【正文】 –10 單片機軟件開發(fā)流程圖 167。 圖 3–9 單片機數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)連接框圖 采用此種數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，還必須進行軟件編程，即系統(tǒng)上電后，首先要進行初始化設(shè)置，包括系統(tǒng)復(fù)位方式、時鐘源、電壓基準、中斷、 UART、SPI、 ADC 的設(shè)置以及用交叉 開關(guān)對 I/O 端口進行配置，這些設(shè)置可通過設(shè)置相應(yīng)特殊功能寄存器 (SFR)來進行等。每一個 I/O 引腳均可用軟件配置成模擬輸入端口，其轉(zhuǎn)換速率可達100 ksps。 167。 20 圖 3–8 35 Hz 陷波及電平抬升電路 綜上所述，由低通與高通組成的心電帶通濾波電路及二次放大電路和陷波電路對心電信號進行了再次去噪、排干擾等預(yù)處理，使得對心電信號的放大達 到近 1 000 倍，利于后續(xù)的心電信號的分析。該二階陷波器由 UA 與 UB 構(gòu)成。 圖 3–6 50 Hz 陷波電路 19 幅頻特性如圖 3–7 所示。 50 Hz 陷波電路設(shè)計 工頻干擾是心電信號的主要干擾，雖然前置放大電路對共模干擾具有較強的抑制作用，但有部分工頻干擾是以差模信號方式進入電路的，且頻率處于心電信號的頻帶之內(nèi)，加上電極和輸入回路不穩(wěn)定等因素，前級電路輸出的心電信號仍存在較強的 50 Hz 工頻干擾，所以必須專門濾除。而前置放大約 10 倍，因此，還需進行放大倍數(shù)約為 100 倍的二次放大，即主放大電路是由 U Rf 和 Rr構(gòu)成的一般正反饋放大電路，電路如圖 3–5 所示。 二階有源高通、低通濾波器的參數(shù)設(shè)置 由于心電信號 頻帶主要集中在 ~100 Hz 左右，為了保證無心電信號損失，則可分別將低通濾波器和高通濾波器的截止頻率設(shè)為 低通濾波器截止頻率： ?f 高通濾波器截止頻率： Hz100H ?f 即為不損失心電信號的低頻成分，其截止頻率設(shè)計為 令 R1=R2 C1=C2 傳遞函數(shù) rffi00 1H RRAKVV ????? (3–7) 則 CfCR Lc π2 11 ?? ?， QAf 13?? (3–8) 其中 Q 為品質(zhì)因數(shù)，此種參數(shù)設(shè)計優(yōu)點是兩個電容和兩個電阻均分別相等，利于集成生產(chǎn)。 截止頻率為 2121 CCRR1?2c? (3–3) 即 21211π21 CCRRf ? (3–4) 幅頻特性如圖 3–2 所示 fFcKK0 圖 3–2 低通濾波器幅頻特性 16 167。 二階低通有源濾波器的工作原理 電路為典型的單端正反饋型低通有源濾波器。由于心電信號頻帶主要集中在 ~100 Hz，頻帶較寬，為此，可選用有源低通濾波電路和有源高通濾波電路串聯(lián)后組成的帶同濾波電路對采集 到的心電信號進行濾波處理。 濾波電路及二次放大設(shè)計 由 RC 元 件與運算放大器組成的濾波器稱為 RC 有源濾波器，其功能是讓一定頻率范圍內(nèi)的信號通過，面對此頻率范圍以外的信號抑制或急劇衰減。實際上，還可在上圖基礎(chǔ)上添加由另一集成運放 U，兩個電阻和一個電容 構(gòu)成的“浮地”驅(qū)動電路，其主要是針對心電檢測系統(tǒng)中待檢測的對地浮動的差模信號問題 (通常待測信號與系統(tǒng)信號參考地之間存在一些較大數(shù)值的共模信號 )而采用的信號測量和處理方法，它可將人體共模信號倒相放大后用于激勵人體右腿，從而降低甚至抵消共模電壓，以達到較強抑制 50 Hz 工頻干擾之目的。為防止前置放大器工作于飽區(qū) 和或截止區(qū)，其增益不能過大，試驗表明： 10 倍左右效果較好。它是單片低功耗、高精度、儀表放大器，有三個運算放大器組成，并在傳統(tǒng)的三運放方式的基礎(chǔ)上作了一些改進 (內(nèi)部電路略 )。綜合以上各種條件，這里采取以下處 理過程，如圖 3–2 所示。心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)是心電圖檢查儀的關(guān)鍵部件。 心律失常 在健康 人和冠心病患者，運動都可誘發(fā)各種心律失常，但運動試驗陽性會伴有嚴重的心律失常，多提示嚴重冠狀病變：①在輕微運動時或心率不很快時發(fā)生；②年齡較大者；③靜息時有早搏，運動時早搏增多；④運動中多源、頻發(fā)、成串的早搏 [10–16]。 11 167。運動試驗中 QRS 波的 變化可作為判定冠心病的一項指標。2 . QRS 波群的變化 有研究表明運動試驗同樣引起冠心病患者 QRS 波振幅的變化，使之振幅降低，且欲冠狀病變支數(shù)正相關(guān)。 ST 段變化 ST 段水平型或下斜型壓低是診斷冠心病最有價值的指標之一。 167。該值隨心率快慢而變異，心率若在 60–90 次 /分鐘時， QT 間期約為 s~ s。 T 波 T 波為心室的復(fù)極波，方向常與 R 波方向一致。 167。第一個向下的波叫 Q波，第一個向 上波叫 R 波，在 R 波后出現(xiàn)的倒置波稱為 S 波。 167。 圖 2–4 標準 I, II, III 肢體導(dǎo)聯(lián) R: right arm I=EL–ER L: left arm II=EF–ER, F: left foot III=EF–EL 9 167。由于臨床上用于診斷的心電圖形是由各部分心肌細胞產(chǎn)生的動作電位綜合而成的，包含 一系列具有相同波群的心電信號，即 P 波、 QRS 波、 T 波及各個間期等。 此時 Na+的內(nèi)流已銳減，細胞膜對 K+和 Cl–的通透性增大，引起 K+的外流和 Cl–的內(nèi)流，其中 K+外流是主要的，使膜內(nèi)電 位 快速自 +20 mV 下降 。這時膜內(nèi)外的電位必然改變，使原來的極化狀態(tài)遭到破壞，稱此種現(xiàn)象為 除極 現(xiàn)象。 由于細胞膜對鉀離子的通透性遠超超過對鈉離子 的 通透性，細胞內(nèi)鉀離子濃度又高于細胞外數(shù)十倍，鉀離子便會不斷地從細胞內(nèi)向細胞外滲出。 圖 2–1 極化狀態(tài)圖 通過實驗，測得極化狀態(tài)的單一心肌細胞 膜 內(nèi)電位為 –90 mV，膜外為零 ，這種靜息狀態(tài)下細胞內(nèi)外的電位差稱為靜息電位。 6 第二章 心電信號基礎(chǔ)知識 167。 心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) 踏車阻力控制電路 濾 波 處 理 接 口 電 路 前 置 放 大 L A B V I E W 前面板計程序設(shè)計 圖 1–1 總體框圖 3) 介紹課題的硬件電路設(shè)計， 給出心電信號預(yù)處理的幾種常見方法，對比選擇最優(yōu)的心電放大、濾波等處理方法。因而，本設(shè)計從儀器的便捷性、準確性、智能性和人機交互界面的友好性等方面進行改進設(shè)計，以期能夠提高心功能檢測系統(tǒng)的技術(shù)性能，從而減少醫(yī)院設(shè)備投入和節(jié)省患者就醫(yī)費用，促進我國醫(yī)療事業(yè)的發(fā)展 [13]。但是，目前大多廠家研發(fā)生產(chǎn)的心功能檢測儀與心電監(jiān)護儀是兩套分別獨立的產(chǎn)品，不利于心血管疾病患者的快速監(jiān)測診斷，醫(yī)生使用起來也較為復(fù)雜、繁瑣，并且還會加大醫(yī)院的設(shè)備 投資和患者的就醫(yī)費用。 研究目的及意義 近些年來，隨著人們生活水平的日益提高，不合理的飲食和作息習(xí)慣使得心血管類疾病的發(fā)生率逐年增高，如冠心病、心絞痛、心肌缺氧、心慌胸悶、心肌梗塞等多種心功能不全疾病?？紤]到心電圖數(shù)據(jù)的海量性，目前科研人員又結(jié)合計算機輔助診斷系統(tǒng)，著手于心電自 動分析系統(tǒng)的研究，以實現(xiàn)心電數(shù)據(jù)的自動分 4 類和智能診斷，并使其具備對心電數(shù)據(jù)、病人信息、醫(yī)生診斷分析等數(shù)據(jù)的管理功能，對心血管疾病的分析和診斷有著十分重要的意義 [8]。 另外，隨著虛擬儀器技術(shù)的出現(xiàn)，使得國內(nèi)外心電檢測系統(tǒng)的研發(fā)更有了新的突破。目前國內(nèi)外逐漸有相關(guān)的心功能檢測產(chǎn)品問世，并逐漸趨于多通道導(dǎo)聯(lián)的心電監(jiān)護裝置，體積和重量都大幅減小，且大多產(chǎn)品采用內(nèi)置液晶顯示屏，中英文分析，操作十分簡便。 3 第一章 緒 論 167。 通過 本次基于 虛擬儀器 的 心 功能 檢測系統(tǒng)這個課題的研究，認識到虛擬儀器技術(shù)是開發(fā)自動化，柔性化和網(wǎng)終化測量儀器的有效方法。本部分著重介紹了圖形化編程語言 LABVIEW的特點，及其在本課題設(shè)計過程中的重要應(yīng)用，包括系統(tǒng)設(shè)計主要模塊的前面板和程序流程圖設(shè)計。 緒論部分 主要介紹了心 功能檢測系統(tǒng) 的研究意義、 研究現(xiàn)狀及設(shè)計的總體方案。 本課題 正是 將測量儀器技術(shù)、計算機技術(shù)及數(shù)字信號處理技術(shù)結(jié)合為一體，構(gòu)建以計算機及 LABVIEW軟件為核心的虛擬 心電 檢測系統(tǒng)，模擬醫(yī)療領(lǐng)域 的心電檢測系統(tǒng)，以期能推動虛擬儀器技 術(shù)在醫(yī)療測試領(lǐng)域中的普及應(yīng)用?？梢钥闯?，虛擬儀器開發(fā)及應(yīng)用已經(jīng)進入高速發(fā)展的時期。 LABVIEW 集成了與滿足 GPIB，VXI， RS–232 和 RS–485 協(xié)議的硬件及數(shù)據(jù)采集卡通訊的全部功能，它還內(nèi)置了便于應(yīng)用 TCP/IP， ActiveX 等軟件標準的庫函數(shù)。 系統(tǒng)信息的分析 ......................................................... 32 總 結(jié) ....................................................................................................... 33 參考文獻 ................................................................................................. 34 致 謝 .........................................................................錯誤 !未定義書簽。 系統(tǒng)登錄模塊設(shè)計 ..................................................... 27 167。 踏車控制電路的設(shè)計 ........................................................... 23 第四章 系統(tǒng)軟件部分的設(shè)計 ............................................................. 24 167。 35 Hz 陷波電路設(shè)計 ................................................... 19 167。 二階有源高通、低通濾波器的參數(shù)設(shè)置 ................ 17 V 167。 心電放大電路設(shè)計 ............................................................... 13 167。 Q–T 間期變化 .............................................................. 10 167。 U 波 ............................................................................... 10 167。 QRS 綜合 波群 ............................................................... 9 167。 總體方案 .................................................................................. 5 第二章 心電信號基礎(chǔ)知識 .................................................................... 6 167。該系統(tǒng)利用 LabView 圖形化語言編程，將心電電極采集的信號進行顯示、分析、存儲、打印，使其能夠 進行心電信號的采集、數(shù)據(jù)保存、數(shù)據(jù)處理，可較好地輔助醫(yī)生更好地進行診斷。因而，如何及時準確地輔助醫(yī)生檢測和診斷出心血管疾病并予以有效的治療，是非常重要且有意義的。 I 基于虛擬儀器的心臟功能檢測系統(tǒng)的設(shè)計 摘 要 隨著人們生活節(jié)奏的加快，不合理的飲食和作息習(xí)慣使得心血管類疾病的發(fā)生率逐年增高。但是此種監(jiān)測較為費時費錢，不利于心血管疾病患者的快速檢測診斷，醫(yī)生使用起來也較為復(fù)雜、繁瑣，并且還會加大醫(yī)院的設(shè)備投資和患者的就醫(yī)費用。本課題主要包含了硬件和軟件等功能模塊的設(shè)計，通過軟件開發(fā)平臺 (LabView)，設(shè)計了一種基于虛擬儀器的由計算機控制的、簡便、開放、靈活、實用的心功能檢測系統(tǒng)。 研究目的及意義 ...................................................................... 4 167。 PR 間期 .......................................................................... 9 167。 QT 間期 ............................................