心电信号检出的电路设计和制作 电路图.docx

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心电信号检出的电路设计和制作电路图

心电信号检出的电路设计和制作+电路图

心脏病是威胁人类健康的主要疾病之一，而心电图是其诊断的重要依据。

为了可以实现长期、日常心电图监测，本文设计了一种简单，安全，高效的使用干式电极的非接触式心电检测系统。

这个系统不需要电极与人体肌肤的直接接触，就可以准确检测出人体的心电信号。

该系统由干式电极、心电信号采集单元、心电信号处理单元等几部分组成。

摘要先介绍了基础的心电信号知识，再介绍了一种新式的干式电极并阐述了心电信号检测电路的设计，提供了心电信号采集电路具体的设计方法与实现电路。

该心电检测电路包括心电前置放大器、低通滤波器、高通滤波器、50Hz陷波电路，主放大器，并有效地抑制了各种干扰。

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关键词心电信号非接触式干式电极

关键词圆极化天线单馈增益轴比带宽介质厚度

毕业设计说明书（论文）外文摘要

TitleCircuitDesignandRealizingforECGDetection

Abstract

Heartdiseaseisoneofthemajordiseasesthatthreatenhumanhealth,whiletheECGisanimportantbasisforitsdiagnosis.Inordertoachievelong-term,dailyECGmonitoring,wedesignedasimple,safeandefficientnon-contactECGdetectionsystemwiththeuseoftheinsulatedelectrode.ThissystemdoesnotrequireelectrodesandhumanskinindirectcontactanditcanaccuratelydetectthebodyoftheECGsignal.Thesystemiscomposedofseveralparts,suchastheinsulatedelectrodes,theECGsignalacquisitionunitandECGsignalprocessingunit.

ThisstudyintroducesECGbasicknowledgeandanewkindofinsulatedelectrodesandthendescribedthedesignoftheECGsignaldetectioncircuit,theECGsignalacquisitioncircuitdesignandcircuitimplementation.TheECGdetectioncircuitsincludingtheECGpreamplifier,lowpassfilter,highpassfilter,50Hznotchcircuit,mainamplifier,andeffectivelysuppressvariouskindsofinterference.

4.1.2仪用放大电路实现37

4.2低通滤波器电路实现39

4.3高通滤波器电路实现41

4.450Hz陷波电路实现42

4.5主放大电路实现44

4.6总心电检测电路实现46

结论47

致谢47

参考文献49

1.绪论

随着我国人口老龄化的加剧，心脏疾病的患病率也越来越高。

据统计，目前有l亿以上的人患有高血压，每年大约有75万人死于心脏疾病，心血管疾病的患病率仍在逐年上升，而且呈低龄化趋势[1]。

临床医学实践表明，对于心脏疾病的防治，最有效的手段就是预防和保健，在对心脏病患者进行经常性监测的基础上，尽早发现异常病变情况，及时进行治疗，以控制病情的进一步发展。

当前市面上心电检测设备主要使用湿式电极，可能会导致患者过敏，此外，由于导电膏的电导率不稳定也会造成心电检测准确度下降。

因此，研究开发非接触式的心电检测系统有着重要的意义[2]。

1.1课题背景

随着社会进步和人民生活水平的不断提高，人们已经不再满足有病才看医生的被动模式，他们更希望能在疾病爆发之前就得到预警，或是在无法实现住院治疗的情况下了解自身的健康状况。

这样能够实现实时、动态、连续监护人体生理指标的便携式监护设备就成为未来家庭健康保健的首选，也是临床诊断和治疗所必不可少的。

现代监护技术要求连续监测各种生理参数，做到无创、准确、稳定、尽可能减少不适感，无过敏反映。

这些要求也体现了未来心电信号监护的发展方向。

心脏疾病是威胁人类生命的主要病症之一，用于诊断心脏病的主要技术之一是心电图（Electrocardiogram，简称ECG）[3]。

心电图是将心脏激动过程所产生的体表电位差记录下来并加以解释的科学。

从1903年荷兰莱顿大学的生理学教授Einthoven采用弦线式电流计首次测出心电图，至今己有百年的历史[4]。

一百多年来，心电图这种无创检查技术，由于诊断可靠、方法简便、对病人无损害等优点，在心脏疾病的诊断中发挥了重要作用。

心脏病的发病有很大的偶然性与突发性，一些异常的心电信息只有在某些特殊的情况下才出现。

因此，有必要对被检测者在正常生活状态下的心电进行长时间记录与分析。

动态心电监护系统作为一种对心血管疾病进行长期监护的装置，在临床与健康护理中得到广泛的应用[5]。

近代科学技术的高度发展，尤其是计算机技术的突飞猛进，使得将心电图描记技术与计算机技术相结合成了顺理成章的事。

通过计算机等设备对采集到的心电信号进行分析，己经广泛的应用于心脏的功能检查、心血管疾病的诊断与预防、以及心电监护等多方面。

随着高新科技的迅猛发展，各国对心电监护的不断研究，心电信息高速公路的发展和开通，可以想象，未来的心电监护将会有如下特点：

①随时随地。

不论是在工作或是休息，室内或是室外，只要需要，都可以监测心电信息，获取的心电信息将会更加全面。

②方便。

对被监测者来说，监护仪会像如今的手机一样使用方便，轻轻的按一个按扭，自身的心电信息就己经传送到医生那。

③更加智能化。

很多时候，并不需要医生的指导，监护仪会告诉您自身心脏的一些情况，以及是否需要医生的进一步诊断；在情况紧急的时候，还会提供相应的急救措施。

韩国首尔国立大学生物医学工程系这几年一直从事非接触式心电信号检测系统设计，取得了很大进展，他们设计的有非接触式心电检测椅、•非接触式心电检测床垫、非接触式心电检测浴盆和马桶等，实验表明都能检测出心电信号。

日本东京女子医学院、东京电机大学、Kyorin大学和立命馆大学也在做这方面的研究，香港中文大学也从事了相关研究，取得很大进展。

但同时这些系统都存在很多不足的地方需要改进，比如非接触式心电信号的检测比常规的心电图机的信噪比要差，由于人体的微动会有很大的干扰等，这些都是我们在以后的研究中需要改进的。

1.3本文的主要内容安排

第一章介绍了心电检测的背景和发展前景。

第二章阐述了心电信号的产生原理，心电信号的分段和心电信号的常见的噪声和检测方法。

人体心脏的原发性起搏兴奋点——窦房结位于上腔静脉和右心房的交界处，如图

2.1所示。

在正常情况下，由窦房结的起搏细胞每分钟自发地产生50～100次可传导的电兴奋，这种电兴奋以有序方式通过心房内的传导束，首先激活右心房，然后是左心房。

兴奋通过房室结时，稍有延迟，然后进入希氏束，左、右束支到达普金野（Purkinje）氏网。

普金野氏网是个大的细胞传导系统，其分布在两个心室内膜下，电兴奋通过普金野氏网迅速激动心室壁的普通工作性心肌细胞，这样可使电兴奋波传播到整个心脏，从而完成一次正常的心脏搏动。

这种生物电的电位变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面，在身体各部位呈现随心动周期有规律的电位变化。

为了研究方便和简化分析，可将心脏等效为处在容积导积中一个大小和方向都随时间变化的电极偶子，简称心电偶。

心电偶在某一个时刻的电矩就是所有心肌细胞在该时刻的电矩的矢量和，称为瞬时综合心电向量，简称心电向量。

人体内大小和方向不断改变的心电向量在体表各点均形成随时间变化的电势，这种变化的电势就是心电，其幅值范围是10uV～4mV，典型值是1mV。

图2.1非常清楚的描述了心电信号的产生及其在心脏的传导活动。

图2.1心电传导图

心电信号从宏观上记录心脏细胞的除极和复极过程，从一定程度上反映了心脏各部位的生理状况。

心脏的病变会使心电信号在周期和形态上发生畸变，因而心电图的检查在临床诊断上有重要意义。

临床上为了统一和便于比较心电图波形，对心电电极的安放位置及引线与放大器的连接方式有统一规定，采用这些标准的连线方式称为心电图的导联系统。

2.2常规心电图各波段的形成和命名

5．T波

T波就是心室肌快速复极时所产生的，它的波形呈现圆钝，总体时间比较长，正常时T波的电压不超过0.4mV，临床上可根据其高度来诊断有无心室后壁心肌梗塞。

6．Q-T间期

Q-T间期就是心室肌除极和复极的总时间，由图2.2可见，它就是从QRS波群起点到T波终点之间的一段时间。

2.3心电干扰和噪声分析

心电信号是心脏活动过程中心脏的肌肉和神经电活动的综合，属于直接信号又称为主动信号，信源为心脏。

由于人体自身的机理以及信号源的不可触及性，检测心电信号时，必须在体表测量。

心电信号与人体其它系统产生的信号一样，具有以下几个主要特点：

一是随机性较强，即信号无法用确定的函数式来描述：

二是噪声背景强，待测的有用信号往往淹没在许多无用信号中；三是信号频率低。

心电信号基本上是周期信号，同时又有着非平稳的性质，心电信号随时都处于微小的变动之中，而不是固定不变的，即使从群体中同一对象取得的心电信号，在不同时刻也是不同的。

2.3.1生理干扰

（1）由呼吸引起的基线漂移和心电幅值改变

呼吸引起的基线漂移可以看成是将一个呼吸频率的窦性成分（正弦曲线）加入到心电信号中，这个正弦成分的幅值和频率是变化的，其心电图表现如图2.3.1所示。

呼吸干扰引起的心电信号幅值变化可以达到15％，引起的基线漂移频率约是0．15Hz～0.3Hz。

图2.3.1呼吸干扰

（2）肌电干扰

肌肉伸缩会产生微伏级的电势，该信号来自于肌肉的收缩，其幅值大约是心电波形峰峰值的10％，维持时间大约是50ms，频带范围可以在OHz～10000Hz。

图2.3.2是存在肌电干扰的心电波形。

图2.3.2肌电干扰

2.3.2技术干扰

1．肢体导联

肢体导联[10]只有3个不同的电极放置部位，即：

左上肢（L）、右上肢（R）和左下肢（F），通过不同的连接方法就可以组成6种不同的导联。

（1）双极肢体导联

将正极和负极分别放在人体表面的两个部位来描记心电图，用来反映两个部位之间的电位差变化，这就是双极导联。

而双极肢体导联的心电图，就是将正极和负极分别放在人体肢体的两个部位来描记的，它反映了两个肢体之间的电位差。

习惯上也称双极肢体导联为标准导联，其连接方法有三种，分别是：

I导联（即将正极放置在左上肢，将负极放置在右上肢）、II导联（即将正极放置在左下肢，将负极放置在右上肢）、III导联（即将正极放置在左下肢，将负极放置在左上肢），具体如图2.4.1所示。

图2.4.1标准导联

（2）加压单极肢体导联

所谓单极导联，它就是指将正极放置在人体的右上肢或左上肢或左下肢，负极连接无干电极（零电位）所形成的导联，它得到的心电图基本上反映了正极所在部位的电位变化。

无干电极的连接方法是在左上肢、右上肢和左下肢的三个电极的三条导线上各串5000欧姆的电阻，并连接到一个共同点。

由于该连接点的电位非常接近于零，因此，可以把它当成无干电极。

因为使用单极肢体导联所描记的心电图波形比较小，在临床上不太容易辩认和观察，所以需要进一步改进单极导联的连接方法。

具体办法是在使用单极肢体导联来描记某一肢体的心电图时，将该肢体与无干电极的联系截断，这样能使波形不变，电压（振幅）增加50％，因此，这种连接方式也就被称为加压单极肢体导联。

加压单极肢体导联aVR、aVL、aVF的正极分别置于右上肢、左上肢和左下肢，具体如图2.4.3所示。

图2.4.2加压单极肢导联

图3.1.1心电电极实物图

以上这些电极都为湿式电极，它们或不利于多次使用，或不便于长时间使用，易使人皮肤过敏，所以我们采用湿式电极，即绝缘生物电极，电容耦合电极。

使用绝缘生物电极测量生物电信号时，不需要与皮肤有电阻接触，只需要使用电容耦合。

容性电极通过由测量电极，绝缘体和被测者皮肤之间容性耦合的电容，可以检测到变化的生物电压。

如图3.1.2所示，是一个容性电极取代了传统的金属电极，借以实现了与相应的轮廓耦合区域的可变形耦合。

图3.1.2使用该电极的放大器电路图

图3.1.2中，电容性电极与放大器相连接的回路，Vs是电极处的电势，Zs是传感电极，Vn和In分别是电压和噪音流放大器，最后Zin是放大器的输入阻抗。

3.2前置放大电路

3.2.1设计要求

前置放大电路是整个系统设计的关键，由于人体的心电信号具有幅值小、频率低、易受干扰、不稳定、随机性强等特点，使得对心电放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是放大器的选择十分重要。

选择放大器时需要从增益、频率响应、输入阻抗、共模抑制比、噪声、漂移等几个方面加以综合考虑。

（1）增益

由于心电信号非常弱小，幅值范围为10uV～4mV，而心电放大器增益的常规设计要求心电在正常输入时，即输入为lmV时，输出电平达到lV左右，所以心电放大器的总放大倍数很高，通常在1000倍左右。

在电路设计时为抑制电路的零点漂移，进一步提高共模抑制比，要求放大电路应该分多级实现。

在本系统中，信号的增益控制由前置放大电路、主放大电路、陷波电路的放大部分共同完成。

电路设计时，前置放大器的增益设计为20倍，主放大器增益设计为11倍，陷波放大部分增益是手动可调的，用做lmV定标时的微调，正常为4．54倍。

（5）噪声和漂移

在心电放大器中，由于增益较高，所以噪声和漂移是两个比较重要的参数。

心电放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这些都属于白噪声，其幅值呈正态分布。

为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声性能有严格的要求。

所以，在设计心电放大电路时应尽量选用低噪声元件，以降低噪声并迸一步提高输入阻抗。

另外，温度变化会造成零点漂移，心电放大器基线漂移本质上是由于心电放大器的输入端引入了直流电压增益的缘故。

电极和皮肤间接触电阻、电极本身电阻的变化和电极电位的改变都会增大基线漂移。

漂移现象限制了放大器的输入范围，使得弱小的缓变信号无法被放大。

而心电信号中包括很低的频率成分，为了能正常的测量，就必须采取措施来限制放大器的漂移。

因此，放大器应选用低漂移、高输入阻抗并具有高共模抑制比的集成运放电路。

基于上述原因，心电信号放大器的前置级，大多都采用差动放大电路结构，使用最普遍的是同相并联差动放大电路，即通常所说的三运放仪表放大器。

这种三运放仪表放大器可采用通用的集成运放来构成，但随着电子技术的进步，不断有新的高性能器件推出，所以更好的解决方案是采用新器件。

为此本系统设计中选用了AD公司的仪表放大器AD620作为心电信号前置放大器的核心器件。

AD620[13]将典型的三运放仪表放大器集成在一个芯片中，通过器件参数的严格匹配使之达到较高的指标。

3.2.2输入跟随器

如图3.2.2.1所示。

该电路可以提高输入阻抗、获取更多的心电信号，同时还具有抑制共模干扰的作用。

采用TI公司高精度运算放大器0PA2277，具有超低失调电压10pV，超低失调偏移±O．1pV／oC，偏置电流最大为1nA。

电路中电阻R2和R3与0PA2277构成反馈回路来满足偏置要求[14]，同时增加了电路的输入阻抗。