心电信号采集电路设计

心电信号采集电路 一、心电图机概述 1.1 医学仪器概述 医学仪器主要用于对人的疾病进行诊断和治疗，其作用对象是复杂的人体，在医学仪器没有大量出现之前，医生主要凭经验通过手和五官来获取诊断信息，现在随着电子信息等技术的发展，医学仪器可以将人体的各种信息提供给医生观察和诊断。由于生理信号均是微弱的信号，加之人体结构的复杂性和个体差异性，医学仪器在检测研究生物信息时，必须考虑到生物信息的特点，针对不同的生理参量采用不同的方法。检测一些十分微弱的信息时，必须用高灵敏度的传感器或者电机，对于一些变化极为缓慢的生物信息，要求其检测系统具有很好的频率响应特性。同时，对于检测到的信号，需要进行必要的处理，才能成为医生诊断的依据，现在能检测到的生理信号十分丰富，到了不用计算机就很难处理的地步。所以对任何检测到的信号必须进行模/数转换，对不同的生理信息还要采用一些数学方法，如对非线性的生物信息，可通过拉普拉斯变换的办法，将其按线性处理;又如欲将检测到的以时间域示的信息转换到频率域上，就得采用傅立叶变换的方法。在生物信息处理过程中，当需要作信号波形分析时，又要用到模拟式频谱分析法(即滤波)和数字式频谱分析法。另外，对于处理好的生理信号，必须以某种方式显示出来如打印在记录纸上或显示在显示屏幕上等。 图1.1 从上述可以看到，医学仪器与其他仪器相比具有其特殊性。一台完整的医学仪器 一般由以下几部分构成:信息检测系统、信息处理系统、记录显示系统以及其他的辅助 系统(如图1.1所示)。检测系统主要包括被测对象、传感器或电极，它是医学仪器的 信号源;信息处理系统的作用是对信息检测系统传送过来的信号进行处理，包括放大、 识别(滤波)、变换等各种处理和分析，它也被认为是医学仪器的核心，因为仪器性能 的优劣、精度的高低、功能的多少主要取决于它，可以说医学仪器自动化、智能化的发 展完全取决于信息处理系统技术进步的程度;信息记录与显示系统的作用是将处理后的 生物信息变为人们可以直接观察的形式。医学仪器对记录显示系统的要求是记录显示的 效果明显、清晰、便于观察和分析、正确反映输入信号的变化情况;辅助系统的配置、 复杂程度及结构均随医学仪器的用途和性能变化。比如有的医学仪器含有大量信息的数 据，一般用存储装置加以保留，既方便诊断和研究又可重复使用，有的仪器为了远距离 调用，还需要有数据传输设备，这就需要设置专用线路等。 1.2 心电图及其心电图机基础 心电图是从体表记录的心脏点位变化曲线，它反映出心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电位变化。由于心脏的生理功能与心电图之间存在着密切的对应关系，当心脏生理功能发生失常时，均可以从心电图的波形变化上反映出来。通过用肉眼观察或通过波形分析技术判读，诊断出心脏生理功能失常的情况与变化趋势，这对医学研究和临床都有重要意义。 :(以下所述的心电图各波形的参数值，是在心电图心电图典型波形如图1.2所示 机处于标准记录条件下，即:走纸速度为25mm/s、灵敏度为10mm/mV时记录得出的值。) 关于心电图形中波形的命名和划分作如下简单描述: P波:由心房的激动所产生。前一半主要由右心房所产生，后一半主要由左心房所产生。正常P波的宽度不超过0.11s，最高幅度不超过2.5mm。 QRS波群:反映左、右心室的电激动过程，称QRS波群的宽度为QRS时限，代表全部心室肌激动过程所需要的时间。正常人最高不超过0.10s。 T波:代表心室激动后复原时所产生的电位。在R波为主的心电图上，T波不应低于R波1/10。 U波:位于T波之后，可能是反映心肌激动后电位与时间的变化。人们对它的认识仍在探讨之中。 图1.2 关于心电图的典型间期和典型段我们应作一些基本的了解: P-R间期:是从P波起点到QRS波群起点的相隔时间。它代表从心房激动开始到心室开始激动的时间。这一期间随着年龄的增长而有加长的趋势。 QRS间期:从Q波开始至S波终了的时间间隔。它代表两侧心室肌(包括心室间 隔肌)的电激动过程。 S-T段:从QRS波群的终点到T波起点的一段。正常人的S-T段是接近基线的，与基线间的距离一般不超过0.05mm。 P-R段:从P波后半部分起始端至QRS波群起点。同样，正常人的这一段也是接近基线的。 Q-T间期:从QRS波群开始到T波终结相隔的时间。它代表心室肌除极和复极的全过程。正常情况下，Q-T间期的时间不大于0.04s。 正常人的心电图典型值分别如下: P波:0.2mV;Q波:0.1mV;R波:0.5,1.5mV;S波:0.2mV;T波:0.1,0.5mV; P-R间期:0.1,20.2S;QRS间期:0.06,0.1s;S-T段:0.12,0.16s;P-R段:0.04,0.8s。 目前，通过对心电波形的分析，可以发现心脏的各种心律失常、期前收缩、心肌梗塞部位及其发展过程、心脏异位搏动、高血压、先天性心脏缺损、病人代谢率及其他心脏综合病症等。 心电图机从最早的弦线电流计式发展到现在的微控制式，经历了电子技术变革的几个阶段，但是心电图机的主体结构基本没有改变。现在广泛应用的心电图机虽然种类和型号繁多，主要都由信号输入部分、信号放大部分、记录器部分、显示部分和电源部分几个部分构成。其结构框图如下: 图 1.3 对于各个部分的原理及其在心电图机中的作用将在后面讲述本项目设计原理时作具体阐述。 二、JLC-6A型心电图机的总体设计要求 2.1 基本功能 ?支持标准导联，具有节律导联功能，便于观察异常心搏。 ?十二导心电波形同步采集，保证波形时间同步，为准确的临床诊断提供真实的依据。 ?采用数字化隔离技术，有效克服温度、时间漂移，具备较高的环境适应性。 ?采用数字信号处理技术，有效抑制基线漂移、交流、肌电干扰，并进行心率检测及常见病型的自动分析诊断。 ?中英文操作面板，中英文两种语音心电图打印报告。 ?采用精密热阵打印系统，波形描记清晰、准确，并提供适当的文字注释。 ?液晶采用320*240点阵液晶，同时显示中/英文菜单及系统工作状态和12导全导联波形。 ?具备数据管理功能，实现单个病人记录波形的记忆/存储，拷贝打印。 ?交/直流两用，内置可充电电池和充电电路，具备完善的电池过流和过压保护电路。 ?安全类别属I类CF型设备，安全可靠。 ?整机小巧精致、结构合理、操作方便 2.2 主要技术指标 技术指标主要参考国家标准《单导和多导心电图机 YY 1139-2000》中的相关规定，主要如下: ?耐极化电压:加?300mV的直流极化电压，灵敏度变化范围?5% ? 最小检测信号:对10Hz、20uV(峰峰值)偏转的正弦信号能检测 ? 系统采样率:1KHz ?噪声电平:输入端与中性电极之间接入 51kΩ电阻与0.047uF电容并联阻抗，在1HZ-75HZ范围内折合到输入端的噪声电平不大于15uV(峰峰值 ) ?共模抑制比:各导联的大于60dB ?50HZ干扰抑制滤波:?20dB ?幅度频率特性:以10HZ为基准，1HZ-75HZ范围为+0.4dB--3.0dB ?低频特性:时间常数应不小于3.2s ?基线稳定性:电源电压稳定时，基线的漂移不大于1mm;电源电压瞬态波动时，基线的漂移不大于1mm;灵敏度变化时(无输入信号)其位移不超过2mm ?温度漂移:在5?-40?温度范围内，基线漂移平均不超过0.5mm 三、系统设计 3.1 总体框图 在第一章中我们讨论了医学仪器的基本构成，心电图机作为常见的医学诊断仪器，主要由电源模块、信号采集部分、信号处理部分、信号输出部分以及其他辅助部分等几个部分构成。其构成总框图如下: 图3.1 框图中电源部分负责对各个功能模块供电;信号采集部分主要包括心电极到导联线、导联选择器、输入保护、高频滤波、信号放大以及A/D转换部分，从信号采集板送给信号处理部分的信号即是心电各导联的数字信号;信号处理部分主要由中央处理单元来完成，它负责将信号采集模块送来的数字信号进行必要的滤波处理(比如工频滤波、去基线漂移滤波、肌电干扰滤波等)和自动诊断分析等算法处理(如对QRS波群的识别、对心率失常的判断等)，使采集到的信号变为有价值的诊断信息;信号输出部分则主要负责将经过处理的信号以及诊断信息通过液晶显示屏显示或者打印机打印出来供医务人员参考;辅助部分包括心电图机的人机操作接口、参数设置，外部定标信号的输入以及在必要的时候将获得的数据存储到SD卡存储器或通过网络口、USB口传输到外部。其中除了一些仪器操作必备的辅助部分以外，其他辅助部分可以作为选配件，也可以预留接口，方便以后产品升级。在后面各章节中将详细介绍各个功能模块的设计思路和原理图结构，并讨论各个部分之间的相互连接关系，将整个系统的设计思路体现出来。 3.2 信号采集部分电路设计 3.2.1 信号采集部分总体结构图 信号采集部分也叫输入部分，其主要功能是将人体心脏活动产生的电位信号通过适当的方式采集出来，经过导联组合和一系列运算，送A/D变换，最后得到各路心电数字信号，以便送信号处理部分处理。心电图信号采集部分的主体结构示意图如图3.2所示: 图3.2 3.2.2 有关导联及导联选择 将两个电极置于人体表面上不同的两点,通过导线与心电图机相连,就可以描出一种心电图波形。描记心电图时的电极安放位置及导线与放大器的联接方式称为心电图导联。对单导心电图机来说,心电图是通过多个导联而得出的体表电位差的不同时间的记录。临床诊断上,为便于统一和比较,对常用的导联做出了严格的规定。现在广泛应用的是标准十二导联,分别记为I、?、?、aVR、aVL、aVF、V1,V6。其中I、?、?为双极导联,aVR、aVL、aVF为单极肢体加压导联,V1,V6为单极胸导联。获取两个测试点的电位差时,用双极导联,获取某一点相对于参考点的电位时,用单极导联。在JLC-6A型心电图机设计中,我们采用十二导联,以便为医生提供各导联实时同步的诊断信息。 3.2.2.1标准双极导联 I、?、?为标准双极肢体导联，简称标准导联。它是以两肢体间的电位差为所获取的体表心电。其导联组合方式如图3.3所示。电极安放位置以及与放大器的连接为:I导联:左上肢(L)接放大器正输入端，右上肢(R)接放大器负输人端;?导联:左下肢(F)接放大器正输入端，右上肢(R)接放大器负输入端;?导联:左下肢(F)接放大器正输入端，左上肢(L)接放大器负输人端。使用标准导联时，右下肢(RF)应直接接地，也可以接右脚电极驱动器的输出端，间接接地。 图 3.3 上图中以U、 U 、U分别代表左上肢、右上肢、左下肢的电位 ，可以得到以下四个式LRF 子: I=U-U (1) LR ?=U-U (2) FR ?=U-U (3) FL ?= I+? (4) 当输入到放大器正输入端的电位比输入到负输入端的电位高时，得到的波形向上;反之，波形向下。 3.2.2.2单极胸导联和单极肢体导联 探测心脏某一局部区域电位变化时，用一个电极安放在靠近心脏的胸壁上(称为探查电极)，另一个电极放置在远离心脏的肢体上(称为参考电极)，探查电极所在部位电位的变化即为心脏局部电位的变化。使参考电极在测量中始终保持为零电位，称这种导联为单极性导联。威尔逊最早将单极性导联的方法引入到了心电检测技术。在实验中发现，当人的皮肤涂上导电膏后，右上肢、左上肢和左下肢之间的平均电阻分别为1.5kΩ、2kΩ、2.5kΩ。如果将这三个肢体连成一点作为参考电极点，在心脏电活动过程中，这一点的电位并不正好为零。单极性导联法就是设置一个星形电阻网络，即在三个肢体电极(左手、右手、左脚)上各接入一个等值电阻(称为平衡电阻)，使三个肢端与心脏间的电阻数值互相接近，三个电阻的另一端接在一起，获得一个接近零值的电极电位端。称它为威尔逊中心点，如图3.4左边所示。 图3.4威尔逊中心点的连接图及单极胸导联 这样在每一个心动周期的每一瞬间，中心点的电位都为零。将放大器的负输入端接到中心点，正输入端分别接到胸部某些特定点，这样获得的心电图就叫做单极胸导联心电图，如图3.4右边所示。单极性胸导联一般有六个，分别叫做V1,V6。如果放大器的负输入端接中心点，正输入端分别接左上肢L(1)右上肢R(1)左下肢LL(或记为F)，便构成单极性肢体导联的三种方式，记为VR、VL、VF。 用上述方法获取的单极性胸导联心电信号是真实的，但所获取的单极性肢体导联的心电信号由于电阻R的存在而减弱了，为了便于检测，对威尔逊电阻网络进行了改进，当记录某一肢体的单极导联心电波形时，将该肢体与中心点之间所接的平衡电阻去掉，改进成增加电压幅度的导联形式，称为单极肢体加压导联，简称加压导联，分别记作aVR、aVL、aVF。连接方式如图1-1-13所示。单极肢体加压导联记录出来的心电图波幅比单极肢体导联增大50%，并不影响波形。 图3.5 加压心电导联示意图 由以上叙述可以得到, AVR=UR-1/2(UL+UF) (5) AVL=UL-1/2(UR+UF) (6) AVF=UF-1/2(UL+UR) (7) Vn=Uvn-U(8) 威尔逊中心 由以上8个式子可知，我们在设计导联组合选择电路时，只需要形成I、II、III三个基 本导联网络和V1-V6的网络就可以通过算式得到整个十二个导联的实时波形。 3.2.2.3 JLC-6A型心电图机的导联构成设计 在JLC-6A心电图机设计中，由J101引入标准心电图导联信号，RP121-RP127和 R121-R128组成威尔逊网络，U121-U128的输出端分别输出第I、II、V1-V6共8个导 联的心电信号，由式(1)-(8)可知，我们只要知道了以上8个导联的信号，就可以用它们 之间的相互关系得出全导联十二导联的信号。过去一些心电图机需要靠转换开关来切换 导联组合才能得到所有导联的信号，这样既操作不方便，还存在所得到的各导联信号不 是真正的同步信号的问，我们这样设计就避免了以上弊端，可以得到同步十二导联真 实信号。 在设计中需要特别注意的问题有以下几点: (1) 各个导联信号构成威尔逊网络的平衡电阻阻值必须严格对称(即阻值必须相 等)，根据威尔逊网络的相关资料，这个平衡电阻大小一般选10K，需要采用高精度电 阻。如果电路中电阻值不匹配，将导致相关导联心电波形不真实，同时由于阻值不匹配， 还将使相关导联信号放大器不具备良好的共模抑制能力，最终将工频信号放大，心电图 信号将被噪声淹没。在原理图中可以看到我们实际上形成了7个威尔逊网络，这样做看 似多余，但是这样可以减少各个导联之间的干扰，在国家标准中对导间干扰有明确的规 定。这可以查看国家标准《单导和多导心电图机 YY 1139-2000》中5.16条规定。 (2) 根据前面关于威尔逊网络的叙述，导联电极的右腿(即原理图中的RL信号)应该直接或者间接接地，电路设计中我们将右腿信号通过L111和R110 接地;同时，标准心电导联连接线缆均有屏蔽层(即图中的COV信号)，所有的导联信号均需要和屏蔽层共地，以达到消除传输干扰的目的，原理图中L121、L121X、C143即实现了这个功能;我们注意到，威尔逊网络的中心点是心电信号默认的参考地，那么右腿、屏蔽层和威尔逊中心点三点均应考虑以适当的方式共同接地，图中U129就实现了这个功能。U129形式上是一个威尔逊中心点平信号的同向放大器电路，在这里放大器反馈网络电阻为R169，负输入端接地电阻可近似看作是R171，该放大器也就可以理解为跟随器，以这种方式将威尔逊网络中心端电位接地的好处是可以起到前后隔离的作用，可以稳定此点电平。虽然这些措施不是信号传输的主干通道，但是对于改善心电波形的质量会起到一定的作用。 3.2.3 输入保护电路 输入保护电路主要是防止心电导联输入过高电压损坏机器。这种高压信号均是外界干扰信号，如心电图机与除颤器共同使用时除颤器高压或者外部其他高压干扰等。电路设计中首先在输入端由DS101-DS110放电管组成高压保护电路，其保护电压在90V左右，当高于90V的电压加到放大器输入端时，放电管击穿，而放电管的另一端是接地的，故高压可对地旁路而保护了机器。 心电图机的输入端有了高压保护电路只能保护高于90V以上的电压，90V以下的电压还要进入输入级，所以还要用低压保护电路，图中D101-D109、D111-D119就构成了低压保护电路，在每个通道输入端，两个二极管一端接输出，一端接输入端，同时由于缓冲级的运算放大器的参考电压为?9V，因此它的输出端最高最低不会超过?9V，接上二极管后保护电压就为?9.7V，起到了低压保护的作用。这样两极保护就确保电路中不会引入过高电压，不会因过高电压损坏心电图机。其中一路电路图如下: 图3.6输入保护电路 图中DS101就是高压保护器件，其参数选为90V放电，D101、D111就是低 压保护电路，在前端隔离放大器?9V供电的情况下，保护电压为?9.7V。 3.2.4 前端隔离 设置前端跟随缓冲隔离主要是考虑到人体作为信号源有比较大的内阻，同时心电极片和皮肤之间的接触电阻也被等效为信号源的内阻，而这个电阻也比较大。一般运算放大器的输入阻抗很难保证足够大，我们利用跟随器高输入阻抗、低输出阻抗的特性将心电信号提取出来，再送前置放大级放大，保证信号不会丢失。原理图中U101-U109就是前端隔离级，这里对每一个导联信号均采用了跟随。这样就保证每一路信号均可以被采集到。这里取一个通道的隔离原理图: 图3.7 前端隔离电路 这里RA导联信号从LM4250的正相输入端输入，跟随后从第6脚输出。选用LM4250主要是考虑到它具备宽电压工作范围(?1V-?18V)，能够满足我们经过压保护电路保护的?9.7V信号工作要求、低偏置电流特性(3nA)、不需要作频率补偿、低功耗(500nW). 3.2.5 高频滤波 因为人体生理电信号的频率范围为0.05-100Hz，而心电图机系统中肯定存在着各种高频干扰，所以在信道通路中需要滤除高频信号，并且高频信号需要在前置放大级以前滤除，即不要将高频信号放大。原理图中C101-C109为抗干扰电容。在心电图信号中心频率(10Hz)时，这里电容器大小选为220p，电容器C的容抗为: 11XM,,,,72(),它和心电图机的前置缓冲极C12,fC，，，，223.141022010 并联，并大大高于心电图机的输入阻抗，故相当于开路。而在高频段，当频率为1MHz ,X时，只有720，远远低于心电图机的输入阻抗，相当于对地短路。这样就起到了C 较好的滤除高频干扰作用。同时在电路中其他地方电容也起到了类似的作用主要一是电容C231-C238，它们在第一级放大器中处于反馈支路中和反馈电容R231-R238并联， 可以看到，当信号的频率很高时，电容的等效阻抗很小，这样反馈支路的等效阻抗就会 很低，就抑制了高频信号;二是电容C251-C258，它们在电路中的作用首先是滤除2.5V 基准电压中的高频信号，其次也可以起到滤除心电信号通路中的高频信号的作用。其中 一路信号原理图如下: C101就是高频滤波电容。 3.8高频滤波电路 3.2.6 起搏脉冲抑制 因为起搏脉冲信号的幅度较大，所以一般心电图机均需要具备起搏脉冲抑制能力， 即对于装有起搏器的病人做心电图时，防止起搏器起搏脉冲造成心电图机信道阻塞甚至 损坏。防起搏脉冲电路一般是用两个并联的二极管限制输入电压幅度。这在输入保护中 已经有所叙述。图中D141、D142、D101-D109、D111-D119、D121-D128、D131-D138 均起到了这个作用。保护电压为?9.7V，可以有效抑制起搏脉冲。相关图例可参考输入 保护例图说明。 3.2.7 前置放大 前置放大器是心电放大的第一级，因输入的心电信号很微弱，对前置放大器的具体要求 是: ?低噪声。前置放大器的内部噪声与心电信号相比应十分微弱，心电信号是毫伏级信号，据相关数据，放大器的内部噪声折算到输入端必须小于15微伏，否则心电信号可能被噪声淹没。 ?高输入阻抗。由于存在各种电极与皮肤之间的接触电阻，这个电阻就相当于前置放大器输入信号源的内阻，而这个电阻又比较高，所以就要求前置放大级具有高输入阻抗，使心电信号不会被衰减。在这个问题的处理上，我们在信号进入前置放大器之前，先作了前端跟随隔离，利用了跟随器高输入阻抗、低输出阻抗的特性，这样就可以保证信号不会被衰减。 ?高抗干扰能力。为了抑制心电图机外部的各种电磁干扰，尤其是正好在放大器的工作频率范围内的交流市电干扰50Hz干扰，前置放大器必须具有高抗干扰能力，高共模抑制比，以便将共模干扰信号抑制消除。 ?低零点漂移。前置放大器因温度变化引起的零点漂移要尽量小，因为漂移经过放大以后，会严重影响记录及显示。 ?宽线性工作范围。如前面输入保护电路中所述，心电信号可能存在较大的电极电压，我们所作的保护限制在?9.7V，所以这要求前置放大器具有较宽的线性工作区域，以使心电信号不会发生失真，只要前置放大保证了波形的真实和完整，经过隔直耦合以后电极电压直流分量就会被阻隔掉。这样后端得到的心电波形仍然是真实的心电波形。 为满足上述要求，前置放大器必须采用具有高输入阻抗、低噪声和高共模抑制比的放大器。为了改善性能，我们在前置放大器前端加了一级跟随器，以起到缓冲隔离、阻抗匹配的作用，这在3.2.4节已经有了介绍。原理图中U121-U128就是前置放大，这里任意取其中一路信号分析如下: 图3.9 前置放大器 设计中我们选用TL061作为放大器，TL061是JFET输入运算放大器，所以具有很高 12,的输入阻抗，可以达到10;它的线性工作电压范围为?18V，可满足输入保护电压工作范围;共模抑制比可达86dB,远远高于国家标准《单导和多导心电图机 YY 1139-2000》5.9.1中规定的60dB;温度系数高，典型值为10Uv/?，还具有很低的输入偏置电流和偏置电压(典型值是3mV和5pA)，所以作为前级放大是比较理想的选择。 图中放大器负向输入端接前级隔离后的心电信号输入，正端接到威尔逊三角形中心端，这一级心电信号的放大倍数为R154/R124=1403/1002=-14倍。电容C124是调整补偿电阻， -33p，D134、D124是过压保护电阻，前面已经有过叙述，R144是调对TL061典型值为10 零电阻，其作用是保证放大器正端输入为0时放大器输出也为0，其值大小应为电阻R154和R124并联后的等效电阻值，选为1002比较合适。这里需要注意信号在前极放大是负向放大，我们要想在输出端得到正常的心电信号，第二级放大也要采用负向放大，这样才能保证输出的心电波形不会反向。 3.2.8 隔直耦合电路 隔直耦合电路也叫时间常数电路，它的作用是滤掉直流信号，而使心电信号中的交流成分通过，要求放在前级放大和后级电压放大之间，时间常数决定了心电图机的低频特性。国家标准《单导和多导心电图机 YY 1139-2000》中5.11.3条要求心电图机的时间常数不小于 11,,,RC3.2s,由于，，所以当时间常数要求为3.2s时，即要求心电图机,f2f,,2RC 11能描述最低频率。为了心电信号能够不失真,,,,fHz0.0490.05,，，223.143.2RC 的耦合到下一级放大，必须合适选用RC，它的大小决定RC耦合放大器的低频特性。从上面式子可以看出，RC值越大，低频性能越好，但是RC值不能无限制增大，因为R值受到后级放大器输入阻抗的限制，C值太大体积会增大，同时容量越大的电容漏电流现象也就会越严重，如果直流分量泄露到后级，就会带来较为严重的心电漂移，同时，RC太大存储的电量增多，也使得充放电时间延长，会导致心电波形滞后延迟甚至变形。在设计中我们选将参数设置为:R=3604，C=105，RC=3.6s,满足了3.2s的要求。同时，在电容器的耐电压参数上，考虑到系统前级低压保护为?9.7V，第一级放大为14倍，虽然在第一级设置有过压保护和防起搏脉冲电路，但是出于安全考虑，将耦合电容耐压设置为250V，高于14*10=140V，以免因为通道过压保护实效造成电容过压烧坏导致机器不能再次工作。原理图中C201-C208，R221-R228就组成了隔直耦合电路。 3.2.9 通道阻塞控制 通道阻塞电路也叫封闭电路，其作用在于在需要切换导联的心电图机中消除切换之前残留于通道的极化电压。因为在切换导联时等于心电图机的输入电极在变换位置，切换后各个电极的极化电压又是不同的，这种不同的极化电压在切换导联时相当于一个跃变电压被放大器放大，放大后的电压同样可以传输到后级。这样就使得切换导联时需要等待很长时间以便极化电压消失。为了弥补这个缺陷，就在各个导联输入通道上用一个可控器件控制这点信号:即在切换之前将该通道信号人为接地，消除极化电荷。我们现在设计的是全导心电图机，不存在需要切换导联的情况，但是这种电路还是有用的，比如我们可以在开机时人为将各个通道接地，消除其上面残存的电荷，或者在机器遇到故障或者输入信号受到较大幅度的干扰影响机器正常工作时将通道信号接地以起到保护设备、提高信号质量、增加机器工作抗干扰的作用。其控制电路原理图如下: 图3.10 图中三极管的集电极接信号传输通道，发射极接地，基极受控于主控制器，当需要认为将信号传输通路中的信号接地时，给控制极一个高电平，信号即被对地短路。原理图中Q201-Q208的基极接在一起，这样可以同时将各路信号同时对地短路。考虑到主控制器的输出口能否驱动8个三极管，如果不能，则需要在在输出信号加上一级驱动。这等待后期电路 试验后需要再添加，同时根据需要可以设置相应的按键，由用户操作启动阻塞控制。这样做的好处是当我们连接好导联线后，立即开始作图，会导致在基线漂移抑制软件还没有稳定，从而表现出个别导联不出图的现象。此时，如果全部导联确实接触良好，可按启动阻塞控制的按键能够迅速稳定各导联波形，以便迅速记录波形。 3.2.10 导联脱落检测 病人在做心电图时，导联经常会因为人为运动或没有接触牢而脱落，这时智能的心电图机应具备导联脱落自动检测功能。要具备这个能力，我们就需要在心电信号传输路径上找到导联脱落特征点。然后设计相应的电路，进行自动检测。 根据前面关于导联构成的叙述，我们共有8路信号需要送到A/D转换，那么就会有8路信号监测。我们取8路经过前置放大的信号作为导联脱落信号采样点，考虑到A/D转换器输入通道数目的限制，以及对于导联脱落的监测并不需要在每次心电信号采集时都进行，我们设计将8路信号通过模拟开关进行切换，即每完成一次心电信号序列通道A/D转换监测一个导联的脱落情况，这样如果把心电信号采样率设定为1KHz那么每8ms就可以对同一个导联的脱落情况作一次监测，是完全满足实际需要的。这样做节省了时间，也节省了系统开销。导联脱落检测电路如图3.11所示，图中X0-X7分别取自经过前置放大后的各路心电信号输出， 通道选择A、B、C由负责完成A/D转换的MCU来控制，模拟开关的输出信号经过跟随滤波后送A/D转换。 图3.11 导联脱落检测电路 3.2.11 后级放大 我们知道，心电信号是毫伏量级的信号，前级放大倍数为14倍，显然还不到伏特量级，而只有伏特量级的信号才能被A/D转换器采集。所以还需要进行后级放大。之所以没有一次将心电波形放大到伏特级是为了在前级放大之后对心电信号进行诸如耦合隔直、过压保护、高频滤波等处理，使后级放大的只是有用的心电信号。在这一级放大中我们选择TL062作为放大器，TL062具有同TL061一样优异的性能:高的输入阻抗、宽线性工作电压范围、高共模抑制比、良好的温度系数、低输入偏置电流和偏置电压等，其区别在于TL062内部集成了两路放大器。采用它是为了便于将其中的一路放大器作为后端隔离输出用，减少电路板 上芯片数量。这级放大原理图如下: 图3.12 后级放大 从图中可以看出，在这一级放大中，放大倍数近似为r=1+R231/R211=3303/1002=34倍，同前级放大倍数14倍相乘可以得到总的放大倍数为14*34= 476倍。这样就将毫伏量级的信号放大为伏特量级了。由1.2节的叙述，一般心电波形典型值大小在以下(正常R波峰值为1.5 mV)，经过476倍放大后电压为2mV*476=0.952V，约为1V，此时我们将A/D转换参考电压定为2.5V，就可以保证得到准确的心电数据。 3.2.12 后端隔离 后端隔离位于后级放大和A/D转换器之间，设置后端隔离的目的是利用电压跟随器的高输入阻抗、低输出阻抗特性，将心电信号前端和A/D变换器分隔开，使A/D转换稳定可靠，后端操作不会对前端信号产生影响。电路图如3.13，这里只选其中一路说明: 图3.13 后级跟随隔离输出电路 从图中可以看出，在将心电信号跟随输出的同时，还将2.5V电平叠加在跟随器输入端，这样做的目的是因为心电信号有正有负，我们将A/D转换器的参考电压设为0-5V，可以把中间电位2.5V看作信号零点，高于2.5V的视为正，低于2.5V的视为负。如果A/D的转换 -4095之间，那么中间值为2047，我们就可以将高于精度为12位，那么转换出来数据在0 2047的视为正、将低于2047的视为负。