便携式心电图示仪研制

西南科技大学毕业设计（论文）题目名称便携式心电图示仪研制年级本科专科学生学号学生姓名指导教师学生单位技术职称学生专业教师单位便携式心电图示仪研制摘要本设计是基于ATMEGA16L低功耗MCU便携式心电图示仪的研制。根据人体心电信号的特征，设计性能优良的心电信号采集系统。主体可分为四部分。一是心电信号的采集放大部分包括前置放大、带通二阶模拟滤波器，50HZ陷波器，及二级放大部分。二是心率处理电路选用电压比较器提取一个心电周期中的R波，检测上升沿个数以记录心率。三是单片机的信号处理部分运用ATMEGA16L单片机对从前向放大通道及心率采集电路的输出信号进行处理。四是用FYD128640402B液晶显示模块显示心电图及心率数据。还设计了右腿驱动电路来进行抑制，这不仅减少了50HZ的工频干扰，也降低了周边环境可能造成的干扰。本设计体积较小，且用干电池供电，易于用户随身携带。关键字心电；信号采集；放大；ATMEGA16L；THEDESIGNOFPORTABLEECGMONITORINGDEVICEABSTRACTTHEDESIGNISENGAGEDINTHESTUDYINGANDMANUFACTURINGOFPORTABLEECGMONITORDEVICEANDITSSYSTEMBASEDONATMEGA16LLOWPOWERMICROCONTROLLERACCORDINGTOTHECHARACTERISTICOFHUMANSECGSIGNAL,ANEXCELLENTECGSIGNALSAMPLINGSYSTEMWASDESIGNEDTHEMAINBODYCANBEDIVIDEDINTOFOURPARTSTHEFIRSTONEISTHEGATHERINGANDENLARGEMENTOFTHEHEARTELECTRICALSIGNAL,INCLUDINGPREAMPLIFICATION,BANDPASSANALOGFILTER,50HZWAVETRAPANDTHELASTENLARGEMENTCIRCUITTHESECONDONEISTHECIRCUITWHICHDEALSWITHTHEHEARTRATE,ITSELECTSTHVOLTAGECOMPARATORTOCOLLECTTHEQRSWAVEINONECYCLE,ANDDETECTTHERISINGEDGETORECORDTHEHEARTRATETHETHIRDPARTISTHEPROCESSINGOFSIGNALSOFMCU,ITDEALSWITHTHESIGNALSWHICHAREFROMTHEFRONTENLARGEMENTCHANNELANDTHEOUTPUTOFTHEHEARTRATEPROCESSINGCIRCUITWITHATMEGE16LTHELASTPARTISTOTAKETHEFYD128640402BTODISPLAYTHEECGANDTHEDATAOFHEARTRATEITALSODESIGNSARIGHTLEGTODRIVETHECIRCUITINORDERTOCARRYONTHESUPPRESSIONITNOTONLYREDUCESTHEDISTURBANCECAUSEDBYTHE50HZWORKINGFREQUENCYBUTALSODROPSTHEINTERFERENCEMAYCAUSEDBYTHEPERIPHERALENVIRONMENTTHEVOLUMEOFTHISDESIGNISSMALL,ALSOBESUPPLIEDPOWERWITHTHEDRYBATTERYITSEASYTOCARRYALONGFORUSERKEYWORDSECG,SIGNALSAMPLINGENLARGE,ATMEGA16L目录第1章绪论111课题背景及意义112课题的现状113设计的主要内容2第2章总体方案的设计思路321心电信号的病理学基础3211心电信号及心电图的特点3212心电导联5213心电信号检测的干扰5214干扰信号源和侵入途径522总体设计方案6第3章硬件电路设计831前置放大电路8311基于INA128的放大器设计9322基于AD620的放大器设计10323方案选择11324右腿驱动电路133350HZ陷波器设计14331陷波器介绍14332陷波器参数确定17333双T陷波器电路仿真1834带通滤波器设计19341电路设计19352参数确定22353带通滤波器仿真2335二级放大电路设计24351二级放大原理24352电路仿真2436心率测试电路设计25361心率测试原理25362电压比较器25363心率测试电路仿真2737基于单片机的数据采集系统27371ATMEGA16L特点27372ATMEGA16L的I/O端口28373键盘电路29374显示单元31375数据存储33第4章软件设计3441总体设计流程3442系统初始化3543键盘3744A/D转换3745菜单和心率显示3846心电图显示39第5章系统调试41总结44致谢46参考文献47附录148附录249附录350第1章绪论11课题背景及意义英国学者W哈维的“心脏运动论”开创了现代胜利学的篇章，他计算出心脏昼夜所博出的血量超出体重的几十倍。1901年WILLAMEINTHOVEN发明了石英丝的心电电流计，从体表真实记录出心脏的电流活动。1905年正式用于临床，记录出室上性阵发性心动过速。1924年由此项发明，EINTHOVEN获得了诺贝尔奖。心电图（ELECTROCARDIOGRAPHY,简称ECG）的临床应用已有百年的历史，由于和临床紧密结合，受到广大医务工作者的重视。因为是无创检查，众多学者都不断进行理论和实践的探索，使其不断完善和提高，给予传统的检查方法心的生命。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。因此，对心血管疾病的诊断、治疗一直被世界各国医学界所重视。及时了解人类心脏病的状况，对适时治疗、预防心脏病突发死亡。12课题的现状1957年，美国物理学家HOLTER首创了一种用磁带记录器对正常活动状态下的病人做长时间连续心电图记录的方法，开辟了时间全信息和环境全信息心电记录和诊断的新领域，从而在某种程度上弥补了常规心电图的不足之处。这种长时间连续记录的心电图称为动态心电图DYNAMICELECTROCARDIOGRAM简称DCG，它提供的长时间动态心电图记录对心率失常的检出、早期心血管病诊断、抗心率失常治疗的评价以及心率失常和生理关系的研究具有重要意义。1961年，美国最先将DCG技术应用到临床，以后很快在发达国家得到普及。自1978年我国开始引进此项技术以来，临床应用逐步深入，己从大医院逐步向中小医院普及，成为心血管疾病诊断领域中的实用、高效、无创伤、安全、准确及可重复性强的重要检查方法。进入21世纪，医学电子仪器的发展趋势是1、高精度、高保真、快速实时显示。2、加多功能、智能化、小型化和网络化。3、处理特异性强的诊断与治疗相结合，监测技术向微观、微创、无创、快速、实时、动态性、整合性、可视化方向发展。这些都将大大加快和提高心电信息高速公路速度，使其更加先进、充实、完善、实用，更好提高心血管病的诊断与治疗质量，将心电信息学数据、曲线、图像高保真、快速传送到己开通的心电信息高速公路，并逐步推广到各级医院。目前国内市场上存在一些便携式心电图示仪，但是远远没有得到很好的普及，究其原因，存在以下几个方面1、市场上的产品几乎都是引进国外的技术，对便携式心电图示仪的开发国内尚处于起步阶段。2、记录的心电信息极其有限，医生从中难以得到患者全面的心电信息，从而降低了医生对疾病诊断的正确率。3、费用较为昂贵，动辄几千乃至上万元，一般的患者难以承受。4、实时性、体积、功耗、重量等都不尽如人意，给患者在使用过程中造成诸多不便。因此，心电图示仪系统的研制有重大深远的意义。13设计的主要内容基于ATMEGA16L低功耗MCU便携式心电图示仪的研制。根据人体心电信号的特征，设计性能优良的心电信号采集系统。硬件设计部分包括心电信号前置放大器，带通二阶模拟滤波器，50HZ陷波器，心率的采集处理电路，键盘电路，单片机控制电路及显示电路。第2章总体方案的设计思路21心电信号的病理学基础211心电信号及心电图的特点人体的心电信号ECG具有以下的显著特征信号源内阻高、频率低、信号微弱。心电信号是一种淹没在许多较强的干扰和噪声肌电干扰、工频干扰、放大器噪声及电极与皮肤之间的噪声等中的，是信号源内阻高的微弱生物电信号，它的频率在005100HZ之间，大小在10UV胎儿到5MV成人之间。心脏是循环系统中重要的器官。由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动，血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电图机即精密的电流计的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图1。图图21正常的人体心电图正常的心电图如图21所示其中P波由心房的激动所产生。前一半主要由右心房所产生，后一半主要由左心房所产生。正常P波的宽度不超过011S，最高幅度不超过25MM。QRS波群反映左、右心室的电激动过程，称QRS波群的宽度为QRS时限，代表全部心室肌激动过程所需要的时间。正常人最高不超过010S。PR间期是从P波起点到QRS波群起点的相隔时间。它代表从心房激动开始到心室开始激动的时间。这一期间随着年龄的增长而有加长的趋势。QRS间期从Q波开始至S波终了的时间间隔。它代表两侧心室肌（包括心室间隔肌）的电激动过程。QRS波群紧密相联，第一个是向下的Q波。紧接着是向上、高而尖的R波，是此波群的主波。最后是向下的S波。波群的持续时间正常为00601秒，代表心室肌兴奋扩布所需时间。各波波幅在不同导联变化较大。R波波幅0424毫伏，Q波一般不超过03毫伏。T波是心室复极过程中的电位变化。代表心室兴奋后的恢复过程。波幅0108毫伏，时程005025秒。T波的方向与QRS波群的主波方向相同。U波方向一般与T波一致，时程0103秒，波幅005毫伏以下，其成因和意义均不清楚。ST段从QRS波群的终点到T波起点的一段。正常人的ST段是接近基线的，与基线间的距离一般不超过005MM。PR段从P波后半部分起始端至QRS波群起点。同样，正常人的这一段也是接近基线的。QT间期从QRS波群开始到T波终结相隔的时间。它代表心室肌除极和复极的全过程。正常情况下，QT间期的时间不大于004S。ST段从QRS波群终点至T波起点之间的线段。为心室完全去极化的状态所占时间，此时心室各部位之间无电位差，故正常ST段与基线平齐2。正常人的心电图典型值P波02MV；Q波01MV；R波0515MV；S波02MV；T波0105MV；PR间期01202S；QRS间期00601S；ST段012016S；PR段00408S。由于心脏在同一时间内产生大量电信号，因此可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢的电极，来检测心电信号，然后得到心电图。本设计主要采用安放在人体四肢的电极来采集心电信号。212心电导联为了记录心电，将探测电极安置于体表相隔一定距离的两点，此两点即构成一个导联，两点的连线代表连轴，具有方向性。临床常用的导联方式有肢体导联和胸前导联，肢体导联又有标准导联和加压单极肢体导联之分。临床中广泛应用的是标准十二导联系统，分别记为、三个标准导联，AVR、AVL、AVF三个加压导联以及V1V6六个胸极导联。其中、主要是反应左手、右手以及左腿任两电极间的电压差，无探查电极和无关电极之分，是双极导联。双极导联就是拾取两个测试点的电位差。AVRV6是单极导联，就是拾取某一点相对参考的电位。由一个无关电极和探查电极所组成，其P波明显，利于诊断心律失常（V1）和左前壁心肌缺血（V5、V6）。标准导联的特点广泛地反映了心脏的大概情况，如后壁心肌梗塞、心律失常等，往往、导联可以记录到清晰的波形。213心电信号检测的干扰由于心电信号的微弱，并且存在于强大的干扰信号中，因此对心电放大器的设计，主要的任务就是抗干扰。所谓干扰，就是除有用信号以外的噪声或受环境影响而使信号变化部分的总称。随着电子技术的发展，检测装置小型化，而大量的信号电路采用低电平，工业控制环境现场条件恶劣，所以装置的抗干扰技术是我们在设计检测系统时所必须要考虑的问题。干扰对电子系统产生了很大的危害在检测元件中，混入的干扰信号会使测量的数据产生误差，造成判断上的失误；在其它领域，如控制系统，干扰信号可能导致错误的操作。因此，为了使电子系统正常工作，必须在电子系统中采用抗干扰技术3。214干扰信号源和侵入途径干扰类型通常按干扰产生的原因、噪声干扰模式和噪声的波形性质的不同划分。按噪声干扰模式不同，分为共模干扰和差模干扰。共模干扰和差模干扰是一种比较常用的分类方法。共模干扰是信号对地的电位差，主要由电网串入、地电位差及空间电磁辐射在信号线上感应的共态同方向电压迭加所形成。共模电压通过不对称电路可转换成差模电压，直接影响测量信号，甚至造成元器件损坏这就是一些系统I/O模件损坏率较高的主要原因，这种共模干扰可能是直流、也可能是交流；差模干扰是指作用于信号两极间的干扰电压，主要由空间电磁场在信号间耦合感应及由不平衡电路转换共模干扰所形成的电压，这种直接叠加在信号上，直接影响测量与控制精度。差模干扰在两根信号线之间传输，属于对称性干扰。消除差模干扰的方法是在电路中增加一个偏值电阻，并采用双绞线4。共模干扰是在信号线与地之间传输，属于非对称性干扰。消除共模干扰方法包括1、采用屏蔽双绞线并有效接地。2、强电场的地方还要考虑采用镀锌管屏蔽。3、布线时远离高压线，更不能将高压电源线和信号线捆在一起走线。4、采用线性稳压电源或高品质的开关电源纹波干扰小于50MV。在该设计中，主要考虑的干扰有的来自设备内部和来自设备外部。外部干扰与结构无关，取决于使用条件和外部环境；内部干扰则取决于系统结构和布局，生产工艺及电路设计等因素。检测系统中出现的外部干扰可分为工业电网所引起的干扰以及自然界所引起的干扰。自然界干扰一般是指雷击造成的过电压和过电流可达数千伏以上所产生的干扰或宇宙辐射的自由电磁波所导致的噪声。在该设计中影响较小，可以暂时不考虑。工业电网干扰主要是包括高电压回路及强电场产生的静电感应噪声；大电流回路及强磁场形成的电磁感应噪声；以及继电器、接触器、断路器、电磁阀等电器设备的吸合与释放所产生的开关噪声。因此，在我们生活的环境中存在着大量的50HZ工频干扰信号，它处于心电信号的频带范围内，对心电信号的检测有很大的影响。必须采用各种有效的方式对其进行抑制，该设计中选用50HZ的陷波电路。另外，心电信号是人体自身产生的生理信号之一。对于人体来说，体表还存在着其它的各种反应人体生命活动特征的不同生理信号。例如肌电、脑电等，脑电和眼电等生理信号比较微弱，对心电的影响可以忽略。而肌电信号的幅值比较大，而且和心电信号的频率有重合的范围，可能对心电的检测有一些影响5。因此，检测中应该经尽量减少身体的活动，以避免肌肉收缩时产生干扰的电位信号。22总体设计方案系统的总体设计方案如图22所示。图22系统的总体方案在信号采集部分，分为四个模块1、前置放大环节从人体提取生理电信号；2、50HZ陷波器滤除工频干扰；3、二阶低通滤波环节正确滤出所需的低频信号；4、二级放大环节对整体的放大倍数调整至要求的倍数。当采集到目标信号后，就可传送到单片机进行信号处理了。单片机控制部分运用ATMEGA16L控制整个系统，显示部分则是用FYD128640402B液晶显示模块，键盘电路用于控制开始和结束。单片机控制部分显示部分信号采集部分键盘部分第3章硬件电路设计此系统的硬件部分由前置放大电路、共模信号抑制电路、50HZ陷波电路、带通滤波电路、二级放大电路、心率测试电路、键盘电路、单片机单元和显示单元组成如图31所示。生理信号图31系统硬件组成初步决定前置放大器的放大倍数在10倍左右，而在50HZ陷波器和二阶带通滤波器各设定一定的倍数放大，通过级联的方式，可以得到一个比较大的倍数，余下的倍数就用一个二级放大电路解决，初步认定可以达到1000倍的增益。被放大的信号经过单片机控制然后在LCD上显示。由于携带该图示仪的用户可能在工作单位、社交场合甚至野外或飞机上，所以前置放大共模信号抑制电路50HZ陷波电路带通滤波电路二级放大电路心率采集电路单片机LCD显示键盘电源心电放大信号该图示仪无法采用交流供电。ATMEGA16L的工作电压为2755V，AD620的工作电压为2318V，集成运放LM324的工作电压为332V，FYD128640802B的工作电压为3055V。以上器件是本设计中用到的需电源的器件，综合考虑后，选择两节干电池构成3V直流电源给系统供电。选择直流电源可以避免电源本身对系统的电磁干扰，使AD620对共模干扰具有很强的消除能力。31前置放大电路根据心电信号的特点，前置级应该满足下述要求1、高输入阻抗。被提取的心电信号是不稳定的高内阻源的微弱信号，为了减少信号源内阻的影响，必须提高放大器输入阻抗。一般情况下，信号源的内阻为100K，则放大器的输入阻抗应大于1M。2、高共模抑制比CMRR。人体所携带的工频干扰以及所测量的参数以外的生理作用的干扰，一般为共模干扰，前置级须采用CMRR高的差动放大形式，能减少共模干扰向差模干扰转化。3、低噪声、低漂移。主要作用是对信号源的影响小，拾取信号的能力强，以及能够使输出稳定6。311基于INA128的放大器设计一般说来，集成化仪用放大器具有很高的共模抑制比和输入阻抗，因而在传统的电路设计中都是把集成化仪器放大器作为前置放大器。然而，绝大多数的集成化仪器放大器，特别是集成化仪器放大器，它们的共模抑制比与增益相关增益越高，共模抑制比越大。而集成化仪器放大器作为心电前置放大器时，由于极化电压的存在，前置放大器的增益只能在几十倍以内，这就使得集成化仪器放大器作为前置放大器时的共模抑制比不可能很高。有学者试图在前置放大器的输入端加上隔直电容（高通网络）来避免极化电压使高增益的前置放大器进入饱和状态，但由于信号源的内阻高，且两输入端不平衡，隔直电容（高通网络）使等共模干扰转变为差模干扰，结果适得其反，严重地损害了放大器的性能。为了实现心电信号的放大，设计电路如图32图32采用INA128进行心电信号放大电路前级采用运放A1和A2组成并联型差动放大器。理论上不难证明，在运算放大器为理想的情况下，并联型差动放大器的输入阻抗为无穷大，共模抑制比也为无穷大。更值得一提的是，在理论上并联型差动放大器的共模抑制比与电路的外围电阻的精度和阻值无关。阻容耦合电路放在由并联型差动放大器构成的前级放大器和由仪器放大器构成的后级放大器之间，这样可为后级仪器放大器提高增益，进而提高电路的共模抑制比提供了条件。同时，由于前置放大器的输出阻抗很低，同时又采用共模驱动技术，避免了阻容耦合电路中的阻、容元件参数不对称（匹配）导致的共模干扰转换成差模干扰的情况发生。后级电路采用廉价的仪器放大器，将双端信号转换为单端信号输出。由于阻容耦合电路的隔直作用，后级的仪器放大器可以做到很高的增益，进而得到很高的共模抑制比。从理论上计算整个电路的共模抑制比为22211CMRACRCRLDLCDLTOTA31式中CMRTOTAL或CMRRTOTAL放大器的总共模抑制比；CMR1第一级放大器的共模抑制比；CMR2或CMR2第二级放大器的共模抑制比；A1D、A1C、A2D和A2C分别为第一级放大器和第二级放大器的差模增益和共模增益。经过实际测量，图32所示的电路采用图中所给出的参数时，电路的共模抑制比在120DB以上7。322基于AD620的放大器设计AD620是一种只用一个外部电阻就能设置放大倍数为11000的低功耗、高精度仪表放大器。尽管AD620由传统的三运放放大器发展规律而成,但一些主要性能却优于三运算放大器构成的仪表放大器设计,电源范围宽23V18V,设计体积小,功耗非常低最大供电电流仅为13MA因而使用于低电压、低功耗的应用场合。图33是AD620的引脚图。图33芯片引脚图AD620有较低的输入偏置电流、较高的精度。所以，把它用于精确的数据采集系统如称重和传感器接口是较理想的。而且，由于AD620具有低噪音、低输入偏置电流和低功耗的特性，使它非常适合医疗仪器的应用系统如ECG检测和血压监视、多路转换器及干电池供电的前置放大器使用。总的来说AD620有这样一些特点1、能确保高增益精密放大所需的低失调电压、低失调电压漂移和低噪声等性能指标；2、只用一只外部电阻就能设置放大倍数，增益范围11000；3、体积小，只有8个引脚；4、低功耗，最大供电电流为13MA；5、供电电源范围为2318伏。AD620的放大倍数由1和8脚之间的外接电阻电阻来确定。其增益的计算方程式为G32491GKRAD620由于体积小、功耗低、噪声小及供电电源范围广等特点，使AD620特别适宜应用到诸如传感器接口、心电图监测仪、精密电压电流转换等应用场合。323方案选择虽然INA128在抑制共模信号有独特效果，但由于心电放大考虑到多方面的理由，INA128受约束的条件也较多；AD620是一个很好的放大器，只要用一个外部电阻就可以进行11000的放大倍数。沿用了三运放差分电路的特点来进行信号的放大，集成了三运放的特点，使用方便，电路比传统三运放差分电路更简单，所以选择运用AD620/AD623作为前置放大电路。电路结构如图34。3V图34AD623连线图在本设计中，AD620的第1,8引脚接电阻RG；第2,3引脚接输入差动信号；第6引脚接输出端；第7引脚接VCC；第5引脚接GND；第4引脚接GND,（VCC），图中R7、R8是为右腿驱动引出共模电压反馈至右腿，与R11并联构成RG。这里使用AD620作为前置级放大器时要注意电压放大倍数不能太高，是因为体表液体与电极之间可能形成原电池，致使电极之间存在固定的电位差，如果第一级差分放大的增益太高，就会容易造成饱和。因此这一级增益选7倍左右。主要是提高共模抑制比和提供高输入阻抗，其信号的主放大部分将在后面介绍。AD623和AD620具有几乎相同的电气特性和引脚排列，稍有差别的是AD620是单电源供电的，而AD623是由双电源供电的。电路的共模抑制比主要由心电前级放大器决定，而AD620的140DBG10的共模抑制比符合设计要求。输入的差动信号经过AD620/AD623后，可以有效地抑制共模干扰，又由于使用干电池供电，可以更加有效地抑制电路中引入的干扰。由于在前置放大器的环节，可以得到比较理想的性能指标，如精确的放大倍数，比较高的共模抑制比，较好的抗干扰的能力等等因素8。324右腿驱动电路为了说明差分式放大电路指引共模信号的能力，常用共模抑制比作为一项技术指标来衡量，其定义为放大电路对差模信号的电压增益与对共模信号的电压增VDA益之比的绝对值，即VCA33差模电压增益越大，共模电压增益越小，则共模抑制能力越强，放大电路的性能越优良，因此希望值越大越好。共模抑制比也可以用分贝表示CMRKDB3VCDMRAVCDALG204在进行共模抑制电路的设计当中，有两个方案可供参考一是右腿驱动电路。驱动电路是专为克服50HZ共模干扰，提高CMRR而设计的，原理是采用以人体为相加点的共模电压并联负反馈，其方法是取出前置放大级中的共模电压，经驱动电路倒相放大后再加回体表上，一般的做法是将此反馈共模信号接到人体的右腿上，所以称为右腿驱动。通常，病人在做正常的心电检测时，空间电场在人体产生的干扰电压以及共模干扰是非常严重。而使用右腿驱动电路就能很好地解决了上述问题。如图就是右腿驱动等效电路。其中反馈共模电压可以消除人体共模电压产生的干扰，还可以抑制工频干扰。二是屏蔽驱动电路。为病人做心电检测时，电极与心电图机的前置放大器（或缓冲放大器）之间是由多股电缆线（导联线）连接的、导联线的中芯线与屏蔽之间存在着一定数量的分布电容C的存在，会降低整机的输入阻抗，由于各屏蔽分布电容数值不可能一致，造成各缓冲放大器的输入阻抗不平衡，致使放大器的共模抑制比降低，这样心电图机根本无法对人体进行正常的心电检测，如果没有好的专用屏蔽驱动电路，就无法谈及从人体上摄取心电信号为病人诊断病情。屏蔽驱动主要适合于传感器等的高精度测控系统中，而且屏蔽驱动在电路设计比较复杂，还要涉及到体积较大的电感，虽然也可以去除50HZ的干扰信号，但是采用右腿驱动电路会使电路更简单、实用，电路中使用了较为简单的电压并联负反馈电路，使实际中存在的共模信号得到抑制，还提高了CMRR。所以在设计中右推驱动电路更适合在此应用。采用右腿驱动电路，如图35，能够使右腿驱动电路更适合在此应用，能够使50HZ共模干扰电压降低到1以下，而且对于50HZ干扰的抑制并不以损失心电图的频率为代价；但是由于右腿驱动电路存在交流干扰电压的反馈环路，而可能有交流电流流经人体，成为不安全因素。所以如图35的限流电阻R5取5M。GND图35右腿驱动电路3250HZ陷波器设计32150HZ双T陷波器介绍在生物电的提取过程中，为了去除人体或测试系统中产生的工频50HZ干扰，常用带阻滤波器予以抑制。带阻滤波器又称为陷波器，当50HZ的干扰严重而无法工作时，用50HZ为中心频率的陷波器把50HZ成分滤除。虽然有的生物电信号本身也有50HZ频率分量，但是在迫不得已的情况下只能采取这样的措施。利用双T网络和运算放大器构成的有源双T带阻滤波器，是作为抑制生物信号测量中的工频50HZ干扰而经常采用的陷波电路结构。双T网络由两个T型电路并联组成如图36，其中一个电路有两个电阻R和一个电容2C构成；而另一个由两个电容C和一个电阻R/2构成。信号经过这样两条支路送到输出端。设双T网络的传递函数为HJ，HJ1。当信号频率很高时，电容接近短路，信号通过两个电容传递到输出端，此时仍有HJ1；当信号频率很低时，电容接近开路，信号通过两个电阻传送，仍使HJ1。所以，适当地选取R、C元件参数，便可以使得在中间某个频率F0处通过C、R/2、C支路和R，2C，R支路传送到输出端的信号大小相等，相位相反，从而相互抵消，总的输出在F0时为零，图36双T有源带阻滤波电路HJ0。F0称为双T网络的谐振频率。用Y变换技术，可以推导出双T网络的传递函数为35在1/RC0时，H00双T网络的幅频特性和相频特性分别为10/双T网络具有选频作用，原则上可以作为某一固定频率的陷波电路，但是其陷波特性很差。首先看幅度衰减1/2时的阻带宽，由式36可知，对50HZ的陷波，0其阻带宽度达115HZ从1875HZ至134HZ。如果从带阻区的3DB点计算，真正的带阻区宽度B将更大。此外，双T网络没有带负载的能力。所以为了实现一定的陷波特性，在双T网络的后边，加一级运算放大器，构成有源双T带阻滤波器如图36。此时带阻滤波器的幅频特性为H37有源双T带阻滤波器的特性主要取决于两个方面。双T网络中，两支路的R，C的对称程度决定陷波点的衰减能力达到的最低限度。只有保持R，R，2R之间和C，C，C/2之间的严格对称关系，才能使对应于F0的频率信号互相抵消，衰减到零。实际上经过严格匹配，实现衰减40DB是不困难的。陷波点的衰减程度将影响信号的质量，衰减不够将降低信噪比。由滤波器在测量系统中的位置，可以提出具体陷波要求；阻带宽度由K决定。陷波器的特性参数为1/RC038K值越大，Q值越高，频率选择性越好，但是Q值太高，滤波器的性能不稳定，例如，元器件受温度等的影响产生的变化将使陷波点移动，造成50HZ工频干扰得不到抑制。通常取K08左右。K值过大时，又将在50HZ附近丢失太多的信号，产生波形失真，这对于频带包含50HZ的信号是十分不利。双T带阻滤波器的性能还依赖于RRF的限定条件，但是增大R受运算放大器输入阻抗的限制，而且RF的减少还受到运算放大器负载能力的限制。一种合理的修改方案如图37图37是增加一个有源器件A2进行隔离，使陷波特性明显得到改善。目前在使用双T陷波抑制50HZ干扰的测量系统中，大都采用这种方案10。201/ARGT202200/16/1/K