模拟数字电路课程设计-心电放大电路

明德尚能博学日新PAGEPAGE19《模拟电子技术》课程设计报告心电放大电路设计2011~2012学年第2学期《模拟电子技术》课程设计报告题目：心电放大器设计专业：10级通信工程班级：通信一班姓名：高建侯磊项正中贾海汪璐璐徐晴牛淼吴斌指导教师：倪琳电气工程系课题名称《模拟电子技术》课程设计--心电信号放大电路指导教师（职称）倪琳执行时间2011~2012学年第2学期第14周学生姓名学号承担任务高建1009131021电路仿真设计汪璐璐1009131123高通滤波器设计徐晴1009131129电压放大器分析设计牛淼1009131113元器件参数计算项正中1009131077低通滤波器电路分析设计贾海100913102550hz干扰设计陷波器设计分析吴斌1009131069电路性能分析侯磊1009131023电路前置放大器分析设计设计目的（1）设计一个心电信号放大器，将人体的心电信号进行有效的放大（2）了解并掌握放大器使用设计要求

1、技术指标：设计一个心电信号放大器，将人体的心电信号进行有效的放大，放大器输出信号送到后续电路进行处理和显示。。差模电压增益：1000误差：±2%差模输入阻抗：大于107Ω共模抵制比：大于80dB通频带:0.05Hz～200Hz设计基本要求（1）心电信号幅度一般在50uV～5mV之间；（2）信号放大后的最大值在-5V～+5V之间；摘要心脏是人体循环系统的核心，心脏的活动是由生物电信号引发的机械收缩。在人体这个三维空间导体当中，这种生物电信号可以波及人体各个部分，在人体体表产生规律性的电位变化。在人体体表的一定位置安放电极，按时间顺序放大并记录这种电信号，可以得到连续有序的曲线，这就是心电图。本文分析了体表心电信号的特征。心电信号的各种生理参数都是复杂生命体(人体)发出的强噪声条件下的弱信号(除体温等直接测量的参数外)，心电信号的幅度在l0µV～4mV之问，频率范围为O.05~100Hz，淹没在50Hz的工频干扰和人体其他信号之中，检测过程及方法较复杂。去除信号检测过程的干扰和噪声、进行心电信号的分析是心电仪器的重要功能之一，心电信号的放大质量直接影响着分析仪器的性能和对人体心脏疾病的诊断。本文设计了一个心电信号检测放大电路，充分考虑了人体心电信号的特点，·采用前置差动放大+带通滤波器+50Hz陷波器(带阻滤波器)组成的模式，并且利用软件对相应的电路进行仿真，仿真结果表明电路的放大滤波性能很好，硬件电路搭建后的实验结果也表明，电路能够很好地完成人体心电信号的检测放大。关键字：放大器心电信号目录绪论…………………1设计基础2.1心电信号特征分析………….22.1.1心电信号时域特征分析…………………22.1.2心电信号的电特征分析………….………32.2心电信号的噪声来源………5电路设计3.1前置放大电路设计…………73.2一阶高通滤波器电路设计………………….83.3一阶低通滤波器电路设计………………….93.450Hz干扰信号陷波器设计…………………93.5电压放大器设计……………13Multisim仿真………14总结……………16参考文献………………………17答辩记录及评分表………………18附录………………19第一章绪论1人体生物信息的基本特点人体的生物信号测量的条件是很复杂的。在测量某～种生理参数的同时，存在着其它生理信号的噪声背景；此外，生物信号对来自测量系统(包括人体)之外的干扰十分敏感，这是因为：(1)被测生物医学信号的提取信号微弱：如心电信号幅度一般在10µV～4mV：要求测试系统具有较高的灵敏度。而灵敏度越高，对干扰也就越敏感，即极易把干扰信弓引入测试系统；(2)频率低：一般在0.05Hz～200Hz，频带范围不宽；工频50Hz干扰和人体其它信号几乎落在所有生物电信号的频带范围内，而50Hz干扰又是普遍存在的；(3)生命体为发出不稳定自然信号的信号源：人体内阻、检测电极与皮肤的接触电阻等为信号源内阻，其阻值较大，一般为几十千欧；(4)人体相当于一个导体，将接受空间电磁场的各种干扰信号；除了外界环境对被测信号的干扰之外，微弱信号还常常被深埋在测试系统内部的噪声中。抗干扰和低噪声，构成生物信号测量的两个基本条件。本文的目的是在分析的基础上，得到生物信号测量系统的强抗干扰能力和低噪声电子设计方法，我们把抗干扰和低噪声作为人体测量的基本条件，不只是由于人体电子测量是处于强电磁场环境中，成为无法回避的客观事实；而且还由于抗干扰和低噪声本来就是电子设计开始时必须予以考虑的环节。第二章设计基础2.1心电信号特征分析2.1.1心电信号时域特征分析图2.1典型的心电信号如图2.1所示的正常心电图由一系列波群组成，各段波群反映不同阶段的心电信号变化，由于QRS波变化比较集中，所以给出了分解图[11]。下面对每个波形点作详细的介绍：(1)P波：最初产生的偏离的波被命名为P波，它反映心房除极过程的电位变化，代表了两个心房的去极。(2)QRS波群：心室的激活产生的最大的波，它反映心室肌除极过程的电位变化。正常间隔0.08-O.12秒。典型的QRS波群是指三个紧密相连的波；第一个向下的波为Q波，这波不一定总是出现。QRS波的第一个向上的波为R波，继R波后第一个向下的波为S波，发生在S波后的向上的波称为R’。QRS是广义的代表心室肌的除极波，并不是每一个QRS波群都具有Q、R、S三个波，一个单相的负QRS复合波被称为QS波。(3)PR间期：从P波开始到QRS复合波开始，它代表心房肌开始除极到心室肌开始除极的时限。正常间期是O．12-2．O秒，测量是从P波的起点到QRS复合波的起点，不管初始波是Q波还是R波。它是房室传导时间的一种度量，由于这个原因，它在临床诊断上很有用。基线是由波的TP段建立的(T波末端到下一个P波开始)。(4)ST段：是在QRS波群以后，T波以前的一段平线。代表左、右心室全部除极完毕到复极开始以前的一段时间。该段在确定病理学上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。在正常情况下，它用作测量其它波形幅度的等电势线。(5)T波：代表心室肌复极过程引起的电位变化。(6)QT间期：代表整个心室肌自开始除极至复极完毕的总时间。QT间期代表体现了心室肌肉激活间期和恢复。这个持续时间和心率的变化相反。但通常不采用QT，而采用修正QT，称为QTC：QTC=QT+1．75(心室率—60)。体表心电图反映的是心电信号的时域特性，经分析可以看出ECG信号的特征段的分界处是波形上的拐点。2.1.2心电信号的电特征分析按照美国心电学会确定的标准，正常心电信号的幅值范围在10μV-4mv之间，典型值为1mV。频率范围在O.05-100Hz以内，而90％的ECG频谱能量集中O.25-35Hz之间，心电信号频率较低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要频率范围是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz[12]。心搏的节律性和随机性决定了心电信号的准周期和随机时变特性。从医学理论和实践可以理解，心电信号受人体生理状态和测量过程等多种因素的影响而呈现复杂的形态.2.2心电信号的噪声来源人.体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。一般正常的心电信号频率范围为0.05-100Hz，而90％的心电信号(ECG)频谱能量集中在0.25-35Hz之间[13]。采集一种电信号时，会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：(1)工频干扰50Hz工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由50Hz的正弦信号及其谐波组成。幅值通常与ECG峰峰值相当或更强。(2)电极接触噪声电极接触噪声是瞬时干扰，来源于电极与肌肤的不良接触，即病人与检侧系统的连接不好。其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动和振动导致松动；也可能是检测系统不断的开关、放大器输入端连接不好等。电极接触噪声可抽象为快速、随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值，包含工频成分。这种瞬态过渡过程可发生一次或多次、其特征值包括初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；其持续时间一般的1s左右，幅值可达记录仪的最大值。(3)人为运动人为运动是瞬时的(但非阶跃)基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起。人为运动由病人的运动和振动所引起，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值通常为几十毫伏。(4)肌电干扰(EMG)肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。EMG基线通常在很小电压范围内。所以一般不明显。肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，主要能量集中在30-300Hz范围内。(5)基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化一般由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引起，频率小于5Hz；其变化可视为一个加在心电信号上的与呼吸频率同频率的正弦分量，在O.015-O.3Hz处基线变化变化幅度的为ECG峰峰值的15％。第三章电路设计3.1前置放大器由于心电信号属于高强噪声下的低频微弱信号，所以要求前置放大器应具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、具有一定的电压放大能力等特点，选择仪表放大器即可满足要求。考虑到要求高共模抑制比、高输入阻抗和调试方便，不使用采用集成运算放大器构成的仪表放大器，而是直接使用集成仪表放大器，本设计选用低成本集成仪表放大器AD620实现。AD620仪表放大器的管脚排列图和内部电路图分别见图（a）、（b）图3.2图3.3AD620的单片结构和激光晶体调整,允许电路元件紧密匹配和跟踪,从而保证电路固有的高性能AD620作为高精度仪表放大器，只需要用改变1脚和8脚之间的外接电阻，即可实现放大器1~1000变化范围的电压增益。AD620为三运放集成的仪表放大器结构,为保护增益控制的高精度,其输入端的三极管提供简单的差分双极输入,并采用β工艺获得更低的输入偏置电流,通过输入级内部运放的反馈,保持输入三极管的集电极电流恒定,并使输入电压加到外部增益控制电阻Rg上。AD620的两个内部增益电阻为24.7KΩ,因而增益方程式为G=49.4KΩ/Rg+1(3-1)对于所需的增益,则外部控制电阻值为RG=49.4/（G-1）KΩ（3-2)AD620的最大失调电压仅为50μV，失调电压温漂0.6μV/℃，输入电压噪声为，输入电流噪声，所以作为前置放大器可以很好的工作。为了避免在强干扰信号下，放大器输出产生失真，前置放大器的电压放大倍数不能设置过高，本设计选择电压放大倍数等于10倍。根据公式（3-2）可知当放大器放大倍数G=10时，Rg=49.4/(G-1)=5.6KΩ；3.2高通滤波器正常心电信号的频率范围为0.05~100Hz，而90%的心电信号频谱能量集中在0.25~35。Hz之间。噪声信号来源主要有工频干扰、电极接触噪声、人为运动肌电干扰、基线漂移等，其中50Hz的工频干扰最为严重。为了消除这些干扰信号，在心电信号放大器电路中，应加入高通滤波器、低通滤波器和50Hz工频信号陷波器。一阶高通滤波器包含一个RC电路，将一阶低通滤波器的R与C对换位置，即可构成一阶高通滤波器。如图所示为一阶高通滤波器。图3。3器件分析：C1=318uF,R1=10K,R2=20K,Rf1=10k,ADOP07AH参数分析：图所示的滤波器是反相放大器。该电路的典型参数为：截止频率,通带电压放大倍数Aup=-Rf/R1。现在截止频率是0.05Hz，C1是318uF,R=20K,取通带电压放大倍数是1，R1=10K，Rf=R1=10K。计算分析：G(s)=U1/U2=-Rf/(R1+1/sC1);s=jw带入，得结果是：频率特性G(jw)=Go/(1-jWc/W),其中Go=-Rf/R1是通带增益，W=1/RC是角频率。调试分析：高通滤波器调试。检查图电路连线无误后，接通±9V电源，先输入大小为1V的直流电压，测量其输出值；然后输入大小为1V的正弦波信号，改变其正弦波频率在0.01Hz~100Hz变化，分别测量在0.01Hz、0.05Hz、1Hz、10Hz、50Hz、100Hz下的输出电压，并求其滤波器的下限转折频率。结论分析：一阶高通滤波器电路阻态衰减太慢，为20dB/10oct，所以这种电路一般对要求不高的滤波电路可用，如果要求高的可以用二阶以上。3.3一价低通滤波器滤波器是一种能使有用频率的信号通过而同时能对无用频率的信号进行抑制或衰减的电子装置。在工程上，滤波器常被用在信号的处理、数据的传送和干扰的抑制等方面。滤波器按照组成的元件，可分为有源滤波器和无源滤波器两大类。凡是只由电阻、电容、电感等无源元件组成的滤波器称为无源滤波器。凡是由放大器等有源元件和无源元件组成的滤波器称为有源滤波器。由运算放大器和电阻、电容（不含电感）组成的滤波器称为RC有源滤波器。本实验用到的是RC有源滤波器。以下是一个一价有源低通滤波器的电路图，它是由一级RC低通滤波电路和一个电压跟随器组成。图3.4该滤波器的参数指标为：截止频率，品质因数，通带放大倍数。在该电路选择参数情况下，二阶低通滤波器的截止频率，。图所示的所示的滤波器是反向放大器，其中传递函数为G（s）=EQ\F(U0(s),Ui(s))=EQ\F(Zf(s)If,Z1(s)I1)=-EQ\F(1,R1)×EQ\F(Rf,1+sGfRf)=EQ\F(G0,1+(s/Wc))式中，G0=-EQ\F(Rf,R1)为零频增益，Wc=EQ\F(1,RfCf)为截止角频率。其中，幅频特性为G（s）=EQ\F(G0,1+jw/w0)其中，幅频特性为G（w）=EQ\F(|G0|,√1+(w/w0)2)相频特性为φ（w)=-∏-arctan(EQ\F(w,w0))3.450Hz干扰信号陷波器50Hz工频信号陷波器可以采用应用广泛的双T型有源带阻滤波器，图是自举式双T桥二阶有源带阻滤波器电路图3.5这种滤波器的有点是品质因数可以调节，且和带阻滤波器的中心频率无关。在该电路中，当A2的同相输入端接地（反馈系数最小）时，滤波器的Q值最小，大约为0.3；当A2同相输入端的电位很接近滤波器的输出电位（反馈系数大）时，这时滤波器的Q值大，但Q值过大会造成电路的不稳定甚至自激，一般将Q值选在十至几十的范围内，调节图中RW可改变Q值大小。在图中双T网络参数选择下，带阻滤波器的中心频率，要求滤波器的阻带宽度BW=2Hz，则。3.5电压放大器人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低，对于末级电压放大器的要求是应低噪声、低漂移，且有足够大的电压放大能力和一定的频带宽度，同时输出具有较大的动态范围。心电信号放大器总电压放大倍数要求1000倍，前置级和高通滤波器通频带电压放大倍数分别为10和1，所以电压放大器的电压放大倍数应为100。且采用低噪声、宽频带集成运算放大器NE5532构成的电压放大器如图。图3.6A=EQ\F(U0,UI)=EQ\F(Res2+RW2+R9,R9)根据此公式算出的最大倍数为103，实际只需100，只需把滑动变阻器调到48.5k即可，所以符合设计的要求。第四章Multisim仿真根据上面的分析，并先运用Multisim仿真:原理图仿真结果第五章总结随着集成电路技术、计算机和网络技术的发展，医疗电子仪器的发展是非常迅速的。虽然心电检测技术很早就出现了，但随着时代的发展，各种新方法和手段开始引入到心电检测中来，心电检测系统已不满足于简单的信号采集和显示。主要的研究和发展趋势包括以下几个方面。(1)ECG分析自动化从目前国内外的相关信息来看，ECG的分析自动化并没有取得突破性的进展。主要是因为心电信号过于复杂，目前还缺乏一套令人满意的算法，因此在ECG自动分析领域还需要作大量的研究工作。多种方法交叉分析是目前发展的一个热点，如小波分析，模式识别，神经网络等。(2)小型化采集同步化随着集成电路技术的发展，心电检测仪器趋于小型化和便携化。如，便携式心电监护仪代表了此发展趋势。(3)网络化随着网络技术的发展，远程医疗和诊断系统也慢慢的开始出现，因此将心电检测设备与互联网相连以实现心电信号的现场采集，即时传输和远程诊断将是未来发展的一个重要方向。这样也更有利于医疗资源共享，心电医学的发展。(4)采集和存储数据标准化建立国际上统一的心电信息资料传输标准，使采用不同类型心电检测设备采集的心电图信息能够相互传输和交流，现在最常用和普及最广的数据库是MIT-BIH标准心电信号数据库，数据库的建立有利于资源的共享和信息交流。第六章参考文献[1]张开滋，刘海样，吴杰．心电信息学．北京：科学技术文献出版社，2011．4[2]郭继鸿．心电学进展．北京：北京医科大学出版社，2002．9[3]蔡建新.张唯真．生物医学电子学．北京：北京大学出版社，2000[4]王保华.生物医学电子学．四川：高等教育出版社，2007[5]周衍淑.张镜如生理学2005[6]刘永明，王明时．便携式同步心电记录器及其远程通信系统的研究．中国医疗器械杂志．2001[7]杨虎.心电远程监测技术进展．中国医疗器械信息．2005[8]戚继文，高国升．远程心电诊断传输系统的实现．数据采集与处理．2004．[9]杨福生.吕扬生生物医学信号的处理和识别2001[10]黄大显.现代心电图学2012[11]王保华．心电技术面向末来－纪念心电图机发明100周年．中国医疗器械杂志，2003课题名称心电放大电路设计答辩教师（职称）答辩时间学年第学期第周答辩记录问题1如何提升心电信号获取时的精度？(高建)答：心电