重庆理工大学心电图仪课程设计实验报告

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1、重庆理工大学重庆理工大学生物医学工程生物医学工程课程设计报告课程设计报告题目： 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 摘要摘要0 1.1.绪论绪论0 2.2.设计基础设计基础2.1 设计目的12.2 心电信号特征分析心电信号特征分析2 2.2.1 心电信号时域特征分析2 2.2.2 心电信号的电特征分析3 2.2 心电信号的噪声来源3 3.3.电路设计电路设计3.1 前置放大电路设计43.2 二阶高通滤波器电路设计63.3 二阶低通滤波器电路设计73.4 50Hz 干扰信号陷波器设计83.

2、5 电压放大器设计9 4.4.原理图、实物图、输出结果原理图、实物图、输出结果4.1 实验结论10 5.5.总结总结10 6.6.参考文献参考文献11摘要摘要 心脏是人体循环系统的核心，心脏的活动是由生物电信号引发 的机械收缩。在人体这个三维空间导体当中，这种生物电信号可以波 及人体各个部分，在人体体表产生规律性的电位变化。在人体体表的 一定位置安放电极，按时间顺序放大并记录这种电信号，可以得到连 续有序的曲线，这就是心电图。本文分析了体表心电信号的特征。心 电信号的各种生理参数都是复杂生命体(人体)发出的强噪声条件下的 弱信号(除体温等直接测量的参数外)，心电信号的幅度在 l0V4mV 之问

3、，频率范围为 O.05 100Hz，淹没在 50Hz 的工频干扰和人体其 他信号之中，检测过程及方法较复杂。去除信号检测过程的干扰和噪 声、进行心电信号的分析是心电仪器的重要功能之一，心电信号的放 大质量直接影响着分析仪器的性能和对人体心脏疾病的诊断。本文设 计了一个心电信号检测放大电路，充分考虑了人体心电信号的特点， 采用前置差动放大+带通滤波器+50Hz 陷波器(带阻滤波器)组成的模 式，并且利用软件对相应的电路进行仿真，仿真结果表明电路的放大 滤波性能很好，硬件电路搭建后的实验结果也表明，电路能够很好地 完成人体心电信号的检测放大。 关键词：放大器关键词：放大器 心电信号心电信号 第第1

4、 1章章 绪论绪论 1 人体生物信息的基本特点人体的生物信号测量的条件是很复杂的。在测量某种生理参数 的同时，存在着其它生理信号的噪声背景；此外，生物信号对来自测 量系统(包括人体)之外的干扰十分敏感，这是因为： (1)被测生物医学信号的提取信号微弱：如心电信号幅度一般在 10V4mV：要求测试系统具有较高的灵敏度。而灵敏度越高，对干 扰也就越敏感，即极易把干扰信弓引入测试系统； (2)频率低：一般在 0.05Hz200Hz，频带范围不宽；工频 50Hz 干扰和人体其它信号几乎落在所有生物电信号的频带范围内，而 50Hz 干扰又是普遍存在的； (3)生命体为发出不稳定自然信号的信号源：人体内阻

5、、检测电 极与皮肤的接触电阻等为信号源内阻，其阻值较大，一般为几十千欧；(4)人体相当于一个导体，将接受空间电磁场的各种干扰信号； 除了外界环境对被测信号的干扰之外，微弱信号还常常被深埋在测试 系统内部的噪声中。抗干扰和低噪声，构成生物信号测量的两个基本 条件。本文的目的是在分析的基础上，得到生物信号测量系统的强抗干扰能力和低噪 声电子设计方法，我们把抗干扰和低噪声作为人体测量的基本条件， 不只是由于人体电子测量是处于强电磁场环境中，成为无法回避的客 观事实；而且还由于抗干扰和低噪声本来就是电子设计开始时必须予以考虑的环节。 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

6、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）3

7、dB 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。 第二章第二章 设计基础设计基础 2.1 设计目的设计目的 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 2.22

8、.2 心电信号特征分析心电信号特征分析 2.2.12.2.1 心电信号时域特征分析心电信号时域特征分析LA RA RL LL 心电信号 放大器 通用 示波器 稳压电源 220V 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

9、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 O12-2O 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

10、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+175(

11、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。2.2.22.2.2 心电信号的电特征分析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 10V-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.05-40Hz12。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

12、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。 2.32.3 心电信号的噪声来源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 0.05-100 Hz，而 90的心电信号(ECG)频谱能量集中 在 0.25-35 Hz 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 50 Hz 工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频 干扰的模型由 50 Hz 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

13、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

14、)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 30-300 Hz 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 5 Hz；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。第三章第三章 电路设计电路设计 3.13.1 前置放大器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 3.3AD620 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