重庆理工大学心电图仪课程设计实验报告.docx

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重庆理工大学心电图仪课程设计实验报告

重庆理工大学心电图仪课程设计实验报告

重庆理工大学

《生物医学工程》课程设计报告

题目：

心电图仪设计与制作

班级：

111111111

学号：

11111111111

姓名：

xx

指导老师：

xxx

日期：

2014年x月

设计制作一个简易心电图仪，可以测量人体心电信号并在示波器上显示出来。

示意图如图1所示。

图1简易心电图仪示意图

导联电极说明：

RA-右臂；LA-左臂；LL-左腿；RL-右腿。

第一路心电信号，即标准I导联的电极接法：

RA接放大器反相输入端（－），LA接放大器同相输入端（＋），RL作为参考电极，接心电放大器参考点。

第二路心电信号，即标准Ⅱ导联的电极接法：

RA接放大器反相输入端（－），LL接放大器同相输入端（＋），RL作为参考电极，接心电放大器参考点。

RA、LA、LL和RL的皮肤接触电极分别通过1.5m长的屏蔽导联线与心电信号放大器连接。

基本要求及技术指标如下：

1）电压放大倍数1000，误差+5%;

2）—3dB低频截止频率0.05Hz，（可不测试，由电路设计予以保证）;

3）—3dB高频截止频率100Hz，误差±10Hz;

4）频带内响应波动在±3dB之内;

5）共模抑制比>60dB（含1.5m长的屏蔽导联线，共模输入电压范围为±7.5v）;

6）差模输入电阻>5M（可不测试，由电路设计予以保证）;

7）输出电压动态范围大于±10V;

8）设计并制作心电放大器所用的直流稳压电源,直流稳压电源输出交流噪声<±3mV。

第二章设计基础

2.1设计目的

1、根据心电图特征设计电路原理图

2、自选原件，完成硬件电路焊接

3、完成硬件电路调试

4、实测袭击的心电信号

2.2心电信号特征分析

2.2.1心电信号时域特征分析

图2.1典型的心电信号

如图2.1所示的正常心电图由一系列波群组成，各段波群反映不同阶段的心电信号变化，由于QRS波变化比较集中，所以给出了分解图[11]。

下面对每个波形点作详细的介绍：

（1）P波：

最初产生的偏离的波被命名为P波，它反映心房除极过程的电位变化，代表了两个心房的去极。

（2）QRS波群：

心室的激活产生的最大的波，它反映心室肌除极过程的电位变化。

正常间隔0.08-O.12秒。

典型的QRS波群是指三个紧密相连的波；第一个向下的波为Q波，这波不一定总是出现。

QRS波的第一个向上的波为R波，继R波后第一个向下的波为S波，发生在S波后的向上的波称为R’。

QRS是广义的代表心室肌的除极波，并不是每一个QRS波群都具有Q、R、S三个波，一个单相的负QRS复合波被称为QS波。

（3）PR间期：

从P波开始到QRS复合波开始，它代表心房肌开始除极到心室肌开始除极的时限。

正常间期是O．12-2．O秒，测量是从P波的起点到QRS复合波的起点，不管初始波是Q波还是R波。

它是房室传导时间的一种度量，由于这个原因，它在临床诊断上很有用。

基线是由波的TP段建立的（T波末端到下一个P波开始）。

（4）ST段：

是在QRS波群以后，T波以前的一段平线。

代表左、右心室全部除极完毕到复极开始以前的一段时间。

该段在确定病理学上比如心肌梗塞（升高）和局部缺血（降低）上是很重要的。

在正常情况下，它用作测量其它波形幅度的等电势线。

（5）T波：

代表心室肌复极过程引起的电位变化。

（6）QT间期：

代表整个心室肌自开始除极至复极完毕的总时间。

QT间期代表体现了心室肌肉激活间期和恢复。

这个持续时间和心率的变化相反。

但通常不采用QT，而采用修正QT，称为QTC：

QTC=QT+1．75（心室率—60）。

体表心电图反映的是心电信号的时域特性，经分析可以看出ECG信号的特征段的分界处是波形上的拐点。

2.2.2心电信号的电特征分析

按照美国心电学会确定的标准，正常心电信号的幅值范围在10μV-4mv之间，典型值为1mV。

频率范围在O.05-100Hz以内，而90％的ECG频谱能量集中O.25-35Hz之间，心电信号频率较低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要频率范围是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz[12]。

心搏的节律性和随机性决定了心电信号的准周期和随机时变特性。

从医学理论和实践可以理解，心电信号受人体生理状态和测量过程等多种因素的影响而呈现复杂的形态。

2.3心电信号的噪声来源

人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。

一般正常的心电信号频率范围为0.05-100Hz，而90％的心电信号（ECG）频谱能量集中在0.25-35Hz之间[13]。

采集一种电信号时，会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：

（1）工频干扰50Hz工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由50Hz的正弦信号及其谐波组成。

幅值通常与ECG峰峰值相当或更强。

（2）电极接触噪声电极接触噪声是瞬时干扰，来源于电极与肌肤的不良接触，即病人与检侧系统的连接不好。

其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动和振动导致松动；也可能是检测系统不断的开关、放大器输入端连接不好等。

电极接触噪声可抽象为快速、随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值，包含工频成分。

这种瞬态过渡过程可发生一次或多次、其特征值包括初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；其持续时间一般的1s左右，幅值可达记录仪的最大值。

（3）人为运动人为运动是瞬时的（但非阶跃）基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起。

人为运动由病人的运动和振动所引起，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值通常为几十毫伏。

（4）肌电干扰（EMG）肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。

EMG基线通常在很小电压范围内。

所以一般不明显。

肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，主要能量集中在30-300Hz范围内。

（5）基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化一般由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引起，频率小于5Hz；其变化可视为一个加在心电信号上的与呼吸频率同频率的正弦分量，在O.015-O.3Hz处基线变化变化幅度的为ECG峰峰值的15％。

第三章电路设计

3.1前置放大器

由于心电信号属于高强噪声下的低频微弱信号，所以要求前置放大器应具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、具有一定的电压放大能力等特点，选择仪表放大器即可满足要求。

考虑到要求高共模抑制比、高输入阻抗和调试方便，不使用采用集成运算放大器构成的仪表放大器，而是直接使用集成仪表放大器，本设计选用低成本集成仪表放大器AD620实现。

AD620仪表放大器的管脚排列图和内部电路图分别见图图3.2、图3.3。

图3.2图3.3

AD620的单片结构和激光晶体调整,允许电路元件紧密匹配和跟踪,从而保证电路固有的高性能AD620作为高精度仪表放大器，只需要用改变1脚和8脚之间的外接电阻，即可实现放大器1~1000变化范围的电压增益。

AD620为三运放集成的仪表放大器结构,为保护增益控制的高精度,其输入端的三极管提供简单的差分双极输入,并采用β工艺获得更低的输入偏置电流,通过输入级内部运放的反馈,保持输入三极管的集电极电流恒定,并使输入电压加到外部增益控制电阻Rg上。

AD620的两个内部增益电阻为24.7KΩ,因而增益方程式为

　　G=49.4KΩ/Rg+1（3-1）

　　对于所需的增益,则外部控制电阻值为

　　RG=49.4/（G-1）KΩ（3-2）

AD620的最大失调电压仅为50μV，失调电压温漂0.6μV/℃，输入电压噪声为

，输入电流噪声

，所以作为前置放大器可以很好的工作。

为了避免在强干扰信号下，放大器输出产生失真，前置放大器的电压放大倍数不能设置过高，本设计选择电压放大倍数等于10倍。

根据公式（3-2）可知当放大器放大倍数G=10时，Rg=49.4/（G-1）=5.6KΩ；

前置放大模块以AD620仪用放大电路为核心，外围由OPA335构成的反馈积分调零电路和右腿驱动电路三个部分组成。

AD620内部原理图如图3所示。

AD620的主要特点是低漂移电压，低偏置电流，高共模抑制比。

图3AD620原理示意图

图4AD620引脚图

图4所示为AD620仪表放大器的脚位图。

其中1、8接脚要跨接一电阻来调整放大倍率（作用同式

（1）中的Rg），放大倍数G=49.4kΩ/Rg+1。

这里我们设计增益为40，则Rg取1.24kΩ。

4、7接脚需提供正负相等的工作电压，由2、3接脚输入的放大的电压即可从接脚6输出放大后的电压值。

接脚5则是参考基准，如果接地则接脚6的输出即为与地之间的相对电压。

图5AD620前置放大电路及仿真图

3.2高通滤波器

正常心电信号的频率范围为0.05~100Hz，而90%的心电信号频谱能量集中在0.25~35。

Hz之间。

噪声信号来源主要有工频干扰、电极接触噪声、人为运动肌电干扰、基线漂移等，其中50Hz的工频干扰最为严重。

为了消除这些干扰信号，在心电信号放大器电路中，应加入高通滤波器、低通滤波器和50Hz工频信号陷波器。

二阶高通滤波器包含两个RC电路，如图所示为一阶高通滤波器。

图3.3高通滤波器

器件分析：

C1=100nf,C2=100nf，R1=4.4M,R2=4.4M,,LM324

参数分析：

图所示的滤波器是反相放大器。

该电路的典型参数为：

截止频率

通带电压放大倍数Aup=-Rf/R1。

现在截止频率是0.05Hz，C1是100nf,R=4.4M,取通带电压放大倍数是1。

计算分析：

G（s）=U1/U2=-Rf/（R1+1/sC1）;s=jw带入，得结果是：

频率特性G（jw）=Go/（1-jWc/W）,其中Go=-Rf/R1是通带增益，W=1/RC是角频率。

调试分析：

高通滤波器调试。

检查图电路连线无误后，接通±9V电源，先输入大小为1V的直流电压，测量其输出值；然后输入大小为1V的正弦波信号，改变其正弦波频率在0.01Hz~100Hz变化，分别测量在0.01Hz、0.05Hz、1Hz、10Hz、50Hz、100Hz下的输出电压，并求其滤波器的下限转折频率。

结论分析：

一阶高通滤波器电路阻态衰减太慢，为20dB/10oct，所以这种电路一般对要求不高的滤波电路可用，如果要求高的可以用二阶以上。

3.3低通滤波电路

采用具有线性相移特性，二阶贝塞尔滤器。

图9低通滤波器

图10100Hz滤波电路

图中低通滤波器的幅频特性曲线衰减3dB时，对应频率为93Hz；衰减10dB时对应频率为180Hz。

完全符合设计的要求。

该滤波器的参数指标为：

截止频率

，品质因数

，通带放大倍数

。

在该电路选择参数情况下，二阶低通滤波器的截止频率

，

。

图所示的所示的滤波器是反向放大器，其中传递函数为G（s）=

=

=-

×

=

式中，G0=-

为零频增益，Wc=

为截止角频率。

其中，幅频特性为G（s）=

其中，幅频特性为G（w）=

相频特性为φ（w）=-∏-arctan（

）

3.450Hz干扰信号陷波器

50Hz工频信号陷波器可以采用应用广泛的双T型有源带阻滤波器，图是自举式双T桥二阶有源带阻滤波器电路

图3.5陷波器

这种滤波器的有点是品质因数可以调节，且和带阻滤波器的中心频率无关。

在该电路中，当A2的同相输入端接地（反馈系数最小）时，滤波器的Q值最小，大约为0.3；当A2同相输入端的电位很接近滤波器的输出电位（反馈系数大）时，这时滤波器的Q值大，但Q值过大会造成电路的不稳定甚至自激，一般将Q值选在十至几十的范围内，调节图中RW可改变Q值大小。

在图中双T网络参数选择下，带阻滤波器的中心频率

，

要求滤波器的阻带宽度BW=2Hz，则

。

3.5电压放大器

人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低，对于末级电压放大器的要求是应低噪声、低漂移，且有足够大的电压放大能力和一定的频带宽度，同时输出具有较大的动态范围。

心电信号放大器总电压放大倍数要求1000倍，前置级和高通滤波器通频带电压放大倍数分别为51和1，所以电压放大器的电压放大倍数应为20。

且采用低噪声、宽频带集成运算放大器LM324构成的电压放大器如图。

图3.6后级放大

A=

=

根据此公式算出的最大倍数为103，实际只需20，只需把滑动变阻器调到48.5k即可，所以符合设计的要求。

第四章原理图、实物图、输出结果

4.1实验结论

（1）该试验分模块进行电路图的设计，首先通过信号发生器输入信号，可以在示波器上观察到非常清晰的心电信号，然后连接在人体上，观察到了呈周期性变化的、有峰值的心电信号。

（2）在用信号发生器输入信号的时候，心电信号非常清晰干净，当连接到人体时，信号就没有那么清晰了，是因为信号发生器的信号非常强，基本上不受噪声的干扰，而人体的噪声干扰非常大，而且滤波的时候滤的不干净，所以导致有噪声干扰了心电信号。

（3）设计电路的时候要考虑到人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低，对于末级电压放大器的要求是应低噪声、低漂移，且有足够大的电压放大能力和一定的频带宽度，同时输出具有较大的动态范围。

（4）调陷波电路的时候，通过滑动变阻器来调节陷波器的深度。

（5）示波器要设置在直流情况下，显示心电信号。

第五章总结

随着集成电路技术、计算机和网络技术的发展，医疗电子仪器的发展是非常迅速的。

虽然心电检测技术很早就出现了，但随着时代的发展，各种新方法和手段开始引入到心电检测中来，心电检测系统已不满足于简单的信号采集和显示。

主要的研究和发展趋势包括以下几个方面。

（1）ECG分析自动化

从目前国内外的相关信息来看，ECG的分析自动化并没有取得突破性的进展。

主要是因为心电信号过于复杂，目前还缺乏一套令人满意的算法，因此在ECG自动分析领域还需要作大量的研究工作。

多种方法交叉分析是目前发展的一个热点，如小波分析，模式识别，神经网络等。

（2）小型化采集同步化

随着集成电路技术的发展，心电检测仪器趋于小型化和便携化。

如，便携式心电监护仪代表了此发展趋势。

（3）网络化

随着网络技术的发展，远程医疗和诊断系统也慢慢的开始出现，因此将心电检测设备与互联网相连以实现心电信号的现场采集，即时传输和远程诊断将是未来发展的一个重要方向。

这样也更有利于医疗资源共享，心电医学的发展。

（4）采集和存储数据标准化

建立国际上统一的心电信息资料传输标准，使采用不同类型心电检测设备采集的心电图信息能够相互传输和交流，现在最常用和普及最广的数据库是MIT-BIH标准心电信号数据库，数据库的建立有利于资源的共享和信息交流。

第六章参考文献

[1]张开滋，刘海样，吴杰．心电信息学．北京：

科学技术文献出版社，2011．4

[2]郭继鸿．心电学进展．北京：

北京医科大学出版社，2002．9

[3]蔡建新.张唯真．生物医学电子学．北京：

北京大学出版社，2000

[4]王保华.生物医学电子学．四川：

高等教育出版社，2007

[5]周衍淑.张镜如生理学2005

[6]刘永明，王明时．便携式同步心电记录器及其远程通信系统的研究．中国医疗器械杂志．2001

[7]杨虎.心电远程监测技术进展．中国医疗器械信息．2005

[8]戚继文，高国升．远程心电诊断传输系统的实现．数据采集与处理．2004．

[9]杨福生.吕扬生生物医学信号的处理和识别2001

[10]黄大显.现代心电图学2012

[11]王保华．心电技术面向末来－纪念心电图机发明100周年．中国医疗器械杂志，2003