同步采樣心電信號采集器（硬件部分） 電氣工程及其自動化專業(yè)畢業(yè)設(shè)計 畢業(yè)論文

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1、 中 國 礦 業(yè) 大 學(xué) 本科生畢業(yè)論文 姓 名：劉尊禮 學(xué) 號： 04051712 學(xué) 院： 信息與電氣工程學(xué)院 專 業(yè)： 電氣工程與自動化 　 論文題目： 同步采樣心電信號采集器（硬件部分） 專 題：

2、 指導(dǎo)教師： 郝繼飛 職 稱： 教授 2009 年 6 月 徐州 中國礦業(yè)大學(xué)畢業(yè)論文任務(wù)書 學(xué)院 信息與電氣工程學(xué)院專業(yè)年級 電氣05級 學(xué)生姓名劉尊禮 任務(wù)下達日期： 2009年 2月 16日 畢業(yè)論文日期： 2009 年 2月 16日 至 2009年 6月 20 日 畢業(yè)論文題目：同步采樣心電信號采集器（硬件部分） 畢業(yè)論

3、文專題題目： 畢業(yè)論文主要內(nèi)容和要求： 通過對心電圖儀器相關(guān)知識的了解與掌握，結(jié)合所學(xué)的工業(yè)自動化方向的專業(yè)知識設(shè)計一款同步采樣心電信號采集器。此采集器必須符合如下的要求： （1） 體積小、精度高且價格低廉的便攜式設(shè)計原則； （2） 實現(xiàn)國際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)的心電生理信號同步采樣功能； （3） 心電采集數(shù)據(jù)的掉電非易失性存儲； （4） 與PC機的USB數(shù)據(jù)傳輸； （5） 實現(xiàn)對心電信號干擾的有效濾波，提高心電圖所示信息的準(zhǔn)確性。 總之，要求采用硬軟件資源優(yōu)勢互補實現(xiàn)國際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)心電信號的采集、傳輸、濾波，存儲和PC機的波形回放顯示功能，使所設(shè)計的同步采樣心電信號采集器真正成

4、為可以用于人體心臟監(jiān)護與疾病診斷的醫(yī)療儀器。 院長簽字： 指導(dǎo)教師簽字： 中國礦業(yè)大學(xué)畢業(yè)論文指導(dǎo)教師評閱書 指導(dǎo)教師評語（①基礎(chǔ)理論及基本技能的掌握；②獨立解決實際問題的能力；③研究內(nèi)容的理論依據(jù)和技術(shù)方法；④取得的主要成果及創(chuàng)新點；⑤工作態(tài)度及工作量；⑥總體評價及建議成績；⑦存在問題；⑧是否同意答辯等）： 成 績： 指導(dǎo)教師簽字：

5、 年 月 日 中國礦業(yè)大學(xué)畢業(yè)論文評閱教師評閱書 評閱教師評語（①選題的意義；②基礎(chǔ)理論及基本技能的掌握；③綜合運用所學(xué)知識解決實際問題的能力；④工作量的大??；⑤取得的主要成果及創(chuàng)新點；⑥寫作的規(guī)范程度；⑦總體評價及建議成績；⑧存在問題；⑨是否同意答辯等）： 成 績： 評閱教師簽字： 年

6、 月 日 中國礦業(yè)大學(xué)畢業(yè)論文答辯及綜合成績 答 辯 情 況 提 出 問 題 回 答 問 題 正 確 基本 正確 有一般性錯誤 有原則性錯誤 沒有 回答 答辯委員會評語及建議成績： 答辯委員會主任簽字： 年 月 日 學(xué)院領(lǐng)導(dǎo)小組綜合評定成績： 學(xué)院領(lǐng)導(dǎo)小組負(fù)責(zé)人：

7、 年 月 日 摘 要 心電信號同步采集系統(tǒng)是心電設(shè)備的前端功能模塊。本文介紹了一種基于C8051F120微控制器的嵌入式心電信號采集系統(tǒng)的設(shè)計與實現(xiàn)，該系統(tǒng)是12導(dǎo)聯(lián) 心電信號準(zhǔn)同步采集系統(tǒng)。作為一個通用的心電信號采集器，它可以應(yīng)用于多種 心電設(shè)備中。另外，當(dāng)PC機充當(dāng)心電信號處理模塊的角色時，本系統(tǒng)還可以通過 USB接口直接和PC機連接，具有一定的獨立工作的能力。該系統(tǒng)體積較小，功耗 較低，性能良好，外圍設(shè)備支持豐富而且可擴展性較高。針對系統(tǒng)的實際

8、開發(fā)過程，論文將從如下幾個部分進行闡述: 首先，論文簡述了心電圖方面的基礎(chǔ)知識，包括心電圖的產(chǎn)生機理和特征。 在心電圖的專業(yè)術(shù)語中，心電圖的導(dǎo)聯(lián)是指記錄心電圖時電極在人體體表的放置 位置和電極與放大器的連接方式。論文給出了由本系統(tǒng)的通道數(shù)據(jù)獲得國際標(biāo)準(zhǔn) 12導(dǎo)聯(lián)數(shù)據(jù)的換算公式，后端心電數(shù)據(jù)處理模塊通過軟件實現(xiàn)這種轉(zhuǎn)換，并據(jù)此 繪制出心電圖。 接下來，論文提出了采集系統(tǒng)的硬件設(shè)計目標(biāo)和微控制器選型。詳細(xì)介紹了兩級放大電路的設(shè)計原理。一級放大電路將信號放大10倍左右，輸出信號經(jīng)過去直流”處理后進入二級放大電路放大50倍左右。取自人體體表的微弱心電信號經(jīng)兩級放大后達到5

9、00倍左右的放大增益，便于ADC進行采樣。 關(guān)鍵詞:心電信號采集;12導(dǎo)聯(lián);C8051F120;實時濾波;串行通信 分類號:  ABSTRACT ECG acquisition system is synchronized ECG front-end equipment functional blocks. This article describes an approach based on C8051F120 microcontroller embed

10、ded ECG Acquisition System Design and Implementation of the system is a 12-lead Quasi-synchronous ECG acquisition system. As a common collector ECG, it can be applied to a wide range of ECG devices. In addition, when PC-ECG processing module to act as the role, the system can also USB interface and

11、PC directly connected with a certain ability to work independently. The system is smaller in size, power consumption Relatively low, the performance of good, rich support for peripheral devices and high scalability. For the actual development process, papers will be part of the following: First

12、 of all, the paper outlines the basic knowledge of ECG, including the ECG and the characteristics of the generation mechanism. Terms in the ECG, the ECG-lead ECG is the record of the body surface when the electrode placement Electrode location and the connection with the amplifier. Papers given by t

13、he channel data of the system to international standards 12-lead data conversion formula, the back-end data-processing module ECG software to achieve this conversion, and accordingly ECG draw. Next, the paper presents the hardware acquisition system design objectives and selection of micro-contro

14、ller. Details Two-stage amplifier circuit design principle. An amplifier circuit will be about 10 times the signal amplification, the output signal " To DC "to deal with two amplifier after amplification of about 50 times. The weak from the body surface ECG Amplified by the levels of about 500-fold

15、gain, easy to carry out sampling ADC. Key words: ECG Acquisition; 12-lead; C8051F120; real-time filtering; 目 錄 ABSTRACT 目錄 1 緒論 1 1.1選題背景 1 1.2課題研究現(xiàn)狀 1 1.3本文要實現(xiàn)的目標(biāo) 2 2 心電圖基礎(chǔ)知識 4 2.1心電圖產(chǎn)生機理 4 2.2心電圖導(dǎo)聯(lián)體系 5 2.2.1雙極肢體導(dǎo)聯(lián) 6 2.2.2單極肢體導(dǎo)聯(lián) 7 2.2.3加壓單極肢體導(dǎo)聯(lián) 8 2.2.4單極胸導(dǎo)聯(lián) 8 2.2.5本系統(tǒng)導(dǎo)聯(lián)體

16、系 9 2.3心電信號的特征 11 2.4心電信號的噪聲干擾 12 3 系統(tǒng)硬件設(shè)計 13 3.1本系統(tǒng)的硬件設(shè)計目標(biāo) 13 3.2模擬電路部分的設(shè)計 14 3.2.1心電輸入電極 15 3.2.2保護限流電路設(shè)計 15 3.2.3威爾遜網(wǎng)絡(luò) 17 3.2.4一級放大電路設(shè)計 19 3.2.5二級放大電路設(shè)計 21 3.2.6右腿驅(qū)動電路設(shè)計 23 3.3數(shù)字電路部分的設(shè)計 26 3.3.1同步ADC的選型 26 3.3.2微控制器的選型 29 3.3.3外存儲器的選型 36 3.3.4 USB接口電路設(shè)計 39 3.4系統(tǒng)的供電 40 3.5系統(tǒng)抗干擾措施

17、 42 3.5.1系統(tǒng)存在的干擾類型 43 3.5.2抗干擾措施 43 3.6本章小結(jié) 44 4系統(tǒng)軟件設(shè)計 45 4.1軟件設(shè)計原則與編程方法 45 軟件設(shè)計原則 45 4.2系統(tǒng)軟件設(shè)計 45 4.3軟件設(shè)計 46 4.4軟件概要設(shè)計 47 4.5 本章小結(jié) 48 致 謝 49 致 謝 49 參考文獻 50 中文譯文 52 英文原文 62 . 9 中國礦業(yè)大學(xué)2009屆本科生畢業(yè)論文 第74頁 1 緒論 1.1選題背景 隨著現(xiàn)代社會經(jīng)濟的高速發(fā)展，人們在享受著高水

18、平的物質(zhì)生活的同時，也 面臨著以往任何一個時期都不曾有過的心理壓力，身心的負(fù)荷程度長期超載，這 一切使得心臟疾病開始成為威脅人們生命和健康的嚴(yán)重殺手。世界衛(wèi)生組織指出， 目前全球每年有1700萬人死于心臟病和其他心血管疾病，預(yù)計到2020年這個數(shù) 字將有可能突破2000萬。這些數(shù)字讓人觸目驚心，人們再也無法忽視或者逃避此 類疾病了。與其他疾病相比，心臟病的發(fā)作往往具有隨機性和突發(fā)性，多出現(xiàn)在 家中或工作現(xiàn)場，大部分人因失去搶救時間而致死，也有很多病人是由于未及時 發(fā)現(xiàn)病變延誤了最佳治療期而最終導(dǎo)致死亡。 然而，人類對心臟病的檢測和治療并非束手無策，很早以前，醫(yī)學(xué)界人士

19、就 開始將人體生物電之一的心電信號加以應(yīng)用了。1843年德國生理學(xué)家EDuBois一Reymond用動作電位(Aetionpotential)描述心肌收縮，被公認(rèn)為世界電生理學(xué)研究的奠基人。1856年，R.V.koelliker和H.Muller首次在病人身上記錄至小自臟的動作電位。如今己經(jīng)可以通過對心電信號的分析研究對心血管病變做出預(yù)測和斷.心電圖儀是一記錄心臟活動的專用儀器，它將心電信號經(jīng)過放大、濾波后，連續(xù)曲線的方式繪制出心電圖，現(xiàn)在心電圖己經(jīng)成為心臟疾病診斷的必不可少的工具之一。 目前世界上各大醫(yī)療器械廠商都競相投入了大量的人力、物力進行心電監(jiān)護系統(tǒng)的開發(fā)、生產(chǎn)和銷售，并且

20、都開發(fā)出了各具特色的心電儀產(chǎn)品。但是這些心電儀產(chǎn)品價格都十分昂貴，對于一些規(guī)模有限的醫(yī)療機構(gòu)是沉重的負(fù)擔(dān)。同時這些心電儀產(chǎn)品過于精密和龐大，不便于攜帶，很難在日常監(jiān)測、急救狀態(tài)、野外救援時進行及時的心電監(jiān)護工作。 本文所基于的項目要研究和開發(fā)一種面向中小醫(yī)療機構(gòu)的便攜式心電儀。種心電儀性能良好、體積較小、使用方便而且便于攜帶?，F(xiàn)在人們的保健意識空前提高，我們開發(fā)的這種小型心電儀適用于社區(qū)診所之類的小型醫(yī)療機構(gòu)和部分家庭促進了醫(yī)療監(jiān)護設(shè)備在我國的應(yīng)用和推廣。 不論是何種類型的心電設(shè)備，心電信號采集系統(tǒng)均是心電儀的前端功能模塊也是很重要的一個模塊。采集模塊實現(xiàn)對信號的放大和模

21、數(shù)轉(zhuǎn)換，并通過硬件電路實現(xiàn)一定的濾波功能，然后把易于處理的數(shù)字信號通過串口傳遞到后端心電信號處理模塊。采集系統(tǒng)的工作質(zhì)量和穩(wěn)定性對后端處理模塊會產(chǎn)生影響，我們期望設(shè)訓(xùn)一種小體積、低功耗、性能穩(wěn)定的采集系統(tǒng)，能夠為后端提供高質(zhì)量的心電數(shù)據(jù)。 1.2課題研究現(xiàn)狀 當(dāng)前便攜式心電圖儀的設(shè)計主要向智能化、系統(tǒng)化和集成化方向發(fā)展。目前市面上常見的便攜式心電儀多數(shù)是采用了前后端的實現(xiàn)方式，前端是以單片機為核心的心電信號采集系

22、統(tǒng)，后端多數(shù)采用的是處理性能較高的嵌入式微處理器。這種處理器性能強大，它使得心電儀在心電數(shù)據(jù)采集、處理、存儲和顯示等功能的基礎(chǔ)上，還能夠?qū)崿F(xiàn)對心電數(shù)據(jù)的分析。然而，這種心電儀在實現(xiàn)多種功能的同時，也有一些缺點:結(jié)構(gòu)比較復(fù)雜、功耗較大、成本也較高。 另一方面，在導(dǎo)聯(lián)個數(shù)上，在相當(dāng)長的一段時間內(nèi)， 心電導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)一般僅僅 具有單導(dǎo)或三導(dǎo)聯(lián)同步記錄功能，市場上現(xiàn)在也還有很多這種產(chǎn)品.該類產(chǎn)品因為 只支持少數(shù)的導(dǎo)聯(lián)，因而它的液晶屏幕比較小， 用戶觀察起來很不方便，只能通 過自帶的打印機將心電圖打印出來之后才能較好的觀察分析。 另外，這種產(chǎn)品往 往不適合復(fù)雜心疾病的診斷。 目

23、前很多廠商也在競相開發(fā)支持多導(dǎo)聯(lián)的心電儀產(chǎn)品。 深圳邁瑞電子就是其 中之一，它在便攜式監(jiān)護儀領(lǐng)域做出了帶頭作用，典型的產(chǎn)品有PM系列，PM-9000 ExpreSS、PMS000等等。 隨著集成電路技術(shù)、計算機和網(wǎng)絡(luò)技術(shù)在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的進一步深入，今后心電 儀的研究和發(fā)展趨勢主要包括以下幾個方面: ○ 儀器小巧化。隨著集成電路技術(shù)的發(fā)展，心電檢測儀器趨于小型化和便攜 化Hter系統(tǒng)和心臟BP機等代表了這一發(fā)展趨勢。令多導(dǎo)同步心電檢測系統(tǒng)尤其是十二導(dǎo)同步心電檢測系統(tǒng)將逐步占領(lǐng)更多 的市場份額。 ○ 今界面友好化。心電儀產(chǎn)品會越來越體現(xiàn)人性化的思想，以方便使

24、用為設(shè)計目標(biāo)之一，本課題中研究的心電儀就采用了觸摸屏的方式，不僅界面友好，而且操作非常方便。 ○網(wǎng)絡(luò)化。單個獨立的心電儀系統(tǒng)可以通過網(wǎng)絡(luò)連接，和心電檢測數(shù)據(jù)庫互 聯(lián)，提高對疾病的監(jiān)測效率。令性能更高。隨著微處理器和微控制器運算速度的進一步提高，心電儀的處理能力也會不斷得到增強.〕 1.3本文要實現(xiàn)的目標(biāo) 本論文描述的便攜式心電儀采用了前端和后端的方式實現(xiàn)。其中前端的數(shù)據(jù)采 集板是基于C805lF系列微控制器設(shè)計的獨立系統(tǒng)，除了應(yīng)用

25、于便攜式心電儀之外，該采集系統(tǒng)還可以通過自身的USB接口和PC互聯(lián)工作。前端同步采集模塊是本要完成的工作內(nèi)容，后端數(shù)據(jù)處理及顯示模塊的設(shè)計與實現(xiàn)是其他同學(xué)完成 的，在此不做敘述。 本文所設(shè)計的心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)要達到如下目標(biāo): ●采集板盡量小型化，集成化。采集板的尺寸要盡量小，以便于嵌入到小型心電儀內(nèi)部，本系統(tǒng)中采集板的表面尺寸在6cmxscm左右; ●采集速率最高達到1O00sps，另外提供250sps和5O0sps的采集速率以供選擇，支持12位的采樣精度; ● 盡可能的降低功耗。開發(fā)的系統(tǒng)要支持電池供電，且電池供電時能持續(xù)工作4小時以上，否則將是無意義的;

26、 ● 可以采集任意導(dǎo)聯(lián)的數(shù)據(jù)。采集板可以根據(jù)上位機的命令要求獲取任意一個或幾個導(dǎo)聯(lián)的數(shù)據(jù); ● 實時濾波功能。盡量優(yōu)化軟硬件資源，設(shè)計適合單片機端實時處理的FIR濾波器，去除50Hz工頻干擾信號，提高采集系統(tǒng)的效率，在保證信號質(zhì)量的基礎(chǔ)上為心電圖儀的處理系統(tǒng)提供更加“干凈”的數(shù)據(jù); ● 數(shù)據(jù)臨時保存功能。采集系統(tǒng)要具備數(shù)據(jù)存儲模塊，對采集數(shù)據(jù)進行臨時儲同時具有可以擴展的外部存儲空間，當(dāng)有特殊需求時實現(xiàn)對大數(shù)據(jù)量的存儲; ● 數(shù)據(jù)傳送功能。采集系統(tǒng)可以將緩沖區(qū)中的心電信號數(shù)據(jù)通過串行接口傳送至上位機的診斷系統(tǒng)中。 2 心電圖基礎(chǔ)知識 2.1心電圖產(chǎn)生機理 心臟

27、是人體血液循環(huán)系統(tǒng)中的重要器官，依靠心臟的節(jié)律性收縮和舒張，血 液才能夠在封閉的循環(huán)系統(tǒng)中不停的流動，將氧氣運輸?shù)饺砀鞑糠值慕M織器官， 將二氧化碳排出體外，使得生命得以維持。人的心臟在每次收縮之前會先產(chǎn)生電 激動，形成微弱的電流，約在0.02秒至0.07秒之后就有機械性的收縮活動[3]。 在每一個心動周期中，心臟各部分興奮過程中出現(xiàn)的電信號的變化方向、途 徑、次序和時間都具有一定的規(guī)律性。人體是一個良好的導(dǎo)體，心臟正處于這一 導(dǎo)體之中，可以將這種生物電變化通過心臟周圍的導(dǎo)電組織和體液傳導(dǎo)到身體表 面，使身體各部分在每一心動周期中也發(fā)生有規(guī)律的電變化。把測量電極放置在

28、人體表面適當(dāng)部位記錄出來的心臟電位變化曲線就是臨床常規(guī)心電圖，反映了心 臟興奮的產(chǎn)生、傳導(dǎo)和恢復(fù)過程的電變化。簡單的說，心電圖記錄的是心臟活動 過程中所產(chǎn)生的生物電。圖2.1標(biāo)明了一個典型的心電信號周期。 圖2.1典型心電信號波形示意圖 . 心電圖的典型波形 P波:由心房的激動所產(chǎn)生，反映心房肌去極化過程中的電位變化。前半部分主要由右心房所產(chǎn)生，后半部分則主要由左心房所產(chǎn)生。正常P波的寬度不超過0.115，典型值為0.2m

29、V。 QRS波群:反映左、右心室的電激動過程，QRS波群的寬度稱為QRS時限，代表全部心室肌激動過程所需要的時間。 T波:反映心室肌復(fù)極化過程中的電位變化。范圍為0.1一0.smV，在以R波為主的心電圖上，T波不應(yīng)低于R波1/10。 U波:位于T波之后，可能是反映心肌激動后電位與時間的變化，人們對它的認(rèn)識仍在探討之中。 .心電圖的典型間期和波段 P一R間期:它是從P波起點到QRs波群起點的相隔時間，代表從心房開始興奮到心室開始興奮的時間，正常P一R間期為0.1小0.125，不同導(dǎo)聯(lián)測量的P一R間期 可能略有差別，P一R間期隨著年齡增長而有加長的趨勢。 P一R段:是

30、從P波后半部分起始端到QRs波群起點。正常人接近于基線。 QRS間期:從Q波開始到s波終點的時間間隔。代表兩側(cè)心室肌的電激動過程。 S一T段:從QRS復(fù)合波的終點到T波起點的一段，代表心室肌復(fù)極化緩慢進行的階段。正常人的S一T段是接近基線的，與基線間的距離一般不超過0.05Inln。 Q一T間期:自QRs波群開始至T波結(jié)束的時間，反映心室去極化和復(fù)極化過程所經(jīng)歷時間的總和，一般小于0.45。心率愈慢，Q一T間期愈長，心率愈快，Q一間期愈短。 2.2心電圖導(dǎo)聯(lián)體系 根據(jù)生物電位產(chǎn)生的機理，心臟的活動伴隨著電位變化，由于人體的導(dǎo)電能心臟的電位變化能夠傳到身體表面，因此在人體表面放

31、置適當(dāng)?shù)碾姌O就可記錄臟活動的電位變化。心電圖(ECG)就是通過在體表放置電極記錄下來的反映心臟活動電位變化的圖形。在人體體表記錄心電圖時，必須解決兩個問題:一是電極的放置位置，二是電極與放大器的連接形式，這也是后續(xù)設(shè)計放大電路的前提。臨床上為了統(tǒng)一和便于比較所獲得的心電圖波形，對記錄心電圖時的電極位置和引線與放大器的連接方式進行了嚴(yán)格的規(guī)定，并將記錄心電圖時電極在人體體表的放置位置和引線與放大器的連接方式稱為心電圖的導(dǎo)聯(lián)。自人體體表任意2點放置電極都能描記出心電圖，因此產(chǎn)生了一百多種導(dǎo)聯(lián)體系。在臨床應(yīng)用過程中，有的導(dǎo)聯(lián)體系數(shù)目太多，過于繁瑣，有的數(shù)目又太少，容易漏掉心電信息。被世界各國公認(rèn)的是

32、應(yīng)用已久的國際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)體系[3]:即1903年Einthoven發(fā)明標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)的【I、11、111】940年Wilson提出，1942年Goldbe堪er完善的加壓肢體導(dǎo)聯(lián)avR、avL、av與胸導(dǎo)聯(lián)Vl、VZ、V3、V4、VS、V6。因此把國際標(biāo)準(zhǔn)十二導(dǎo)聯(lián)體系，分別記為Ⅰ,Ⅱ,Ⅲ,aVR、aVL、aVF、VI～V6，其中，I、11、111導(dǎo)聯(lián)為雙極導(dǎo)聯(lián)，aVR、aⅥ,VF、VI～V6為單極導(dǎo)聯(lián)。 國際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)體系中，需要在人體體表放置10個電極，分別位于左臂(LA)、右臂氣RA)、左腿(LL)、右腿(RL)以及胸部6個電極(vl一v6)。在記錄心電圖時，右腿電極一般作為參考

33、電極，其余九個電極作為心電電極。肢體電極采用的是平板式電極，胸電極采用吸附式電極。接下來，對各種導(dǎo)聯(lián)結(jié)構(gòu)進行介紹。 2.2.1雙極肢體導(dǎo)聯(lián) 雙極肢體導(dǎo)聯(lián)又稱標(biāo)準(zhǔn)I、11、m導(dǎo)聯(lián)，它是以兩肢體間的電位差作為所獲取 的體表心電。其連接方式如圖2.2所示，其中A代表放大器，M為右腿驅(qū)動電路。 設(shè)、,分別表示左上肢、右上肢、左下肢的實際電位值，三個標(biāo)準(zhǔn) 導(dǎo)聯(lián)所獲得的電位值分別標(biāo)記為: , ， ， (公式2-l) 由上式可以推導(dǎo)出，每一瞬間都有，雙極肢體導(dǎo)聯(lián)能反映出心臟的大概情況。當(dāng)出現(xiàn)后壁心肌梗塞、心律失常時，在Ⅱ?qū)?lián)或Ⅲ導(dǎo)聯(lián)中可一記錄到清晰的波形改變。 2

34、.2.2單極肢體導(dǎo)聯(lián) 單極導(dǎo)聯(lián)表示一個單獨點的電勢變化，Wilson等人在1940年提出了“中心電位端”的概念。實驗中發(fā)現(xiàn)，當(dāng)人體皮膚涂上導(dǎo)電膏后，左上肢、右上肢和左腿與心臟間的電阻分別為2KΩ、1.5KΩ、2.5KΩ。，如果將三個肢體連接成一點作為參考電極點，在心臟電活動過程中，這一點的電位并不等于零。Wilson提出在三個肢體上各串聯(lián)一個平衡電阻(阻值在5KΩ一300KΩ之間)，以使得三個肢體端與心臟間的電阻數(shù)值互相接近，因而把它們連接起來獲得一個電位接近零值的電極電位 端，稱為威爾遜中心電端。Wilson中心電端的連接圖如圖2.3所示。 在心臟電活動過程中，威爾遜中心端的電

35、位相對恒定，表示為. (公式2-2) 此時，設(shè)某一測試電極處的實際電位是，則單極導(dǎo)聯(lián)測得的電位是: , ， (公式2-3) 則兩上臂，左腿三個肢體端的單極肢體導(dǎo)聯(lián)分別為: (公式2-4) 2.2.3加壓單極肢體導(dǎo)聯(lián) Goldberger于1942年對單級肢體導(dǎo)聯(lián)進行了一定的改進，提出了加壓單極肢體導(dǎo)

36、聯(lián)的概念，提高了所獲得的心電信號的幅度。當(dāng)記錄某一肢體單極導(dǎo)聯(lián)心電波形時將該肢體與中心電端之間所接的平衡電阻斷開，改進成增加電壓幅度的導(dǎo)聯(lián)式，稱為加壓單極導(dǎo)聯(lián)。其連接方式如圖2-4所示。 在圖2.4aVR的電路中，將圖2.3中Wilson中心端與右上肢的連接去掉，相當(dāng)于提高了單極肢體導(dǎo)聯(lián)所測得的電壓，新的電端電位反映的是左臂和左腿電位的平均值，也就是圖2.2中放大器A的負(fù)極輸入。aVR、aVL、aVF導(dǎo)聯(lián)的電位值與VR、VL、VF之間有如下關(guān)系: , , (公式2-5）

37、 , 修正后的電勢比提高了50%，但是加壓導(dǎo)聯(lián)獲得的心電波形形狀不變。 2.2.4單極胸導(dǎo)聯(lián) 單極胸導(dǎo)聯(lián)的連接方式是Wilson于1942年提出來的，為了探測心臟某一局部 區(qū)域的電位變化，將探查電極安放在靠近心臟的胸壁上，參考電極置于威爾遜中心端，探察電極所在部位的電位變化即為心臟局部的電位變化。探察電極安放在前胸壁上的六個固定位置，如圖2.5所示。將心電信號連入放大器正輸入端，放大器負(fù)輸入端通過參考電極接到Wilson中心端。臨床診斷常常用到胸導(dǎo)聯(lián)，由于距心臟較近，獲得的心電波形幅度值較大，便于醫(yī)生診斷。

38、 單極胸導(dǎo)聯(lián)電極位置圖 任意一個單極胸導(dǎo)聯(lián)測得的電位Vi可以表示為: （公式2-6） （） 2.2.5本系統(tǒng)導(dǎo)聯(lián)體系 導(dǎo)聯(lián)是電極在人體體表的放置位置及電極與放大器的連接方式，本系統(tǒng)采用的導(dǎo)聯(lián)連接方式如下圖所示： 本系統(tǒng)導(dǎo)聯(lián)連接方式 目前廣泛采用的是國際標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)體系，如本章第二節(jié)所介紹的，為了統(tǒng)便于比較所獲得的心電波形，后端處理模塊要首先根據(jù)單片機傳來的模數(shù)轉(zhuǎn)換的通道值(如圖2.7

39、所示)，求得標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)值，接下來刁‘能繪制心電圖。本系績;中通道和電極的連接如圖2.7所示: 圖2.7 本系統(tǒng)電極與通道關(guān)系圖示 . (1)由公式2-1可知: (2)由公式(2-2, 2-4} 2-5可知: 同理可推得: (3) 由公式2-4知: (4)由公式2-2，2-6可知: 同理推得: (其中n為2～6) 由此我們得到，本系統(tǒng)通道值和標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)的關(guān)系方程如公式2-7所示。

40、 （公式2-7） (其中n為l～6) 這組轉(zhuǎn)換方程是后續(xù)處理模塊獲取標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)聯(lián)值的轉(zhuǎn)換依據(jù)，計算出標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)值 之后，刁一可以繪制12導(dǎo)聯(lián)心電圖。 2.3心電信號的特征 （1）微弱性：心電信號非常微弱，一般只有0.05～5mV，典型值為1mV。要檢測心電信號，就必須設(shè)計出合適的心電檢測放大電路，同時必須進行濾波等抗干擾技術(shù)處理。 （2）低頻特性:心電信號頻率比較低，頻譜范圍為0.05～100mV，能量主要集中在0.5～20Hz。 （3）不穩(wěn)定性：人體與外界有密切的聯(lián)系，內(nèi)部各器官間存在相互影響，加之心臟位置、呼吸、年齡等原因，都會使心電信號發(fā)生相應(yīng)的變化。因此，在

41、對心電信號進行檢測分析處理時，應(yīng)該考慮到它是隨時間變化的信號，應(yīng)按其頻譜特性，選擇適當(dāng)?shù)姆糯笙禂?shù)。 2.4心電信號的噪聲干擾 影響心電信號的噪聲種類很多，主要包括以下幾種： （1）50Hz工頻及其各次諧波的干擾：從人體表面采集的信號常常受到多種干擾，其中人體分布電容所引起的工頻干擾是其中最主要的一種。對于一個給定的測試環(huán)境而言，我們可以將這種干擾區(qū)分為頻率和幅值兩部分：頻率成分包含有50Hz的基波及其各次諧波；幅值成分在ECG峰-峰幅值的0～50%范圍內(nèi)變化。另外，周圍環(huán)境的電磁干擾也是產(chǎn)生干擾的一個方面。一般采用軟硬件綜合方法進行濾波。 （2）由于呼吸和運動所產(chǎn)生的電極接觸噪聲：

42、電極接觸噪聲是一種由于電極和皮膚之間接觸不良或電極脫落所帶來的一種不穩(wěn)定的干擾。通常通過對皮膚的預(yù)處理以及適當(dāng)固定電極和導(dǎo)聯(lián)來消除這一類型的干擾。 （3）肌肉收縮產(chǎn)生的噪聲人體表皮層內(nèi)、外存在典型值為30mV的皮膚電勢，當(dāng)皮膚伸張時，皮膚電勢降到大約25mV。這5mV的皮膚電勢變化反映到ECG中，即為人們所觀察到的由于肌肉收縮舒張所產(chǎn)生的噪聲。對于這種干擾，一方面可以通過對皮膚進行預(yù)處理以及穿刺技術(shù)使得效果得到改善，另一方面可以通過電極準(zhǔn)確定位進行消除。 （4）測量電子設(shè)備本身也會產(chǎn)生儀器噪聲，這種噪聲是由進行信號處理的電 子裝置內(nèi)部電子元件所產(chǎn)生，這類干擾一般具有較高的頻率特性，容

43、易通過低通濾波加以濾除。電子裝置產(chǎn)生的噪聲在設(shè)備的設(shè)計中注意電磁干擾等情況也可以有 3 系統(tǒng)硬件設(shè)計 3.1本系統(tǒng)的硬件設(shè)計目標(biāo) 嵌入式系統(tǒng)，簡單的說就是系統(tǒng)的應(yīng)用軟件與系統(tǒng)硬件的一體化，類似于BIOS的工作方式。具有軟件代碼小、高度自動化、響應(yīng)速度快等特點，特別適合于要實時和多任務(wù)的體系[51。嵌入式系統(tǒng)硬件的設(shè)計，建立在正確劃分硬件系統(tǒng)和軟件系統(tǒng)的基礎(chǔ)之上。首先確定哪些功能通過硬件實現(xiàn)，哪些功能由硬件和軟件配合實現(xiàn)，哪些功能純粹由軟件來完成。有了比較清晰的任務(wù)分配之后，才能開始進行嵌入式系統(tǒng)的硬件設(shè)計。由于硬件修改難度大、成本高，因此設(shè)計之前要進

44、 設(shè)計嵌入式系統(tǒng)的硬件電路，要綜合考慮各方面的因素，力求達到較高的性 價比。雖然影響因素是多方面的，但并非無章可循，以下便是同領(lǐng)域科研工作者 在實際的研究工作中得到的寶貴的設(shè)計經(jīng)驗，可作為我們的參考原則: 1.對于實時嵌入式系統(tǒng)，選擇相關(guān)器件首先要考慮必須滿足實時性的要求。 2.盡可能選擇典型電路，并符合單片機常規(guī)用法，為硬件系統(tǒng)的標(biāo)準(zhǔn)化、模塊化打下良好的基礎(chǔ)。 3.根據(jù)系統(tǒng)功能盡可能選擇合適的處理器，系統(tǒng)中的相關(guān)器件要盡可能做到性能匹配，并盡可能選擇低功耗產(chǎn)品。 4.硬件結(jié)構(gòu)應(yīng)結(jié)合應(yīng)用軟件方案一并考慮。硬件結(jié)構(gòu)與軟件方案會產(chǎn)生相互影響，考慮原則是:軟件能實現(xiàn)的功能盡可能由

45、軟件實現(xiàn)，以簡化硬件結(jié)構(gòu)。 5.處理器外圍電路較多時，必須考慮其驅(qū)動能力。驅(qū)動能力不足時，系統(tǒng)工作不可靠，可通過增設(shè)驅(qū)動器增強驅(qū)動能力或減少芯片功耗來降低總線負(fù)載。 6.可靠性及抗干擾設(shè)計是硬件設(shè)計必不可少的一部分，它包括:芯片與器件選擇、去藕濾波、印刷電路板布線、通道隔離等。 7.成本允許的情況下，盡可能選擇集成芯片，不僅增加可靠性，而且使用起來很簡單。硬件平臺的設(shè)計是應(yīng)用系統(tǒng)設(shè)計的基礎(chǔ)，是軟件系統(tǒng)的載體，硬件平臺的性能、可擴展性及可靠性對后面的開發(fā)工作有著決定性的作用。 3.1心電信號采集系統(tǒng)硬件框圖 3.2模擬電路部分的設(shè)計

46、 由于測量對象為人體，因此作為生物醫(yī)學(xué)測量的生物電放大電路，應(yīng)在前置極設(shè)計保護電路，包括人體安全保護電路和放大電路輸入保護電路，而且應(yīng)該考慮到作用于人體的其他醫(yī)學(xué)檢測設(shè)備和其他可能存在的某些干擾對放大電路的破壞作用，鑒于生理信號的上述特點，本系統(tǒng)采用典型的生理信號放大電路，模擬電路框圖如圖所示： 3.2模擬信號電路框圖 心電信號從心電輸入電極輸入，然后經(jīng)過保護限流電路，得到約為1mV心電信號再經(jīng)過前置放大電路，被處理后的信號具有低噪聲、低漂移、低共模信號等性能。這時候的心電信號主要受工頻、肌電等信號的干擾，此時將心電信號送到0

47、.05Hz高通濾波器，再通過50Hz陷波器，消除頻率為50Hz的工頻信號，工頻中的其它高次諧波可經(jīng)后級的濾波器濾掉。為了消除頻帶以外的肌電等干擾信號，經(jīng)陷波后的心電信號送到200Hz低通濾波器。心電信號通過如上放大濾波處理之后最后經(jīng)過光電隔離得到0-5V電壓波形。 3.2.1心電輸入電極 心電輸入電極用于引入人體體表電位。電極對于采集的心電信號的質(zhì)量至關(guān)重要，采用的電極應(yīng)該是貼附力強、透氣性好、吸汗、電極導(dǎo)電性能好、極化電壓低的優(yōu)質(zhì)電極，此外還應(yīng)該具有對皮膚刺激小、佩帶舒適、拆卸方便等優(yōu)點。胸電極通常采用表面鍍有AgCl并帶吸附橡膠頭的電極，肢體電極通常是導(dǎo)電夾，并在電極上涂有優(yōu)質(zhì)導(dǎo)電膏。

48、 3.2.2保護限流電路設(shè)計 在人體表面的心電信號通過導(dǎo)線進入前置放大電路之前，每一路信號都要先經(jīng)過如圖……所示保護限流電路。 3.3保護限流電路 該電路能起到以下的作用： （1）圖中F1為一氖泡，在輸入電壓達到30V左右時，氖泡就會導(dǎo)通發(fā)光，起高壓保護的作用。 （2）輸入端的電阻R3一般選用幾萬歐姆。圖中電路為22.1K，這樣電路的電流就被限制在30/22.1K=1.5mA以下。 （3）R3和C5組成一個低通濾波器，濾波頻率約為30KHz，這樣可以濾掉信號中的高頻抖動，具有防顫的作用。 （4）LF444用做一個電壓跟隨器

49、，這樣就是在一階低通濾波電路的輸出端再加上一個電壓跟隨器，使之與負(fù)載很好的隔離開來，構(gòu)成了一個簡單的一階有源低通濾波電路，可以提高信號的輸入阻抗，并且具有很強的帶負(fù)載能力。 （5）二極管D7和D8起低壓保護的作用。 LF444性能介紹 一般說明 該LF444四低功耗運算放大器提供 許多相同的AC特性的行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)， 標(biāo)準(zhǔn)LM148同時大大提高了直流特性 放大器的LM148.The具有相同的帶寬，轉(zhuǎn)換 率，并獲得（以10K ？負(fù)荷）為LM148 ，只有提請 四分之一的供電電流的LM148.In此外， 以及匹配高壓場效應(yīng)管輸入設(shè)備的LF444 降低輸入偏置電流和抵

50、消的一個因素 10,000的LM148.The LF444也有一個非常低 等效輸入噪聲電壓低功率放大器。 該LF444引腳兼容與LM148允許的IM - 調(diào)解4次減少電力消耗在許多應(yīng)用 LF444的地方應(yīng)采用低功耗和良好的電氣特性是主要的考慮。 特征 1/ 4電源電流的LM148 ： 200μA/Amplifier （最大值） 低輸入偏置電流： 50原（最大值） 高增益帶寬： 1兆赫 高轉(zhuǎn)換速率： 1伏/微秒 低噪聲電壓低功耗 低輸入噪聲電流 高輸入阻抗： 1012 ？ 高增益VO= 10V ，RL= 10,000 ： 50k的（MIN） 簡化示

51、意圖 圖3.4 3.2.3威爾遜網(wǎng)絡(luò) 威爾遜網(wǎng)絡(luò)是由9個電阻組成的平衡電阻網(wǎng)絡(luò)，6個20K歐姆的電阻（R1)組成三角形，3個30K歐姆的電阻R2組成星形，如圖。 3.5威爾遜網(wǎng)絡(luò)電路圖 網(wǎng)絡(luò)的3個頂點通過緩沖放人器分別與左臂(LA),右臂（RA)、左腿(LL) 電極相接，三角形各邊的中點（Wa)是是加壓肢體導(dǎo)聯(lián)的相應(yīng)參考點，星形的中點（Wi)是威爾遜網(wǎng)絡(luò)中心端。 用威爾遜網(wǎng)絡(luò)配合導(dǎo)聯(lián)選擇，既可減小均壓電阻對心電信號的衰減，又不影響放大器的輸入阻抗。通過電位分析可知，威爾遜網(wǎng)絡(luò)的中心端(Wi)的電位與人體電偶中心點的電 威爾遜網(wǎng)絡(luò)的連接 威爾遜網(wǎng)絡(luò)是由9個電阻組成的平衡電

52、阻網(wǎng)絡(luò)，6個20K歐姆的電阻（R1)組成三角形，3個30K歐姆的電阻R2組成星形，如圖。 網(wǎng)絡(luò)的3個頂點通過緩沖放人器分別與左臂(LA),右臂（RA)、左腿(LL) 電極相接，三角形各邊的中點（Wa)是是加壓肢休導(dǎo)聯(lián)的相應(yīng)參考點，星形的中點（Wi)是威爾遜網(wǎng)絡(luò)中心端。 用威爾遜網(wǎng)絡(luò)配合導(dǎo)聯(lián)選擇，既可減小均壓電阻對心電信號的衰減，又不影響放大器的輸入阻抗。通過電位分析可知，威爾遜網(wǎng)絡(luò)的中心端(Wi)的電位與人體電偶中心點的電位相等，即均可視為零點位。 心電信號從緩沖放大器到導(dǎo)聯(lián)選擇電路，中間要經(jīng)過威爾遜網(wǎng)絡(luò)，威爾遜網(wǎng)絡(luò)原理電路圖如圖所示. 3.2.4一級放大電路設(shè)計

53、 放大器的設(shè)計是心電信號采集系統(tǒng)的重要組成部分，心電數(shù)據(jù)采集器的輸入信號是通過電極取自人體表皮的緩變微弱信號，其值不超過5mV，放大部分的作用是將幅度為微伏級，頻率在0.05～100Hz的心電信號，放大到可以觀察和記錄的水平。另外，由人體表面提取的心電信號還混入了其他一些干擾，因此不但要對心電信號進行放大，還要濾除干擾信號，單級放大電路無法滿足要求，我們采取兩級以上的放大電路。第一級放大器的主要功能是濾除共模干擾信號，同時對心電信號進行有限度的放大，接續(xù)的放大器可以進行更大增益的放大。 一級放大器也稱前置放大器，它的主要功能是濾除一些共模干擾信號，同時對心電信號進行有限度的放大，要求前置

54、放大器具有高輸入阻抗、高共模抑制比、低零點漂移、低噪聲和線性工作范圍較寬的特點。 基于上述要求，本設(shè)計采用TI公司的放大器INA128作為心電信號一級放大的核心器件，它是一種低電壓通用型儀表放大器，其特點如下： 低失調(diào)電壓：50V MAX； 低漂移：0.5V/0C MAX； 低輸入偏流：5nA MAX； 高共模抑制比：120dB MIN； 寬通頻帶：200KHz（G=100）； 輸入過壓保護：40V； 寬電源電壓范圍：2.25-18V； 低靜態(tài)電流：700A； 由此可見，INA128的性能指標(biāo)是能夠滿足心電放大的要求的。如圖……所示。 位相等，即均可視為零點位。

55、 3.8 一級放大電路 Gi=1+50KΩ/R4 Gi=11 R4=5KΩ 圖中R4為增益調(diào)節(jié)電阻，增益G=1+50KΩ/R4。本設(shè)計中R4調(diào)節(jié)在5 KΩ左右，這樣G=11。前置級不設(shè)置太高的增益是因為兩個電極的極化電壓總是不平衡的，兩極化電壓之差作為差模信號加到INA128的輸入端，若增益太高，則可能使它飽和而失去放大能力。 由于使用的心電電極具有一定的直流化電壓，若將該極化電壓直接輸入二級

56、 放大器，會使放大器的靜態(tài)工作點發(fā)生偏移，有可能偏出放大區(qū)，造成描記信號的失真，為了解決直流極化電壓的Ib]題，信號進入二級放大器之前應(yīng)該設(shè)計一個RC濾波網(wǎng)絡(luò)，即利用電容的“隔直”特性，將極化電壓在一級放大電路的輸出端濾除，而只允許心電信號通過。輸出電壓引腳所接的電容Cl與R21構(gòu)成了一個高通濾波器，主要起到去直流的作用，用以抑制直流飄移和放大器通帶外的低頻噪聲。 INA128性能介紹 INA12特征 低失調(diào)電壓： 50μV最大值 低漂移： 0.5μV / C最高 低輸入偏置電流： 5nA最高 寬電源范圍： 2.25至 18V間 低靜態(tài)電流： 700μA 熱電偶放大器

57、 RTD傳感器放大器 醫(yī)療儀器 數(shù)據(jù)采集 INA128是低功耗，一般 為了提供良好的儀表放大器 運算放大器的設(shè)計和小 大小使其適合廣泛的應(yīng)用。 電流反饋輸入電路提供寬帶寬度甚至在高增益（ 200kHz在G = 100 ） 。 一個單一的外部電阻設(shè)置任何收益從1到 10,000元。 INA128提供了一個行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)增益 方程; INA129的增益方程兼容 在AD620 。 該INA128/INA129是激光裁剪極低 偏移電壓（ 50μV ） ，漂移（ 0.5μV / C ）和高復(fù)合 周一模抑制（一二○分貝地下≥ 100 ） 。它的工作 與電源低至 2.25V ，和靜態(tài) 電流僅為700μA

58、 ，適合于電池供電輸入保護能夠經(jīng)受高達 40V的無損害。 INA128/INA129采用8引腳塑料 部，與SO - 8表面貼裝封裝，指定 在40 C至+85 C溫度INA128 也可在雙配置 INA2128 。 3.9 LNA128原理電路圖 3.2.5二級放大電路設(shè)計 一級放大電路的放大率有限，輸出電平較低，因此設(shè)計二級電路進行接續(xù)的放大，并利用該電路中的濾波電路消除采集信號中的部分工頻干擾。圖3.10中高通濾波電路的后端使用了運算放大器LF411作為一個電壓跟隨器，構(gòu)成了一個簡單的一階有源高通濾波電路。之所以選用L

59、F411，是因為它具有以下特點： 內(nèi)端偏移電壓：0.5mV MAX； 輸入電壓溫漂：10mV/℃ MAX； 低輸入偏置電流：50pA； 低輸入噪聲電流：0.01pA/Hz； 很寬的增益范圍：3MHz MIN； 高回轉(zhuǎn)率：10V/ms MIN； 低供電電流：1.8mA； 高輸入阻抗1012歐姆； 快速穩(wěn)定到達0.01%的時間2ms 3.10 二級放大電路 Gz=Gi*Gii=1000 Gi

60、i=100 Gii=R2/R3=100 R3=1KΩ 放大器的輸入是對應(yīng)的前置放大器的輸出，濾除直流極化電壓后的信號接著進入了由低功耗運算放大器LF411、R42和R66構(gòu)成的二級放大電路。心電信號的頻范圍在0.05-100hz之間，為了消除高頻信號的干擾，電路中實現(xiàn)了一個低通濾波器，它由圖中的放大器反饋電阻R42上并聯(lián)上電容CZI構(gòu)成。讓低通濾波器和二級放大電路合用一個運算放大器，實踐證明這種方法是可行的。LF4114器件為雙端供電方式，本系統(tǒng)中是士3V供電，所以輸出端輸出

61、的信號浮動在0電平的位置，不能直接接入微控制器。電路右端R3加+3V電壓，電，一方面將二級放大電路輸出的信號幅度降為原來的一半，便于后續(xù)的信號采集。二級放大電路的放大倍率以參數(shù)A來衡量，A=R2/R3，A越大，放大倍越大。我們選擇R3為1K，R2為100K，得到了100倍左右的放大率。這樣，經(jīng)二級放大后，采集信號總的增益達到1000倍以上。需要指出的是，對于10電極心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，各路心電信號從人體體表的不同部位獲取，雖然各路信號波形的形狀不同，但是它們的頻率特征相同，或者說它們具有相同的物理特性，因此我們僅僅選取了其中一路信號簡要說明其調(diào)制程。電極in1是輸入信號，將電極in1n獲得的信號

62、作為前置差分放大器的負(fù)輸入，最后總共得到8路輸出，分別接入微控制器的8路模擬通道，進行下一步的轉(zhuǎn)換處理 L411性能介紹 特征 國內(nèi)統(tǒng)一失調(diào)電壓： 0.5 mV的（最大值） 輸入失調(diào)電壓漂移： 10μV /攝氏度（最大值） 低輸入偏置電流： 50物 低輸入噪聲電流： 寬增益帶寬： 3兆赫（民） 高轉(zhuǎn)換速率： 10V/μs （民） 低電源電流：一點八毫安 高輸入阻抗： 1012 Ω 較低的總諧波失真的AV = 10 ， RL=10KΩ ，Vo=20Vp-p,BW=20Hz,20Hz<0.02％ 低1 / f噪聲角落： 50赫茲 快速建立時間為0.01

63、％ ： 2μs 簡化示意圖 圖3.11 3.2.6右腿驅(qū)動電路設(shè)計 信號采集過程中，采集器的采集電極會拾取50Hz交流電壓而形成交流干擾，設(shè)計右腿驅(qū)動電路可以有效的去除人體攜帶的交流共模干擾。本系統(tǒng)的右腿驅(qū)動電路由運算放大器OP07C和限流電阻R1組成，OP07C是一個高精度運算放大器，具有低偏置電壓，另外，OP07C提供低輸入電流和高增益，特別適合儀表方面的應(yīng)用。 本系統(tǒng)的右腿驅(qū)動電路以威爾遜中心電端作為參考輸入。右腿驅(qū)動電路將交流（尤其是50Hz）共模電壓干擾降低，并且將患者有效接地，進一步提高了前置放大器的

64、共模抑制比。流入人體的位移電流基本等于反饋電阻R1上的驅(qū)動電流，這樣就能保證有位移電流流入人體，人體的電位也基本保持零電位，大大降低了人體拾取的共模電壓造成的交流干擾。 3.12 右腿驅(qū)動電路 將威爾遜網(wǎng)絡(luò)中心的干擾信號送右腿驅(qū)動放大器進行反相放大，傳到右體驅(qū)動電極RF，對于干擾信號，這是一種深度的負(fù)反饋，有效地削弱了人體上感應(yīng)的共模干擾信號。 右腿驅(qū)動電路將交流(尤其是5OHz)共模電壓干擾降低，并且將患者有效接地，進一步提高了前置放大器的共模抑制比。流入人體的位移電流基本等于反饋電阻R，。上的驅(qū)動電流這樣就能保證有位

65、移電流流入人體，人體的電位也基本保持零電位，大大降低了人體拾取的共模電壓造成的交流干擾。 右腿驅(qū)動電路實際上可以看成以人體為相加點的共模電壓負(fù)反饋電路，任何流入人體的位移電流基本等于反饋電阻上的驅(qū)動電流，只要放大器的開環(huán)增益足夠大，那么即使有較大的位移電流流入人體，人體的電位也能基本保持零電位。在理想情況下，Av越大，負(fù)反饋越深，干擾抑制能力越強。但實際上，人體作為信號傳輸媒體，其傳輸特性不是純阻性，導(dǎo)聯(lián)引線也有分布電容，太強的反饋可能在某特定頻率上滿足自激條件，使電路不能正常工作。因此，適當(dāng)降低Av使自 激的幅度條件得不到滿足，此右腿驅(qū)動電路中的Av=100。 OP07C

66、性能介紹 超低偏移： 150μV最大 低輸入偏置電流： 1.8nA 低Vio漂移： 0.5μV/oC 超穩(wěn)定，時間： 2μV/month最高 電源電壓范圍： 3V至 22V 描述 該OP07C是一個非常高的精密運算放大器 一個偏置電壓最大150μV 。 產(chǎn)品還低輸入電流（ 1.8nA ）和高 增益（ 400V/mV ）中，特別適合OP07C 儀器的應(yīng)用。 簡化示意圖 絕對最大額定值 符號 參數(shù) 值 單位 Vcc 電源電壓 +20 V Vid 差分輸入電壓 +30 V Vi 輸入電壓 +22 V Toper 操作溫度 -40 to +105 ℃ Tstg 貯藏溫度 -65 to +150 ℃ 3.3數(shù)字電路部分的設(shè)計 3.3.1同步ADC的選型 AD7656在單芯片內(nèi)集成了6個16位、快速、低功耗、逐次逼近型ADC。內(nèi)核采用4.5V至5.5 V單電源供電，最高吞吐量可達250 kSPS。該器件內(nèi)置低噪聲、