能反映出興奮在心臟內(nèi)傳播的過(guò)程及心臟的機(jī)能狀態(tài) 如果心臟的傳導(dǎo)系 統(tǒng)發(fā)生障礙或某部分心肌發(fā)生病變 則心電圖的波形將發(fā)生變化 例如在正常情 況下 竇房結(jié)按其固有的頻率發(fā)出激動(dòng) 按一定的順序和時(shí)間依次下傳到心房 房室結(jié) 希氏束 左右束支 浦金野纖維 心室 所到之處相應(yīng)產(chǎn)生激動(dòng) 若以 第一章緒論 上過(guò)程的某一環(huán)節(jié)發(fā)生異?；虺霈F(xiàn)竇房結(jié)以外的異位節(jié)律時(shí)即出現(xiàn)心律失常 如 果在心律失常發(fā)作時(shí)進(jìn)行心電圖檢查 則可發(fā)現(xiàn)其異常的心電圖改變 2 刀 因此心電圖對(duì)某些心臟病特別是心律失常 心肌梗塞等的診斷有很大的價(jià) 值 它是目前診斷心臟病的重要方法之一 正常的心臟電生理功能是使心臟保持 正常的心率 心律失常本質(zhì)上是由心電活動(dòng)的異常引起的 近年來(lái)廣泛使用的動(dòng) 態(tài)E C G 監(jiān)護(hù)技術(shù) H o l t e r 已成為診斷心率失常和缺血性心臟病 評(píng)價(jià)心率失常藥 物療效 監(jiān)測(cè)起搏器功能等臨床情況的一種重要手段 1 3 心電研究的歷史與現(xiàn)狀 1 8 5 6 年克利克和米勒首先直接在心臟上記錄到心搏時(shí)產(chǎn)生的電流 1 8 8 7 年 瓦勒發(fā)現(xiàn)在身體表面也可記錄到這種電流 1 9 0 3 年愛(ài)因托芬首次用弦線(xiàn)電流計(jì) 加以描記 使測(cè)定技術(shù)規(guī)范化 并用羅馬字母命名心電圖各波 此法經(jīng)過(guò)后人的 改進(jìn)很快被應(yīng)用于臨床心臟病的診斷 正常人的心電圖一般有5 個(gè)波 分別為P Q R S T 波 P 波代表心房去極化 Q R S 復(fù)合波代表心室去極化 T 波代表心 室復(fù)極化 P Q 間期 自P 波起點(diǎn)至U Q R S 復(fù)合波的起點(diǎn) 代表房室之間的興奮傳導(dǎo) 時(shí)間 2 7 1 由于測(cè)定儀器和測(cè)定方法的不斷改進(jìn)及結(jié)合單個(gè)心肌細(xì)胞電生理研究的進(jìn) 行 1 5 0 多年來(lái) 心電圖在理論和實(shí)踐上都發(fā)展很快 2 0 世紀(jì)8 0 年代 美國(guó)研 制成功利用電話(huà)線(xiàn)來(lái)傳輸心電信號(hào) 可以使患者隨時(shí)將自己的心電信號(hào)傳輸?shù)奖O(jiān) 護(hù)中心 此技術(shù)使無(wú)線(xiàn)移動(dòng)心電監(jiān)測(cè)成為可能 2 0 0 3 年 日本西科姆醫(yī)療系統(tǒng) 股份公司研制出一種便攜心電計(jì) 患者把心電計(jì)貼在皮膚上就可以測(cè)定心電圖 測(cè)定數(shù)據(jù)可通過(guò)電話(huà)送到西科姆接收中心 西科姆接收中心再通過(guò)服務(wù)器用傳真 形式把心電圖送到預(yù)定地點(diǎn) 心電計(jì)體積不大 可放在衣袋和手提包里 無(wú)需外 部連接線(xiàn) 2 引 2 0 0 5 年以色列生物信號(hào)處理 B S P 公司推出高頻心電圖機(jī) 這 種心電圖機(jī)的特殊之處是能夠監(jiān)測(cè)出Q R S 波中高頻部分所發(fā)生的改變 并據(jù)此進(jìn) 行診斷 這種技術(shù)在心肌缺血的診斷上具有突破性的進(jìn)展1 2 引 心臟電活動(dòng)是診斷心臟疾病的重要指征 心電圖在評(píng)價(jià)心臟活動(dòng)和臨床心臟 異常的診斷上具有非常重要的作用 因此心電信號(hào)檢查是使用最廣泛的臨床檢查 項(xiàng)目之一 但是由于心臟隱藏在人體的胸腔內(nèi)部 以及生物電活動(dòng)的復(fù)雜性等因 素 難以完整地獲取心臟電活動(dòng)的全部信息 近幾十年來(lái) 為了提高基于心電圖 診斷的準(zhǔn)確度和可靠性 人們?cè)诜治龊徒忉屝碾姺矫孀隽舜罅抗ぷ?由于心臟電 活動(dòng)是一個(gè)時(shí)間一空間分布的過(guò)程 心電活動(dòng)的空間信息可以幫助人們更好的理 解心臟器官功能紊亂的機(jī)制 有助于器官異常的臨床診斷 生物電現(xiàn)象通常通過(guò) 第一章緒論 測(cè)量由源在體表產(chǎn)生的勢(shì)場(chǎng)來(lái)進(jìn)行研究 傳統(tǒng)的生理信號(hào)監(jiān)視若需詳細(xì)記錄心臟 每個(gè)部位的電生理信號(hào) 必須使用有創(chuàng)方式 而2 4 小時(shí)心電圖機(jī)雖然是無(wú)創(chuàng)式 且可長(zhǎng)時(shí)間記錄心電信號(hào) 但無(wú)法精確定位心臟每個(gè)部位的電信號(hào) 傳統(tǒng)的1 2 導(dǎo)聯(lián)心電圖在輔助心臟病的臨床診斷上 可以給出很好的時(shí)間分布結(jié)果 但是 對(duì)于提供心臟電活動(dòng)的空間信息 傳統(tǒng)心電圖的能力卻非常有剛3 0 體表電位圖 B o d yS u r f a c eP o t e n t i a lM 印 B S P M 是一種較早發(fā)展的用來(lái)反 映心臟電活動(dòng)空間信息的心電記錄技術(shù) l3 1 體表電位圖擴(kuò)展了1 2 導(dǎo)聯(lián)心電圖的 方法 采用幾十乃至數(shù)百個(gè)電極排列成陣列覆蓋于胸廓表面 按時(shí)間順序記錄心 臟去極化 復(fù)極化過(guò)程中每一瞬間的體表心電位變化 其結(jié)果就可以反映局部空 間位置的心臟電活動(dòng) 通過(guò)大量體表電極記錄得到體表電位圖 是一種提高心電 圖空間分辨率的方法 體表電位圖是朝著無(wú)創(chuàng)傷診斷心臟疾病這一最終目標(biāo)取得 的重大進(jìn)展 但是體表電位圖只是心臟電興奮事件在人體表面的粗略投影 而且 體表電位易受軀干容積導(dǎo)體的不均勻性 胸腔組織電導(dǎo)率的不均勻性 胸腔模型 的不規(guī)則性等因素的影響 且由于容積導(dǎo)體的平滑作用 削弱了分布在體表的電 勢(shì) 因此很難由體表電位圖直接推斷心臟電興奮的具體細(xì)節(jié) 體表B S P M 可以定 位單個(gè)心電源的活動(dòng) 但在識(shí)別和定位多個(gè)同時(shí)活動(dòng)的心電源方面存在困難 其 空間分辨率受到限制 表面L a p l a c i a n 作為勢(shì)的二階導(dǎo)數(shù) 有助于銳化因容積導(dǎo)體帶來(lái)的平滑作用 因此體表勢(shì)L a p l a c i a n 地形圖 B o d yS u r f a c eL a p l a c i a nM a p p i n g B S L M 在定位 及求解多個(gè)同時(shí)活動(dòng)的心電源時(shí)具有比B S P M 更好的分辨率 能更精確地重建 心外勢(shì) 與傳統(tǒng)的心電信號(hào)相比 體表L a p l a c i a n 心電 L a p l a c i a nE C G L E C G 在很多方面顯示了其優(yōu)越性 越來(lái)越多的研究者在探求L E C G 的測(cè)量 1 4 表面L a p l a c i a n 技術(shù)的發(fā)展 1 9 7 5 年 H j o r t h 為了消除大腦容積導(dǎo)體的模糊效應(yīng) 首次將生物電活動(dòng)的表 面L a p l a c i a n 應(yīng)用于腦電源研究 H j o r t h 在他的第一次實(shí)驗(yàn)中 使用五個(gè)單極表面 E E G 電極來(lái)估算頭皮的表面L a p l a c i a nE E G l 在腦電領(lǐng)域 之后還有一些研究者 測(cè)量了誘發(fā)電位和自發(fā)性活動(dòng)的表面L a p l a c i a n 分布 1 9 7 8 年 K l e b e r 等將表面 L a p l a c i a n 原理應(yīng)用于測(cè)量豬心外膜局部急性缺血的電效應(yīng) 1 9 9 1 年 H e 等將表 面L a p l a c i a n 的研究引入心電 通過(guò)計(jì)算機(jī)仿真研究 證實(shí)了相對(duì)于B S P M B S L M 能夠更好的求解心電活動(dòng) 有助于提取體表心電信號(hào)的源信息 并研究了一種雙 極同心傳感電極 可以直接測(cè)量和顯示體表L E C G l l o 之后 明尼蘇達(dá)大學(xué)教授 賀斌及其同事在此方面做了大量工作 1 9 9 6 年 O o s t e n d o r p 等系統(tǒng)地研究了表面 第一章緒論 L a p l a c i a n 電勢(shì)的理論和應(yīng)用 介紹了幾種從表面勢(shì)估算表面L a p l a c i a n 的方法 并 與理論值做了比較 O o s t e n d o r p 還介紹了計(jì)算任意形狀不均勻的容積導(dǎo)體表面 L a p l a c i a n 值的方法 并在兩種情況下比較了體表L a p l a c i a n 值與體表電勢(shì)在獲取內(nèi) 部電源方面的靈敏度l z 4 2 0 0 2 年 L u 等開(kāi)發(fā)了一種可以直接獲得L E C G 的三極同 心圓傳感電極 這個(gè)電極可以準(zhǔn)確聚焦測(cè)量局部肌肉的動(dòng)作電位 且具有較大的 增益 也可用于測(cè)量心電圖 借以準(zhǔn)確判斷心臟病變的部位 3 0 但他沒(méi)有嚴(yán)格的 從數(shù)學(xué)上探討其與表面L a p l a c i a n 灝l 量間的關(guān)系 2 0 0 6 年 B e s i o 開(kāi)發(fā)了一種三電 極同心圓電極用于L a p l a e i a n 腦電測(cè)量I l 近幾年來(lái) 研究者們?cè)谘芯縇 E C G 在心 臟電活動(dòng)的定位和映像方面也做了大量工作 實(shí)驗(yàn)表明L E C G 能夠提高我們定位 和映像心臟電活動(dòng)的能力 1 5 本課題研究的內(nèi)容及意義 本文在國(guó)內(nèi)外研究的基礎(chǔ)上 借鑒同類(lèi)研究的一些經(jīng)驗(yàn)并做了許多改進(jìn) 研 究了一種基于表面L a p l a c i a n 技術(shù)的心電檢測(cè)系統(tǒng) 該系統(tǒng)設(shè)計(jì)了一種基于九點(diǎn) 差分法的三極同心圓傳感電極 實(shí)現(xiàn)了心臟活動(dòng)空間分布的無(wú)創(chuàng)式測(cè)量 且通過(guò) 對(duì)體表電位進(jìn)行微分 直接獲得L E C G 得以更準(zhǔn)確 更全面地反映心臟電活動(dòng) 的情況 解決了傳統(tǒng)心電圖和體表電位圖空間分辨率不高的問(wèn)題 提高了定位和 映像心電圖的能力 系統(tǒng)采用了外置高效A D 轉(zhuǎn)換器和高性能微處理器 通過(guò) 傳統(tǒng)的串口通信或者U S B 通信技術(shù) 將傳感電極獲取到的L E C G 信號(hào)經(jīng)數(shù)據(jù)采 集系統(tǒng)傳輸?shù)絇 C 中 很好地實(shí)現(xiàn)了下位機(jī)和上位機(jī)的實(shí)時(shí)通信 有一定的臨床 應(yīng)用價(jià)值 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 對(duì)人體微弱生理信號(hào)的有效采集和處理一直是醫(yī)療器械領(lǐng)域的研究熱點(diǎn) 目 前有多種用于人體微弱信號(hào)采集的傳感器 如壓電陶瓷傳感器 多普勒效應(yīng)傳感 器等 但在結(jié)構(gòu)和成本上都存在一定的問(wèn)題 電極作為心電圖記錄和監(jiān)測(cè)中的傳 感器 其性能的高低直接影響心電圖的診斷和心電監(jiān)護(hù)的質(zhì)量 L E C G 信號(hào)同傳 統(tǒng)心電信號(hào)一樣 是在強(qiáng)噪聲干擾下的微弱信號(hào) 因此設(shè)計(jì)高質(zhì)量的L E C G 傳感 器具有至關(guān)重要的作用 本章以體表勢(shì)表面L a p l a c i a n 的三電極傳感方法理論為 基礎(chǔ) 設(shè)計(jì)了一種集信號(hào)調(diào)理電路與三電極同心圓傳感電極于一體的表面 L a p l a c i a n 傳感器 2 1L E C G 原理 L E C G 可以定義為體表勢(shì)的負(fù)表面L a p l a c i a n 假設(shè)人體是一個(gè)線(xiàn)性 各向同 性 分段均勻的導(dǎo)體 那么體內(nèi)電流密度J 可以表示為 J o E 2 1 盯是電導(dǎo)率 E 是電場(chǎng)強(qiáng)度 J 是外加電流 o E 是電場(chǎng)中電荷的定向移動(dòng) 形成的歐姆電流 而 是化學(xué)作用產(chǎn)生的電流 在心外 我們認(rèn)為 可以忽略 不計(jì) 在準(zhǔn)靜態(tài)條件下 V J 0 2 2 而 E 一V 2 3 是電勢(shì) 麥克斯韋方程要求 V E p E 2 4 P 是電荷密度 占是介電常數(shù) 由以上四式可得 V 2 矽 p 6 V J o 2 5 在心外區(qū)域 由于J 0 p 0 勢(shì)矽滿(mǎn)足L a p l a c e 方程 即V 2 倒 在心臟內(nèi)部 電荷密度P 正比于外加電流的散度 方程式 2 5 表明在以電 荷密度或外加電流源形式描述生物電源時(shí)的數(shù)學(xué)和物理等價(jià)關(guān)系 L E C G 的生物物理解釋如下 假設(shè)一個(gè)局部的三維直角坐標(biāo)系 K y z 如圖 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 2 1 所示 其原點(diǎn)在體表P 點(diǎn) Z 軸垂直體表 體表L a p l a c i a n 方程表示為 k V 一學(xué) 等 害 一c 爭(zhēng)等 譬 c 2 司 圖2 1 體表局部直角坐標(biāo)系 式中 代表電勢(shì) 為局部電流密度的法向分量 比為等效電荷密度 式 2 6 表明體表L E G G 正比于等效電荷密度幾 比的解釋是 假定體表是個(gè)平 面 它是全部計(jì)及實(shí)際勢(shì)分布的電荷分布 也可解釋為實(shí)際三維分布的生物電源 在體表的投影 由此可見(jiàn) 在一個(gè)傳導(dǎo)介質(zhì)中 當(dāng)L E C G 的解釋為生物電源產(chǎn)生 的物理變量 它的特性在于可以很好地減小人體容積導(dǎo)體的平滑作用 正是這種 平滑作用限制了B S P M 在定位和求解多個(gè)同時(shí)活動(dòng)的心電源時(shí)的空間分辨率 而 L E C G 與偶極子和觀測(cè)點(diǎn)之間距離的四次方成反比 因此大大加大了離胸部測(cè)量 點(diǎn)最近的源的權(quán)重 因此 L E C G 提高了體表心電在記錄潛在的心肌電源活動(dòng)時(shí) 的空間分辨率 1 6 J 1 2 0 J L E C G 和單極E C G 區(qū)別如圖2 2 所示I l0 1 珊瑚 挪姍瑚 哪 b 圖2 2 同一位置記錄的L E C G 和單極E C G 比較 a L E C G 雙極同心圓傳感電極外部圓環(huán)和中間圓盤(pán)電勢(shì)差 b 單極E C G 雙極同心圓傳感電極中心圓盤(pán)處電勢(shì) 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 2 2L E C G 的測(cè)量 從理論上講 L a p l a c i a n 心電圖可以通過(guò)處理體表電位數(shù)據(jù)而獲得 目前主要 有兩種方法 一是利用測(cè)得的體表電位數(shù)據(jù) 通過(guò)數(shù)據(jù)處理算法間接得到 L a p l a c i a n 心電圖 二是通過(guò)L 印l a c i 鋤測(cè)量電極直接從體表得到L a p l a c i a n 心電圖 2 2 1 利用體表電位數(shù)據(jù)間接得到L a p l a c i a n 心電圖 近年來(lái) 研究者們已發(fā)展了多種從表面勢(shì)推算L a p l a c i a n 的方法 主要有局部 五點(diǎn)法和樣條插值法 H j o r t h 采用局部五點(diǎn)法 通過(guò)體表均勻分布電極測(cè)量出體 表電位 再通過(guò)數(shù)據(jù)處理算法間接得到7 L a p l a c i a n 心電圖 這種電極系統(tǒng)的優(yōu) 點(diǎn)是利用了已有的測(cè)量體表電位的裝置 有效地節(jié)省了成本 測(cè)得地?cái)?shù)據(jù)可以 根據(jù)實(shí)際情況運(yùn)用特定的數(shù)據(jù)處理算法靈活處理 使結(jié)果的精度以及抗噪聲的 能力都得到了較大的提高 但是由于L E C G 易受噪聲干擾 算法的優(yōu)劣直接影響 L a p l a c i a n 心電圖的精度和準(zhǔn)確性 這種間接測(cè)量的方法對(duì)處理數(shù)據(jù)的技術(shù)及算 法有很高的要求 H e 等最早提出樣條插值法 不同于局部五點(diǎn)法只用測(cè)量點(diǎn) 附近的電極記錄到的電位值來(lái)計(jì)算表面L a p l a c i a n 樣條插值法運(yùn)用遍及體表的 所有電位信息來(lái)整體推導(dǎo)測(cè)量點(diǎn)的L a p l a c i a n 心電圖 因此測(cè)量精度更高 而且 還可以減少噪聲對(duì)結(jié)果的影響 但樣條插值法計(jì)算量很大 需要處理的數(shù)據(jù)復(fù) 雜 不利于實(shí)時(shí)檢測(cè)1 1 2 由于它的近似性而且它只是一種后處理方法 人們一 直探求如何進(jìn)行直接測(cè)量 2 2 2 利用L a p l a c i a n 測(cè)量電極直接測(cè)量L a p l a c i a n 心電圖 H e 等1 1 0 首先開(kāi)發(fā)了五點(diǎn)差分法直接澳g l L a p l a c i a n 心電圖的方法 這種方法的 核心是其獨(dú)特的同心雙極電極系統(tǒng) 如圖2 3 其中每一個(gè)電極由表面積相等的 中央導(dǎo)電圓盤(pán)和同心導(dǎo)電圓環(huán)兩部分組成 他們中間的區(qū)域是絕緣的 假設(shè)體表 五個(gè)單電極分布如圖2 4 所示 原點(diǎn)在觀測(cè)點(diǎn)0 處 勿表示圖2 4 所示電極i 處 的電勢(shì) b 是電極之間的距離 中心0 點(diǎn)處的二維L a p l a c i a n n J I 芻該點(diǎn)點(diǎn)勢(shì) o 及與 之間距為r 的勢(shì) l 2 妒3 計(jì)算得到 1 0 V 伽2 妒 S z 2 a 2 a y 2 霈搿麓笫氟 b 刊 叫 I b J l b 協(xié)7 K 妒 一 6 一 尹 一 6 J 6 一妒 一 一妒 7 茸 4 枷l 4 缸噸 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) I 一 UU b 一 一鍍金層 口絕緣區(qū)域 圖2 3 同心雙極電極結(jié)構(gòu) 3 2 2 趴 u 一 工 圖2 4 電極分布示意圖 式 2 7 表明中心點(diǎn)0 處的二維L a p l a c i a n 近似正比于四個(gè)相鄰點(diǎn)電勢(shì)平均 值與中心點(diǎn)處電勢(shì)的差 只要電極間距離足夠小 式中二維L a p l a c i a n 能取得很 好的近似 既然二維L a p l a c i a n 與所選取的坐標(biāo)系無(wú)關(guān) 將坐標(biāo)系繞0 點(diǎn)旋轉(zhuǎn)得到虛線(xiàn) 所示坐標(biāo)系 式 2 7 仍然成立 這樣 0 點(diǎn)處的表面L a p l a c a i n 電勢(shì)可以表示 為 4 V 4 b 2 1 4 痧一九 2 8 i I 將坐標(biāo)系繞一個(gè)完整的圓旋轉(zhuǎn)一周 再將得到的二維L a p l a c i a n 進(jìn)行平均 得到 V 矽 4 b 2 0 2 n l 咖謝一九 2 9 b 是積分半徑 為中心與外環(huán)的間距 九為中心導(dǎo)電圓盤(pán)的電位 積分圍繞 半徑為b 的圓環(huán)一周 l o 雙極L a p l a c i a n 電極的輸出是外環(huán)電勢(shì)平均值和中心點(diǎn)處 電勢(shì)的差 這種特殊的雙極表面L a p l a c i a n 傳感器可得到較B S P M 高的源分辨率 這種電極系統(tǒng)可以直接得至1 1 L a p l a c i a n 心電圖 具有很好的遠(yuǎn)場(chǎng)抑制和較小的干 擾 并且有較高的靈敏度 文獻(xiàn) 2 2 根據(jù)數(shù)值分析的方法 又提出了一種基于基于九點(diǎn)差分的表面 L a p l a c i a n 測(cè)量方法 九點(diǎn)的排列如圖2 5 可將其看成2 個(gè)五點(diǎn)差分 即由V 1 一V 4 和 構(gòu)成一組 間距為r 的五點(diǎn)差分 而由圪一 和 構(gòu)成另一組間距為2 r 的五點(diǎn)差分 6 1 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 羅 I l J J f J 7 1 L 1 t 1 一 一 I 圖2 5 點(diǎn)P 及其相鄰點(diǎn)的位置排列示意圖 由該九點(diǎn)的勢(shì)估計(jì)P 點(diǎn)處的L a p l a c i a n 時(shí) 則表面L a p l a c i a n 為 式 2 1 0 中 j 1J V r O 矽為中間環(huán)的平均勢(shì) 用 m 表示 互Ij V 2 r O 瑚為外 00 環(huán)的平均勢(shì) 用 表示 式 2 1 0 即為由中心點(diǎn)P 和半徑分別為r 和2 r 的圓 環(huán)構(gòu)成的三極同心圓傳感器的表面L a p l a c i a n 近似表達(dá)式 2 3 傳感器結(jié)構(gòu) 有源傳感器由兩部分組成 1 三極同心圓環(huán)傳感電極 由中心導(dǎo)電圓盤(pán)及其 與之同心的兩個(gè)半徑不同的導(dǎo)電圓環(huán)組成 三者面積相等 這樣可以使電極與皮 膚接觸的阻抗平衡 提高共模抑制比 2 信號(hào)調(diào)理電路 主要包括前置放大電路 濾波電路和加法器電路 根據(jù)表面L E C G 信號(hào)小的特點(diǎn) 本系統(tǒng)采用傳感電極及 信號(hào)調(diào)理電路一體化的結(jié)構(gòu) 以減小噪聲的影響 傳感電極及信號(hào)調(diào)理電路分別 位于印刷電路板的兩面 通過(guò)過(guò)孔與放大器輸入端相連 傳感電極介于中心圓盤(pán) 和同心圓環(huán)之間的區(qū)域是絕緣的 且絕緣區(qū)域的徑向距離相等 最外層圓環(huán)為接 地端 在電路板制作上 傳感電極全部在底層布線(xiàn) 印刷電路板的一面 在該 層鍍金即可實(shí)現(xiàn) 電極結(jié)構(gòu)如圖2 6 所示 參 虼 蘭 刖 K 5 修 8 列 矽 0 矽 卜 Q 圪 陽(yáng) 鍆 h f J o 一 一萬(wàn)卜 去 取 專(zhuān)伽 圪 H I 一萬(wàn)爭(zhēng)咭竺掰J 如 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 圖2 6 三極同心圓環(huán) 0 感電極示意圖 單位m m 當(dāng)傳感器結(jié)構(gòu)確定后 r 為定值 由式 2 1 0 可知 該傳感器中心點(diǎn)處的表 面L a p l a c i a n 近似正比于中間圓環(huán)與中心點(diǎn)電勢(shì)的差的1 6 倍減去外圓環(huán)與中心電 勢(shì)的差 因此 信號(hào)調(diào)理的主要任務(wù)是如何完成式 2 1 0 的運(yùn)算關(guān)系 6 1 2 4 信號(hào)調(diào)理電路 三極同心圓環(huán)傳感電極將傳感到的L E C G 信號(hào)通過(guò)過(guò)孔送入信號(hào)調(diào)理電路的 輸入端 信號(hào)調(diào)理電路主要包括前置放大電路 濾波電路及加法器電路三部分 對(duì)采集到的L E C G 信號(hào)進(jìn)行放大濾波并完成式 2 1 0 的運(yùn)算 本文重點(diǎn)介紹前置 放大電路的設(shè)計(jì) 2 4 1 前置放大電路設(shè)計(jì) 一般說(shuō)來(lái) 集成化儀器放大器具有很高的共模抑制比和輸入阻抗 因而在傳 統(tǒng)的電路設(shè)計(jì)中都是把集成化儀器放大器作為前置放大器 然而 絕大多數(shù)的儀 器放大器 特別是集成化儀器放大器 它們的共模抑制比與增益相關(guān) 增益越高 共模抑制比越大 而集成化儀器放大器作為L(zhǎng) E C G 前置放大器時(shí) 由于極化電壓 的存在 為了防止飽和 前置放大器的增益只能在幾十倍以?xún)?nèi) 這就使得集成化 儀器放大器作為前置放大器時(shí)的共模抑制比不可能很高 有學(xué)者試圖在前置放大 器的輸入端加上隔直電容 高通網(wǎng)絡(luò) 如圖2 7 來(lái)避免極化電壓使高增益的前置 放大器進(jìn)入飽和狀態(tài) 但是電阻R 2 降低了電路的共模輸入阻抗Z c 且由于Z c 的分 壓降低了電路的有效C M R R 提高R 2 可以提高C M R R 和Z c 但因?yàn)檫\(yùn)放需要一個(gè) 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 偏置路徑 R 2 不能為無(wú)限提耐4 1 同時(shí)由于信號(hào)源的內(nèi)阻高 且兩輸入端不平衡 隔直電容 高通網(wǎng)絡(luò) 使共模干擾轉(zhuǎn)變?yōu)椴钅８蓴_ 結(jié)果適得其反 嚴(yán)重地?fù)p害 了放大器的性能 圖2 7 前置高通網(wǎng)絡(luò) 在信號(hào)調(diào)理電路中 為了提高放大器性能 本系統(tǒng)前置放大電路采用如圖2 8 所示電路 5 1 圖2 8 高性能的L fG 前置放大器 該L E C G 前置放大器電路由三部分構(gòu)成 第一級(jí)為并聯(lián)型差動(dòng)放大器 無(wú)需 精密的匹配電阻 理論上共模抑制比為無(wú)窮大 輸入阻抗也為無(wú)窮大 4 這一級(jí) 增益不宜做的太高 以免在干擾較強(qiáng)時(shí)信號(hào)嚴(yán)重失真 A 1 A 2 為R a i lt oR a i l 運(yùn) 放A D 8 6 18 第二級(jí)為阻容耦合電路 放在并聯(lián)型差動(dòng)放大器和儀器放大器之間 可以隔離直流信號(hào)同時(shí)提高后級(jí)儀器放大器的增益 進(jìn)而提高電路的共模抑制 比 同時(shí)可以消除由于R C 高通濾波器中阻抗不匹配 圖中C l 和C 2 1 t 3 和R 4 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 造成的共模干擾變差模干擾 在高通濾波器前采用了電阻網(wǎng)絡(luò)R 1 R 2 提取共模 信號(hào) 用于驅(qū)動(dòng)R C 高通濾波網(wǎng)絡(luò) 第三級(jí)儀器放大器將雙端信號(hào)轉(zhuǎn)化為單端信 號(hào)輸出 A 3 為R a i lt oR a i l 儀器放大器A D 6 2 7 其增益K g 5 2 0 0 K R g 改變R g 可 以改變其增益 2 4 2 放大器性能分析 設(shè)前置放大電路阻容耦合部分電路的差動(dòng)傳遞函數(shù)為G D D s 差動(dòng)輸出與差 動(dòng)輸入之比的L 印l a c i 粕變換 設(shè)t 1 R l C l 引 R 2 C 2 t 2 R 3 C 1 f z R 4 C 2 G 舯面群霈卷糍鬻篇卷籍 協(xié) 如果t 1 f c 2 f 則 s s 上1 G 戶(hù) 高等 2 尚2 主 2 1 2 由于零極點(diǎn)相消 式 2 1 2 只與t 2 1 1 P R 3 C 1 有關(guān) 因此對(duì)元件匹配條件不敏 感 考慮實(shí)際中無(wú)源元件的不匹配 設(shè) R 2 R l R l R 4 R 3 A R 3 C 2 C 1 A C 那么t l 引 它 f z 傳遞函數(shù) 2 11 有兩個(gè)零點(diǎn)和兩個(gè)極點(diǎn) G D D s 戶(hù)蔫 2 1 3 鏟擊阻等 制 臚擊h 等 制 協(xié) 艫廿三c 警 百A C 式 2 1 4 表明傳遞函數(shù)零極點(diǎn)的位置取決于元件的值 且A R l R 3 A C 使Z I 和P I 向同一方向移動(dòng) 因此零極點(diǎn)仍然相消1 2 副 可見(jiàn)G D D 對(duì)參數(shù)匹配不敏感 因此阻容耦合電路不會(huì)因參數(shù)不對(duì)稱(chēng)導(dǎo)致共模干擾變成差模干擾 通過(guò)計(jì)算阻容耦合電路的差模增益和共模增益也可證明這一結(jié)論 為使第三 級(jí)具有較高的共模輸入阻抗 阻容耦合電路中R 3 應(yīng)盡量大 設(shè)阻容耦合電路的差 模增益為A 令R 1 R 2 1 0 0 k R 3 5 6 M R 4 R 3 1 x C 1 0 1 u C 2 C l 1 y 輸 入信號(hào)頻率為 則 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 心2 ll 一 幣赫 幣赫 I 2 1 5 其中 R 型 竺 盟 型 絲z 魚(yú) 2 1 6 1 c l 月l R 3 1 j a T C 2 尺2 R 當(dāng)X y 的取值范圍為 0 5 0 5 做出A 2 d x A 2 d y 的曲線(xiàn)如圖2 9 所示 計(jì)算可知 當(dāng)x 0 y 0 時(shí) A o 1 0 0 0 0 1 1 當(dāng)x 0 5 0 5 時(shí) A 1 1 0 0 0 0 0 5 A A 6 2 3 2 3 e 一0 0 6 1 當(dāng)x 一0 5 y 一0 5 時(shí) A 2 0 9 9 9 9 4 5 A A 3 3 6 5 2 e 0 0 5 由上可見(jiàn) 阻容參數(shù)不對(duì)稱(chēng)引起的差模增益誤差不到萬(wàn)分之 一 因此不會(huì)導(dǎo)致共模干擾變差模干擾的情況發(fā)生 當(dāng)輸入為共模信號(hào)V c 時(shí) 并聯(lián)差動(dòng)放大兩端輸出也為V c 阻容耦合網(wǎng)絡(luò)中沒(méi) 有電流 因此各節(jié)點(diǎn)電壓處處相等 均為V c 所以A 1 刁 N a 電阻引起的差模增益誤差 b 電容引起的差模增益誤差 圖2 9 阻容元件不對(duì)稱(chēng)引起的A 變化 從理論上計(jì)算整個(gè)電路的共模抑制比為 C M R R t C M R R l C M R R 2 x C M R R 3 一A i d 魚(yú) 魚(yú) 2 1 7 彳l 彳2 c彳3 式 2 1 7 中 C M R R 卜放大器的總共摸抑制比 C M R R l C M R R 2 C M R R 3 分 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 別為第一級(jí) 第二級(jí)和第三級(jí)的共模抑制比 A pA A 分別為第一級(jí) 第 二級(jí) 第三級(jí)的差模增益 A A A 分別為第一級(jí) 第二級(jí) 第三級(jí)的共 模增益 在圖2 8 所示的電路中 選擇R 1 R 2 為1 0 0 k R 3 R 4 為5 6 M Q R 5 為l k R 6 R 7 為1 0 k C 1 C 2 為0 1 p 無(wú)需匹配 則A l R R n 2 1 A 1 A l A l R g 5 K A 5 2 0 0 R g 4 5 A 7 1 0 一 C M R R 3 9 6 2 調(diào) 節(jié)R g 可以調(diào)節(jié)儀器放大器的增益進(jìn)而調(diào)節(jié)共模抑制比 計(jì)算出C M R R t 的理論值 為1 2 3 d B 經(jīng)實(shí)際測(cè)試 放大器總增益約為1 8 0 0 在不要求C 1 和C 2 R 3 和R 4 匹配 的情況下獲得1 2 0 d B 以上的共模抑制比 大大提高了電路的性能 2 4 3 信號(hào)調(diào)理電路 圖2 8 所示的前置放大器電路輸出v x q x 7 K q 為前置放大器的總增 益 K q A A 9 4 5 另一組與之完全相同的電路輸出v 腳 m 匕 兩組電路中有一路R g 連 接電位器 以保證兩組電路增益完全相同 整個(gè)傳感器信號(hào)調(diào)理電路如圖2 l O 所示 圖2 1 0 信號(hào)調(diào)理電路結(jié)構(gòu)示意圖 圖2 1 0 中 Q l Q 2 為兩個(gè)完全相同的前置放大電路 輸出分別為1 和 前置放大電路輸出連接到三階巴特沃斯低通濾波器 其增益為K v 電阻 R I R 2 I6 A 1 為運(yùn)算放大器構(gòu)成的加法器 實(shí)現(xiàn)減法運(yùn)算 其增益為K 2 輸出 為v v K v xK 2 X 1 6 v l 一 2 7 r q X K v X K 2 X 1 6 V 一一V o 一 一v o K 1 6 瓦一V o 一 一v o 一 K 為信號(hào)調(diào)理電路的總增益 約為2 0 0 0 倍 L E C G 信號(hào)屬于高強(qiáng)噪聲下的低頻微弱信號(hào) 且電極與體表的接觸電阻一般 第二章L E C G 原理及有源傳感方法實(shí)現(xiàn) 高達(dá)幾兆歐 考慮到減小噪聲干擾等的需要 要求前置放大級(jí)應(yīng)具有高輸入阻抗 高共模抑制比 低噪聲 高增益且可調(diào) 低功耗和抗干擾能力強(qiáng)的特點(diǎn) 因此信 號(hào)調(diào)理電路的器件均選用高輸入阻抗 高共模抑制比 低失調(diào)電壓等高性能放大 器件 所有器件均選用表貼封裝 這種設(shè)計(jì)能夠獲得很高的輸入阻抗和共摸抑制 比 從而做到很高的增益 文獻(xiàn) 2 2 1 中對(duì)有源L a p l a c i a n 三極同心圓環(huán)傳感電極做了仿真實(shí)驗(yàn)和分析研 究 結(jié)果表明三極同心圓環(huán)傳感電極的表面L a p l a c i a n 近似要比雙極同心圓環(huán)傳 感電極的相對(duì)誤差小 且能準(zhǔn)確的傳感L E C G 可用于表面L a p l a c i a n 的直接測(cè) 量 第三章L E C G 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) 第三章L E C G 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)主要包括傳感放大和數(shù)據(jù)采集兩大部分 其中數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) 是L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)中的核心 其主要功能是將傳感器獲取到的L E C G 信號(hào)進(jìn)行 量化與處理 并將處理好的數(shù)據(jù)傳輸?shù)絇 C 機(jī)中 本章重點(diǎn)介紹數(shù)據(jù)采集部分硬 件設(shè)計(jì) 3 1L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)總體設(shè)計(jì) L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)是將傳感器獲取到的L E C G 信號(hào) 通過(guò)模 數(shù)轉(zhuǎn)換器把這些模 擬信號(hào)變成數(shù)字信號(hào) 然后通過(guò)U S B 接口或串口送入計(jì)算機(jī) 從而實(shí)現(xiàn)L E C G 的實(shí)時(shí)顯示 同時(shí)后臺(tái)將數(shù)據(jù)保存 便于進(jìn)一步分析處理 L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)的總 體結(jié)構(gòu)框圖如圖3 1 所示 圖3 1L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖 系統(tǒng)的硬件結(jié)構(gòu)主要分為三大部分 1 信號(hào)的傳感及放大部分 包括L E C G 電極和信號(hào)調(diào)理電路 主要完成L E C G 的拾取及放大工作 2 信號(hào)的核心控制 及A D 轉(zhuǎn)換電路 這一部分主要由A D C 8 4 8 單片機(jī)和外置高速A D 轉(zhuǎn)換器 A D 7 6 5 4 構(gòu)成 控制下位機(jī)系統(tǒng) 實(shí)現(xiàn)信號(hào)的量化 3 信號(hào)的傳輸及處理部分 分別設(shè)計(jì)了利用串口和U S B 接口實(shí)現(xiàn)下位機(jī)和上位機(jī)的數(shù)據(jù)通信 將數(shù)據(jù)送到 P C 機(jī)進(jìn)行顯示 記錄和處理 第三章L E C G 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) 3 2 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)技術(shù)要求 在計(jì)算機(jī)廣泛應(yīng)用的今天 數(shù)據(jù)采集的重要性是十分顯著的 它是計(jì)算機(jī)與 外部世界連接的橋梁 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)作為現(xiàn)代信號(hào)與信息處理的基礎(chǔ) 隨著新 A D 器件的不斷推出而得到了較大的發(fā)展 通過(guò)一種簡(jiǎn)單的電路設(shè)計(jì)來(lái)獲得性能 優(yōu)良的高速數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)一直是工程設(shè)計(jì)者追求的目標(biāo) 要實(shí)現(xiàn)高速數(shù)據(jù)采集 不僅需要高性能的A D 設(shè)備 而且需要高速的數(shù)據(jù)傳輸 現(xiàn)代計(jì)算機(jī)的C P U 運(yùn) 算速度越來(lái)越快 把采集到的高速數(shù)據(jù)傳輸?shù)接?jì)算中 在計(jì)算機(jī)上進(jìn)行運(yùn)算和處 理更加靈活而通用 可以更加有效地進(jìn)行信號(hào)的實(shí)時(shí)監(jiān)控和處理 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)是L E C G 檢測(cè)系統(tǒng)中的關(guān)鍵部分 設(shè)計(jì)高質(zhì)量的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) 至關(guān)重要 其性能指標(biāo)直接關(guān)系到整個(gè)系統(tǒng)的性能優(yōu)劣 L E C G 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的 技術(shù)要求如下 1 可以采集多路獨(dú)立的L E C G 即模數(shù)轉(zhuǎn)換器具有多個(gè)模擬輸入端 2 系統(tǒng)的采樣頻率可以根據(jù)實(shí)際需要來(lái)設(shè)置 3 為了更好地反映L E C G 信號(hào)細(xì)節(jié)變化 希望系統(tǒng)具有較高的分辨率 系統(tǒng) 的分辨率是指數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)可以分辨的輸入信號(hào)的最小變化量 由于系統(tǒng)的分辨 率的高低主要取決于所用的模數(shù)轉(zhuǎn)換器位數(shù)的多少 所以通常由模數(shù)轉(zhuǎn)換器的位 數(shù)表示系統(tǒng)分辨率 4 模數(shù)轉(zhuǎn)換器應(yīng)具有較高的速度 以滿(mǎn)足高速數(shù)據(jù)采集的需要 5 采樣數(shù)據(jù)可以通過(guò)U S B 總線(xiàn)或串口通信上傳至I J P C 機(jī)中 即實(shí)現(xiàn)下位機(jī)和上 位機(jī)之間的實(shí)時(shí)通信 6 要求采