人体心电测试电路设计

中北大学

课程设计说明书

2011/2012 学年第二学期

学生姓名：陈杰学号：1005084122

学院：信息与通信工程学院

专业：生物医学工程

课程设计题目：医学电子电路实践课程设计

人体心电测试电路设计

课程设计地点：201实验室，学院610，学院503室指导教师：侯宏花石海杰

系主任：王浩全

2012 年6 月 20 日

中北大学

课程设计任务书

2011/2012 学年第二学期

学院：信息与通信工程学院＿

专业：生物医学工程＿

学生姓名：李金金学号：1005084109

学生姓名：李艺学号：1005084113

学生姓名：陈杰学号：1005084122

课程设计题目：医学电子电路实践课程设计＿

人体心电测试电路设计＿

起迄日期：2012年6月 4 日～2012年6月15 日＿

课程设计地点：201实验室，学院610，学院503室

指导教师：侯宏花石海杰＿＿

系主任：王浩全＿＿

下达任务书日期: 2012 年6 月 4 日

目录

绪论 (1)

一、设计报告 (1)

1.1设计实验目的及意义 (1)

1.2心电信号产生机理 (2)

1.3人体心电信号的特征分析 (3)

1.4人体心电信号的噪声来源 (4)

二、测试报告 (5)

2.1 硬件电路设计 (5)

2.1.1信号输入及低通滤波电路 (5)

2.1.2一级放大电路 (6)

2.1.3 二级放大电路 (6)

2.1.4 稳压电路 (7)

2.1.5 滤波电路 (7)

2.2 软件仿真及结果 (8)

三、课程设计总结 (12)

四、参考文献 (12)

绪论

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10μV～4mV之间，频率范围为0.01～100Hz，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，采用输入电路---放大电路---稳压电路---滤波电路组成的模式，并且利用软件对相应的电路进行仿真，实验结果表明，电路能够很好地完成人体心电信号的检测放大。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，心脏搏动节律也是人体生理状态的重要标志之一。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。

一、设计报告

1.1设计实验目的及意义

本实验的目的即利用设计的仪器从人体采集心电信号，并进行放大滤波最终呈现在示波器上进行观察。

心肌是由无数个心肌细胞组成，由窦房结发出的兴奋，按一定的途径和时程，依次向心房和心室扩布，引起整个心脏的循环兴奋。心脏各部分兴奋过程中出现的电位变化的方向、途径、次序、和时间均有一定的规律。由于人体为一个容积导体，这种电变化也必须扩布到身体表面。鉴于心脏在同一时间内产生大量的电信号，因此，可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢电极，将心脏产生的电位变化以时间为函数记录下来，这种记录曲线称为心电图，如下图所示。心电图反

映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。心肌细胞的生物电变化时心电图的来源，但是心电图曲线与单个心肌细胞的膜电位曲线有明显的区别。ECG 波形是由不同的英文字母统一命名的。正常心电图由一个P波、一个QRS波群和一个T波等组成。P波起因于心房收缩之前的心房极时的电位变化； QRS 波群起因于心室收缩之前的心室除极时的收位变化；T波为心室复极时的电位变化，其幅度不应低于同一导联R波的1/10，T波异常表示心肌缺血或损伤。ECG的持续时间由：P-R间期（或P-Q间期）为P波开始至QRS波群开始的持续时间，也就是心房除极开始至心室除极开始的间隔时间，正常值为0.12～0.20s，若P-R 期延长，则表示房室传导阻滞；Q-T间期为 QRS波群的开始至T波的末尾的持续时间，意为心室除极和心室复极的持续时间，正常值为 0.32～0.44s；S-T段为从QRS波群终末导T波开始之间的线段，此时心室全部处于除极状态，无电位差存在，所以正常时与基线平齐，称为等电位线，若S-T段偏离等电位线一定QRS 波群持续时间正常值约为0.06～0.11s。范围，则提示心肌损伤或缺血等病变；因此，实时的检测心电信号，可以从所得出的心电图上观察心脏的变化，医生就可以从所测的心电图上判断心脏各个部位的功能是否正常，所以心电图是医生治疗心脏方面的疾病所不可或缺的依据。因此心电检测就有了实际应用的意义。1.2人体心电信号的产生机理

心电是心脏的无数心肌细胞电活动的综合反映，心电的产生与心肌细胞的初极和复极过程密不可分。心肌细胞在静息状态下，细胞膜外带有正电荷，细胞膜内带有同等数量的负电荷，此种分布状态称为极化状态，这种静息状态下细胞内外的电位差称为静息电位，其值保持相对的恒定。当心肌细胞一端的细胞膜受到一定程度的刺激(或阈刺激)时，对钾、钠、氯、钙等离子的通透性发生改变，引起膜内外的阴阳离子产生流动，使心肌细胞除极化和复极化，并在此过程中与尚处于静止状态的邻近细胞膜构成一对电偶，此变化过程可用置于体表的一定检测出来。由心脏内部产生的一系列非常协调的电刺激脉冲，分别使心房、心室的肌肉细胞兴奋，使之有节律地舒张和收缩，从而实现“血液泵”的功能，维持人体循环系统的正常运转。心电信号从宏观上记录心脏细胞的除极和复极过程，在一定程度上客观反映了心脏各部位的生理状况，因而在临床医学中有重要意义。每一个心脏细胞的除极和复极过程可以等效于一个电偶极子的活动。为了研究方便

和简化分析，可以把人体看作是一个容积导体，心脏细胞的电偶极子在该容积导体的空间中形成一定方向和大小的电场，所有偶极子电场向量相加，形成综合向量，即心电向量。当它作用于人体的容积导体时。在体表不同部位则形成电位差，通常从体表检测到的心电信号就是这种电位差信号。当检测电极安放位置不同时，得到的心电信号波形也不同，于是产生了临床上不同的导联接法，同时也考虑有可能用体表心电电位分布图反推心脏外膜电位即心电逆问题的求解。

1.3人体心电信号的特征分析

1.3.1心电信号时域特征分析

图1.1 典型的心电信号

如图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。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0.08-0.12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)P R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。

1.3.2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。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.

1.4人体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0.25-35 Hz之间。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50 Hz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 5 Hz；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％。

二、测试报告

2.1硬件电路设计

2.1.1信号输入及低通滤波电路

图2.1 信号输入及低通滤波电路图

U19-U23组成差分放大电路和信号切换电路，心电信号通过导联引入跟随器输入端，由于心电信号幅度小，为了减少干扰，在跟随器输入端对心电信号进行低通滤波，滤除信号中的高频部分。

2.1.2 一级放大电路

图2.2 一级放大电路图

U22配以阻容组成差分放大电路，对心电信号进行初步放大。电源输入端增加电容，可以提高电源输入阻抗，提高输入电压。

2.1.3 二级放大电路

图2.3 二级放大电路图

U23的输出端形成初步放大后的差动信号Vo，该信号经过C47和R77高通滤波，在经过U24二阶低通滤波后和二次放大后，形成完整的心电采集信号XDVb。RW6的作用是将其直流电位抬高2V左右输出，其目的是避免出现负信号，以适应模/数转换电路的需要。

2.1.4稳压电路

图2.4 稳压电路图

TPS60400是具有变切换频率的60mA充电泵电压方向器，效率高达99%，静态电流0.125mA

2.1.5 滤波电路

图2.5 滤波电路图

MAX295的作用是信号滤波。

2.2 软件仿真及结果

2.2.1 信号输入及低通滤波

我们采用信号发生器产生1Hz，1mV的正弦波，电容的截止频率为6.7Hz，所以高于这个频率的信号不能在示波器中观察到其波形。

图2.6 部分信号输入及低通滤波电路

心电信号的幅度在10uV～４mV之间，典型为１ｍｖ，频率在0.01～100Hz之间。

图2.7 部分信号结果输出图

由于截止频率是6.7Hz，所以当输入频率为1Hz时，可以从示波器中观察到波形，当输入频率为60Hz时，从示波器中观察不到波形。

2.2.2一级放大电路

图2.8 一级放大电路

图2.9 一级放大电路结果输出图

U22配以阻容组成差分放大电路，输入经过低通滤波器的心电信号，电位器RW4是用来调节U23B的输入信号，此步我们仍然采用信号发生器产生1Hz，1mV的正弦波。该电路将心电信号进行初步放大，经计算放大倍数在10--20倍之间，则输出信号波形如上图所示。

2.2.3 二级放大电路

图 2.10 二级放大电路

U24B及U19A是主放大器，将心电信号放大80倍左右，电位器RW5来调节放大倍数，电位器RW6是将输出信号的直流电位抬高2V左右输出。

图2.11 二级放大电路结果输出图

该电路将U23输出的差动信号经C47和R77高通滤波和二次放大后形成如图所示的心电采集信号。

2.2.4整体电路及最终仿真结果

整体电路图

图2.12 整体电路

仿真结果

图2.13 最终仿真结果输出图

三、课程设计总结

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。

通过本次的课程设计，我的感触颇深。首先是团结合作的重要性，这次设计不仅仅用到了我们所学过的知识，更重要的是要通过大家的合作并且借助外界力量来查阅大量资料。大家分工合作，各司其职，井井有条。其次是通过这次的实验设计，培养了独立思考和动手的能力，让我学会了更多的学习方法，这将对以后的学习和生活有很大的提高与帮助。再次这是我的第一次的课程设计，限于我的学识和能力，本次的课程设计难免会有缺点和不足，望老师给予及时的批评和指正，以便我今后的学习和改正。

四、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

[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]韩焱数字电子技术北京：电子科技出版社 2009

[7]毕满清模拟电子技术北京：电子科技出版社 2009

[8]毕满清电子技术实验及课程设计北京：工业出版社2005