大學畢業設計基于虛擬儀器的心臟功能檢測系統的設計-免費閱讀

　　

【正文】 心功能檢測系統是一個包含多種技術的復雜系統，很多功能都有待進一步提高。常用上午心電圖監測方法，以 QRS波為例，有差分閾值法、模板匹配法、小波分析法、神經網絡化等，其中小波分析法最為常用，它是一種時頻局部分析法，在信號頻率高的區域具有“顯微”能力，能相對準確地確定出心電等微弱生物信號的特征 [ 28–29]。 167。 相應的串行通信前面板如圖 4–7所示。 以 VISA Write模塊 為例，介紹VISA的功能如下： 圖 4–6 VISA Write 控件 該模塊將數據寫入 VISA resource name指定的設備的緩沖區內， dup VISA resource name返回同樣的設備句柄。 在本系統 的串行通信設計中，數據采集卡通過 USB 接口將心電信號傳輸到 PC 機，而 PC 將數據采集卡識別為虛擬串行接口，因此，信號采集程序的核心就是接口部分的讀寫通訊操作。 系統登錄模塊設計 (a) (b) 圖 4–4 (a) 登錄前面板 (b) 登錄程序框圖 通過運行此登錄界面，即可進入主程序前面板進行虛擬儀器的一系列操作，如信號采集、信號處理、信號分析等。接下來關鍵的一步就是程序測試階段，由于每一個子 VI 都可以單獨執行，所以每完成一個模塊就應測試一個，發現問題及時修改，將使最后的總體程序調試變得非常方便 [ 24]。本系統軟件設計是計算機軟件處理部分，主要實現串行通訊、數據顯示、存儲、分析、自動檢測等功能。 程序框圖：與每一個前面板相對應，利用圖形化編程語言 對前面板上的控件對象進行控制，將系統所需要的功能模塊進行有序的安置，并定義連接各個模塊的輸入輸出端口，以確定框圖內數據流動方向。并且測量結果可以從虛擬儀器面板直接讀出。它是美國 NI 公司開發的一套基于 G 語言 (Graphics Language，圖形化編程語言 )，專為數據采集與儀器控制、數據分析和數據表達而設 計的開發軟件 [17]。 踏車控制電路的設計 傳統的心功能監測工具是按鍵式的踏車功量計，用于產生運動心電電荷。 總之， 基于 USB 接口的心電信號數據采集系統具有優越的性能。為此 ， 本 設計可采用 基于 USB接口的心電信號數據采集系統使用了目前最為先進的 USB 接口技術，能夠支持即插即用和熱插拔功能。則單片機與前面的信號處理電路連接框圖如圖 3–9 所示。 此數據采集系統包括兩部分電路的設計，即單片機數據采集和 基于 USB 接口的 電路設計分別介紹如下。研究表明，肌電干擾主要集中在 35 Hz 左右，為此，本系統還設計了圖 3–8 所示的 35 Hz 的無限增益多路反饋型二階 陷波器。 陷波電路設計 167。 圖 3–3 高通濾波電路 濾波器 的 增益為 rf1 RRK ?? (3–5) 截止頻率為 21212c CCRR 1?? (3–6) 幅頻特性如圖 3–4 所示 fFcKK0 圖 3–4 高通濾波器幅頻特性 17 167。 167。 167。其增益可調 (范圍約 1~1 000 倍 )，并可由公式 gG R ??? (3–1) 來確定。為了不失真地檢出有臨床價值的干凈心電信號，需要對直接獲取的心電信號進行一系列地預處理，且往往要求心電數據采集系統具有高精度、高穩定性、高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲及強抗干擾能力等性能。 167。因此。 167。 QT間期 QT 間期為 QRS 波群起點至終點的時間，代表心室除極、復極過程中總共所需要的時間，有成為心臟電收縮時間。 總的來說， QRS 綜合波的電壓在三個加壓肢體導聯或三個肢體導聯中，每一個導聯 R+S 或 Q+S 電壓之和若都小于 mV，三個加壓肢體導聯 QRS波總電 壓之和 (負電壓要按絕對值計算 )小于 mV，均為低電壓 [6]。正常 P 波具有以下特點： 方 向： I, II, aVF, V4–V6 各導聯應直立向上， aVF 導聯波形則應倒置； 時程： P 波的寬度應小于 s； 電壓：即表示 P 波振幅，對肢體導聯應小于 mV，對心前導聯應小于 mV。 圖 2–2 心室肌細胞動作電位示意圖 綜上所述，在心肌細胞的除極和復極過程中，將形成一個變化的電矩，因而在其周圍空間將引起電位的變化，進而形成各種各樣的心電圖 [15]。 對應靜息電位， 心肌細胞在興奮時所發生的電位變化稱為動作電位，即心肌細胞的除極和復極過程所發生的電 位變化 。這些細胞在未受到任何刺激時，處于靜息狀態，細胞膜外帶正電，膜內帶 同等數量 負電，稱 這種穩定的電荷分布狀態為極化狀態 ，如圖 2–1 所示。 2) 擬出課題設計的原理框圖，明確課題設計的具體方向。心電圖的發現使得醫療機構能夠更加準確的了解心臟內部機能狀況。在心電信號的計算機輔助診斷系統開發過程中，可利用多種計算機仿真軟件，來提高心電檢測和監護水平，并使成本最低化、功耗最小化、操作簡便化。近幾年來，美等國家開始利用動態心電儀進行心律變異分析，即可直接戴在病人身上進行實時監護，已取得大量經驗，其臨床意義得到醫療專家的高度重視，發達國家已普遍采用。 隨著低成本高性能的計算機資源普及運用、大規模集成電路技術和通訊技術的飛速發展，虛擬儀器技術不僅可簡化儀器系統結構，而且能有效的降低生產成本和縮短開發時間 。本文 首先 是對心電信號的預處理和分析，采用的心電信號均來自國際上公認的 2 MIT–BIH數據庫。 目前 ， 虛擬儀器廣泛應用于工業自動化和控制系統、圖像的采集和分析處理、系統仿真、運動控制、遠程監控、物礦勘探、醫療、振動分析、聲學分析、故障診斷、電子工程、電力工程及教學科研等諸多領域。 系統信息存儲模塊的設計 ......................................... 30 167。 USB 接口電路的設計 ................................................. 22 167。 二階高通有源濾波器的工作原理 ............................ 16 167。 QRS 波群的變化 ......................................................... 10 167。 PR 間期 .......................................................................... 9 167。本課題主要包含了硬件和軟件等功能模塊的設計，通過軟件開發平臺 (LabView)，設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。 I 基于虛擬儀器的心臟功能檢測系統的設計 摘 要 隨著人們生活節奏的加快，不合理的飲食和作息習慣使得心血管類疾病的發生率逐年增高。該系統利用 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、數據保存、數據處理，可較好地輔助醫生更好地進行診斷。 QRS 綜合 波群 ............................................................... 9 167。 Q–T 間期變化 .............................................................. 10 167。 二階有源高通、低通濾波器的參數設置 ................ 17 V 167。 踏車控制電路的設計 ........................................................... 23 第四章 系統軟件部分的設計 ............................................................. 24 167。 系統信息的分析 ......................................................... 32 總 結 ....................................................................................................... 33 參考文獻 ................................................................................................. 34 致 謝 .........................................................................錯誤 !未定義書簽。可以看出，虛擬儀器開發及應用已經進入高速發展的時期。 緒論部分 主要介紹了心 功能檢測系統 的研究意義、 研究現狀及設計的總體方案。 通過 本次基于 虛擬儀器 的 心 功能 檢測系統這個課題的研究，認識到虛擬儀器技術是開發自動化，柔性化和網終化測量儀器的有效方法。目前國內外逐漸有相關的心功能檢測產品問世，并逐漸趨于多通道導聯的心電監護裝置，體積和重量都大幅減小，且大多產品采用內置液晶顯示屏，中英文分析，操作十分簡便。考慮到心電圖數據的海量性，目前科研人員又結合計算機輔助診斷系統，著手于心電自 動分析系統的研究，以實現心電數據的自動分 4 類和智能診斷，并使其具備對心電數據、病人信息、醫生診斷分析等數據的管理功能，對心血管疾病的分析和診斷有著十分重要的意義 [8]。但是，目前大多廠家研發生產的心功能檢測儀與心電監護儀是兩套分別獨立的產品，不利于心血管疾病患者的快速監測診斷，醫生使用起來也較為復雜、繁瑣，并且還會加大醫院的設備 投資和患者的就醫費用。 心電數據采集系統 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 前面板計程序設計 圖 1–1 總體框圖 3) 介紹課題的硬件電路設計， 給出心電信號預處理的幾種常見方法，對比選擇最優的心電放大、濾波等處理方法。 圖 2–1 極化狀態圖 通過實驗，測得極化狀態的單一心肌細胞 膜 內電位為 –90 mV，膜外為零 ，這種靜息狀態下細胞內外的電位差稱為靜息電位。這時膜內外的電位必然改變，使原來的極化狀態遭到破壞，稱此種現象為 除極 現象。由于臨床上用于診斷的心電圖形是由各部分心肌細胞產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。 167。 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。 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。運動試驗中 QRS 波的 變化可作為判定冠心病的一項指標。 心律失常 在健康 人和冠心病患者，運動都可誘發各種心律失常，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、成串的早搏 [10–16]。綜合以上各種條件，這里采取以下處 理過程，如圖 3–2 所示。為防止前置放大器工作于飽區 和或截止區，其增益不能過大，試驗表明： 10 倍左右效果較好。 濾波電路及二次放大設計 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的信號通過，面對此頻率范圍以外的信號抑制或急劇衰減。 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。 二階有源高通、低通濾波器的參數設置 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，其截止頻率設計為 令 R1=R2 C1=C2 傳遞函數 rffi00 1H RRAKVV ????? (3–7) 則 CfCR Lc π2 11 ?? ?， QAf 13?? (3–8) 其中 Q 為品質因數，此種參數設計優點是兩個電容和兩個電阻均分別相等，利于集成生產。 50 Hz 陷波電路設計 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，加上電極和輸入回路不穩定等因素，前級電路輸出的心電信號仍存在較