昨夜风流今昭当爹
范文一：心电放大器的设计
2011 ~ 2012 学年 第 二 学期
《 心电放大器的设计 》
课 程 设 计 报 告
题 目： 心电放大器的设计
专 业： 电子信息工程
班 级： 10信息本1
姓 名： 李闯 鲍学贵 张力 王群 陈浩
马力 余国军 朱郑
指导教师： 倪琳
电气工程系
2011年5月12日
1、任务书
摘 要
心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一。据统计，心血管疾病是威胁人类生命的主要疾病，世界上心脏病的死亡率仍占首位。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，准确地进行心电信号提取，为医生提供有效的辅助分析手段是重要而有意义的课题。随着电子技术的迅速发展，医用电子监护系统近年来己在临床诊断中逐渐应用。
针对心电信号的特点进行心电信号的采集、数据转换模块的设计与开发。设计一种用于心电信号采集的电路。人体的心电信号是一种低频率的微弱信号，由于心电信号直接取自人体，所以在心电采集的过程中不可避免会混入各种干扰信号。为获得含有较小噪声的心电信号，需要对采集到的心电信号做降噪处理。目前对心电信号的降噪有多种方法，本文主要从滤波的方面介绍将噪声从信号中分离。
关键词： 心电信号采集，降噪，多级放大，电源电路
目 录
第一章 绪论 ............................................ 5
第二章 研究基础 ........................................ 6
2.1 人体心电信号的产生机理 . ......................................... 6
2.2 ECG 的作用
第三章 硬件电路设计 ............................................. 7
3.1 心电信号采集电路的设计要求 . ..................................... 7
3.2 心电采集电路总体框架 . ........................................... 7
3.3 采集电路模块 . ................................................... 9
3.3.1前置放大电路设计 .............................................. 9
3.3.3滤波电路设计 ................................................. 11
3.4电平抬升电路 ................................................... 14
3.5 心电信号的50Hz 带阻滤波器设计 . ................................. 14
3.6电源电路设计 ................................................... 15
第四章 仿真 . ...................................................... 7
第五章 结论 . ...................................................... 7
第六章 参考文献 .................................................. 7
第七章 附录 . ...................................................... 7
第一章 绪论
心脏是人体血液循环的动力泵，心脏搏动是生命存在的重要标志，心脏搏动的节律也是人体生理状态的重要标志之一。心脏的基本活动包括电活动和机械活动，每个心动周期都是电活动在前，机械活动在后。心电信号是心脏电活动的一种客观表示方式，是一种典型的生物电信号，具有频率、振幅、相位、时间差等特征要素，比其他生物电信号更易于检测，并具有一定的规律性。由于心电信号从不同方面和层次上反映了心脏的工作状态，因此在心脏疾病的临床诊断和治疗过程中具有非常重要的参考价值。对心电信号的采集和分析一直是生物医学工程领域研究的一个热点，是一项复杂的工程，涉及到降低噪声和抗干扰技术，信号分析和处理技术等不同领域，也依赖于生命科学和临床医学的研究进展[1]。自1903年心电图引入医学临床以来，无论是在生物医学方面，还是在工程学方面，心电信号的记录、处理与诊断技术均得到了飞速的发展，并积累了相当丰富的资料。当前，心电信号的检测、处理仍然是生物医学工程界的重要研究对象之一。
第二章 研究基础
2.1 人体心电信号的产生机理
心脏是循环系统中重要的器官，可以说是世界上最精密的机械泵，这个泵以葡萄糖&氧气为燃料，平均功率约15W ，正是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，这个泵的工作是靠电信号驱动的，一个精密的时钟发生器（医学上称窦房结）源源不断的发出规律的时钟脉冲电信号，驱动这个泵（心肌）协调地工作，而这个电信号所产生的微小电流可以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（ECG ）。
2.2 ECG的作用
1、对心律失常和传导障碍具有重要的诊断价值。（说白了就是看看你这个泵是不是在正常工作）
2、对心肌梗塞的诊断有很高的准确性，它不仅能确定有无心肌梗塞，而且还可确定梗塞的病变期部位范围以及演变过程。（这个嘛，就是看看这个泵坏在哪了）
3、对房室肌大、心肌炎、心肌病、冠状动脉供血不足和心包炎的诊断有较大的帮助。（这个是看看这个泵究竟怎么坏了）
4、能够帮助了解某些药物（如洋地黄、奎尼丁）和电解质紊乱对心肌的作用。(可以解释为药物或机体内环境变化对心脏有什么影响)
5、心电图作为一种电信息的时间标志，常为心音图、超声心动图、阻抗血流图等心功能测定以及其他心脏电生理研究同步描纪，以利于确定时间。
6、心电监护已广泛应用于手术、麻醉、用药观察、航天、体育等的心电监测以及危重病人的抢救。
说完ECG 的原理，在引出主角之前，继续科普下心脏是如何工作吧
心脏这个器官可以说是：一机（一个心脏）两组（左心&右心）四泵（心房&心室）。一个心脏分为两组泵，即左心和右心，每组又分为两个泵，主泵（左心室&右心室）辅泵（左心房&右心房），正常工作的时候，心房先舒张（复极），血液充满心房，此时时钟发生器（窦房结）的信号到达心房，引起心房收缩（心房除极），将血液泵入心室，随后，时钟信号下传到达心室，引起心室收缩（心室除极），将血液打入血管，就这样循环往复。
第三章 硬件电路设计
3.1 心电信号采集电路的设计要求
通过前面的分析得出心电信号是一种典型的人体生理信号，具有生物电信号的普遍特征，如幅度小、频率低并且易受外界环境干扰，为采集和测量带来了难度。由于本系统需要进行大量的数学运算，所以对处理器的数据处理能力和速度也有很高的要求。如果选用处理速度很快的处理器，则相应的外设也要有与之相适应的性能指标[16]。综合各个方面因素，电路设计要求：
(1)对微弱的心电心电信号进行放大和滤波等必要的信号调理
a) 设计合理的导联系统，选择合适的传感器。
b) 设计合理的有源滤波器，能够进行0．05-200Hz 的带通滤波，50Hz 陷波。 c) 实现1000倍的信号放大。
d) 实现信号电压抬高。
(2)进行符合要求的A ／D 转换
根据采样定理，采样频率要是心电频率的2倍以上，所以A/D的采样频率至少要达到200Hz 以上。
(3)设计电源电路
3.2 心电采集电路总体框架
图 3.1 采集电路总体框架
由于心电信号是微弱信号，所以设置前置放大器用来放大心电信号；为了抑制基线漂移，设置了0.5Hz 高通滤波；由于心电信号属于低频信号，设置了二阶低通巴特沃斯滤波器，消除200 Hz 以上的高频成分；为了消除50 Hz 工频干扰，
设置50 Hz双T 陷波电路。
本系统选用的前置放大器是AD620A ，具有很好的性能，非常适合作为心电信号测量前置放大器，引脚分布如图3.2其具体规格特性如下：
(1)电源供应范围：±2.3V-±18V ；
(2)高精度：输人最大偏置电流：1mA ；输人最大失调电流：O ．5nA ；输入最大失调电压：50μV ；最大温度漂移：O ．6μV ／℃；输入阻抗：10G Ω。
(3)低杂讯：输入电压噪声(f=1K Hz) ：9nV
共模抑制比(增益G=10)：100dB 。AD620的增益可调，范围为1～1000倍，通过调节AD620A 的1和8腿之间的Rg 的值来实现：
G =1+49.4k Ω(3-
1) R g
图3.2 AD620引脚分布图
本电路所用的集成放大电路为OP07。引脚分布如图3.3。OP07芯片是一种低噪声的单运算放大器集成电路。由于OP07具有非常低的输入失调电压（对于OP07A 最大为75μV ），所以OP07在很多应用场合不需要额外的调零措施。OP07同时具有输入偏置电流低（OP07A 为±2nA ）和开环增益高（对于OP07A 为300V/mV）的特点，这种低失调、高开环增益的特性使得OP07特别适用于高增益的测量设备和放大传感器的微弱信号等方面。其主要规格参数有：电源供应范围：3V-18V ；输入最大失调电压：75μV ；最大温度漂移：1.3μV /℃。
图3.3 OP07引脚图
3.3 采集电路模块
3.3.1前置放大电路设计
前置放大是整个信号放大最关键的环节，关系到整个模拟采集部分的工作性能。前面已经对心电信号的干扰因素已经有比较全面和详细的介绍，设计电路时必须把这些干扰因素减小到最小。前置放大器是整个前置放大电路的“心脏”，关系到前置放大电路的性能，因而它的选型非常重要[18]。本系统主要基于以下三个方面来确定前置放大器的选型。
(1)心电测量中，皮肤和电极接触将引起极化电压，如果两个电极完全对称，这种极化电压数值和相位相同，将作为直流共模信号输入到心电放大器；无处不在的工频干扰也是一种共模干扰。因而所选放大器一定要有很高的共模抑制比(CMRR)，共模抑制比高能很好地抑制干扰。心电信号前置放大器的共模抑制比一般要在80dB 以上。
(2)电极和皮肤接触会存在极化电阻，而被测者身体的移动会导致极化电阻阻抗值发生变化。极化电阻可以看作是整个电路系统源电阻，和前置放大电路的输入电阻进行分压，变化的极化电阻会导致前置放大电路的分压输出处于不稳定状态。所以心电前置放大器必须具有很高的输入阻抗才能减弱心电信号的衰减影响。信号源阻抗一般在数十欧姆到数K 欧姆之间，心电前置放大器的输入阻抗应该比源阻抗至少高两个数量级，以保证信号的不失真。
(3)由于电子电路温度变化而造成的零点漂移也能严重影响正常的心电信号的检测，因而要采用低温漂的元件，尤其是在选择心电信号放大器时更要选择低温漂的产品，否则会影响放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法放大，心电信号中的低频成分不能得到正确的测量。总之前置放大器的选择要从高共模抑制比、高输入阻抗、低噪声和低温漂这几个方面着手。
前置放大器的性能并不是整个实际电路的性能，还必须辅以合理的电路结构来充分发挥前置放大器的作用。前置放大级最重要的电路参数为共模抑制比参数，很大程度上取决于电路的对称性，本系统采用典型的差分放大电路来作为前
U U 置放大级，可以有效地提高共模抑制比，如图3.4和图3.5所示，11和12接成射
极跟随器，可以稳定输入信号和提高输入阻抗和共模抑制比；U 8将R 34和R 44的人体共模信号检测出来用于驱动导线屏蔽层，以消除分布电容，进一步提高共模
U R R C 抑制比：10、41、39和39构成浮地驱动电路可将人体共模信号放大后用于激励人体右腿，从而降低共模电压，较强地抑制50Hz 工频干扰。极化电压差作为差模直流电压信号输入到放大器，会造成前置放大器静态工作点的偏离，严重会导
致放大器进入截止或饱和状态。这种极化电压的存在限制了前置放大级的增益，为了避免截止或饱和，前置放大电路的增益不能太大，本系统设计的前置放大电G =1+49.4k Ω≈10.88(3-2)5k Ω。
路的增益
图3.4 前置放大电路
图3.5 前置放大电路
3.3.2 右腿驱动电路
心电电极和电力线之问由于存在电容耦合会产生位移电流Id ，位移电流大部分从人体流经地，对人体是十分有害的。皮肤与接地间的接地阻抗为Z3，位移电流流经Z3建立共模电压，对微弱的心电信号检测影响很大[19]。假定ZI ，Z2为皮肤和电极1，2间的接触电阻，Id1和Id2为心电电极1，2和电力线之间的位移电流，则导联信号的两个电极输入端A ，B 因位移电流将产生电位差：
?V a =Id 1Z 1+(Id 1+Id 2) Z 3
?
?V b =Id 2Z 2+(Id 1+Id 2) Z 3(3-3) ?-V =Id Z -Id Z
b 1122?a
降低位移电流干扰的一种有效办法是采用右腿驱动法，图3.6为右腿驱动的具体连接电路。由图3.5，右腿不直接接地而是接到辅助运算放大器U10的输出。从R43和R44电阻结点检出共模电压，它经过辅助的反相放大器放大后通过电阻R39反馈到右腿。人体的位移电流这时候不再流入地而是流入R39和辅助放大器的输出。R39起安全保护作用，当病人和地之间出现很高电压时辅助放大器饱和，右腿驱动不起作用，这时候U10等效于接地，R39此时起到限流保护作用。右腿驱动电路实际可以看成以人体为相加点的共模电压并联负反馈电路，任何流入人体的位移电流基本等于反馈电阻上的驱动电流。只要放大器A 的开环增益足够大，那么即使有大的位移电流流入人体，人体的电位基本保持零电位。采用右腿驱动电路，对50Hz 干扰的抑制并不以损失心电信号的频率成分为代价。但由于右腿驱动存在交流干扰电压的反馈电路，而交流电流经人体，成为不安全因素，限流电阻通常在1M Ω以上。
图3.6 右腿驱动电路
3.3.3 滤波电路设计 (1)滤波理论
模拟滤波器类型由低通、高通、带通、带阻以及全通等，滤波电路传递函数一般采用复频率表示方式，既S 域法。传递函数的零、极点决定了该电路具体的
滤波类型。“零点”是分子s 多项式的根，“极点”则是分母多项式的根。需要注意的是必须保证系统处于稳定状态，既极点都处于S 平面的左半侧，否则电路会产生自激振荡[21]。图3.7为二阶有源滤波器的示意图，运放接成同相放大器，其增益为K =
R 2+R 1
(3-
4) R 2
图3.7 二阶有源滤波器示意图
该电路的传递函数推导如下：根据电路，分别列出节点C 及B 的电流方程∑I=0，
?U c (Y 1+Y 2+Y 3)-U i Y 1-U B Y 3-U o Y 2=0?
得：?U B (Y 3+Y 4)-U C Y 3=0(3-5)
?U =U K
B ?o 联立上式可得：
A uf =
U o (s )U i s =
KYY 13
(3-6)
Y 4Y 1+Y 2+Y 3+??Y 1+Y 21-K ??Y 3
赋予Y1到Y4不同的阻容元件，可以得到不同类型的滤波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,则传递函数：
22K ω0R C A uf 1(s )==(3-7) 3-K 12
s 2+s +22s 2+0s +ω0
RC R C Q
K ()
2
该传递函数共有两个极点而没有零点，是一个二阶低通滤波器。其中
ω0=
R f 211K =1+3-9，，3-8Q =()()(3-10)式中ω0 -特征角频率，K-R f 1RC 3-K
运放增益，Q-滤波电路的等效品质因素，Q 值太低，滤波器很难有陡峭的过渡带。当K ﹥3时，母中系数s 项变为负，极点就会移至s 平面的右半平面，从而导致系统不稳定。如果将低通电路中的R 和C 的位置互换，就可以得到RC 高通电路。即若
Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就可以得到二阶有源高通滤波器，由于二阶高通滤波器与二阶
低通滤波器在电路结构上存在对称性，他们的传递函数也存在对偶关系，可得高通滤波器的传递函数为：
Ks 2Ks 2A uf 2(s )==(3-11)
3-K 12
s 2+s +22s 2+0s +ω0
RC R C Q
当低通和高通滤波电路串联，可以构成带通滤波电路，条件是低通滤波器的截止角频率大于高通滤波电路的截止角频率，两者覆盖的通带就提供了一个带通响应。
(2)心电信号的带通滤波器设计
图3.8是带通滤波电路图，采用两个运放设计成二阶有源高通和低通滤波电路并组合成带通滤波，两个运放的增益为1。OP-07(图中标识为U13和U14) 是常用
C 41、的通用放大器，价格便宜，它具有高精度、低功耗，低偏置的特点。其中C 40、R 46、R 47、和U 13构成高通电路，其截止频率
f 1=2π≈0.03Hz (3-12)，
等效品质因素Q=1／3。C 42、C 43、R 42、R 38和U 14组成低通电路，为了不损失心电信号的高频成分，其截止频率
f 2=2π≈100.7Hz (3-13)。
该部分电路实际调试过程中发现，如果f2设为150Hz ，信号发生器提供的正弦输入信号要到200Hz 才会有明显的衰减，为了使滤波电路的选频性能更精确，带通频带上限留有的余量不是很大，实验也证明这样效果更好。
图3.8 带通滤波电路
3.4电平抬升电路
由于本系统的A/D转换是通过单3.3V 电平供电的，而ECG 信号经过放大后会是交变信号，为了是心电信号不失真，必须在把信号送到A/D转换之前，把电平给抬升上去。这里采用了一个2．5v 的稳压管LM385经电阻分压，从而把电平抬升上去[20]，如图3.9所示：
图3.9 电平抬升电路
3.5 心电信号的50Hz 带阻滤波器设计
虽然心电信号前置放大电路对50Hz 工频干扰有很强的抑制作用，但仅仅靠共模抑制是不够的，还需要设计专门的滤波电路来滤除，模拟带阻滤波器，俗称陷波器。最典型的陷波电路是无源双T 网络加运算放大器，双T 网络实际是由低通和高通滤波器并联组合成的二阶有源带阻滤波器，两个运算放大器接成射随状态，增益都为l [22]。本系统实际采用的电路就是这种双T 网络构成的带阻滤波器，如图3.10所示，运算放大器仍选用的是OP-07。R 49 = R 52 =R，C 44 = C 45 =C，C 46、
C 35并联为2C ，R 50、R 51并联为R/2，设R 53 = R 1，R 54 = R 2，该电路的传递函
数为：A uf (s )=
s 2+
s 2+(RC )4?1-R 2
RC
2
R 2+R 1?s +
1
R 2C 2
=
2
2
s 2+ω0
s +
Q
s +ω
20
(3-14)
式中
ω0=
11, K =1, Q =(3-15)， RC 4??1-R 2R 2+R 1??
调节R1,R2的比值可以控制Q 的值。
图3.10 50Hz陷波电路
取C44=C45=C46=C35=0.068uF，R49=R50=R51=R52=47K，R53=R54=50K，由上式
f 0=2πRC ≈50Hz (3-16)，
Q=0.5，实际调试过程表明，该电路对50Hz 的衰减在20dB 左右，对工频干扰有一定的遏制作用，但并不能满足系统要求。
3.6电源电路设计
本系统心电数据采集模块采用9 V电池供电，各级运放的电压为±5 V，需要产生的电压+5 V 和-5 V 。首先将9 V 电压通过7805转换成5 V 电压，再由LMC7660产生-5 V[23]。其电路图如图3.14所示。
图3.14 电源电路
第四章 仿真
第五章 结论
本课题的目标是通过滤波的方法对心电信号进行提取采集，可应用于便携式心电机。经过翻阅大量的文献书籍后，我对目前通用的心电采集方法有了较为深刻的认识。经过努力，初步完成了硬件的设计。
尽管通过做本课题在应用滤波方法进行心电信号提取方面取得了一些认知，验证了该方法的可行性，但是在设计中还存在不少问题：信号采集电路设计仍然受到噪声和工频的干扰。因此，今后的工作仍然任重而道远。我应该继续改进信号提取电路，考虑更好的芯片电路，对干扰信号进一步进行屏蔽，消除对心电信号的影响；优化硬件结构，以方便测量和使用，提高测量的真实性和精度。
第六章 参考文献
参考文献
[1] 康华光．电子技术基础（模拟部分）（第五版）．高等教育出版社， 2006. [2] 邱关源．电路（第五版）．高等教育出版社，2006．
[3] 阎石. 数字电子技术基础（第四版）. 高等教育出版社，1998. [4] 何希才．传感器及其应用电路．电子工业出版社，2001． [5] 蔡明生. 电子设计，高等教育出版社，2003.
[6] 梁延贵，王裕琛。集成运算放大器电压比较器（分册）
[7] 高秉新．心电向量图图谱．北京：北京医科大学?中国协和医科大学联合社，1995.
[8] 支龙，陈建新，李三波．心电图诊断标准手册．山西科学技术出版社，2001.
[9] 王保华．生物医学测量与仪器[M]．上海：复旦大学出版社，2003. [10] 余学飞. 医学电子仪器原理与设计[M]．广州：华南理工大学出版社，2003.
[11] 张唯真. 生物放大器前置级的设计，1988.
第七章 附录
7、答辩记录及评分表
一、课程设计撰写的内容与要求
设计内容必须正确，概念清楚，思路清晰，符合逻辑；论文所有文字、图、表、公式、符号等都必须符合国家
1、题目：题目要求用最恰当、简明的词语逼真的反映论文的特定内容以及所研究的范围和深度，做到一目了然。中文题目字数要适当，不宜超过15个字，可设副标题。
2、目录：目录应包括论文中全部的二级以上标题及页码。
目录要求层次清晰，目录中的序号、标题应与正文中的序号标题一致。
3、摘要：要求作者同时用中、外文不加注释和评论地简要陈述研究的内容，独到见解和主要论点，摘要应用三段式分别说明： （1）本课题的意义和完成的主要工作； （2）获得了什么重要结论和有何独到见解； （3）有价值的理论观点、方法及其前景。
4、插图清单和表格清单：
插图清单和表格清单应列出论文中使用的插图和表格，每一幅插图和表格后应标明起始页码。
5、正文（包括绪论或概述）：正文应主要是对研究问题的论述及系统分析、比较研究、模型或方案设计、案例论证或实证分析、模型运行的结果分析或建议、改进措施等。要求结构合理，层次清楚，突出重点，文字简练、通顺、图表清晰。
6、结论：结论部分要简明扼要，内容一般包括：本课题所做的工作；本课题的创新之处；本课题存在的不足及其完善的可能方向；本课题继续开展工作的价值。
结论应单独作为一章或一个独立部分编写，但不加章号或编号。
7、参考文献：参考文献是毕业论文不可缺少的组成部分，要求作者将课题中参考过的主要文献列出，以示对文献作者的尊重；使读者明晰论文中的观点或成果与前人工作的界限。但所引用的文献必须是本人真正阅读过的，近期发表的与设计或论文工作直接有关的文献。列入主要的文献应不少于10篇。
二、课程设计的格式规定及打印要求
1、书写格式
设计文本用A4纸单面打印，正文中的任何部分不得写到纸的边框以外，亦
不得随意接长或截短。汉字必须使用国家公布的规范字。
页面设置：上2.5，下2.5，左2.5，右2；页眉1.5，页脚1.75。 行距采用固定值：18磅，标准字符间距。西文、数字等符号均采用Times New Roman字体。
目录：“目录”用小3号宋体字加粗、居中；目录内容最少列出第一级标题和第二级标题；前者用小4号宋体字加粗，后者用小4号宋体，居左顶格、单独占行，每一级标题后应标明起始页码。“目录”与目录内容之间空一行。
摘要：独占一页；论文题目用小3号宋体字加粗、居中；“摘要”另起一行，用小3号宋体字加粗、居中，“摘要”两字之间空4个字符；摘要正文用小4号宋体字。“摘要”与摘要正文之间空一行。关键词用小4号宋体字、居左顶格、单独占行，关键词之间用分号间隔，其中“关键词”三个字加粗。
插图清单和表格清单内容全部用小4号宋体字，居左顶格、单独占行，其中“插图清单”和“表格清单”加粗。标题与内容之间空一行。
2、标题层次
设计论文的全部标题层次应有条不紊，整齐清晰。相同的层次应采用统一的表示体例。
标题书写：各层标题均单独占行书写。
一般按四级标题进行标注
一级标题为：第一章、第二章、第三章 ??；小3号宋体字加粗、居中； 二级标题为：1.1、2.1、3.1 ??；小4号黑体字、居左顶格书写；
三级标题为：1.1.1、2.1.1 ??；用小4号宋体字、居左顶格书写；下同； 四级标题为：1.1.1.1、2.1.1.1、3.1.1.1??；
3、引用文献方式
引用文献方式应全文统一，并采用所在学科领域内通用的方式，置于所引内容最末句的右上角，用小5号字体。所引文献编号用阿拉伯数字置于方括号中，如“?成果[1]”。
4、名词、名称
采用英语缩写词时，除本行业广泛应用的通用缩写词外，文中第一次出现的缩写词应该用括号注明英文全文。外国人名一般采用英文原名，按名前姓后的原则书写。一般很熟知的外国人名（如牛顿、达尔文、马克思等）可按通常标准译法写译名。
5、量和单位
量和单位必须采用中华人民共和国的国家标准GB3100～GB3102-93。非物理量的单位，如件、台、人、元等，可用汉字与符号构成组合形式的单位，例如：件/台、万元/km、万/km等。
6、外文字母的正、斜体用法
按照GB3100～GB3102-86及GB7159-87的规定，即物理量符号、物理常量、变量符号用斜体。计量单位等符号均用正体。
7、数字
设计中的测量统计数据一律用阿拉伯数字，但在叙述不很大的数目时，一般不用阿拉伯数字，如“八颗小行星”、“三力作用于一点”，不宜写成“8颗小行星”、“3力作用于1点”。大约的数字可以用中文数字，也可以用阿拉伯数字，如“约一百二十人”，也可写成“约120人”。
8、注解
设计中有个别名词或情况需要解释时，可加注说明，注解可用页末注（将注文放在加注页的下端）或篇末注（将全部注文集中在文章末尾），而不可行中注（夹在正文中的注）。
9、公式
公式应居中书写，公式的编号用圆括号括起放在公式右边行末，公式和编号之间不加虚线。
10、插表
插表的表序一般按章编排，如第一章第一个插表的序号为“表1-1”等。表序与表名之间空一格，表名中不允许使用标点符号，表名后不加标点。表序与表名置于表上，表序、表名、表格内容均用5号宋体字居中书写。
表头设计应简单明了，尽量不用斜线。全表如用同一单位，将单位符号移至表头右上角，加圆括号。
表中数据应正确无误，书写清楚。数字空缺的格内加“－”字线（占2个数字），不允许用“””、“同上”之类的写法。 表内文字说明，起行空一格、转行顶格、句末不加标点。表格位于正文中引用该表格字段的后面。
11、插图
插图应与文字紧密配合，文图相符，内容正确。选图要力求精练。
每个图均应有图题（由图号和图名组成）。图号按章编排，如第一章第一图的图号为“图1-1”等。图号和图题应放在图位下方居中处。图题和图内均用5号宋体字书写。图名在图号之后空一格排写。引用图应说明出处，在图题右上角加引用文献号。图中若有分图时，分图号用a) 、b) 等置于分图之下。
插图与其图题为－个整体，不得拆开排写于两页。插图处的该页空白不够排写该图整体时，可将其后文字部分提前排写，将图移至次页最前面。有数字标注的坐标图，必须注明坐标单位。
照片图均应是原版照片粘贴，不得采用复印方式。照片可为黑白或彩色，应主题突出、层次分明。清晰整洁。反差适中。照片采用光面相纸，不宜用布纹相纸。
插图不得采用复印件，不得徒手画。对于复杂的引用图，可采用数字化仪输入计算机打印出来的图稿。
12、参考文献
参考文献书写格式应符合GB7714－87《文后参考文献著录规则》。常用参考文献编写项目和顺序规定如下：
先安排中文(按姓氏笔划排序) ，后安排英语（或其他语种）(按字母先后排列) ； 注释置于页脚，参考文献置于文末。参考文献只列出最主要的、且是公开发表的文献，非正式公开发表的资料不列。
参考文献作者（主要责任者）不多于3人时要全部列出，并用“，”号相隔；三人以上只列出前3人，后加“等”。
文献主要类型格式如下：
期刊：[序号] 作者．篇名[J]．刊名，出版年份，卷(期) 号．如：
[1] 李心合. 知识经济对传统会计的挑战[J].财经研究,1998.12
[2] 刘朝英, 宋哲英, 宋雪玲.MATLAB 在模糊控制系统中的应用[J].计算机仿真,2001.18
著作：[序号] 作者．书名[类型标识]．出版地：出版社，出版年份．如：
[1] 辛希孟. 信息技术与信息服务国际研讨会论文集：A 集［C ］. 北京：中国社
会科学出版社，1994.5
[2] 冯西桥. 核反应堆压力管道与压力容器的LBB 分析［R ］. 北京：清华大学核能技术设计研究院，1997.
报纸：[序号] 作者．篇名[N]．报纸名，出版日期(版次) ．
电子文献：[序号] 作者．著作名．出处．发表或更新的日期．例如：
[1]郭路.XML 数据传输的安全加密［EB/OL］. http://www-900.ibm.com/ /xml/xmlb2b/index5.shtml, 2001-06-04/2001-10-04.
范文二：心电放大器的性能分析
实验三 心电放大器的性能分析
——LTSPICE在模拟电路分析设计中的应用 心电放大器的背景知识
对于心电放大器而言，使用者为医疗单位，有较好的工作环境;心电传感器测得的心电信号幅度一般在50μV~5mV之间，属于微弱信号，要求放大器具有低噪声、低漂移和较高的电压放大倍数;信号的频率范围一般为0.05Hz~200Hz，频带范围不是很宽;人体是心电信号的信号源，人体电阻、检测电极与皮肤的接触电阻等为信号源内阻，其值较大，一般为几十kΩ，因此要求放大器必须有很高的输入阻抗;同时人体相当于一个导体，易接受空间电磁场的各种干扰信号，这些干扰信号对放大器来说相当于共模信号，因此，心电放大器应具有较高的共模抑制比。心电放大器如图1所示。(图中运算放大器为LM324)
一、实验目的
1(了解LTSPICE应用软件
(掌握LTSPICE软件在电路分析设计中的应用 2
3(熟悉心电放大器的特点和功能;进一步熟悉运算放大器的应用。 二、用LTSPICE软件对心电放大器进行性能分析
1(对心电放大器进行瞬态特性分析，在图1中输入0.1mV，频率1Hz的差模信号，增益调节电阻R =220 kΩ。在坐标纸上画出输入和输出信号的波形,w2
并计算差模增益。
2(对心电放大器进行差模信号和共模信号的幅频特性分析，并记录仿真结果(幅频曲线、f、f、电路差模增益、共模增益、差模输入阻抗)，RW1=RW2=0LH
Ω。要求:
(1)在坐标纸上画出差模信号的幅频曲线。
(2)记录性能指标: f= , f= ,Ad = ,Ac= ,Rid= 。 LH
3(分别改变R、R和C、C，分析对电路的f、f、电路差模增益(Ad)、W1W234LH
共模增益(Ac)和共模抑制比(K)的影响，并填入下表。 CMR
表1 R、R、C、C对电路性能的影响 W1W234
KCMR序号 R(kΩ) R(kΩ) C(uF) C(pF) f(Hz) f(Hz) Ad Ac w1w234LH
1 0 110k 2uF 1500 202.4282.710*4 45.7Ad/A
12mHz 87Hz 0 c 2 25.5k 110k 2uF 1500 3 51k 110k 2uF 1500 4 25.5k 0 2uF 1500 5 25.5k 220k 2uF 1500 6 25.5k 110k 0.1uF 1500 7 25.5k 110k 4uF 1500 8 25.5k 110k 2uF 1 9 25.5k 110k 2uF 3000 三(实验预习要求
1(学习并了解LTSPICE软件的操作使用方法。
2(对心电放大器进行理论分析和性能指标计算。
3(用LTSPICE软件绘制心电放大器的电路原理图。
四(实验报告要求
分析心电放大器性能，给出仿真结果、仿真曲线(用计算机打印)和仿真
有关数据。
仿真电路图1，差模信号瞬态分析
仿真电路图2，差模信号频率响应分析
差模输入阻抗:右键菜单 /AddTrace:V(Vin1)/I(R13)
仿真电路图3，共模信号频率响应分析
范文三：心电放大器
设计二 心电放大气设计
要求:设计一个心电放大器，将人体的心电信号进行有效放大，放大器输出信号送到后续电路进行处理和显示，信号放大后的最大值在-5V~+5V之间。
性能指标:
人体信号幅度在50uV~5mV;(心电信号)
通频带 0.05Hz~200Hz(人体信号频率);带通滤波器——幅频特性曲线
信号源内阻在几十千欧;差模电压增益1000;
误差?2%(蒙特卡洛分析);
差模输入内阻10M欧;
共模抑制比大于80dB
一:方案设计
差模电压增益1000则采用多级放大电路来实现，根据高输入阻抗和低噪声要求，选取LF411型运放。
该运放 : Avo=40万倍 ，Rid=400Gohm，Avc=2，Kcmr=106dB.
根据共模抑制比大于80dB则选取前置级有三运放组成的仪用放大器
第二级在完成放大的同时，还要消除高，低噪音 ，则设计一个带通滤波器，采用较简单的一阶高通滤波器和一阶低通滤波器组成，高通滤波器下限频率为0.05Hz，低通滤波器上限频率为200Hz.
Av=A1*A2*A3=25X1.6X25=1000
总设计框图
三运放带通滤波信号 信号 仪用放器 输出 输入 大电路
1) 三运放仪用放大器仿真电路图:
放大器的第I级主要用来提高整个放大电路的输入阻抗。第II级采用差动电路用以提高共模抑制比。
该放大器第一级是具有深度电压串联负反馈的电路，所以它的输入电阻很高。如选用相同特性的运放，则它们的共模输出电压和飘移电压也都相等，组成差分式电路以后，可以互相抵消，所以它有很强的共模抑制能力和较小的输出飘移电压，同时该电路可以有较高的差模电压增益。
故第一级差模放大电压倍数(即总的电压放大倍数)为
A1= ( Vo1-Vo2)/Vi = (R1+R2+R3)/ R1
第二级放大电压和放大倍数为
A2=-R6/ R4
选取R1=2kohm R2=R3=24kohm R4=R5=10kohm R6=R7 =16kohm
经计算，A1=25 A2=-1.6
共模抑制比=20lg|A1/A2|>80dB
为避免输入端开路时放大器处于饱和状态，在输入端到地之间分别串联两电
R8=R9=20Mohm 同时满足差模输入阻抗10M欧的要求
2) 带通滤波器仿真图:
A3=1+ R12/R11 取R11=1kohm R12=24kohm A3=25满足差模总放
大倍数1000的要求。
C1，R10构成高通滤波器
取C1=3.3uf 符合下限频率0.05Hz要求
C2，R12构成低通滤波器
取C2=0.03316uf 符合上限频率200Hz要求
二:详细电路及仿真分析结果
1) 放大倍数
A1=124.984/5=24.99 A2=199.972/124.984=1.6 A3=5.034/0.199=25.17
上述结果与理论值基本相符
2) 频带宽度:
B=282.121Hz-35.213Hz=246.9Hz 基本满足要求
学习心得:
通过此次心电放大器的设计，我对心电放大器的结构有了很深的理解，通过自己实际地设计和操作，也进一步熟悉了各种模拟器件的功能和multisim软件的基本功能，对仪用放大器有了更深入的了解，学会了根据要求来选择电路元器件。同时也加深了对滤波电路的理解，选取合适的电路可以简化很多步骤。在调试电路时要了解每一个元器件的作用，这样才能够有目的的完成设计任务。
总的来说，通过此次模电课程设计，使我进一步熟悉了学过的模电知识，提高了自身的动手能力，对以后进行专业课程的实验打下了基础。
范文四：心电放大器
一、设计目的
1.1学习三运放电路工作原理与设计方法;
1.2 学习差模信号与共模信号;
1.3熟悉巴特沃兹低通滤波器的设计。
二、设计内容与要求
2.1设计心电放大电路，技术指标如下：
2.1.1差模放大倍数AVD=100;
2.1.2共模抑制60dB;
2.1.3通频带0~30Hz。
2.1.4阻带截止深度40dB.
三、心电放大器基本原理
心电放大器即心电图( Electrocardiogram) 信号放大器。将Ag2AgCI 电极贴在病人左臂、右臂和大腿上, 从体表获得的心电信号经集成运放CF318 构成的前置放大器放大后, 再经滤波处理, 然后进入ADC 进行模数转换, 送记录仪或液晶显示。因此一高阻抗、高增益的放大器是准确获取心电信号的关键。
确定心电放大器的性能指标
(1) 人体心电信号幅度一般在
50μV ～5 mV ,属于微弱信号, 放大器输出信号一般在- 5～ + 5V ,因此, 要求放大器的差模电压增益为100左右;
(2) 信号的频率范围(通频带) 一般为0-30Hz;
(3) 人体内阻、检测电极与皮肤的接触电阻为信号源内阻, 阻值一般为几十k Ω ,为了减轻微弱心电信号源的负载, 要求放大器的差模输入阻抗大于10 MΩ;
(4) 人体相当于一个导体, 将接收空间电磁场的各种干扰信号, 它们对放大器来说相当于共模信号, 因此放大器的共模抑制比为60dB;
(5) 要求具有低噪声和低漂移特性。
微小信号的放大
方案设计:
(1)采用多级集成运放实现差模电压的高增益, 且各级增益均衡分配。
(2)三运放放大电路：
由于输入阻抗、共模抑制比和噪声主要取决于前级, 因此输入级采用集成运放CF318构成前置放大器, 该运放能实现高输入阻抗和低噪声。该放大电路分两级，第1 级:A1 、A2 及相应电阻构成前置放大器。第二级采用差分式放大电路实现信号放大。两级总的放大倍数为5倍。电路图如下：
该电路输出特性为：
当 =100k, =k=51k, = =100k时， Vo=-5Vi
该放大器第一级是具有深度电压串联负反馈的电路，所以它的输入电阻很高。如选用相同特性的运放，则它们的共模输出电压和飘移电压也都相等，组成差分式电路以后，可以互相抵消，所以它有很强的共模抑制能力和较小的输出飘移电压，同时该电路可以有较高的差模电压增益。
（3）二阶巴特沃兹低通滤波放大电路：
具有理想特性的滤波器上很难实现的，只能尽量逼近理想特性，常用的逼近方法有巴特沃兹（Butterworth ）最大平坦响应和切比雪夫（C h e b y s h e v ）等波动响应。切比雪夫滤波电路的截止频率处衰减快，但通带里有较大波动。在不允许通带里有较大波动的情况下，为了在通带范围内可得到最平坦的幅频曲线，选择Butterworth 型二阶低通滤波电路. 它结构简单，带内纹波小，滤波效率高。
由于50 Hz的干扰信号较强, 故在滤波电路中, 采取低通滤波滤出30Hz 以上的信号, 这样就能滤除30Hz 以上的干扰信号。因此采用集成运放A4 及电阻、电容组成低通有源滤波器。为满足带宽要求该低通滤波器由C 、R10 构成, 上限频率为f H = 30Hz， 由于在滤波电路中采用了RC 低通滤波电路, 该电路具有较高的输出阻抗, 所以后级放大采用了同相放大电路, 该级差模增益为2倍 ,从而保证整个电路放大倍数为125倍左右。另外, 由于该滤波器的特性参数对元器件的精度很敏感, 因此在设计中需用精密的阻容元件来获得较好的效果。电路原理图如图2 所示。
二阶低通滤波器的传递函数
其中， ,等效品质因数Q=1/(3-A),特征角频率
截止频率f=30Hz,C=0.1uF, ，计算得R=53.1k，取标称值为51k ，
获得的放大倍数为 ，为保证放大倍数A=2，取Rf k.=100KM,R1.=100K。
（4）反向比例放大电路：
用集成运算放大器A5构成的反向比例放大电路，应为该电路的输入电阻比较大可以直接接在滤波电路后面，整体要求整个电路的放大倍数为100左右，因此此级放大电路的放大倍数约为5～6倍才能满足设计要求。其电路图如下：
对于这个电路，其放大倍数为AV=Rf/R1.可以取R1=R2=10K，Rf=51K。
（5）将以上三个电路合在一起就组成整个电路的电路图。如下所示：
四、器材选择
1、 在三运算放大电路中，前面的两个分压电阻阻值应比较大且精度较高，因为在该处要形成一组大小相等，相位相反的差模电压，如果电阻阻值较低或者精度较低都会产生较大的误差，经过集成运放放大后的误差更大，从而影响的本来就很微弱的心电信号的测量。因此可以选金属膜电阻器RJ 型阻值为30M 的高精度电阻。
2、 心电信号的大小大约在50μV～5mV 左右，经过第一级三运放放大电路放大后的电
压也只是几十毫伏，电压较低，因此功率不会超过一般电阻的额定功率。因此一般的电阻都能够满足要求. 可以选用碳膜电阻RT 型。
3、 对于含有集成运放的电路，都必须要考虑调零的问题，而对于测量心电信号这样的小信号，调零的必要性显得尤为重要。调零方法：在1脚和5脚之间加一个调零电位器，其阻值为0～10K Ω，将输入端短接，测量输出端电压，调节电位器，使输出电压为零即可。
4、 本电路要求共模抑制比大于60dB ，具有高精度，低漂移，温度系数小，输入电阻大等特点，综合考虑可以选用CF318集成运放。对于集成运放CF318，其各脚功能如下：1，5既可以是调零又可以是相位补偿，2为反相输入端，3为同相输入端，4为负电源，7为正电源，6为输出端，8也是相位补偿。因此用CF318可以直接在1和5之间外接一个电位器对运放以及整个电路进行调零。
5、 电路要求共模抑制比为60dB ，KCMR=|AVD/AVC|，此电路无法直接计算出共模电压增益，只能通过测量的方法测出共摸电压增益。测量方法：将两输入端接在一起和一个电压为Vi 的输入信号相接，测量输出端的电压VO ，可以得到AVC=VO/Vi，计算出共摸抑制比。
6、 30HZ 二阶巴特沃兹低通滤波电路
要求所测的信号的频率范围为0～30HZ ，要求低通滤波器在0～30Hz
平坦特性比较好。巴特沃兹低通滤波器具有最大平坦特性。选用二阶巴特沃兹低通滤波器的各元器件的参数如下：C1=C1=0.1μF， R=5.1K,Rf=R1=100K.由于1μF以上的电容大都为电解电容，滤波效果不好，而100pF 以下的电容容易产生分布电容，因此这里选用CT4型号的中的0.1μF的无机介质电容，它的工作电压为40～100V ，温度范围-25～85度，完全满足该电路的设计需要。对电阻的要求不是很高，可以选用最常用的碳膜电阻RT 型。
范文五：心电放大器
心电放大器——交流供电的设计报告
3004202347－2－李洋
㈠引言
1. 心电介绍：
心脏在收缩之前，可有预先激动，并向全身扩散，使体表产生电位差，用心电图机把这些电位差记录下来，其图型就叫心电图。
典型心电图
心电图由一系列不相同的“波组”构成。一个典型的心电图包括下述各波及波段
一个心动周期，在心电图上可有5个或6个波，
从左至右为 P ,Q 、R 、S 、T 及U 等波群(见图
5) ；又分为7个部分，即P 波、P —R 段、P
—R 间期、QRS 波群、ST 段，T 波、Q —T
间期。
各波正常值及临床意义如下：
1)P 波：P 波向上，惟aVR 导联中P 波倒置；
aVL 、LI]I~V1、、，2导联中P 波向上或倒置、
或双向。正常向上的P 波顶部圆滑。P 波时限
平均为0．06~0．11秒，振幅平均为O ．015—0．25毫伏。
2) P—R 间期：0．12。0．2秒；婴儿心跳较速者，P —R 间期可较短。如果延长可提示风
湿活动期、房间隔缺损、心肌炎、三尖瓣闭锁等。
3) Q,S波群：Q 波是QRS 波群中第一个向下的波，其前面无向上的波；R 波是Q,S 波群中第一个向上的波，其前面可以无向下的Q 波；S 波是随着R 波之后的向下波，若在s 波之后尚有第二个向上的波，则称为R 波；R 波之后的向下波称为s ’波。QRS 波正常值为0．06～0．1秒，如有Q 波出现，其时间<0．04秒，波的深度 为1／4r(avr导联除外)="" 。qrs="">
群时间延长则提示有心室肥厚、束支传导阻滞、心室性心搏及预激综合征。
4) sT段：sT 段起自Q, s 波群之终点至T 波之起点。sT 段向下不超过o ．05毫伏，向上不超过0．1毫伏，但在V1、v2导联中向上偏移可达o ．3毫伏。如果超过0．2秒，则提示冠状动脉功能不全。ST 段异常抬高多见于急性心肌梗塞、急性心包炎；若异常压低，多
见于慢性冠心病、心内膜下心肌梗塞、急性心肌炎、心室肥大、心房肥大等。
5)T 波：T 波是向上的波，而在Q,S 波呈S 或QR 型的各导联中T 波均可倒置。在a 、，R 导联中，正常T 波是倒置的。在Vl(或V2) 及L Ⅲ导联中，T 波可能倒置。肌的T 波可以倒置，VF 的T 波也可倒置。直立T 波应大于同导联R 波的1／10，rI'vl 应<0．4my ，若tvl="">0．4mY ，可考虑心室后壁心肌梗塞。波的振幅在肢导联一般是 2 － 6 毫米，在胸导联可能高达 12 － 15 毫米，估计 T 波振幅大小时，应同时注意 QRS 波群振幅的大小，如 QRS 波群振幅小， T 波也小，如 QRS 波群振幅大， T 波也大。 T 波改变的意义 需结合临床资料加以解释，一般可见于心肌病变。
6)QT 间期：QT 间期是自QRS 波群的起点至T 波的终点所占的时间。正常人QT 间期为o ．36—0．4秒，心率快时QT 间期缩短。若Q —T I ；7期延长，见于心肌梗塞、冠状动脉供血不足、低钾血症、低钙血症等。代表心室激动开始到复极完毕所需的时间，此段肘间随心搏速率而改变。心率快， Q － T 间期短。而心率慢， Q － T 间期较长。
7)u 波：U 波是在T 波之后一个较低的波。U 波的方向一般均与T 波一致，但胸导联的U 波均是向上的。U 波不超过0．05毫伏，但vs 导联的U 波有时可达0．3毫伏。时间为0．16一o ．2秒。晚近学者多认为此波代表心室传导纤维的复极，故亦有人称之为蒲肯野氏纤维的 T 波。U 波特别明显时可见于低血钾情况
2心电图仪发展简史
心电图检测是20世纪建立起来并广泛应用于临床诊断和监测的重大技术成果之一。自1903年心电图仪问世，至今整整103周年了。回顾心电图的研究，最早始于英国的Waller(1887),他首次证实除了鸽子、青蛙的心脏外，人类心脏也存在生物电。继Waller 之后，贡献最大的学者是荷兰莱顿大学的生理学教授爱因托芬（William Einthoven, 1860-1927）。1889年，他开始了有关人类心电图方面的综合性研究。他倡导的心电图波的命名法一直沿用至今。于1903年创制出第一台弦线型心电图描记器。爱因托芬最初设计制造的弦线式电流计重达数吨，装满了座落在离莱顿大学附属医院一英里远的研究室中的一整间屋，为了收集医院病人的心电图，他用信号线将仪器与远方的病人连接起来。1911年，由英国电器工程师杜德尔(William du Bois Duddell ,1872-1917) 设计出第一批推向市场的这种仪器。从此，各种不同型号的弦线式电流计被纷纷生产出来，并广泛应用于电生理学和其他学科的实验研究。1912年，爱因托芬又研究了呼吸时心脏位置变动对心电图的影响，同时说明了三个导联之间的关系，提出著名的“爱因托芬三角”的概念，进一步为心电图原理和心电测量的方法学奠定了基础，使心电图成为20世纪对心脏病人进行临床诊断和监测的重要技术手段。1924年，诺贝尔基金会为表彰他在改进心电图仪的设计和建立现代心电图学方面的贡献，授予他诺贝尔生理及医学奖。并被后人推崇为心电图学之父. 以后，心电图仪不断小型化，多功能化，数字化，并发展为十二导联系统
动态心电图的发展史
动态心电图技术的发展可分为以下三个阶段：
第一阶段：生物磁学的发现，是N.J. 霍尔特 1933～1939年的研究成果。
第二阶段：无线电心电图，是N.J. 霍尔特 1947～1954年的研究成果。
第三阶段：动态心电图问世，由N.J. 霍尔特 1954～1961年研究并投入临床使用。自20世纪50年代末60年代初至今，动态心电图投入临床应用已有四十余年了。我国于1978年初开始引进Holter 仪器，并应用于临床。
3心电图应用的新发展及心电图机的发展趋势
随着心脏电生理、细胞电生理、分子遗传学的深入开展，以及与医学相关学科的发展，如计算机的广泛应用、电磁学的深入研究等，已使心电图由一门单纯的技术发展成为心电学，打破了心电图以往的局限性，为这项古老而经典的技术翻开了新的篇章。心电图现已不再是单一的诊断手段，它与临床表现密切结合，已成为恶性心律失常和心性猝死早期预测的重要检测方法。
一、记录方式的革新
记录方式由热笔式向热阵式记录的转变，频率响应大大提高，记录不失真心电波形的能力得到了很大的提高，提高了诊断准确率。
二、数字化技术及其它先进技术的的运用
运用先进的数字信号处理技术，心电信号处理的速度能力及准确率得到很大保证。
三、多导同步记录
可同步整体观察和测量多导同一心动周期的波形，提高了各种参数测量的准确性，便于早搏的定位，心律失常的分形，预激综合征的分型、定位，宽QRS 波心动过速的鉴别诊断。
四、临床信息系统的参与及管理
用心电图机作为终端，进行心电信号的采集与处理，先进的心电图机由于采用数字技术及预留通讯接口，使心电信号的集中处理及统一管理成为可能，实现了临床信息系统的参与同管理，顺应信息时代发展的大趋势。
五、自动测量以及分析诊断功能的不断完善
目前邦健自动分析心电图机的自动诊断功能可以达到200多种病例的自动判别，这也是心
电图机以后发展的大方向。
4我所设计的心电检测——监护心电图
也称监护心电图（MECG ），是人类继应用普通心电图机认识心电活动的正常与异常过程及特征之后，为弥补常规心电图（ECG ）不能长程（长时间和／或远距离）记录心电变化之不足、于本世纪五六十年代兴起的心电信息学技术。根据所用仪器分为床边监测心电图（besideMECG ，BMECG ）、遥控监测心电图（telemonitoring ECG，TMECG ）、动态心电图（dynamic ECG，DCG ）和电话传输心电图（transtelephonic ECG，TTCG ）等；根据监测距离的远近分为医院内监测心电图（包括BMECG 和TMECG ）和院外监测心电图（包括DCG 和TTCG ）。
一、溯源与发展
(一) 监护心电图的概念
监护心电图是指利用心电监测仪器对患者的心电活动进行长时间和／或远距离的监测，通过计算机分析处理后直接显示或打印出心电波形及数据，为临床诊断治疗疾病提供依据。临床广泛使用的监测心电图技术主要有：各种ICU 内的床边、动态以及电话传输等心电图监测。
(二) 监护心电图的发展史
虽然很久以前人们就知道对患者进行监测的价值，但直到本世纪初之前，临床医师仍仅能凭自己五官的感觉对患者进行人工监测。1903年Calson 在手术室首次应用Riva-Rocci 血压计监测麻醉患者的血压开创了仪器监测的新纪元。1950年心电示波仪研制成功后首次被用于监测手术患者的心电图，这种雏型心电监测仪所起到的独特监护作用引起了学者们的共鸣，启迪了人们应用电子技术进行自动监测患者的设想。1958年Safar 创建ICU 将床边心电图监测作为危重患者常规监测项目。1962年Day 首创CCU 应用床边心电图持续监测AMI 患者，及时发现与处理心律失常，使他所在医院该年度AMI 住院患者死亡率从39％降至19％，但床边心电图只适宜于住院患者的院内监测，对院外患者则爱莫能助。1978年电话传输心电图监测技术成功地应用于临床，使远离医院的患者在发生心脏事件时能够通过电话及时地将心电图传送至心电监测中心，及时得到医师的诊断和医疗或急救指导，显著降低了院外心律失常患者的死亡率。随着电子工业技术的迅猛发展和电脑新软件的不断开发，心电监测仪器不断更新，监测技术不断改进。目前，CCU 与ICU 内床边心电图监测系统的功能已相当完善，不仅能够显示、打印并记录心电图波形和数据，还能对人为设置的心率上、下限及心律失常自动报警；双导心电图波形显示及图像冻结功能可供逐帧心电图波形仔细观察分析；数小时与24h 储存资料可提供心电活动的趋势分析以协助评估病情变化与治疗效果；微机系统可对多种心律失常进行自动分析，并可识别T 波，测量S-T 段，诊断心肌缺血；心电、呼吸、血压、心泵功能联合监测电脑技术已被开发并应用于临床。Holter 监测技术也由传统的记载已过去事件，发展为具有实时连录技术的固态Holter 监测系统，成为当代心脏病学领域中最盛行、实用的诊断技术手段之一，不仅是评定心律失常的重要临床手段，也是评定有症状或无症状心肌缺血的重要辅助工具。电信事业的飞速发展和医院内ICU 的普及为电话传输心电图监测技术的临床推广应用创造了条件；随着区域性电话传输心电监测网络的形成与扩展乃至世界联网，在广大空间和时间中监护活动在每一个角落患者的心电活动，对预防、急救或处理患者的突发心脏事件已不再是人类的幻想。
1. 在心脏性危重患者中的应用
（1）对不稳定型心绞痛（UAP ）的监测
（2）对非AMI 心律失常的监测
（3）用抗心律失常药物治疗时的监测
（4）对安装起搏器病人的监测
2. 在非心脏性危重患者中的应用
(1)系统器官功能衰竭（MSOF ）的监测
(2)对电解质代谢紊乱的监测
(3)对神经系统危重症的监测
（4）在麻醉、手术过程中的应用心电图监测
（5）在心肺复苏过程中的应用心电图监测下
（6）在特殊检查中的应用心电图监测
㈡整体设计：
确定心电放大器的性能指标
（1） 人体心电信号幅度一般在0.5 mV—5mV ，属于微弱信号，放大器输出信号一般在+5V
— -5 V，因此要求放大器的差模电压增益为1000左右；
（2） 信号的频率范围一般为0.05—100Hz;
（3） 高输入阻抗。人体内阻，检测电极与皮肤的接触电阻为信号的内阻，阻值一般为几
十千欧，通过电极提前的心电信号是不稳定的高内阻源的微弱信号，为了减轻微弱心电信号的负载，要求放大器的差模输入阻抗大于10兆欧；
（4） 高共模抑制比CMRR 。人体相当于一个导体，将接收空间电磁场的各种干扰信号，
它们对放大器来说相当于共模信号，因此，前置级必须采用CMRR 高的差动放大形式，能减少共模干扰向差模干扰的转化，一般放大器的共模抑制比为80dB 以上。；
（5） 要求具有低噪声和低漂移特性。
㈢单元电路设计:
（1）电源部分：
要把交流220V 电压变成直流，然后把直流电压稳压到所需要的电压。同时要考虑到电压的滤波、整流等。电路可分三个部分：
1) 滤波电路，此电路是把输入电压进行滤波，滤掉除了输入交流以外的其它信号，如高频分量、多次谐波等杂波；
2) 交流电压变换成直流电压即AC —DC 电路，它通过桥或电源模块等方法，把交流220V 转换
成直流电压；
3) 由直流转换成要求输出所需要的直流电压，即DC — DC电路。
1 滤波电路
滤波的目的是将沿导线传人或传出设备的干扰减小到一定的程度，使传出设备的干扰不至于超过给定的范围，传人设备的干扰不至于引起设备的误动作。在此输入滤波电路设计中，既要考虑到输入电压为交流电压，电路上有交流地、直流地、壳地等，同时又要考虑存在共态噪声与正态噪声、低频传导噪声与高频传导噪声。此电源是开关电源，开关电源的干扰特点是：
1) 开关频率会同时以差模和共模的形式进行干扰；
2) 开关尖峰是由于输出储能电容器的阻抗造成，这些尖峰干扰通过输出线以差模和共模的方式传出电源，并以二次辐射的形式耦合到其它导线或地上，产生共模干扰。
同时，在选择滤波器时，以设备的最大电流为准，确保滤波器在最大电流状态下具有良好的性能，否则当干扰恰好在最大工作电流状态下出现时，设备会受到干扰或传导发射超标。
2 AC—DC 电路
此电路可采用最普遍的全波整流
桥。它的特点是在同样满足参数要
求的情况下成本低，体积小，订货
周期短。也可以选用模块进行整流，
采用模块整流的特点是：
1) 电源模块体积小；
2) 采用高频电流开关变换电路，其
电路功耗低、热效小、耐高温、可
靠性强；
3) 具有过流、过压、过热保护功能，使电源在超标时停止工作，当指标恢复到正常范围，设备继续工作。
4) 电压输出稳定，可靠性强。
它的不足是成本高。
具体参数及所选器件:
由市电AC 220V 经降压、整流、滤波后得到21V 直流电压，该电压再经三端稳压器7815、7915、7805、7905稳压后输出±15V 、±5V 电压，作为系统数字控制及模拟放大部分的电源电压。
Ｃ１＝470μF ，Ｃ２＝470μF ，Ｃ３＝０.47 μF ，Ｃ４＝０.47μ F ，Ｃ５＝470μF ，Ｃ６＝470μF ，Ｃ７＝０.47μ F ，Ｃ８＝０.47μF
（2）差动放大:
差动放大是心电图前置放大的主要部分，和缓冲器一起组成心电图前置放大. 差动放大的作用是将毫伏级的微弱电信号进行放大. 同时必须有高抗干扰能力，即具有高共模抑制比。 采用差动放大输入电路形式, 利用电路对称结构并对元件参数严格挑选能有效地抑制由放大器温度变化造成的零点漂移。差动放大电路，具有高度对称性，在放大差模信号时能较好地抑制共模信号，有较高的共模抑制比，解决了直接耦合放大器中，既要放大有用信号，又抑制温度等引起的零点漂移的问题。
对于多级直流放大电路，由于放大器级间采用直接耦合，因此存在零点漂移现象。在直接耦合电路中，前一级工作点的变化会被以后电路逐级放大，使输出产生很大漂移，严重时使放大器无法正常工作，因此，对于多级直流耦合放大器，前面几级，特别是第一级静态工作点稳定与否对保证放大器能否正常工作至关重要，因此，需要采取有效措施，而采用差动放大电路便可解决此问题。
放大器低噪声性能主要取决于前置级，正确设计放大器的增益分配，使前置级系数较小，可获得良好的低噪声性能。
具体参数及所选器件
:
前置放大器因为考虑到性能参数的影响, 放大倍数不能太大, 故我们将该级的增益设定在20。
R 1=10KΩ，R 2=10KΩ，R 3=10MΩ，R 4=10MΩ，R 5=10KΩ，R 0=100KΩ，R G =2.6KΩ,C 1=C2=0.68μF, RF =10MΩ，C F=4700PF
AD620是单片机的仪用放大器, 它在传统的三运放方式的基础上做了一些改进. 一是采用绝对值的校准, 使用户仅使用一个电阻就能对增益进行准确的设定; 二是单片结构和激光校准使用电路元件间的匹配和跟踪特性都
非常好, 保证了该电路固有的高性能.
简化结构如下图,
AD620的高输入阻抗、高共模抑
制比以及其他优越的性能，使其可以
用于ECG 测量电路中，如上图AD620
作为前置放大器，其增益为20，加上
后级放大，总增益为1000，满足ECG 放大器的要求。前置放大器加入了右腿驱动电路，以减少了共模干扰的影响。共模驱动电路由对称电阻R2和R3取出人体共模电压，经AD705运算放大器组成反相驱动放大器施加给人体的右腿，抵消共模干扰。电容器C 的值要做适当选择以维持右腿驱动电路稳定性。限流电阻R 5=1MΩ，取值较大，限制电流为毫安级的水平，增加了安全保护性能，防止病人受到可能的伤害。此外，较低的偏置电流和电流噪声，以及较低的电压噪声改善了AD620的动态范围，从而得到了更好的放大性能。
AD620是高性能单片集成的仪器放大器，它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，无须调节，易于使用。AD620集成芯片结构原理如下图。使用时只需在1脚和8脚接入一个电阻R G 以设置所需要的增益。集成的仪器放大器的电压增益G=1+49.4 / RG 。
集成的仪器放大器的突出优点是低频噪声小，从0.1—10Hz 的噪声电压p-p(峰-峰) 值为0.28μV , 失调电压, 浮漂都很小, 共模抑制比为110dB, 带宽120kHz(增益为100时)
AD620的主要特性:
(1) 仅需一个外部电阻就可正确准确设置1-1000的增益, 所有方便.
(2) 工作电源电压范围极宽, 正负2.3V-18V .
(3) 低功耗, 最大电源电流仅1.3毫安.
(4) 最大输入失调电压1.25μV .
(5) 最大输入失调温漂1μV/度.
(6) 仅需一个外部电阻就可正确准确设置1-1000的增益, 所有方便.
(7) 工作电源电压范围极宽, 正负2.3V-18V .
(8) 低功耗, 最大电源电流仅1.3毫安.
(9) 最大输入失调电压1.25μV .
(10) 最大输入失调温漂1μV/度.
(11) 最小共模抑制比为93 dB(G=10).
(12) 低噪声输入电压噪声9Nv
AD620封装引脚分布图
（３）高通滤波器:
心电信号经一级放大之后幅值仍然较小，在进行二级放大使心电信号的幅值放大至0.5—1V 左右，便于用示波器观察。由于人体心电信号的主要频率范围为0.05—100Hz ，为了消除低频噪声，在一级放大之后加入了高通滤波器，其下限截止频率设在0.05Hz 。
它的作用是隔去前置放大器的支流电压和支流极化电压, 耦合电信号, 保证心电信号低端频率界限为0.05Hz 。为使心电信号不失真地耦合到下一级，必须使用合适的RC 参数，其大小决定RC 耦合器的低频响应。RC 乘积越大，放大器的低频响应越好，但RC 的值不能无限制加大，分否则会使充放电时间延长。RC 电路的放电通过闭锁电路完成，以加快导联切换的速度。由于在滤波电路中采用了RC 高通滤波电路，该电路具有较高的输出阻抗.
电容的作用是去除电极的极化电压。RC 滤波器的优点是：高通滤波器的主要作用是消弱低频干扰信号, 其特性阻抗在通带内呈纯电阻性，这就给连接匹配带来方便。所以，在低频范围内，普通的LC 滤波器需要很大的电感和电容，体积大、成本高、信号容易失真，因此在无源滤波器中应尽可能采用RC 滤波器或采用有源RC 滤波器。
滤波器对最终信号的质量尤为重要，由于滤波器的性能对元器件的误差相当灵敏，因此在这一级的设计中需要选用稳定而精密的阻容原件，可串联精密的电位器以获得较好的效果。
具体参数及所选器件:
二阶高通滤波器的：
已知低端频率f 0=0.05Hz用归一化计算得C 1= C2=1.0μF,R 1=2.2MΩ, R2=4.7 MΩ
（4）电隔离电路
生物电放大器必须采用隔离技
术，也就是与生物体接触的前置
放大级采用浮地发动放大器，这
样一方面可提高抗干放大器抑制
干扰能力，更重要的可保证测量
的安全. 。所谓浮地, 即信号在传递
过程中，不是利用一个公共接地
点逐级地往下传，如人们所熟知
的阻容耦合，直接耦合等，而是
利用诸如磁耦合或光耦合和等隔
离技术。信号从浮地部分传递到
普通接地部分，两部分之间没有电路直接联系，浮地部分称为信号地，普通电路部分称为电源地，地线形成的漏电流完全被隔断；两部分供电电源不同，浮地部分由隔离电源的输出供电，普通部分由普通稳压电源供电，构成两个独立的供电系统。隔离放大级不但能保障被测人体的绝对安全，而且消除了地线中干扰电流影响。
隔离放大级对信号传输有两种方案：一是通过磁耦合，经变压器传递信号；另一是通过光耦合，用光耦合器件传递信号。后者体积小，结构简单，使用方便，是目前采用最多的方案。 光耦合器一般用于隔离状态下的传输，所传输地信号可以是直流，交流或脉冲信号。光耦合器采用光学方法耦合信号，然后再转换为电信号。
光电隔离器采用光耦合器或者集成光电隔离放大器实现前置放大器的浮置工作，保证测量的安全，提高信号的质量。
具体参数及所选器件
:
R 1 =47Ω， R 2=1 KΩ，R 3=746Ω
（５）50Hz 陷波器:
由于检测信号中存在的主要干扰信号有电极板与人之间的极化电压,50Hz 工频干扰, 仪器内部噪声和仪器周围电场, 磁场, 电磁场的干扰等等, 要想获得清晰稳定的心电信号，心电放大器中前置放大器与滤波器的设计很关键，特别是50Hz 的陷波器尤为重要。50Hz 的陷波器进一步抑制电源干扰. 常用的切比雪夫滤波器具有从通带到阻带能迅速衰减的特点, 因此采用二阶滤波器.
具体参数及所选器件:
ω0=2πf 0=1/(2C×R/2)=314.16 取2C=0.22μF ，则R/2=1/(314.16×0.22×10-6)=14.5KΩ, (实际取15 K Ω),R=31.8KΩ,(实际取30 K Ω), C=0.11μF (实际取0.1μF), 品质因数Q=(ω0×2C ×R/2)/4(1-β)=1/4(1-β) 取β=0.985时Q=16.8
（６）低通滤波器:
为了消除50 Hz 工频干扰及高频干扰，这里加入了低通滤波器。实验中通过调节电阻，使低滤波器截止频率设在100Hz 。
消除干扰和抑制噪声，保证有用信号正常传递。保证心电信号的高频响应界限为100Hz. 其主要优点是：①有源RC 滤波器在通带内信号不仅可以没有衰减，还可以有一定的增益；②在阻带内，其阻抗频率特性随频率而急剧改变，故选频性能好；③输入阻抗高，输出阻抗低，不需要阻抗匹配，输入、输出之间有良好的隔离；④网络内电容器容量很小，一般仅为
零点几μF ，故体积小，性能稳定。
具体参数及所选器件:
其主要优点是：1）有源RC 滤波器在通带内信号不仅没有衰减，还可以有一定的增益；2）在阻带内，其阻抗频率特性随频率而急剧改变，故选频性能好；3）输入阻抗高，输出阻抗低，不需要阻抗匹配，输入、输出之间有良好的隔离；4）网络内电容器容量很小，一般仅为零点几微法，故体积小，性能稳定
已知低端频率f 0=100Hz, ω0= 2πf 0=628.32(1/S)，C= C/(Zω0), 计算得C 1=0.225μF ，(实际取0.22μF) C2=0.115μF ，(实际取0.1μF)R 1 =R2=10 KΩ
（7）后级放大
C=33μF ，R F =300 KΩ，，R=15 KΩ，R P =700KΩ增益Kp=-（R 2/R1）=20
该电路还可以很好地抑制零点漂移，具体措施为先使Vi=0V调节滑动变阻器使Vo=0V，此时将滑动变阻器滑动端固定。此后Vi 接前级输出时也不改变滑动端位置变可达到抑制零点漂移的目的。
(四) 总结
心电图机是最常见的医疗诊断仪器，分析研究其放大电路，不仅使我了解了心电图机的有关工作原理和线路结构，还从线路设计计算中得到锻炼，提高了独立思考和工作能力，初步掌握了线路设计方法和技巧，为今后进一步学习有关专业课程打下基础。
本设计的可取之处在于：根据已有的成熟线路，自行设计了电路参数，注意到微弱信号放大的主要是抗干扰，采取了以运放AD705为核心的负反馈环节，大大削减了共模信号干扰；同时设计了双T 有源滤波器来消除由电源串入的50HZ 工频干扰；还特别设计了带有电压负反馈的光电隔离器来进一步消除由接地接壳造成的干扰并改善线性，减少失真。
不足之处在于：由于缺乏实践经验加上刚刚接触专业知识，理论准备不足，对所选用的芯片及阻容器件是否合适，心中无底。另外，电子线路多种多样，如何选择既简单又性能好
3004202347－2－李洋
的线路也感到有困难。参数的确定在很大程度上靠设计经验，这方面更是不足。克服之法就是除了加强理论学习外，要多参加实践活动，增强独立处理问题的能力。
