（生物医学工程专业论文）低功耗便携式心电仪设计与研制.pdf

哈尔滨工程大学硕士学位论文 _il一一i i - a b s t r a c t t h et r a d i t i o n a ld y n a m i ce l e c u o c a r d i o g r a m ( h o l t e oh a st h ed e f e c t so f h i ：咖 p 而c e ，i n t e n s i v es p e c i a l t y , d on o tc o m p a t i b l eb e t w e e nd i f f e r e n tb r a n d s t h ep a p e r d e s i g na n dd e v e l o pa n e wt y p eo f h o l t e rb a s e do nt h em a r k e td e m a n da n du s i n g c h a r a c t o r i s t i c sw h i c hi n r i dt om a k ei tl o wi np r i c e ，e a s yi nu s e ，g o o di n c h a n g e a b i l i t ya n db o o s tt h eh o | t c ri n t ot h eh o m e h e a l t hc a r e ( h h c ) t h eo v e r a l ls y s t e mi sc o m p o s e do fe c gc o l l e c t i n gc h - c 毗s t o r a g ep a r t , u s bi n t e r f a c e ，e c gm o n i t o r i n ga n dp l a y b a c ks y s t e ma n da r cs e p a r a t e dt os o m e e x t e n t t h e s ep a r t sc o u l db ec o m b i n e dt oe c gm o n i t o r i n gs y s t e mo re c g s t o r a g ea n dp l a y b a c ks y s t e m i nt h eh a r d w a r ed e s i g n ，a1 6 - b i th i g h - i n t e g r a t e d , l o w - c o n s u m p t i o nm c u ： m s p 4 3 0i su s e da st h ec p u r e d u c i n gt h ec i r c u i ta n dd e c r e a s et h ec o n s u m p t i o n f l a s hm e m o r ya n du s bi n t e r f a c ed e v i c ec o m p o s e dt h ef o u n d a t i o no f t h es t o r a g e s y s t e mw h i c ho r i g i n a l l yi n t r o d u c e dt h eu - d i s ka n df a tf i l es y s t e mi n t ot h e h o l t e ra n dm a d ei tm o r ei nd e s i g n i n ga n do p e r a t i n gp o s s i b i l i t i e s i nt h es o f t w a r ed e s i g n ，cl a n g u a g ei sa d o p t e di nc o m p o s i n gf m - n w a r ef o r m s p 4 3 0 ，w h i c hr e a l i z et h ef u n c t i o nt h a te c gs i g n a lc o l l e c t i o n ，s t o r a g e ，d i s p l a y a n da tt h es a n l et i m e ，o r g a n i z et h ef i l es t o r a g ei nf a t l 6w a yt h a ti s 彻l y c o m p a t i b l et ot h ew i n d o w so s t h ew a yt h a td e s i g n e df o rs t o r a g em a d et h e d c gm u c he a s i 盱t ou 辩f u r t h e r m o r e s u c hd e s i g nh a sm a g n i t u d es i g n i f i c a n c e t h a ti tp r o v i d e dap o s s i b i l i t yf o rt h eu n i f o r ms t a n d a r di nd a t as t o r a g ea n d a n a l y t i c a ls o f t w a r ei n t e r f a c ef o r t h ed c gi nt h ef i l t l l a r e rt e s t st h ep r o t o t y p em e tt h ed e s i g ni n d e x ，a n dw a sf o u n dd e f e c t st o i m p r o v e ，t o o h o w e v e r , t h ep a p e rm a d ea b e n e f i c i a le x p l o r a t i o na n da t t e m p ti n h o l t e r sd e s i g na n da p p l i c a t i o n k e y w o r d ：n y n a n l i ce l e c t r o c a r d i o g r a p ho c g ) ；e c gd e t e c t ：f a tf i ks y s t e m ； u s b 哈尔滨工程大学 学位论文原创性声明 本人郑重声明：本论文的所有工作，是在导师的指导 下，由作者本人独立完成的。有关观点、方法、数据和文 ， 献的引用已在文中指出，并与参考文献相对应。除文中已 注明引用的内容外，本论文不包含任何其他个人或集体已 经公开发表的作品成果。对本文的研究做出重要贡献的个 人和集体，均已在文中以明确方式标明。本人完全意识到 本声明的法律结果由本人承担。 作者( 签字) ：乏么 日期：伽7 年了月pe t 哈尔滨工程大学硕士学位论文 第1 章绪论 早在1 8 8 7 年，w a l l e r 用l i p p m a n 所制作的毛细管静电计记录到了体表 心电图，而其心电图临床应用则始于1 9 0 3 年。一百多年来，心电学理论不 断创新，心电图仪器不断改进完善，心电检查内容不断拓展，成为现代化 医院四大常规诊疗技术之一【”。心电图机也朝数字化、网络化、便携化方向 发展，是生物医学工程界重要研究方向之一。 1 1 课题研究意义 心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一据统计，世界上每年平 均有几百万人死于心血管疾病，心血管疾病是威胁人类生命的主要疾病。 据统计全世界死亡人数中，约有三分之一死于此类疾病，很多病人由于没 能及时发现病变从而延误了治疗。在我国因心血管疾病而死亡的人数占总 死亡人数的4 4 。可见心脏病己成为危害人类健康的多发病常见病，因此 心脏系统疾病的防治和诊断是当今医学界面临的首要问题。国际上医学界 人士能够通过对心电信号的特征、规律的研究，对部分相关病变做出早期 预测和及时诊断；因此，准确地进行心电信号提取，为医生提供有效的辅 助分析手段是重要而有意义的课题。医学实践表明，对猝发性心律失常患 者，如果能够及早发现心律失常先兆，及时采取抢救措旋，其中7 0 8 0 的患者可以避免死亡。 随着电于技术的迅速发展，医用电子监测、监护系统，近年来己在临 床中普遍应用。这类仪器是以心电图作为首位监护参数的，所以也称为心 电监护。 常规心电图是病人在医院静卧情况下由心电图仪记录下来的心电活 动，一般有1 2 个导联，反映了额面和横面上的心电变化，可以从多个角度 观察到心脏的活动情况。对心肌梗塞、早搏、左前支阻塞和左后分支阻塞 等进行定位诊断，是心脏病诊断的重要手段之一，但是常规心电图仅记录 6 1 0 0 个心动周期，历时仅几秒1 分钟左右，只能获取较少有关心脏状 哈尔滨t 程大学硕十学位论文 态的信息。一个正常人一天2 4 小时心搏数达1 0 万次以上，在有限的时间 内，记录发生心率失常的概率相当低，尤其是一些阵发性心率失常，即使 病人有自觉症状，但在做常规心电图检查时也往往难以捕获。研究发现监 测lr a i n 心电图只能检出1 0 病人的心率失常，2 4 h 则可达到8 5 0 0 - 9 0 * , 4 。在 人的日常活动过程中进行心电监护，长时间不间断地记录得到的动态心电 图，包含各种情况下的心电图形。这样它就能发现常规心电图检查时不易 发现的短暂心律失常和一过性的心肌缺血，并且还能进一步计算出它们发 作的频率和分析引起它们发作的条件。因此，动态心电图有助于诊断心律 失常和心绞痛；有助于鉴别胸痛、心悸、头晕和昏厥是否由心脏原因所引 起；可作为心肌梗塞病人康复期的监测；可用于细致研究抗心律失常和抗心 绞痛药物的疗效；也用作观察人工心脏起搏器的治疗作用，从而大大提高 临床心电图诊断的价值。实践表明，应用动态心电监护进行长时间连续心 电记录，其2 4 - b 时动态心电图检查对冠心病心肌缺血的检出率为7 0 * , - 9 0 0 0 。 对症状不典型、常规心电图检查正常或仅有轻微改变、运动实验阴性或可 疑阳性的可疑冠心病人、不稳定性心绞痛的病人非常有用，对于冠状动脉 痉挛引起的无症状性心肌缺血等症，尤其有效，而且，这些都是常规心电 图检查难以发现的。此外，由于动态心电图能比较不同生理或病理状态下 的心电图变化，还可用于医学科学研究，例如取得正常情况下的各种心电 图数据，与特定状态下的相应数据进行对比分析等等。可见它的用途是相 当广泛的。动态心电图长时间的记录，不但使心电变化的检出率发生量的 飞跃，还能使那些平静、仰卧状态下不会出现的心电变化揭示出来，并能 了解这些变化与心率、日常生活、症状、体位等及其他心电活动变化之间 的关系，使心电图的临床应用提高到一个新阶段。由于心电监护能及时捕 捉心律的各种异常变化，使医生能对病情了如指掌，一旦病兆出现就能及 时采取治疗措施，从而有效地降低死亡率。因此，能够记录分析病人2 4 小 时活动过程中的动态心电图，并对其分析，给医生提供具有诊断价值的资 料，对于心脏功能的评估，心脏病的早期诊断非常有益。 目前的动态心电图机一般由固态记录器，微型计算机和回放设备、打 印机等组成，其优点是采用中、高档微机对信息进行处理，人机对话方便。 但价格较高，进口的一般都在2 0 万元以上，国产的近年来己开始出现，价 2 哈尔滨工程大学硕十学位论文 格一般在1 5 万元左右，适合于大医院和经济条件较好的医院使用。由于我 国人口众多，经济落后，到目前为止，我国县级医院7 0 0 , 6 以上仍没有配备 动态心电图机，乡镇医院除少数经济条件特别好的外，其余医院均无动态 心电图机。动态心电图( h o l t e r ) f l j 于其价格昂贵，严重制约了动态心电图技 术的推广、普及，绝大多数人没有条件使用这种仪器，错过了及早发现和 治疗心血管疾病的时机。因此，十分需要一种既物美价廉，操作方便，又 可满足临床要求，以适合我国广大农村县、乡镇医院甚至是部分家庭中使 用的同类产品，同时可考虑与省级大医院的高档h o l t e r 相兼容，与之能配 套使用。 一 随着微处理机技术、微电子技术的迅速发展，研制一种既能自动检测、 存储心电信号，能对其进行实时监视，又可对其进行回放分析的低成本动 态心电监测、监护及回放分析系统己经成为可能。 ， 作者研制的动态心电监测、监护及回放分析系统既能通过心电监护部 分对检测到的心电信号直接处理显示，同时又能长时间存储心电信号、并 利用计算机对所存储的心电信号进行回放分析，不仅兼具心电监测、显示 监护及回放分析功能，而且软硬件界面友好、体积小、耗电低，心电信号 存取快捷、方便，采用计算机的大容量的硬盘即可为众多病人创建数据库， 便于管理。在需要的时候，医务人员可从硬盘中将数据调出，将患者心电 波形回放。心电检测电路及显示电路实现微机化的心电监护功能：心电检 测电路、存储器及其附属电路与心电回放分析软件又可实现h o l t e r 功能， 使用灵活、方便，有利于提高诊断的准确率，而且造价低廉，便于推广、 普及。 1 2 国内外研究动态、文献综述与分析 早在三、四十年代，n o r m a nj h o l t e r 就从事于生物信号遥测技术的研 究，并于1 9 4 9 年研制成了遥测心电图( i 也c g ) 装置，接着又将r e c g 系统 改成了由个袖珍发射器和一个便于携带的接收部分磁带记录器( 在病人 附近) 组成的结构。1 9 5 7 年，他研制成了一个能以6 0 倍带速的磁带回放机 构。1 9 6 1 年，又将发射器和接收器合并，终于制成了用磁带作为e c g 传递 哈尔滨下程大学硕十学位论文 1 i | i i i i i i i i i i i i i i i i i | i i i | i i i i - 媒介的动态心电获得系统。1 9 6 5 年，第一台商业化动态心电监护系统( h o l t e r ) 问世了。h o l t e r 能记录病人处于正常生活、工作、活动条件下的心电变化， 捕捉到初期的潜在的心脏疾病的心电信息，成为检出定量心律失常、心肌 缺血的重要而有效的诊断方法，也使心脏病的早期诊断成为可能。 h o l t e r 系统的出现，打破了传统的监护概念，使其从医院走入了家庭， 但在实际应用中也显示了它的局限性主要表现在： ( 1 ) h o l t c r 系统实现将病人的数据记录在磁带或大容量r a m 上，然后 再进行处理和诊断。它能对异常心电活动做回顾性分析，也即，对病人的 病情分析，要经过一段时间之后才能获得。如果出现致命的心房搏动、室 颤等心电活动，不能及时发出报警和采取治疗措施。从这个意义讲，h o l t e r 系统并不具备监护作用。 ( 2 ) 2 4 小时甚至4 8 小时的大量心电数据对后处理计算机提出了高要求。 因而，人们为了提高分析速度，不得不采用快速回放系统和高速微机或小 型机系统，使得整个系统成本很高。由于存储的心电数据中有大量的正常 心电数据，使临床诊断的效率降低。而且，在高速回放中，偶发性的异常 搏动或心律失常极易被漏检。 随后发展起来的电话心电监护仪，克服了传统的h o l t e r 系统实时性差 的缺点。它显示病人的全部心电信号，但是只将病人感觉异常时的心电信 号发送到心脏监护中心，由中心记录，并交由医学专家分析诊断。这套系 统价格适中，诊断的正确性高，但由于其丢失了大量原始数据，不利于心 脏病的早期防治和药物疗效的观察。 从临床应用需要来看，无论是普通的医疗诊断、病房监护、还是在一 些特殊场合下，例如医生出诊、野外急救、和移动条件下的监护，都需要 一种小型轻便、具有实时e c g 波形显示和e c g 自动分析处理的心电监护 仪。 目前，成型的产品技术上主要有以下特点： 。 一，记录装置与回放系统分开，即便携式心电仪有的只能存储数据不 能回放，回放需要依靠p c 机或直接作为数据终端通过无线网络将心电数据 发送到中心站；有的只能显示心电波形而缺少大容量存储功能。见图1 1 4 哈尔滨工程大学硕+ 学位论文 美高仪牌心电监护仪有多种形式，图示是其典型的回放、存储隔离形 图1 1 闪存式心电监护仪 式的产品。此类产品考虑到监护仪作为日常患者监护使用，数据送回医院 由专业医生检验分析；同时，这套基于p c 机显示技术的设计可以作为“家 庭医生”，连上电脑后显示实时心电图。 日本p a r a m a 推出的一种目前为止使用最为方便的心电监护仪，只需 把它紧贴在手掌里或者腹部就可以显示出实时心电信号，而且其信号采集 方式多样，可以通过手握、紧贴腹部采集信号，还可以连接标准导连线。 这个产品为我们提供了一个很好的设计思路，即简洁，方便和人性化。但 是它的存储容量也受到限制，最多只能存储1 0 段持续1 0 秒的心电信号。 如图1 2 二，采用老式的接口技术。除了最新设计的微型存储卡技术( 如c f ， s m ，s d 卡) 的装置外，大多数磁带式记录仪不具备和p c 机连接的功能， 或者采用r s 2 3 2 等低速率的连接方式。这样的设计成本低，技术成熟，对 于一种产品来讲，成本是非常重要的因素，所以在高速连接方案普及之前， 这种低速接口或者直接采用微型存储卡的设计成为厂商的首选。微型存储 卡的优点是灵活，可更换，但是需要读卡器的支持。 哈尔滨t 程大学硕士学位论文 图1 2p a r a m a 便携心电监护仪 1 3 论文的主要研究内容 本文的主要研究内容如下： ( 1 ) 设计制作心电信号采集处理电路，对从心电输入电极获取的心电信 号进行阻抗变换、滤波、放大等处理，有效抑制5 0 h z 工频干扰和高频干扰， 去除信号中的直流成分，确保所获取的心电信号质量； ( 2 ) 设计制作单片机外围电路，u s b 接口电路等电路，构成心电显示部 分。在设计中，注意选用低功耗器件及较多采用贴片元件。降低功耗、减 小体积： ( 3 ) 应用c 语言为单片机编制心电显示、监护、存储、u s b 驱动程序， 实时显示心电波形，有一定的监护报警功能： ( 4 ) 设计制作u s b 接口u 盘，实现心电信号的记录、存储： ( 5 ) 应用v c + + 语言编制心电波形回放分析软件，实现心电信号的显示 分析、打印等功能。 在上述研究中，作者主要从心电信号的采集、放大、滤波、显示、回 放分析等方面进行分析研究，对心电信号及其所易受到的各种干扰等情况 进行了细致分析，灵活运用模拟器件设计制作体积小、功耗低的心电信号 采集处理电路。巧妙运用带有u s b 接口的f l a s h 存储器，实现了心电信 号的长时间存储( 2 4 h 以上) 。采用m s p 4 3 0 系列的多功能、微功耗系统级单 片机进行心电监护显示处理。此外，自行编制了心电回放分析软件，可方 6 哈尔滨工程大学硕十学位论文 j i i i i i _ - _ | _ i - i 摹# | i i i | i i i i 萱i 叠葺i i i i i i i | _ _ _ i i | _ 皇宣_ _ 一 便使用计算机硬盘来高速转存心电波形文件，并实现回放分析等功能。从 而设计出一种低价、实用的具有动态心电监测、监护及心电回放分析功能 的系统由于采用高性能微机作为最终心电数据的处理机，这样为以后扩 展动态心电监护及分析专家系统打下良好的基础。 图1 3 数据流向框图 1 4 系统总体设计要求 由于心电信号取自人体表面，信号源内阻较大、信号微弱，而且背景 噪声强。因此要求系统硬件电路部分具有以下特性： ( 1 ) 高输入阻抗，以便拾取微弱信号； ( 2 ) 高共模抑制比，以消除工频及电极极化电位的干扰； ( 3 ) 适当的增益且可调节，以便处理心电信号幅度因人变化较大的情况； ( 4 ) 低噪声，使之不能淹没极其微弱且信噪比低的心电信号； ( 5 ) 低漂移，以减小基线漂移并避免前置放大器饱和： ( 6 ) 低功耗，能长时间采集和存储心电信号； ( 7 ) 合适的带宽，以便有效的抑制噪声； ( 8 ) 能实时显示心电波形；， ( 9 ) 高安全性，确保人体的绝对安全。 7 哈尔滨工程大学硕士学位论文 另外，对于软件的设计要达到以下要求： ( 1 ) 心电监护显示直观方便，便于观察； ( 2 ) 心电监护能自动报警，以便在监护过程中遇到明显心电异常时及时 指示； ( 3 ) 能快速显示心电回放波形，以便观察分析、提高效率； ( 4 ) 回放速度可调，方便对心电异常的查找； ( 5 ) 心电波形回放幅度可调，以适应对不同幅度的心电信号进行处理； ( 6 ) 心电图存储功能、心电图打印功能； 其它功能。 s 哈尔滨t 程大学硕士学竹论文 第2 章心电图的产生和测量 2 1 体表心电图 心脏是人体中血液循环的动力源泉，依靠心脏的有节律性的搏动，使 得血液不断在体内循环，以维持正常的生命活动。 心脏在搏动之前，心肌首先发生兴奋，在兴奋过程中产生微弱的电流， 该电流经人体组织向各部分传导，由于身体各部分的组织不同；各部分与 心脏间的距离不同，因此在人体体表各部位，表现出不同的电位变化，这 些电位变化可通过导线送至记录装置即心电图机记录下来，形成动态曲线， 这就是所谓心电图( e l e c t r o c a r d i o g r a m ，e c g ) ，也称为体表心电图。 正常的人体心电图可以反映心脏激动电位的变化，是由一系列重复出现 的下列各波、段和间期组成( 见图2 1 ) 。 r 图2 1 体表心电图 9 哈尔滨工程大学硕十学位论文 2 2 心电的产生 心脏的传导系统p 1 ( c o n d u c t i o ns y s t e mo fh e a r t ) 对弄清心电图中各个波 的意义有直接的关系。传导系统是指由一系列特殊心脏细胞联结组成的， 这些细胞组织既有自动产生兴奋的功能，又有较一般心肌细胞快的传导功 能，这样使兴奋有节律地按一定顺序传播，使心脏保持正常的有节律的收 缩和舒张，以维持血液循环。心脏传导系统包括窦房结、结间柬、房室结、 房室束( 希氏束) 及其分支，以及分布到心室内的浦肯纤维网( p u r k i b j ef i b e r a r b o r i z a f i o n ) 。正常心脏兴奋的起源点在窦房结，位于右心房的上腔静脉入 口处，该兴奋经心房内的结间柬，包括前结间柬、中结间束和后结问束， 一面兴奋心房，一面传至房室交界处( 含房室结、房结区和结希区) ，经过一 定的传导延迟后，再沿希氏柬、左右束支传至两心室的内膜下之演肯纤维 网，该网互相吻合，深入心室肌层，最终使整个心脏全部兴奋。 心脏兴奋沿传导系统的传导过程需有一定的时间：窦房结与房室结之 间动作电位传递的时间约为4 0 m s ，房室交界处的延迟时问为1 l o m s ，希氏 束很短，希氏束及其束支传导速度很快，从兴奋进入希氏束，只需3 0 m s 就 可到达最远的浦氏纤维，心室肌外层的l 3 i 2 由普通心室肌传导，右心 室约需l o m s ，左心室约需3 0 m s ，因此自窦房结到心室外表面的总传导时间 约为2 2 0 m s 。 心脏在静息状态下，细胞膜对钾通透性很高，故从高浓度的膜内向低浓 度的膜外渗出；当钾离子外渗时，负离子也随之外渗，但由于细胞膜本身 带有阴性电荷，而阻碍负离子的外渗，故只能隔膜互相吸引，使钾离子不 能远去，从而在膜外产生了多余的正离子而带正电，膜内留下的负离子荷 阴电，因而造成膜内外的电位差，该电位差通常称为跨膜静息电位 ( t r a n s m e m b r a n c e r e s t i n gp o t e n t i a l ) ，简称静息电位或膜电位。不同类型心肌细 胞的跨膜静息电位不等；心室肌细胞为一8 0 一9 0 m v ，清氏纤维为一9 0 一l o o m v ，窦房结细胞为一4 0 一7 0 m v 。这种状态称为极化( p o l a r i z a t i o n ) 状态。当极化膜的某点受到刺激( 包括物理、化学、电流的刺激等) 后，该处 极化膜对各种离子的通透性立即发生变化，大量钠离子迅速进入膜内，使 1 0 哈尔滨工程大学硕士学位论文 膜内电位急速上升，膜内电位由负值变为正值( + 2 0 + 3 0 m v ) ，这个过程称 为除极过程( d e p o l a r i z a t i o n p r o c e s s ) 。心肌细胞在除极后，由于细胞的代谢作 用使细胞膜逐渐恢复为极化状态的过程，称为复极过程( r e - p o l a r i z a t i o n ) 。各 部位心肌细胞的动作电位各有特点，但都包括去极( 除极) 和复极 ( r e - p o l a r i z a t i o n ) 两个过程。 ， 2 3 各心电波形的含义 心脏各部分兴奋时与心电图波形的对应关系如图2 2 所示。图中p 波代 表左右两心房兴奋除极过程所产生的电压变化；p r 期间代表心房开始除 极传经房室结、希氏束至心室开始除极前的时间；q r s 综合波代表室间隔 与左右两心室除极过程所产生的电压变化；s t 段代表心室除极后缓慢恢复 极化过程所形成的微弱电压变化；t 波代表心室肌迅速恢复极化过程的电压 变化；u 波是在t 波后的一个很小的正向波，代表心肌激动的“负后电位”【3 】 一o 舫 o 童i 方一 _ 0 荫量t 方一 0 警竹身 图2 2 心脏兴奋与心电图各波形的对应关系 p 波代表右房、左房和房间隔在除极过程中产生的电位变化，又称心房 除极波，正常激动起源于窦房结，最先引起右房上部除极。p 波起点代表窦 哈尔滨工程大学硕十学位论文 性激动传至右心房并开始除极的时间。右心房除极后1 0 3 0 m s ，左心房也开 开始除极，左右心房除极的时间有重叠，p 波中部代表右心房和左心房除极 的电位变化，右心房除极较早结束，p 波终点代表左房除极结束的时间。右 心房、房间隔和左心房除极时间不过l o o m s 。 p 波终点自q r s 波群起点的一段线段称为p r 段。希氏束电图显示激 动通过结间束、房室结、希氏束至心室的时间。激动通过房室传导系统下 传心室之前，这段传导组织产生的电位极其微弱，不能在体表心电图上显 示出来，可在希氏束电图上显现出来。 q r s 波群( q r s 波) 代表室间隔、左右心室除极过程中产生的电位变化 ( 又称心室除极波) 。心室壁比心房壁厚，左右心室除极过程中q r s 向量相 互综合抵消以后，仍保持较大的电位，心室除极波比心房除极波更为高大。 与心房波相比，心室除极时间并无延长。典型的心室除极波由3 个紧密相 连的波群构成，总共时间不超过l o o m s 。波幅 1 0 秒，即心率 r ) 。人体内组织液是一种电解质，所以r 与组织液离子浓 度有关。r 。不仅与皮肤和电极接触松紧有关，还与皮肤的干湿、清洁度及 每个人角质层的厚薄有关。 由于心电信号源阻抗具有高阻抗的特性，而心电信号是微弱的，若心 电放大器的输入阻抗不高，那么经过分压后，心电放大器输入端的信号就 非常微弱了。心电信号损失严重，而且信号源过负荷使心电信号产生畸变。 信号源阻抗不仅因人而异，因生理状态而异，而且在测量时，与电极的安 放位置电极本身的物理状态都有密切的关系。源阻抗的不稳定，将使放大 器电压增益不稳定从而造成难以修正的测量误差。所以只有较高的输入阻 抗，才能确保增益的稳定性。设两个电极与皮肤的接触电阻为r s l 、r s ， 如果r s l 不等于r s ，不可避免的就会把共模干扰信号转化为电路无法克服 的差模信号只有增大心电放大器的输入阻抗，才能减少其影响。 此外，由于心电放大器的测量对象是人体，易受工频、射频等干扰，只 有提高输入阻抗，才能有效地抑制这些干扰。信号源阻抗一般在数2 至数 十2 之间，心电放大器的输入阻抗应该比源阻抗高两个数量级，故一般取 5 1k q 或l o l ( q ，才能不失真地引出心电信号。 ，4 高共模抑制比 电极与皮肤接触引起的极化电动势可作为直流共模干扰输入到心电放 大器，其值可能达到数百毫伏的程度，远比心电信号大得多。而且心电信 号的探测要受到现场很多电气设备运行时的干扰，尤其是市电的共模干扰， 还有其他共模干扰常把微弱的心电信号淹没。共模抑制比( c m i 汛) 是衡 量心电放大器对共模干扰抑制能力的一个重要指标，也是克服温度漂移的 重要因素。为了防止心电信号的输出被淹没在5 0 h z 、电极极化电压或其他 共模干扰电压之下，一般要求c m m r 应达到8 0 d b 以上。 2 l 哈尔滨工程大学硕十学位论文 5 低噪声，低漂移 在心电放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。 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，这都属于白噪声，其幅值成正态分布。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器时应尽 量选用低噪声元件，以降低噪声并进一步提高输入阻抗。 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，使得微弱的缓变信号无法被放大而心电信号具有 很低的频率成分，为了能正常的测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。 所以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。 总的来说，动态心电图的心电放大器的设计有如下要求： ( 1 ) 增益为8 0 0 l o o o 左右； ( 2 ) 频率响应为0 0 5 4 5 h z ：、 ( 3 ) 输入阻抗为5 1 1 0 m q ； ( 4 ) 共模抑制比大于8 0 d b ； ( 5 ) 低噪声、低漂移。 另外，考虑到监护仪的便携特性，所以在选择运放注意体积的特性，以 便更好地降低整机的功耗和体积。 3 3 前端模拟放大电路设计 生理电信号前置放大器是生理电测量仪器的重要组成部分，其作用是 将微弱信号高保真放大，以便进一步处理、记录或显示。一般设计中均采 用对地对称的双电极差动放大器，被测的生理电信号采用差动输入方式， 成为差模信号；而干扰信号，尤其是落在大多数生物电信号频谱范围之内 的工频干扰对差动放大器的输入端来说，主要是一种大小相等，极性相同 的共模信号。因此，在生理电信号记录过程中，要求前置放大器有较高的 哈尔滨下程大学硕七学位论文 抗共模干扰能力。 三运放仪用放大器是最常使用的生理电前置放大器。它不但可以提供 很高的输入阻抗，而且如果第一级设为高增益，无须匹配就可以得到高共 模抑制比。可以有效地抑制工频干扰等共模噪声。然而，在生理电测量中， 由于电极在人体表面的安放部位不同使得电极与皮肤间的电阻抗也不同， 导致在放大器的输入端有几毫伏以上的直流电压，加上人体表面各部位还 存在一定的电位差，信号检测放大器的输入端总会存在比有用信号大几十 倍的直流信号，这样就限制了“三运放”第一级的增益。从而限制了共模抑 制比的进一步提高。 李刚等在“三运放”的基础i - t u i ，提出了一种新型的生物电前置放大器 设计思路，电路结构简单，可以在抑制直流干扰的情况下，提供极高的共 模抑制比。该电路设计突出的优点是对外围无源器件的参数不敏感，即使 采用低成本的常用芯片，无须刻意匹配仍然可以达到良好的性能，尤其适 合生理电信号的高精度测量。 图3 1 新型生物电前置放大器 电路设计如图3 1 所示。该电路由四部分构成：并联型双运放仪器放大 器，阻容耦合电路，由集成仪用放大器构成的后级放大器和共模信号取样 驱动电路。并联型双运放仪器放大器的优点是不需精密的匹配电阻，理论 上它的共模抑制比为无穷大，且与其外围电阻的匹配程度无关“”。但并联 哈尔滨工程大学硕士学位论文 型双运放仪器放大器的输出为双端差动输出信号，如果仅用单端输出信号 时将不再具有这一优点。所以本电路在后级使用集成仪用放大器u 4 ，将双 端差动输出信号转换为常用的单端输出信号。集成仪用放大器具有较优良 的性能，但由于其共模抑制比j e 比于差模增益，而同时器件存在较高的失 调电压和通常信号源中存在较大的直流偏移电压( 如检测生理电信号时的极 化电压和传感器中的零点偏移电压) ，在直接应用集成仪用放大器作为前置 放大器时并不取得最高的共模抑制比性能。于是本电路在后级使用集成仪 用放大器，并采用阻容耦合电路隔离直流信号，因而可使得集成仪用放大 器取得较高的差模增益，从而得到很高的共模抑制比性能。共模取样驱动 电路由两个等值电阻r ，和一只由运算放大器u 2 组成跟随器构成。由图 可见，u 2 的输入信号取自u 1 和u 3 输出端两个串联电阻r l ，7 的中点电压 v c ，即： 圪= - 寺( v 0 1 + 2 ) ( 3 - 1 ) 当只有差模信号的输出v o l = 一v 0 2 时，有v c = o ，则运放u 2 的输出电压为0 ， 等同于接地；而当兼有共模电压和差模信号输入时，u 2 的总输出只包含输 入信号的共模部分v c = ( v i l + v i 2 ) 2 。从而使得共模信号不经阻容耦合电路的 分压直接加在集成放大器的输入端，避免了由于阻容耦合电路的不匹配而 降低电路整体的共模抑制比。本电路的差动输出可以由下式计算： ：”j 口+ 半j 如 ( 3 2 ) n j 其中a d 一是集成仪用放大器u 4 的差模放大倍数。 该电路的高通截止频率f c 可以表示为： 正= 去 c 3 - 3 ) 整个电路的共模抑制比c m r r t 可以由下式来计算： 上。上+ !( 3 4 ) c m r r rc m r r ，c m r r s 其中c m r r f 和c m r r s 分别是放大器第一级和第二级的共模抑制比。 c m r r s 由集成仪器放大器的共模抑制比决定。在第二级放大倍数比较高的 2 4 哈尔滨工程大学硕士学位论文 情况下，c m r r s 的值可以达到1 2 0 d b 以上。对c m r r t 的影响可以忽略。 c m r 耻的值则可以由下式得到： j iiil 一一十一 【j - ) j c m r r f ，a d la d lc m r r l c m r r 2 其中：c m r r i = a a , a c l 、c m r r 2 = a d 3 a c 3 a a2 、a 。i 和a d 3 、a c 3 是运放u 1 、u 3 的开环差动增益和共模增益。上式 显示为了得到较高的共模抑制比，第一级的两个运放无论是开环增益还是 c m r r 都应尽可能地匹配。在实际应用中，以廉价常用的精准仪用放大芯 片o p 0 7 c 为例，其a d 的标准值为4 0 0 ，0 0 0 倍，c m r r 的标准值为1 2 0 d b ， 以标准值来计算，c m r r 仁c m 融t f 9 6 d b 。如果所选用高精度、匹配较好的 运放，c m r r s 和c m r r t 的值还可以大幅度提高。 3 3 1 低通滤波器 在压