毕业论文：基于AVR单片机心电图仪的设计.doc

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1、成 绩： 江西科技师范学院毕业设计（论文）题目（中文）： 基于AVR单片机心电图仪的设计 （外文）： ECG based on the design of the AVR 院（系）： 通信与电子学院 专 业： 电子信息工程 学生姓名： 钟强 学 号： 20061680 指导教师： 蒋琴 年 月 日目录1.引言.1 1.1 心电图仪的研究现状.2 1.2 心电图仪的发展趋势.3 1.3 研究心电图仪的意义.42.简易心电图仪的原理.5 2.1 心电图仪的工作原理.5 2.2 心电信号的产生机理.6 2.3 心电信号的特征.6 2.3.1 时域特征.6 2.3.2 频谱特征.73.基于AVR心电图

2、仪的硬件设计.7 3.1 心电图仪的硬件设计方案.7 3.2 ATmega128单片机的介绍.8 3.2.1 微处理器的选型.8 3.2.2 微处理器的特点.9 3.2.3 ATmega128的主要引脚功能.10 3.3 信号采集电路设计.11 3.3.1 导联通道的选择.11 3.3.2 差分运放的选择.12 3.3.3 前置放大电路.12 3.3.4 后级放大电路.13 3.3.5 滤波电路.14 3.3.6 陷波处理电路.15 3.3.7 电平抬升电路.16 3.3.8 电源电路.17 3.4 信号处理电路设计.17 3.4.1 处理电路方案.17 3.4.2 存储电路.18 3.4.3

3、 按键电路.18 3.4.4 LCD显示电路.194.基于AVR心电图仪的软件设计.19 4.1 主程序流程.19 4.2 串口初始化.20 4.3 信号采集程序设计.20 4.4 液晶显示程序.21 4.5 按键程序.225 结束语.23参考文献.24 基于AVR单片机心电图仪的设计摘要：心电图是临床疾病诊断中常用的辅助手段。心电数据采集系统是心电图检查仪的关键部件。人体心电信号的主要频率范围为0.05Hz100Hz，幅度约为04mV，信号十分微弱。由于心电信号中通常混杂有其它生物电信号，加之体外以50Hz工频干扰为主的电磁场的干扰，使得心电噪声背景较强，测量条件比较复杂。为了不失真地检出有

4、临床价值的干净心电信号【1】，往往要求心电数据采集系统具有高精度、高稳定性、高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声及强抗干扰能力等性能。本设计利用AVR单片计和A/D转换以及多路模拟开关设计了一种符合上述要求的多路心电数据采集系统。关键词：心电图仪；信号采集；信号处理；ATmega128单片机1. 引言 近几年来生物医学测量与仪器的研究和开发应用发展十分迅速,其主要发展趋势是: 完善仪器的功能,注意人机工程的运用使测量仪器实现自动化与智能化；发展无拘束及适合家庭使用的生物测量与监护技术及仪器,例如，适合家庭或个人使用的心电、血压、血糖及其他生理、生化参数的检测与记录技术,以及将这些技术应用于多媒体技

5、术和高速信息公路相结合的远程医疗保健系统等。因此,人们希望有一种医疗仪器,能够在家里随时随地进行心电图信号的测量,并且把心电图信号记录下来,做大概的判断,在方便的时候到医院让医生作进一步的诊断。对于情况严重的患者或行动不便的人,希望能够利用网络通信的先进技术, 立即把测量的心电图信号通过远程传送的方式,传送到指定的医院由医生进行诊断。作为一个医生,在门诊和查病房时,也希望有一个可以随身携带的心电图仪器, 方便疾病的快速诊断。随着生活节奏的加快, 生活水平和健康意识的提高, 人们需要随时对心脏进行健康监护, 并且能在较危急的情况下进行及时的诊治。对慢性病患者来说, 如果长期住在医院里接受监护和治

6、疗,不仅花费高而且给医院容量带来压力，所这种以便携式心电图仪【2】正是满足以上趋势和需要而设计研制的。1.1 心电图仪的研究现状 英国生理学家Einthoven在1887年用毛细管静电计记录了心动电流图。为了得到更准确的心电图信息，从1895年开始他展开了对心脏动作电流的研究，并在德 阿森瓦尔氏的镜影电流计基础上，改进了其设计方法，提高了心电图的质量。其在1903年设计了弦线式电流计，该弦线式电流计采用了新的设计方法，利用极细的镀银石英丝代替动圈，并通过反射镜记录心动电流，解决了以前测量设备的惰性大，记录误差大以及需要繁琐的数学计算等缺点。同年，他又制定了标准测量单位，即心电图的影线在纵坐标上

7、波1cm，代表1mv的电位差，在横坐标上移动1cm为0.4秒。这种方法简单直观， 并采用 P、Q、R、S、T等字母标出心电图上的各波，这种标记方法一致沿用至今。同时制定了三种标准异联系统。在1912年他深入研究了正常心电图的波动范围后，提出了著名的“爱因托芬三角”理论。总之他对心电图的创立及发展有着不可磨灭的贡献，被尊称为“心电图之父”，1924年Eintho ven教授获得了诺贝尔生理学和医学奖。 从此利用心电图协助诊断疾病逐渐广泛应用于临床。随着社会的发展，心电图检测理论越来越成熟与完善，另外机械、电子、计算机等技术的迅猛发展，带动了医疗器械发生了革命性变化，极大的增强了心电图机的功能。

8、动态心电图(Dynamic Electrocardiography DCG)于1949年由美国Holte首创，故又称Holter心电图。国外80年代已在临床广泛应用，国内发展比较晚，近几年才开始迅猛发展，该仪器由以前的磁带式记录发展为固态式记录、闪光卡记录，由单导、双导发展为12导联全记录。DCG功能强大，能够连续记录24小时心电活动的全过程，包括休息、活动、进餐、工作、学习和睡眠等不同情况下的心电图资料，能够检测出心律【3】失常和心肌缺血等一些常规ECG不易发现疾病。对临床分析病情、确立诊断、判断疗效有重要参考价值。近半世纪以来，动态监护设备更加智能，功能更加完善，类型也越来越多。1.2 心

9、电图仪的发展趋势 随着现代科学技术的发展，特别是计算机、微电子、机械电子在医疗领域的广泛应用，极大的促进了心电设备的发展。目前各大医疗器械厂商都投入巨资开发性能更强、功能更加完善的心电设备，比如欧姆龙、北京超思、亚新、均在该领域的研究与生产上有所突破。 综观当前心电检测仪器发展趋势，主要向以下几个方向发展：(1) 数字化 随着计算机科学、机械电子的迅猛发展，医疗器械的数字化程度越来越高，比如数字滤波器的使用，极大的降低了心电干扰，提高了心电判断的准确率。(2) 无线化 无线传感技术的发展能够促使心电检测无线化，从而摆脱传统心脏检测的繁琐程序。同时，能减轻病人的心里紧张程度，实现心电检测的方便性

10、。 (3) 自动化 自动测量和分析是医疗仪器的发展方向，使医疗器械智能化是目前医疗器械设计的目标之一。(4) 远程医疗 计算机技术、网络通信技术的快速发展，为远程医疗的实现提供了可能，将心电数据通过远程传输，在远端对心电数据加以分析处理并提出诊断结果，从而实现远程医疗。如目前出现的基于GPRS网络的远程心电监护系统就是这个发展趋势的体现。 总之，科技不断进步，人们的需求也在变化，设计符合市场需求的产品是企业生存的根本，利用高科技带来的技术革命去更新医疗器械更是一个巨大的市场机会，我们相信，在未来几年里，家庭化的监护设备必将越来越普及。1.3 研究心电图仪的意义 心电图是反映心脏兴奋的电活动过程

11、,它对心脏基本功能及其病理研究方面，具有重要的参考价值。心电图可以分析与鉴别各种心律失常；也可以反映心肌受损的程度和发展过程和心房、心室的功能结构情况。在指导心脏手术进行及指示必要的药物处理上有参考价值。然而，心电图并非检查心脏功能状态必不可少的指标。因为有时貌似正常的心电图不一定证明心功能正常；相反，心肌的损伤和功能的缺陷并不总能显示出心电图的任何变化。所以心电图的检查必须结合多种指标和临床资料，进行全面综合分析，才能对心脏的功能结构做出正确的判断。心电图仪是诊断心脏病的重要仪器之一, 微型家用心电图仪正是面向广大用户而设计的。其体积较小，携带方便，便于出门在外使用；操作简单，功能齐全、价格

12、便宜、功耗低,性价比高,适于在广大普通用户和家庭中推广应用。2. 简易心电图仪的原理2.1 心电图仪的工作原理简易心电图仪系统主要由前置放大、后级放大、滤波电路、电压抬升电路、单片机模块、按键模块和LCD显示模块构成。因为电极采集的心电信号参杂着共模信号，所以需经前置放大，进行差模信号放大，去除共模信号。再经后级放大将心电信号放大。但放大后的电信号仍然参杂着电磁干扰和高频信号干扰，要进行滤波处理。具体操作是先隔直，后低通，再50Hz陷波【4】（去工频干扰）。经滤波后的电信号为双极性信号，需抬高，才能进行AD采样。ATmega128单片机对电压抬升后的电信号进行AD采样。系统通过按键电路，来控制

13、LCD显示的内容。LCD显示ATmega128 电压抬升电路滤波电路后级放大前置放大心电信号按键电路 图21 系统框图2.2 心电信号的产生机理 心脏的结构复杂，可以把心脏看作一个水泵，能够不断地有规律性的发生兴奋和收缩【5】，从而推动着整个血液的循环。心电信号就是有心肌激动产生的微小电流，该电激动是在心脏机械收缩之前产生的。围绕在心脏周围的组织和体液具有导电性，这些微小电流总和就通过组织及体液传导反映到体表上来。从而造成体表不同点之间的电位差不同，通过采集这些电位差就可以绘制出心电图来。 随着科技的进步，各种尖端检测仪器不断更新，极大的提高了对心电信号的研究与分析能力。心电图是记录心脏电活动

14、状态的记录，包括心脏节律和频率以及电压的高低等信息，可用于诊断各种心律失常、心肌病变、心肌梗塞及心肌缺血等心血管疾病。同时对心脏病的诊断和治疗也提供了确切的理论依据。2.3 心电信号的特征 生物医学信号都具有信号强度较弱、背景噪声较强、频率范围一般较低、随机性强等特点【5】。当今生物医学信号处理已经是一个重要的研究领域，也是近年来迅速发展的数字信号处理技术的一个重要的应用方面。心电信号属于直接信号，信源是心脏，具有周期信号的性质，同时还有非平稳的特性，由于干扰因素的存在，心电信号总是在一定的范围内波动，有时候也会随着某种疾病发生改变，不同的人，其心电图的波形有差异，这个差异有时还很大，但是，一

15、般正常的心电波形都可以划分为几个部分。 2.3.1 时域特征 通过电极对心电信号进行提取，可以画出心电信号的电压幅度随着时间变化的图形，即是一个典型的正常心电波形。信号的幅度很小，一般为10V4mV，典型值是1mV。 心电信号是一个近似周期信号，它的特点是突变性很强，属于一种非常典型的具明显时频特性与时间-尺度特性的生物医学信号。可以看出心电信号具有以下特点： (1)微弱性：经过实验测试得出，心电信号的幅度一般只有0.055mV，均值在1V，很容易受到干扰的影响，极易被淹没。给信号的检测带来了困难。 (2)低频特性：人体心电信号频率比较低，有价值的频率范围一般为0.05100Hz，能量大部分集

16、中在0.0540Hz。 (3)高阻抗：人体源阻抗一般较大，可达几K至几十K，其作为心电信号的信号源，给心电信号的检测带来了不利，容易造成心电信号的误差和失真。 (4)不稳定性：人体内部结构复杂，各个器官之间相互协调相互影响，又与外部直接接触，密切联系，所以，无论来之于内部的还是外部的影响，都能引起ECG的变化，导致心电信号的不稳定。因此，在对信号进行检测、处理与分析时，要考虑这一特性，并采取相应的措施。 (5)随机性：人体周围的环境非常复杂，在检测时不可避免的会受到各种各样的外界干扰而使心电信号发生变化，从而造成心电信号的随机性。不过，这种随机性并不是毫无规律可言，通过对心脏自发放电的构型进行

17、统计并分析，可以发现放电的内在规律。所以，在对ECG的检测中，要综合考虑，既要考虑它的随机性，更要重视它的规律性。2.3.2 频谱特征 据Nitish.V.Thakor等人的研究，直流成分在心电信号中占的比例很高，滤除直流成分后，频率主要集中在0.05100Hz，可见心电信号的频率较低，强度非常微弱，而其中的能量大部分集中在0.0540Hz范围内。从功率谱上可以看出，心电信号的能量大部分集中在QRS【7】期间，该期间的频率峰值一般是在1020Hz之间，在信号的中、高频率区，由于这个特征在整个心电信号图中非常明显，因此对QRS波形的检测变得非常容易识别。3.基于AVR心电图仪的硬件设计本系统利用

18、高精度通用运算放大器INA128对输入的心电信号进行放大,再进行滤波,滤去高频生物电,同时采用右腿屏蔽驱动电路,消除生物电和其它干扰信号的影响。经放大处理后的心电信号通过ATmega128集成的ADC模数转换器转换成数字信号,并写入FLASH存储器中。需要时,按回放按键,将FLASH存储器的数字信号读出来。考虑到常规A/D转换功耗较大,系统采用ATmega128单片机,ATmega128单片机的A/D采样精度可达12位,最高采样速率可达200Ksps,具有采样/保持功能的ADC,完全能够满足心电信号检测要求。其输入范围为02.5V,设计时选择1.5V为参考电压, 放大后的心电信号叠加参考电压大

19、小为1.50.8V, 正好落在ATmega128的ADC模拟输入信号范围【8】。3.1 心电图仪的硬件设计方案一个心电数据系统的组成框图,其中心电信号由专用电极拾取后送入前置放大器初步放大，并在对各干扰信号进行一定抑制后送入带通滤波器，以滤除心电频率范围以外的干扰信号。主放大器可将滤波后的信号进一步放大到合适范围后，再经50Hz陷波器滤除工频和肌电干扰，然后将符合要求的心电模拟信号由模拟输入端送入高速ADC，以进行高精度A/D转换和数据的采集存储。方案的提出与比较如下：方案一：采用模拟分立元件，可以产生心电波，但采用模拟元件太大，即使方案一使用单片机电路参数也与外部元件有关，外接的电阻电容对参

20、数影响很大，在滤波过程中会出现很大的干扰，使得输出不精确，即此电路抗干扰能力低，成本也高；而且灵活性差，不能实现各种输出的智能化。方案二：采用以MSP430F149为核心，采用INA128芯片作为前置放大，运用多级运放电路来提取信号。它在一定的程度上可以达到题目要求。但是，共模抑制比很难达到发挥80db以上，而且精确度不高，在以后的输出中会出现很多的毛刺。由于这些原因，我们不采用这种方法。 方案三：以为ATmega128中心、采用性能优良的AD620管作为前置放大，既可以提高放大倍数，也可以提高共模抵制比、电路结构简单。然后通过A/D和D/A转换，输出给示波器，若合理的选择器件参数，可使其输出

21、波形失真小。所以采用此方案。 系统原理框图可以用图3-1表示。整个系统有以下几个部分组成： 采集电路：有前置放大电路、带通滤波电路、主放大电路和电平抬升电路组成，心电信号由电极获取后送入心电采集电路，经处理后得到符合要求的心电信息。 （1）处理电路：主要完成对心电数据的采集、滤波、显示、存储和传输控制。 （2）存储电路：利用SD卡完成心电数据的大容量存储，并建立文件系统。（3）按键电路：完成良好的人机交互。 （4）显示电路：实时显示出心电波形和心电相关信息。 （5）电源电路：设计可靠的电源电路，为整个系统提供电源，降低系统功耗。带通滤波电路 液晶显示电路主放大电路电极前置放大电路电极ATmeg

22、a128 微处理器 按键电路电平抬升电路电极右腿驱动电路SD卡存储电路电源电路 图31 系统总体原理框图该系统总体可分为模拟和数字两部分。模拟部分是指前端采集电路，包括前置放大、右腿驱动电路、带通滤波电路、主放大和电平抬高电路。数据处理部分包括A/D转换模块、ATmega128处理器模块电路、存储器模块电路、键盘模块、LCD接口电路、串口通信、电源管理模块和上位机管理软件等。处理流程为：通过电极提取心电信号，经过放大、滤波等处理后送入ATmega128进行A/D转换，通过软件滤波处理后得到光滑、正确的心电信号数据，通过TFT-LCD实时显示波形，并可以进行数据存储和数据上传。上位机是一个数据接

23、收系统，能够完成信号的接收、分析、显示及其他处理。3.2 ATmega128单片机的介绍 单片机系统用于接收心电图信号处理电路传送来的0-5V电压信号,把模拟电压信号变换成数字信号,并对信号进行处理后以图形的形式在LCD液晶显示器上显示, 并且把测量的心电图信号通过自身的串行口传送出去。单片机应具有低电压、低功耗的特点,一般8位单片机能够满足要求。LCD液晶显示器采用点阵式图形显示器, 12864点阵的液晶显示器基本能完整地显示心电图的波形,由于该种类型的LCD液晶显示器本身带有驱动器, 因此单片机可以方便地进行。3.2.1 微处理器的选型 MCU的选择主要从以下四个方面来考虑： (1)MCU

24、在整个系统中的所承担的任务复杂程度：在本设计中，MCU要负责信号的采集、信号的滤波处理、心电波形的显示、数据存储以及通信。 (2)MCU的处理速度：本设计中，MCU在进行滤波处理的同时要实显示出心电波形，在某些情况下还同时要与PC机进行通信，因此，处理器要有很高的处理速度。 (3)对于整个系统的设计希望尽可能简化：一个系统中所使用的元器件越多、电路结构越复杂，则系统的出问题的概率越大，可靠性与稳定性越差。因此在选择 MCU 的时候，希望MCU内部集成功能单元越多越好，这样就能简化系统设计，增加系统的可靠性及稳定性。 (4)从控制系统生产成本的角度考虑：在本系统中，由于多试家庭使用及外环境的不确

25、定性因素较多，万一出现设备损坏，希望替换成本越低越好，其MCU的成本占了整个系统的一部分，能够降低MCU的成本也就能降低系统成本。 综合以上四个方面，单片机的选择主要考量三个因素，一是低功耗，系统尽可能采用普通电池供电；二是内部资源丰富，可简化电路设计，减少不必要的干扰；三是成本低，作为便携式医疗设备，高性价比是其得以推广的基础。基于以上因素，本设计采用了ATMEL公司的ATmega128作为系统的核心处理器，该处理器可在3.3V电压下工作，并具有多达4K的内部RAM以及AD、SPI等资源，非常适合于本系统的开发。3.2.2 微处理器的特点AVR单片机的主要特点如下： （1) 哈佛结构，具备1

26、MIPS/MHz的高速运行处理能力； （2）超功能精简指令集（RISC）,具有32个通用工作寄存器，克服了如8051MCU采用单一ACC进行处理造成的瓶颈现象。 （3）快速的存取寄存器组、单周期指令系统，大大优化了目标代码的大小、执行效率，部分型号FLASH非常大，特别适用于使用高级语言进行开发。 (4)作输出时与PIC的HI/LOW相同，可输出40mA（单一输出），作输入时可设置为三态高阻抗输入或带上拉电阻输入，具备10mA-20mA灌电流的能力。 (5)片内集成多种频率的RC振荡器、上电自动复位、看门狗、启动延时等功能，外围电路更加简单，系统更加稳定可靠。 3.2.3 ATmega128的

27、主要引脚功能 AVR单片机的主要引脚功能如下：(1)VCC数字电路的电源。(2)GND接地(3)端口A(PA7.PA0)，端口A为8位双向I/O口，并具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动 特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位发生时端口A 为三态。(4)端口B(PB7.PB0)，端口B为8位双向I/O口，并具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位发生时端口B为三态。(5)端口C(PC7.PC0)，端口C

28、为8位双向I/O口，并具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位发生时端口C为三态。(6)端口D(PD7.PD0)，端口D为8位双向I/O口，并具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位发生时端口D为三态。(7)端口E(PE7.PE0)，端口E为8位双向I/O 口，并具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电

29、阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位发生时端口E为三态。(8)端口F(PF7.PF0)，端口F为ADC的模拟输入引脚。如果不作为ADC的模拟输入，端口F可以作为8位双向I/O口，并具有可编程的内部上 拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电路拉低时将输出电流。复位发生时端口F为三态。(9)端口G(PG4.PG0)，端口G为5位双向I/O口，并具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动 特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，则端口被外部电 路拉低时将输出电流。复位发生时端口G为三

30、态。端口G也可以用做其他不同的特殊功能。(10)RESET；复位输入引脚。超过最小门限时间的低电平将引起系统复位。门限时间在P47Table19说明。低于此时间的脉冲不能保证可靠复位。(11)XTAL1，反向振荡器放大器及片内时钟操作电路的输入。(12)XTAL2；反向振荡器放大器的输出。(13)AVCC；AVCC为端口F以及ADC转换器的电源，需要与VCC相连接，即使没有使用ADC也应该如此。使用ADC 时应该通过一个低通滤波器与VCC连接。(14)AREF；REF为ADC的模拟基准输入引脚。(15)PEN，PEN是SPI串行下载的使能引脚。在上电复位时保持PEN为低电平将使器件进入SPI串

31、行下载模式。在正常工作过程中PEN引脚没有其他功能。3.3 信号采集电路设计 有前面讨论可知,心电信号是一种低频率的微弱双极性信号，极易受到干扰而导致信号失真，必须设计合理的调理电路，尽可能的去除干扰以提取有用的信息，为后面的处理电路提供可供采集和分析的信号源。对提高整个系统的可靠性和稳定性有重要意义。3.3.1 导联通道的选择在前置放大前级采用类比多工器ADG609,考虑到一般生理信号都属于差动式【9】的，而ADG609的类比信号的输入范围介于Vss与Vdd之间，且有四个切换对，可以很轻易地经由ATmega128的设定来更改切换的频率，除此之外还具有快速切颀时间（Ton75ns max*To

32、ff45ns max）、低启动阻抗、低消耗功率，以上这些特性都符合此设计的要求。ADG609的真值表如31所示： 表31 ADG609的真值表 AL A0EN通道选择XX0NONE00110112101311143.3.2 差分运放的选择 前置放大电路要完成的功能是实现信号的差分放大，该部分电路在整个采集电路中至关重要，因为后续信号的处理都是以此为基础的。因此要选择一款合适的差分运放芯片。选择时一般考虑以下几点：(1) 增益由于心电信号非常微弱,均值在1mV左右,而采集电压一般要达到1V左右,所以心电放大倍数1000倍左右。一般为了抑制零点漂移，提高共模抑制比,应该分多级实现放大。(2) 频率

33、响应所谓频率响应是指放大器对不同信号频率的反应，心电信号的范围低于100Hz,所以要求放大器要对此频率范围的信号尽可能不失真的放大出来。可以设计高通、低通滤波器来压缩频带,滤除该频带以外的干扰信号。必要时还需要设计50Hz工频干扰抑制电路,通过这样处理后，得到的信号才可能有诊断价值。(3) 共模抑制比电极不对称、电气设备运行时的干扰都易产生极化电压，然后通过放大电路其值极有可能远比心电信号大得多，从而将微弱的信号淹没。因此要求放大器有很高的共模抑制比。一般要求要达到80db以上。 (4) 输入阻抗心电信号是微弱的，且具有高阻抗的特性，只有高输入阻抗才有可能不失真的引出心电信号，不然由于分压的因

34、素，会极大的衰减心电信号，从而导致无法正确采集。(5) 低噪声、低漂移 在心电放大器中，还有两个较重要的参数即噪声和漂移。在设计心电放大器时应尽量选用低噪声元件，提高输入阻抗。另外，温漂会引入直流电压增益从而给心电信号带来干扰。因此，选用的放大器要特别注意这两个参数。3.3.3 前置放大电路 心电信号为一差动式信号并且小于4mV,通常信号会先经过第一级的适当放大后,再经过高低通滤波器,采用分级放大的原因是为了避免直流偏压经过放大后,造成后级的电饱和,而使放大后的信号产生失真.因此为了避免放大器饱和,在这一级的放大增益应该小于30, 一般说来作为前级放大单元必须具有高输入阻抗.高共模斥拒比等基本

35、特性,在这里我们采用了低功耗,高精度的仪表放大器-AD620, AD620输入端采用超处理技术，具有低输入偏置电流、低噪音、高精度、较高建立时间、低功耗等特性，共模抑制比可达130dB，非常适合作为医疗仪器前置放大器使用。其增益可调（范围约11000倍），并可由公式: G1+(51+51)/15=7.2来确定。为防止前置放大器工作于饱区和或截止区，其增益不能过大。试验表明：10倍左右效果较好。因此,我们采用了此方案。 图32 前置放大电路图 3.3.4 后级放大电路通过AD620前置放大后的信号还是很微弱，采用精度较高的OP07 对信号进行后级放大。后级放大电路采用二级同相放大电路，如图3-3

36、所示。放大倍数由反馈电阻R6和R7，R8和R9决定。第一级放大倍数为：G1=1+R6/R7，第二级放大倍数为：G2=1+R8/R9，后级放大倍数为G=G1*G2。 图33 后级放大电路3.3.5 滤波电路 尽管通过前面放大电路后，共模信号被有效的抑制，但由于电极与人体接触时，因为不同的人体、导线等因素造成的一些不平衡因素依然存在，这些干扰会对放大器的工作造成严重的影响，因此，在放大器电路中滤波是很必要考虑的问题【10】。根据心电信号的频率特性，滤波电路有三部分组成：隔直电路、二阶低通滤波电路和50Hz陷波器电路。隔直电路采用最普通的RC电路进行隔直。二阶低通滤波电路采用塞尔低通滤波器如图5,滤

37、除高频干扰信号。其中R11=R12=150k，C3=C4=0.01F。则滤波器的传递函数为： (1)令s=jw，R11C3=1/w0，则(1)变为： (2) 根据(2)式可得幅频响应表达式为： (3) 根据(3)式，w=w0,则特征频率为： 。采用有源双T结构50Hz陷波器电路如图6，来滤除工频干扰信号。双T电路结构基本是双对称型的，取R13=R14=R15=R16=10k，C5=C6=C7=C8=330nF，最大衰减频率为：f0=50Hz。放大器LF353A用来加正反馈，以改变阻抗。反馈量由R17和R18的分压来决定。取R17=56k，R18=5.1k，则品质因素为：Q=3。后级的OP07用

38、来解决前面得陷波电路与后级电路之间的阻抗变换问题通过电压跟随把滤波后信号传递给下一级电路【11】。 图34 滤波电路图 3.3.6 陷波处理电路 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。本论文采用模拟双T陷波。通过图五幅频特性可知,对于W=W0的其他频率方案二信号,通过双T网络具有较强的负反馈，因为双T网络具有良好的滤波特性，在仪表的电源噪声滤波电路中获得了较为广泛的应用，又因为双T网络具有比RC串、并联网络更好的选频特性，故我们选用了此方案。为了防止50Hz的工频对电路的干扰。对工频进行陷波提高电路的稳定性，利用双T二阶带阻滤波电路进行陷波。电路如下图所示：根据理论值：c为1uF，R2=160，R1=16k,R5=R6=2k,R4=4k；在调试的过程中，根据理论值进行测试，陷波频率偏离原设计频率较远在75Hz，在电容不变的情况下，经