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单片机毕业设计

心电放大器设计报告

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时间:2015/3/15 14:37:24  作者:  来源:  查看:260  评论:0
内容摘要:.infoad {FLOAT: left; MARGIN:3px; }心电放大器设计报告1.引言心血管疾病是人类死亡的主要疾病之一,许多患者心脏病发作后由于未能及时发现和抢救极易发生死亡。然而由于心律失常的出现常常是偶发的,使用通常的心电图机等短程分析方法不易发现,现在较为有效的...

心电放大器设计报告

1.引言

心血管疾病是人类死亡的主要疾病之一,许多患者心脏病发作后由于未能及时发现和抢救极易发生死亡。然而由于心律失常的出现常常是偶发的,使用通常的心电图机等短程分析方法不易发现,现在较为有效的方法就是采用记录24小时以至更长时间的心电图并加以分析以期捕捉到心律失常波形。本文研究设计了一种低功耗、结构简单、性价比高的心电放大器,在此基础上可研制出便携式动态心电记录仪。该仪器的最大优点是电路简单、实用、低功耗且成本低廉,对各中小型医院的危重病人的抢救和家庭监护有较好的实用价值。

2.系统概述:

2.1     在进行系统介绍之前,要明白的几个概念:

     2.1.1   心电图

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。

如图1各种各样的心电图:

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a.      标准的心电图

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b.带噪声的正常心电图

                         

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c. 右心室肥厚 Right Ventricular Hypertrophy

                    图1  正常与病态心电图

心电图可分为普通心电图、24小时动态心电图、His束电图、食管导联心电图、人工心脏起搏心电图等。应用最广泛的是普通心电图及24小时动态心电图。

2.1.2   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Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ三个标准导联,aVR、aVL、aVF三个加压导联以及V1-V6六个胸极导联。其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ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。aVR-V6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Ⅱ、Ⅲ导联可以记录到清晰的波形。

2.2心电信号的特点及对放大电路的要求

心电信号的特点:信号十分微弱,常见的心电频率一般在0.05~100Hz之间,能量主要集中在17Hz附近,幅度小于5mV,心电电极阻抗较大,一般在几百千欧以上。在检测生物电信号的同时存在强大的干扰,主要有电极移动引起基线漂移(一般小于1Hz),电源工频干扰(50Hz),肌电干扰(几百Hz以上)。电源工频干扰主要是以共模形式存在,幅值可达几V甚至几十V,所以心电放大器必须具有很高的共模抑制比(80dB以上)。电极移动引起基线漂移是由于测量电极与生物体之间构成化学半电池而产生的直流电压,最大可达300mV,因此,心电放大器的前级增益不能过大。由于信号源内阻可达几十KΩ、乃至所以,心电放大器的输入阻抗必须在几MΩ以上。同时在有源低通滤波器中要求能够有效地滤除与心电信号无关的高频信号,最后在设计要求对某一频段的信号能够抑制或衰减。通过系统调试,最后得到放大、无噪声干扰的心电信号。

2.3  总体电路框图

本电路设计主要是由五部分构成。

第一是前置放大电路。这一级增益选100~250倍左右。

第二是抑制共模信号电路。我采用了右腿驱动电路,它不仅可以消除其中的共模电压,还能提高共模抑制比,使信号输出的质量得到提高。

第三是低通滤波电路。心电频率一般在0.05--100Hz之间,能量主要集中在17Hz附近,幅度为0~5mV,所以要对0.05--100Hz 以内的信号进行保护,把这个频率带以外信号全部滤除。

第四是工频50Hz的带阻滤波电路。本设计主要是采用了双T带阻滤波电路,它能够对某一频段的信号进行滤除。对于电源工频产生的50Hz的噪声,用它能有效选择而对噪声进行滤除。

第五是后级放大电路。心电信号需要放大上千倍才能观测到,前置放大器增益只有100~250左右,在这一级还需要放大4~10倍左右。

总体电路框图如图2:

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3.具体单元电路设计

3.1  前置放大电路的设计:

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100kΩ,则放大器的输入阻抗应大于1MΩ。

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。

3.1.1 方案(一):三运放仪用放大电路

如图3所示的同相并联三运放结构,这种结构可以较好地满足上面三条要求。A1、A2构成放大器的第 = 1 \* ROMAN I级,主要用来提高整个放大电路的输入阻抗。第 = 2 \* ROMAN II级采用差动电路用以提高共模抑制比。将A3、A4两个同相输入运放电路并联,再与A5差分输入串联的三运放差分放大电路。根据虚短、虚断的概念,不难分析A3、A4前置放大电路仅对差模信号有放大作用,差模放大倍数为

(R3+2R1)/ R3倍。这样的电路有以下几个优点:

²        A3、A4提高了差模信号与共模信号之比,即提高了信噪比,因差模信号按差模增益比放大,远高于共模成分(噪声);

²        决定增益的电阻(R1、R2、R3)对共模抑制比CMRR没有影响,因此电阻的容差不重要,R1、R4的失配仅使两输出端之间的差模增益失配,与CMRR相比,这一点并不重要。

电路的另一个特点是对共模输入信号没有放大作用,共模电压增益接近于零。这个因素不仅与实际的共模输入有关,而且也与A3和A4的失配电压和漂移有关。如果A3和A4有相等的漂移速率,且向同一方向漂移,那么漂移就作为共模信号出现,没有被放大,还能被第二级抑制。这样对于A3和A4的漂移要求就会降低。A3和A4前置放大级的差模增益要做得尽可能高,相比之下,第二级(A5)的漂移和共模误差就可以忽略,对放大器的要求就可以大大降低。当R4= R5,R6=R7+RP时,两级的总增益为两个差模增益的乘积,即:

Avd=((R3+2R1)/R3)(R6/R4)

由此可知,上述电路具有输入阻抗高,共模抑制比高等优点,可作为通用仪用放大器使用。

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图3 三运放仪用放大器

3.1.2 方案(二)利用AD620来设计放大电路

AD620是一种只用一个外部电阻就能设置放大倍数为1~1000的低价格、低功耗、高精度仪表放大器。它体积小,为8管脚的SOIC或DIP封装;供电电源范围为±2.3V~±l8V;最大供电电流仅为1.3mA。AD620具有很好的直流特性和交流特性,它的最大输入失调电压为5OμV,最大输入失调电压漂移为lμV/C,最大输入偏置电流为2.0nA。G=10时,其共模抑制比大于93dB 。在1kHz处输人电压噪声为9nv/(Hz)1/2.在0.1Hz~10Hz范围内输人电压噪声的峰--峰值为0.28μV,输入电流噪声为0.1pA/(Hz)1/2 。G=l时它的增益带宽为120kHz,建立时间为15μs。

总的来看,AD620的特点可归结为如下几点:

²        AD620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,故可用于精确的数据采集系统,作为各种微弱信号的前置调理器;

²        只用一只外部电阻就能设置放大倍数l~l000;

²        体积小,只有8个引脚;

²        低功耗,最大的供电电流为1.3mA;

²        价格低,建立时问短,所以它也非常适用于多路转换系统的V/I变换电路。

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利用AD620构成心电放大器前置放大级:

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图5

图5是AD620在心电图监测仪的的应用,这里的源阻抗可高达1MΩ,甚至更高,AD620的低功耗、低供电电压及低噪声特性得到了充分发挥。

3.1.3方案(三)用MAX4194实现

MAX4194也是增益可调的仪用放大器,下面是它的特性参数:

²        +2.7V 单电源工作

²        低功耗

93µA Supply Current

8µA Shutdown Current

²        高共模抑制比:115dB (G = +10V/V)

²        低输入失调电压:50µV(G = +100V/V)

²        G=1000 V/V时3dB带宽为147Hz

²        轨至轨输出

MAX4194的这些优异性能使它十分适合心电放大器的设计。设计电路如下:

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图6

3.1.4方案选择及元器件选择:

三运放仪用放大器,虽然可以满足一般要求,但由于集成化低,所用元件多,结构复杂,调试困难,难以满足当前各种微弱生理参数测量的高稳定性、高共模抑制比、高安全性的要求。MAX4194的封装形式是贴片,用起来不太方便,所以选用DIP封装的AD620。

元件参数计算:

这一级增益选为250,并联双运放部分放大5倍,AD620部分放大50倍。

选R1=R2=20K,R3=10K,则AV1=2R1/ R3=5。

取R5=R6=20K。

C1、C2、R7、R8组成高通滤波网络,截止频率为0.025Hz。取R7=R8=200K, C1=C2=33μF,

f=1/2心电放大器设计报告 R7C1=0.024 Hz。

AD620部分放大50倍,由公式G=49.4kΩ/RG+1计算得到,RG=1kΩ。

前级总放大倍数AV= AV1•G=5心电放大器设计报告 (49.4+1)=252。

3.2  共模信号抑制电路

3.2.1 定义:

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心电放大器设计报告 与对共模信号的电压增益心电放大器设计报告 之比的绝对值,即

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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,因此希望心电放大器设计报告 值越大越好。共模抑制比也可以用分贝表示:

                          心电放大器设计报告

3.2.2右腿驱动电路

体表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。下图就是右腿驱动电路主要构成。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。

3.2.3元器件参数计算:

参数选择:R4=1M心电放大器设计报告 ,RF=10M心电放大器设计报告 ,CF=4700pF(CF的作用是使右腿驱动电路稳定),R9=100K心电放大器设计报告

右腿驱动电路如下图所示:

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图7

3.3低通滤波电路

要求:3dB频率是100Hz,在200Hz的率减大于25dB。

1)       计算陡度系数AS。

AS=200/100=2

2)       选择归一化设计满足低通要求。n=3的巴特沃斯设计能满足要求。

下图表示归一化低通滤波器。

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图8

3)       把低通换算为所需的截止频率和阻抗值。计算FSF.

FSF=2心电放大器设计报告 心电放大器设计报告 100=628

选Z=10000,把所有电阻乘以Z,把所有电容除以Z心电放大器设计报告 FSF。下图是所得到的低通滤波器。

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图9

下图是模拟的低通滤波器的幅频特性曲线。

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图10

3.4工频50Hz的滤除电路

工频干扰是心电信号的主要干扰,虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用,但有部分工频干扰是以差模信号方式进入电路的,且频率处于心电信号的频带之内,加上电极和输入回路不稳定等因素,前级电路输出的心电信号仍存在较强的工频干扰,所以必须专门滤除。

采用如下图所示是有源双T带阻滤波器,该电路的Q值随着反馈系数心电放大器设计报告 (0<心电放大器设计报告 <1)的增高而增高,Q值与心电放大器设计报告 的关系如下:心电放大器设计报告 心电放大器设计报告 ,调节R16和R17的比值可改变Q值。

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图11

3.4.1参数计算:

心电放大器设计报告心电放大器设计报告 ,C7=C8=C,C6=2C

先取

心电放大器设计报告 ,由公式心电放大器设计报告 计算得心电放大器设计报告 ,在软件上模拟后,调整为:

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3.4.2 Q值讨论

50Hz陷波器的传递函数为:

心电放大器设计报告         (1)

幅频特性为:

心电放大器设计报告   (2),心电放大器设计报告 =1,心电放大器设计报告 =100心电放大器设计报告 rad。

国家允许交流供电频率在49.5~50.5Hz范围内,所以50Hz陷波器的Q值并不是越高越好,太高时,阻带过窄,若工频干扰频率发生波动,则根本达不到滤除工频干扰的目的。而Q值太小时,又可能会滤掉有用信号。

选择3dB处截止频率为47.5Hz,52.5Hz,将心电放大器设计报告心电放大器设计报告 分别代入心电放大器设计报告 中计算得,Q1=9.74,Q2=10.24,所以取

心电放大器设计报告 =10,R17=22M, R16=510K。

软件模拟设计50Hz陷波器幅频特性如下所示:

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3.5后级放大电路

后级放大采用反相放大器,反相放大器一般形式如下图所示:

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图13

在此电路上加一个电容,就可以同时实现放大和滤波,称之为实用反相放大器。

低端截止频率设计为0.05Hz,由式心电放大器设计报告 =0.05Hz来定C10,R18的值,取C10=33心电放大器设计报告

R18=100K。再由心电放大器设计报告 =-5,取R19=510KΩ。高端截止频率心电放大器设计报告 ,由此式计算出C11的值,取C12=680心电放大器设计报告

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图14

设计实用反相放大器的模拟幅频特性如下所示(输入信号1mV):

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图15

4. 总结和讨论

信号经过放大、滤波、陷波处理后送入单片机进行A/D变换,一方面将A/D变换后的数据送入LCD实时显示心电图形ECG及有关数据;另一方面将数据压缩后存入快闪存储器。然后从存储器中将数据读出,解压缩后通过异步串行通讯RS-232接口将数据发送到PC,在PC上形成数据文件,有PC对生成的文件做进一步的分析处理。

  心电系统的前向通路对目前面世的许多医学仪器起着不可漠视的重要角色;这相当于一个基石,没有了它,很多心血管病人不能得到正确的诊断,所以当前对心电的研究是至关重要的。刚要做时,我觉得无法入手,经过长时间的对相关资料的了解,明白自己首要做的事情就是要了解心电信号的特点,因为心电信号输出时的幅度不上5mV,那么选择一个适合的放大器对设计是第一个要点,在课题的一步步设计下去,碰到的问题不少,如放大电路中芯片的选择,在对比心电放大的各种要求才确定一个最方便、最实用的办法。根据心电信号的特点,设计了一个带通滤波器、一个陷波器来对信号进行滤波,也使我明白了多阶滤波器的设计;还有一点很重要的就是电容和电阻的参数确定比较繁琐,在选取使要考虑电阻标称值。



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