畢業(yè)設(shè)計(jì)(論文)-心電放大器的設(shè)計(jì)（外文翻譯)

1、<p>　　編 號(hào)： </p><p>　　審定成績(jī)： </p><p><b>　　畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）</b></p><p>　　填表時(shí)間： 2010 年 5 月</p><p>　設(shè)計(jì)（論文）題目：心電放大器的設(shè)計(jì)</p><p&

2、gt;<b>　　摘 要</b></p><p>　　心電圖electrocardiogram，ECG)作為心血管疾病診斷中的一種重要的方法，能為心臟疾病的正確分析、診斷、治療和監(jiān)護(hù)提供客觀指標(biāo)。ECG是一種重要的心電信號(hào)檢測(cè)技術(shù)，它反映心臟興奮的產(chǎn)生、傳導(dǎo)和恢復(fù)過程中的生物電變化。心電檢測(cè)技術(shù)是一種安全、無創(chuàng)、準(zhǔn)確的檢測(cè)方法，其廣泛應(yīng)用于臨床監(jiān)測(cè)中。為方便人們實(shí)時(shí)了解心律的變化，根據(jù)心電

3、信號(hào)特征設(shè)計(jì)了便攜式心電圖儀。本系統(tǒng)采用高精度通用運(yùn)算放大器AD620對(duì)輸入的心電信號(hào)進(jìn)行放大，再進(jìn)行低通濾波，濾去高頻生物電，同時(shí)采用右腳屏蔽驅(qū)動(dòng)電路，消除50Hz生物電和機(jī)器信號(hào)的影響，最后在數(shù)字示波器上得到清晰的心電波形。該心電圖儀設(shè)計(jì)簡(jiǎn)潔，攜帶方便，經(jīng)過調(diào)試運(yùn)行流暢，能夠達(dá)到觀察心電信號(hào)的目的。另外本文綜述了ECG基礎(chǔ)理論、心電檢測(cè)技術(shù)，并對(duì)心電信號(hào)檢測(cè)技術(shù)的發(fā)展趨勢(shì)作了展望。</p><p>　　【關(guān)鍵

4、詞】心電放大器 心電圖監(jiān)測(cè)系統(tǒng) 心電圖 心電圖參數(shù) </p><p><b>　　ABSTRACT</b></p><p>　　Electrocardiogram (ECG) has been an important diagnostic basis of cardiovascular disease,which can provide some obje

5、ctive indicators for its analyzing,diagnosing,treating and monitoring.ECG can reflect the changes of bioelectrical during the heart excitement generation transmission and recovery process.ECG detecting technology is a sa

6、fe,non-invasive,and accurate method,which has been widely used in clinical monitoring.In order to facilitate people to understand the change of heart rate in real-t</p><p>　　【Key words】ECG Amplifier ECG Mon

7、itoring System Electrocardiogram ECG parameter </p><p><b>　　目 錄</b></p><p><b>　　前 言1</b></p><p>　　第一章 心電放大器系統(tǒng)概述2</p><p>　　第一節(jié) 心電放大器系統(tǒng)簡(jiǎn)介和基

8、本原理2</p><p>　　一、心電放大器總體簡(jiǎn)介2</p><p>　　二、心電放大器的基本參數(shù)3</p><p>　　三、心電放大器的組成部分3</p><p>　　第二節(jié) 心電圖監(jiān)測(cè)的歷史與未來趨勢(shì)4</p><p>　　一、心電監(jiān)測(cè)的歷史4</p><p>　　二、心電信號(hào)

9、檢測(cè)技術(shù)的發(fā)展與展望6</p><p>　　第三節(jié) 本章小結(jié)6</p><p>　　第二章 心電放大器方案論證及電路7</p><p>　　第一節(jié) 前置放大電路的設(shè)計(jì)7</p><p><b>　　一 、備選方案7</b></p><p><b>　　二、最終方案12<

10、;/b></p><p>　　第二節(jié) 共模信號(hào)抑制電路的設(shè)計(jì)12</p><p>　　一 、備選方案12</p><p>　　二 、最終方案13</p><p>　　第三節(jié) 心電放大器其他部分的設(shè)計(jì)14</p><p>　　一 、低通濾波電路及時(shí)間常數(shù)電路15</p><p>　

11、　二 、工頻50Hz的陷波電路15</p><p>　　三 、主級(jí)放大輸出電路17</p><p>　　四、 高通濾波電路18</p><p>　　五、 電源設(shè)計(jì)19</p><p>　　第四節(jié) 本章小結(jié)20</p><p>　　第三章 心電放大器相關(guān)數(shù)據(jù)測(cè)試21</p><p>

12、　　第一節(jié) 心電放大器主要參數(shù)測(cè)試21</p><p>　　一、前置放大電路21</p><p>　　二、二階濾波電路21</p><p>　　三、 雙T50HZ陷波電路22</p><p>　　四、后級(jí)主運(yùn)放電路22</p><p>　　第二節(jié) 本章小結(jié)22</p><p><

13、;b>　　結(jié) 論23</b></p><p><b>　　致 謝24</b></p><p><b>　　參考文獻(xiàn)25</b></p><p>　　附 錄 …………………………………………………………………………………………27</p><p>　　一、英文原文……

14、……………………………………………………………………………27</p><p>　　二、英文翻譯…………………………………………………………………………………35</p><p>　　三、工程設(shè)計(jì)圖紙……………………………………………………………………………43</p><p><b>　　前 言</b></p><p&g

15、t;　　心臟是循環(huán)系統(tǒng)中重要的器官。由于心臟不斷地進(jìn)行有節(jié)奏的收縮和舒張活動(dòng)，血液才能在閉鎖的循環(huán)系統(tǒng)中不停地流動(dòng)。心臟在機(jī)械性收縮之前，首先產(chǎn)生電激動(dòng)。心肌激動(dòng)所產(chǎn)生的微小電流可經(jīng)過身體組織傳導(dǎo)到體表，使體表不同部位產(chǎn)生不同的電位。如果在體表放置兩個(gè)電極，分別用導(dǎo)線聯(lián)接到心電圖機(jī)(即精密的電流計(jì))的兩端，它會(huì)按照心臟激動(dòng)的時(shí)間順序，將體表兩點(diǎn)間的電位差記錄下來，形成一條連續(xù)的曲線，這就是心電圖（簡(jiǎn)稱ECG）。</p>&

16、lt;p>　　圖0.1 標(biāo)準(zhǔn)心電圖</p><p>　　基本心電圖如上所示，包含如下幾個(gè)波段：</p><p>　　P波――  兩心房除極時(shí)間</p><p>　　P-R間期 ――  心房開始除極至心室開始除極時(shí)間</p><p>　　QRS波群 ――  全心室除極的電位變化</p

17、><p>　　ST段 ――心室除極剛結(jié)束尚處以緩慢復(fù)極時(shí)間</p><p>　　T波 ―― 快速心室復(fù)極時(shí)間</p><p>　　ECG是檢查心臟情況的一個(gè)重要方法，其應(yīng)用范圍包括以下幾個(gè)方面： </p><p>　　(1)分析與鑒別各種心律失常。 </p><p>　　(2)查明冠狀動(dòng)脈循環(huán)障礙。 &

18、lt;/p><p>　　(3)指示左右房竄肥大的情況，協(xié)助判別心瓣膜病、高血壓病、肺源性及先天性心臟病的診斷。 </p><p>　　(4)了解洋地黃中毒、電解質(zhì)紊亂等情況。</p><p>　　(5)心電監(jiān)護(hù)已廣泛應(yīng)用于手術(shù)、麻醉、用藥觀察、航天、體育等的心電監(jiān)測(cè)以及危重病人的搶救。 </p><p>　　臨床上，ECG是醫(yī)生診斷心臟疾病的主

19、要依據(jù)之一。</p><p>　　第一章 心電放大器系統(tǒng)概述</p><p>　　心電放大器系統(tǒng)簡(jiǎn)介和基本原理</p><p>　　一、心電放大器總體簡(jiǎn)介</p><p>　　心電信號(hào)是一種十分微弱的信號(hào)，常見的心電頻率一般在0—100Hz之間，能量主要集中在17Hz附近，幅度小于5mV，大約在10uV（胎兒）～5mV（成人）之間，所需放大

20、倍數(shù)大約為500-1000倍。心電電極阻抗較大，一般在幾十千歐以上。在檢測(cè)生物電信號(hào)的同時(shí)存在強(qiáng)大的干擾，主要有電極極化電壓引起基線漂移，電源工頻干擾(50Hz)，肌電干擾(幾百Hz以上)，臨床上還存在高頻電刀的干擾。電源工頻干擾主要是以共模形式存在，幅值可達(dá)幾伏甚至幾十伏，所以心電放大器必須具有很高的共模抑制比。電極極化電壓引起基線漂移是由于測(cè)量電極與生物體之間構(gòu)成化學(xué)半電池而產(chǎn)生的直流電壓，最大可達(dá)300mV，因此心電放大器的前級(jí)增

21、益不能過大，而且要有去極化電壓的RC常數(shù)電路。由于信號(hào)源內(nèi)阻可達(dá)幾十KΩ、乃至幾百KΩ，所以，心電放大器的輸入阻抗必須在幾MΩ以上，而且 共模抑制比（CMRR）也要在60dB以上（目前的心電圖機(jī)共模抑制比一般均在89dB）。同時(shí)要在無源、有源低通濾波器中有效地濾除與心電信號(hào)無關(guān)的高頻信號(hào)，通過系統(tǒng)調(diào)試，最后得到放大、無噪聲干擾的心電信號(hào)。</p><p>　　心電放大器在人體心電圖以及各種生物信號(hào)提取中有種要的作

22、用。人體心電信號(hào)是微弱的生物電信號(hào)，需要較大的放大倍數(shù)和較高的共模抑制比，因此設(shè)計(jì)三運(yùn)放放大電路使信號(hào)兩端盡量對(duì)稱，將抑制共模干擾。另外，本設(shè)計(jì)只討論和研究心電放大器的模塊，另外若采用交流供電，為防止出現(xiàn)電源電流泄露對(duì)病人造成傷害，還必須在心電放大器和信號(hào)采集設(shè)備間光電隔離保護(hù)電路。</p><p>　　大致的電路框圖如下：</p><p>　　圖1.1 心電圖儀的結(jié)構(gòu)圖</p>

23、;<p>　　二、心電放大器的基本參數(shù)</p><p>　　心電放大器的主要系統(tǒng)參數(shù)有，輸入阻抗，輸入噪聲，輸出阻抗。除去系統(tǒng)參數(shù)外，每個(gè)部分還有其不同的衡量性能的參數(shù)，為了不顯累贅將在第三章測(cè)試中一一詳細(xì)介紹。</p><p><b>　　輸入阻抗</b></p><p>　　測(cè)量方法：接好電源，將輸出接地，用萬(wàn)用表測(cè)量?jī)奢斎攵?/p>

24、之間的阻抗，即輸入阻抗。</p><p>　　測(cè)量結(jié)果：測(cè)得輸入阻抗大于200MΩ。</p><p><b>　　輸入噪聲</b></p><p>　　測(cè)量方法：接好電路，將兩輸入端接，測(cè)量其輸出信號(hào)幅度的大小。</p><p>　　測(cè)量結(jié)果：系統(tǒng)性能最好的時(shí)候，輸出信號(hào)為0.1V，反算到輸入端，可得輸入噪聲為45uV。

25、</p><p><b>　　輸出阻抗</b></p><p>　　測(cè)量方法：接好電路，輸入小直流信號(hào)，分別測(cè)其直接輸出電壓和加1Ω 負(fù)載后的電壓輸出，通過分壓公式，可求得輸出阻抗。</p><p>　　測(cè)量結(jié)果：輸出阻抗為0.4Ω</p><p>　　三、心電放大器的組成部分</p><p>

26、　　本電路設(shè)計(jì)主要是由五部分構(gòu)成。</p><p>　　1、放大電路。其中前置放大器是硬件電路的關(guān)鍵所在，設(shè)計(jì)的好壞直接影響信號(hào)的質(zhì)量，從而影響到儀器的特性； 2、共模抑制電路。在設(shè)計(jì)中使用了右腿驅(qū)動(dòng)電路、屏蔽驅(qū)動(dòng)電路，它們可以消除信號(hào)中的共模電壓，提高共模抑制比，使信號(hào)輸出的質(zhì)量得到提高 3、低通濾波電路及時(shí)間常數(shù)電路。常見的心電頻率一般在0.05--100Hz之間，能量主要集中在17Hz附近，

27、幅度微小，大概為5mV，臨床監(jiān)護(hù)有用頻率為0.5～30幾Hz，因此設(shè)計(jì)保留40Hz以下的信號(hào)。時(shí)間常數(shù)電路實(shí)現(xiàn)一階無源高通，截止頻率為0.05Hz，時(shí)間常數(shù)為3.6s。</p><p>　　4、工頻50Hz的陷波電路。本設(shè)計(jì)采用了雙T帶阻濾波電路，它能夠?qū)δ骋活l段的信號(hào)進(jìn)行濾除，用它能有效選擇而對(duì)電源工頻產(chǎn)生的50Hz的噪聲進(jìn)行濾除。 第二章的內(nèi)容也會(huì)大致根據(jù)這幾個(gè)部分劃分成不同小節(jié)。</p>

28、<p>　　第二節(jié) 心電圖監(jiān)測(cè)的歷史與未來趨勢(shì)</p><p><b>　　一、心電監(jiān)測(cè)的歷史</b></p><p>　　心電圖(electrocardiogram，ECG)作為心血管疾病診斷中的一種重要的方法，能為心臟疾病的正確分析、診斷、治療和監(jiān)護(hù)提供客觀指標(biāo)，在臨床上得到了廣泛應(yīng)用。ECG是一種重要的心電信號(hào)檢測(cè)技術(shù)，它反映心臟興奮地產(chǎn)生、傳導(dǎo)和

29、恢復(fù)過程ELECTR0NIC TEST中的生物電變化。危重患者易發(fā)生各種心律失常和不同程度心肌缺血，特別是惡性心律失常和無癥狀心肌缺血。如透析治療過程中，血液中各種成分在短期內(nèi)發(fā)生很大變化，從而導(dǎo)致人體內(nèi)環(huán)境發(fā)生很大變化，這些變化對(duì)心臟有著直接的刺激作用，造成心電發(fā)生改變。因此，檢測(cè)心電信號(hào)，及時(shí)的為醫(yī)生提供信息，準(zhǔn)確地反映心臟方面的變化，可有效地提高血液凈化治療中的安全性。</p><p>　　1887年，法國(guó)

30、著名的電生理學(xué)家AD Waller應(yīng)用Lippman毛細(xì)管靜電計(jì)描記出人類史上第一份心電圖，開創(chuàng)了心電圖記錄的先河。1901年，荷蘭生物學(xué)家萊頓大學(xué)教授Willem Emoven首次描記出比較滿意的P-QRS-T波群，于1903年發(fā)明了世界上第一臺(tái)采用弦線電流計(jì)和光學(xué)記錄的方法制成的心電圖機(jī)，記錄出每個(gè)心動(dòng)周期的心臟變化曲線，1912年Waller將心電變化曲線命名為“心電圖"(Electrocardiogram，ECG)。弦

31、線型心電流計(jì)，其結(jié)構(gòu)是把極細(xì)的鉑絲或鍍金的石英纖維支撐在強(qiáng)磁場(chǎng)的空氣隙中，當(dāng)心電電流通過弦時(shí)，引起弦在磁場(chǎng)垂直方向上的移動(dòng)，再用光學(xué)投射系統(tǒng)放大，投射在移動(dòng)的膠卷或紙上，從而真實(shí)的記錄了心電圖，這種方法確定了心電圖測(cè)量的標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)。1905年心電圖正式應(yīng)用到臨床，從而奠定了臨床心電圖學(xué)的基礎(chǔ)。至今，心電圖已經(jīng)歷了100多年的發(fā)展，為臨床心臟疾病的，特別是心律失常的診斷做出了巨大貢獻(xiàn)。</p><p>　　心電圖記錄

32、技術(shù)的發(fā)展經(jīng)歷了模擬心電圖、數(shù)字心電圖和自動(dòng)心電圖三個(gè)階段。單導(dǎo)模擬心電圖儀以單導(dǎo)聯(lián)記錄為標(biāo)志，由前置放大器放大由記錄電極獲取的某一導(dǎo)聯(lián)的心電圖信號(hào)，再通過熱筆記錄系統(tǒng)將波形描記在記錄紙上。該方法屬于人工操作，導(dǎo)聯(lián)的切換、量程的切換以及走紙速度的切換均由人工操作實(shí)現(xiàn)，在一段時(shí)間內(nèi)只能記錄一個(gè)導(dǎo)聯(lián)的心電圖波形，各導(dǎo)聯(lián)的波形不能同時(shí)獲取。該方法屬于心電圖的經(jīng)典記錄方法，至今仍在臨床廣泛應(yīng)用。</p><p>　　數(shù)字

33、心電圖階段以基于微處理器的多導(dǎo)聯(lián)心電圖波形同步數(shù)據(jù)采集為標(biāo)志，目前有三導(dǎo)聯(lián)同步記錄和12導(dǎo)聯(lián)同步記錄兩種。其特征是導(dǎo)聯(lián)的切換、量程的切換以及走紙速度的切換實(shí)現(xiàn)了數(shù)字控制，波形的記錄在前置放大之后采用了數(shù)字化技術(shù)將模擬心電波形變換為數(shù)字波形，實(shí)現(xiàn)了心電波形的數(shù)字記錄、數(shù)字存儲(chǔ)為心電信號(hào)的自動(dòng)分析奠定了基礎(chǔ)。</p><p>　　自動(dòng)心電圖階段以心電信號(hào)的自動(dòng)處理、自動(dòng)分析和自動(dòng)診斷為標(biāo)志，該階段是迄今為止心電圖技術(shù)

34、的最高階段。自動(dòng)心電圖在模擬心電圖、數(shù)字心電圖技術(shù)的基礎(chǔ)上，在獲取了心電圖數(shù)字信號(hào)的前提下，采用各種算法對(duì)信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理、特征波形(P波、QRS波、T波和ST段)識(shí)別、特征參數(shù)檢測(cè)并實(shí)現(xiàn)心電圖自動(dòng)分析與自動(dòng)診斷，其核心技術(shù)在于算法。目前，算法有多種，具有代表性的算法有：數(shù)字濾波算法、小波算法、神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)算法、模糊控制算法、形態(tài)學(xué)算法等，早期的自動(dòng)診斷算法采用某一種算法，現(xiàn)代自動(dòng)診斷算法將多種算法加以融合取長(zhǎng)補(bǔ)短，以實(shí)現(xiàn)高準(zhǔn)確率的自動(dòng)診斷。

35、目前，心電圖的自動(dòng)診斷技術(shù)仍處于發(fā)展階段，由于ECG信號(hào)的變異性較大，實(shí)現(xiàn)高準(zhǔn)確率的自動(dòng)診斷以取代人工診斷仍然是人們最求的目標(biāo)，當(dāng)今自動(dòng)診斷的最高水平大致在準(zhǔn)確率70％左右。</p><p>　　在心電圖技術(shù)不斷發(fā)展的同時(shí)，針對(duì)心電圖不能長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)看記錄的缺陷，1957年，美國(guó)物理學(xué)家Holter首創(chuàng)了一種用磁帶記錄器對(duì)正?；顒?dòng)狀態(tài)下的病人做長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)心電圖記錄的方法，開辟了時(shí)間全信息和環(huán)境全信息心電記錄和診斷的

36、新領(lǐng)域，從而在某種程度上彌補(bǔ)了常規(guī)心電圖的不足之處。這種長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)記錄的心電圖稱為動(dòng)態(tài)心電圖(Ambulator，Electrocardiogram，AEGC)，它提供的長(zhǎng)時(shí)間動(dòng)態(tài)心電圖記錄對(duì)心率失常的檢出、早期心血管病診斷、抗心律失常治療的評(píng)價(jià)以及心律失常和生理關(guān)系的研究具有重要意義，它是常規(guī)心電圖的重要補(bǔ)充與發(fā)展。</p><p>　　早期的Holter系統(tǒng)中，馬達(dá)變速、定期保養(yǎng)和更換是磁帶記錄的一大難題，1

37、985年后出現(xiàn)了固態(tài)Holter系統(tǒng)，它把心電信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)后存儲(chǔ)在芯片上，避免了馬達(dá)引起的一些問題。目前各大、中型醫(yī)院已經(jīng)采用了以RAM作緩沖、磁光記錄的Holter系統(tǒng)。90年代以來，國(guó)外多導(dǎo)同步心電檢測(cè)技術(shù)日趨成熟，這是心電檢測(cè)系統(tǒng)的重大發(fā)展和進(jìn)步。進(jìn)入21世紀(jì)，心電產(chǎn)品正向著數(shù)據(jù)檢測(cè)多樣化，數(shù)據(jù)處理中心化以及設(shè)備小型化等方面發(fā)展。</p><p>　　心電圖自動(dòng)診斷還未廣泛普及應(yīng)用于臨床，從國(guó)內(nèi)外目前

38、的發(fā)展水平來看，ECG自動(dòng)分析準(zhǔn)確率還遠(yuǎn)達(dá)不到可以完全替代醫(yī)生的水平，僅可以為臨床醫(yī)生提供輔助信息。其主要原因是心電波形的變異性大，算法存在缺陷等。因此，探索新的算法以提高波形識(shí)別的準(zhǔn)確率，是提高心電圖自動(dòng)診斷準(zhǔn)確率，擴(kuò)大其應(yīng)用范圍的根本途徑。這也是相當(dāng)長(zhǎng)的時(shí)間內(nèi)ECG檢測(cè)與診斷技術(shù)的發(fā)展方向。</p><p>　　二、心電信號(hào)檢測(cè)技術(shù)的發(fā)展與展望</p><p>　?、賰x器小巧化，采集同

39、步化：隨著集成電路技術(shù)的發(fā)展，心電檢測(cè)儀器趨于小型化和便攜化，便攜式心電監(jiān)護(hù)儀，Hoter系統(tǒng)和心臟BP機(jī)等都代表了此發(fā)展趨勢(shì)。</p><p>　?、诜治鲎詣?dòng)化：ECG自動(dòng)診斷技術(shù)應(yīng)用范圍并不十分廣泛，主要是目前還缺乏一套完全令人滿意的算法。因此在ECG自動(dòng)分析領(lǐng)域還需要作大量的研究工作。</p><p>　　③信息綜合化，網(wǎng)絡(luò)化：建立心電工作站和完善的心電檢測(cè)數(shù)據(jù)庫(kù)，完善心電分析內(nèi)容，

40、結(jié)合臨床提供的其他信息資料進(jìn)行綜合化信息分析判斷。</p><p>　　心電檢測(cè)設(shè)備與互聯(lián)網(wǎng)相連以實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的現(xiàn)場(chǎng)采集，即時(shí)傳輸和遠(yuǎn)程診斷將是未來發(fā)展的一個(gè)重要方向。</p><p>　?、軜?biāo)準(zhǔn)統(tǒng)一化：建立國(guó)際上統(tǒng)一的心電信息資料傳輸標(biāo)準(zhǔn)，使得不同類型得心電檢測(cè)設(shè)備采集的心電圖信息能夠相互傳輸和交流。</p><p><b>　　第三節(jié) 本章小結(jié)<

41、/b></p><p>　　本章節(jié)主要介紹了心電放大儀器的設(shè)計(jì)思路，并著重介紹了本論文討論的心電放大器部分的內(nèi)容，基本上都是理論的簡(jiǎn)單了解。不過從總體上來說，本論文研究的問題也更偏重于實(shí)際運(yùn)用，所以本章顯得略微簡(jiǎn)潔明了，只求為后續(xù)章節(jié)提供理論的依據(jù)。</p><p>　　第二章 心電放大器方案論證及電路 </p><p>　　第一節(jié) 前置放大電路的設(shè)計(jì)<

42、;/p><p><b>　　一 、備選方案</b></p><p>　　前置放大器是硬件電路的關(guān)鍵所在，設(shè)計(jì)的好壞直接影響信號(hào)的質(zhì)量，從而影響到儀器的特性。除了要求精度高穩(wěn)定之外，根據(jù)心電信號(hào)的特點(diǎn)，前置級(jí)應(yīng)該滿足下述要求：</p><p>　　高輸入阻抗。被提取的心電信號(hào)是不穩(wěn)定的高內(nèi)阻的微弱信號(hào)，為了減少信號(hào)源內(nèi)阻的影響，必須提高放大器輸入阻抗

43、。一般情況下，信號(hào)源的內(nèi)阻為100kΩ，則放大器的輸入阻抗應(yīng)大于1MΩ。</p><p>　　高共模抑制比（CMRR）。人體所攜帶的工頻干擾以及所測(cè)量的信號(hào)以外的生理信號(hào)的干擾，一般為共模干擾，前置級(jí)須采用CMRR高的差動(dòng)放大形式，以減少共模干擾的傳遞。</p><p>　　低噪聲、低漂移。主要作用是對(duì)源信號(hào)的影響小，拾取信號(hào)的能力強(qiáng)，能夠防止輸出飽和、使輸出穩(wěn)定。</p>

44、<p><b>　　1、三運(yùn)放差分電路</b></p><p>　　如圖所示的同相并聯(lián)三運(yùn)放結(jié)構(gòu)，這種結(jié)構(gòu)可以較好地滿足上面三條要求。放大器的第I級(jí)主要用來提高整個(gè)放大電路的輸入阻抗。第II級(jí)采用差動(dòng)電路用以提高共模抑制比</p><p>　　圖2.1  三運(yùn)放差分放大電路</p><p>　　電路中輸入級(jí)由A3、A4兩個(gè)

45、同相輸入運(yùn)放電路并聯(lián)，再與A5差分輸入串聯(lián)的三運(yùn)放差分放大電路構(gòu)成，其中A1、A2是增加電路的輸入阻抗。電路優(yōu)點(diǎn)：差模信號(hào)按差模增益放大，遠(yuǎn)高于共模成分（噪聲）；決定增益的電阻（R1、Rp、R3）理論上對(duì)共模抑制比沒有影響，因此電阻的誤差不重要。</p><p>　　電路對(duì)共模輸入信號(hào)沒有放大作用，共模電壓增益接近于零。這不僅與實(shí)際的共模輸入有關(guān)，而且也與A3和A4的失調(diào)電壓和漂移有關(guān)。如果A3和A4有相等的漂移

46、速率，且向同一方向漂移，那么漂移就作為共模信號(hào)出現(xiàn)，沒有被放大，還能被第二級(jí)抑制。這樣對(duì)于A3和A4的漂移要求就會(huì)降低。A3和A4前置放大級(jí)的差模增益要做得盡可能高，相比之下，第二級(jí)（A5）的漂移和共模誤差就可以忽略，對(duì)放大器的要求就可以大大降低。當(dāng)R3=R4，R5=R6時(shí)，兩級(jí)的總增益為兩個(gè)差模增益的乘積，即： 由此可知，上述電路具有輸入阻抗高，共模抑制比高等優(yōu)點(diǎn)，可作為通用儀用放大器使用。</p><p

47、>　　2、用INA128儀用儀表放大器來實(shí)現(xiàn)</p><p>　　一般說來，集成化儀用放大器具有很高的共模抑制比和輸入阻抗，因而在傳統(tǒng)的電路設(shè)計(jì)中都是把集成化儀器放大器作為前置放大器。絕大多數(shù)的集成化儀器放大器，特別是集成化儀器放大器，它們的共模抑制比與增益相關(guān)：增益越高，共模抑制比越大。集成化儀器放大器作為心電前置放大器時(shí)，由于極化電壓的存在，前置放大器的增益只能在幾十倍以內(nèi)，這就使得集成化儀器放大器作為

48、前置放大器時(shí)的共模抑制比不可能很高。可在前置放大器的輸入端加上隔直電容（高通網(wǎng)絡(luò)）來避免極化電壓使高增益的前置放大器進(jìn)入飽和狀態(tài)，但由于信號(hào)源的內(nèi)阻高，且兩輸入端不平衡，隔直電容（高通網(wǎng)絡(luò)）使等共模干擾轉(zhuǎn)變?yōu)椴钅８蓴_，嚴(yán)重地?fù)p害了放大器的性能。 為了實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的放大，設(shè)計(jì)電路如下： 圖2.2 采用INA128進(jìn)行心電信號(hào)的放大   （1）、前級(jí)采用運(yùn)放A1和A2組成并聯(lián)型差

49、動(dòng)放大器。理論上，在運(yùn)算放大器為理想的情況下，并聯(lián)型差動(dòng)放大器的輸入阻抗為無窮大，共模抑制比也為無窮大。另外，在理論上并聯(lián)型差動(dòng)放大器的共模抑制比與電路的外圍電阻的精度和阻值無關(guān)。 </p><p>　?。?）、 阻容耦合電路放在由并聯(lián)型差動(dòng)放大器構(gòu)成的前級(jí)放大器和由儀器放大器構(gòu)成的后級(jí)放大器之間，這樣可為后級(jí)儀器放大器提高增益，進(jìn)而提高電路的共模抑制比提供了條件。同時(shí)，由于前置放大器的輸出阻抗很低，同時(shí)又采用共

50、模驅(qū)動(dòng)技術(shù)，避免了阻容耦合電路中的阻、容元件參數(shù)不對(duì)稱（匹配）導(dǎo)致的共模干擾轉(zhuǎn)換成差模干擾的情況發(fā)生。 </p><p>　　（3）、后級(jí)電路采用儀器放大器，將雙端信號(hào)轉(zhuǎn)換為單端信號(hào)輸出。由于阻容耦合電路的隔直作用，后級(jí)的儀器放大器可以做到很高的增益，進(jìn)而得到很高的共模抑制比。 從理論上計(jì)算整個(gè)電路的共模抑制比為： </p><p>　　或式中：CMRTotal或CMRRTota

51、l－放大器的總共模抑制比；CMR1－第一級(jí)放大器的共模抑制比；CMR2或CMRR2－第二級(jí)放大器的共模抑制比；A1d、A1c、A2d和A2c－分別為第一級(jí)放大器和第二級(jí)放大器的差模增益和共模增益。 3、利用AD620來設(shè)計(jì)放大電路</p><p>　　AD620是一種只用一個(gè)外部電阻就能設(shè)置放大倍數(shù)為1—1000的低功耗、高精度儀表放大器。盡管AD620由傳統(tǒng)的三運(yùn)放放大器發(fā)展規(guī)律而成,但一些主要性能卻優(yōu)于三運(yùn)

52、放構(gòu)成的儀表放大器設(shè)計(jì),電源范圍寬(±2.3V--±18V),設(shè)計(jì)體積小,功耗非常低(最大供電電流僅為1.3mA)因而使用于低電壓、低功耗的應(yīng)用場(chǎng)合。</p><p>　　圖2.3 AD620芯片引腳圖</p><p>　　圖2.3、2.4分別是AD620的引腳圖和結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)圖。</p><p>　　AD620的工作原理：AD620是在傳統(tǒng)

53、的三運(yùn)放組合方式改進(jìn)的基礎(chǔ)上研制的單片儀用放大器。輸入三極管Q1和Q2提供了唯一雙極差分輸入，因內(nèi)部的超β處理，它的輸入偏移電流比一般情況低10倍。通過Q1-A1-R1環(huán)路和Q2-A2-R2環(huán)路的反饋，保持了Q1，Q2集成極電流為常量，所以輸入電壓相當(dāng)于加在外接電阻Rg的兩端，從輸入到A1/A2輸出的差分放大倍數(shù)為。由A3組成的單位增益減法器消除了任何共模成分，而產(chǎn)生一個(gè)與REF管腳電位有關(guān)的單路輸出。</p><p

54、>　　由輸入三極管集成電極電流和基極電阻確定的輸入電壓噪聲減小到9nV。內(nèi)部增益電阻R1和R2被精確確定24.7kΩ,使得運(yùn)放增益精確地有Rg確定:       或                 &#

55、160;        圖2.4 AD620結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)圖 AD620由于體積小、功耗低、噪聲小及供電電源范圍廣等特點(diǎn)，特別適宜應(yīng)用到諸如傳感器接口、心電圖監(jiān)測(cè)儀、精密電壓電流轉(zhuǎn)換等應(yīng)用場(chǎng)合。</p><p>　　4、利用MAX4194來設(shè)計(jì)放大電路</p><p>　　MAX4194具有

56、軌-軌的特性，放大器輸入端設(shè)計(jì)有高通濾波器，可以抑制極化電壓，MAX4194的失調(diào)電壓不到100uV，因此其電壓增益可取較大值，獲得較高的共模抑制比。</p><p>　　圖2.5 芯片連接圖 圖2.6 芯片引腳圖</p><p>　　圖2.7 AD620、MAX4194的輸入緩沖電路圖</p><p>　　如圖

57、所示是AD620、MAX4194的輸入緩沖電路，可以提高輸入阻抗，通過最右邊的電阻網(wǎng)絡(luò)取出共模信號(hào)，可以進(jìn)行共模驅(qū)動(dòng)，再經(jīng)過反向放大可以做右腿驅(qū)動(dòng)，能獲得較高的共模抑制比。</p><p><b>　　二、最終方案</b></p><p>　　綜合考慮，AD620是一個(gè)最適合的放大器，它只要用一個(gè)外部電阻就可以進(jìn)行1—1000的放大倍數(shù)，精度也較高，而且是DIP封裝便

58、于使用，所以在選擇放大電路的時(shí)候運(yùn)用AD620芯片。</p><p>　　帶輸入緩沖實(shí)用AD620芯片的具體電路如下：</p><p>　　參數(shù)選擇：實(shí)際電路中去掉由22KΩ的電阻和220pF的獨(dú)石電容組成無源低通濾波器，在N1、N2之前分別串聯(lián)一個(gè)10KΩ的電阻，其作用是限流，然后選擇了跟隨器來穩(wěn)定電壓。可以防止運(yùn)放差動(dòng)輸入電壓大于0.7V。運(yùn)放采用四運(yùn)放TL084。R-R電阻網(wǎng)絡(luò)中的電

59、阻取10KΩ，選取的時(shí)候通過測(cè)量選取阻值基本一樣的電阻。</p><p>　　第二節(jié) 共模信號(hào)抑制電路的設(shè)計(jì)</p><p><b>　　一 、備選方案</b></p><p>　　1、有源屏蔽驅(qū)動(dòng)電路</p><p>　　有源屏蔽驅(qū)動(dòng)電路可以用來消除共模電壓。</p><p>　　為病人做心電檢

60、測(cè)時(shí)，電極與心電圖機(jī)的前置放大器（或緩沖放大器）之間是由導(dǎo)聯(lián)線連接的，導(dǎo)聯(lián)線的中芯線與屏蔽之間存在著一定數(shù)量的分布電容C的存在，會(huì)降低整機(jī)的輸入阻抗，由于各屏蔽分布電容數(shù)值不可能一致，造成各緩沖放大器的輸入阻抗不平衡，致使放大器的共模抑制比降低 。</p><p>　　有源屏蔽驅(qū)動(dòng)電路是將差動(dòng)式傳感器的兩個(gè)輸出經(jīng)兩個(gè)運(yùn)算放大器構(gòu)成的同相比例差動(dòng)放大后，使其輸入端的共模電壓1：1地輸出，并通過輸出端各自電

61、阻（阻值相等）加到傳感器的兩個(gè)電纜屏蔽層上，即兩個(gè)輸入電纜的屏蔽層由共模輸入電壓驅(qū)動(dòng)，而不是接地，電纜輸入芯線和屏蔽層之間的共模電壓為零，它消除了屏蔽電纜電容的影響，提高了電路的共模抑制能力。屏蔽驅(qū)動(dòng)對(duì)于減少50Hz共模干擾也很有用。</p><p><b>　　2、右腿驅(qū)動(dòng)電路</b></p><p>　　體表驅(qū)動(dòng)電路是專為克服人體承載的共模干擾（主要是50Hz共模

62、干擾），提高CMRR而設(shè)計(jì)的，原理是采用以人體為相加點(diǎn)的共模電壓并聯(lián)負(fù)反饋，其方法是取出前置放大級(jí)中的共模電壓，經(jīng)驅(qū)動(dòng)電路倒相放大后再加回體表上，所以稱為右腿驅(qū)動(dòng)。之所以是右腳還有另外一個(gè)原因，因?yàn)橛夷_比左腳離心臟更遠(yuǎn)，所以測(cè)試來更準(zhǔn)確。</p><p>　　雖然AD620的共模抑制比較高，但當(dāng)接入其他電路時(shí)，其共模抑制比會(huì)變得較低，我們?cè)谔岣吖材Ｒ种票鹊耐瑫r(shí)，也要考慮用直接降低共模信號(hào)的方法來提高其值，右腿驅(qū)動(dòng)

63、電路就是一個(gè)很好的降低抑制共模信號(hào)的方法，在右腿接入一反向放大器，并與儀表放大相連，可以將共模信號(hào)抑制1＋K倍（K為反向放大增益），從而有效的降低了共模信號(hào)。  </p><p><b>　　前置放大級(jí)</b></p><p>　　圖2.8 與并聯(lián)型跟隨輸入前置放大器相配合的驅(qū)動(dòng)電路</p><p><b>

64、;　　二 、最終方案</b></p><p>　　選擇了方案二，因?yàn)檫@種方案更加通用有效。而加上前置放大電路還需要討論導(dǎo)聯(lián)輸入，導(dǎo)聯(lián)線又稱輸入電纜線。其作用是將電極板上獲得的心電信號(hào)送到放大器的輸入端。心臟電興奮傳導(dǎo)系統(tǒng)所產(chǎn)生的電壓是幅值及空間方向隨時(shí)間變化的向量。放在體表的電極所測(cè)出的ECG信號(hào)將隨不同位置而異。心周期中某段ECG描跡在這一電極位置不明顯，而在另一位置上卻很清楚。為了完整描述心臟的活

65、動(dòng)狀況，應(yīng)采用多電極導(dǎo)聯(lián)方式測(cè)量心電信號(hào)，基于現(xiàn)在的實(shí)驗(yàn)條件及要求，選擇3導(dǎo)聯(lián)方式：左臂（LA），右臂（RA）以及右腿（RL）。各導(dǎo)聯(lián)線以不同顏色的標(biāo)志來表示所接的部位。為了減少連接時(shí)發(fā)生錯(cuò)誤，國(guó)際統(tǒng)一規(guī)定字母和導(dǎo)線色標(biāo)為：R-右臂（紅）；L-左臂（黃）； RF-右腿（黑）。具體電路圖如下，而測(cè)試時(shí)，將測(cè)試者的的左手與LA端相連，而右手與RA相連。右腳與RL端相連。</p><p>　　圖2.9 與并聯(lián)

66、型跟隨輸入前置放大器相配合的實(shí)際驅(qū)動(dòng)電路</p><p><b>　　參數(shù)選擇：</b></p><p>　　實(shí)際電路中考慮功耗問題，R6取10 KΩ，R8取10MΩ，K= -R8/R6=-100，R7=1MΩ為限流保護(hù)電阻，為使電路更簡(jiǎn)便去掉了起穩(wěn)定作用的CF。</p><p>　　第三節(jié) 心電放大器其他部分的設(shè)計(jì)</p>&l

67、t;p>　　一 、低通濾波電路及時(shí)間常數(shù)電路</p><p>　　圖2.10 簡(jiǎn)單二階低通濾波器級(jí)跟隨器</p><p>　　選用了二階簡(jiǎn)單濾波器。二階簡(jiǎn)單低通濾波器的截止頻率的計(jì)算公式是</p><p><b>　　。</b></p><p>　　參數(shù)選擇：，，所以截止頻率由公式算得。</p>

68、;<p>　　二 、工頻50Hz的陷波電路</p><p>　　帶阻濾波器電路是用來抑制或衰減某一頻段的信號(hào)，而讓該頻段以外的所有信號(hào)通過。即是說，雖然前端采用集成化器件已經(jīng)有了很高的共模抑制比，但由于它不能消除干擾以及后級(jí)電路再次引入50Hz工頻干擾，在電路的最后部分仍需加入50Hz陷波器，其可以采用雙T帶阻濾波器，其品質(zhì)因數(shù)與反饋系數(shù)有一定比例關(guān)系，，但并不是品質(zhì)因數(shù)越大越好，品質(zhì)因數(shù)越大，其β

69、也越大，電路將出現(xiàn)不穩(wěn)定甚至自激振蕩。</p><p>　　根據(jù)理論圖2.11,,引入負(fù)反饋改善選頻作用。而,，。</p><p>　　圖2.11  50HZ雙T陷波電路理論圖</p><p>　　參數(shù)選擇：參數(shù)通過計(jì)算得到。即,</p><p>　　所以，RV3、RV4取14.468 KΩ，RV1通過電位器調(diào)至0.22 KΩ左右，

70、R19在2 KΩ左右，RV5取7.234 KΩ。C4、C5取0.22uF，C3取0.44uF。</p><p>　　圖2.12 50HZ雙T陷波電路實(shí)際電路圖</p><p>　　三 、主級(jí)放大輸出電路</p><p>　　主放大電路為反向放大器，因?yàn)榉聪蚍糯笃鬏^同向放大器性能更穩(wěn)定，電路設(shè)計(jì)如下圖所示。經(jīng)過各模塊電路的設(shè)計(jì)，獲得的信號(hào)再經(jīng)過放大即可輸出到示波器上顯

71、示了。</p><p>　　參數(shù)選擇： R13=R14=200Ω,RV2=10KΩ，K=-RV2/R13=-50。系統(tǒng)總放大倍數(shù)為前置倍數(shù)*隔離放大倍數(shù)*主放大倍數(shù)=1000*隔離放大倍數(shù)，其中隔離放大倍數(shù)為1～3。</p><p>　　圖2.13 主級(jí)放大器實(shí)際電路圖</p><p><b>　　高通濾波電路</b></p>&

72、lt;p>　　采用了簡(jiǎn)單的一階高通濾波器，其截止頻率為。具體電路如下圖所示。</p><p>　　參數(shù)選擇：,,仍然選擇經(jīng)濟(jì)實(shí)用的TL094芯片作跟隨器電路的芯片。又截止頻率計(jì)算得：</p><p>　　圖2.14 一階高通濾波器實(shí)際電路圖</p><p><b>　　五、 電源設(shè)計(jì)</b></p><p>　　電

73、源中采用直流供電，用的擔(dān)電源，取中間值為地。運(yùn)放采用正負(fù)供電，用作驅(qū)動(dòng)，防止流入地線的電流過大，仍然采用了TL084芯片作為放大器。電源通過連線分別接入以上各個(gè)部分。</p><p>　　圖2.15 電源實(shí)際電路圖</p><p><b>　　其他部分的討論</b></p><p>　　雖然本論文只討論心電放大器部分，但是仍然需要簡(jiǎn)述一下另兩個(gè)

74、在實(shí)際心電放大器的重要組成部分。它們都是為了保證在使用心電放大器的過程中人的安全而設(shè)計(jì)的防止觸電的部分。</p><p>　　1、DC/DC:直流/直流轉(zhuǎn)換電路</p><p>　　主要的目的是進(jìn)行電壓的變換及隔離因?yàn)橹绷鞑荒苤苯油ㄟ^變壓器升、降壓，所以先將直流通過開關(guān)電路變成交流，頻率一般是幾百K，這時(shí)的交流波形沒有交流電正弦波那樣好。變成交流后通過變壓器進(jìn)行變壓，輸出的交流通過整流、濾

75、波、穩(wěn)壓等電路變回直流。當(dāng)然變壓器的磁心一般是錳鋅鐵氧體的，不能用硅鋼片的。</p><p><b>　　2、光電隔離電路</b></p><p>　　為了降低由電容耦合產(chǎn)生的位移電流，保證人體生命安全，有必要使用光電隔離電路，它使前級(jí)放大器與后級(jí)放大器之間沒有電的聯(lián)系，提高了抗干擾型和安全性。</p><p><b>　　第四節(jié) 本

76、章小結(jié)</b></p><p>　　本章主要介紹了心電放大器設(shè)計(jì)電路方面的問題，基本上是分模塊來討論的，對(duì)于有多個(gè)方案電路的模塊均理論聯(lián)系實(shí)際給出了最終的解決方案，也就是實(shí)際心電放大器所用的電路。</p><p>　　第三章 心電放大器相關(guān)數(shù)據(jù)測(cè)試 </p><p>　　第一節(jié) 心電放大器主要參數(shù)測(cè)試</p><p><b

77、>　　一、前置放大電路</b></p><p><b>　　1、差模增益</b></p><p>　　測(cè)量方法：差動(dòng)輸入端，一端接信號(hào)源信號(hào)，另一端接地，輸入信號(hào)為17.6mV，測(cè)量AD620的輸出端對(duì)地的電壓，其值為0.285V。</p><p>　　所以，差模增益為16.2，而最初測(cè)量值為20，由此判斷AD620可能出問題

78、了，換一塊芯片按以上方法再測(cè)一次，輸出端電壓為0.354V，差模增益為20。</p><p><b>　　2、共模抑制比</b></p><p>　　測(cè)量方法：兩輸入端輸入50Hz共模信號(hào)，測(cè)量輸出端對(duì)地電壓。輸入1.78V輸出0.34V。最初測(cè)量時(shí)，輸入2.18V輸出2mV。</p><p>　　所以，共模增益為：0.19，最初為0.92*1

79、0E-3。</p><p>　　共模抑制比為：CMRR=20log(16.2/0.19)=38.6dB</p><p>　　最初共模抑制比為：CMRR=86.7dB</p><p><b>　　二、二階濾波電路</b></p><p>　　測(cè)量方法：實(shí)際應(yīng)用中兩個(gè)二階濾波連接到一起后，輸入一定電壓幅度的正弦波，調(diào)節(jié)其頻率

80、，觀察輸出電壓幅度的變化。</p><p>　　測(cè)得，信號(hào)30Hz時(shí)開始有幅度衰減，約33Hz時(shí)衰減3dB，50Hz時(shí)減為原幅度的1/3。</p><p>　　三、 雙T50HZ陷波電路</p><p><b>　　1、陷波中心頻率</b></p><p>　　測(cè)量方法：不斷調(diào)節(jié)信號(hào)發(fā)生器信號(hào)的頻率，尋找輸出信號(hào)幅度最低

81、的頻率。</p><p>　　測(cè)得，中心頻率為49.48Hz。</p><p>　　2、50HZ處的陷波深度</p><p>　　測(cè)量方法：將信號(hào)頻率調(diào)至50.0Hz，分別測(cè)量輸入信號(hào)和輸出信號(hào)的幅度。</p><p>　　測(cè)得，輸入17.55V輸出1.375V，陷波深度為22dB。</p><p><b>

82、　　3、陷波帶寬</b></p><p>　　測(cè)量方法：不斷調(diào)節(jié)信號(hào)發(fā)生器信號(hào)的頻率，尋找輸出信號(hào)幅度為原來0.707倍的頻率。</p><p>　　測(cè)得，帶寬為±0.7Hz。</p><p><b>　　四、后級(jí)主運(yùn)放電路</b></p><p>　　增益測(cè)量方法：連好主運(yùn)放電路，輸入一定大小的信

83、號(hào)，測(cè)其輸出信號(hào)，其比值即運(yùn)放增益。</p><p>　　測(cè)得，增益與理論值相等，為50倍。</p><p><b>　　第二節(jié) 本章小結(jié)</b></p><p>　　測(cè)量調(diào)試時(shí)電路完成的真正最后一件事。完成了調(diào)試所有的問題都告一段落，一切都用數(shù)據(jù)來說話。本章主要針對(duì)測(cè)試的數(shù)據(jù)一一詳細(xì)描述。由信號(hào)發(fā)生器作為信號(hào)源，示波器采集并顯示最終的波形圖。

84、</p><p><b>　　結(jié) 論</b></p><p>　　睡眠呼吸暫停綜合癥是目前威脅人類生命的主要疾病之一，而睡眠呼吸暫停綜合癥自動(dòng)分析儀國(guó)內(nèi)的自主研發(fā)目前基本是空白的，國(guó)際上也正處在研發(fā)的初級(jí)階段，應(yīng)用前景廣闊。</p><p>　　心電圖自動(dòng)檢測(cè)與分析作為其中的一個(gè)分支，也顯示出極大的市場(chǎng)需求潛力。由于心電信號(hào)容易受外界干擾和噪

85、聲的影響，以及心電信號(hào)容易受自身狀態(tài)變化的影響，心電波形可謂千變?nèi)f化，容易發(fā)生畸變，幅度較小，頻率較低，極易受噪聲干擾，在檢測(cè)時(shí)難度更大。心電檢測(cè)技術(shù)具有無創(chuàng)傷、觀察方便、匯報(bào)及時(shí)且能在治療的同時(shí)快速、準(zhǔn)確地提供心臟方面的變化，同時(shí)它又可以有效地提高各種疾病治療中的安全性。心電放大電路是心電放大儀的核心部分，它直接決定了心電放大儀的成敗。研究心電放大電路對(duì)于心電放儀的研制具有比較實(shí)際的意義。</p><p>　　

86、本課題針對(duì)心電信號(hào)的這些特性，以簡(jiǎn)便實(shí)用可靠為原則展開研究，完成了以下工作：</p><p>　　1．分析心電信號(hào)的特性、噪聲來源、導(dǎo)聯(lián)方法，提出設(shè)計(jì)要求及總體設(shè)計(jì)方案。</p><p>　　2．研制硬件，設(shè)計(jì)前置電路和數(shù)據(jù)采集電路。在前置電路中，集成放大器AD620作為輸入級(jí)，該芯片極低的失調(diào)電壓及漂移和高共模抑制比保證了心電信號(hào)完好的被捕捉；隔離電路的設(shè)計(jì)可保證被測(cè)試病人的安全；通過兩

87、級(jí)放大，成功的將信號(hào)放大1000倍，使信號(hào)由毫伏級(jí)放大到伏級(jí)，同時(shí)把信號(hào)頻率限制在0．05Hz~100Hz的通帶上，而且設(shè)計(jì)了陷波器抑制50Hz工頻干擾。</p><p><b>　　致 謝</b></p><p>　　畢業(yè)設(shè)計(jì)完成了，在這個(gè)過程中我學(xué)到了很多東西。論文最難的方面在于，將理論和實(shí)際相結(jié)合，完成自己的邏輯框架；最有收獲的方面是，完成整個(gè)過程，最后成了一

88、篇文章。在論文開始的初期，我對(duì)于論文的結(jié)構(gòu)以及文獻(xiàn)選取等方面都有很多問題，所以閱讀了大量前輩們所做的論文，并且結(jié)合了學(xué)校關(guān)于論文格式的要求，大致的對(duì)于論文的結(jié)構(gòu)有了一定了解。</p><p>　　值此論文完稿之際，感激之情油然而生。在此向關(guān)心過我、幫助過我的老師、同學(xué)及家人表示感謝。</p><p>　　首先感謝我的導(dǎo)師李方偉教授，本文是在xx老師的精心指導(dǎo)下完成的。從論文的選題到總體設(shè)計(jì)

89、思想，從具體實(shí)現(xiàn)方法到實(shí)驗(yàn)結(jié)果的分析論證，再到論文寫作的每個(gè)階段，處處都傾注了xx老師大量的心血。然后要感謝吳德操學(xué)長(zhǎng)在論文完成過程總給予我最有效的建議及最無私的幫助，使我的課題得以順利的進(jìn)行，并以愉悅的心情完成論文的撰寫。</p><p>　　感謝我的室友們及朋友們，他們提供了溫馨的生活環(huán)境，讓我感受到了家庭般的溫暖，生活上大家無微不至的關(guān)懷，使我每天都以充沛的精力、旺盛的戰(zhàn)斗力投入到論文完成中。</p&

90、gt;<p>　　最后感謝我的家人，感謝他們?cè)谖仪髮W(xué)期間對(duì)我一貫的支持和鼓勵(lì)。</p><p>　　拙筆難以盡表我的感激之情，再次對(duì)所有關(guān)心過、支持過、幫助過我的人們致以衷心的感謝。</p><p><b>　　參考文獻(xiàn)</b></p><p>　　劉愛琴．低功耗便攜式心電記錄儀的設(shè)計(jì)．電子技術(shù)應(yīng)用，2001，27﹝9﹞．<

91、/p><p>　　吳水才.心電監(jiān)護(hù)與血壓測(cè)量微機(jī)系統(tǒng)的研制.醫(yī)療衛(wèi)生裝備： 2002.1.</p><p>　　黃敏松，行鴻彥，劉建成.ECG監(jiān)護(hù)儀前置放大電路的設(shè)計(jì)[J]．現(xiàn)代電子技術(shù)，2007(16)：187—189．</p><p>　　李存志.簡(jiǎn)易心電圖儀的設(shè)計(jì)[J].中興通訊技術(shù)，2005.</p><p>　　康華光.電子技術(shù)基礎(chǔ)[M

92、].北京：高等教育出版社，2002.陶建人．</p><p>　　Nazarpour,K. Ebadi,S.Sane.Fetal Electrocardiogram Signal Modelling Using Genetic Algorithm [J].MEMEA,2007(10).</p><p>　　Horner,S.L,Holls,W.M.Crilly,P.BSignal.Proc

93、essing Based for Fetal Electrocardiogram Extraction [J].CIC,2008(5).</p><p>　　盧喜烈．動(dòng)態(tài)心電圖[M]．天津：天津科學(xué)技術(shù)出版社，2005.</p><p>　　周嚴(yán)．測(cè)控系統(tǒng)電子技術(shù)[M]．北京：科學(xué)出版社，2007.</p><p>　　(日)谷隆嗣．?dāng)?shù)字濾波器與信號(hào)處理[M]．北京

94、：科學(xué)出版社，2003.</p><p>　　蘇麗，趙國(guó)良，李東明．心電信號(hào)QRS波群檢測(cè)算法研究[J]．哈爾濱工程大學(xué)學(xué)報(bào).2005．8，26(4)：513-517. </p><p>　　陳天華，韓力群，鄭或.心電信號(hào)噪聲的數(shù)字濾波研究[J]．微計(jì)算機(jī)信息．2008，24(6).</p><p>　　李弼程，羅建書．小波分析及其應(yīng)用[M]．北京：電子工業(yè)出版社

95、，2003.</p><p>　　肖詠梅，陳杭．心電自動(dòng)分析技術(shù)[J]．生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志．2000，17(3)：339—342.</p><p>　　肖詠梅，陳杭．心電自動(dòng)分析技術(shù)[J]．生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志．2000，17(3)：339—342.</p><p>　　羅小剛，彭承琳，鄭小林等．ECG信號(hào)小波變換與峰谷檢測(cè)算法的研究[J].北京生.物醫(yī)學(xué)工程，200

96、3，22(3)：165．17l.</p><p>　　王立會(huì)，潘冬明．一種消除心電信號(hào)中工頻干擾的陷波器的設(shè)計(jì)[J].醫(yī)療設(shè)備信息．2007，22(7).</p><p>　　Ziarani，A．K．；Komd，A．；A nolllinear adaptive method of elimination of power line interference in ECG signals[J

97、]，IEEE Trans．Biomed．Eng，2002，49(6)：540-547.</p><p>　　Addison PS．Ⅵ，aVelet tmsforms and the ECG：a review．Physiological measurement,2005，26(5)：155-199.</p><p>　　謝自美．電子線路實(shí)驗(yàn)．測(cè)試．設(shè)計(jì)華中科技大學(xué)出版社．2001．</

98、p><p>　　蔡明生．電子設(shè)計(jì)．高教出版社．2004.</p><p>　　曹細(xì)武，鄧親愷．心電圖各波的頻率分析[J]．中國(guó)醫(yī)學(xué)物理學(xué)雜志，2001，18(1)：46—48．</p><p>　　那文鵬，王吳．通用集成電路的選擇與使用[M]．北京：人民郵電出版社，2004．</p><p>　　王海濤，鄭濤．心電圖的閱讀分析及測(cè)量方法I-j]．

99、小兒急救醫(yī)學(xué)，2000，7(1)：48.</p><p>　　王友武，王桂英，劉宏等．動(dòng)態(tài)心電圖若干技術(shù)偽差分析．心電學(xué)雜志，1995，14(3)：183．</p><p><b>　　附 錄</b></p><p><b>　　一、英文原文：</b></p><p>　　Goals Of Tru

100、e Broad band’s Wireless Next Wave (4G-5G)</p><p>　　K.R.Santhi,Prof.V.K.Srivastava,G.SenthilKumaran,Eng. Albert Butare .Kigali Institute of Science Technology and Management (KIST),B.P.3900, Kigali, Rwanda.&l

101、t;/p><p><b>　　Abstract</b></p><p>　　As access technology increases, voice, video,multimedia, and broadband data services are becoming integrated into the same network. Fourth Generation

102、 (4G) is the next generation of wireless networks that will replace third Generation (3G) networks sometimes in future. 4G is intended to provide high speed, high capacity, low cost per bit, IP based services.4G is all a

103、bout an integrated, global network that’s based on an open system approach. The goal of 4G is to “replace the current proliferation</p><p>　　Keywords：Wireless, 4G, W-OFDM, MC-CDMA, LAS-CDMA,UWB.</p>&

104、lt;p>　　I. INTRODUCTION</p><p>　　While carriers and handset manufacturers obviously have their hands full with 3G, some companies are already looking beyond this next generation of wireless technology and

105、networks. 4G is simply an initiative by academic R&D labs to move beyond the limitations and problems of 3G which is having trouble getting deployed and meeting its promised performance and throughput .While this 3G

106、has not completely reached researchers and vendors are expressing growing interest in 4G why? Two main areas are</p><p>　　II. WHY THE LEAP TOWARDS 4G?</p><p>　　3G networks are in a very painful

107、phase of their development, with early trials yielding disappointing results, costs ballooning, technical glitches, and network operators being forced to deflate expectations based on unrealistic hype. Despite the hype s

108、urrounding the higher-speed 3G mobile networks now under construction, the reasons for the leap towards 4G are:</p><p>　　A. Performance</p><p>　　Industry skeptics say that users will not be able

109、 to take advantage of rich multimedia content across wireless networks with 3G. 4G communications will feature extremely high-quality video equal to that of high-definition television. In addition, it will enable wireles

110、s downloads at speeds exceeding 100 Mbps, about 260 times than 3G wireless network.</p><p>　　B. Interoperability</p><p>　　There are multiple standards for 3G making it difficult to roam and inte

111、roperate across networks. We need a global standard that provides global mobility and service portability so that service provider would no longer be bound by single-system vendors of proprietary equipment.</p>&l

112、t;p>　　C. Networking</p><p>　　3G are based on primarily a wide-area concept. We need hybrid networks that utilize both wireless LAN (hot spot) concept and cell or base-station WAN design. With 4G,the world