简易心电图仪的设计Word文件下载.docx
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OpZoom;
摘要II
AbstractIII
目录IV
第1章绪论1
1.1心电图仪的发展史1
1.2国内外现状1
1.3心电信号基本理论2
1.4心电信号的特点3
第2章心电图仪的基本原理4
2.1心电图仪的基本组成框架4
2.2心电图仪的输入部分设计4
2.2.1心电信号的检测4
2.2.2抑制心电信号中50Hz共模信号干扰的有效方法5
2.3心电图仪中心电放大部分6
2.3.1高频滤波部分7
2.3.2无源高通滤波器7
2.3.3第一级放大电路9
2.3.4第二级放大电路10
2.3.5有源低通滤波电路11
2.3.6第三级放大电路12
第3章用Multisim进行模拟仿真13
3.1multisim软件介绍13
3.2放大部分的模拟仿真14
3.2.1第一级放大电路仿真14
3.2.2第二级放大电路仿真16
3.2.3第三级放大电路仿真17
3.3滤波电路的仿真18
3.3.1低通滤波电路的仿真18
20
3.4心电放大电路设计总图
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未定义书签。
参考文献23
1.1心电图仪的发展史
第1章绪论
回顾心电图的研究,最早始于英国的Waller(1887),他首次证实除了鸽子、青蛙的心脏外,人类心
(WilliamduBoisDuddell,1872-1917)设计出第一批推向市场的这种仪器。
从此,各种不同型号的弦线式电流计被纷纷生产出来,并广泛应用于电生理学和其他学科的实验研究。
1912年,爱因托芬又研究了呼吸时心脏位臵变动对心电图的影响,同时说明了三个导联之间的关系,提
[2]
使心电图成为
出著名的“爱因托芬三角”的概念,进一步为心电图原理和心电测量的方法学奠定了基础,
20世纪对心脏病人进行临床诊断和监测的重要技术手段。
1924年,诺贝尔基金会为表彰他在改进心电图仪的设计和建立现代心电图学方面的贡献,授予他诺贝尔生理及医学奖。
并被后人推崇为心电图学之父。
以后,心电图仪不断小型化,多功能化,数字化,并发展为十二导联系统
1.2国内外现状
近些年来,在心电图机的研究和生产中主要以日本、德国等发达国家占主要地位,我国心电图机的发展,特别是在家用的心电图仪领域中,比较缓慢,水平也很落后。
而常规的心电图仪有单、多道之分,虽使用起来很方便,但是价格较贵,体积巨大,只
能适合在医院和社区医疗中应用,而且对于许多偶发的,短暂性的心率失常也是无法实时监测。
虽然现在也有心电图仪,可用于24小时实时监控,但是其价格及其昂贵,使用也不方便,尤其是在携带方面,并且一般不能实时处理,因此并没有在很多的领域中推广使用,在家庭里的使用更是寥寥无几。
随着社会生活节奏的不断加快,人们对健康的意识不断的提高,小型便携式的心电图机需求也越来越大。
因此家用心电图机逐渐发展壮大。
但是在我国便携式心电图仪并不多见
1.3心电信号基本理论
心脏跳动时会产生微弱的电流并能向身体各个部位传导,引起人体皮肤表层的点位发生变化。
由于人
体的各个部位不同,与心脏距离也不同,因此,人体皮肤表层不同部位的心电电位的变化也不同。
将皮肤
表层特定部位之间的电位差以时间为函数记录下来,这种记录曲线称为心电图(electrocardiogram,简称
ECG)。
心电图反映心脏兴奋的产生,传导和恢复过程中的生物电变化情况。
正常人典型的心电图如图1.1
所示。
时间厨
图1.1正常人典型的心电信号
它是由一个P波,由一个QRS波群,一个T波和一个U波等组成,这些波形反映了心脏一次激动过程中。
皮肤表层某两点之间的电位的变化情况。
P波:
心脏的兴奋发源于窦房结,最先传至心房,故P波是心电图中的所有波最先出现的而且也是代
表着两心房产生兴奋过程的波。
兴奋是在往两心房传播的过程中,其中的心电信号去除极化,综合向量首先指向的是左下肢,再逐渐的转向左上肢。
将各瞬间心房去极的综合向量导联起来,便形成了一个代表心房去极的空间向量环,称为P环。
P环在各导联轴上的投影即得出各导联上不同的P波。
P波的波形小而
且圆钝,随各导联而稍有不同。
P波宽度不超过0.11s电压的高度一般不超过0.25mVo
P-R段:
即从P波终点至QRS波群起点。
正常人该段接近于基线。
P一R段是由电的活动经过房室交
界而传向心室中所产生,电位变化微弱,在人体的体表很难被记录岀来。
P一R间期:
是指从P波的起点至QRS波群的起点之间的时间间距,代表的是心房从开始兴奋至心室
开始产生兴奋所需要的时间,这一期间随着年龄增长而有延长的趋势,成人一般约为0.12到0.20秒,年龄
越小越短,超过0.21秒的称为房室传导的时间延长。
QRS波群:
表示两个心室在兴奋传播中过程变化的电位变化。
从窦房结产生的兴奋波经过
传导系统首先到的是心室间隔左侧面,然后,按特定的路线和与方向,由内层往外层依次的传播。
在随着心室中各部位先后去极化所形成多个瞬间的综合心电向量,而额面导联轴上的投影,就是心电图的肢体导联部分的QRS复合波。
QRS复合波一般包括三个波动:
在第一个向下的一个波称为Q波,在Q波后面有
个向上的波称为R波,在R波所相连的另外的一个向下波称为S波。
这三个波一Q波、R波、S波紧密相
连,而且周期小于0.10秒,所以称为QRS复合波。
一般心室肌兴奋传播所需时间是指QRS复合波所占时间,
一般人的QRS波群的周期在0.06到0.10秒间。
S-T段:
指的是从QRS复合波结束到T波开始的直线,表示心室各部兴奋均处在去极化状态,没有电位差。
一般时相似相同的电位线,向下偏移不应超过0.05毫伏,向上偏移在肢体导联不超过0.1毫伏,在单极心前导程中VI、V2、V3可达到0.2-0.3毫伏;
V4、V5导联中一般低于0.1毫伏。
在正常心电导联中,ST
段不低于0.05mV。
T波:
是一个波宽较长、波幅较低的电波,反映的是心室产生兴奋后到再极化的过程。
心室再极化的顺序和去极化过程刚好相反,它缓慢从外层向内层进行,在外层已去极化部分的负电位首先恢复到静息时的正电位,使外层为正,内层为负,因此与去极化时向量的方向基本相同。
连接心室复极各瞬间向量所形成的轨迹,就是心室再极化心电向量环,简称T环。
T环的投影即为T波。
再极化过程同心肌代谢有关,因而较去极化过程缓慢,占时较长。
T波与S-T段同样具有重要的诊断意义。
U波:
是指在T波后0.02-0.04S后出现的宽而低的波,一般波高在小于0.05mV,波宽约
0.20s。
是由心脏舒张时各部位所产生的负后电位所形成的[4]。
1.4心电信号的特点
作为生物的心电信号,其特点如下:
1心电信号是从体表特定位臵提取的生物电信号,该信号通常十分微弱,其幅值一般不超过5mV.
2低频特性:
通常心电信号频率较低,其频率范围一般处于0.05Hz〜100Hz之间,频谱能量主要集中
在0.25Hz~35Hz。
3高阻抗特性:
心电信号的信号源(即人体源)阻抗一般较大(几K〜几十K),会产生较大的热噪声,
这将给心电信号测量带来很大误差。
4不稳定性和随机性:
人体是在内、外环境相适应的条件下维持其生命活动。
为适应各种外部环境变化,人体内各系统都是在相互影响中进行着变化调整,以使内外环境保持平衡。
同时人体还受到遗传因素的影响,这些因素均会使人体的心电信号表现出不稳定性和随机性特点
第2章心电图仪的基本原理
2.1心电图仪的基本组成框架
图2.1心电图仪的基本组成框架
1输入部分包括从电极到导联线,导联选择器等。
输岀导联线将电极引岀的心电信号送入到心电图仪的前臵放大器中。
导联选择器的作用是不必改变人体电极的接线就可以进行各种导联的转换。
2放大部分包括前臵放大器,中间级的电压放大器和功率放大器。
其作用是将微弱的心电信号放大到可以观察和记录的水平。
3记录部分包括记录笔的机械移动装臵及其控制电路等。
它用于在记录心电信号的电流变
化曲线;
也可以将心电信号在荧光屏上显示出来161o
2.2心电图仪的输入部分设计
2.2.1心电信号的检测
获取心电信号的方法是:
依靠与肢体接触的电极,电极一般为金属小板(如薄铜片),电极通过多股绝
缘芯线绞成的屏蔽线与心电图仪相连;
在测定心电波形是,电极安放的位臵以及导线与放大器的连接方式,称为心电图的“导联”。
为了便于比较和判断,临床对常用导联作岀了严格规定,通常将电极安放在4肢和
胸部引出心电波。
在心电上广泛应用的是12导联系统,包括标准导联(I、H、山),加压单极肢体导联
(aVr,aVI,aVf)和胸导联(V1,V2,V3,V4,V5,V6)三种类型,这里仅介绍“标准导联”。
将电极绑困在手
腕或脚腕的内侧面,
并通过较长的屏蔽导线与心电图仪连接的方式称为“标准导联”[7]。
习惯上对这些电极规定
了表示符号(见表2.1)。
表2.1导联标记
电极的部位
右臂
左臂
左腿
右腿
符号
RA
LA
LL
RL
标准导联直接把两个肢体电极的电位加到心电放大器的输入端,所描述的波形即为两点电位差的变化
标准导联的接法如图1.2所示,
具体说明如下。
标准I导联的电极接法:
RA接放大器反相输入端
(一)丄A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
标准H导联的电极接法:
RA接放大器反响输入端
(一),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。
标准山导联的电极接法:
LA接放大器反相输入端
(一),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[8]。
体或通电导体周围都存在磁场。
由于心电图仪、病房和手术的照明灯等都使用50Hz的交流电供电,故
人和检测仪器均处于电磁场的环境中,于是人体会随时携带50Hz的干扰电压,会完全淹没心电信号。
消除
50Hz工频干扰方法有以下几种。
1选用输入阻抗高的放大器,保证差分放大电路阻抗平衡,可以提高电路共模抑制比。
2用共模干扰电压驱动导联线的屏蔽层,提高放大器对共模信号的抑制能力。
当导联引线的屏蔽层接地时,分布电容变为放大器输入端对地的寄生电容C1、C2。
实际上,两根导
联线的分布电容不可能完全相等的,加之电极阻抗Rs1,Rs2不完全相等,使得Rs1C#Rs2C2从而造成共
模干扰电压的不等量衰减,使工模电压在放大器的输入端转化为差模电压。
消除工模干扰电压的一种电路如图。
将导联线的屏蔽层不接地,而接到缓冲器A3的输入正常。
其工
作原理是:
电压跟随器A1,A2的输入电压分别为vic+vid/2、vic-vid/2。
用两个阻值相同的电阻R接在A1,A2的输出端,在中间点取出A1、A2输出电压的平均值,给为共模电压V1c,该电压经过电压跟随器
A3加到导联线的屏蔽层上,于是屏蔽层和信号线(芯线)具有相同的共模电压,使得屏蔽层和芯线之间形
成的分布电容C1、C2对共模电压不会产生分流作用,消除了由C1,C2引起的共模电压不均衡衰减从而提
高了前臵放大器对共模干扰信号的抑制能力。
3采用50Hz带阻滤波器(也称陷波器)。
在采用以上方法仍不能满意地消除50Hz干扰信号时,可以子啊放大电路中加入高Q值50Hz陷波器,采用高Q值陷波器的原因是防止有用信号中的50Hz附近的成分损失过多。
4采用右腿驱动电路消除人体上的共模电压。
当人体的右腿接地的时候,会有感应电流Id经过人体
到地,形成50Hz的共模干扰电压。
为消除该干扰电压,将右腿不直接接地,而是通过一个限流电阻Ro与
右腿驱动放大器A3的输入端相连,形成一个以人体为相加点的共模电压并联反馈,可以大大降低人体上
的共模干扰电压。
实践证明,在恶劣条件下,右腿驱动技术可以使50Hz共模干扰减小到1%以下[9]。
2.2所示),人体的右臂RA、
由于右腿驱动电路的萝卜效果最好,本设计采用的是右腿驱动电路(如图左臂LA、右腿RL,分别接入该驱动电路的输入端,输出端的两个信号分别
输出道心电放大电路中进行下一步的操作。
图2.2右腿驱动电路
2.3心电图仪中心电放大部分
如图2.3是由运算放大器构成的心电放大器的原理图。
图2.3心电放大器原理图
图中,3个运算放大器A1、A2、A3仪表放大器,其中第一级A1、A2采用同相输入并联连接,按图中的参数,其输入阻抗约为10MQ,运算放大器A3构成差分放大器作为第二级,可以消除第一级输输出信号
中的共模干扰信号,获得很高的共模抑制比。
本设计主要采用的是运算放大器对心电信号进行放大,下面对运算放大器做简要的介绍:
下图2.4为一
普通运算放大器
一般的,运算放大器具有一个信号输出端口和同相、反相两个高阻抗输入端的高增益直
[10]
接耦合电压的放大单元,因此可采用运放制作同相、反相及差分放大器
运放的供电方式可分为单电源和双电源供电两种。
对于双电源供电运放,其输出可在零电压两侧变化,
在差动输入电压为零时输出也可臵零。
采用单电源供电的运放,输出在电源与地之间的某一范围变化。
运放的输入电位通常要高于负电源的某一数值,而低于正电源的某一数值。
经过特殊设计的运放可以允许输入电位在从负电源到正电源的整个区间变化,甚至要高于正电源或要低于负电源也是可以的。
这种运放称为轨到轨输入运算放大器[11]。
2.3.1高频滤波部分
图2.3中C3C4用于滤除高频干扰和噪声。
滤波器,顾名思义,是对波进行过滤的器件。
“波”是一个非常广泛的物理概念,在电子技术领域,“波”被定义为描述各个物理量的取值随着时间的起伏变化过程。
该过程经过各类传感器的作用,被转换为电流和电压的时间函数,称之为各种物理量的时间波形,或者称之为信号。
因为自变量时间是连续取值的,所以称之为连续时间信号,又习惯地称之为模拟信号(Analogsignal)。
随着数字式电子计算机(一般简称
计算机)技术的产生和飞速发展,为了便于计算机对信号进行处理,产生了在抽样定理指导下将连续时间信号变换成离散时间信号的完整的理论和方法。
也就是说,可以只用原模拟信号在一系列离散时间坐标点上的样本值表达原始信号而不丢失任何信息,波、波形、信号这些概念既然表达的是客观世界中各种物理量的变化,自然就是现代社会赖以生存的各种信息的载体。
信息需要传播,靠的就是波形信号的传递。
信号在它的产生、转换、传输的每一个环节都可能由于环境和干扰的存在而畸变,有时,甚至是在相当多的情况下,这种畸变还很严重,以致于信号及其所携带的信息被深深地埋在噪声当中了[12]
滤波,本质上是从被噪声畸。
变和污染了的信号中提取原始信号所携带的信息的过程。
滤波主要有两种:
1是电源滤波,2是信号滤波[13]。
前者利用的是电容的储能特性,一个接在电源两端的电容,当电源电压发生突变时(比如突然下降时),电容上的电压不会发生突变,而是呈现一个缓慢下降过程。
同样,电源电压突然升高时,电容的端电压也会是一个缓慢的升高过程(简单的说,把瞬间变化过程变成一个缓慢变化的过程,这样有利于减少电源输出电压的波动,避免在元器件两端出现剧烈的电源变化,如果要求变化越慢,则并联的电容数就越多。
电容容值也越大)
后者利用的是电工电子里的复阻抗计算公式,电容的容抗Z=j(1/皿)。
从这里可以看出,容抗与信号
的角频率和容值都有关系,如果要对低频信号进行滤波(3比较小),则需要让Z比较小,也就是要C足
够大。
这样当电容并联在信号线和地两端时,低频信号就可以通过电容流到地(由于电容容值比较大,则容抗比较小,对于低频信号而言,这个大电容就为信号提供了一条阻抗很小的接地通路,你可以看做是低频信号对地短路),这样就实现了对低频信号的滤波。
相反,如果选择的电容容值比较小,就可以实现对高频信号的滤波。
本设计采用的是8=C2=510pF,其电容的容值比较小,阻抗比较大。
从而实现了对高频干扰信号的滤波。
2.3.2无源高通滤波器
图2.3中C1、R1和C2、R2组成的无源高通滤波电路用于保证整机的下限截止频率。
如图2.5所示电路为二阶无源RC高通滤波器基本节
图2.5二阶无源高通滤波器
图中R1=R2=R,8=C2=C。
采用复频域分析,可以得其电压转移函数为:
H(S)=Uo(S)/Ui(S)=
根据二阶基本节高通滤波器电压转移函数的典型表达式:
当q=时,|H(j护)K=1
可见随着频率增加幅值函数增大,该电路具有使高频信号通过的特性,故称为高频滤波器。
由上可得,图2.2中对应的下限截止频率
11Hz
fL==〜0.03Hz
2.3.3第一级放大电路
如图2.6为同相放大电路
Vp~Vn,ip=in=0。
由图2.4可知
R2
图2.6同相放大电路
在同相放大电路中,输出通过负反馈的作用。
使Vn自动地跟踪Vp事Vp~W,或
Vd=Vp-Vn^O。
这种现象称为虚假短路,简称虚短。
由于同相和反相两端输入端之间出现虚短现象,而运算放大器的输入电阻的阻值
[14]又很高,因而经过两端之间的iP=in^0,这种现象称为虚断。
在同相放大电路中,加到两输入端的电压大小接近相等,相位相同时它在闭环工作中的重要特征。
①电压增益
从而可得电压增益为
②同相放大器输入阻抗
③同相放大器输出阻抗
益为:
根据虚短和虚断的概念有:
将R3R4、R5带入上式得:
Avdi=103
即,第一级放大器的增益为103
2.3.4第二级放大电路
如图2.7为差分放大电路
差放的外信号输入分差模和共模两种基本输入状态。
把信号加到两输入端口之间,当输入信号vol、
vo2大小相等、极性相反时,称为差模输入状态。
此时,外输入信号称之为差模输入信号,用vid表示。
同
理,把外信号加到两输入端口与地之间,当vol、vo2大小相等、极性相同时,称之为共模输入状态,此时
的外输入信号称为共模输入信号,以vIC表示。
当输入信号使vol、vo2的大小不对称时,输入信号可
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