心电仪电路

『壹』 心电监护仪的第一、二、三导联分别用哪些电极测量

心电监护仪电极的放置位置：第一导联位于胸骨右缘第4肋间；第二导联位于胸骨左缘第4肋间；第三导联位于V2与V4两点连线的中点。

心电监护电极的接法顺序：电极连接线接上面标有英文字母

1、右上 (RA) ：胸骨右缘锁骨中线第一肋间。

2、右下 (RL) ：右锁骨中线剑突水平处。

3、中间 (C) ：胸骨左缘第四肋间。

4、左上 (LA) ：胸骨左缘锁骨中线第一肋间。

5、左下 (LL) ：左锁骨中线剑突水平处。

(1)心电仪电路扩展阅读：

心电监护仪应用范围:

1、冠心病患者；

2、高血压患者；

3、糖尿病患者；

4、高血脂患者；

5、过度肥胖人群；

操作要点：

首先皮肤要保持洁净、干燥，用磨砂纸将电极贴片需要安放位置（右锁骨下一指处、左侧第五肋骨与左腋前线交点处、两乳头连接中点处）的皮肤角质层擦净。用清水清洗干净，并用纸擦干或自然晾干。

取出电极贴片，将电极贴片贴纸擦拭部位。取出导联线，将3根电极导联线扣入心电电极贴片中，将红色电极放置于右锁骨下一指处；将黄色电极放置于两乳头中点处；将黑色电极放置于左第五肋与左腋前线交点处。

最后将心电导联线另一端插头沿箭头方向正确插入监测设备。开启监测设备便可进行心电监测。

『贰』 请问心电采集电路原理图中各部分的作用是什么

1、输入电路：这部分电路主要负责与心电导联电极的接口及各种导联切换，心电采集信号经由此与后级差分放大器连接。
2、第一级放大：心电信号属于mv量级的信号，必须由差分放大器放大才能满足信噪比要求。
3、高通滤波/阻抗匹配：经第一级放大的信号中不仅包含我们需要的心电信号还夹杂着许多低频杂波干扰，这就需要用本级高通滤波器来滤除，同时进行阻抗匹配提升信噪比。
4、第二级放大：本级作用同第一级一样，放大信号补偿滤波器对信号的衰减，满足采集器对信号增益的要求。
5、工频陷波：本级的作用是滤除来自交流电源的50Hz工频干扰
6、光电隔离：本级旨在通过线性光耦切断与电源的共地联系，因为心电电极片是直接接触人体的若不采取电气隔离措施就有可能发生触电危险，因此，心电放大器必须做成浮地放大器。
7、51单片机:经过光电隔离的心电信号由单片机采集处理再经串口送到PC上位机，由上位机软件处理后就可以得到完整的心电图了。

『叁』 模拟电路课程设计：心电图仪设计与制作

心电放大器

一、设计目的
1.1学习三运放电路工作原理与设计方法;
1.2 学习差模信号与共模信号;
1.3熟悉巴特沃兹低通滤波器的设计。

二、设计内容与要求
2.1设计心电放大电路，技术指标如下：
2.1.1差模放大倍数AVD=100;
2.1.2共模抑制60dB;
2.1.3通频带0~30Hz。
2.1.4阻带截止深度40dB.

三、心电放大器基本原理
心电放大器即心电图( Electrocardiogram) 信号放大器。将Ag2AgCI 电极贴在病人左臂、右臂和大腿上,从体表获得的心电信号经集成运放CF318 构成的前置放大器放大后,再经滤波处理,然后进入ADC 进行模数转换,送记录仪或液晶显示。因此一高阻抗、高增益的放大器是准确获取心电信号的关键。心电放大器模拟部分如下图所示：

确定心电放大器的性能指标

(1) 人体心电信号幅度一般在
50μV～5 mV ,属于微弱信号,放大器输出信号一般在- 5～ + 5V ,因此,要求放大器的差模电压增益为100左右;
(2) 信号的频率范围(通频带) 一般为0-30Hz;
(3) 人体内阻、检测电极与皮肤的接触电阻为信号源内阻,阻值一般为几十kΩ ,为了减轻微弱心电信号源的负载,要求放大器的差模输入阻抗大于10 MΩ;
(4) 人体相当于一个导体,将接收空间电磁场的各种干扰信号,它们对放大器来说相当于共模信号,因此放大器的共模抑制比为60dB;
(5) 要求具有低噪声和低漂移特性。
微小信号的放大方案设计:
(1)采用多级集成运放实现差模电压的高增益,且各级增益均衡分配。
(2)三运放放大电路：
由于输入阻抗、共模抑制比和噪声主要取决于前级,因此输入级采用集成运放CF318构成前置放大器,该运放能实现高输入阻抗和低噪声。该放大电路分两级，第1 级:A1 、A2 及相应电阻构成前置放大器。第二级采用差分式放大电路实现信号放大。两级总的放大倍数为5倍。电路图如下：

该电路输出特性为：

当 =100k, =k=51k, = =100k时，Vo=-5Vi
该放大器第一级是具有深度电压串联负反馈的电路，所以它的输入电阻很高。如选用相同特性的运放，则它们的共模输出电压和飘移电压也都相等，组成差分式电路以后，可以互相抵消，所以它有很强的共模抑制能力和较小的输出飘移电压，同时该电路可以有较高的差模电压增益。

（3）二阶巴特沃兹低通滤波放大电路：

具有理想特性的滤波器上很难实现的，只能尽量逼近理想特性，常用的逼近方法有巴特沃兹（Butterworth）最大平坦响应和切比雪夫（C h e b y s h e v ）等波动响应。切比雪夫滤波电路的截止频率处衰减快，但通带里有较大波动。在不允许通带里有较大波动的情况下，为了在通带范围内可得到最平坦的幅频曲线，选择Butterworth 型二阶低通滤波电路. 它结构简单，带内纹波小，滤波效率高。

由于50 Hz的干扰信号较强,故在滤波电路中,采取低通滤波滤出30Hz 以上的信号,这样就能滤除30Hz以上的干扰信号。因此采用集成运放A4 及电阻、电容组成低通有源滤波器。为满足带宽要求该低通滤波器由C 、R10 构成,上限频率为f H = 30Hz， 由于在滤波电路中采用了RC 低通滤波电路,该电路具有较高的输出阻抗,所以后级放大采用了同相放大电路,该级差模增益为2倍 ,从而保证整个电路放大倍数为125倍左右。另外,由于该滤波器的特性参数对元器件的精度很敏感,因此在设计中需用精密的阻容元件来获得较好的效果。电路原理图如图2 所示。

二阶低通滤波器的传递函数
其中， ,等效品质因数Q=1/(3-A),特征角频率
截止频率f=30Hz,C=0.1uF, ，计算得R=53.1k，取标称值为51k，
获得的放大倍数为 ，为保证放大倍数A=2，取Rf k.=100KM,R1.=100K。
（4）反向比例放大电路：
用集成运算放大器A5构成的反向比例放大电路，应为该电路的输入电阻比较大可以直接接在滤波电路后面，整体要求整个电路的放大倍数为100左右，因此此级放大电路的放大倍数约为5～6倍才能满足设计要求。其电路图如下：

对于这个电路，其放大倍数为AV=Rf/R1.可以取R1=R2=10K，Rf=51K。
（5）将以上三个电路合在一起就组成整个电路的电路图。如下所示：

四、器材选择

1、 在三运算放大电路中，前面的两个分压电阻阻值应比较大且精度较高，因为在该处要形成一组大小相等，相位相反的差模电压，如果电阻阻值较低或者精度较低都会产生较大的误差，经过集成运放放大后的误差更大，从而影响的本来就很微弱的心电信号的测量。因此可以选金属膜电阻器RJ型阻值为30M的高精度电阻。
2、 心电信号的大小大约在50�0�8V～5mV左右，经过第一级三运放放大电路放大后的电压也只是几十毫伏，电压较低，因此功率不会超过一般电阻的额定功率。因此一般的电阻都能够满足要求.可以选用碳膜电阻RT型。
3、 对于含有集成运放的电路，都必须要考虑调零的问题，而对于测量心电信号这样的小信号，调零的必要性显得尤为重要。调零方法：在1脚和5脚之间加一个调零电位器，其阻值为0～10KΩ，将输入端短接，测量输出端电压，调节电位器，使输出电压为零即可。
4、 本电路要求共模抑制比大于60dB，具有高精度，低漂移，温度系数小，输入电阻大等特点，综合考虑可以选用CF318集成运放。对于集成运放CF318，其各脚功能如下：1，5既可以是调零又可以是相位补偿，2为反相输入端，3为同相输入端，4为负电源，7为正电源，6为输出端，8也是相位补偿。因此用CF318可以直接在1和5之间外接一个电位器对运放以及整个电路进行调零。
5、 电路要求共模抑制比为60dB，KCMR=|AVD/AVC|，此电路无法直接计算出共模电压增益，只能通过测量的方法测出共摸电压增益。测量方法：将两输入端接在一起和一个电压为Vi的输入信号相接，测量输出端的电压VO，可以得到AVC=VO/Vi，计算出共摸抑制比。
6、 30HZ二阶巴特沃兹低通滤波电路
要求所测的信号的频率范围为0～30HZ，要求低通滤波器在0～30Hz
平坦特性比较好。巴特沃兹低通滤波器具有最大平坦特性。选用二阶巴特沃兹低通滤波器的各元器件的参数如下：C1=C1=0.1�0�8F， R=5.1K,Rf=R1=100K.由于1�0�8F以上的电容大都为电解电容，滤波效果不好，而100pF以下的电容容易产生分布电容，因此这里选用CT4型号的中的0.1�0�8F的无机介质电容，它的工作电压为40～100V，温度范围-25～85度，完全满足该电路的设计需要。对电阻的要求不是很高，可以选用最常用的碳膜电阻RT型。

『肆』 心电图仪原理是什么

体表心电经电极、导联线送至心电图机，心电图机主体从原理上可分为输入回路、导联选择、放大电路、描笔驱动和走纸部分，现代心电图机通常还有程控部分。输入回路应有较高的输入阻抗，一般都在10M以上，通常采用射极跟随的缓冲放大器。此外还应有过电压、过电流的保护电路，有右腿驱动电路或屏蔽驱动电路以减少50Hz干扰等措施。 导联选择通常是由一个选择开关和一个电阻网络（威尔逊网络）组成，通过选择开关选择不同的电阻组合来选择不同的导联，导联选择可以是手动选择或程控选择。放大器可分为前置放大器、后级放大器、功率放大器等。前置放大器一般由差分放大器组成，以获得较高的共模抑制比，选择的元件必须是低噪声的，从电安全角度考虑又往往是做成电气隔离（浮地）的，1mv定标电路也连在前置放大器上。后级放大器主要是进行电路放大，以及对信号进行滤波以获得特定的频率响应特性，这包括阻容耦合电路、闭锁电路、增益选择、截止频率和50Hz陷波等。功率放大和记录器通常连在一起组成负反馈系统，以提高描笔的频率响应并提供足够的功率以推动描笔。描笔可以有墨水笔、热笔等，在一些数字式系统中则采用热元阵列。

『伍』 心电监护的基本原理

通过检测心脏电活动在人体体表特定两点间的电位差（即导联）变化，来反映心脏的工作状态。 心电-心脏节律性的收缩、舒张是血液在血管中循环的动力源泉，心肌细胞的兴奋和兴奋传播是细胞膜的生物电活动为基础的。所有心肌细胞膜生物电活动的整体就构成了心电信号。
心电图-心电信号经过人体组织传到体表，在体表利用心电电极监测这种信号并将其在时间轴上描记出来就构成心电图。
监护仪一般都可监护多导或十二导心电（ECG），并可对ECG波形做进一步分析，如：心率失常分析、起搏分析、ST段分析。
监护ECG并不能完全代替标准心电图机，目前监护的ECG波形一般还不能提供心电波形更细微的结构，而且两种仪器在测量电路中的带宽也不一样。
心电监测分为心律（节律）监测和心率（速率）监测。所谓心律，是指心跳的规律性，即每一次心跳与下一次心跳的周期是否相等；所谓心率，是指心脏每分钟跳动的次数，心律和心率是两个完全不同的概念。危重病人ECG监测，是对心脏节律监测最有效的手段。通过监测，可发现心脏节律异常，各种心律紊乱，如房性、室性早搏、心肌供血情况、电解质紊乱等。 心电电极----连接到人体体表，用来监测心电信号的传感器。
心电导联----连接到人体体表的任两个心电电极所组成的回路。
标准导联亦称双极肢体导联，反映两个肢体之间的电位差
1导=左手电压-右手电压
2导=左腿电压-右手电压
3导=左腿电压-左手电压
1导联将左上肢电极与心电图机的正极端相连，右上肢电极与负极相连，反映左上肢（L）与右上肢（R）的电位差。当L的电位高于R时，便描记出一个向上的波形；当R的电位高于L时，则描记出一个向下的波形。同样2导联将左下肢电极与心电图机的正极端相连，右上肢电极与负极端相连，反映左下肢（F）与右上肢（R）的电位差。当F的电位高于R时，描记出一个向上的波形；反之，为一个向下波。3导联将左下肢与心电图机的正极端相连，左上肢电极与负极端相联，反映左下肢（F）与左上肢（L）的电位差。当F的电位高于L时，描记出一个向上的波形；反之，为一个向下波。
标准导联只是反映体表某两点之间的电位差，而不能探测某一点的电位变化，如果把心电图机的负极接在零电位点上（无关电极），把探查电极接在人体任一点上，就可以测得该点的电位变化，这种导联方式称为单极导联。Wilson提出把左上肢，右上肢和左下肢的三个电位各通过5000欧姆的高电阻，用导联线连接在一点，称为中心电端（T）。理论和实践均证明，中心电端可以与电偶中心的零电位等效。在实际上，就是将心电图机的无关电极与中心电端连接，探查电极连接在人体的左上肢，右上肢或左下肢，分别得出左上肢单极肢体导联（VL）、右上肢单极肢体导联（VR）和左下肢单极肢体导联（VF）。
由于单极肢体导联（VL、VR、VF）的心电图波形振幅较小，不便于观测。为此，GOLD-BERGER提出在上述导联的基础上加以修改，方法是在描记某一肢体的单极导联心电图时，将该肢体与中心电端相连接的高电阻断开，这样就可使心电图波形的振幅增加50%，这种导联方式称为加压单极肢体导联，分别以AVL、AVR和AVF表示。
AVR=右手电压-威尔逊中心端电压
AVL=左手电压-威尔逊中心端电压
AVF=左腿电压-威尔逊中心端电压
单极胸导联
V1-V6=胸部电压-威尔逊中心端电压
胸导联也是一种单极导联，把探查电极放置在胸前的一定部位，这就是单极胸导联。这种导联方式，探查电极离心脏很近，只隔着一层胸壁，因此心电图波形振幅较大。常用的几个胸导联位置，V1，V2导联面对右室壁，V5，V6导联面对左室壁，V3，V4介于两者之间。 A、肌电干扰
B、运动干扰
C、电极接触干扰
D、外电设备干扰; 引起心率增快的原因：
1、缺氧 2、发热 3、血压早期下降 4、失血 5、药物 6、异位节律等
引起心率减少的原因
1、极度缺氧 2、心肌缺血 3、心脏抑制药物中毒 4、危重情况 5、室颤-停搏死亡 6、传导阻滞 7、电解质高钾情况下 心率是指心脏每分钟跳动的次数，脉率为每分钟心脏有效搏动产生脉搏的次数。正常情况下，心率等于脉率，在心脏功能不好或心律紊乱的情况下（如房颤病人），脉率可小于心率。
心率的正常值：
成人 60-100次/分
2-3岁小儿 100-120次/分
1岁以下小儿 110-130次/分
新生儿 120-140次/分