心电信号传输

关键词：

心电信号传输（精选八篇）

心电信号传输 篇1

心电信号较为微弱, 且数据量大, 易受到噪声干扰, 需要一种通信速率快, 隔离效果好, 性能稳定的通讯模块。当前PC上板载RS-232模块通信速率高达921.6kbps, 现有的TTL转RS-232的通讯模块的通信速率远低于此值, 且无隔离功能, 抗干扰能力差。复杂的系统易造数据丢失、影响其稳定性。

本文介绍的是一种全隔离高速串口通信器, 实现了PC端和心电图机全隔离, 及心电的TTL信号/RS-232信号的转换, 发挥了计算机硬件的处理能力, 确保了心电信号的高保真还原, 简化了应用端的设计难度。

1. 方案设计

传统方案速率低, 数据易丢失;此外缺乏隔离功能, 应用端连接PC后, 浮地在PC端被短路, 开发产品时的分地设计失效, 无法满足式样要求。同时在PC端引入了工频干扰, 数据的准确性降低, 增加了测试时间。

针对该问题, 采用RS-232高速隔离通信器的设计方案, 信号采集单元的不同浮地间相互独立。回路的面积降低, 减小外部噪声对TTL信号的影响, 抑制了PC端对心电图机TTL信号的工频干扰, 保证采集信号的准确性, 缩短测试时间。

图1是全隔离高速通信器框图, 可以分为输入滤波、隔离、信号变换和输出滤波4个部分。为降低噪声的影响, 在输入端和输出端加入滤波模块。为实现信号采集源和转换电路的隔离, 中间环节采用磁耦合技术, 使得两部分电路独立工作, 消除信号转换前后的相互作用。

2.电气设计

2.1 电源供给单元

图2是电源供给单元, 采用对称设计, 电源模块 (U1) 输入端的3.3V取自信号采集端, GNDF与TTL信号共地, 输出5V为U2、U3的VDD2供电, 满载输出功率1W。输入端C1、C2、C3和输出端C4、C22、C23电容滤波, 减少输入和输出的纹波, 磁珠FB1、FB2抑制电磁辐射干扰。

2.2 信号隔离单元

图3是信号隔离单元, U2、U3是双通道磁耦合数字隔离器, 采用了高速CMOS工艺和芯片级的变压器技术, 功耗为光电耦合器的1.6%~10%, 具有直流校正功能。信号输入端有6个引脚, 包括:3.3V (Pin6) , GNDF (Pin5) , T_X (Pin4) , R_X (Pin3) , RT_S (Pin2) , CT_S (Pin1) , 提供四通道的信号传输回路。R1&C5, R2&C6, R3&C7和R4&C8四组RC低通滤波器, 根据式 (1) 计算滤波器的截止频率为700k Hz[2]

2.3 信号转换单元

图4是信号转换单元, 采用MAX3225芯片, 是5V供电的EIA/TIA-232和V.28/V.24通信接口, 驱动电流最小1μA, 最高速率1Mbps, 具有自动关机/唤醒功能, ±15k V静电放电保护, 高数据速率的能力。

信号经过U2、U3之后通过U4进行电平转换, U4上电后, 点亮LED2, 提示U4进入工作状态。信号转换后进行二次滤波后, 通过磁珠FB3、FB4、FB5和FB6, 抑制高频噪声和尖峰干扰, 吸收静电脉冲, 对应EMC测试。

2.4 PCB布线方案

图5是该方案的PCB布线图, ①是信号输入区域, 信号输入滤波时, 优先接入电容, 参照PCB板上微带线和带状线的阻抗的计算方法式 (2) 和式 (3) 计算布线阻抗, 选择合理走线[5]。

走线到参考平面的距离:h1

PCB板材质的介电常数:εr

PCB板上导线宽度:w

②是信号隔离区域, U1、U2、U3平行排列, 切除元件下方的全部覆铜, 增加爬电距离, 加强绝缘等级。

③是信号转换单元, U4及其外围元件, 分布在同一面, 信号走线不需换层。缩短信号传输距离, 降低分布电容影响。

④是输出部分, 通过DB9连接PC串口, 磁珠靠近DB9排列, 减小DB9到PC的回路面积。在PCB的空白区域, 增加过孔地, 保持地平面的稳定性, 均匀散热, 为信号提供就近的回路, 减小各独立模块的回路面积。

3. 实验

实物如图6, 通过DB9连接PC串口, 后端连接心电图机的TTL信号。PC即接受到心电信号。DB9连接示波器, 后端输入信号后, 通过比对波形可验证通信器性能。

采用不同的通信器, 输入相同数据, 波特率500kbps。从图6 (a) 和图6 (b) 的对比, 可以看出使用全隔离高速通信器后信号明显好转, 数据丢包现象消失, 信号波形圆润, 对噪声的抑制效果明显。

4.小结

采用磁耦合设计的全隔离高速通信器, 具有强隔离, 抗干扰, 结构简单, 消除不确定的电流传送比率、非线性传送特性以及随时间漂移和随温度漂移的问题, 功耗降低了90%;传输速率为700kbps时, 无数据丢失, 性能稳定, 满足心电信号的传输需求。

参考文献

[1]杨福生, 吕扬生.生物医学信号的处理和识别[M].天津:天津科技翻译出版公司, 1997.

[2]吴慎山, 郭亚群, 卢丹.模拟电子技术试验与实践[M].北京:电子工业出版社, 2011

[3]黄大显.现代心电图学[M].北京:人民军医出版社, 1998

[4]王登科, 张海南, 史仪凯.基于DSP的心电信号除噪声方法研究[J].西安工业大学学报, 2007, 27 (3) :238-241.

电信号的传输速度和光信号的传输速 篇2

真正原因是：它们承载或者说携带的数据量不一样。数据量指的是计算机能识别的0和1二进制数据。电信号是高，低电平来表示1和0，也就是电流的通与断或者正负极的变更（即频率）。（比较好控制，所以一直采用）。通断速度，正负极转换速度，决定了发送的数据量的多少。光信号是发送的激光的闪烁，来表示1和0，闪烁的快慢决定了发送的数据量多少。

因为激光的闪烁可以很高，电信号的通断或正负极转换就没那么高了，所以出现了数据量承载的差别，就是我们所说的带宽速度不一样。

附注：现在电信号已经不单单是通断或正负极转换了，还能通过各种方法提速，比如：双绞线的千兆位以太网，通过详细地改变电压值，可一次传输5位信息，而不是打开和关闭的2位信息，而且还通过把4对双绞线组成一束实现了1Gbit/秒的传输速度。千兆位以太网的传输方式可以说作为电信号通信技术现今为止已经接近了极限。但光信号从理论上来讲在光纤通信中足以实现100Tbit/秒的传输速度。

心电数据转换与远程传输的方法研究 篇3

关键词：心电图机,心电监护,DICOM3.0,远程医疗,数据转换

1 研究背景

随着人类社会健康观念更新、疾病谱改变、老龄化社会到来及医学模式的转变,以医院为中心的模式必然会回归到以预防为主、以社区医疗(含家庭和个人保健)为中心的模式上来[1]。这对医疗仪器的研究和设计者提出了新的要求和挑战。

近年来,心脏病的发病率和死亡率不断上升,已成为威胁人类生命健康的主要疾病。心电图(ECG)检查是与心脏病作斗争的重要手段。基层医院由于医疗水平所限,难以满足当地病患对于心脏病诊疗的需求。而大型医院的资源有限,无法做到对众多可疑的心脏病人同时实行有效的监护,且一般病人也无法承担在院长期监护的高额费用。因此,建立可有效延伸到乡镇、社区等基层医疗机构和家庭的远程心电监护与救治体系,是提高心血管疾病防治水平的有效途径。

对于社区、乡镇与中小市县医疗机构,无论从国内外成功案例、研究成果以及未来发展趋势看,毫无疑问将在整个医疗体系中发挥越来越大的作用。这主要体现在四个方面:一是随着社区、乡镇与中小市县医护人员和网点的增多,使老百姓易于就近获得医疗服务;二是随着社区、乡镇与中小市县医护人员的医疗水平得到稳步提高,使老百姓信任并自愿选择就近医疗;三是对术后患者的康复护理治疗,社区医护具有天然优势,可使老百姓主动接受社区医护服务;四是随着我国老龄社会的来临,越来越多的老年人必然依靠社区医护服务。这对心电远程监护提出了新的要求。

许多研究者对远程心电监护进行了研究[2,3,4,5,6],其主要内容是采集心电数据、通过GPRS或CDMA发送到心电监护中心,监护中心进行诊断后再将反馈信息发送回采集终端。刘星等人[4]的研究还用到了PDA,心电采集终端把数据以蓝牙方式发送到PDA,PDA再通过GPRS数据发送模块把数据发送出去。这些研究所用到的心电数据格式是自定义的,数据格式的不同使心电终端与其他监护中心、各个监护中心之间的数据交换成为一个问题。

为了解决基层医疗机构与大型医院之间远程医疗中ECG数据的传输问题,我们的方案是从心电图机提取病人的ECG数据,转换为统一的格式,通过医院的图片存档及通信系统(PACS)和远程医学服务器,发送到大型医院的监护中心;监护中心建有数据库,可以存贮病人的数据,医生可通过网页浏览、注释,病人可通过网页查询。

2 主流ECG数据标准的对比

目前,主流心电图机采用的数据格式主要有SCP-ECG、HL7 aECG和DICOM。DICOM可实现医学影像信息的处理、保存和传输等功能,并且从3.0版起支持ECG、血液动力学和电生理学波形数据的管理,但没有一个具有普遍性的波形数据管理标准,如还未实现对ECG的标准操作程序,因此使系统的扩展复杂化[7]。

SCP-ECG是一种专为传输存储标准ECG数据而制定的协议,其目的是使得不同厂家生产的心电图机之间以及数字心电图机和心电数据管理系统之间实现ECG数据交换和传输。2002年欧盟正式批准SCP-ECG成为医疗设备通讯的国际标准(EN ISO 11073)的一部分[8]。

SCP-ECG定义了用于交换的心电数据的内容和格式,用于控制不同工作站和用户间的数据流的查询;用于控制消息以及在数字心电图机和ECG管理系统间的低层传输协议,可实现数据的大比例压缩(无损、有损均可),对于心电的处理和传输非常成功,但它不具备对其他信息的标准化功能。SCP-ECG标准的创立为心电信息的交流奠定了基础,由于心电信息种类十分繁杂庞大,SCP-ECG标准到目前为止并不完善,因为它只支持静态心电信息,不支持信号平均心电即晚电位信息,不支持动态心电信息(HOLTER)和运动心电信息(Exercise ECG)等。

HL7的主要目的是要发展各型医疗信息系统间的通讯,是临床、银行、保险、管理、行政及检验等各项电子资料的通讯标准。HL7通信协议汇集了不同厂商用来设计应用软件之间界面的标准格式,它允许各个医疗机构不同的系统之间进行重要资料的通信。HL7心电图注释标准(HL7Annotation ECG,HL7 aECG)是HL7工作组响应美国FDA对于ECG波形和注释信息交流标准的要求,在2004年1月通过的ECG通信标准,也叫FDA XML格式。

HL7 aECG采用XML作为数据存储格式,提供了包括心电图波形和注释信息在内的心电信息表达、存储标准。XML是可扩展的标记语言,是一套定义语义标记的规则。用户可以根据需要定义自己的标记。虽然这些标记在意义上具有相当的灵活性,但这些标记必须根据某些通用或特定的原理来创建,HL7 aECG标准正是规定了创建用于存储ECG数据的XML标记的原理,并且详细说明了这些标记的意义。HL7 aECG标准通过提供XML schema文件来规定数据文件中元素的组织结构,并在使用说明文档中详细介绍了各元素代表的数据内容。

HL7 aECG XML schema文件定义了元素组织结构参见相关文献[9]。

通过对以上几种主要医学标准中ECG信号标准的比较分析,综合考虑其可拓展性和可行性及DICOM标准在医院PACS系统中的广泛应用,为了与其对接并最大限度地利用已有资源,选用DICOM标准作为远程ECG数据传输的数据标准。

3 ECGToolkit简介

ECGToolkit是开源的软件工具,可以完成ECG数据的转换、查看、打印,并具有与医院PACS通信的功能。它是使用C#net 1.1和2.0开发的,支持的ECG数据格式包括SCP-ECG、DICOM和HL7 aECG等。

在上述功能中,都用到项目ECGConversion,它的功能是完成不同ECG数据格式的转换。在ECGConversion中,有IECGReader抽象类,用于读取某种ECG,它定义了Read()方法,返回格式为IECGFormat。对于不同的数据格式,重写了相应的类和方法(图1)。如SCPReader、RawECGReader、UnknownECGReader(读取所支持格式的类),都重写了Read()方法。

类似地,不同的数据格式也重写了抽象类IECGFormat,得到了SCPFormat、RawECGFormat、CSVFormat等类(图2),用来存贮读取的ECG数据,并将其解析为标准格式。这些Format类要选择如下接口:ISignal,IDemographic,IDiagnostic,IGlobalMeasurement,分别用来完成ECG波形数据、病人/医疗机构相关信息、诊断信息、ECG测量信息的标准解析。

在进行ECG数据格式转换时,先将源文件读入,成为一个Format对象(如SCP-ECG文件读入为SCPFormat对象),由Convert类将其转换为目标Format对象,再生成对应的文件。

在项目ECGConversion中,可完成RAW(原始数据)、CSV(Excel数据)和SCP-ECG数据之间的转换。ECGToolkit中,扩展了3个项目:将HL7 aECG、DICOM和PDF也扩展为可转换的数据格式。

如上所述,ECGToolkit可将RAW、CSV、SCP-ECG、a ECG、DICOM和PDF等格式的ECG数据互相转换。对于不在上述格式范围内的特定厂家的心电数据,需开发专用的项目,来完成这个功能。

4 将MAC5500心电数据转换为HL7 aECG格式的方法

MAC5500的数据采用XML文件存贮,其格式不属于上述6种格式,要将其转换为DICOM格式,我们开发了专用的项目MAC。

4.1 从MAC5500心电图机获取ECG数据

(1)建立心电图机与PC机之间的串口连接,PC机做好接收数据的准备。

(2)在MAC5500上选择串口传输方法后,选择要传输的病人的文件,然后发送。

(3)PC机即可接收到ECG数据文件。

4.2 ECG数据文件的解析与转换

为了以DICOM格式发送文件,需对得到的ECG数据文件进行解析和转换。

MAC5500有restecg.dtd、restecgfield.dtd、I2.dtd和I2FIELD.dtd等文件,用于规定XML数据文件的格式。DTD文件实际上可以看作一个或多个XML文件的模板,这些XML文件中的元素、元素的属性、元素的排列方式/顺序、元素能够包含的内容等,都必须符合DTD中的定义。XML文件中的元素,是根据我们应用的实际情况来创建的。ECG数据文件的解析和转换过程,实际就是在MAC5500 XML文件中找到标记,提取出被标记的内容,生成MACFormat对象(MACFormat类是IFormat抽象类的子类),然后由Convert类将其转换为DICOM格式(实际上可以与上述6种格式任意互相转换)。

值得注意的是,MAC5500的波形数据进行了BASE64的编码,在完成ISignal接口对心电数据进行解析时需对其进行相应的解码,再将两个字节的数据按照低字节、高字节的顺序合成一个数据。把BASE64编码的心电字符串string解码为数组的流程如下:

(1)查找并去除string中的“r”“n”“s”;

(2)获取string中“=”之前的部分;

(3)依次取出string中的单个字符,查BASE64编码表,得到6位二进制数,转换为布尔数组,并将其反向;

(4)将上述布尔数组拼接在一起;

(5)每次取出8个布尔值,反向,转换成整数,形成U8数组;

(6)每次取出两个整数,按低8位,高8位形成一个I16整数,形成I16数组。

经过上述的解析和转换后,得到的DICOM格式的心电数据可以用来进行远程传输和心电波形再现。

5 结束语

远程心电传输是目前的研究热点,为了便于不同系统的对接、交流,选择并且兼容标准的心电数据格式非常重要。本研究综合了各标准本身的性能及其应用的广泛程度,选择了DICOM作为标准。开源软件ECGToolkit具有开放的架构,适宜作为相关开发的平台,我们在这个平台上开发了针对MAC5500心电图机的MAC项目,完成了心电的提取、转换和传输,达到了预期的效果。

参考文献

[1]邓亲恺.现代医学仪器设计原理[M].北京:科学出版社,2004.

[2]焦腾,董秀珍,张坤,等.基于GPRS网络的远程心电监护系统[J].电子工程师,2008,34(11):78-80.

[3]李婧,刘知贵,李彬.远程心电监测系统的研究与设计[J].现代电子技术,2008,31(15):107-110.

[4]刘星,陈希超,汪觉民,等.远程心电监护系统的设计与开发[J].医疗卫生装备,2007,28(11):55-56.

[5]王鸿鹏,闫晓伟,杨孝宗.基于CDMA1X的远程心电监护系统的研究与设计[J].计算机工程与设计,2006,27(18):3324-3327.

[6]王美霞,李章勇.基于GPRS的远程心电监护系统的研制[J].中国医学物理学杂志,2006,23(6):434-436.

[7]曹玉珍,刘挺,余辉.应用HL7标准实现心电数据交互[J].计算机工程与应用,2009,45(9):74-76.

[8]邱四海,曾永华.心电数据管理系统中标准数据格式的分析[J].生物医学工程学进展,2010,31(2):63-67.

[9]Brown B D,Badilini F.HL7 aECG implementation suide[EB/OL](2005-09-26)[2012-07-31].Http://www.amps-lie.com/UsefulDocs/aECG_Implementation_Gmde.pdf.

远程心电医疗信号监测系统设计 篇4

HHCE(Home Health Care Engineering)这门学科正随着人类对健康的重视和远程医疗的发展而逐渐走进人们的生活,它提倡的是一种“在家就医,自我保健,远程诊断”的理念,把高科技与医疗结合起来。HHCE的出现符合21世纪社会老龄化、医疗费用日益高涨以及人们生活健康质量高要求的趋势,同时可实现医疗资源共享,提高边远地区的医疗水平,因此具有特别旺盛的生命力。

HHCE系统提供一种对于家庭、社区医疗、出诊医生有效便捷的医疗监测解决方案,具有心电信号监测功能的监测器是HHCE系统的重要组成部分。就国内而言,该类产品的研究也属于刚起步阶段,远程网络也只是简单的完成数据库医疗数据的存储和传输,还没有真正完成将网络与医疗器械相结合。在国际方面,世界各国在此的研究均投入大量资金,但依然主要是使用价格昂贵的仪器完成医疗数据采集,然后依托PC/internet网络完成数据采集以及网络诊断。

本设计采用了Altera公司的NiosⅡ软核处理器作为CPU,并移植了当今主流的μClinux操作系统。该系统具有系统稳定、便携式、功能可升级扩展、面向用户、远程控制等特点。一方面,它将家庭保健和远程医疗结合起来,主要面向用户终端设计,使个人能够方便的对自身心电信号的进行自我检测与分析,实时了解自己的身体健康状况;另一方面,采集到的数据还可以通过存储卡存储,以便对数据进行长期分析处理和诊断;除此之外,系统还可以通过网络等远端通讯设施与医疗保健服务端(如医院、私人医师、监护中心、保健中心等)快速建立连接,将测量数据传递给远程数据库或医生。有利于医疗信息的数据库管理和远程实时监护、诊断,使用户不用出门就能得到最及时有效的诊断。

2 系统介绍

远程心电医疗信号监测系统主要由心电信号的前端采集与调理模块、心电信号处理与存储模块、数据显示模块和远程传输控制模块等4个关键模块组成,系统功能结构如图1所示。

该监测系统的硬件平台采用Altera公司CycloneⅡ 2C35 FPGA芯片,采用SOPC(片上可编程系统)技术将NiosⅡ软核处理器、存储器、功能接口和扩展I/O口等集成在一块FPGA芯片上,外围扩展心电数据采集板、网络、LCD屏、触摸屏/键盘、SD存储卡等硬件来实现系统的硬件架构,且带有可扩展的I/O接口,便于以后系统功能升级与扩展。

3 系统关键模块的设计

3.1 NiosⅡ嵌入式软核处理器简介

NiosⅡ系列嵌入式处理器是Altera公司推出的软核处理器。用户可以获得超过200 DMIPS的性能,而只需花费不到35美分的FPGA逻辑资源。NiosⅡ支持MicroC/OS-Ⅱ、μClinux等多种实时操作系统,支持轻量级TCP/IP协议栈,允许用户增加自定义指令和自定义硬件加速单元,无缝移植自定义外设和接口逻辑,在性能提升的同时,方便了用户的设计。

NiosⅡ处理器采用Avalon交换式总线,该总线是Altera开发的一种专用的内部连线技术。Avalon交换式总线由SOPC Builder 自动生成,是一种用于系统处理器、内部模块以及外设之间的内联总线。Avalon交换式总线使用最少的逻辑资源来支持数据总线的复用、地址译码、等待周期的产生、外设的地址对齐、中断优先级的指定以及高级的交换式总线传输[1]。

3.2 心电信号采集调理模块设计

对ECG信号采集采用模块化的设计方式,主要由前端的导联传感器、信号滤波放大调理电路和A/D采样电路组成。人体心电信号的主要频率范围为0.05～100 Hz,幅度约为0～4 mV,信号十分微弱。同时心电信号中通常混杂有其他生物电信号,加之体外以50 Hz工频干扰为主的电磁场干扰,使得心电噪声背景较强,测量条件比较复杂。为了不失真地检测出有临床价值的心电信号,信号滤波与放大调理部分主要由一下几个电路组成:前置放大电路、高低通滤波电路、陷波电路与A/D转换电路,电路原理图如图2所示。

首先心电导联采集过来的微弱心电信号通过前置放大电路进行放大,此部分包括右腿驱动以抑制共模干扰、屏蔽线驱动以消除引线干扰,增益设成10倍左右。设计前置放大采用美国模拟器件公司生产的医用放大器AD620。AD620由传统的三运算放大器发展而成,为同相并联差动放大器的集成。其具有电源范围宽(±2.3～±18 V),设计体积小,功耗低(最大供电电流仅1.3 mA) 的特点,因而适用于低电压、低功耗的应用场合。此外还具有有较高的共模抑制比,温度稳定性好,放大频带宽,噪声系数小等优点。放大后的信号经滤波、50 Hz陷波处理后再进行二次放大,后级增益设成100倍左右。由于ECG信号幅度最大就几mV,而A/D转换中输入信号的幅度要求在1 V以上,所以总增益设成1 000倍左右。其中,滤波采用压控电压源二阶高(低)通滤波电路,用于消除0.05～100 Hz频带以外的肌电等干扰信号,工频中的其余高次谐波也可被滤除掉。同时,采用有源双T带阻滤波电路进一步抑制50 Hz工频干扰。

A/D采样芯片采用TI公司的8位串行芯片TLC549,该芯片采用SPI接口,仅用三条线即可实现采集控制和数据传输;具有4 MHz的片内系统时钟和软、硬件控制电路,转换时间小于17 μs,采样速率达40 kS/s;采用差分基准电压技术这个特性,TLC549可能测量到的最小量值达1 000 mV/256,也就是说0～1 V信号不经放大也可以得到8位的分辨率。

3.3 数据采集控制器设计

为了得到经过前端TLC549芯片转换的心电信号,必须设计一个数据采集控制器,实现对AD芯片的控制与数字化心电数据的获取。该控制器根据TLC549芯片的工作时序[2]与后端数据处理的需要,采用Verilog HDL自行设计。该控制器具有多路采集的特点。

在自TLC549的I/O CLOCK端输入8个外部时钟信号期间需要完成以下工作:读入前次A/D转换结果;对本次转换的输入模拟信号采样并保持;启动本次A/D转换。则一路采集时间为:0.5 μs×(3+8×2+1)=10 μs,而芯片转换时间小于17 μs,则整个过程时间花费为27 μs。为了有效的利用该控制器,在一路A/D转换期间,同时进行另外一路A/D采样,这样就可以在40 μs时间内完成对四路信号的采集,大大提高了工作效率。同时,设计中还加入了一个FSM信号来控制采样时间,从而适应不同频率信号的采样频率。AD芯片的时序仿真图如图3所示。

Din为采集数据的串行输入,时钟由系统时钟通过分频系数得到。设计中,设置了fsm作为采样控制时钟,这样可以根据需要来调整采样速率。由于进行一次AD采样的时间很短,无论采用查询还是中断直接读取都是不现实的,这就需要利用缓冲设计,通过把N次转换的数据暂存在缓冲存储器中来降低中断次数。为了取得连续和正确的采集数据,实现无缝缓冲,鉴于FPGA设计的灵活性,本设计采用了双缓冲存储的乒乓操作结构。本设计通过将AD采样时序控制器交替存储在两个512 B的双口RAM(DPRAM)中实现数据的缓存,当其中一个DPRAM1存储满后即转为存储到另一个DPRAM2中并产生一次中断,这样在控制器写数据到DPRAM2中时系统将有非常充足的时间将DPRAM1中的数据取出。

3.4 显示模块设计

为了能够直观地显示出采集的心电波形,需要显示设备的支持。本设计采用的LCD面板是TFT 320*240 LCD。该LCD模块没有显示控制器,因此需要设计显示控制器IP核来驱动LCD面板。本设计实现的显示控制器IP核采用Verilog HDL设计,支持多种颜色模式,包括18bpp,16bpp,8bpp和自定义模式。图像存储器lcdfifo是采用片内FIFO,可以根据需要进行调整。256色的颜色查找表采用片内RAM来存储。图像信息能够通过Avalon总线主端口写入的突发块传输方式进行传输,利用DMA从内存中自动读取,在SDRAM图像存储器imageram与片上图像数据缓存器lcdfifo之间建立了一条专用DMA通道,该控制器结构如图4所示。

该LCD控制器IP核主要由4个模块组成:接口模块、内存模块、颜色转换模块和时序模块。

接口模块 主要是NiosⅡ处理器对LCD控制器进行控制及状态读取。接口模块主要是以寄存器方式存在的,其中寄存器有:控制寄存器、状态寄存器、DMA地址寄存器和中断寄存器。

内存模块 是Avalon总线的主接口部分,在系统启动之后,利用DMA传输模式,通过Avalon总线主端口写入的突发块传输方式,完成图像数据存储器imageram中的图像数据到片上图像数据缓存器lcdfifo的独立读取。采用DAM传输方式是为了把NiosⅡ软核处理器从频繁地进行数据读取操作的工作中解脱出来,这样可以大大提高系统的工作效率。

颜色转换模块 将读取后的数据根据4种颜色模式不同进行数据读取的转换,其中8bpp和自定义模式由于颜色不足,需要接入颜色查询表处理。自定义模式可以手动对调色板的地址进行预设来定义输出的颜色。

时序模块 严格按照LCD的时序编写,其中LCD时钟为5 MHz。通过控制数据使能信号启动lcdfifo数据输出,逐行扫描显示。同时,设计该模块时,在数据有效信号(DE)有效前,须检查lcdfifo中是否存有数据,以确定是否进行数据读取和传输;须进行调色板模式设置,在帧传输过程中需要进行模式锁定,以免出现传输错误;须根据不同bpp模式,确定不同的读取时间段,18bpp每次都读取,16bpp间隔1次读取,8bpp间隔4次读取。

3.5 数据存储模块设计

本设计选用SD卡作为外接存储硬盘。SD存储卡具有大容量、高性能、安全性好等特点的多功能存储卡,被广泛用于数码相机、掌上电脑和手机等便携式设备中。SD卡上所有单元由内部时钟发生器提供时钟,接口驱动单元同步外部时钟的DAT和CMD信号到内部所用时钟。SD卡有两种通信协议,即SD通信协议和SPI通信协议,与SPI通信协议相比,SD通信协议的最大优点是读写速度快,单根数据线理论上可以达到25 MB/s,四线传输可以达到100 MB/s,本设计采用的是四线SD通信协议。

本设计中对SD卡的协议采用软件编写:首先在SOPC Builder里定义了6个I/O口:SDCMD,SDDAT0-DAT3,SDCLK,分别对应SD卡的命令、数据、时钟端口,然后在NiosⅡ IDE上按照SD卡的传输协议编写C程序来对6个I/O口进行操作,以此来实现SD卡的传输协议。在完成SD卡数据块的读写基础上移植了文件系统FAT16,这样在不影响读写速度的条件下节省FPGA的资源。

3.6 数据传输模块设计

为了实现远程的数据交换,本系统采用以太网络进行数据传输。设计采用DM9000A作为以太网控制芯片。DM9000A是DAVICOM公司的一款高速网络控制器,具有通用处理器接口、一个10/100M PHY和4 kB的SRAM。为了实现数据的网络传输,设计需要完成的任务有:在NiosⅡ上移植了μClinux操作系统、完成网络底层驱动程序的设计、基于网络协议的应用程序开发。其中在NiosⅡ上移植了μClinux操作系统的工作已经完成[3],因此本设计的关键任务是完成网络驱动程序设计与应用程序开发。

基于DM9000A的HAL设备驱动设计主要分为两步:首先是DM9000A的Avalon总线接口逻辑设计;其次DM9000A的读写驱动程序设计;最后按照HAL的驱动模式将DM9000A的驱动程序移植进HAL。DM9000A是作为Avalon总线的从外设与NiosⅡ进行通信。DM9000A的Avalon总线接口逻辑主要完成芯片信号与Avalon总线接口信号的对接。

DM9000A不允许直接访问芯片内部的寄存器,需要通过数据端口和索引端口来读写。而这两个端口由CMD管脚控制:当CMD接高电平时为数据端口,CMD接低电平为控制端口。

创建HAL设备驱动包括:创建设备实例和登记设备。设计中针对LWIP的结构,定义一个结构体作为DM9000A设备的altdev结构:

typedef struct

{

altlwipdevlist lwipdevlist;

int baseaddr;

int irq;

uchar hwaddr[6];

int indexoffset;

int dataoffset;

int dm9ktxspace;

int dm9klinked;

syssemt arpsemaphore;

syssemt txsemaphore;

} altavalondm9kif;

在NiosⅡ启动时,将在altsysinit()中对设备初始化,初始化程序如下:

#define ALTERAAVALONDM9KINSTANCE(name,dev)[JY/*对设备实例化*/

altavalondm9kif dev=

{

{

ALTLLISTENTRY,

{

0,

name##NAME,

altavalondm9kinit,

altavalondm9krx,

},

},

name##BASE,

name##IRQ,

{ 0x00,0x90,0x00,0xAE,0x00,0x01},

0,1,2

}

#define ALTERAAVALONDM9KINIT(dev) altlwipdevreg(dev) //初始化设备,注册驱动到HAL中

应用程序设计采用TCP/IP、HTTP协议,把监测器作为Web服务器端,远程PC端作为客户端通过网页显示采集到的心电波形。

4 实验结果

系统对人体心电信号进行了采集,通过LCD面板进行实时显示。通过SD卡存储数据,同时采用以太网网络将数据发送到远程的PC端上,以下是对系统功能的验证与测试结果。

4.1 信号采集调理模块

心电信号采集调理模块是自行设计的采集板,主要测量参数为前置放大器的通道带宽、放大能力和陷波特性。经测试,测试信号在1～1 kHz的频带带宽内放大增益基本稳定在12.1 dB,即其通道带宽能≥1 kHz;在频率为20 Hz和50 Hz时,放大器对40～800 mV信号的放大能力增益并无明显变化,基本稳定在11.7～13.1 dB;同时,陷波器在对50 Hz信号滤波时能将放大增益控制到0.5 dB以下。因此,基于心电信号的特点所设计的采集调理模块能稳定地获得人体的心电信号。

4.2 信号显示模块

图5是采集后的心电信号通过本地的LCD面板实时显示。从显示结果看,心电信号的PQRST五个特征点明显,波形平滑,并且在实际测量中稳定无干扰,能真实反映出采集后的心电信号。

4.3 网络传输模块

在设计中,网络接口功能的实现使采集到的心电信号通过以太网发送到远程PC端,实现数据的远程传输。根据TCP/IP协议与HTTP协议,信号经过打包处理后发送到网络上。在远程PC端,通过网页浏览器就可以观看到服务器端采集到的心电波形。图6是心电信号在远程PC端的网页浏览器上显示结果。该测试结果显示其与本地的LCD面板显示波形基本一致,实现了远程传输功能。

实验表明,该心电监护系统能实时准确的实现数据的采集、显示、存储和传输功能。

5 结 语

本文描述了一种基于NiosⅡ软核处理器的远程心电医疗信号监测系统的设计,该设计已完成了系统平台的搭建,并通过了EDA软件仿真验证和在DE2开发板上板级验证,能够实现对心电信号的采集调理、信号波形和数据的LCD显示、数据的存储、网络传输。

设计中采用了SOPC技术与IP核复用技术,缩短了系统开发周期,同时使系统具有便携式、灵活性、功能可扩展等功能。通过移植μClinux操作系统,使系统具有了强大的网络功能与更加强健的系统稳定性。

摘要：随着HHCE(家庭医疗保健工程)的兴起与远程医疗的不断发展,提出一种面向用户终端使用的远程心电医疗信号监测系统的解决方案。该方案在硬件设计上以SOPC(片上可编程系统)技术为基础,在单片FPGA上实现整个系统构建,系统采用Altera公司的NiosⅡ软核处理器进行开发,平台关键模块使用硬件描述语言和Altera公司的EDA软件Quar-tusⅡV7.0进行设计,最终完成RTL级仿真与板级验证。着重阐述了整个系统关键模块的设计流程,并给出了关键技术的设计思路与重要步骤。

关键词：HHCE,SOPC,FPGA,心电信号

参考文献

[1]李兰英.NiosⅡ嵌入式软核SOPC设计原理及应用[M].北京:北京航空航天大学出版社,2006.

[2]TI.TLC549 Datasheet[EB/OL].http://www.TI.com.

[3]蒋巍泉,王前,吴淑泉.基于NiosⅡ的μClinux研究与应用[J].科学技术与工程,2006,4(6):1 069-1 075.

[4]Glykas,Michael,Chytas,et al.Next Generation of Methodsand Tools for Team Work-based Care in Speech and Lan-guage Therapy.Telematics and Informatics,2005,22(3):135-160.

[5]Ogawa,Hidekuni,Yonezawa,et al.Morton A Web-basedHome Welfare and Care Services Support System[C].An-nual International Conference of the IEEE Engineering inMedicine and Biology-Proceedings,2002.

[6]Figueredo M V M,Dias J S.Mobile Telemedicine System forHome Care and Patient Monitoring[C].Annual Internation-al Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biol-ogy-Proceedings,v 26 V,Conference Proceedings-26th An-nual International Conference of the IEEE Engineering inMedicine and Biology Society,EMBC 2004:3 387-3 390.

[7]Warren,Steve(Sandia Natl Lab),Craft,et al.DesigningSmart Health Care Technology into the Home of the Fu-ture.Annual International Conference of the IEEE Engi-neering in Medicine and Biology-Proceedings,1999.

[8]ALTERA.NiosⅡDocumentations[EB/OL].http://www.altera.com.

动态心电信号干扰的识别研究 篇5

常规心电图是病人在静卧情况下由心电图仪记录的心电活动。它是在心动周期内由心脏电位变化而引起的体表几个点上记录数秒至十余秒的电位差随时间变化的图形(ECG),对心律失常等疾病的发现率有限[1]。心脏工作受诸多因素影响,特别是环境和人的精神状态都会诱发潜在的心脏病的发作。因此需要动态心电图(Dynamic electrocardiography)来记录病人处于正常生活、工作、活动条件时的心电变化,从而捕捉到初级的潜在的心脏疾病的心电信息。自Holter成功地研制出了第一台动态心电监护系统后,动态心电监护技术成为检出定量心律失常、心肌缺血的重要而有效的诊断方法,也使部分心脏病的早期诊断和治疗成为可能。

1 动态心电信号的干扰

随着滤波器技术的发展,信号中的噪声和干扰能尽可能多地被滤除,有效信号得以突出。然而,无论技术怎样发展,要同时保证算法的简单和有效比较困难,须以应用为背景,对算法的速度和效果进行综合考虑以进行取舍。实时监护中可能引入各种各样的噪声和干扰,要在短时间内将它们全部滤除非常困难。为了使算法达到一定的可靠性,必须能够在实时监护中识别各种噪声、干扰,并利用多导联分析的优势,丢弃由噪声、干扰产生的错误结果。

以往噪声、干扰都是根据产生原因分类,如生理方面的干扰有:呼吸引起的基线漂移和肌电干扰;技术方面的干扰有:电源工频干扰、电极接触噪声以及动作矫作物等[2]。这种分类法有利于对干扰本质的认识,然而对于计算机自动识别,从干扰的形态特点及统计特点进行分类更加具有指导实践的意义。本文主要把干扰分类为高频噪声、短时间内某导联上无信号引起的噪声、低平心电波形上的噪声和基线突然大幅抖动造成的噪声。

2 识别方法

2.1 高频噪声

高频噪声一般是由于肌电干扰、电极接触噪声或移动产生的[3],其典型形态如图1所示(图中的心电波形皆经过Notch滤波)。图1中所示的各种形态的高频噪声其共同特点是频率较高,且各导联上均有分布,但噪声水平不同。一般而言,噪声水平越高,QRS复波识别出错可能性越大,故可根据噪声水平的大小评价各导联计算结果的可靠性。噪声水平过高的导联,将被弃用。

由于此时真实心电信号并未分离出来,噪声水平大小只能通过某些方法进行初步的估计。可以采用平滑滤波之后的结果作为参考信号以替代真实心电信号,累加各采样点实际信号大小与参考信号大小的偏差作为噪声水平的估计[4]。假设共有采样点N,则噪声水平:

其中,xi为采样点i的实际信号大小,为采样点i的参考信号大小。参考信号由21点最小二乘抛物线拟合平滑滤波得到,该滤波器利用某采样点前后各10点的数据进行平滑。设采样点为n,加上前后各10点采样数据共有21个采样数据分别为:x(n-10)、x(n-9)…x(n-1)、x(n),x(n+1)、x(n+2)…x(n+9),x(n+10),令21点滤波器后数据为,则:

当采样频率为500Hz时,该平滑滤波器作用相当于低通,截止频率为25Hz左右,对高频信号具有较好的滤除效果且保证了QRS复波形态不失真,用其作为对高频噪声水平NoiseHigh估计的参考信号可行。根据估计出的噪声水平大小可知不同导联短时间内高频噪声的整体水平。

2.2 短时间内某导联上无信号

由于移动等原因可能使心电信号超出放大器的线性范围或AD采样的范围,致使某导联上无心电信号。若不考虑这种情况,仅按照式(1)进行判断,则会得到II导联上噪声最小、最可靠的结果,而实际上用II导联进行判断会漏检2个心搏,I导联可靠性最高。

经观察,无信号的波形各采样点的大小均在±15.0以内,可在用式(1)分析时增加一阈值Thresholdsig,若实际信号大小在阈值以内的点有连续m个,当m超过250(500ms)时,则将这m个连续点视作无信号,这些点不进行噪声水平判断,式(1)中采样点大小变为N-m。用这种方法可避免某导联无信号时对噪声水平判断造成影响。

2.3 低平心电波形上的噪声

当各导联心电波形上高频噪声水平相当时,波形较低平的导联其信噪比相对其他导联而言较低,如图2所示,I导联和III导联的噪声水平相当,而III导联的信噪比较低[5、6]。故若简单的以高频噪声水平来进行判断在某些情况下将有失准确,应进行信噪比的估计,并以此判断各导联计算结果的可靠性。

由于此时真实信号并未分离出来,只能采取一些方法进行信噪比的估计,本文给出二种方法。

方法一,以每导联信号的最大值与最小值之差作为有效信号的估计,则每导联信噪比的估计为(N为采样点大小):

该方法的物理意义比较直观,近似于每采样点的平均噪声与信号峰峰值之比。然而这里的噪声并非真实噪声,是采样值与平滑滤波之后的值之差,而平滑滤波相当于低通,对于高频信号有衰减作用,故峰峰值较大的真实信号经过平滑滤波后,一部分有效信号当作噪声被滤除,相应的计算出来的噪声水平比真实噪声水平要高。因此采用该方法进行估计叠加了相同水平噪声的低平心电波形计算出来的噪声水平NoiseHigh将比高耸波形要低。为了使信噪比估计更为实用,必须对该方法进行一定的修正,而且计算量不能增加很多,于是给出了修正后的信噪比估计方法。

方法二,计算出每导联信号的最大值与最小值之差作为该导联有效信号的估计,记为PP(i);找到有效信号的最大值,记为PPmax;用最大值比上每导联的有效信号所得的商作为比例因子对噪声水平进行修正,则每导联信噪比的估计为(N为采样点大小):

该方法对噪声水平进行线性扩大,修正不同形态的波形其噪声水平计算方法上的系统误差。经实践验证,该方法对信噪比进行估计更加灵活有效。

2.4 基线突然大幅抖动

由于电极接触,某些导联的基线可能产生瞬时大幅抖动,如图3所示,其频率一般较呼吸产生的基线漂移要高,不宜用高通滤波滤除[7]。这种干扰对于式(4)的信噪比估计公式有较大影响,致使有效心电信号的峰峰值估计出现较大偏差。

为了尽可能的避免这种干扰产生的影响,增强算法的抗干扰能力,在有效信号峰峰值估计中引入自适应学习机制。由于干扰总是随机的,其大小和出现的时刻不确定,而真实心电信号一般具有周期性和稳定性的特点,若所估计的峰峰值大小的当前值PPcur与前次PPlast相比变化较大,则以前次峰峰值为基础,用当前值对峰峰值估计进行修改;若峰峰值大小连续几次稳定在一定范围内,则根据该范围确定峰峰值估计的标准参考值PPref,标准参考值PPref在峰峰值修改公式中所占权重最大。引入自适应学习机制后,算法可学习、记忆波形稳定时的状态,由于对PPcur权重m和PPlast权重n的两套不同取值,使得干扰发生时算法能保证一定的稳定性,干扰消失后估计值能快速回到真实值附近。

3 讨论

本文总结了四种不同形态的干扰及其对实时监护算法的不利影响,分析讨论出各导联信噪比的实时估计方法,有助于在监护系统中及时抛弃计算错误的导联,充分有效地利用多导联的信息得到准确的分析诊断结果,为心电参数的进一步准确计算打下基础。

参考文献

[1]何军.动态心电监护系统的发展和现状浅析[J].中国医疗器械信息,1997,3(6):11-12.

[2][美]Willis J.Tompkins.生物医学数字信号处理[M].林家瑞,等译.武汉:华中科技大学出版社,2001:143-159.

[3]闫润强,詹永麒,胡伟国,等.12导联同步心电信号的自动检测技术的研究[J].中国医疗器械杂志,2002,26(2):88-91.

[4]姜苇,李刚,虞启琏.抑止准周期干扰的自适应相干模板法[J].中国生物医学工程学报,2004,23(1):61-65.

[5]黄宛主.临床心电图学[M].第四版.北京:人民卫生出版社,1994:21-439.

[6]张开滋,刘海祥,吴杰.心电信息学[M].北京:科学技术文献出版社,1998:529-568.

心电信号传输 篇6

心电信号是人体最重要的生理信号之一, 也是诊断心血管疾病的重要依据。临床上常用的心电信号检测手段为心电监护。目前, 心电监护已从病床、医院扩展到社区, 并逐步进入亚健康人群家庭供个体使用, 以满足疾病早期诊断的需求。家庭式健康监护对心电监护仪的便携性和传输准确性提出了更高的要求。在信号的传输方面, 蓝牙通信技术避免了传统设备线缆传输的局限性, 且实时性好、抗干扰能力强[1], 在医学设备中得到越来越广泛的应用;同时, 移动设备的普及使得基于智能手机的心电监护系统家庭化成为可能。因此, 手机的便携性和蓝牙通信的实时性紧密结合应用于医疗设备, 将使监护设备在便携式、低功耗、智能化的方向上[2]有很好的发展前景, 必将在家庭保健中发挥重要作用。

目前, 关于这方面的研究包括:对常见心律失常进行智能诊断的远程心电监护系统;将智能手机与心电监测模块集成在一起, 利用手机进行心电监测;智能手机通过蓝牙网络接收来自心电监护仪的数据, 自动筛选不同级别的异常数据, 利用GPRS网络传输异常数据至中心服务器等。本设计以微处理器为控制单元, 将心电采集与手机显示模块分开设计, 降低硬件设计成本, 采集的心电信号通过蓝牙模块无线传输至智能手机, 通过手机端接收数据、存储数据并显示心电波形, 可实现家庭成员或护理人员对被监护者身体状况的实时观察。

1 系统总体设计

心电信号经过电极传送至心电采集模块, 经放大、滤波处理后, 获得可检测的模拟心电波形, 以MSP430F149单片机为控制核心对心电信号进行A/D转换, 并通过串口发送至HC-06蓝牙模块, 最后将心电数据无线传输至智能手机进行显示。系统结构框图如图1所示。

2 硬件系统设计

2.1 心电采集模块

本设计采用表面镀有Ag Cl的可拆卸的一次性软电极[3], 检测部分采用东星电子开发的型号为ESE_ECG_P1的心电采集模块对原始心电信号进行滤波和放大, 该模块采用标准3电极导联方案, 可由3.7~5 V的电池 (单节锂电池或多节干电池) 供电, 功耗极低、集成度高、噪声低, 总增益约1 000倍。

2.2 通信模块

心电采集模块输出的心电信号被送入MSP430F149单片机进行A/D转换, 并且通过连接的HC-06蓝牙模块将数据发送出去。MSP430F149单片机是TI公司推出的一款16 bit超低功耗混合信号处理器[4], 非常适用于由电池供电的便携式仪器仪表。本文采用片上内置模数转换器ADC12实现心电信号采集, 利用定时器A的输出触发A/D中断以控制采样频率, 根据奈奎斯特采样定理, 为使采集的信号不产生混叠, 采样频率必须等于或高于信号最大频率的2倍, 因此采样频率下限为200 Hz[5]。A/D转换完成后结果存储在相应转换存储寄存器, 即数据缓冲区中, 需要进行计算处理时读取即可。单片机和蓝牙模块之间以串行口连接, 单片机通过UART0将缓冲区数据发送至蓝牙模块, 发送波特率为9 600 bit/s, 蓝牙模块收到数据后会将数据发送给已配对的手机。

3 系统软件设计

3.1 微处理器程序设计

本设计中选用了IAR公司提供的开发调试环境IAR Embedded Workbench V5.50[6], 采用C语言编程, 程序编译后输出的.TXT文件通过启动加载程序 (bootstrap loader, BSL) 下载到单片机。在单片机的地址为0C00H-1000H的ROM区内存放了一段引导程序, 给单片机的特定引脚加上一段特定的时序脉冲, 就可以进入这段程序, 让用户读、写、擦闪存程序。

3.2 手机终端软件设计

本部分采用Android4.0版本和Eclipse工具[7]进行开发, 主要有二大功能模块, 即依赖蓝牙技术的数据接收功能和读取本地文件并绘制动态心电图的功能。图2为心电显示软件系统操作的流程图。

3.2.1 蓝牙基本操作的实现

在Android程序中开启蓝牙设备, 需要在Android Manifest.xml文件中声明加入蓝牙相关权限[8]。需要添加的权限有2个, 分别是BLUETOOTH和BLUETOOTH_ADMIN, 权限代码如下:

<uses-permission android:name="android.permission.BLUETOOTH"/>

<uses-permissionandroid:name="android.permission.BLUETOOTH_ADMIN"/>

Android的蓝牙开发有2个重要的类为Bluetooth Adapter和Bluetooth Device, 分别表示设备自身的蓝牙设备和外部的蓝牙设备。其中on Start方法需要重写, 用于判断是否开启蓝牙[9], 并定义start Activity For Result返回数据。

3.2.2 调用数据文件功能的实现

在显示界面中, 用户通过点击“打开文件”按钮, 进入文件浏览器后选择正确的文件格式即能绘制心电图。因为显示界面的主Java程序需要调用绘图和文件浏览器这2个功能, 无论是显示还是选择文件都涉及文件浏览和读取, 此时通过设计文件浏览器Flie Activity[7]来实现。在进行文件浏览和查询时, 为使浏览界面首先进入手机的安全数码卡 (secure digital memory card, SD) 根目录, 在设计File Activity时, 定义一个变量来指定根目录的地址, 在这里定义:

private String root="/mnt/sdcard";

通过以上程序设计, 可以实现手机SD上数据文件的调用。

此外, Android手机在进程优先级上, 通话进程的优先级和接入点的优先级高于其他。考虑到手机端的特殊性, 显示功能的优先级在进程上不能高于通话模块的优先级, 否则会导致系统运行的混乱, 解决办法是服从Android默认的优先级处理和中断机制。同时, 在显示进程的设计上, 实现了Runnable接口。Runnable接口的作用是实现新的独立线程, 防止因处理执行时间过长而导致Android手机其他功能进程的执行时间被延长。

4 结果测试

在搭建硬件平台时, 采用标准Ⅲ导联连接方法, 电极片分别连接人体右肩锁骨下、左肩锁骨下及左下腹部位, 采集人体真实心电信号后输出至单片机进行A/D采样, 最后数字信号经过蓝牙传输模块传输至智能手机。整个系统经过实验室环境测试, 用户可以携带智能手机在距离蓝牙模块10 m的半径范围内自由走动而不影响数据的接收。由于使用比较高的跳频速率, 使蓝牙无线系统具有较高的抗干扰能力, 使得信号传输时很容易穿透实验室墙壁、铝合金门等障碍物而不掉包, 在10 m半径范围内, 心电信号可以穿透房门正常接收。此外, 在实测过程中, 用导电层较厚的医用电极片能明显地减少基线飘移和其他干扰信号的产生。

采集真实人体数据后由手机端软件绘制的心电波形与同组数据的Matlab波形显示对比如图3所示。由波形图对比发现, 手机端软件可以表现出心电基本规律, 但在根据个体差异调整波形幅度方面有待改善。

5 结语

本文的设计能够实现心电信号的无线传输, 通过手机软件蓝牙串口调试助手接收采集到的心电数据并保存在智能手机的SD卡上, 再利用Android提供的绘图功能类库设计心电绘图软件, 实现数据调用及心电波形的显示。本设计还可以进一步拓展, 如手机接收的心电波形显示明显异常时, 可利用3G等移动通信技术[10,11,12]将接收到的心电数据上传到医院服务器再进行算法识别, 请医生诊断异常情况, 实现远程心电监护;还可扩展到多参数模块的监护, 只要连接相应采集模块即可。由于手机存储空间有限, 可以考虑使用云技术来存储实时监测的心电信号和其他生理参数数据, 并同时进行信号分析, 进一步由医生验证诊断结果并给出治疗建议, 将远程会诊的结果反馈至用户端, 让更多有需要的人享受高水平的医疗服务, 促进医疗资源的均衡分布。

参考文献

[1]田福英, 沈铁明, 刘博宇.基于蓝牙传输的手机心电监护系统设计与实现[J].中国医学物理学杂志, 2013, 30 (4) :4 304-4 305.

[2]王超.一种基于MSP430单片机的心电模块设计[J].科技信息, 2008 (26) :385-392.

[3]谭莹莹.基于MSP430F149的心电信号采集及分析系统设计[D].秦皇岛:燕山大学, 2010.

[4]沈建华, 扬艳琴.MSP430系列16位超低功耗单片机原理与应用[M].北京:清华大学出版社, 2003:258-275.

[5]张凌志.基于MSP430F149单片机的便携式动态心电监护仪研制[D].长沙:中南大学, 2009.

[6]林美善.基于蓝牙通信的心电采集系统的设计[D].北京:北京邮电大学, 2009.

[7]匡松, 何嘉.Java学习宝典[M].北京:中国铁道出版社, 2009.

[8]张元亮.Android开发应用实战详解[M].北京:中国铁道出版社, 2011.

[9]李刚.疯狂Android讲义[M].北京:电子工业出版社, 2011.

[10]熊狮, 吴效明.基于Android系统的生理数据蓝牙传输技术[J].中国医学物理学杂志, 2012, 29 (6) :3 801-3 803.

[11]秦龙.MSP430单片机C语言应用程序设计实例精讲[M].北京:电子工业出版社, 2006:150-156.

多功能医学心电信号发生器研制 篇7

1 设计要求

本设计主要研究内容为利用ARM芯片控制产生用于医疗器械检测的信号源, 具体为心电图波形信号、正弦信号、三角波信号、锯齿波信号、反锯齿波信号、方波信号等。主要完成的工作如下:

(1) 基于ARM的PWM控制模块的实现;

(2) 利用Matlab提取所需波形数据;

(3) 使用一块2.4英寸240×320的TFT-LCD显示屏对信号的参数进行显示。

2 硬件实现

2.1 总体硬件设计框架

本设计中将ARM LPC1768作为主控芯片, 产生PWM信号, 将其通过一个二阶的RC低通滤波器就能输出所需信号, 通过按键电路, 控制输出信号频率;通过GPIO口连接显示电路, 显示输出信号幅度、频率参数。具体系统硬件结构如图1所示。

2.2 按键部分

本系统中共设计了3个按键, 其中一个是复位按键, 控制整个系统的硬件复位;其余两个按键用来分别控制频率的增加和减少。

2.3 电源部分

电源模块中使用外部9 V直流稳压电源或者USB供电, 当使用外部9 V电源供电时, 先利用电源芯片LM1117-5将电压降为5 V, 然后再利用一片LM1117-3.3将5 V电压变为LPC1768正常工作电压3.3 V;当使用USB供电时, 只需使用跳线连接到LM1117-3.3芯片上, 就能为系统提供正常工作电压。

2.4 LCD显示部分

显示模块的主要功能是将输出信号的参数实时的通过LCD屏显示出来, 便于指示和操作。在显示模块中使用的北京铭正同创科技有限公司生产的Mz T24-2显示器, 它是一块高画质的TFT真彩LCD, 带有丰富的接口、编程使用方便、扩展接口容易等优异性能。Mz T24-2内置专用驱动和控制IC (SPFD5408) , 并且驱动IC自己集成显示缓存, 无需外部显示缓存。

2.5 低通滤波部分

由LPC1768输出PWM信号后, 将其通过一个二阶的无源RC低通滤波器, 滤除高频成分。

3 软件结构

系统的软件设计主要包括PWM处理程序、按键处理子程序和LCD驱动程序这三个主要部分, 程序设计流程图如图2所示。

3.1 集成开发环境LPCXpresso

LPCXpresso开发套件是恩智浦公司推出的基于功能强大的Eclipse集成开发环境 (IDE) 工具, 拥有由恩智浦设计的全新、直观的用户界面、针对Cortex-M优化的编译器和函数库、LPC-Link JTAG/SWD调试探针和目标板, 为用户提供功能丰富的开发工具[7]。本系统的所有软件设计都是在LPCXpresso IDE中用C语言编写、调试完成的, 利用LPC-Link将程序下载到目标板上。

3.2 PWM程序控制

在程序设计中, 为了让PWM信号的占空比按照采样波形变化, 当匹配寄存器MR0发生匹配时, 产生中断, 进入PWM中断处理子程序, 在子程序中, 设置匹配寄存器MR1~MR6的数值, 分别按照采样的数据进行配置, 最后就能输出占空比按波形变化的PWM信号。

3.3 按键程序设计

按键的功能主要是通过改变PWM信号的周期来控制输出信号的频率。在设计按键程序时, 不能忽略按键时的抖动。总的来说去抖动有两种办法:一种是通过硬件电路的方法防止抖动;还有一种是通过软件程序的方法防止抖动。在本设计中采用的是后者。

4 结语

设计完成的多功能心电信号发生器, 从理论和实际两个方面, 研究了PWM原理生成任意波形, 通过测试, 输出波形完整且稳定。能够输出标准的心电图信号, 同时还能输出步进1 Hz, 频率范围10 Hz~1 k Hz的正弦波、三角波、锯齿波、反锯齿波和方波等信号。整个系统高度集成, 随身携带, 显示界面清晰[8], 按键部分和电源部分操作简单, 可满足各种心电图机校准和医学院校教学示范要求。

摘要：设计一个能够输出用于医学上的标准心电图信号, 同时还能输出其他波形信号的发生器。在设计过程中, 首先研究该发生器的设计要求, 再对其硬件的各部分电路进行研究, 最后对其软件的各部分程序进行研究。经过软件调试的结果完全达到其设计要求, 可以满足各种心电图仪器的校准和维护的应用要求。

关键词：心电信号发生器,PWM,ARM,医学应用

参考文献

[1]袁雪尧.基于TMS320F2812可调参数心电信号发生器的设计方案[J].军事通信技术, 2010 (5) :1-2.

[2]靳学明, 谭剑美.基于DDS的通用雷达波形产生器的实现和性能[J].雷达科学与技术, 2004 (2) :124-131.

[3]冯小平.基于DDS技术的雷达波形发生器的研究[D].西安:西安电子科技大学, 2004.

[4]王征.遥控遥测数字调制解调的软件化设计与实现[D].西安:西安电子科技大学, 2001.

[5]张成伟.宽带高速新型ECM干扰源[J].电子对抗技术, 2002 (6) :71-82.

[6]王群.复杂雷达信号波形设计与仿真[D].西安:西安电子科技大学, 2004.

[7]LPCXpresso.Getting started with NXP LPCXpresso V11[M].[S.l.]:LPCXpresso, 2012.

植入式增幅电路可监测微弱心电信号 篇8

日本东京大学染谷隆夫教授和大阪大学关谷毅教授领导的一个研究小组,成功开发出一种具有良好生物相容性的凝胶有机增幅电路。该电路使用对人体排斥和炎症反应极小的新型导电凝胶材料作为电极,用极薄的高分子胶片制作有机晶体管增幅电路并集成化,由此形成的传感器能长期植入体内。研究证实,使用这一技术,对心脏患病部位十分微弱的心电信号也能稳定进行测量。

该传感器的主要特点是使用了柔软和高导电性且适应人体的凝胶电极,可以长期埋入体内,使微弱的心电信号实现有机增幅,也可在手术时作为下一代医疗设备的一次性感应器。由于使用了可在体内长期工作的薄板型生物电位测量传感器,即使将其直接贴附在人体器官上也极少引起炎症反应,使患病器官在最小负荷情况下实施检查。研究人员认为,该研究成果对疾病的早期发现与治疗以及下一代医疗设备在各个领域的应用具有重要意义。

随着科学技术的飞速发展,传感器已应用在日常生活的各种信息测量中。特别是近年来,以可穿戴式传感器为代表的生理信息测量活动迅速增加,已进入到保健、医疗和护理等行业。在医疗领域,植入式传感器越来越受到重视。将传感器植入体内,不仅可以帮助身体正常工作,还能提前发现和预防疾病。目前,心脏起搏器、人工内耳等体内植入型电子设备已广泛使用,但由于人体免疫系统对外来物会出现排斥,长期植入人体的电子设备要持续稳定工作非常困难。现在,植入式电子设备大都由高硬度的硅材料制成,研究者正在开发新一代对身体有更高亲和性和更柔软的有机材料作为替代。