《生物电测量及仪器》PPT课件.ppt

第2章生物电测量及仪器 心电测量及仪器 生理测量仪的放大电路设计应满足以下基本要求 在测量过程中不允许影响正常的生理过程 测得的生理信号不得失真 最大可能地将信号与各种干扰相分离 一旦有电击事故等危险情况发生必须对病人提供有效的保护 2 1心电测量及仪器 2 1 1心电信号的形成 心脏生理 心脏传导系心电信号的形成心电向量 电偶学说容积导体 心电向量环二次投影心电生理 心脏传导系 指一系列特殊心脏细胞联结组成的传导系统 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更快的传导功能 电偶学说 由两个电量相等 距离很近的正负电荷所组成的一个总体 称为电偶 正电荷称做电偶的电源 负电荷称为电偶的电穴 其连线称为电偶轴 电偶轴的方向是由电穴指向电源 两极间连线的中点称为电偶中心 心电向量环 心脏电生理 心电图曲线与单个心肌细胞的生物电位变化曲线有何联系与区别 联系 心肌细胞的生物电位变化是心电图的来源区别 单个心肌细胞电位变化是用细胞内电极记录方法得到的 所记录的是细胞膜内 外电位差 包括膜的动作电位和静息电位 而心电图在体表记录 是所有心肌电兴奋传导到体表的结果 心肌细胞电位变化反映的是单个细胞膜电位变化曲线 而ECG反映的是一次心动周期中整个心脏的生物电位变化和传导过程 因此ECG是很多心肌细胞电活动综合效应在体表的反映 心电图电极位置放置不同 记录的心电图曲线也就不同 2 1 2生物电测量电极 生物电引导电极实际是完成人体和测量系统之间的界面作用 由金属浸在含有该金属离子的溶液中所构成的体系称为电极 1 电极在换能过程中的机理和极化作用 1 电极电位金属与溶液之间的界面的电位差称为电极电位 又称半电池电势 电极电位与该金属的离子活度有一定的关系 R 气体常数 8 314J mol K F 法拉弟常数 96487库伦 T 绝对温度 n 离子价数 C 金属离子浓度K 与金属特性有关的常数 标准电极电位 几种常用的电极材料在25 时的半电池电位E0 可以看出E0远大于所有生物电位 2 极化电位电极与电解质溶液形成双电层以及在有电流通过时 电极 电解质溶液界面电位会发生变化 半电池电势 活度 标准半电池电势 电极电位 极化电位 半电池电位 在生物医学工程领域中用不极化电极记录直流或变化缓慢的生物电位即使是不极化电极 若两电极不能完全相同会造成误差 或运动伪差 同样的电极形状不同也可能造成电极电位的波动 极化电压影响的限制措施设计半电池电势小而且稳定的不极化电极 不可随意改变工艺状态电路设计时使电极电压与被测信号分离提高放大器输入阻抗保持两电极对称性 3 不极化电极不极化电极Ag AgCl电极与纯银电极相比受频率影响小 而趋于纯阻性 AgCl沉积量在一定范围内可以得到最小电极阻抗 银 氯化银电极表面镀了AgCl的银板或者是银丝放在有Cl 的溶液中形成在平衡条件下 浓度积Ks AgCl的析出速度与返回溶液的速度 为常数 银 氯化银电极生物体液中Cl 的浓度很高 活度略小于1 Ag 的活度低 而与Ks为同一数量级在生物液体中 而Cl 浓度很大 可以认为电极电位与Ag 的浓度无关 所以Ag AgCl电极相对稳定 电极的特性 两种极端的情况 高频电流 1 wCd Rd 电极阻抗 Rs Rd 2 心电图电极及导联 心电图时选用的电极是表皮电极 种类很多 有金属平板电极 吸附电极 圆盘电极 悬浮电极 软电极和干电极 按其材料又分为有铜合金镀银电极 镍银合金电极 锌银铜合金电极 不锈钢电极和银 氯化银电极等 肢体电极的固定方法 通常采用的是橡皮扣带 尼龙丝扣带和电极夹子三种 2 吸附电极 吸附电极是用镀银金属或镍银合制而成 呈圆筒形 其背部有一个通气孔 与橡皮吸球相通 它是测量心电时作为胸部电极的一种常用电极只有圆筒底部的面积与皮肤接触 即接触面积小 从而使得它的阻抗和对皮肤的压力很大 即刺激大 因此 不适用于输入阻抗低的放大器和不宜作长时间监护之用 3 圆盘电极 圆盘电极多数采用银质材料 其背面有一根导线 如图1 1 6所示 有的电极为了减轻基线漂移及移位伪差在其凹面处镀上一层氯化银 值得注意的是 该电极在使用一段时间后必须重新镀上氯化银 4 悬浮电极 悬浮电极分为永久性和一次性使用的二种 其中永久性悬浮电极又叫作帽式电极 其结构是把镀氯化银或烧结的Ag AgCl电极安装在凹槽内 它与皮肤表面有一空隙 如图1 1 7所示使用时 应在凹槽内涂满导电膏 用中空的双面胶布电极贴在皮肤上 由于导电膏的性质柔软 它粘附着皮肤 也粘附着电极 当肌肉运动时 电极导电膏和皮肤接触处不易发生变化 起到接触稳定的作用 一次性悬浮电极也叫作钮扣式电极 其结构是将氯化银电极固定在泡沫垫上 底部也吸附着一个涂有导电膏的泡沫塑料圆盘 如图1 1 8 b 所示 5 软电极 一种常见的软电极是贴在胶布上的银丝网电极 如图1 1 9 a 使用时 只需把银丝网涂上导电膏后贴在所需的人体部位即可 另一种软电极是在13 m厚的聚脂薄膜 Mylar 上镀一层1 m厚的氯化银膜而制成的 它适用于检测 监护早产儿心脏变化功能 6 干电极 干电极是利用固态技术 将放大器与电极组装在一起 使用时不必涂上导电膏而波形又不失真 但必须要一个输入阻抗很高 Zsr 109 的前置放大器相匹配 除上述六种电极外 还有体内电极和胎儿电极等等 2 1 3心电图导联 心脏除极 复极过程中产生的心电向量 通过容积导电传至身体各部 并产生电位差将两电极置于人体的任何两点与心电图机连接 就可描记出心电图 这种放置电极并与心电图机连接的线路 称为心电图导联 lead 标准导联亦称双极导联 爱氏三角假设人体左右肩及臀部三点与心脏等距离 构成等边三角形的三个顶点 心脏产生的电流均匀地传播于体腔 四肢仅作为导体 肢体上任何一点的电位等于该肢体与体腔连接处的电位 等边三角形的中心是心脏 并与三角形在同一平面 体腔是一个均匀导电的 相对于心脏来说是很大的球形容积导体 标准导联I将左上肢电极与心电图机的正极端相连右上肢电极与负极端相连 反映左上肢 L 与右上肢 R 的电位差当L的电位高于R时 便描记出一个向上的波形 当R的电位高于L时 则描记出一个向下的波形 标准导联 将左下肢电极与心电图机的正极端相连右上肢电极与负极端相连 反映左下肢 F 与右上肢 R 的电位差 当F的电位高于R时 描记出一个向上波 反之 为一个向下波 标准导联 将左下肢与心电图机的正极端相连左上肢电极与负极端相联当F的电位高于L时 描记出一个向上波 反之 为一个向下波 V VL VRV VF VRV VF VLV V V 标准导联的特点是能够比较广泛的反映出心脏的大概情况 但只能说明两肢间的电位差 不能记录到单个电极的电位变化 Willson网络 在三个肢体上各串联一只等值电阻 5k欧 300k欧 三个电阻的另一端连在一起 视为中心电端 放大器的负端接到中心电端 正端分别接LA RA LF 能够探查心脏局部电位的变化 单极肢体导联的连接方式 加压单极肢体导联的连接方式 单极肢体导联 VL VR VF 的心电图形振幅较小 不便于观测Gold berger提出在上述导联的基础上加以修改 在描记某一肢体的单极导联心电图时 将该肢体与中心电端相连接的高电阻断开这样就可使心电图波形的振幅增加50 这种导联方式称为加压单极肢体导联 分别以avl avR和avF表示 加压单极肢体导联的连接方式 胸导联 单极胸导联 图 这种导联方式 探查电极离心脏很近 只隔着一层胸壁 因此心电图波形振幅较大 胸导联位置 V1胸骨右缘第四肋骨间V2胸骨左缘第四肋骨间V3V2与V4间V4左第5肋间隙锁骨中线处V5左腋前线与V4同一平面V6左腋中线与V4同一平面 试证明标准导联和加压标准导联之间存在下述关系 请配合导联连接图加以说明 心电图机的结构和技术指标 输入部分导联线及导联选择过压保护放大部分前置放大电路1mv标准信号发生器时间常数电路中间放大器功率放大器记录部分走纸传动转置电源部分 输入部分 心电输入部分包括导联线 导联选择电路 过压保护 高频滤波 导联线 过压保护高频滤波电路 7100 6951D 导联选择电路 缓冲放大器 威尔逊网络提高电路共模抑制比 提高输入阻抗使心电描记幅度提高 较低的输出阻抗确保有效的驱动威尔逊网络 为什么单用差动放大电路还不够呢 威尔逊网络及切换导联 XD7100 CD XD7100 前置放大电路前置放大的主要任务是提高共模抑制也就是抑制干扰信号 放大心电信号 要求 低噪声 高输入阻抗 高抗干扰能力 低零点漂移 宽的线性工作范围 复习 心电前置放大器的设计 选用差动放大器 选用差动放大器 前置放大器设计基本要求 若选择电路参数 使则无共模输出此外 还需满足R1 RF R2 R3得到 R1 R2 RF R3理想闭环增益为 实际情况电阻值有误差外回路不能达到完全对称平衡Uoc很小 但不为0 CMRR也不为无穷大定义CMRRR 外电路电阻匹配精度所限定的放大器共模抑制比CMRRD 集成器件本身的共模抑制比分析放大器的共模增益 分析放大器的共模增益 I 考虑电阻的匹配误差 设上面各式代入Ac 有 II 考虑器件的影响 CMRRD的影响 Ad 放大器开环差动增益Ac 放大器开环共模增益这说明共模输入电压因为转化为差模电压而形成共模干扰电压 因为CMRR 总的共模增益总的共模抑制比 这表明 在同时考虑电阻失配和器件本身的CMRRD的影响时 放大器的CMRR进一步下降 例 小结 理论上 提高CMRR 可以使外电路电阻失配造成的共模误差电压与集成器件本身的共模误差电压相互抵消 使Ac 0 但由于外回路电阻随时间 温度的漂移 加之CMRRD的非线性影响 这种补偿是有限的 CMRR受三个因素的影响 放大器闭环增益外电路匹配精度放大器件本身的CMRRD 由理想情况可知Ri 2R1但由于R1的增大受到限制 这种基本放大电路的输入阻抗不能满足生物电放大器前置级的要求 需在电路结构上加以改进 一般设计中输入电阻只能限定在100k以内 复习 生理测量系统常用差动放大电路 称为测量放大器输入阻抗可达到10MA1 A2的作用是提高输入阻抗A3实现差动放大 1 差动放大第一级分析 设uid ui2 ui1 由RF RW电流相等有 得 解得第一级电压增益 2 差动放大第一级评价 优点第一级输出回路里不产生共模电流 无须考虑外电路电阻匹配 可方便增益调节 结构对称 有利于克服失调 飘移的影响 缺点A1 A2各自的CMRRD的差异会造成第一级CMRR12的下降而设第一级共模抑制比为CMRR12 则 3 差动放大第二级电路 两级总增益 总的共模输出 总的共模增益 两级总CMRR 若 则 例 ECG前置放大器实用电路 CMRR1 100dB 电极阻抗分别为20K和23K 输入阻抗80M 电阻精度0 1 求包括电极系统在内的放大电路总共模抑制比 分析 Uoc由两部份组成 电极电阻不平衡引起的共模输出 第二级共模抑制比有限产生的共模输出 计算 其中Uoc 表示电极电阻不平衡引起的共模输出 Uoc 表示第二级共模抑制比有限产生的共模输出 电阻失配限定的共模抑制 前置级设计步骤 器件选择 A1 A2的CMRR之差小于0 5dB A3的CMRR大于100dB 令RF 相等 R1相等 RF相等第二级差动放大器的匹配精度优于0 1 通常先确定R F RW 再由Ad2的设计确定R1 最后通过调整RF 进一步提高精度的匹配 两级增益分配适当Ad1可以取高一些 Ad2对总共模抑制比影响不大 实验电路学习 6951D 仪用放大器 仪用放大器优点 低噪声 小失调电压 温漂小 低功耗 仪用放大器选定 前置级参数便基本确定 CMRR随G增大而有所提高 但是放大器的噪声性能一般随第一级增益的提高而明显变差 特别集成器件噪声性能比分离元件差 因此 第一级增益G 20 AD620是在同相并联差动放大的基础上 采用激光晶片校准技术 使用户仅用一个外接电阻就能对增益进行准确的确定增益电阻通过1脚 8脚接入 5脚不在内部接地 而引至外部以便接入参考电压或外部接地以实现输出电压的电平偏移 内部5个电阻的阻值均相同 均为24 7K 具有很好的一致性 增益G 100时 准确到0 16 当电阻RG取不同值时 可以得到1 10000的电压增益 易于使用 AD620的突出优点是 低频噪声小 从0 1 10Hz的噪声电压VPP值为0 28 V 电源电压范围宽 为 2 3V 18V 功耗低 最大工作电流1 3mA 失调电压 温漂都很小 最大输入失调125 V 最大输入失调温漂1 V 输入级偏流极低 最大为20nA 共模抑制能力强 为110dB 带宽120KHz 当电阻R8取不同值时可获得不同增益 并可由公式来确定 由公式可知 此级放大倍数 1 49 4 5 10 88 前置放大级共模抑制比能力的提高 屏蔽驱动浮地跟踪右腿驱动技术 屏蔽驱动 屏蔽层接地时 两根导线上的阻抗不完全相等 会造成共模电压的不等量衰减 降低放大器的CMRR 共模电压输入端造成的差模转化 必将产生共模误差输出 降低CMRR 消除方法 导联线的屏蔽层不接地 而接到与共模输入信号相等的电位上 屏蔽驱动电路 6951D 浮地跟踪 对于共模电压的抑制能力 除了提高放大器的CMRR之外 如果能够设法减小共模输入在输出端造成的误差 那么就实际提高了放大器的共模抑制能力 为此 可以把输入级的接地端浮置并跟踪共模电压 即相当于器件的偏置电压都跟踪共模输入电压 这样共模电压不能随着信号一起被放大 从而放大器输出端产生的共模误差电压便被大大消弱 浮地跟踪电路 右腿驱动技术 用于去除人体携带的交流共模干扰 由电阻网络取出的平均交流共模电压 送入右腿驱动放大器 经限流电阻Rz加到右腿电极 可看成以人体为相加点的共模并联电压负反馈电路 可使50Hz共模干扰电压降低到1 以下 优于右腿接地电阻方式 右腿驱动电路 D1和D2组成的电路的共模增益为1 在a b处的共模信号V c与被测体上的共模信号Vc相等 Vc V c Vc idbRo Vo则 右腿驱动电路 直接接地Vc idbRG使用右腿驱动可使共模干扰减少 1 2Rf Ra 倍 Ro是一个比较大的值 它的作用是在D5饱和时流过人体的电流仍是安全的 如10 A以下 因此Ro的存在也会抵消右腿驱动电路的作用 如果选Rf Ro 5M Ra典型值为25k 则等效电阻为12 5k 若位移电流Id 0 2uA 则其共模电压为 时间常数电路时间常数电路实际上是阻容耦合电路 常接在前置放大器与后一级的电压放大器之间 隔去前置放大器的直流电压和直流极化电压 耦合心电信号 RC越大 放大器低频相应越好 但是R受输入阻抗的限制 C值太大体积夜大 漏电流还会引起漂移 RC太大 充放电时间延长 起搏脉冲抑制电路定标电路提供1mV矩形波 用以校正灵敏度和心电波的幅值 干扰抑制电路肌电干扰工频干扰 主放大电路中间级放大是将心电信号进一步放大 一些在心电机面板上可调整的和可用的功能基本在这级实现 功率放大电路是把经过前置放大和中间级放大后的心电信号再放大到使记录笔能够产生恰当偏转的电平 驱动记录器进行心电描记 心电图技术指标 输入电阻 2M欧姆灵敏度 指输入1mV电压描记笔偏转的mm数 mm mV 心电图的标准灵敏度为10mm mV 这是为了便于进行各种心电图间的比较当病人R波特别高 或S波很深 可采用5mm mV的灵敏度 信号特别低则用20mm mV的灵敏度仪器面板也装有灵敏度选择开关1 2 1 2 1为标准灵敏度 判断心电图机灵敏度是否正常 导联选择开关置于 Test 位 有时标1mV 灵敏度开关置于1挡 将工作开关置 观察 利用1mV标准信号 不断打出矩形波 在走纸过程 记录下矩形波幅度 调节增益电位器 使幅度恰好为10mm 改变灵敏度位置 应能得到成比例的矩形波信号 低噪声 心电图机中各元件内部电子不规则运动产生的输出RTI表示等效输入噪声 RTI越低 表示检测微弱心电信号的能力越强 一般心电图机的RTI要求在几十微伏之间 在标准灵敏度下 若噪声大小为10uV 则在记录纸上将有0 1mm的不规则抖动 国际标准 3 5uV 漂移输出电压偏离原来的起始点而上下飘动缓慢变化的现象 噪声和漂移的检测方法 机器接通电源 导联选择开关置 Test 增益调节置最大 走纸时 观察记录笔迹是一条很平稳光滑的直线 若笔迹有微小抖动 则是噪声所致 若基线缓慢移动 则是漂移的原因 阻尼 指抑制记录器产生自激振荡的能力 通常可以通过调节电位器来调整负反馈深度 以获得合适的阻尼特性 阻尼可通过1mV矩行波描记判别 线性 描笔处在不同位置时 若输入信号相同 应有速度相同的描笔偏转 若有不同 表示心电图的线性度不好 要求输出信号Vp p在5 50mV之间时 线性偏差少于输出Vp p的50 输出信号幅值 5mV时 非线性偏差不应大于0 25mV 开机做线性检查时 可改变描笔的记录位置 每隔5mm描记几个1mV的矩形波 波形之间的幅值偏差应小于规定值 耐极化电压 加入放大器输入端的一种直流电压 用于检验放大器输入动态范围的能力 一般为200 300mV时间常数 反映心电图机放大直流及缓变信号的能力 与放大器级间RC耦合电路有关 RC 通常指在心电图机中接入直流信号时 输出波形自100 下降到37 的时间 通常 1 5s 时间常数检测方法 当心电记录纸一横小