1、重慶理工大學生物醫學工程課程設計報告題目： 心電圖儀設計與制作 班級： 111111111 學號： 11111111111 姓名： xx 指導老師： xxx 日期： 2014年x月 摘要01.緒論02.設計基礎 2.1設計目的1 2.2心電信號特征分析22.2.1 心電信號時域特征分析22.2.2 心電信號的電特征分析32.2 心電信號的噪聲來源33.電路設計 3.1 前置放大電路設計4 3.2 二階高通濾波器電路設計6 3.3 二階低通濾波器電路設計7 3.4 50Hz干擾信號陷波器設計8 3.5電壓放大器設計94. 原理圖、實物圖、輸出結果 4.1實驗結論105.總結106.參考文獻11摘

2、要心臟是人體循環系統的核心，心臟的活動是由生物電信號引發的機械收縮。在人體這個三維空間導體當中，這種生物電信號可以波及人體各個部分，在人體體表產生規律性的電位變化。在人體體表的一定位置安放電極，按時間順序放大并記錄這種電信號，可以得到連續有序的曲線，這就是心電圖。本文分析了體表心電信號的特征。心電信號的各種生理參數都是復雜生命體(人體)發出的強噪聲條件下的弱信號(除體溫等直接測量的參數外)，心電信號的幅度在l0µV4mV之問，頻率范圍為O.05 100Hz，淹沒在50Hz的工頻干擾和人體其他信號之中，檢測過程及方法較復雜。去除信號檢測過程的干擾和噪聲、進行心電信號的分析是心電儀器的重

3、要功能之一，心電信號的放大質量直接影響著分析儀器的性能和對人體心臟疾病的診斷。本文設計了一個心電信號檢測放大電路，充分考慮了人體心電信號的特點，·采用前置差動放大+帶通濾波器+50Hz陷波器(帶阻濾波器)組成的模式，并且利用軟件對相應的電路進行仿真，仿真結果表明電路的放大濾波性能很好，硬件電路搭建后的實驗結果也表明，電路能夠很好地完成人體心電信號的檢測放大。關鍵詞：放大器 心電信號 第1章 緒論1人體生物信息的基本特點 人體的生物信號測量的條件是很復雜的。在測量某種生理參數的同時，存在著其它生理信號的噪聲背景；此外，生物信號對來自測量系統(包括人體)之外的干擾十分敏感，這是因為：(1

4、)被測生物醫學信號的提取信號微弱：如心電信號幅度一般在10µV4mV：要求測試系統具有較高的靈敏度。而靈敏度越高，對干擾也就越敏感，即極易把干擾信弓引入測試系統；(2)頻率低：一般在0.05Hz200Hz，頻帶范圍不寬；工頻50Hz干擾和人體其它信號幾乎落在所有生物電信號的頻帶范圍內，而50Hz干擾又是普遍存在的；(3)生命體為發出不穩定自然信號的信號源：人體內阻、檢測電極與皮膚的接觸電阻等為信號源內阻，其阻值較大，一般為幾十千歐；(4)人體相當于一個導體，將接受空間電磁場的各種干擾信號；除了外界環境對被測信號的干擾之外，微弱信號還常常被深埋在測試系統內部的噪聲中。抗干擾和低噪聲，構

5、成生物信號測量的兩個基本條件。本文的目的是 在分析的基礎上，得到生物信號測量系統的強抗干擾能力和低噪聲電子設計方法，我們把抗干擾和低噪聲作為人體測量的基本條件，不只是由于人體電子測量是處于強電磁場環境中，成為無法回避的客觀事實；而且還由于抗干擾和低噪聲本來就是電子設計開始時必須予以考慮的環節。設計制作一個簡易心電圖儀，可以測量人體心電信號并在示波器上顯示出來。示意圖如圖1所示。圖1 簡易心電圖儀示意圖導聯電極說明：RA-右臂；LA-左臂；LL-左腿；RL-右腿。第一路心電信號，即標準I導聯的電極接法：RA接放大器反相輸入端（），LA接放大器同相輸入端（），RL作為參考電極，接心電放大器參考點。

6、第二路心電信號，即標準導聯的電極接法：RA接放大器反相輸入端（），LL接放大器同相輸入端（），RL作為參考電極，接心電放大器參考點。RA、LA、LL和RL的皮膚接觸電極分別通過1.5m長的屏蔽導聯線與心電信號放大器連接。 基本要求及技術指標如下：1）電壓放大倍數1000，誤差+5%;2）3dB低頻截止頻率0.05Hz，（可不測試，由電路設計予以保證）;3）3dB高頻截止頻率100Hz，誤差±10Hz;4）頻帶內響應波動在±3dB之內;5）共模抑制比>60dB（含1.5m長的屏蔽導聯線，共模輸入電壓范圍為±7.5v）;6）差模輸入電阻>5M（可不測試，由

7、電路設計予以保證）;7）輸出電壓動態范圍大于±10V;8）設計并制作心電放大器所用的直流穩壓電源,直流穩壓電源輸出交流噪聲<±3mV。第二章 設計基礎2.1設計目的1、根據心電圖特征設計電路原理圖2、自選原件，完成硬件電路焊接3、完成硬件電路調試4、實測襲擊的心電信號2.2心電信號特征分析2.2.1心電信號時域特征分析圖2.1 典型的心電信號如圖2.1所示的正常心電圖由一系列波群組成，各段波群反映不同階段的心電信號變化，由于QRS波變化比較集中，所以給出了分解圖11。下面對每個波形點作詳細的介紹：(1)P波：最初產生的偏離的波被命名為P波，它反映心房除極過程的電位變化

8、，代表了兩個心房的去極。(2)QRS波群：心室的激活產生的最大的波，它反映心室肌除極過程的電位變化。正常間隔0.08-O.12秒。典型的QRS波群是指三個緊密相連的波；第一個向下的波為Q波，這波不一定總是出現。QRS波的第一個向上的波為R波，繼R波后第一個向下的波為S波，發生在S波后的向上的波稱為R。QRS是廣義的代表心室肌的除極波，并不是每一個QRS波群都具有Q、R、S三個波，一個單相的負QRS復合波被稱為QS波。(3)PR間期：從P波開始到QRS復合波開始，它代表心房肌開始除極到心室肌開始除極的時限。正常間期是O12-2O秒，測量是從P波的起點到QRS復合波的起點，不管初始波是Q波還是R波

9、。它是房室傳導時間的一種度量，由于這個原因，它在臨床診斷上很有用。基線是由波的TP段建立的(T波末端到下一個P波開始)。(4)ST段：是在QRS波群以后，T波以前的一段平線。代表左、右心室全部除極完畢到復極開始以前的一段時間。該段在確定病理學上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。在正常情況下，它用作測量其它波形幅度的等電勢線。(5)T波：代表心室肌復極過程引起的電位變化。(6)QT間期：代表整個心室肌自開始除極至復極完畢的總時間。QT間期代表體現了心室肌肉激活間期和恢復。這個持續時間和心率的變化相反。但通常不采用QT，而采用修正QT，稱為QTC：QTC=QT+175(心室率60

10、)。體表心電圖反映的是心電信號的時域特性，經分析可以看出ECG信號的特征段的分界處是波形上的拐點。2.2.2 心電信號的電特征分析按照美國心電學會確定的標準，正常心電信號的幅值范圍在10V-4mv之間，典型值為1mV。頻率范圍在O.05-100Hz以內，而90的ECG頻譜能量集中O.25-35Hz之間，心電信號頻率較低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要頻率范圍是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz12。心搏的節律性和隨機性決定了心電信號的準周期和隨機時變特性。從醫學理論和實踐可以理解，心電信號受人體生理狀態和測量過程等多種因素的影響而呈現復雜的形態。2.3 心電信號的噪

11、聲來源 人體心電信號是一種弱電信號，信噪比低。一般正常的心電信號頻率范圍為0.05-100 Hz，而90的心電信號(ECG)頻譜能量集中在0.25-35 Hz之間13。采集一種電信號時，會受到各種噪聲的干擾，噪聲來源通常有下面幾種：(1)工頻干擾 50 Hz工頻干擾是由人體的分布電容所引起，工頻干擾的模型由50 Hz的正弦信號及其諧波組成。幅值通常與ECG峰峰值相當或更強。(2)電極接觸噪聲 電極接觸噪聲是瞬時干擾，來源于電極與肌膚的不良接觸，即病人與檢側系統的連接不好。其連接不好可能是瞬時的，如病人的運動和振動導致松動；也可能是檢測系統不斷的開關、放大器輸入端連接不好等。電極接觸噪聲可抽象為

12、快速、隨機變化的階躍信號，它按指數形式衰減到基線值，包含工頻成分。這種瞬態過渡過程可發生一次或多次、其特征值包括初始瞬態的幅值和工頻成分的幅值、衰減的時間常數；其持續時間一般的1s左右，幅值可達記錄儀的最大值。(3)人為運動 人為運動是瞬時的(但非階躍)基線改變，由電極移動中電極與皮膚阻抗改變所引起。人為運動由病人的運動和振動所引起，造成的基線干擾形狀可認為類似周期正弦信號，其峰值幅度和持續時間是變化的，幅值通常為幾十毫伏。(4)肌電干擾(EMG) 肌電干擾來自于人體的肌肉顫動，肌肉運動產生毫伏級電勢。EMG基線通常在很小電壓范圍內。所以一般不明顯。肌電干擾可視為瞬時發生的零均值帶限噪聲，主要

13、能量集中在30-300 Hz范圍內。(5)基線漂移和呼吸時ECG幅值的變化 基線漂移和呼吸時ECG幅值的變化一般由人體呼吸、電極移動等低頻干擾所引起，頻率小于5 Hz；其變化可視為一個加在心電信號上的與呼吸頻率同頻率的正弦分量，在O.015-O.3Hz處基線變化變化幅度的為ECG峰峰值的15。第三章 電路設計3.1 前置放大器 由于心電信號屬于高強噪聲下的低頻微弱信號，所以要求前置放大器應具有高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲、低漂移、具有一定的電壓放大能力等特點，選擇儀表放大器即可滿足要求。考慮到要求高共模抑制比、高輸入阻抗和調試方便，不使用采用集成運算放大器構成的儀表放大器，而是直接使用集成

14、儀表放大器，本設計選用低成本集成儀表放大器AD620實現。AD620儀表放大器的管腳排列圖和內部電路圖分別見圖圖3.2、圖3.3。圖3.2 圖3.3 AD620 的單片結構和激光晶體調整, 允許電路元件緊密匹配和跟蹤, 從而保證電路固有的高性能AD620作為高精度儀表放大器，只需要用改變1腳和8腳之間的外接電阻，即可實現放大器11000變化范圍的電壓增益。AD620 為三運放集成的儀表放大器結構, 為保護增益控制的高精度, 其輸入端的三極管提供簡單的差分雙極輸入, 并采用工藝獲得更低的輸入偏置電流, 通過輸入級內部運放的反饋, 保持輸入三極管的集電極電流恒定, 并使輸入電壓加到外部增益控制電阻

15、Rg上。AD620 的兩個內部增益電阻為24. 7 K , 因而增益方程式為G =49.4 K/R g+ 1 (3-1)對于所需的增益, 則外部控制電阻值為R G =49.4/（G - 1）K （3-2) AD620的最大失調電壓僅為50V，失調電壓溫漂0.6V/，輸入電壓噪聲為，輸入電流噪聲，所以作為前置放大器可以很好的工作。為了避免在強干擾信號下，放大器輸出產生失真，前置放大器的電壓放大倍數不能設置過高，本設計選擇電壓放大倍數等于10倍。根據公式 （3-2） 可知當放大器放大倍數G=10時，Rg=49.4/(G-1)=5.6K；前置放大模塊以 AD620儀用放大電路為核心，外圍由 OPA3

16、35 構成的 反饋積分調零電路和右腿驅動電路三個部分組成。AD620內部原理圖如圖 3 所示。AD620 的主要特點是低漂移電壓，低偏置電流，高共模抑制比。圖3 AD620原理示意圖圖4 AD620引腳圖圖4 所示為 AD620儀表放大器的腳位圖。其中1、8 接腳要跨接一電阻來調整放大倍率（作用同式(1)中的Rg），放大倍數G=49.4k/Rg+1。這里我們設計增益為40，則Rg取1.24 k。4、7 接腳需提供正負相等的工作電壓，由 2、3 接腳輸入的放大的電壓即可從接腳 6 輸出放大后的電壓值。接腳5則是參考基準，如果接地則接腳 6 的輸出即為與地之間的相對電壓。圖5 AD620前置放大電

17、路及仿真圖3.2高通濾波器 正常心電信號的頻率范圍為0.05100Hz，而90%的心電信號頻譜能量集中在0.2535。Hz之間。噪聲信號來源主要有工頻干擾、電極接觸噪聲、人為運動肌電干擾、基線漂移等，其中50Hz的工頻干擾最為嚴重。為了消除這些干擾信號，在心電信號放大器電路中，應加入高通濾波器、低通濾波器和50Hz工頻信號陷波器。二階高通濾波器包含兩個RC電路，如圖所示為一階高通濾波器。圖3.3 高通濾波器器件分析：C1=100nf,C2=100nf，R1=4.4M,R2=4.4M,LM324參數分析：圖所示的濾波器是反相放大器。該電路的典型參數為：截止頻率,通帶電壓放大倍數Aup=-Rf/R

18、1。現在截止頻率是0.05Hz，C1是100nf,R=4.4M,取通帶電壓放大倍數是1。計算分析：G(s)=U1/U2=-Rf/(R1+1/sC1);s=jw帶入，得結果是：頻率特性G(jw)=Go /(1-jWc/W), 其中Go=-Rf/R1是通帶增益，W=1/RC是角頻率。調試分析：高通濾波器調試。檢查圖 電路連線無誤后，接通±9V電源，先輸入大小為1V的直流電壓，測量其輸出值；然后輸入大小為1V的正弦波信號，改變其正弦波頻率在0.01Hz100Hz變化，分別測量在0.01Hz、0.05Hz、1Hz、10Hz、50Hz、100Hz下的輸出電壓，并求其濾波器的下限轉折頻率。結論分

19、析：一階高通濾波器電路阻態衰減太慢，為20dB/10oct，所以這種電路一般對要求不高的濾波電路可用，如果要求高的可以用二階以上。3.3低通濾波電路采用具有線性相移特性，二階貝塞爾濾器。圖9低通濾波器圖 10 100Hz濾波電路圖中低通濾波器的幅頻特性曲線衰減3dB時，對應頻率為93Hz；衰減10dB時對應頻率為180Hz。完全符合設計的要求。該濾波器的參數指標為：截止頻率，品質因數 ，通帶放大倍數 。在該電路選擇參數情況下，二階低通濾波器的截止頻率，。圖所示的所示的濾波器是反向放大器，其中傳遞函數為G（s）=-×=式中，G0=-為零頻增益，Wc=為截止角頻率。其中，幅頻特性為 G（

20、s）= 其中，幅頻特性為 G（w）=相頻特性為 （w)=-arctan()3.4 50Hz干擾信號陷波器50Hz工頻信號陷波器可以采用應用廣泛的雙T型有源帶阻濾波器，圖是自舉式雙T橋二階有源帶阻濾波器電路圖3.5 陷波器這種濾波器的有點是品質因數可以調節，且和帶阻濾波器的中心頻率無關。在該電路中，當A2的同相輸入端接地（反饋系數最小）時，濾波器的Q值最小，大約為0.3；當A2同相輸入端的電位很接近濾波器的輸出電位（反饋系數大）時，這時濾波器的Q值大，但Q值過大會造成電路的不穩定甚至自激，一般將Q值選在十至幾十的范圍內，調節圖中RW可改變Q值大小。在圖中雙T網絡參數選擇下，帶阻濾波器的中心頻率，

21、要求濾波器的阻帶寬度BW=2Hz，則。3.5 電壓放大器 人體心電信號是一種弱電信號，信噪比低，對于末級電壓放大器的要求是應低噪聲、低漂移，且有足夠大的電壓放大能力和一定的頻帶寬度，同時輸出具有較大的動態范圍。心電信號放大器總電壓放大倍數要求1000倍，前置級和高通濾波器通頻帶電壓放大倍數分別為51和1，所以電壓放大器的電壓放大倍數應為20。且采用低噪聲、寬頻帶集成運算放大器LM324構成的電壓放大器如圖。 圖3.6 后級放大A=根據此公式算出的最大倍數為103，實際只需20，只需把滑動變阻器調到48.5k即可，所以符合設計的要求。第4章 原理圖、實物圖、輸出結果4.1 實驗結論（1）該試驗分

22、模塊進行電路圖的設計，首先通過信號發生器輸入信號，可以在示波器上觀察到非常清晰的心電信號，然后連接在人體上，觀察到了呈周期性變化的、有峰值的心電信號。（2）在用信號發生器輸入信號的時候，心電信號非常清晰干凈，當連接到人體時，信號就沒有那么清晰了，是因為信號發生器的信號非常強，基本上不受噪聲的干擾，而人體的噪聲干擾非常大，而且濾波的時候濾的不干凈，所以導致有噪聲干擾了心電信號。（3）設計電路的時候要考慮到人體心電信號是一種弱電信號，信噪比低，對于末級電壓放大器的要求是應低噪聲、低漂移，且有足夠大的電壓放大能力和一定的頻帶寬度，同時輸出具有較大的動態范圍。（4）調陷波電路的時候，通過滑動變阻器來調節陷波器的深度。（5）示波器要設置在直流情況下，顯示心電信號。第五章 總結 隨著集成電路技術、計算機和網絡技術的發展，醫療電子儀器的發展是非常迅速的。雖然心電檢測技術很早就出現了，但隨著時代的發展，各種新方法和手段開始引入到心電檢測中來，心電檢測系統已不滿足于簡單的信號采集和顯示。主要的研究和發展趨勢包括以下幾個方面。(1)