（电路与系统专业论文）除颤监护仪中体外起搏器的研究与开发.pdf

独创性声明 本人声明所呈交的论文是我个人在导师的指导f 进行的研究：【作及取得的 研究成果。尽我所知，除了本文中特别加以标注和致谢中所罗列的内容外，论文 中不包含其他人已经发表或撰写过的研究成果；也不包含为获得西安电子科技大 学或其他教育机构的学化或证书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究 所作的任何贡献均已在论文小作了明确的说明并表示了谢意。 小人签名：查壁垒| ：! c j j ：迎丑：! ：f 关于论文使用授权的说明 木人完仝了斛西安l u 了科技大学彳丁荚保留和使用学位论文的规定，即：学校 有权傈斟送交论文的复印什，允许查问雨i 借阅论文；学校川以公布论文的全部或 部分内容；可以允许采j 1 女i je 、缩印或e 它复印手段保存论文。( 保密的沦文在 解密后遵守此m ；) 本人签名 导师签名 迪 密毫多 阳0 j “ i - i 期：重k 兰，lf6 摘要 摘要 除颤监护仪由于具有功能齐全、无创、适应面广和价格低廉等优点，以被应用 于i 临床，已经成为一种较为普及的渗断和救助手段。但是目前国内使用的产品基 本上全是国外产品，我国自主丌发的除颤舱护仪还处于起步阶段。为弥补我国在 除颤起搏领域的不足，我们在研究了国外高档的监护仪、除颤器、起搏器等医疗 设备的基础上，自主丌发了1 2 0 b 除颤监护仪，我们设计了心电信号采集模块、除 颤和起搏模块在内等关键部分目i i i 已经完成了样机工作。通过此次研究丌发缩 小了我国在除颤起搏方面与世界先进水平的差距，同时也对我国以后丌发体内起 搏器具有深远的意义。 本文主耍分为除颤监护仪概迩、一c 、f 乜信号采集和起搏脉冲发放两部分；在心电 信号采集部分置要闸述了心i l l i 号的产q - 、心乜信号硬件采集、硬件软件滤波、 起搏脉冲抑制、馍块e m c 性能干系统可靠性的提高等等。在脉 l l 发放部分主要阐 述了起搏器的发展简史、起批硬件电路原删! 、起搏算法实现和起搏的测试验证， 同时也阐述了本模块e m c 证l ：能的提高。 本除颤舱护仪具有以卜j 优点：能量选择范嗣宽，适j j 于成人、小儿：除颤用的 电极板利，类齐全；可扩展各种j 监护参数，如e c ( ；、s p 0 2 、i b p 、c o i b p 、c 0 2 ：具 有完善的数掘存储功能等。 关键词：除颤起搏蛉护仪e c gq r s 波e m c 2除截监护仪中体外起搏器的研究与开发 a b s t r a c t f e a t u r e db y c o m p l e t ef u n c t i o n s n o n i n xa s i o n ，w i d ea p p l i c a t i o na n dl o w p r i c e d e f i b r i l l a t i n gm o n i t o r sh a v eb e e nw i d e l ya p p l i e di nc l i n i c a lm o n i t o r i n ga st h eb a s i sf o r a n a l y s i sa n dt r e a t m e n t c u r r e n t l y d e f i n i l l a t i n gm o n i t o r su s e di nh o s p i t a l so fc h i n aa r e n e a r l ya l lm a n u f a c t u r e db yf o r e i g nc o u n t r i e st h ed e f i b r i l l a t i n gm o n i t o ri n d e p e n d e n t l y d e v e l o p e di nc h i n ai ss t i l li n i t si n i t i a ls t a g e t om a k en pf o rt h i sd e f i c i e n c y , ueh a x 。e i n d e p e n d e n t l yd e v e l o p e d12 0 bd e f i b r i l l a t i n gm o n i t o rb a s e do nt h es t u d i e so nt o pg r a d e m o n i t o r s d e f i b r i l l a t o r sa n dp a c e m a k e r sm a n u t h c t u r e db yf o r e i g nc o u n t r i e s w eh a v e d e s i g n e dt h ed o r a i l l 8 1 1 tp a r t s o f1 2 0 bm o n i t o ri n c l n d i n ge c gc o l l e c t i n gm o d u l e d e f i b r i l l a t o ra n d p a c e m a k e r u pt o n o x v i t s p r o t o t y p eh a sb e e nd e v e l o p e d t h i s d e v e l o p m e n th e l p sn a l 。i ( ) 、t h eg a pb e t x 、c e l lc h i n aa n do t h ej c o u n t r i e si ut h ea s p e c to f t h et e c h n o l o g yc o n c e r n i n gt h i sp r o d u c tj d d i t i o n a l l y i th a sl h r - r e a c h i n gs i g n i f i c a n c ef o r f u t u r er do fi n t e r n a lp a c e m a k e ri nc h i n a t h i sp a p e ri s m a i n l 3 。d i v i d e d i n t ot 、v o p a r t s 【_ h e f i r s t p a r t 由、e sag e n r e a l i n t r o d u c t i o nt ot h ed e f i b r i l l a t i n gm o n i t o ra n dt h ec o l l e c t i o no fe c g s i g n a l s t h es e c o n d p a r ti sa b o u tf i r i n go fp a c i n gp u l s e st h ep a r ta b o u tt h ec o l l e c t i o no fe c gs i g n a l st a l k s m a i n l ya b o u tt h eg e n e r a t i o na n dh a r d w a r ec o l l e c t i o no fe c gs i g n a l s ，f i l t e r i n go f h a r d w a r ea n ds o f t w a r e s u p p r e s s i n go fp a c i n gp u l s e s ，p e r f o m l a n c eo fe m cm o d u l e ，a n d t h ee n h a n c e m e n to fs ) s t e i nr e l i a b i l i t y l - h ep a r ta b o u tf i l i n gp a c i n gp u l s e si n t r o d u c e st h e b r i e fd e v e l o p m e n th i s t o r 3o fp a c e m a k e r t h ec i r c u i tp l + i n c i p l eo fp a c i n gh a r d w a r e ，t h e i m p l e m e n t a t i o no fp a c i n ga r i t h m e t i ca n dt e s t 、7 e r i f i c a t i o uo fp a c e m a k e r t h i sp a r ta l s o s t a t e st h a tt h ee m co ft h em o d u l eh a sb e e ni m p r o v e d 1 2 0 bd e f i b r i l l a t i n gm o n i t o ri sa d v a n t a g e o u sf o rp o s s e s s i n gw i d ee n e r g yr a n g ea n d c o n s u m m a t e dd a t as t o r a g ef u n c t i o n b e i n ga p p l i c a b l et ob o t ha d u l ta n dp e d i a t r i c i th a s c o m p l e t et y p e so fe l e c t r o d eb o a r d sf o rd c f i b l 。i l l a t i o na n dv a r i o u se x p a n d a b l em o n i t o r i n g p a r a m e t e r ss u c ha se c g s p 0 2 n i b rc o i b p c 0 2 ，e t c k e y w o r d s ：d e f i b r i l l a t i o np a c i n g m o n i t o re c gq r se m c 第一章概述 第一章概述 第，除颤i ： 监护仪简介 1 1 1 除颤器的发展 为了更好地理解除颤和起m 的概念，先简单介绍一下心脏的机理，一心脏由一 组特殊的心肌细胞激动而产川父缩，这纽称为实房结的细胞位于上二腔静脉与右心 房的结合处。窦房结足一c , j i i i j i , j 天然起搏点，它产，j ：p - i 发的电兴奋，并传导到心房， 引起心房v j 收缩。i 乜兴奋传到位：7 i 心房房间隔的房室结，最终传到心室并产生 收缩。 ：j c , i l j i ：l 。f j 所f i 肌纤维f l ! j ；l i 确n d 步收缩一f 一c , j l j l d 能产生有效搏动。在心室纤 维性颤动f r , g t t s ；下，i i - ：i ；i 7 f i 圳什r f ：的心_ 到父缩被快速无规i l w i j 颤动所代替，引起 严重的胍液撕川锐槭。如小j i 的心律4 i 能迅述恢复，撕人很快死亡。除颤器就 是对心脏实施fl l i 州止一c d j i i i 、f j 上化而f j ii l ：小阱训的收缩，然后窦房结就能恢复 诈常的功能，即实性1 i 徘世就愀复了。发小心窀纤颤后除颤越早，病人存活的机 会越多。 心脏心雹纤维r k 颤z 功( 简称心率纤西! 或l ! 缬) 的现象早在一百多年前己有 发现，但埘l 束下_ 无策，无；i ：女除事颤，严重影响心肼性猝死的救治。1 9 4 7 年鲍 克( b e e k ) 医i l l f l ! 助，仃j n ；，：开脚手术中，试刖电击除颤获得成功，启发了他 们试捌成雌外上第一台心儿除j m 器： 1 9 5 6f i 二，朱尔( zc ) 】1 ) i ：师和他的i 司习j 对这种除颤器作了重大改进，应用 直流f 乜容器扶# , i j 挖n 0 仃仲il f _ d i ：然历他川i , u i 个放箕在瓶人嘲雕| _ 的电极板，i 劬 病人释放一j t 焦耳的, t t t i ，达- ? j 4 9 0 d b 6 ) q r s 波识别能力：触发闽值0 3 m v ( q r s 宽度在4 0 m s 及7 0m s 之| l 白j ， 3 0 至2 5 0 b p m 之叫) 7 ) 带宽0 5 至1 3 0h z 8 ) a d c ：1 2 b i t s 以上，支持1 k 以上采样率 1 0 )电介强度电压：4 k v 1 1 ) 起搏器脉冲检测特性： 一脉冲宽度0 1 i 3 3 5 ( 1 _ w ( 2 0 m s l o除颤监护仪中体外起搏器的研究与开发 一起搏标志与极性无关 一脉冲幅度2 0 一7 0 0 m v 一反向脉冲1m v 一时间常数2 5 - 1 0 0 m s 第三：宵原理框图 e c g 电路包括两部分，即心电模拟采集f 乜路部分和电源、隔离、r 波检出电 路。第一部分电路又包括心电采集、防| 土极脱落检测、右腿驱动电路及单片机的 控制电路，后一部分电路包括电源隔离、r 波检出和起博脉冲的控制信号。原理 框图如图2 4 。 幽2 - 4e c g 模块原理框图 下面将详细介绍硬件电路的原理 第四= 肖心电信号采集电路 输出- 2 4 1 f 氏通滤波及缓冲电路 由于心电信号为低频微弱信号，为了更真实的采集到心电信号，当信号输入心 电模块，第一步就要进行低通滤波，衰减高频信号和自噪声的干扰：第二步为了 增加心电信号的后级驱动输出能力和提高心电信号的后数放大的输入阻抗，因此 在电路设计中加入了缓冲电路。具体电路如图( 2 5 ) 第二章心电模块的设计与实现 幽2 - 5 低通滤波及缓冲电路 2 4 1 1 低通滤波电路 截至频率的选择：输入信号的频率中最大的是起博脉冲，最大约为1 0 k h z 。 但对输入级，如截止频率u 0 太大时，较高频率的干扰将增加。实际中应该以模 拟器起博脉冲宽度从0 1 m s 、2 m s 变化时，r 波是否有输出来选取最小的u0 。经过 实验表明，r 波在u o = t k h z 仍有输出，因此我们选取u 0 = 7 5 k h z 。 我们采用的低通滤波是两极l 形r c 网络串联，由于低通网络的后缴电路输 入阻抗很大( 5 0 mq ) ，我们在计算两极l 形r c 网络串联的传递函数是可以不考 虑后级负载。 二阶低通滤波器的传递函数为： 1 2 蟊丽西轰赢( 2 - 1 幅频特性：“2 习i i i 盂磊：霁袁i 震翥菰- _ 妲屯 截止频率u = u0 时，( 1 一r 1 r 2 ( c u ) 2 ) 2 + ( ( 2 r l + r 2 ) c u ) 2 = 2 ： 其中r 1 = l o o kq ，r 2 = 2 0 kqc = i o o p f ，此时解出 u0 = 7 5 4 8 k h z 。软件模拟的幅 频特性如图2 - 6 ，与计算的符合。 1 0 n u 5 n u 删 一- 一； 一* 、 婆誊三 r 1 洲z1 0 k h z1 0 h z 图2 - 6 软什模拟幅频特性 2 4 1 2 缓冲电路 缓冲电路我们选用t i 公司的t l 0 7 2 ，它是低噪声j f e t 输入运算放大器 查 。簪 除颤监护仪中体外起搏器的研究与开发 它的优点是：低功耗、低噪声( f = - l k h z 时，虼= 1 8 n v q - h - ；z ) 、高输入阻抗( 1 0 住 q ) 等优点，完全满足设计需求。 2 4 2 放大电路 放大电路主要包括两级放大电路：前级放大( 仪表放大) 和主放大滤波电路电 路，下面分别加以说明。 2 4 2 1 放大倍数、a d c 及基准电压选择 为了减少硬件电路复杂程度，加强软件数掘处理功能，从而达到成本低功能 强的优点，采取措施就是考虑降低放大电路的增益，降低多少应与a d 位数选择、 输入电噪声水平及软件增益的调节范围相结合，并通过软件增益调节进行心电信 号总增益控制。 本模块放大增益倍数和a d c 选择足根掘深圳迈瑞生物医疗电子有限公司的 多参数监护仪5 0 9 b 中心电模块参数的分析为依据的，下面就给出5 0 9 b 测得数掘， 根据这些数据进行分析计算，得出了本模块的放大倍数和a d c 最终选择。 通过实验侧得，5 0 9 b 的心电模块输入电噪声小于2 0 u v 。假设人体体表心电幅 度为5 m v ，当前心电模块的心电放大器总增益为1 0 0 0 ，使用a d 位数为1 2 的：卷 片，a d 的分辨率为1 2 2 m v ( 5 v 4 0 9 6 ) ，由于有2 0 u v 的输入噪声，输入a d 的噪 声幅度为2 0 m v ，将影响a d 的低4 位( 2 0 1 2 2 = 1 6 4 ) ，正因如此，在5 0 9 b 中只使 用了其中的8 位，则这个a d 的有效动态范围( 5 v 2 5 6 ) ，低于( 1 2 2 m v + 1 6 ) 1 9 5 2 m v 样值为零。 进一步考虑将改进的心电模块的心电放大器总增益改为2 5 0 ( 或5 0 0 ) ，还使用 a d 位数为】2 位的芯片，基准电压为5 v ，则a d 的分辨率虽然也为 1 2 2 m v ( 5 v 4 0 9 6 ) ，对于幅度为5 m v 的人体体表心电而言，其实际利用范围已降 低为】，2 5 1 0 2 4f 2 5 2 0 4 8 ) ，而对于2 0 u v 输入电噪声，有5 m v ( 1 0 m v ) 噪声的a d 输入，也能使得a d 的低二位( 三位) 受到噪声的影响，但这个动态范围将优于5 0 9 b 中的a d 的实际使用动念范围。 下表2 1 、2 2 、2 3 详细地列出了在输入1 0 m v 0 2 5 m v 幅度的信号、保持 2 0 u v 的噪声输入、基准电压为2 ，5 v 、5 v 及1 2 5 、2 5 0 、5 0 0 、1 0 0 0 倍增益设置下， 经1 2 位a d 的数据转换所能得到的数字值的动态范围和噪声位。 第二章心电模块的设计与实现 表2 一l 输入信号、a d 和增益问的比较 增益( 倍) 1 2 52 5 0 a d啭声使h j 范同噪声位噪声 使_ l 范隔 噪声位 体 1 0 1 2 5 1 0 2 4 2 5 2 0 4 8 表 5 2 5 0 6 2 5 5 1 2 25 1 2 5 1 0 2 4 2 心 4 m v m v 0 5 4 0 9 ，6o 6 2 5 ，5 2 电 3 0 3 7 5 3 0 7o 5 ，4 0 9 6 幅 2 0 2 5 2 0 403 7 5 3 0 7 度 l 01 2 5 1 0 20 2 5 2 0 4 0 5 0 0 6 2 5 5l01 2 5 1 0 2 ( m v ) 0 0 3 1 2 1 2 5 00 6 2 5 5 1 o - 2 5 注：在2 0 u v 的输入噪声情形f 没置5 v 基准电乐、1 2f 市a d 转换芯片基础上的比较，其 分辨率为1 2 2 m v ( 5 v 4 0 9 6 ) 。 表2 2 输入信号、a d 和增益侧的比较 增益( 倍) 1 2 5 2 5 0 a d唆卢使川范罔噪声位噪声 使h j 范用 噪声位 体 1 0 1 2 5 2 0 4 82 5 4 0 9 6 表 5 2 5 0 6 2 5 l0 2 4 2 5 1 ，2 5 2 0 4 8 3 心 4 m vm v o s ，8 i 9 20 6 2 5 f 1 0 2 4 电 3 0 3 7 5 6 1 4o 5 ，8 1 9 2 幅 ，o 2 5 4 0 9 6 0 3 7 5 1 6 1 4 度 l o 1 2 5 2 0 402 5 4 0 9 6 0 5 00 6 2 5 1 0 201 2 5 2 0 4 8 ( m v ) 0 0 3 1 2 ，5 i00 6 2 5 1 0 2 o2 5 注：住2 0 u v 的输入噪声情形r 设置2 5 v 基准电乐、1 2 位a d 转换芯片基础上的比较，其 分辨率为06 1m y ( 2 ，5 v 4 0 9 6 ) 。 表2 3 输入信号、a d 和增益m 的比较 增益( 倍) 5 0 01 0 0 0 a d噪声使_ l j 范同噪卢位啖卢 使川范用 噪声位 体 1 0 5 4 0 9 6 5 4 0 9 6 表 5 ) 0 2 5 2 0 4 8 32 0 5 4 0 9 6 4 心 4 m vm v 2 1 6 3 8 4 3 2 7 6 电 3 1 5 1 2 2 83 2 4 5 7 幅 2 1 8 1 92 1 6 3 8 度 1 0 5 4 0 9 l ，8 1 9 o 5 0 2 5 2 0 40 5 4 0 8 ( m v ) o 1 2 5 1 0 202 5 2 0 4 0 2 5 注：在2 0 u v 的输入赋声情形f 。设置5 v 基准电压、】2 位a d 转换芯片基础上的比较，其 分辨率为1 2 2 m v ( 5 v 4 0 9 6 ) 。 通过前面比较分析可以看出：1 2 位a d ( 2 5 伏参考) 、2 5 0 倍增益与1 2 位a d ( 5 伏参考) 、5 0 0 倍增益对于1 0 m v - 02 5 m v 输入具有相同的a d 转换动念范围：1 2 1 4 除颤监护仪中体外起搏器的研究与开发 位a d ( 5 伏参考) 、2 5 0 倍增益对于2 0 m v - 0 2 5 m v 输入所获得的数据动态范围优 予目前5 0 9 b 中e c g 模块。因此在5 0 9 b 硬件条件下，并考虑软件增益调节有较 大范围的情形下，选择1 2 位a d ( 5 伏参考) 、2 5 0 倍增益较为合适，软件增益能有 1 8 的调节范围，可保证总增益的调节范围为2 5 0 - 2 0 0 0 。 2 4 2 2i a 放大器及j a 放大器的选择 | a 放大器 心电信号的特点是低频小信号( u v m v 量级，0 3 0 0 h z ) 、低信噪比。通过 传感器( 心电电缆) 获得的信号电压通常很小，而共模电压( 几伏) 却很高，所 以要求放大器具有很高的共模抑制比和较高的输入电阻。另外还要求有低温漂、 低失调电压和高稳定增益，通用运算放大器一般都具有毫伏级失调电压和每度数 微伏的温漂，因此普通运算放大器不能真接用于放大微弱信号，仪表放大器能较 好实现此功能。图2 - 7 是仪表放大器的应用实例。 10 d l ，j 一 圈2 7 仪器放人器 仪表放大器定义：仪表放大器( i n s t r u m e n ta m p l i f i e r 缩写为i a ) 是个闭环增 益单元，具有差动输入和单端输出，一般来说，两个输入脚的输入阻抗平衡且数 值较大，典型为1 0 0 0 m 或更高，输入偏置电流很小，典型值为l n a 到5 0 n a ，输 出阻抗很低，在低频段，通常只有毫欧级。i a 的增益由内部反馈电阻网络控制， 或通过外部管脚连接的外部电阻预置好，与输入信号源无关：而普通运放的增益 由连接在反向输入端与输出端的电阻来确定。 共模抑制比c m r r ) ：仪表放大嚣的共模抑制比( c m , q r ) 是用来衡量共模信 号被放大器抑制程度的一个综合指标，它出下式定义 一蒂。卜_ 图卜 。上p俨一 治 。垃一归。 酗眵曲灏。 履埘 第二章心电模块的设计与实现 一c 船) = 2 0 1 0 9 警l 阻s ， 式中的g a n 是放人器的著模增筛，是输入端存住的共模电压，儿是输入共模电压在输出 端的结果。 仪表( i a ) 放大器的选择 常用的i a 放大器有两种结构：二运放i a 和三运放i a ，下面讨论比较两种结 构和无源器件的精确度对交直流c m r 的影响。 二运放i a ： 图2 8 是一个基本二运放l a 的电路图，差模增益可由式( 2 4 ) 给出 矶一，( ，+ 黔， ( 2 - 4 ) 这罩尺l = 皿，月2 = 飓，如果尺1 = l o k r 2 = l k ，差模增益为1 1 ：从公式( 2 4 ) 可知， 根本不可能使增益为l 。二运放l a 的输入共模范围随差模增益降低而降低：电阻 的不匹配决定直流和低频时的c m r r 而高频c m r r 取决于通过a l 的k 卜的相 移。 r ，r尺，r 幽2 - 8 ：- 二逆放i a 的电路图 二运放i a 的共模增益： 直流共模电压引起的输出电压由式( 3 ) 给出 叱( 嚣卜p s ， 运用公式( 2 - 3 ) ，可得电路的c m r r 的表达式为 1 6除颤监护仪中体外起搏器的研究与开发 一瑚b 爿选 ir ，b ( 2 6 ) 因为分母中的电阻比总是接近1 ，不需要考虑i a 的增益，我们可得到，二运 放n 的c m r r 随差模增益的增加而增加。 在上述电阻网络中，由于存在误差，实际电阻值不可能完全等于标称值，即存 在失配。可以将胄l 飓的实际值比它与尺2 风之差值的百分率定义为失配。式( 2 - 6 ) 可以改写为 c m r r ：2 0 1 0 j 兰竺l l ( 2 7 ) 。im i s m a t c h 式中m i s m a t c h 为火配率。 编程增益的四个电阻间的任何不匹配都会直接影响c m r r 。在环境温度下， 精密的电阻网络通过微调可以达到最大精确度。电阻的温度漂移造成的任何失配 都会加剧c m r r 的降低。显而易见，高共模抑制的关键是电阻网络，因此电阻比 和相对应的漂移两者都要很好的匹配，而电阻的绝对值和他们的绝对漂移卸不重 要，关键在于匹配。 ：l i 力h + 。h ； i ，l 土j、 _ htk 引 。； ：；，、 f n 幽2 - 9c i r r 曲线圈 由图2 9 可知直流c g r r 的值约为8 4 d b ( 理论值为8 5 d b ) ，当频率增加时，c g r r 迅速下降。理论值是由公式2 7 ( g a i n = 1 1 ) 计算得到，用到4 个电阻其失配约为 0 1 ( 扁- - 9 9 9 9 5 q ，r ! = 9 9 9 7 6 q ，r , = 1 0 0 0 2 q ，r , = 9 9 9 7 7 q ) 。 另外图2 8 中a i 同相端的一信号经a 1 后产生的相移或延时将导致踞。一和 a i 的输出信号间出现向量误差，引起整个频率范围内c m r r 的降低。为保证一定 第二章心电模块的设计与实现 的c m r r 。k + 和a l 输出端的共模信号应有相同的相位和幅度，这只有在a i 没 有延时时爿可能做到。选择个匹配的高速双运放可以扩展频率范围，从而使 c m r r 保持平坦，但另一方f i ，高速运放会检抬外部高频干扰。另一个解决方法 是在a 1 的反相输入端和地端之m 接一个微调电容，缺点是必须手动微调。 所以图2 - 8 的c m r r ( 在频率范围内) 受两个截然不同的参数的影响。在低频 时，c m r r 与编程增益电阻的失配直接关联，高频时，运放的差模闭环增益引起 c m r r 的降低。因此二运放】a 放大器的效果并不是很理想。下面我们再来讨论 一下三运放l a 放大器。 三运放i a ： 图2 一1 0 是：远放i a 的结构，址分离和集成1 a 最常选的结构。 整个增益的传输函数很复j j ，! 。jrj = r 2 = r 3 = r a 时，传输函数可以简化为 邓_ + 吨j 卜半卜s ， 差觥益为m = 丧小半9 ) r s 和r 6 设置j , j 相同值( j _ l 常在】0 - 5 0 k ) 。简单地调节r g 的值，电路的整个 曾薷可淖i 盟付佰调下f f 音鲁i 的俏 三运放l a 的c m r r ： 如所期望的，1 a 的共模增益的理论值为0 。为计算共模增益，设定输入端 只有一个，c 。共模l u j i ( 也即h 。= = k 。) 。，设a 1 和a 2 理想匹配，a 3 是理想 l 一一 坠塑些苎垡! 堡丛墼壁矍盟堕塞皇茎蕉 的，则r o 上没有电压降，a i ，a 2 的输出电压等于 篆= r 4 r 舳! + r 2 ，) r r r 一鲁r 卜l 。( 3 + 。)。j 代入式( 2 3 ) ，共模抑制比就变为 c m r r = 2 0 1 0 9 l l 需g a i n 第二级共模增益为： ( 2 一l o ) 中的分母比二运放i a 时复杂得多，而计：如式( 2 7 ) 所示，分母可用电阻的失配 百分率来表示，叩 c m r r = 2 0 l o g l 珏g j m a i 。n 。c 、) 在式( 2 一i i ) 中，如粜4 个电m 都棚等( 或r i = 恐，r 2 = 凡) ，其分母就会变为0 ， 而这几个电阻的任何失配酃会使e 饮l 包爪旧。部分观 i 输 j j 端。r 二运放i a 相似：任何电阻叫温度漂移的火f ! i 己都会降眠( m r r 。 三运放i a 的交流删r k ： 如果a 1 ，a 2 很好的匹配( 即相同的闭坏带宽) ，c m r r 就不会像二运放那样 迅速下降。对比一下图2 - li 和图2 - 9 ，三运放j a 的c m r r 在i o o h z ( g a i n = 1 0 ) 之前 相对平坦，而二运放i a 的c t r r 在大约】0 1 1 z 时就开始降低。 6 1 k g- 1 。 1 、 g = 。 口- t1 1 0l o l l1 1 0 k 曲1 f r e q o e n c y 一 幽2 - 11 i a 放人器a d 6 2 0 的c m r r 与共模交流信号频率的关系 通过对二运放i a 和三运放i a 的分析比较，我们选用的是三运放i a ，所选芯 片是a d 公司的a d 6 2 0 ，此放大器具有c i r r 较高，低温漂，高增益，放大倍数易 于调节( r g ) 等优点。 i a 放大器放大倍数确定： 第二章心电模块的设计与实现 1 9 三运放i a 的第一级共模增益为单位值，共模电压原封不动出现在图2 - 1 0 中 1 ， 2 的输出端，而差模输入电压( v d 。) 降落在增益电阻上，结果电流流过 r i 凡，这意味着当输入差模电压增加时，a l 的电压将高于v 。，a 2 的电压将低于 v 。因此当增益和( 或) 输入信号增加时a 1 ，a 2 的电压范围也会增加，最终被 电源电压的范围所限制。可以知道，共模电压可以达到的范围、差模输入电压、 增益这三者之间是互相关联的，例如，增加增益会减小共模范围和输入电压范围， 同样，增加共模电压会限制差模输入范围并限制增益可能达到的最大值。 由心电信号特性可知，心电信号极化电压范围是l v ，而真正的心电信号就 是加在极化电压之上的微弱信号，我们可以认为心电信号差模输入范围就是l v 。 另根据设计需求，心电e c g 部分( 通过e c g 电缆线输入) 电源要求：浮地电源 1 2 v 、5 v ；我们选用1 2 v 双电源供电，这样允许放大器有正负极性的输入、 输出。根据上面对i a 放大器共模电压可以达到的范围、差模输入电压、增益这三 者之问是互相关联的，保证输出电压小于电源供电电压，设定差模增益g 。= 1 0 ， 则输出差摸信号范围是1 0 v ，满足要求。 a d 6 2 0 放大倍数调节电阻r g 计算：根据a d 6 2 0 的d a t a s h e e t 得到内部增益 阻抗r 5 = r 6 = 2 4 7 kq 则根据公式( 2 - 9 ) 得出 尺，：生些2 x 2 4 7 k5 4 9 k q 、 g 一1 l o 一1 ( 2 一1 3 ) 实际应用的电阻为5 4 8 k q ( a - 1 0 2 ) 精度为1 的电阻，如图2 一1 2 中电阻r 4 v h v l - 图一1 2 心电信号放大滤波电路 2 4 2 ，3 主放大滤波电路 在心电监护仪中心电模块的通频带设置一般都分为监护( 0 5 h z 一4 0 h z ) 、诊断 ( o 0 5 1 3 0 h z ) 和手术( 0 5 h z 一2 0 h z ) 模式等，以避免可能的外界干扰分量的影响。 2 0 除颤监