电子与信息工程毕业论文：简易心电图仪的设计.doc

1、 本 科 毕 业 设 计 简易心电图仪的设计 所在学院 专业班级 电子与信息工程 学生姓名 学号 指导教师 职称 完成日期 年 月 I 摘要 随着社会的发展和人们生活水平的不断提高，人们对健康的重视程度与日俱争特别是近年来老龄化得加剧，而且心血管疾病的发病率也不断上升 。目前心血管疾病成了威胁人类生命的主要疾病，心脏病已经成了世界上死亡率最高的疾病。鉴于这种严峻形势，提高预防和监测该疾病的手段势在必行。 而心电信号是发现心脏病的最直接手段。但目前医院用的心电监护价格昂贵，维护费用高，患者检查的经济负担重，不能做到随时地都能检查。因此设计一种便携式，价格便宜且实用的心电监护仪器具有重要意义。 人

2、体心电信号中的各种生理参数都是由复杂生命体 (人体 )所发出的强噪声条件下的微弱信号（除体温等直接测量的参数外），心电信号的幅值在 10uV 4mV 之间 ,频率的范围为0. 05 100Hz，其中淹没在 50Hz 的工频干扰中和人体的其他信号中，检测的过程及其方法比较的复杂。除去信号检测过程中的干扰、噪声，进行心电信号的分析是由心电图仪的重要功能之一。 本文考虑从人体心电信号的特点 -信号微弱，低频，高阻抗，不稳定性和随机性。采用了心电性信号的输入 右腿驱动电路、三级放大电路 -前置放大，电压放大，功率放大。并用Multisim 软件进行模拟仿真。 该由运算放大器构成的简易心电图仪，具有体积

3、小，携带方便，实用性强等优点。 关键词： 微弱信号；运算放大；心电图 II Abstract With the social development and continuous improvement of living standards, people with the emphasis on health, especially in recent years at both the aging of war have increased, and the incidence of cardiovascular disease are also rising. Cardiovascul

4、ar disease is currently the main threat to human life has become, heart disease has become the worlds highest mortality. The ECG signal is found in the most direct means of heart disease. However, the hospital ECG use expensive, high maintenance costs, check the economic burden of patients and can n

5、ot be checked at any time, anywhere. Therefore the design of a portable, cheap and practical ECG monitoring equipment is of great significance. The frequency changes from 0.05Hz to 100Hz. The electrocardiac signal is inundated with 50Hz electric frequency signal and other persons signal. The electro

6、cardiac signal is one of the most important checking procedure and method are complex. We consider both the characteristics of human ECG - weak signal, low frequency, high impedance, instability and randomness. With the heart electrical signal input - right leg drive circuit, three-level amplifier c

7、ircuit - pre-amplification, voltage amplification, power amplification. Given this grim situation, improve the prevention and monitoring of the disease means imperative. Constituted by the operational amplifier designed in this paper a simple ECG, with a small, portable, practical dvantages. Key wor

8、ds : Weak singal ； Op Zoom ； ECG III 目录 摘要 . I Abstract . II 目录 .III 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

9、 2.3.3 第一级 放大电路 .8 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 IV 3.3.2 高通滤波电路的模拟仿真 . 19 3.4 心电放大电路设计总图 . 20 第 4 章

10、总结 . 22 致谢 . 错误 !未定义书签。 参考文献 . 23 1 第 1 章 绪论 1.1 心电图仪的发展史 心电图检测是 20 世纪建立起来并广泛应用于临床诊断和监测的重大技术成果之一，自1903 年心电图仪问世，至今整整 108 周年。 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，人类心脏也存在生物电。继 Waller 之后，贡献最大的学者是荷兰莱顿大学的生理学家爱因托芬（ William Einthoven， 1860-1927）。 1885 年爱因托芬来到荷兰西部的著名学府莱顿大学从事生理学的教学和研究工作。 1889 年，他开

11、始了有关人类先点图方面的综合性研究。首先，他从改良 Waller 的毛细管电流计入手，进行了改进和校正；并对记录曲线的四个峰点租了进一步分析和标定，采用 P、 Q、 R、 S、 T 标出了心电图上的波峰和波谷， 1904 年，在 T波之后他又记录到另一波，命名为 U 波，他倡导的心电图波命名法一直沿用至今 1。 毛细管电流计记录的结果处理起来仍非常耗时，难以达到实用的程度。 1896 年，爱因托芬对线圈式电流计产生兴趣，为了提高仪器的灵敏度以适应对微弱的生物电进行测量，他开始减少笨重的线圈的圈数，直到减少到一圈， 最后变成了一根直线。经过数年的无数次试验，终于选中了一种直径只有 0.002 毫

12、米的镀银石英丝，以取代原来笨重的线圈和反射镜。于 1903 年创制出第一台弦线型心电图描记器。 爱因托芬最初设计制造的弦线式电流计重达数吨，装满了座落在离莱顿大学附属医院一英里远的研究室中的一整间屋，为了收集医院病人的心电图，他用信号线将仪器与远方的病人连接起来。从 1909 年，他又发表论文详细描述了他所改进的弦线式电流计。 1911 年，依据他的论文，由英国电器工程师杜德尔 (William du Bois Duddell ,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

13、芬又研究了呼吸时心脏位置变动对心电图的影响，同时说明了三个导联之间的关系，提出著名的“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，使心电图成为 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 2。 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

14、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2 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 3。 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，

15、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。 图 1.1 正常人典型的心电信号 它是由一个 P 波，由一个 Q R S 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

16、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 O.11s，电压的高度一般不超过 0.25mV。 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

17、出来。 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3 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

18、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 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 V1、 V2、 V3

19、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

20、 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： 心电信号是从体表特定位置提取的生物电信号，该信号通常十分微弱，其幅值一般不超过 5mV. 低频特性：通常心电信号频率较低，其频率范围一般处于 0.05Hz100Hz 之间，频谱能量主要集中在 0.25Hz35Hz。 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。 不稳定性和随机性：人体是在内、外环境相适

21、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 5。 4 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 输入部分包括从电极到 导联线，导联选择器等。输出导联线将电极引出的心电信号送入到心电图仪的前置放大器中。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。 放大部分包括前置放大器，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。 记录

22、部分包括记录笔的机械移动装置及其控制电路等。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 6。 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，电极安放的位置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，临床对常用导联作出了严格规定，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（、），加压单极肢体导联（ aVr， aVl， aVf）和胸导联（

23、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。 标准导联的电极接法： RA 接放大器反相输入端（一） ,LA 接放大器同相输入端（ +） ,RL5 作为参考电极，接心电放大器参考点。 标准导联的电极

24、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。 标准导联的电极接法： LA 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 8。 2.2.2 抑制心电信号中 50Hz 共模信号干扰的有效方法 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。 选用输入阻抗高的放大器，保证差分放大电路阻抗平

25、衡，可以提高电路共模抑制 比。 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Rs1C1 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 2/IDIC vv 、 2/IDIC vv 。用两个阻值相同的电阻 R 接在

26、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置放大器对共模干扰信号的抑制能力。 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。 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。 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 2.2 所示），人体的右臂 RA、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。