心電儀電路

『壹』 心電監護儀的第一、二、三導聯分別用哪些電極測量

心電監護儀電極的放置位置：第一導聯位於胸骨右緣第4肋間；第二導聯位於胸骨左緣第4肋間；第三導聯位於V2與V4兩點連線的中點。

心電監護電極的接法順序：電極連接線接上面標有英文字母

1、右上 (RA) ：胸骨右緣鎖骨中線第一肋間。

2、右下 (RL) ：右鎖骨中線劍突水平處。

3、中間 (C) ：胸骨左緣第四肋間。

4、左上 (LA) ：胸骨左緣鎖骨中線第一肋間。

5、左下 (LL) ：左鎖骨中線劍突水平處。

(1)心電儀電路擴展閱讀：

心電監護儀應用范圍:

1、冠心病患者；

2、高血壓患者；

3、糖尿病患者；

4、高血脂患者；

5、過度肥胖人群；

操作要點：

首先皮膚要保持潔凈、乾燥，用磨砂紙將電極貼片需要安放位置（右鎖骨下一指處、左側第五肋骨與左腋前線交點處、兩乳頭連接中點處）的皮膚角質層擦凈。用清水清洗干凈，並用紙擦乾或自然晾乾。

取出電極貼片，將電極貼片貼紙擦拭部位。取出導聯線，將3根電極導聯線扣入心電電極貼片中，將紅色電極放置於右鎖骨下一指處；將黃色電極放置於兩乳頭中點處；將黑色電極放置於左第五肋與左腋前線交點處。

最後將心電導聯線另一端插頭沿箭頭方向正確插入監測設備。開啟監測設備便可進行心電監測。

『貳』 請問心電採集電路原理圖中各部分的作用是什麼

1、輸入電路：這部分電路主要負責與心電導聯電極的介面及各種導聯切換，心電採集信號經由此與後級差分放大器連接。
2、第一級放大：心電信號屬於mv量級的信號，必須由差分放大器放大才能滿足信噪比要求。
3、高通濾波/阻抗匹配：經第一級放大的信號中不僅包含我們需要的心電信號還夾雜著許多低頻雜波干擾，這就需要用本級高通濾波器來濾除，同時進行阻抗匹配提升信噪比。
4、第二級放大：本級作用同第一級一樣，放大信號補償濾波器對信號的衰減，滿足採集器對信號增益的要求。
5、工頻陷波：本級的作用是濾除來自交流電源的50Hz工頻干擾
6、光電隔離：本級旨在通過線性光耦切斷與電源的共地聯系，因為心電電極片是直接接觸人體的若不採取電氣隔離措施就有可能發生觸電危險，因此，心電放大器必須做成浮地放大器。
7、51單片機:經過光電隔離的心電信號由單片機採集處理再經串口送到PC上位機，由上位機軟體處理後就可以得到完整的心電圖了。

『叄』 模擬電路課程設計：心電圖儀設計與製作

心電放大器

一、設計目的
1.1學習三運放電路工作原理與設計方法;
1.2 學習差模信號與共模信號;
1.3熟悉巴特沃茲低通濾波器的設計。

二、設計內容與要求
2.1設計心電放大電路，技術指標如下：
2.1.1差模放大倍數AVD=100;
2.1.2共模抑制60dB;
2.1.3通頻帶0~30Hz。
2.1.4阻帶截止深度40dB.

三、心電放大器基本原理
心電放大器即心電圖( Electrocardiogram) 信號放大器。將Ag2AgCI 電極貼在病人左臂、右臂和大腿上,從體表獲得的心電信號經集成運放CF318 構成的前置放大器放大後,再經濾波處理,然後進入ADC 進行模數轉換,送記錄儀或液晶顯示。因此一高阻抗、高增益的放大器是准確獲取心電信號的關鍵。心電放大器模擬部分如下圖所示：

確定心電放大器的性能指標

(1) 人體心電信號幅度一般在
50μV～5 mV ,屬於微弱信號,放大器輸出信號一般在- 5～ + 5V ,因此,要求放大器的差模電壓增益為100左右;
(2) 信號的頻率范圍(通頻帶) 一般為0-30Hz;
(3) 人體內阻、檢測電極與皮膚的接觸電阻為信號源內阻,阻值一般為幾十kΩ ,為了減輕微弱心電信號源的負載,要求放大器的差模輸入阻抗大於10 MΩ;
(4) 人體相當於一個導體,將接收空間電磁場的各種干擾信號,它們對放大器來說相當於共模信號,因此放大器的共模抑制比為60dB;
(5) 要求具有低雜訊和低漂移特性。
微小信號的放大方案設計:
(1)採用多級集成運放實現差模電壓的高增益,且各級增益均衡分配。
(2)三運放放大電路：
由於輸入阻抗、共模抑制比和雜訊主要取決於前級,因此輸入級採用集成運放CF318構成前置放大器,該運放能實現高輸入阻抗和低雜訊。該放大電路分兩級，第1 級:A1 、A2 及相應電阻構成前置放大器。第二級採用差分式放大電路實現信號放大。兩級總的放大倍數為5倍。電路圖如下：

該電路輸出特性為：

當 =100k, =k=51k, = =100k時，Vo=-5Vi
該放大器第一級是具有深度電壓串聯負反饋的電路，所以它的輸入電阻很高。如選用相同特性的運放，則它們的共模輸出電壓和飄移電壓也都相等，組成差分式電路以後，可以互相抵消，所以它有很強的共模抑制能力和較小的輸出飄移電壓，同時該電路可以有較高的差模電壓增益。

（3）二階巴特沃茲低通濾波放大電路：

具有理想特性的濾波器上很難實現的，只能盡量逼近理想特性，常用的逼近方法有巴特沃茲（Butterworth）最大平坦響應和切比雪夫（C h e b y s h e v ）等波動響應。切比雪夫濾波電路的截止頻率處衰減快，但通帶里有較大波動。在不允許通帶里有較大波動的情況下，為了在通帶范圍內可得到最平坦的幅頻曲線，選擇Butterworth 型二階低通濾波電路. 它結構簡單，帶內紋波小，濾波效率高。

由於50 Hz的干擾信號較強,故在濾波電路中,採取低通濾波濾出30Hz 以上的信號,這樣就能濾除30Hz以上的干擾信號。因此採用集成運放A4 及電阻、電容組成低通有源濾波器。為滿足帶寬要求該低通濾波器由C 、R10 構成,上限頻率為f H = 30Hz， 由於在濾波電路中採用了RC 低通濾波電路,該電路具有較高的輸出阻抗,所以後級放大採用了同相放大電路,該級差模增益為2倍 ,從而保證整個電路放大倍數為125倍左右。另外,由於該濾波器的特性參數對元器件的精度很敏感,因此在設計中需用精密的阻容元件來獲得較好的效果。電路原理圖如圖2 所示。

二階低通濾波器的傳遞函數
其中， ,等效品質因數Q=1/(3-A),特徵角頻率
截止頻率f=30Hz,C=0.1uF, ，計算得R=53.1k，取標稱值為51k，
獲得的放大倍數為 ，為保證放大倍數A=2，取Rf k.=100KM,R1.=100K。
（4）反向比例放大電路：
用集成運算放大器A5構成的反向比例放大電路，應為該電路的輸入電阻比較大可以直接接在濾波電路後面，整體要求整個電路的放大倍數為100左右，因此此級放大電路的放大倍數約為5～6倍才能滿足設計要求。其電路圖如下：

對於這個電路，其放大倍數為AV=Rf/R1.可以取R1=R2=10K，Rf=51K。
（5）將以上三個電路合在一起就組成整個電路的電路圖。如下所示：

四、器材選擇

1、 在三運算放大電路中，前面的兩個分壓電阻阻值應比較大且精度較高，因為在該處要形成一組大小相等，相位相反的差模電壓，如果電阻阻值較低或者精度較低都會產生較大的誤差，經過集成運放放大後的誤差更大，從而影響的本來就很微弱的心電信號的測量。因此可以選金屬膜電阻器RJ型阻值為30M的高精度電阻。
2、 心電信號的大小大約在50�0�8V～5mV左右，經過第一級三運放放大電路放大後的電壓也只是幾十毫伏，電壓較低，因此功率不會超過一般電阻的額定功率。因此一般的電阻都能夠滿足要求.可以選用碳膜電阻RT型。
3、 對於含有集成運放的電路，都必須要考慮調零的問題，而對於測量心電信號這樣的小信號，調零的必要性顯得尤為重要。調零方法：在1腳和5腳之間加一個調零電位器，其阻值為0～10KΩ，將輸入端短接，測量輸出端電壓，調節電位器，使輸出電壓為零即可。
4、 本電路要求共模抑制比大於60dB，具有高精度，低漂移，溫度系數小，輸入電阻大等特點，綜合考慮可以選用CF318集成運放。對於集成運放CF318，其各腳功能如下：1，5既可以是調零又可以是相位補償，2為反相輸入端，3為同相輸入端，4為負電源，7為正電源，6為輸出端，8也是相位補償。因此用CF318可以直接在1和5之間外接一個電位器對運放以及整個電路進行調零。
5、 電路要求共模抑制比為60dB，KCMR=|AVD/AVC|，此電路無法直接計算出共模電壓增益，只能通過測量的方法測出共摸電壓增益。測量方法：將兩輸入端接在一起和一個電壓為Vi的輸入信號相接，測量輸出端的電壓VO，可以得到AVC=VO/Vi，計算出共摸抑制比。
6、 30HZ二階巴特沃茲低通濾波電路
要求所測的信號的頻率范圍為0～30HZ，要求低通濾波器在0～30Hz
平坦特性比較好。巴特沃茲低通濾波器具有最大平坦特性。選用二階巴特沃茲低通濾波器的各元器件的參數如下：C1=C1=0.1�0�8F， R=5.1K,Rf=R1=100K.由於1�0�8F以上的電容大都為電解電容，濾波效果不好，而100pF以下的電容容易產生分布電容，因此這里選用CT4型號的中的0.1�0�8F的無機介質電容，它的工作電壓為40～100V，溫度范圍-25～85度，完全滿足該電路的設計需要。對電阻的要求不是很高，可以選用最常用的碳膜電阻RT型。

『肆』 心電圖儀原理是什麼

體表心電經電極、導聯線送至心電圖機，心電圖機主體從原理上可分為輸入迴路、導聯選擇、放大電路、描筆驅動和走紙部分，現代心電圖機通常還有程式控制部分。輸入迴路應有較高的輸入阻抗，一般都在10M以上，通常採用射極跟隨的緩沖放大器。此外還應有過電壓、過電流的保護電路，有右腿驅動電路或屏蔽驅動電路以減少50Hz干擾等措施。 導聯選擇通常是由一個選擇開關和一個電阻網路（威爾遜網路）組成，通過選擇開關選擇不同的電阻組合來選擇不同的導聯，導聯選擇可以是手動選擇或程式控制選擇。放大器可分為前置放大器、後級放大器、功率放大器等。前置放大器一般由差分放大器組成，以獲得較高的共模抑制比，選擇的元件必須是低雜訊的，從電安全形度考慮又往往是做成電氣隔離（浮地）的，1mv定標電路也連在前置放大器上。後級放大器主要是進行電路放大，以及對信號進行濾波以獲得特定的頻率響應特性，這包括阻容耦合電路、閉鎖電路、增益選擇、截止頻率和50Hz陷波等。功率放大和記錄器通常連在一起組成負反饋系統，以提高描筆的頻率響應並提供足夠的功率以推動描筆。描筆可以有墨水筆、熱筆等，在一些數字式系統中則採用熱元陣列。

『伍』 心電監護的基本原理

通過檢測心臟電活動在人體體表特定兩點間的電位差（即導聯）變化，來反映心臟的工作狀態。 心電-心臟節律性的收縮、舒張是血液在血管中循環的動力源泉，心肌細胞的興奮和興奮傳播是細胞膜的生物電活動為基礎的。所有心肌細胞膜生物電活動的整體就構成了心電信號。
心電圖-心電信號經過人體組織傳到體表，在體表利用心電電極監測這種信號並將其在時間軸上描記出來就構成心電圖。
監護儀一般都可監護多導或十二導心電（ECG），並可對ECG波形做進一步分析，如：心率失常分析、起搏分析、ST段分析。
監護ECG並不能完全代替標准心電圖機，目前監護的ECG波形一般還不能提供心電波形更細微的結構，而且兩種儀器在測量電路中的帶寬也不一樣。
心電監測分為心律（節律）監測和心率（速率）監測。所謂心律，是指心跳的規律性，即每一次心跳與下一次心跳的周期是否相等；所謂心率，是指心臟每分鍾跳動的次數，心律和心率是兩個完全不同的概念。危重病人ECG監測，是對心臟節律監測最有效的手段。通過監測，可發現心臟節律異常，各種心律紊亂，如房性、室性早搏、心肌供血情況、電解質紊亂等。 心電電極----連接到人體體表，用來監測心電信號的感測器。
心電導聯----連接到人體體表的任兩個心電電極所組成的迴路。
標准導聯亦稱雙極肢體導聯，反映兩個肢體之間的電位差
1導=左手電筒壓-右手電筒壓
2導=左腿電壓-右手電筒壓
3導=左腿電壓-左手電筒壓
1導聯將左上肢電極與心電圖機的正極端相連，右上肢電極與負極相連，反映左上肢（L）與右上肢（R）的電位差。當L的電位高於R時，便描記出一個向上的波形；當R的電位高於L時，則描記出一個向下的波形。同樣2導聯將左下肢電極與心電圖機的正極端相連，右上肢電極與負極端相連，反映左下肢（F）與右上肢（R）的電位差。當F的電位高於R時，描記出一個向上的波形；反之，為一個向下波。3導聯將左下肢與心電圖機的正極端相連，左上肢電極與負極端相聯，反映左下肢（F）與左上肢（L）的電位差。當F的電位高於L時，描記出一個向上的波形；反之，為一個向下波。
標准導聯只是反映體表某兩點之間的電位差，而不能探測某一點的電位變化，如果把心電圖機的負極接在零電位點上（無關電極），把探查電極接在人體任一點上，就可以測得該點的電位變化，這種導聯方式稱為單極導聯。Wilson提出把左上肢，右上肢和左下肢的三個電位各通過5000歐姆的高電阻，用導聯線連接在一點，稱為中心電端（T）。理論和實踐均證明，中心電端可以與電偶中心的零電位等效。在實際上，就是將心電圖機的無關電極與中心電端連接，探查電極連接在人體的左上肢，右上肢或左下肢，分別得出左上肢單極肢體導聯（VL）、右上肢單極肢體導聯（VR）和左下肢單極肢體導聯（VF）。
由於單極肢體導聯（VL、VR、VF）的心電圖波形振幅較小，不便於觀測。為此，GOLD-BERGER提出在上述導聯的基礎上加以修改，方法是在描記某一肢體的單極導聯心電圖時，將該肢體與中心電端相連接的高電阻斷開，這樣就可使心電圖波形的振幅增加50%，這種導聯方式稱為加壓單極肢體導聯，分別以AVL、AVR和AVF表示。
AVR=右手電筒壓-威爾遜中心端電壓
AVL=左手電筒壓-威爾遜中心端電壓
AVF=左腿電壓-威爾遜中心端電壓
單極胸導聯
V1-V6=胸部電壓-威爾遜中心端電壓
胸導聯也是一種單極導聯，把探查電極放置在胸前的一定部位，這就是單極胸導聯。這種導聯方式，探查電極離心臟很近，只隔著一層胸壁，因此心電圖波形振幅較大。常用的幾個胸導聯位置，V1，V2導聯面對右室壁，V5，V6導聯面對左室壁，V3，V4介於兩者之間。 A、肌電干擾
B、運動干擾
C、電極接觸干擾
D、外電設備干擾; 引起心率增快的原因：
1、缺氧 2、發熱 3、血壓早期下降 4、失血 5、葯物 6、異位節律等
引起心率減少的原因
1、極度缺氧 2、心肌缺血 3、心臟抑制葯物中毒 4、危重情況 5、室顫-停搏死亡 6、傳導阻滯 7、電解質高鉀情況下 心率是指心臟每分鍾跳動的次數，脈率為每分鍾心臟有效搏動產生脈搏的次數。正常情況下，心率等於脈率，在心臟功能不好或心律紊亂的情況下（如房顫病人），脈率可小於心率。
心率的正常值：
成人 60-100次/分
2-3歲小兒 100-120次/分
1歲以下小兒 110-130次/分
新生兒 120-140次/分