家庭医疗监测系统 - 图文

摘 要

随着社会的进步和科技的发展，全球的环境也发生了巨大的变化，各种病毒随着各类污染源的出现而产生，对人们的健康造成了相当大的危害。尤其是近几年流感病毒的蔓延和心脑血管疾病的高发病率受到了全球的高度关注。计算机逐步进入家庭，为研制具有分析、处理和存储能力的家庭医疗监护系统提供了稳固的基础。为了提高预防和监测疾病的水平，对常见病、慢性病进行实时监测，本课题设计了一种家庭医疗护理和监测系统，可以在家庭里面，方便、快捷地实现对体温信号、心电信号和脉搏信号的实时监测，并且能对采集的信号进行相应的分析和存储。

系统包括传感器模块、放大电路模块、DAQ数据采集模块和PC机软件编程几个部分。分别通过温度传感器和心电传感器获取到体温信号和心电信号，经过模拟电路处理，再把经处理的信号送到数据采集卡输进计算机，然后利用Labview编程，对体温信号进行标度变换、从心电信号中提取脉搏信号和实现各种信号时域和频域的分析和数据的存储，最后把处理和分析的结果通过人机界面显示出来。

关键词：家庭医疗监测，虚拟仪器，数据采集接口，ECG，体温

Abstract

With the progress of the society and the development of technology, the global environment has changed greatly. Various virus come into being with lots of pollution, which make great damage to people's health. Especially, in recent years, people pay morn attention to the spread of influenza viruses and the high incidence of cardial-cerebral disease. Computer gradually entering the family for a family medical care system whicn can analysize, process and storage data provides a solid foundation. In order to improve the level of disease prevention and real-timely monitoring of common disease and chronic disease,.This subject designs a family medical care monitoring system, which be installed family can monitor the temperature signal, ECG signals and pulse signal conveniently and quickly.

System including sensor module, amplifying circuit module, DAQ data acquisition module , software module and PC module. The temperature signal and electrode signal which are collected through the temperature sensor and ECG electrode clip acquisition, then amplified by circuit amplifier, and then put the signals into the data acquisition card, and using the Labview, calibrating the temperature signal ,expracping pulse signal from ECG signal and processing, time domain and frequency domain, finally displaying the results of the processing and analysis by human-machine interface display.to us[1].

Key words：Homecare monitoring , Virtual instrument , Data acquisition interface ,

ECG, Temperature

目 录

1 绪论 ........................................................................................................................................ 1

1.1 题目背景 ..................................................................................................................... 1 1.2 国内外研究状况 ......................................................................................................... 2 1.3 研究内容和目的 ......................................................................................................... 3 2 系统分析与整体结构 ............................................................................................................ 4

2.1 体温信号的测量 ......................................................................................................... 4 2.2 心电信号的测量 ......................................................................................................... 4

2.2.1心电信号产生的机理 ....................................................................................... 4 2.2.2 心电信号的特点 .............................................................................................. 5 2.2.3 心电传感器与心电导联 .................................................................................. 6 2.3 脉搏信号的测量 ......................................................................................................... 7 2.4 系统整体结构 ............................................................................................................. 7 3 系统硬件设计 ........................................................................................................................ 8

3.1 体温信号测量模块 ..................................................................................................... 8

3.1.1 温度传感器 ...................................................................................................... 8 3.1.2 模拟放大电路 .................................................................................................. 9 3.2 心电信号测量模块 ................................................................................................... 11

3.2.1 心电传感器 .................................................................................................... 11 3.2.2 模拟放大和滤波电路 .................................................................................... 12 3.3数据采集卡模块 ........................................................................................................ 29 4系统软件设计 ....................................................................................................................... 34

4.1软件平台的介绍 ........................................................................................................ 34 4.2软件实现的功能 ........................................................................................................ 34 4.3软件的设计 ................................................................................................................ 35

4.3.1信号的采集 ..................................................................................................... 35 4.3.2脉搏信号的提取 ............................................................................................. 37 4.3.3信号的数值显示和波形显示 ......................................................................... 37

4.3.4信号的保存与回放 ......................................................................................... 38 4.3.5体温和脉搏信号的时域特征分析 ................................................................. 39 4.3.6心电信号的时域分析和频域分析 ................................................................. 40 4.4软件的整体层次结构 ................................................................................................ 40 总 结 ........................................................................................................................................ 48 参考文献 .................................................................................................................................. 50 致 谢 ........................................................................................................................................ 51

1 绪论

1.1 题目背景

随着社会的进步，科技的发展，尤其是最近十几年全球人口老龄化的问题出现，医疗保健和福利受到了前所未有的高度关注，特别是对家庭医疗监护的需求。目前医疗电子设备所面临的一些主要问题包括：便携式和家庭式、实时性和安全性、数据的存储和传输以及性能的可靠性。

最近几十年工业的高度发展，带来了诸多的社会问题，其中各种环境的污染，对人们的健康和生活造成了巨大的威胁。流感病毒的产生和迅速蔓延是危害人们健康的一个重要的源头。感染流感病毒的主要症状有：感冒、发烧、咳嗽等等，这些症状主要经人体体温的变化表现出来，通过对体温的实时监测能够及时、方便地判断人们是否感染病毒或出现一般的感冒、发烧等症状。另外，心脏疾病例如心脏病、心肌梗塞等已成为世界上死亡率最高的疾病之一。心脏病具有突发的特点，许多心脏病患者往往因为没能及时发现病变而进行早期抢救，极易死亡。心电图是心脏病诊断的重要工具，在临床中有一些心脏病患者在短时间内其心电图并无异常，这样就需要花相当长的时间在医院中进行观察诊断，从而给患者和医院造成了诸多麻烦。

随着人们生活水平的提高，人们对自身健康的重视程度在日益增加，如果能够实时监测到体温和心电的变化，就可以实现对一般疾病、流感病以及心脏病的及时的诊断和治疗。科学技术的高速发展，为了满足人们的需要，各种新的医疗仪器和设备不断出现，其中，家庭医疗护理技术是一个研究热点。

家庭医疗护理技术是计算机技术和医疗检测技术结合的产物，现代科技特别是通讯、计算机等高新技术的迅速发展，为家庭医疗护理技术的发展提供了先进的技术支持，使人们能够享受到更方便、更快捷的医疗服务。随着社会的信息化，人们的生活方式正在产生巨大的变革，医疗护理的观念和方式也发生了很大的变化，家庭医疗护理也越来越受到人们的重视，目前，无论是在国内，还是在国外，家庭医疗护理技术都得到重视和广泛的关注。

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1.2 国内外研究状况

随着社会的进步和科技的发展，人类的健康观念、健康方式和途径都发生着深刻的变化，科学技术的革命必将推动医疗领域的变革。家庭医疗保健工程（Home Health Care Engineering）简称HHCE[2]，是一门新兴的边缘技术学科，是当代高技术和医疗结合的产物。目前全世界都在推广家庭医疗保健工程，与HHCE 有关的研究项目已在美国、欧共体和日本的国家基金会中列为优先资助课题。日本方面权威人士则将HHCE 作为今后几十年生物医学工程发展的中心任务，日本厚生省已将发展家庭健康管理系统列为重点，各大公司和大学纷纷合作投入相应系统的开发和研究。欧共体的生物医学与健康发展战略，把“通过增进健康来改善生命质量”、“提高保健质量，控制保健费用”作为目标，把HHCE 作为具有重大社会影响的工程技术项目列入发展规划。另一些发达或中等发达国家，如法国、加拿大、日本、澳大利亚、及至发展中的国家韩国、希腊等都十分重视远程家庭医疗的发展。加拿大和澳大利亚由于幅员广阔、边远地区没有现代医疗设施，因而早在七十年代就开始这方面的研究。目前，与HHCE 相关的医疗仪器，即HHCE 设备，处在一个初始发展阶段。“全球医疗设备展览会”从95 年度的会议开始，突出了HHCE 主题，每一次展览会上展出许多小型的家用诊断、治疗、康复仪器，例如，制作精巧的血压、血氧浓度、体温、呼吸、睡眠等生理参数测试仪器，各种脉冲、电频电疗仪，呼吸道治疗仪，制氧机，按摩、保健设备器材等，而且在水平和技术一年比一年先进，价格也有所下降。水平和技术一年比一年先进，价格也有所下降。

在远程家庭医疗系统设备方面，我国近年来也有较大的发展，一些研究成果相继应用于临床，如清华大学研制的“家庭心电/血压远程监护网系统”已在澳门地区和清华园投入使用；王湘生教授开发的“护心神”电话传输心脏监护系统、珠海华诚集团和珠海中立电子公司的心脏BP 机系列目前正在北京市等各大城市推广使用。

然而，目前远程家庭医疗监控系统还没有达到理想的水平，就国内而言，该领域的研究也属于刚起步阶段，达到商业化、普遍化的产品还是屈指可数。在国际方面，世界各国在此的研究均投入大量资金，但依然没有取到满意的车改过和回报。总之，家庭医

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疗护理技术的研究还是当今社会的一大热点，能够使家庭医疗护理仪器或设备像电视、冰箱等家电一样，普及到每一个家庭，向便携式、经济型方向发展是国内外关注的重点。 1.3 研究内容和目的

根据上述对家庭医疗护理系统相关领域的现状的详细分析，本题目研究的主要目的是为家庭或小型医疗单位提供低成本、体积小巧、人性化操作界面、便携式、性能稳定性好、具备显示、分析、存储以及数据传输等功能的家庭医疗护理和监测系统的解决方案。为人们提供更多保障和方便，从而提高人们的生活质量

本题目研究的主要内容是根据要求设计一种能够实现简单、快捷地对人体温度、心电和脉搏进行测量和分析的家庭医疗护理和监测系统。该系统有以下几个主要的内容。

（1）经过方案的比较，选用合适的温度传感器和心电传感器获取体温和心电信号； （2）根据实际情况，设计合适的模拟电路对传感器输出的信号进行放大或滤波； （3）通过虚拟仪器平台Labview编程，对各信号进行处理，如实现体温信号的标度变换，从心电信号中提取脉搏信号；

（4）通过虚拟仪器平台Labview编程，对各种信号进行时域和频域的分析；如均值和方差分析、自相关分析和频谱分析；

（5）通过人机界面显示出体温、心电和脉搏信号。

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2 系统分析与整体结构

2.1 体温信号的测量

体温（即人体温度）是指机体内部的温度。体温是相对恒定的正常人在24小时内体温略有波动。一般相差不超过1度。生理状态下，早晨体度略低，下午略高。运动、进食后、妇女月经期前或妊娠期体温稍高，而老年人体温偏低。体温高于正常称为发热，37.5～38度为低热，38～39度为中度发热，39～40度为高热，40度以上为超高热。体温相对恒定是维持人体正常生命活动的重要条件之一，如体温高于41度或低于35度时将严重影响各系统（特别是神经系统）的机能活动，甚至危害生命。机体的产热和散热，是受神经中枢调节的，很多疾病都可使体温正常调节机能发生障碍而使体温发生变化。临床上对病人检查体温，观察其变化对诊断疾病或判断某些疾病的预后有重要意义。

常用的方法有口腔测量法、腋下测量法和肛门测量法三种。尽管肛门测量法的测量结果相对比较准确，但是一般仅限于医院专用，在家庭中大多数选用前两种方法，而根据本系统的实际情况，选用常用的温度传感器进行口腔法测量不太合适，所以本系统选用方便、简单的腋下测量法，也是家庭医疗仪器中较为常用的一种方法。本系统采用较为快捷的腋下测量法，利用的传感器是半导体温度传感器LM35。 2.2 心电信号的测量

心电信号是一种复杂的人体生物医学信号，属于强噪声背景下的低频微弱信号，所以对心电系统的研究、设计有其特殊性，不同于一般工程中的情况。对心电信号的了解有助于系统整体方案的设计。首先，了解一下心脏传导系统及心电图知识。 2.2.1心电信号产生的机理

在人体内，窦房结发出一次兴奋，按一定途径和时程依次传向心房和心室，引起整个心脏兴奋。因此，每个心动周期中，心脏各个部分兴奋过程中出现的生物电变化的方向、途径、次序和时间都有一定规律。这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面上，使身体各部位在每一心动周期中也都发生有规律的生物电变化，即

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心电位。若把测量电极放置在人体表面的一定部位，记录出心脏电位变化曲线，即常规心电图(Electrocardiogram，简称ECG)。 2.2.2 心电信号的特点

正常的心电波形如图2.1所示。心电图一般包括P波、ORS复合波和T波，有时可看到后继的U波。连接两个波群之间的是心电图的基线，即等电位线，反映此时各部分心肌的电位相等，体表电极上无电位差。

图2.1 正常的心电波形图

心电信号属医学生物信号，它一般具有以下特点。 1、信号微弱。它的幅度在0.05～5mV之间；

2、频率低。频谱范围为0.05～100Hz，且能量主要在0.5～20Hz之间； 3、近场检测。离开人体表微小的距离，就基本上检测不到信号；

4、随机性强。即信号无法用确定的函数描述，而只能用统计的方法，从大量测量结果中看其规律；

5、干扰强。干扰既来自生物体内(如肌电干扰、呼吸干扰等)，也来自生物体外(如工频干扰、信号拾取时因不良接地等引入的其他外来串扰等)。

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2.2.3 心电传感器与心电导联

目前国内外供临床广泛使用的心电传感器有两种——银/氯化银电极和金属心电电极夹。银/氯化银电极是用银粉和氯化银粉压制而成的，是一种较为理想的体表心电信号检测电极。使用时，电极片和皮肤之间充满导电膏或盐水棉花，形成一薄层电解质来传递心电信号， 从而有效的保证了由于电极片与皮肤直接接触所造成的极化电压的减小。但是，由于它的敏感元件比较小，在使用过程中不太方便，而且容易脱落。所以本系统采用的心电传感器是市场上和医疗上常用的金属心电电极夹。它是一种用于心电图机的电极夹，包括基板和滑动板，基板与抓捏部一体或固定连接，基板上设有自前至后延伸的滑槽，滑动板的后半部是与所述滑槽相匹配的滑块，滑块处于滑槽中并与滑槽作滑动配合，电极导电片安装在一个所述滑动板的前半部上，夹持部的长度可调节，使电极夹的大小与受检测者肢体的粗细相适应，因而电极夹夹持力合适，既能使电极导电片能与肢体皮肤接触良好，准确诊断心脏电活动，又能防止检测过程中电极夹脱落，并且使受检测者没有不适的感觉。

由于在不同位置记录出来得心电图是不一致的，临床上为了统一和便于比较所获得的ECG波形，对测定ECG的电极夹位置和导线与放大器的连接方式都有严格的统～规定，该规定称之为心电图导联系统。临床上广泛应用的是标准十二导联系统，分别记为I、lI、III、aVR、aVL、aVF、Vl—V6。其中I、II、III为双极导联，VR、aVL、aVF、Vl—V6单极导联，当需要测量两点电位差时用双极导联，当需要测量某一点参考电位时，用单极导联[3]。本系统设计时采用标准肢体导联方式，即I、II、III导联进行信号的提取。分别取左右臂的信号作前置差分放大器的正负端输入，取右脚的信号做浮值跟踪参考端。

同时，为了消除干扰，本系统采用双绞型屏蔽线作为传输的导线，左右臂取同一根屏蔽线中的两根导线，右脚单独使用一根屏蔽线，并把所有屏蔽线的外层屏蔽层连在一起，作为屏蔽层的驱动的输入。

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2.3 脉搏信号的测量

脉搏即动脉搏动，脉搏频率即脉率。正常成人为60～100次/分，常为每分钟70－80次，平均约72次/分。老年人较慢，为55～60次/分。正常人脉率规则，不会出现脉搏间隔时间长短不一的现象，脉搏强弱均等，一般不会出现强弱交替的现象。由于正常人的脉搏和心跳是一致的。由心电图可以测出脉搏的次数，因此，本系统中没有直接对脉搏信号进行采集和处理，而是从心电信号中提取，一分钟心跳的次数即为这一分钟内脉搏的次数，也就是我们所说的脉搏。 2.4 系统整体结构

本系统包括传感器模块、模拟放大电路模块、数据采集模块以及PC机软件编程模块几个部分。其整体结构框图如图2.2所示。由温度传感器和心电传感器监测到的信号分别经模拟放大电路和模拟放大滤波电路处理，然后输入到数据采集卡进行模数转换，最后输入PC机，利用Labview编程，实现脉搏信号的提取和对各数据的显示、分析和存储等功能。

温度传感器模拟放大电路心电传感器模拟放大和滤波电路数据采集卡PC机

图2.2 系统整体结构框图

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3 系统硬件设计

根据系统的功能和组成部分，本系统的硬件设计分为体温信号测量模块、心电信号测量模块和数据采集卡模块。 3.1 体温信号测量模块 3.1.1 温度传感器

根据上述的分析，人体温度大概在35～43度之间，所以要求温度传感器的线性范围大概是30到50度。常用的可选温度传感器有AD590和LM35，对这两种传感器做一简单的比较。

1、温度传感器AD590的主要特性。

（1）流过器件的电流（mA）等于器件所处环境的热力学温度（开尔文）度数。

IrT?1

(3.1)

式中，Ir—流过器件(AD590) 的电流，单位为μA；T—热力学温度，单位为K；

（2）测温范围为-55?C～+150?C;

（3）电源电压范围为4V～30V。可以承受44V正向电压和20V反向电压; （4）精度高。AD590共有I、J、K、L、M五档，其中M档精度最高，在-55?C～+150?C范围内，非线性误差为±0.3?C[4]

。

2、温度传感器LM35的主要特性。

（1）能够输出跟摄氏度成正比的电压，就如同一个能产生10mV/?C的高阻电压源。即

U?10mV?C?T?C (3.2)

（2）测温范围为-55?C～+150?C；

（3） 电源电压范围为4～30V，在此电压范围内，芯片从电源吸收的电流几乎是不的（约50uA），所以芯片自身几乎没有散热的问题；

（4）精度较高，非线性误差为0.4?C～0.8?C。

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由于温度传感器AD590的输出信号是1uA级的微弱电流信号，而参考电位是电压信号。因此需用运放把微弱信号放大并转换成电压信号；而且它的精度高，非线性误差较低，但是其价格较昂贵。虽然LM35的精度比不上AD590，但误差仍在可以接受的范围内，且其电路简单，成本相对较低，而且输出的是较高的电压信号，因此，本系统选择LM35做为体温传感器。

LM35是由美国国家半导体公司（NS）生产的一种精密摄氏集成温度传感器，常见的封装形式有三种，根据本系统的特点选用TO-92塑封封装。其引脚排列如图3.1所示。

图3.1 LM35的TO-92塑封封装

3.1.2 模拟放大电路

由于温度传感器LM35在常温范围左右输出是mV级的电压信号，不便于实际的测量，故需要做进一步的放大。本系统选用常用的集成放大电路OP07。

OP07是高精度低失调电压的精密运放集成电路，用于微弱信号的放大。如果使用双电源，能达到最好的放大效果。它的主要参数如下：

（1）低的输入噪声电压幅度： （2）0.35 μVP-P (0.1Hz～10Hz)； （3）极低的输入失调电压：10μV；

（4）极低的输入失调电压温漂：0.2 μV/?C； （5）具有长期的稳定性：0.2 μV/MO； （6）低的输入偏置电流：±1nA；

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（7）高的共模抑制比：126dB； （8）宽的共模输入电压范围：±14V； （9）宽的电源电压范围：±3V～±22V；

OP07有三种封装方式，在此选用最常用的DIP封装方式，如图3.2所示。

图3.2 OP07的管脚图

采用双极性电源供电，其中，1脚和8脚为偏置平衡(调零端)，2脚为反向输入端，3脚为正向输入端，4脚接负电源，5脚为空脚 6脚为输出，7脚接正电源。

根据上述要求，放大电路如图3.3设计[5]。并用电路仿真软件Multisim进行仿真[6]。温度传感器LM35的输出用1000mV的直流电源和1K?的可变电阻器模拟。

图3.3 体温放大电路图

根据同相放大电路的原理，可得电路的电压增益为： A?R2R1?1?R2100?1 (3.3)

其中R2为可变电阻器，调节R2，可以改变放大的增益，从而达到合适的效果。

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在实际电路中，LM35和OP07采用统一的±8V稳压电源供电，在室内27?C下，LM35未经放大时的输出为27mV左右，说明该传感器能够正常工作，调节电路中的滑动变阻器可以改变放大电路的电压增益，例如调节滑动变阻器使得常温下输出为3V左右，由此可得该部分的电路设计无论是理论还是实际都是可行的。实际制作出来的实物图如图3.4所示。

图3.4 体温模块的实物图

3.2 心电信号测量模块 3.2.1 心电传感器

本系统采用的心电传感器是市场上和医疗上常用的心电电极夹。它的外形如图3.5所示。它是一种用于心电图机的电极夹，包括一对能围绕共同转轴相互转动的夹板、一个弹簧和一个电极导电片，夹板处于转轴后方的部分为抓捏部，夹板处于转轴前方的部分为夹持部。

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图3.5 心电电极夹的外形

其特征是：所述夹板的夹持部包括基板和滑动板，基板与抓捏部一体或固定连接，基板上设有自前至后延伸的滑槽，滑动板的后半部是与所述滑槽相匹配的滑块，滑块处于滑槽中并与滑槽作滑动配合；所述电极导电片安装在一个所述滑动板的前半部上。本实用新型夹板的夹持部的长度可调节，使电极夹的大小与受检测者肢体的粗细相适应，因而电极夹夹持力合适，既能使电极导电片能与肢体皮肤接触良好，准确诊断心脏电活动，又能防止检测过程中电极夹脱落，并且使受检测者没有不适的感觉。 3.2.2 模拟放大和滤波电路

心电信号调理的结构框图如图3.6所示。对由心电传感器采集到的心电信号，先通过前置放大电路，将微弱的心电信号高保真放大，并通过低通滤波、高通滤波，进一步放大，最后进行50Hz陷波电路滤除工频干扰，再被数据采集卡采集。

屏蔽线屏蔽线驱动右手左手右脚心电传感器前置放大器低通滤波器高通滤波器幼教浮置跟踪驱动50Hz陷波电路主放大器

图3.6 心电信号调理部分的结构框图

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1、前置放大电路的设计

由于心电信号十分微弱，幅度约为10μV～5mV，而且因人而异，一般需要700倍左右的放大增益，使信号达V量级，要实现这700倍的增益，单靠一级仪表放大器往往是不够的，并且前置放大增益不能太大，否则，将出现饱和现象，因此将放大增益做如下分配：前置放大器增益为7至10倍，输出级放大器为100倍左右。

在心电信号的采集和处理过程中，由于人体心电信号的特点，加上背景噪声较强，采集信号时电极夹与皮肤间的阻抗大且变化范围也较大，因此，前置放大电路设计是整个电路设计的最关键部分，因为它不仅能够提取有用的心电信号，同时要将干扰信号降低到最低水平。这就对前级(第一级)放大电路提出了较高的要求，即要求前级放大电路应满足以下要求。

（1）高输入阻抗； （2）高共模抑制比[7]； （3）低噪声、低漂移， （4）非线性度小；

（5）合适的频带和动态范围。

为此，选用Analog公司的仪用放大器AD620作为前置放大(预放)。AD620的核心是三运放电路(相当于集成了三个OP07运放)，其内部结构如图3.7所示。

图3.7 AD620生物医学放大嚣的内部结构简图

AD620是美国Analog公司设计的一款低价格、低功耗、高精度的仪表放大器，使用方便，它的主要性能参数如下：

（1）电源电压范围为±2.3V～±18V；

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（2）放大增益为10时，其共模抑制比大于100dB； （3）线性误差最大值为40ppm； （4）最大供电电流仅为1.3mA； （5）最大输入偏置电流为1.0nA； （6）失调电压最大值为50μV； （7）失调漂移最大值为0.69V/?C； （8）增益范围：1～1000。

另外，AD620还具有低噪声，低输入偏置电流和低功耗等特点，所以它非常适合应用于医疗仪器。总之，AD620是性能超过自制的三运放结构仪表放大器，而且它体积小，只有8个管脚。它的管脚图如图3.8所示。

图3.8 AD620的管脚图

其中1脚和8脚接电阻网络来调整放大倍率，2脚为反向输入端，3脚为正向输入端，4脚接负电源，5脚为接地，6脚为输出，7脚接正电源。

为了把混杂于原始心电信号中的共模噪声提取出来，增加了右脚浮置跟踪驱动，经过一级倒向放大后，再返回到人体，使它们相互叠加，从而减小人体共模干扰的绝对值，提高信噪比，本电路采用常用运放放大器OP07。

同时，尽管大部分噪声以共模形式存在于人体，但由于元器件不可能完全对称，而且电路板存在一些分布参数．结果使少部分以共模形式存在的干扰噪声以差模信号的方式进入放大器，而放大器对差模信号的放大能力很强，最终导致信号发生畸变。因此，本电路还采用了屏蔽层驱动电路．用共模电压本身驱动屏蔽层给予中和．以便将跨接在其上的共模波动减小到零。放大器同样采用高精度运算放大器OP07。综合上述的分析和设计，前置放大电路如图3.9所示。

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图3.9 前置放大电路图

根据AD620的增益计算公式和电路的设计可得本电路的电压增益为： A?49.4KR3?1?49.48.2?1?7.0 (3.4)

并用电路仿真软件Multisim进行仿真。 （1）采用单端输入方式仿真

AD620的输入由信号发生器产生的正弦波模拟，正输入端接信号发生器的正端，负输入端接信号发生器的地线，并连接到电路的地线。右脚驱动和屏蔽层驱动均接电路的地线。信号发生器的参数如图3.10所示。

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图3.10 单端输入的输入参数

用示波器观察到的波形如图3.11所示。

（a）输入信号 （b）输出信号

图3.11 单端输入的仿真波形显示

图3.11（a）中示波器XSC1中的纵坐标量程为20mV，示波器XSC2中的纵坐标量程为100mV。由上图中的波形得，输出信号的幅值约为输入信号的幅值的7倍，而且，相位没发生变化，与理论计算符合。

在实际电路中，AD620和OP07采用统一的±8V稳压电源供电，信号发生器按照以上仿真的接法给电路输入信号。信号发生器的频率调到100Hz左右，峰峰值为1.30V，用示波器观察到输出信号的频率与输入信号的频率一致，峰峰值为9.80V左右，约为输入信号的8倍，如图3.12所示。由此可得该部分的电路设计在误差范围内是可行的。

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图3.12 单端输入的实物波形显示

（2）采用差分输入方式仿真

AD620的输入由两个信号发生器产生的正弦波模拟，信号发生器1、2的输出端分别接AD620的正输入端和负输入端，地线接到电路的地线。分以下三种情况进行仿真。

①同频率、同幅度输入，正负端所接的信号发生器的参数分别如图3.13的（a）、（b）所示。

（a）正输入端 （b）负输入端

图3.13 差分输入①的输入参数

当正负端输入的信号频率和幅值完全相同时，叠加的结果输出为零。用示波器观察到的波形如图3.14所示。

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（a）输入信号 （b）输出信号

图3.14 差分输入①的波形显示

②不同频率、同幅度输入，正负端所接的信号发生器的参数分别如图3.15的（a）、（b）所示。

（a）正输入端 （b）负输入端

图3.15 差分输入②的输入参数

当正负端接不同频率、相同幅度的输入信号时，用示波器观察到的波形如图3.16所示。

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（a）输入信号 （b）输出信号

图3.16 差分输入②的波形显示

③同频率、不同幅度输入，正负端所接的信号发生器的参数分别如图3.17的（a）、（b）所示。

（a）正输入端 （b）负输入端

图3.17 差分输入③的输入参数

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（a）输入信号 （b）输出信号

图3.18 差分输入③的波形显示

当正负端接不同幅度、相同频率的输入信号时，用示波器观察到的波形如图3.18所示。

综上所述，该放大电路设计合理。利用电路设计与制版软件Protel[8]画原理图，生成PCB并经过焊接，实际制作出来的实物图如图3.19所示。

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图3.19 心电部分前置放大电路的实物图

2、滤波器的设计

由于心电的频率在0.05Hz到100Hz，所以电路需要设计滤波器除去该段频率以外的噪声频率，滤波电路主要由低通滤波器和高通滤波器组成。

（1）低通滤波器的设计

低通滤波器采用归一化设计的Butterworth四阶低通滤波，截止频率为100 Hz，在频率转折处有足够的陡度，避免高频信号的干扰。考虑到元件的误差。设定截至频率为110Hz。Butterworth四阶低通滤波由两个参数一致的二阶滤波器串联构成，图3.20所示是二阶典型低通滤波器。

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图3.20 二阶典型低通滤波器

由于本系统需要的截止频率为110Hz，在参考典型低通滤波器设计的基础上，结合工程需求，选取Cl=C2=82nF，R1=R2=18K，R3=100K,，R4=56K。运放放大器选用了常用的放大器OP07。

图3.21 低通滤波电路图

本系统设计的低通滤波电路是由两级的二阶滤波器组成，实际的电路如图3.21所示。

根据电路的设计可知，电路的电压增益为：

A?(1?R5R6)?(1?256100)?2.44 (3.5)

2低通截止频率为：

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fc??12?R1R2C1C212?18?10?18?10?82?1033?9?9 (3.6)

Hz?107Hz?82?10用电路仿真软件Multisim进行仿真.其波特图如图3.22所示。

图3.22低通滤波仿真波特图

由图3.22可得，在截止频率出现在133 Hz处，在误差范围内符合要求。 在实际电路中， OP07采用统一的±8V稳压电源供电，信号发生器的正端输出接信号输入端，负端即地线跟电路的地相连，频率调节为110Hz，峰峰值为1.26V。用示波器观察输入信号与输出信号的波形，实际波形如图3.23（a）所示，衰减的效果不是很明显；当频率改为150Hz时，实际波形如图3.23（b）所示，波形有了较大的衰减。

（a）

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（b）

图3.23 低通滤波电路的实际波形图

（2）高通滤波器的设计

在电路部分加上简单的高通滤波环节，对隔断直流通路和消除基线漂移将会起到事半功倍的效果，经过高通滤波后，可以大大削弱0.05Hz以下因呼吸等引起的基线漂移程度，心电信号低频端也就相应地取该频率。

图3.24高通滤波电路图

本部分电路置于预放大与主放大电路之间，一个简单的无源高通滤波电路如图3.24所示。

该高通滤波的低频截止频率为：

fc?12?R1C1?12??3.3?10?6?1?106Hz?0.048Hz (3.7)

用电路仿真软件Multisim进行仿真.其波特图如图3.25所示。

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图3.25 高通滤波仿真波特图

由上图可得，在截止频率出现在48m Hz处，在误差范围内符合要求。由于实验室的信号发生器无法调到mHz级信号输出，所以没有对该部分分解出来做实际的调试。

3、主放大电路设计

主放大电路的主要以提高增益为目的，选用常用的放大器OP07可以符合要求。其电路如图3.26所示。

图3.26 主放大电路图

根据同相放大电路的原理可得该电路的闭环增益为：

A?R2R1?1?R2100?1 (3.8)

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调节电路中的R2的电阻值即可以改变增益该电路的原理和体温部分的放大电路的原理一致，故在此不做仿真实验。

4、50Hz陷波电路的设计

虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用．但部分工频干扰是以差模信号方式进入电路的．且频率处于心电信号的频带之内加上电极夹和输入回路不稳定等因素．经过前面的前置放大，低、高通滤波和主放大电路后。输出仍然存在较强的工频干扰，所以必须专门滤除。采用一种基于RC双T网络的二阶带阻滤波器来滤除工频干扰．放大器采用运算放大器OP07。

本系统所设计的50Hz工频陷波电路如图3.27所示[9]。

图3.27 50Hz陷波电路图

由上述条件以及电路图的设计易得，陷波电路的参数如下。 电压增益：

A?R4R5?1?150300?1?1.5 (3.9)

截止频率：

f?12?CR1R2?9?12?C11R1R233

? (3.10)

?50Hz2??68?10?47?10?47?10

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用电路仿真软件Multisim进行仿真，其波特图如图3.28所示。 由图3.28可得，中心频率出现在50Hz处，在误差范围内符合要求。

在实际电路中， OP07采用统一的±8V稳压电源供电，信号发生器的正端输出接信号输入端，负端即地线跟电路的地相连，频率调节为50Hz，峰峰值为1.26V。用示波器观察输入信号与输出信号的波形，如图3.29（a）所示，发现输出信号的峰峰值比输入信号的峰峰值小得多，当频率分别为20Hz和80Hz时，用示波器观察输入信号与输出信号的波形，分别如图3.29（b）、（c）所示,波形没有出现很大的衰减。所以由此可得，在截止频率左右已经起到较好的衰减作用，所以该部分的电路设计在误差范围内，无论是理论还是实际都是可行的。

图3.28 50Hz陷波波特图

（a）

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（b）

（c）

图3.29 50Hz陷波电路的实际波形图

心电部分的模拟放大和滤波电路的所有组成部分已经在上面逐一介绍，并且用电路仿真软件和实际电路进行跟一部分的结果分析，各部分都基本符合要求，所以把上面的各部分按顺序相连，即按照图3.6的顺序相连，就得到心电部分整体的模拟放大和滤波电路。实际制作出来的实物如图3.30所示。

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图3.30 心电部分的整体实物图

3.3数据采集卡模块

根据本系统的要求和实验室的设备条件，采用美国国家仪器有限公司（NI公司）的PCI-6024E型号的多功能数据采集卡及其配套的接线盒作为模拟电路与计算机之间数据通讯的桥梁。接线盒是数据采集卡的一个附件，上面有两个输入端接口和四个输出端接口等等，本系统主要使用它的两个输入端接口，把体温信号和心电信号分别与之连接，并把两部分的地线连接。接线盒与数据采集卡之间采用专用的电缆连接，这样就可以把模拟的信号转换成数字信号，并输入到电脑，进行下一步的分析和处理。下面主要介绍数据采集卡PCI-6024E的功能以及结构[10]。

PCI-6024E是一种多功能数据采集卡，内部结构框图如图3.31所示，它的主要功能有：

（1）12位A/D转换器； （2）12位D/A转换器；

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（3）16路单端接地的模拟输入通道； （4）8位/24位并行输入输出线（5V/TTL）； （5）两路24位定时器和计数器；

（6）支持DMA方式和双缓冲区模式，保证了实时信号不间断采集与存储； （7）在双极性时，输入电压选择有100mV、1V、10V和20V量程范围； （8）最高采样频率为200kbit/S。

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图3.31 PCI-6024E的结构框图

PCI-6024E一共有68根管脚，其管脚图如图3.32所示。

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图3.32 PCI-6024E的管脚图

根据实验室的设备，本系统采用的DAQ信号附件接线盒的实物图如图3.33所示。该附件有以下几个部分组成。

（1）模拟温度传感器； （2）函数发生器；

（3）用于数字测试的LED指示灯； （4）两路模拟信号的输入；

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（5）两路模拟信号的输出；

在本系统中，用到的功能是模拟信号的输入，即把采集到的体温新还和心电信号和地线分别连接到模拟输入的两个端口和接地端。再经过PCI插槽专用排线把接线盒和采集卡连接起来，这样就实现了把模拟信号转换成数字信号并输入计算机的功能，为后续的软件处理做好了必要的条件。

图3.33 接线盒实物图

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4系统软件设计

4.1软件平台的介绍

本系统软件所实现的功能是基于虚拟仪器的设计。虚拟仪器利用计算机强大的图形环境和在线帮助功能，建立虚拟仪器面板，完成对仪器的控制、数据显示、分析和处理等功能，代替传统仪器，改变传统仪器的使用方式，提高仪器的功能和使用效率，大幅度降低仪器价格，使用户可以根据自己的需要定义仪器的功能．虚拟仪器广泛应用于电子测量、 化学工业、电力工程、物矿勘探、医疗、振动分析、声学分析、故障诊断及教学科研等诸多领域。在此，根据实验室的设备和自身的技术水平，选用美国国家仪器公司（NI公司）推出的创新软件产品——Labview作为软件开发平台。

Labview是一种程序开发环境，类似于C和BASIC开发环境，但是Labview与其他计算机语言的显著区别是：其他计算机语言都是采用基于文本的语言产生代码，而Labview使用的是图形化编辑语言G编写程序，产生的程序是框图的形式，它由前面板和程序面板组成，前面板用于设计人机界面，程序面板用来编写程序。Labview是目前发展最快、功能最强大的图形化软件开发集成环境，被视为一个标准的数据采集和仪器控制软件，广泛应用于现在科技的各个领域。Labview能成为业界标准，得益于它的两个巨大优势：一是编程简单，形象生动，易于理解和掌握；另一方面，Labview针对数据采集、仪器控制、信号分析和处理等任务，提供的节点（函数）对底层协议进行了高度封装，用户只需直接调用即可，大大提高了开发效率[11]。

Labview的两大基本功能是DAQ数据采集和仪器控制。DAQ数据采集是Labview的核心技术之一，也是Labview与其他编程语言相比的优势所在，甚至可以认为，DAQ数据采集是Labview最大的功能。也是本系统选用该软件作为开发平台的一主要原因。 4.2软件实现的功能

根据本系统的要求，软件实现的功能主要有： （1）信号的采集； （2）脉搏信号的提取；

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（3）信号的数值显示和波形显示； （4）信号的保存和回放；

（5）体温和脉搏信号的时域特征分析； （6）心电信号的时域分析和频域分析； 4.3软件的设计

针对上述所需要的系统功能，本节主要介绍用户程序的设计。 4.3.1信号的采集

根据本系统的要求，只有两路输入，所以采用DAQ助手对信号进行采集[12]。DAQ助手是建立在DAQmxAPI之上的一个基于步骤的向导，它拥有一个交互式的图形界面，无需编程就能够一步一步地进行测量任务、采集通道、信号自定义换算等配置，使用很方便。图标如图4.1所示。

图4.1 DAQ助手的图标

分别在“采样率”和“采样数”端口创建“输入控件”即可以前面板随时改变采样频率和采样点数，由于本系统只有体温信号和心电信号，而且体温信号变化比较缓慢，所以在设定采样率时主要考虑心电信号的频率，而心电信号的波形的细节部分频率约500Hz，所以由香农定理，采样频率至少为1kHz，但是在实际的工业中，采样频率应为实际信号频率的4到10倍，故系统的默认采样频率为5kHz。采样到的信号由“数据”端口输出。双击图标，将会弹出如图4.2所示的窗口，可进行物理通道的相关设置以及

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采样频率和采样点数的设置。例如本系统只用到两个电压输入借口，所以在“通道设置：项增加两个电压输入即可。

图4.2 DAQ助手设置窗口

采样到的信号由“数据”连接端输出，由于采样到的信号包括体温信号和心电信号，所以要对着两种信号组成的混合信号进行拆分，“拆分函数”的图标如图4.3所示。

图4.3 “拆分信号“函数的图标

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经过“拆分函数”拆分出来的信号（即体温信号和心电信号）均属于动态数据类型，所以需要经过“从动态数据转换”函数，其图标如图4.4所示。

图4.4 “从动态数据转换”函数的图标

左端输入的是动态数据，经过设置，有段输出可以是单一标量、一维数组、二维数组、波形数组等等类型。本系统中用它来实现把信号直接转换成单一标量。 4.3.2脉搏信号的提取

根据本系统的设计方案，没有使用脉搏传感器直接从人体上采集脉搏信号，而是从心电信号中提取，由于上面已经把信号进行拆分，而且转换成单一标量，现在用一设定的数值（例如0.8），去和心电信号的每一个单一标量进行比较，一旦标量中出现大于阈值的数，一初始值为零的中间变量就进行加1运算，一分钟之后，把中间变量的结果显示出来，这个结果就是这一分钟之内脉搏的跳动次数，同时中间变量重新从零开始，统计下一分钟脉搏的跳动次数。这样就可以实现脉搏信号的提取。 4.3.3信号的数值显示和波形显示

本系统主要显示的信号有三种，包括体温信号和脉搏信号的数值显示和心电信号的波形显示，以及各种信号历史数据的时域和频域的分析结果的数值显示或波形显示。其中信号的时域和频域的分析的分析见4.3.5和4.3.6小节。

其中体温用Labview自带的“温度计“显示控件和其附带的数值同步显示。在显示之前增加了电压单位至温度单位的标度变换，同时，体温的显示增加了华氏度与摄氏度模式的转换功能，摄氏温度（C）和华氏温度（F）之间的换算关系为：

F?或

C?59?32 (4.2)

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95C?32 (4.1)

脉搏信号直接采用“数值显示控件“进行显示。而心电信号则选用”波形图“显示，能够实时地显示出心电图。

图4.5 “获取日期/时间（秒）”函数的图标

函数的“当前时间”端连接到“时间标识显示控件”的输入端，再对“时间标识显示控件”的格式进行合理的设置，便可以准确地显示当前日期和时间。本系统设计的实时时间格式如图4.6所示。

图4.6 时间格式

4.3.4信号的保存与回放

由于本系统需要保存的信号由三种，所以选用常见、方便的文本文件(.txt)来进行对数据的回放，首先把三种信号组成的数组通过“数组至电子表格字符串”函数转换转换为字符串类型，然后保存到文本文件中。为了方便后续数据的读取以及进行其他操作，故保存数据时采用按列保存的方式，即如图4.7所示（图中的数据只是模拟数据，没有参考价值）。

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图4.7 信号保存的方式

第一列存放的是体温数据，第二列存放的是心电数据，而最后一列存放的是脉搏数据，需要各信号的数据时先用“读取文本文件”函数从文本文件中读取数据，经过“电子表格字符串至数组”函数转换函数把数据转换为数组，再使用“索引数组”函数，把需要的数据读取出来。“索引数组”函数的图标如图4.8所示。

图4.8 “索引数组”函数的图标

改变输入端“索引”的值即可以在输出端“元素或子数组”中输出不同列的数据。例如若想得到体温的数据，输入端“索引”的值设为“0”，即第“0”列就是体温的数据。心电和脉搏的数据依此类推。 4.3.5体温和脉搏信号的时域特征分析

过去一段时间的体温和脉搏的数据对分析人们的健康和预防疾病有着举足轻重的作用，所以本系统增加了对过去一点时间内体温和脉搏的时域分析，从而更加具体地了解人们的健康状况。根据实际需要，系统可以实现对体温和脉搏求平均值、标准偏差和方差的功能。该功能的实现只要用到的函数是“标准偏差和方差”这个函数，其图标如图4.9所示。

图4.9 “标准偏差和方差”函数的图标

体温或脉搏的数据连接到函数的“X”端，经过函数运算即可以得到数据的均值、标准偏差和方差。“权（采样）”端是计算总体还是采样的标准偏差和方差，默认为“0”，即计算总体的便准偏差和方差。

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4.3.6心电信号的时域分析和频域分析

在本系统中，主要从时域和频域两个方面来分析心电信号，从而提取心电信号中的特征。时域分析主要是对心电的实时信号进行自相关分析，自相关分析是时域分析中的一种常用的方法。通过自相关分析能够更清晰地显示出心电波形中R瓣的幅值和周期，从而更准确的提取到脉搏信号和获取心电信号中的重要信息；频域分析主要是对心电的实时信号进行频谱分析，通过频域分析可以方便地观察信号的频率范围和能量的分布。 4.4软件的整体层次结构

上面已经对各功能进行较为详细的介绍，这部分主要介绍软件的整体层次结构。系统软件的整体层次结构如图4.10所示。系统由主VI和关键子VI组成[13]。

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图4.10 软件的整体层次结构图

1. 系统主VI的设计

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系统主VI用来获取体温和心电信号、提取脉搏信号，并且实时显示和保存。它的前面板和程序框图分别如图4.11和4.12所示。

图4.11 系统主VI的前面板设计

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图4.12 系统主VI的程序框图设计

单击左上角的“运行”按键，系统进入运行状态，将会弹出如图4.13所示的对话框，用来输入文件保存的路径，当不需要改变路径时便会保存到默认设定的路径中。

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图4.13 保存路径对话框

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图4.14 系统关键子VI的前面板设计

输入文件名，按“确认”键，对话框自动关闭，系统将开始运行，采样率和采样数可以根据实际需要进行增加或降低。

2. 系统关键子VI的设计

运行过程中，单击主界面上的“数据分析”按钮，由“数据分析”按钮的单击事件，触发“事件结构”中的“数据分析，值改变”分支，调用 “数据分析”子VI，此时系统自动弹出如图4.14所示的前面板，与其对应的程序框图如图4.15所示。

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图4.15 系统关键子VI的程序框图设计

单击“打开文件”后端的按钮，将自动弹出如图4.16的打开目录路径对话框，选择路径和文件名后，默认的路径和文件名与保存的一致。单击“确认“按钮，对话框关闭，单击”开始“按钮，系统开始对数据进行相应的分析。

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本文来源：https://www.bwwdw.com/article/7byp.html