44241

Электрокардиограф. Диагностическая система для сбора данных и анализа сердечной деятельности человека

Дипломная

Коммуникация, связь, радиоэлектроника и цифровые приборы

Современные методы анализа ЭКГ В клиническую практику вошли новые способы снятия ЭКГ: длительная регистрация электрокардиограммы на магнитную ленту или в память ЭВМ передача электрокардиограммы по телефону телеэлектрокардиография и др. Однако часто ЭКГ снимают по-прежнему при помощи самописца что хотя и является достаточно простым проверенным временем способом но обладает рядом недостатков: трудность сравнительного анализа электрокардиограмм в разные периоды времени необходимость использования специальной диаграммной бумаги...

Русский

2013-11-11

1.14 MB

288 чел.

67.


+ 15 В

к МК

R   1 к

VT   КТ315

К

коммутация

питание

Вх.

ГР

ГР

На ЭВМ

ОЭВМ

ЦП

питание

вход

выход

Пол. фильтр

ФВЧ

ФНЧ

На усилитель

БП

Усилитель

МК

Фильтр

ЭВМ

Коммутатор

вх

k

j

h

f

d

b

   Рис. 3.11.

Электрод

Электрод

Коммутатор

Электрод

Электрод

ФНЧ

ФВЧ

Пол. фильтр

АЦП

МК

ЭВМ

ГР1

ГР2

БП

Сеть

Аннотация

В проекте разрабатывается диагностическая система для сбора данных и анализа сердечной деятельности человека.

Производится обзор существующих аналогичных систем. Анализируются их недостатки и преимущества. На основании анализа и предварительного технического задания формируются требования к проектируемой системе.

В дальнейшем на основании требований к системе при использовании системотехнического подхода разрабатывается структурная схема прибора, разрабатывается схемотехническое решение. В качестве экспериментальной проверки правильности проектирования создается опытный образец, испытания которого подтверждают возможность использования прибора для клинической диагностики различных сердечных заболеваний.

Ключевые слова

Биопотенциалы сердца, электрокардиограмма, автоматизация электрокардиографии, компьютерный электрокардиограф, принципиальная схема, опытный образец.


Содержание

[1] 1. Введение

[2]
2. Обзор методик и устройств для анализа сердечной деятельности

[2.1] 2.1 Возникновение и снятие биопотенциалов сердечной мышцы.

[2.2] 2.2 Анализ полученной электрокардиограммы

[2.3] 2.3. Современные методы анализа ЭКГ

[2.4] 2.4. Сравнительный анализ моделей электрокардиографов

[3] 3. Проектирование и разработка компьютерного электрокардиографа

[3.1] 3.1. Анализ технического задания

[3.2]
3.2. Разработка конструкции электрокардиографа

[3.2.1] 3.2.1. Построение оптимальной структурной схемы прибора

[3.2.2] 3.2.2. Формирование априорных знаний и спецификаций по каждому блоку

[3.2.3] 3.2.3. Построение схемотехнического решения

[3.2.3.1] 3.2.3.1 Блок коммутатора

[3.2.3.2] 3.2.3.2. Блок усилителя

[3.2.3.3] 3.2.3.3. Блок фильтра

[3.2.3.4] 3.2.3.4. Блок микроконтроллера

[3.2.3.5] 3.2.3.5. Блок питания

[3.3] 3.3. Метрологический анализ компьютерного электрокардиографа

[4]
4. Заключение.

[5]
5. Список использованной литературы.

[6]
6. Приложения

[6.1] 6.1. Принципиальная схема коммутатора

[6.2]
6.2. Принципиальная схема измерительного канала аналоговой части

[6.3]
6.3. Принципиальная схема полосно-подавляющего фильтра

[6.4]
6.4. Принципиальная схема блока микроконтроллера

[6.5]
6.4. Принципиальная схема блока гальванической развязки

[6.6]
6.5. Принципиальная схема блока питания

1. Введение

В настоящее время в медицинских учреждениях обновляется парк измерительно-диагностических и лечебных приборов. Это связано с необходимостью обеспечить своевременную постановку диагноза и выбор метода лечения. Автоматизация медицинских исследований существенно облегчается бурным развитием электронной вычислительной техники и проникновением ее во все области медицины. Медицинские приборы на основе ЭВМ способны самостоятельно провести цикл необходимых измерений, поставить диагноз и провести требуемые лечебные процедуры. Кроме того, наличие сетевых коммуникаций  и банка данных по пациентам позволяет обеспечить получение информации об изменении состояния больного в разные периоды времени, таким образом прослеживать динамику развития болезни.

Модернизация оборудования затронула и область электрокардиографии. В клиническую практику вошли новые способы снятия ЭКГ: длительная регистрация электрокардиограммы на магнитную ленту или в память ЭВМ, передача электрокардиограммы по телефону, телеэлектрокардиография и др. Были разработаны встраиваемые в компьютер электрокардиографы, цифровые кардиомониторы, холтеровские  системы длительного сбора данных. Однако часто ЭКГ снимают по-прежнему при помощи самописца, что хотя и является достаточно простым, проверенным временем способом, но обладает рядом недостатков: трудность сравнительного анализа электрокардиограмм в разные периоды времени, необходимость использования специальной диаграммной бумаги, отсутствие автоматизированной диагностики и хранения данных о пациентах. Существует несколько причин использования подобных систем.

Одна из них – недостаточное финансирование поликлиник, при котором последние не в состоянии закупить дорогостоящее западное или отечественное оборудование.

Цифровые кардиомониторы имеют возможность работы с компьютером, однако при этом получается избыточность конструкции, так как у кардиомониторов уже имеется блок обработки информации и дисплей.

Для установки встраиваемых в компьютер электрокардиографов необходима разборка ЭВМ, что либо требует специалистов по вычислительной технике, либо неприемлемо по причине гарантийного обслуживания компьютеров. Кроме того, электрокардиографы, реализованные таким образом, невозможно подключить к переносным компьютерам типа «ноутбук», что ограничивает их область действия только в виде стационарных устройств.

Следует отметить еще и недоверие врачей-кардиологов к новым устройствам, так как применяемые в них специфические фильтры для подавления помех отличаются от фильтров, традиционно используемых в электрокардиографии, что затрудняет визуальный анализ кардиосигнала.

Выход из сложившегося положения может быть найден посредством разработки портативного компьютерного электрокардиографа, к которому предъявляются следующие требования:

Компьютерный электрокардиограф будет применяться при клиническом исследовании сердечной деятельности человека для автоматизированной диагностики и прогноза состояния пациента, хранении информации о сердечной деятельности различных пациентов в виде специализированной базы данных. Применение автоматизированного режима повысит оперативность сбора информации и достоверность этой информации в несколько раз, что значительно ускорит процесс выявления болезней и скрытых патологических состояний пациента. Для этого данное устройство должно обеспечивать снятие электрокардиограммы и анализ ее на персональном компьютере. При этом дорогостоящая диаграммная бумага заменится на обыкновенную писчую бумагу для принтера.

Разработка компьютерного электрокардиографа должна основываться на следующих принципах:

  •  удобство интерфейса пользователя (врача);
  •  соответствие всех механизмов, датчиков и электронного оборудования комплекса необходимым требованиям электрической и экологической безопасности, медицинским и эргономическим требованиям;
  •   возможность автоматического накопления и хранения информации;
  •  относительно низкая себестоимость;
  •  использование по возможности отечественной элементной базы.

Конструктивно компьютерный электрокардиограф должен представлять собой отдельное устройство с сетевым или автономным питанием, подключающееся к персональному компьютеру через интерфейс RS-232. Также для наименьшего привлечения профессионального персонала для обслуживания комплекса в процессе обследования программное и аппаратное обеспечение должно быть легким в управлении, очень надежным и допускать возможность быстрого обучения по использованию.


2. Обзор методик и устройств для анализа сердечной деятельности

2.1 Возникновение и снятие биопотенциалов сердечной мышцы.

 

Возникновение электрических потенциалов в сердечной мышце связано с движением ионов через клеточную мембрану. Основную роль при этом играют катионы натрия и калия. [4] В процессе возбуждения клетки миокарда появляется разность потенциалов между различными участками ее поверхности. Эта разность потенциалов будет меняться во времени в зависимости от изменения трансмембранного потенциала действия клетки миокарда.

Амплитуды суммарных биопотенциалов целого нерва, мышцы и любого другого органа, включающего возбудимые ткани, зависят от соотношения фаз потенциалов действия отдельных клеток (волокон), так как биопотенциалы представляют собой сложные сигналы, образующиеся вследствие сложения (суперпозиции) более простых колебаний, связанных с распространением возбуждения по мембранам отдельных клеток (волокон).

 В электрокардиографии наиболее распространены отведения биопотенциалов от различных участков поверхности тела. Эти отведения называются поверхностными. При регистрации ЭКГ обычно используют 12 общепринятых отведений: 6 от конечностей и 6 грудных. Первые 3 стандартных отведений были предложены еще Эйнтговеном. Электроды при этом накладываются следующим образом (рис. 2.3):

 I отведение: левая рука (+) и правая рука (-);

 II отведение: левая нога (+) и правая рука (-);

 III отведение: левая нога (+) и левая рука (-).

 Рис. 2.1. Расположение электродов при снятии ЭКГ с первых трех отведений.

Эти отведения  дают представление о распределении биопотенциалов сердечной мышцы в вертикальной плоскости

Регистрируют также усиленные отведения от конечностей: aVR – от правой руки, aVL – от левой руки и aVF – от левой ноги. К положительному полюсу аппарата подсоединяют проводник электрода от соответствующей конечности, а к отрицательному полюсу – объединенный проводник электродов от двух других конечностей.

 

 Рис. 2.2. Расположение электродов при снятии ЭКГ с шести грудных отвдений.

Для наблюдения за работой сердца в горизонтальной плоскости используют шесть грудных отведений, которые обозначают V1V6  (рис.2.2, на котором показаны места установки положительных электродов).

К отрицательному полюсу аппарата подводится электрод Вильсона, объединяющий потенциалы от правого и левого предплечий и левой голени через сопротивление, что позволяет свести к минимуму влияние этих потенциалов на форму ЭКГ.

2.2 Анализ полученной электрокардиограммы

На нормальной ЭКГ различают ряд зубцов и интервалов между ними. Выделяют зубец Р, зубцы Q, R и S, образующие комплекс QRS, зубцы Т и U, а также интервалы P - Q(PR),  ST,  QT,  QU  и Т – Р (рис. 2.3).

 

Рис. 2.3. Компоненты ЭКГ и их нормальные величины.

Зубец Р отражает возбуждение предсердий. В норме зубец Р чаще положителен (направлен вверх) во всех отведениях, кроме aVR. Первые 0,02 – 003 с отражают возбуждение левого предсердия, последние 0,02 – 0,03 с обусловлены только левопредсердным компонентом зубца.

Интервал  PQ (PR)  характеризует прохождение импульса по наибольшему участку проводящей системы сердца. Продолжительность интервала зависит от частоты сердечных сокращений (чем она меньше, тем длиннее интервал), однако в норме этот интервал не должен быть короче 0,12 с и продолжительнее 0,2 с.

Зубец Q  отражает деполяризацию межжелудочковой перегородки. Это необязательный элемент ЭКГ. У многих лиц он отсутствует.

Зубец R отражает деполяризацию верхушки, передней, задней и боковой стенок желудочков сердца.

Важное значение для анализа ЭКГ имеет показатель, именуемый временем внутреннего отклонения (интервал  QR), который измеряется расстоянием от начала желудочкового комплекса (зубца Q или R) до проекции вершины зубца R на изоэлектрическую линию. Считается, что этот показатель характеризует время распространения возбуждения от эндокарда до эпикарда в месте расположения электрода, его используют для оценки последовательности возбуждения желудочков.

Зубец S отражает процесс возбуждения основания желудочков сердца. Его амплитуда изменяется в широких пределах в зависимости от отведения, положения электрической оси сердца и других факторов.

Комплекс QRS отражает процесс деполяризации желудочков. Ширину комплекса QRS измеряют от начала зубца Q до конца зубца S. В норме эта ширина не превышает 0,1 с.

Сегмент ST соответствует периоду угасания возбуждения желудочков и началу медленной реполяризации.

Зубец Т отражает процесс быстрой реполяризации желудочков. Амплитуда этого зубца в норме обычно составляет 1/8 – 2/3 амплитуды зубца R, хотя бывают отклонения в ту или другую сторону. Ширина зубца Т обычно не превышает 0,25 с, но эта величина не имеет существенного значения в анализе ЭКГ.

Интервал  QT  соответствует электрической систоле желудочков. Продолжительность этого интервала зависит от частоты сердечных сокращений и ряда других факторов.

Зубец U  выявляется не всегда. В норме он следует  спустя 0,02 – 0,04 с после зубца Т. происхождение этого зубца окончательно не выяснено. Считают, что он отражает последовую реполяризацию волокон проводящей системы сердца, но имеются и другие гипотезы.

Интервал Т – Р соответствует состоянию покоя миокарда. При отсутствии зубца U  этот интервал полностью совпадает с изоэлектрической линией. [4]

Анализ любой ЭКГ следует начать с проверки правильности техники ее регистрации. Необходимо обратить внимание на наличие разнообразных помех, которые могут быть обусловлены наводными токами, мышечным тремором, плохим контактом электродов с кожей (рис. 2.4) и другими причинами. Если помехи значительны, ЭКГ следует переснять.

Рис. 2.4. Помехи, возникающие при регистрации ЭКГ:

а – наводные токи – сетевая наводка в виде правильных колебаний с частотой 50 Гц; б – дрейф изолинии в результате плохого контакта с кожей; в – наводка, обусловленная мышечным тремором (видны неправильные частые колебания).

В электрокардиографическом протоколе обязательны следующие пункты:

  1.  Источник ритма сердца (синусовый или несинусовый ритм).
  2.  Регулярность ритма сердца (правильный или неправильный ритм).
  3.  Число сердечных сокращений (ЧСС).
  4.  Положение электрической оси сердца.
  5.  Наличие четырех электрокардиографических синдромов:

а) нарушений ритма сердца;

б) нарушений проводимости;

в) гипертрофии миокарда желудочков и предсердий или острых их перегрузок;

г) повреждений миокарда (ишемии, дистрофии, некрозов, рубцов). [12]

     Видно, что такое исследование ЭКГ является достаточно трудоемким и требует опыта врача-кардиолога.

 2.3. Современные методы анализа ЭКГ

Широкое распространение сердечно-сосудистых заболеваний обусловило необходимость новых подходов, обеспечивающих проведение массовых обследований без снижения их качества. Одним из таких подходов является автоматизация обработки и анализа ЭКГ. Исследования в этом направлении ведутся достаточно интенсивно и в нашей стране, и за рубежом. [15]

Автоматизация электрокардиографии используется для решения следующих практических задач:

  1.  Рационализировать наиболее громоздкую и однообразную часть работы кардиолога, освободив время, достаточное как для контроля за работой автоматической системы, так и для "творческой работы", поскольку машина, которая может интерпретировать ЭКГ соответственно заданной программе, вместе с тем не способна к индивидуальному анализу состояния больного;
  2.  Унифицировать изменчивость врачебных заключений по ЭКГ (надежность врачебных заключений составляет 80%);
  3.  Обеспечить более высокую производительность диагностической процедуры;
  4.  Осуществлять сортировку ЭКГ больших групп населения. [3]

Около 40 лет назад H. V. Ripberger создал первую систему компьютерной обработки ЭКГ.

Эта система была еще несовершенна, но позволила ускорить процесс обработки ЭКГ и увеличить объем исследований. В течение многих лет она видоизменялась, создавались новые компьютерные системы. Наиболее широко использовались следующие программы: IBM/Bonner, Telemed, Marquette, Cro-Med/Pordy. В последнее время компьютерная обработка ЭКГ получает все более широкое распространение.

При наличии определенных различий в кол-ве измеряемых компонентов, методов анализа в основе всех программ лежит однотипная схема обработки: ввод данных - измерение комплексов и интервалов - анализ полученных данных - оценка и классификация морфологии QRS - вывод результатов исследования.

Технологический прогресс последних лет позволил создать новую систему, сочетающую автоматическое управление записью ЭКГ, перевод данных ЭКГ в цифровые значения, обработку данных, выдачу результатов и накопление их в памяти. [15] Были разработаны различные способы регистрации и анализа электрокардиограмм.

Широкое распространение в клинической практике получило длительное мониторирование ЭКГ по Холтеру. Метод применяется в основном для диагностики преходящих нарушений ритма сердца, а также для выявления ишемических изменений ЭКГ у больных ИПС. Существенным преимуществом метода является возможность длительной (в течение 1 – 2 суток) регистрации ЭКГ в привычных для пациента условиях. Прибор для длительного мониторирования ЭКГ по Холтеру состоит из системы отведений, специального устройства, регистрирующего ЭКГ во встроенную память, и стационарного электрокардиоанализатора. Миниатюрное регистрирующее устройство и электроды укрепляются на теле пациента. Обычно используют от двух до четырех прекардиальных биполярных отведений, соответствующих, например, стандартным позициям грудных электродов V1 и V5. При проведении исследования пациент ведет дневник, в который вносятся данные о характере выполняемой пациентом нагрузки и о субъективных неприятных ощущениях (боли в области сердца, одышка, перебои, сердцебиения и др.) с указанием точного времени их возникновения.

После окончания исследования данные заносят в электрокардиоанализатор, который в автоматическом режиме осуществляет анализ сердечного ритма и изменений конечной части желудочкового комплекса, в частности, сегмента RST. Одновременно производится автоматическая распечатка эпизодов суточной ЭКГ, квалифицированных прибором как нарушения ритма или изменения процесса реполяризации желудочков. Информация может быть представлена также в цифровом виде и в виде гистограмм, отражающих распределение в течение суток различных частот сердечного ритма и (или) эпизодов аритмий. [12]

Внедрение векторной концепции послужило отправной точкой благодаря выработке единых подходов к клиническому анализу ЭКГ в 12 общепринятых отведениях. Стала возможной модификация метода за счет редукции числа общепринятых отведений с помощью электрической коррекции направляющих осей. При этом замена трудоемкой для векторного анализа системы 12 отведений картированными системами 3 ортогональных отведений, приближающимся к дипольным координатам, способствовала упрощению подходов к электрокардиографическому заключению. Другими направлениями модернизации ЭКГ стало увеличение числа отведений (от 30 до 200 и более точек подключения электродов) с целью уточнения дифференцированного значения мультипольных моментов ЭПС (электрического поля сердца) для индивидуальной диагностики. Появился соответственно параллельный метод регистрации свойств ЭПС - клиническая векторкардиография. Пришло понимание того, что при одной и той же информации кривые ВКГ и ЭКГ взаимно дополняют друг друга, а вследствие разного характера изображения кардиосигнала в одних случаях предпочтительнее запись ЭКГ, а других - ВКГ. Повысилось качество векторэлектрокардиографической диагностики за счет использования при статистическом анализе количественных параметров скалярных и векторных кривых в их абсолютном, относительном и суммарном значениях, установление взаимосвязи между параметрами и их корреляции с клиническими показателями и, наконец, расчета интегральных характеристик пространственного значения ЭПС (пространственная векторкардиография). [3]

Особое значение в настоящее время придается анализу сердечного ритма – RR-интервала. При этом ритмическую структуру ЭКГ удобнее представлять в образном виде из-за большого объема обрабатываемой информации, которую трудно полностью охватить. Для этого применяют копмьютерную обработку ЭКГ. Примерами образного представления служат интервалограммы, скаттерграммы, спектрограммы и др. [16]

Изменения ЭКГ в соответствии с фазами дыхания впервые наблюдал А. Ф. Самойлов. Он заметил, что перемещения ртутного столбика, находящегося в капиллярном электрокардиографе, при каждом сокращении во время выдоха становились больше, а во время вдоха уменьшались. Вскоре Эйнтговен, подвергнув замеченное Самойловым явление систематическому изучению, пришел к выводу, что главный фактор, определяющий дыхательные изменения ЭКГ – это изменение положения сердца.

Благодаря возросшей в последние годы доступности ЭВМ явление Самойлова-Эйнтговена начали использовать в практических целях. Появились компьютерные программы, предназначенные для извлечения из холтеровской записи ЭКГ данных о частоте и ритмичности дыхания. Эти данные использовали для изучения динамики дыхания Чейна-Стокса при сердечной недостаточности, для обнаружения изменения дыхания при мышечной работе, наконец, для выявления особых колебаний дыхания при острой гипокалемии в  условиях восхождения на большие высоты, в горах.

 В последние годы был создан способ, определения частоты дыхания путем компьютерной обработки ЭКГ. Для  этого при помощи ЭВМ измеряют амплитуды последовательности комплексов QRS в трех отведениях, выводят все три кривые изменения этих амплитуд на экран и наиболее представительную из них подвергают векторному анализу, на основании которого определяют частоту дыхания и пределы отклонения от нее. [9]

2.4. Сравнительный анализ моделей электрокардиографов

Для реализации этих и других способов анализа сердечной деятельности человека было разработано множество устройств. При этом для обеспечения надежности диагностики необходима была нормировка основных параметров и погрешностей электрокардиографов.

Электрокардиограф представляет собой прибор, регистрирующий напряжение как функцию времени. Поэтому основными параметрами следует считать погрешность измерения напряжения, интервалов времени, а также чувствительность и скорость движения носителя записи (масштаб регистрации интервалов времени). Правильность воспроизведения формы регистрируемого сигнала определяется величиной линейных искажений.

Линейные искажения вызываются реактивными элементами усилительных схем. Первопричиной их являются паразитные и необходимые полезные емкости этих схем, а также индуктивность катушки гальванометра. Линейные искажения легко определить двумя способами: по АЧХ и по переходной характеристике, причем следует помнить, что АЧХ аналитически однозначно связана с переходной характеристикой. В частности, время нарастания переходной характеристики  связано с верхней граничной частотой , определяемой на уровне 3 дБ соотношением:

 ,

а время спада , характеризующее завал вершины переходной характеристики, связано с нижней граничной частотой , определяемой также на уровне 3 дБ, соотношением:

 .

Последнее соотношение справедливо для усилителей, содержащих RC-переход. Поскольку электрокардиографические усилители рекомендуется строить как системы, в которых определяющим является один RC-переход или эквивалентная ему цепь, приведенное соотношение может быть использовано для электрокардиографов.

Форма переходной характеристики обусловлена неравномерностью АЧХ. Выбор того или иного способа линейных искажений в регистрирующих приборах обусловлен характером исследуемого сигнала и масштабом его регистрации. Если исследуемый сигнал представляет собой гармоническую функцию, то более простым способом анализа является использование АЧХ. Если сигнал носит импульсный характер, то обычно применяют переходную характеристику.

ЭКГ представляет собой последовательность импульсов. Поэтому оценивать линейные искажения электрокардиографов удобнее с помощью переходной характеристики. Однако набор скоростей движения носителей записи, используемых в электрокардиографах, не обеспечивает требуемой точности при измерении времени нарастания . Поэтому в качестве основных параметров, характеризующих линейные искажения электрокардиографов, рекомендуется использовать как параметры переходной характеристики (выброс, завал вершины), так и параметры АЧХ (верхняя граничная частота, неравномерность АЧХ). Следует отметить, что погрешности измерения напряжения и интервалов времени являются динамическими погрешностями, включающими в себя погрешности отдельных параметров электрокардиографа. Так, погрешность измерения напряжения зависит от погрешности чувствительности, степени нелинейности амплитудной характеристики, степени и характера неравномерности АЧХ и от некоторых других факторов. Погрешность измерения интервалов времени зависит от погрешности скорости движения носителя записи. Поэтому погрешности измерения напряжения и интервалов времени могут рассматриваться как основные погрешности, характеризующие класс точности электрокардиографа.

В число основных параметров следует включить пределы смещения нулевой линии от среднего положения и эффективную ширину записи канала, определяемую шириной поля записи канала, в пределах которой нормируются основные погрешности измерения.

Особенностью работы электрокардиографа является необходимость усиления полезного сигнала в условиях воздействия на его вход внешних электрических синфазных помех, иногда значительно превышающих по величине усиливаемый сигнал. Поэтому в числе основных параметров нормируется эквивалентное сопротивление синфазных помех , причем следует иметь в виду, что  является параметром, характеризующим систему пациент – электрокардиограф.

Основные параметры электрокардиографов в зависимости от класса точности приведены в таблице 2.1.

Так как электрокардиограф представляет собой измерительный прибор, метрологические параметры которого гарантируются техническим паспортом, отпадает необходимость во встроенном источнике калибровочного сигнала и плавного регулятора чувствительности. Поэтому в число основных параметров не включены величины, их характеризующие.

Нижняя граничная частота 0,05 Гц, реализуемая для электрокардиографов всех классов точности, соответствует завалу вершины переходной характеристики на 60 % за время 2,2 с.

Таблица 2.1. Основные параметры электрокардиографов в зависимости от класса точности.

Пункт

Параметр

Норма для класса точности

Первый

Второй

Третий

1

Диапазон измерения напряжения U (в мВ)

От 0,03 до 5

От 0,03 до 4

2

Чувствительность  в мм/мВ

Минимальная

5

Средняя

10

Максимальная

20

3

Погрешность измерения  (в мВ)

Не более

Не более

Не более

4

Скорость движения носителя записи V (в мм/с)

1; 2,5; 5; 10; 25; 50; 100; 250

25; 50; 100;

25; 50

5

Диапазон измерения интервалов времени  (в с) в зависимости от V 

V

1

2.5

5

10

25

50

100

250

0.5-2

0.2-2

0.1-2

0.05-2

0.02-2

0.01-0.1

0.01-0.05

0.01-0.2

6

Погрешность измерения интервалов времени  (в с)

Не более

Не более

7

Эффективная ширина записи канала Е (в мм)

Не менее 100

Не менее 40

8

Пределы смещения нулевой линии от среднего положения  (в мм)

Не менее

Не менее

9

Выброс на переходной характеристике  (в %)

Не более 5

Не более 10

При установлении нормативов на основные погрешности измерения следует исходить из необходимости обеспечения достоверности информации. Диапазоны измерения напряжения и интервалов времени, приводимые в таблице, обусловлены параметрами ЭКГ в норме и патологии. [1]

Сведения о выпускающихся в настоящее время электрокардиографах  приведены в таблице 2.2:

Таблица 2.2. Некоторые из выпускающихся в настоящее время электрокардиографов.

Название

Фирма-изготовитель

Число каналов

Связь с компьютером

Собственные устройства вывода

Применение

Кардиокомплекс ЭКГСЗТ-01 [9,10]

3

Внешний, интерфейс RS-232

Нет

Исследование ЭКГ

ЭКГ-анализатор «ЦН3052»

«Интрон»

12

Внешний

Самописец

Исследование ЭКГ

ЭКГ «ПК3060»

«Интрон» и «Програн»

2 или 4

Встраиваемый

Нет

Исследование ЭКГ

Лаборатория клинической нейрофизиологии

«Нейрософт ЛТД»

2

Встраиваемый

Нет

Машины «Скорой помощи»

ЭКГ-монитор «Поли-Спектр»

«Нейрософт ЛТД»

2 - 6

Нет

Операционные, реанимации, палаты интенсивной терапии

Монитор прикроватный МПР-01 «ТРИТОН»

ГУП «ТИСО»

1

Внешний

Дисплей

Холтеровский мониторинг, машины «Скорой помощи»

Монитор реаниматолога МПР5-02 «ТРИТОН»

ГУП «ТИСО»

1

Нет

Дисплей, возможность подключения принтера

Реанимация

Система централизованного мониторинга «ТРИТОН»

ГУП «ТИСО»

16 внешних приборов

Дисплей

Реанимация, палаты интенсивной терапии

Цифровой монитор ЭКГ DP-EK23

СП «Геолинк»

3

Внешний

Дисплей, принтер

Реанимация, интенсивная терапия, холтеровский мониторинг

Диагностический комплекс ЭКГ-12 – 1.1

СП «Геолинк»

Встроенный с внешним выносным блоком

Нет

Исследование ЭКГ

ЭКГ «КАРДИ»

12

Внешний

Нет

Исследование ЭКГ, ЭКГ высокого разрешения

ЭКГ-анализатор «АНКАР-131»

12

Внешний, интерфейс RS-232

Нет

Холтеровский мониторинг, исследование ЭКГ

Практически во всех компьютерных электрокардиографах есть автоматизированная обработка ЭКГ и постановка диагноза, что облегчает работу врача-кардиолога.

Рассмотрим подробно некоторые модели компьютерных электрокардиографов.

 Электрокардиоанализатор ЦН3052 представляет из себя 12-канальный электрокардиограф с автоматическим анализом ЭКГ. Он обеспечивает:

  •  синхронную запись 12 отведений на одной странице друг под другом;
  •  запись отведений по Франку, Небу;
  •  запись ритма длительностью до 27 минут на одной странице;
  •  100 синдромальных заключений при автоматическом анализе ЭКГ;
  •  широкий диапазон чувствительностей и скоростей записи;
  •  цифровую фильтрацию помех;
  •  вывод любого количества копий;
  •  автоматическую оптимизацию размещения отведений в зависимости от их амплитуды;
  •  защиту от дефибриляции;
  •  интерфейса RS-232 с компьютером;
  •  постоянный вывод трех каналов на монитор.

Прибор имеет следующие технические характеристики:

Шум, мкв

20

Подавление синфазной помехи, дБ

110

при включенном цифровом фильтре, дБ

150

Потребляемая мощность, Вт

40

Габаритные размеры, мм

480х400х120

Масса, кг

7

Среди преимуществ электрокардиоанализатора ЦН3052 можно выделить возможность работы без ЭВМ, многоканальную запись ЭКГ.

Недостатками прибора являются стационарность, большие габариты, избыточность конструкции при работе в качестве компьютерного электрокардиографа (уже имеется самописец и блок анализа ЭКГ).

 Электрокардиограф ПК3060 является встраиваемым компьютерным электрокардиографом. Он обеспечивает:

  •  съем ЭКГ синхронно по 12 стандартным отведениям, по Небу или отведениям по Франку;
  •  выравнивание изолинии;
  •  анализ ЭКГ по контуру и ритму, формирование синдромальных заключений и заключений по Миннесотскому коду;
  •  просмотр на экране ЭКГ и редактирование результатов автоматической разметки, результатов обработки и диагностки;
  •  постоянный мониторинг трех отведений
  •  распечатка ЭКГ, синдромальных заключений и таблиц результатов измерений;
  •  создание архивов и баз данных;
  •  анализ динамики изменения состояния пациента по ЭКГ, снятым в разное время.

Прибор имеет следующие технические характеристики:

Количество каналов

12

Диапазон входных сигналов, мВ

10

Частотный диапазон, Гц

0,05 – 100

Дискретность, мкВ

5

Частота дискретизации, Гц

100

Подавление синфазной помехи, дБ

100

при включенном цифровом фильтре, дБ

160

Электробезопасность

I кл. тип BF

Преимуществами электрокардиографа ПК3060 являются широкие возможности диагностики, большое число каналов.

Недостатками прибора являются необходимость вставки в компьютер интерфейсной платы, что ограничивает область его применения стационарными устройствами.

 Монитор прикроватный реаниматолога МПР-01 «ТРИТОН» относится к классу холтеровских мониторных систем.

Прибор имеет канал пульсометрии, канал ЭКГ и канал измерения температуры.

Выпускается в базовом, сетевом и транспортном исполнении. Имеет удобную систему вывода информации трендов, представляемую в реальном времени.

Может комплектоваться взрослыми, детскими и неонатальными датчиками SpO2. Канал ЭКГ защищен от воздействия импульсов дефибриляции, имеется система фильтров для подавления помех от электрохирургического инструмента.

Прибор укомплектован внутренней памятью данных. Базовый объем памяти регистрации данных ЭКГ рассчитан на 20 часов. Имеется возможность подключения персонального компьютера и принтера.

Прибор МПР-01 может работать от сети переменного тока 220 В и от внутреннего аккумулятора. Также предусмотрена возможность работы от бортовой сети автомобиля «Скорая помощь» или вертолета санитарной авиации.

Преимуществами данной системы является возможность регистрации не только ЭКГ, но и других параметров организма.

Недостатки прибора – избыточность конструкции при работе с компьютером (уже имеется дисплей).

Таким образом, можно сделать вывод, что выпускаемые промышленностью компьютерные электрокардиографы не решают всех проблем и обладают рядом недостатков. Их этого вытекает необходимость создания новой системы, в которой были бы учтены указанные недостатки.

3. Проектирование и разработка компьютерного электрокардиографа

3.1. Анализ технического задания

Начнем разработку компьютерного электрокардиографа с определения всех функций, которые должен выполнять прибор, условий эксплуатации и списка показателей, по которым нужно оценивать разрабатываемую систему. При этом необходимо, чтобы представление начальных условий было формализованным, то есть математическим, так как в этом случае информация будет однозначной и объективной. Кроме того, формализация условий, предъявляемых к разрабатываемой системе, делает процесс разработки легко контролируемым и что очень важно, воспроизводимым разными специалистами и коллективами. [17]

Таким образом, представим тактико-технические требования к разрабатываемому компьютерному электрокардиографу в теоретико-множественном виде. Следовательно, имеем: S – система – «компьютерный электрокардиограф»;  - объекты системы. Для компьютерного электрокардиографа можно выделить следующие объекты:

 V1 – число подсистем – 4: подсистема питания, измерительная подсистема, подсистема обработки информации и подсистема документирования;

 V2 – пропускная способность – 57600 бит/с;

 V3 – вероятность отказа – 10-4;

 V4 – коэффициент готовности – 10-4;

 V5 – характеристики входных сигналов -  мВ, 5 мкА,  Гц, импульсные, близки к треугольным;

 V6 – характеристики выходных сигналов – дисплейные графики, сохранение данных на внешних носителях;

 V7 – точность передачи информации – статическая погрешность ;

 V8 – характеристики системы питания (без ЭВМ) -  В, +5 В, 5 Вт;

 V9 – число терминалов – 3 входных, 2 выходных;

 V10характеристики массогабаритности – 230х210х70 мм, масса 1,5 кг без аккумуляторов;

 V11 – условия эксплуатации – рабочая температура 0…45 С, относительная влажность до 93%;

 V12время непрерывной работы – до 10 часов;

 V13 – стоимость – около 15000 руб.;

 V14 – алгоритм функционирования системы – снимаются биопотенциалы сердечной мышцы, затем они усиливаются, отфильтровываются помехи, полученный сигнал переводится в цифровую форму, производится дальнейшая цифровая фильтрация, а затем вывод осциллограммы на дисплей или принтер, запоминание ее на дисковых накопителях.

 V15 – тип интерфейсных связей – последовательный интерфейс RS-232;

 V16 – характеристики памяти – оперативная и долговременная;

 V17 – типы и характеристики задач – снятие и исследование ЭКГ различных людей.

Соотнесем эти объекты системы ко входным, выходным объектам, условиям существования и функциональным преобразованиям соответственно:

 ;

 ;

 ;

 .

Представим эти множества в виде декартова произведения:

 ;

 ;

 ;

 .

По множествам Х, Y и F можно судить о принципе действия системы, а по множеству Z – об условиях ее функционирования.


3.2. Разработка конструкции электрокардиографа

3.2.1. Построение оптимальной структурной схемы прибора

Основываясь на анализе технического задания, можно предложить следующую структурную схему компьютерного электрокардиографа:

Рис. 3.1. Предварительная структурная схема компьютерного электрокардиографа.

где Пол. фильтр – полосовой фильтр, МК – микроконтроллер, ГР – гальваническая развязка, БП – блок питания.

Электроды снимают с кожи человека биопотенциалы сердечной мышцы. Коммутатор передает сигналы с датчиков в соответствии с выбранным отведением. Усилитель осуществляет масштабирующее преобразование сигнала с датчиков до необходимого уровня. Фильтры низких и высоких частот ограничивают спектр исследуемого сигнала. Полосовой фильтр убирает сетевую помеху 50 Гц. АЦП преобразует исследуемый сигнал в цифровую форму. Микроконтроллер осуществляет управление АЦП и коммутатором, а также подготавливает сигнал к передаче на ЭВМ, которая выводит электрокардиограмму на экран и запоминает ее на дисковых накопителях. Блок питания формирует из сетевого напряжения 220 В напряжения питания, необходимые для работы других блоков.

Однако данная структурная схема является неоптимизированной, т.е. может оказаться избыточной. Поэтому целесообразно оптимизировать ее. Воспользуемся для этого алгоритмом Бержа.

На основе этой структурной схемы составим граф ,

Рис. 3.2. Представление структурной схемы в виде графа.

где , .

Найдем наименьшее внешне устойчивое множество для этого графа.

Заменим исходный граф простым двудольным графом:

Рис. 3.3. Двудольный граф.

Этот граф состоит из трех множеств: , где , ,  определяют следующим образом:

 если  <=>   =>  и  по своим свойствам совпадают.

Проанализируем вершины двудольного графа. Тупиковых вершин нет. Вершины а1, а2, а3, а4, l являются висячими, так как из них начинаются информационные потоки. Вершины b, c, d, e, f, g, h, i1, i2, j, k являются промежуточными, так как через них проходят все существующие информационные потоки. Висячие вершины образуют отображение только во второй доле вида , т.е. , , , , . Но , , , , . На этом основании из дальнейшего рассмотрения вершины первой доли a1, a2, a3, a4, l исключаются. Тогда анализу подвергается преобразованная форма двудольного графа:

Рис. 3.4.

Этот граф является неприводимым, так как висячих и тупиковых вершин больше нет.  Во множество внешней устойчивости целесообразно включить те вершины первой доли, которые обладают большим числом отображений из сравниваемых вершин. В данном графе вершина b имеет 7 отображений, однако если включить ее во множество внешней устойчивости, произойдет разрыв графа (из-за исключения из рассмотрения вершины k). Поэтому включим во множество внешней устойчивости вершину k, соответственно, в дальнейшем рассмотрении она участвовать не будет, а также исключится и множество . Таким образом, . Будем анализировать следующий граф:

Рис. 3.5.

Теперь включим во множество внешней устойчивости вершину b. Тогда из рассмотрения исключатся и  вершины , следовательно, . После этого граф будет выглядеть следующим образом:

Рис. 3.6.

Вершины с и i1 являются висячими и из дальнейшего рассмотрения исключаются:

Рис. 3.7.

Вершины первой доли полученного графа имеют по 2 отображения, поэтому здесь возможно несколько вариантов составления множества внешней устойчивости. Включать во множество вершины из середины графа нельзя, так как это приведет к разрыву графа – нарушится соответствие исходному графу. Поэтому рассмотрим 2 варианта – включение во множество внешней устойчивости вершин слева или справа, затем выберем из получившихся множеств то, которое имеет меньшее число вершин или при равном числе вершин более простую реализацию функций данной вершины будущим блоком.

1 вариант.

Включим во множество внешней устойчивости вершину d. Тогда из рассмотрения исключатся и вершины , следовательно . После этого вершина е становится висячей и из дальнейшего рассмотрения исключается:

Рис. 3.8.

Включим во множество внешней устойчивости вершину f. Тогда из рассмотрения исключатся и вершины , следовательно . После этого вершина g становится висячей и из дальнейшего рассмотрения исключается:

Добавим во множество внешней устойчивости вершину h. Тогда из рассмотрения исключатся вершины , следовательно . Вершина i2 будет после этого иметь только одно отображение, поэтому получим окончательный вариант множества внешней устойчивости:

 .

           Рис. 3..9.

2 вариант.

Включим во множество внешней устойчивости вершину j. Тогда из рассмотрения исключатся и вершины , следовательно . После этого вершина i2 становится висячей и из дальнейшего рассмотрения исключается:

Рис. 3.10.

Включим во множество внешней устойчивости вершину h. Тогда из рассмотрения исключатся и вершины , следовательно :

Вершина g имеет всего одно отображение, поэтому включим во множество внешней устойчивости вершину d: . Тогда вершина е становится висячей и из дальнейшего рассмотрения исключается. Добавим во множество внешней устойчивости вершину f  и получим окончательный вариант множества внешней устойчивости:

 .

Сравнивая этот результат с результатом первого варианта, видим, что первый и второй варианты приводят к одному и тому же решению. Таким образом:

 .

Построим таблицу замещения для установления функционального распределения по вершинам Т:

Таблица 3.1. Таблица замещения функций

а1

а2

а3

a4

b

c

d

e

f

g

h

i1

i2

j

k

l

b

1

1

1

1

1

1/вх

d

1/вых

1

1/вх

f

1/вых

1

h

1

1

1/вх

1/вых

j

1/вых

1/вх

1

k

1

1

На основе таблицы замещений построим граф второго порядка:

Рис. 3.12.

Перейдем от графа к структурной схеме прибора:

Рис. 3.13.

Полученные после оптимизации блоки компьютерного электрокардиографа выполняют следующие функции:

  •  Коммутатор собирает сигналы с электрокардиографических датчиков в соответствии с номером выбранного отведения.
  •  Усилитель преобразует сигнал до уровня, необходимого для дальнейшей обработки.
  •  Фильтр ограничивает спектр электрокардиографического сигнала и убирает сетевую помеху 50 Гц.
  •  Микроконтроллер преобразует аналоговый сигнал в цифровой и передает его на ЭВМ для дальнейшей обработки.

3.2.2. Формирование априорных знаний и спецификаций по каждому блоку

 

Распишем спецификацию каждого блока получившейся структурной схемы компьютерного электрокардиографа.

1. Блок коммутатора

Рис. 3.14. Структурная схема блока коммутатора.

Коммутатор выбирает из сигналов, приходящих с датчиков, сигналы, соответствующие одному из трех стандартных биполярных отведений, и передает их на усилитель.

Распишем априорные знания коммутатора:

,  (3.1)

,

где   - число входов;

- напряжение на входе;

- погрешность входного напряжения;

- закон распределения для входного напряжения;

- диапазон частот для входных напряжений;

- динамический диапазон входных напряжений;

- модель коммутатора;

- напряжение синфазного сигнала (сетевой помехи) на входе;

- напряжение питания;

- напряжение коммутации;

- постоянная времени коммутатора;

- напряжение на выходе;

- погрешность выходного напряжения;

- температурная нестабильность коммутатора.

     Рассмотрим специификацию коммутатора.

Уравнение измерения: λ*вых = Rкомuвх, где Rком – операция коммутации.

2. Блок усилителя

Распишем априорные знания усилителя:

 ;

,

где  К – коэффициент усиления;

Ксф – коэффициент усиления синфазного сигнала;

Му – модель усилителя;

- температурная нестабильность усилителя.

Данный блок должен усиливать разность напряжений между входами (+) и (-) с высоким коэффициентом подавления синфазной помехи. Этим требованиям удовлетворяет измерительный усилитель, имеющий следующую структурную схему [14]:

Рис. 3.15. Схема инструментального усилителя

где Uвх1 и Uвх2 – напряжения на входах усилителя,  - напряжение на выходе усилителя, К – коэффициент усиления по напряжению.

Рассмотрим специификацию усилителя.

Уравнение измерения: λ*вых = Rуuвх, где Rу – операция усиления.

3. Блок фильтра

Рис. 3.16. Структурная схема блока фильтра.

Распишем априорные знания фильтра:

;

 

где  - модель фильтра;

- частота среза ФНЧ;

- частота среза ФВЧ;

- частота полосового фильтра.

   Рассмотрим спецификацию фильтра.

Уравнение измерения: ,

где   - операция полосовой фильтрации;

- операция фильтрации высоких частот;

- операция фильтрации низких частот.

4. Блок микроконтроллера

Рис. 3.17. Структурная схема блока микроконтроллера.

Распишем априорные знания блока микроконтроллера:

 ,

 ,

где Ммк – модель микроконтроллера;

 q – число разрядов.

   Рассмотрим спецификацию микроконтроллера:

Уравнение измерения: ,

где  RГР – операция гальванической развязки;

 RОЭВМ – операция передачи сигнала через ОЭВМ;

 Rд – операция дискретизации;

 Rк – операция квантования.

5. Блок питания

Распишем априорные знания блока питания:

 ,

 ,

где U220 – напряжение сети 220 В;

 МБП – модель блока питания;

 - напряжение питания для каждого блока электрокардиографа.

3.2.3. Построение схемотехнического решения

Так как известны априорные знания и спецификации для каждого блока, то можно продолжить дальнейшую декомпозицию блоков вплоть до электронных компонентов.

Так как компьютерный электрокардиограф предполагается использовать со стандартными электрокардиографическими датчиками, то их конструкцию считаем известной и в дальнейшем на ней останавливаться не будем.

3.2.3.1 Блок коммутатора

Структурная схема блока коммутатора изображена на рис. 3.14. Видно, что коммутатор состоит из ключей К1 – К4 и схемы управления ими. Очевидно, что схема управления ключами будет зависеть от конкретной реализации этих ключей. Так как коммутатор стоит на входе компьютерного электрокардиографа, то искажения, вносимые коммутатором, будут в дальнейшем усиливаться, снижая точность диагностики. Следовательно, необходимо, чтобы ключи коммутировали входной сигнал, по возможности не внося в него искажений. В то же время быстродействие ключей не является критичной величиной, так как в электрокардиографической практике снимается несколько R-R-интервалов с каждого отведения и достаточно, чтобы переходный процесс при переключении не превышал половины R-R-интервала (не более 0.4 – 0.5 с).

Аппаратно ключи К1-К4 могут быть реализованы несколькими способами:

  1.  Электронные ключи на биполярных транзисторах. В качестве достоинств такой реализации можно назвать низкую стоимость электронных компонентов, возможность коммутации сравнительно мощной нагрузки, высокое быстродействие. Недостатками являются низкое входное сопротивление, большой ток потребления, малый динамический диапазон переключаемых напряжений, влияние нестабильности напряжения источника питания на выходной сигнал.
  2.  Электронные ключи на МОП-транзисторах или специализированных микросхемах, где ключи реализованы на МОП-транзисторах. Достоинствами являются малый ток потребления, высокое входное сопротивление, высокое быстродействие. Недостатками являются малый динамический диапазон переключаемых напряжений, влияние нестабильности напряжения источника питания на выходной сигнал.
  3.  Электромагнитные реле. Достоинствами являются «прозрачность» реле для переключаемого сигнала, независимость выходного сигнала от нестабильности источника питания, гальваническая развязка входного и управляющего напряжений. В качестве недостатков можно указать низкое быстродействие и большие потребляемые токи, что требует наличия буферных усилителей, формирующих сигналы переключения на реле.
  4.  Электронные ключи на оптронах. В качестве достоинств можно выделить  гальваническую развязку входных и выходных цепей, высокое быстродействие. Недостатками являются необходимость дополнительных усилительных схем для входной части и необходимость преобразования сопротивления в напряжение для выходной части, то есть зависимость выходного сигнала от нестабильности напряжения источника питания.

Проанализировав варианты реализации ключей К1 – К4 в блоке коммутатора, приходим к выводу о целесообразности реализации этих ключей на электромагнитных реле для того, чтобы обеспечить максимальную точность снятия ЭКГ и передать сигнал на усилитель без помех. В конструкции коммутатора используем сдвоенные герконовые поляризованные реле РС4.569.903, подходящие по параметрам.

Генератор кода должен в соответствии с номером отведения, поступающим от контроллера, сформировать управляющие сигналы на реле К1-К4 следующим образом:

 I отведение – левая рука (+), правая рука (-), следовательно, должны быть замкнуты ключи К1 и К3;

II отведение – левая нога (+), правая рука (-), следовательно, должны быть замкнуты ключи К3 и К4;

 III отведение – левая нога (+), левая рука (-), следовательно, должны быть замкнуты ключи К2 и К4.

Видно, что такой сложный алгоритм переключения лучше организовать программно, подавая управляющие сигналы с портов ОЭВМ и  усиливая их для управления реле. Таким образом, генератор кода будет представлять собой буферные усилители для преобразования логического сигнала до уровня, достаточного для переключения реле. Этому вполне удовлетворяет каскад на биполярном транзисторе:

Рис. 3.18. Управляющий элемент коммутатора.

Соединение контактов реле соответствует приведенным на рис. 3.14.

3.2.3.2. Блок усилителя

Идеальный измерительный усилитель обладает следующими характеристиками:

  •  постоянный коэффициент усиления, не зависящий от времени, частоты и амплитуды входного сигнала, сопротивления нагрузки, температуры и влажности;
  •  бесконечный коэффициент подавления синфазного напряжения и изменений напряжения питания;
  •  нулевые входное и выходное напряжения смещения и дрейфа этих смещений;
  •  нулевой выходной импеданс при любых амплитудах сигнала, отдаваемого усилителем в нагрузку. [14]

Однако на практике под воздействием таких внешних факторов, как нестабильность напряжения питания, перепады температуры, электромагнитные наводки, точность усилителя будет уменьшаться.

Измерительный усилитель в компьютерном электрокардиографе можно реализовать несколькими способами.

1. Измерительный усилитель на одном операционном усилителе:

Рис. 3.19. Измерительный усилитель на одном ОУ.

Эта схема представляет собой простейший и самый дешевый измерительный усилитель. Отношение  определяет коэффициент передачи усилителя. Когда , усиление дифференциального сигнала намного больше усиления синфазного сигнала, и коэффициент ослабления синфазного напряжения (КОСС) будет максимальным.

Дифференциальный коэффициент усиления:

 ,

где  — коэффициент усиления ОУ, .

Коэффициент усиления синфазного сигнала, обусловленный рассогласованием резисторов, равен:

 .

Коэффициент усиления синфазного сигнала, обусловленный конечным значением КОСС операционного усилителя (КОССОУ) равен:

 .

Отметим, что КОССОУ выражается отношением , а не в децибелах.

Коэффициент ослабления синфазного сигнала всей схемы:

 .

Дифференциальное входное сопротивление:

 .

Однако при всей своей привлекательности (простота конструкции, высокий коэффициент ослабления синфазного сигнала) эта схема измерительного усилителя обладает низким входным сопротивлением и для входных каскадов ЭКГ малопригодна.

2. Измерительный усилитель на трех операционных усилителях:

Рис. 3.20. Измерительный усилитель на трех ОУ.

Первый каскад, состоящий из усилителей  и  усиливает дифференциальный сигнал в  раз, и коэффициент передачи для синфазного напряжения равен 1. Следовательно, дифференциальный сигнал увеличивается на выходах  и  без увеличения синфазного сигнала. Второй каскад, выполненный на ОУ  в дифференциальном включении, усиливает дифференциальный сигнал в  раз. Такая схема имеет более высокий входной импеданс и обеспечивает большее усиление и лучший КОСС по сравнению со схемами на одном ОУ. Кроме того, величина КОСС менее чувствительна к точности подбора резисторов.

Дифференциальный коэффициент усиления:

 .

Коэффициент усиления синфазного сигнала (из-за разбаланса резисторов):

 .

Коэффициент усиления синфазного сигнала (из-за конечного значения КОСС усилителя А3):

 .

Общий КОСС измерительного усилителя в наихудшем случае (при сложении  и ):

 .

Видно, что этот измерительный усилитель обладает очень хорошими параметрами, однако его недостатком является сложность конструкции (использование трех ОУ).

3. Измерительный усилитель на двух операционных усилителях:

Рис. 3.21. Измерительный усилитель на двух ОУ.

На схеме оба ОУ включены как неинвертирующие усилители, причем первый из них изменяет уровень опорного напряжения второго усилителя . Выходной сигнал усилителя  подается на инвертирующий вход , поэтому усилитель  усиливает дифференциальный входной сигнал . Такая схема обеспечивает намного больший входной импеданс, чем схема с одним ОУ.

Дифференциальный коэффициент усиления:

 .

Коэффициент усиления синфазного сигнала:

 .

Следовательно, при    .

Видно, что этот усилитель обладает хорошими параметрами, однако он требует применения высокоточных прецизионных резисторов, что увеличивает цену прибора.

Проанализировав варианты измерительного усилителя, используем в компьютерном электрокардиографе измерительный усилитель на трех ОУ, показанный на рис. 3.20.

Рассчитаем параметры усилителя. Дифференциальный сигнал на входе имеет амплитуду   мВ. Пусть на выходе усилителя будет сигнал амплитудой  В. Это значит, что коэффициент усиления синфазного сигнала равен 200.

При расчете номиналов резисторов необходимо иметь в виду, что промышленность выпускает детали определенных номиналов, на которые и следует ориентироваться. В случае, если среди выпускаемых промышленностю резисторов не найдется необходимых, подбирают резистор с помощью последовательного или параллельного соединения. Сказанное относится и к конденсаторам.

Для электрокардиографа необходимо максимальное подавление синфазной помехи. Поэтому примем  кОм. Это упростит расчеты дифференциального коэффициента усиления.

Пусть  кОм, а  кОм. Тогда дифференциальный коэффициент усиления будет равен

 ,

что очень близко к необходимому. При этом погрешность задания коэффициента усиления равна 0,5%.

Принципиальная схема усилителя показана в приложении 6.2.

3.2.3.3. Блок фильтра

Фильтры — это частотно-избирательные устройства, которые пропускают или задерживают сигналы, лежащие в определенных полосах частот. [14] В компьютерном электрокардиографе необходимо ограничить верхние и нижние частоты сигнала, убрать сетевую помеху 50 Гц. Для упрощения конструкции лучше использовать последовательно соединенные ФВЧ,  полосовой фильтр и ФНЧ.

Фильтр высоких частот должен убрать сигнал постоянной составляющей и ограничить нижнюю частоту сигнала ЭКГ  5 Гц. Этот фильтр может иметь следующую конструкцию:

1. ФВЧ первого порядка.

Рис. 3.22. ФВЧ первого порядка: а) инвертирующий, б) неинвертирующий.

Схемы таких фильтров представляют собой обычные инвертирующий и неинвертирующий усилители, дополненные разделительным конденсатором для ослабления нижних частот.

Передаточная функция:

 .

Коэффициент передачи:

  (неинвертирующий вариант),

  (инвертирующий вариант).

Частота полюса:

 .

Достоинствами такого фильтра являются простота конструкции. Основной недостаток – очень пологая частотная характеристика.

2. ФВЧ Саллена-Кея:

Рис. 3.23. ФВЧ Саллена-Кея.

Передаточная функция:

 .

Параметры схемы:

 ,

 ,

 .

Достоинствами этой схемы являются относительно небольшой диапазон номиналов элементов. Недостатками этой схемы являются  относительно высокая чувствительность  к отклонениям значений элементов и невозможность перекрывания всего диапазона возможных значений К,  и .

3. ФВЧ  Баттерворта  второго порядка:

Рис. 3.24. ФВЧ Баттерворта 2-го порядка.

Этот фильтр представляет собой упрощенную конструкцию фильтра Салена-Кея и для него справедливы предыдущие соотношения.

Достоинствами фильтра Баттерворта 2-го порядка являются простота конструкции, частотная характеристика, близкая к требуемой. Недостатком этого фильтра является необходимость подбора точно совпадающих по емкости конденсаторов.

Проанализировав конструкции фильтров высоких частот, приходим к выводу о целесообразности использования в компьютерном электрокардиографе фильтра Баттерворта 2-го порядка.

Рассчитаем параметры этого фильтра. Коэффициент передачи равен 1 (по схеме на рис. 3.23. .).

Частота . Тогда . Следовательно, .

Пусть С = 10 мкФ. Тогда  кОм.

Принципиальная схема ФВЧ показана в приложении 6.2.

Полосовой фильтр должен убирать сетевую помеху 50 Гц и при этом не искажать полезную информацию в ЭКГ. Этот фильтр может иметь следующую конструкцию:

1. Фильтр с многопетлевой обратной связью:

Рис. 3.25.Фильтр с многопетлевой обратной связью.

Передаточная функция:

 .

Средняя частота подавления:

 .

Коэффициент передачи в полосе пропускания:

 .

Добротность:

 .

Достоинствами этого фильтра являются простота конструкции (требуется только один операционный усилитель). Недостатками такого фильтра является необходимость точного согласования элементов,  малые значения добротности и ослабление сигнала в полосе пропускания.

2. Полосовой фильтр с переменными параметрами:

Рис. 3.26. фильтр с переменными параметрами

Схема состоит из сумматора на элементах  и двух интеграторов –  и  с постоянными времени  и  соответственно.

Передаточные функции по выходам:

 ФНЧ - ,

 ПФ - ,

 ФВЧ - ;

где  ,

 ,

 ,

 ,

 ,

 ,       .

Достоинствами фильтра с переменными параметрами являются невысокая чувствительность  к отклонениям значений элементов от номинала, простота настройки, некритичность к частотным параметром ОУ. Недостатком является сложность конструкции.

Однако такой фильтр не подавляет, а выделяет определенную полосу частот. Чтобы превратить его в подавляющий фильтр, необходимо включить еще один ОУ в качестве сумматора сигналов с выходов ФНЧ и  ФВЧ

Рис. 3.27. Полосно-подавляющий фильтр с переменными параметрами

Если взять  и  , параметры фильтра можно рассчитать следующим образом:

 ,

где Т1 и Т2 считаются так же, как и в фильтре с переменными параметрами;

 ,

 ,

 .

Проанализировав конструкции полосно-подавляющих фильтров, приходим к выводу, что в качестве фильтра для подавления сетевой помехи в электрокардиографе целесообразно использовать ППФ на основе фильтра с переменными параметрами, так как он, не смотря на сложность конструкции, не очень критичен к отклонениям элементов от номинала и легок в настройке.

Следует помнить, что этот фильтр инвертирует входной сигнал, что надо учесть в проектировании дальнейших каскадов.

Рассчитаем этот фильтр. Имеем: частота подавления должна быть 50 Гц, коэффициент передачи должен быть равен 1.

Пусть  и  . Тогда . Следовательно, .  Для обеспечения точного задания частоты необходимо иметь детали с наименьшим допуском номинала. Поэтому возьмем  мкФ. Тогда  Ом.

Так как в сетях переменного тока частота зачастую нестабильна, то выберем добротность фильтра такой, чтобы диапазон подавления частоты составлял 5 Гц. Тогда добротность равна . Следовательно, . Возьмем  кОм. Тогда  кОм.

Подставляя соотношение  в формулу для коэффициента передачи, получим .  Пусть  кОм, тогда  кОм.

Осталось выбрать  кОм.

 Принципиальная схема полосно-подавляющего фильтра показана в приложении 6.3.

Фильтр низких частот должен ограничить сверху спектр сигнала ЭКГ. Причем в данном случае частотная характеристика может плавно спадать с увеличением частоты. Поэтому целесообразно использовать ФНЧ первого порядка (инвертирующий, т.к. полосовой фильтр был инвертирующим):

Рис. 3.28 ФНЧ первого порядка.

Передаточная функция:

 .

Коэффициент передачи в полосе пропускания:

 .

Частота среза:

 .

Рассчитаем этот фильтр. Выберем частоту среза 100 Гц, емкость конденсатора 0,1 мкФ. Тогда

 Ом.

Для полного использования динамического диапазона АЦП необходимо, чтобы выходной сигнал имел размах не 2 В, а 5 В. Поэтому необходимо выбрать коэффициент усиления равным 2,5. Тогда

  Ом.

Кроме того, для работы однополярного АЦП необходимо сместить сигнал так, чтобы он имел диапазон 0…5 В. Делается это подачей напряжения смещения на неинвертирующий вход ОУ.

Принципиальная схема ФНЧ показана в приложении 6.2.

3.2.3.4. Блок микроконтроллера

Блок микроконтроллера должен сформировать из полученного аналогово сигнала цифровой сигнал и передать его на ЭВМ. Структурная схема блока микроконтроллера приведена на рис.  3.17.

Блок микроконтроллера можно спроектировать двумя способами: либо взять специализированную  микросхему со встроенным АЦП, чтобы на ее вход подать аналоговый сигнал, а на выходе получить цифровой сигнал RS-232. Таких микросхем выпускается достаточно много, но  при всей их привлекательности они имеют недостаток – относительно высокую стоимость.

Можно поступить иначе: использовать отдельные АЦП и ОЭВМ. В случае применения недорогих, но обладающих необходимыми параметрами микросхем, это даст выигрыш в стоимости прибора.

Выберем микросхему АЦП для компьютерного электрокардиографа. Существуют следующие виды АЦП:

1.  Параллельные АЦП.

В этом методе напряжение входного сигнала подается на один из входов n компараторов одновременно; другие входы компараторов подключены к n опорным источникам с равномерно распределенными напряжениями. Шифратор с приоритетом формирует цифровой выходной сигнал, соответствующий самому старшему компаратору из активизированных входным сигналом. Благодаря такой своей структуре параллельные АЦП являются самыми быстрыми из существующих. Но при большом количестве разрядов преобразования такие АЦП становятся громоздкими, дорогими и потребляющими большую мощность. Поэтому такие АЦП нецелесообразно применять в проектируемой системе, где скорость преобразования должна быть не так уж велика.

2. АЦП последовательного приближения.

В этом распространенном способе осуществляется опробование различных выходных кодов путем подачи их на ЦАП и сравнения результата с аналоговым входом с помощью компаратора. Происходящий процесс можно описать как процесс бинарного поиска, начинающегося с середины. В этих АЦП цифровой выход выдается как в параллельной форме, так и в последовательной форме, при этом последняя наиболее предпочтительна для проектируемой системы, так можно будет задействовать только одну цифровую линию для передачи данных из АЦП. Преобразователи с последовательным приближением являются довольно точными и быстрыми  и требуют всего n установок на ЦАП для обеспечения n-разрядной точности.

3. АЦП одностадийного интегрирования.

 В этом способе вначале преобразования запускается внутренний генератор линейного напряжения и одновременно для подсчета импульсов стабильного генератора тактовых импульсов счетчик. Когда линейно меняющееся напряжение сравнивается с входным уровнем, компаратор останавливает счетчик; результат на счетчике будет пропорционален входному уровню, т.е. это есть цифровой выход. Способ одностадийного интегрирования достаточно прост, но он не используется, если необходима высокая точность, поскольку в этом случае выдвигаются слишком жесткие требования к стабильности и точности конденсатора и компаратора.

4. АЦП двухстадийного интегрирования.

 Этот метод избавляет от большинства проблем, связанных с конденсатором и компаратором и присущих одностадийному интегрированию. Сначала в течении фиксированного интервала времени происходит заряд конденсатора током, точно пропорциональным входному уровню; затем конденсатор разряжается постоянным током до тех пор, пока напряжение на нем вновь не станет равным нулю. Время разряда конденсатора будет пропорционально входному уровню, оно используется для того, чтобы привести в действие счетчик, на который подаются импульсы фиксированной частоты. Окончательное состояние счетчика будет пропорционально входному уровню; т.е. это и есть цифровой выход. С помощью двухстадийного интегрирования можно добиться очень высокой точности, не предъявляя слишком жесткие требования к стабильности компонентов. В частности, стабильность емкости конденсатора может быть не высокой, поскольку циклы заряда и разряда происходят со скоростью, обратно пропорциональной емкости. Более того, ошибки дрейфа и смещения компаратора компенсируются благодаря тому, что каждый цикл преобразования начинается и заканчивается на одном и том же напряжении, а в некоторых случаях и с одинаковым наклоном. В самых точных преобразователях циклу преобразования предшествует цикл «автокоррекции нуля», в течении которого на вход преобразователя подается нулевой сигнал. Вычитание выходного значения «ошибки при нуле» из результата последующего измерения позволяет компенсировать ошибки, связанные с измерением вблизи нуля.

Там, где не требуется  высокое быстродействие, этот способ обеспечивает хорошую точность  и высокую стабильность при низкой стоимости и обладает  превосходной помехоустойчивостью к сетевым (и другим) помехам.

Проанализировав варианты АЦП, можно сделать вывод, что для проектируемого компьютерного электрокардиографа системы необходимо применять АЦП последовательного приближения или АЦП двухстадийного интегрирования. Кроме того, разрядность АЦП, применяемой в приборе, должна быть не менее 10, чтобы обеспечить достаточную точность для диагностики. Рассмотрим варианты выбора АЦП из имеющейся элементной базы.

1. АЦП последовательного приближения К572ПВ1. Предназначена для построения АЦП на 12 разрядов и выполняет:

функции АЦП последовательного приближения совместно с внешним компаратором (усилителем) с выводом параллельного двоичного кода

побайтный ввод\вывод цифровой информации для согласования с 8-разрядной шиной

функции умножающего ЦАП совместно с внешним операционным усилителем

Точность данной АЦП с применением внешнего компаратора невелика, кроме того, применение внешнего компаратора ведет к усложнению схемы прибора.

2. АЦП двухстадийного интегрирования К572ПВ5. Совместно с источником опорного напряжения, несколькими резисторами и конденсаторами она выполняет функции АЦП с автоматической коррекцией нуля и определением полярности входного сигнала. главными преимуществами данного АЦП являются:

разрядность 12 бит:

использование одного источника напряжения питания (+9 В) с плавающей землей, что очень удобно для большинства промышленных источников питания;

АЦП не критично к отклонениям питающего напряжения (+3, -2 В);

очень высокая линейность преобразования;

дифференциальные входы аналогового сигнала и ИОН;

коэффициент ослабления синфазного сигнала составляет 100 дБ;

очень высокая помехоустойчивость к сетевым (и другим) помехам;

внешний ИОН, возможно применение логометрического принципа измерения;

очень высокое входное сопротивление (~ 20МОм).

Однако данная АЦП ориентирована для применения с ЖКИ, и поэтому выход АЦП представляет собой управляющие линии для ЖК-индикатора, что ведет к усложнению сопряжения АЦП с ОЭВМ и декодированию выходного кода.

3. АЦП  последовательного приближения МАХ187 фирмы MAXIM. Эта АЦП имеет следующие возможности:

разрядность 12 бит;

использование последовательного интерфейса для передачи данных - малое количество выходных линий;

высокая точность преобразования;

использование внутреннего источника опорного напряжения;

малые потребляемые токи – 1,5 мА. [7]

Таким образом, приходим к выводу о необходимости использования АЦП  МАХ187. Будем использовать схему включения, рекомендованную фирмой производителем:

Рис. 3.28 Схема включения АЦП.

Выберем ОЭВМ для использования в компьютерном электрокардиографе. Она должна удовлетворять следующим требованиям:

  •  последовательный интерфейс RS-232 для взаимодействия с ЭВМ;
  •  память программ достаточную для введения по требованию заказчика программы обработки ЭКГ:
  •  достаточное быстродействие для передачи и обработки ЭКГ с частотой дискретизации 250 кГц;
  •  по возможности низкая стоимость.

Этим требованиям удовлетворяет ОЭВМ MCS-51, ставшая де-факто стандартом для разработки 8-разрядных микроконтроллеров. [2].

Для возможности дальнейшего расширения функциональности компьютерного электрокардиографа включим ОЭВМ по схеме с внешней памятью программы и данных, как показано в приложении 6.4.

Обязательным требованием для подсистемы передачи данных на ЭВМ является гальваническая развязка ЭВМ от прибора. [24]    В данной разработке схема гальванической развязки также будет выполнять функции преобразования TTL-уровней цифровых сигналов в уровни сигналов RS-232.

Гальваническую развязку целесообразно выполнить на оптроне АОД101А. Его достоинствами является интеграция двух оптронов в один корпус микросхемы, низкая стоимость. Сигналы с фотодиодов оптрона усиливаются каскадом на биполярных транзисторах.

Принципиальная схема гальванической развязки показана в приложении 6.4.

3.2.3.5. Блок питания

Блок питания должен сформировать напряжения питания для всех блоков компьютерного электрокардиографа. Кроме того, для блока гальванической развязки целесообразно использовать отдельный блок питания, для обеспечения большей безопасности пациента.

Для упрощения блока питания используем в нем стандартную схему: сетевой трансформатор + микросхемный стабилизатор напряжения.

Принципиальная схема блока питания приведена в приложении 6.5.

Для блока гальванической развязки используем другой блок питания, аналогичный описанному.

3.3. Метрологический анализ компьютерного электрокардиографа 

Для проведения метрологического анализа компьютерного электрокардиографа удобно пользоваться априорными знаниями для каждого блока, рассмотренными в пункте 3.2.2 и подставлять в них уже реальные величины для выбираемых схемотехнических элементов.

В компьютерном электрокардиографе может быть несколько видов погрешностей, обусловленных измерительными операциями.

Погрешность снятия биопотенциалов, вносимая датчиками  - nj(t) - является инструментальной аддитивной погрешностью, ее проявление показано на рис. 2.4.б. (величина  в формуле (3.1)). Эта погрешность носит случайный характер. Основная причина – плохой контакт электродов с кожей. Для уменьшения погрешности снятия биопотенциалов необходимо использовать исправные электроды, накладывать их на чистую кожу при помощи специального проводящего электрокардиографического геля.

При использовании в готовой конструкции исправных электромагнитных реле коммутатор не должен вносить заметных искажений в электрокардиографический сигнал. Однако в результате наводок на входные цепи транзисторных ключей могут происходить ложные срабатывания электромагнитных реле. Это можно избежать посредством помещения экрана между аналоговой и цифровой платами прибора.

Преобразование масштабирования может внести мультипликативную погрешность. При этом изменится амплитуда сигнала, что затруднит процесс диагностики, которая основана на измерении амплитуд зубцов электрокардиосигнала.

При разработке схемотехнического решения в пунктах 3.2.3.2 и 3.2.3.3 не были выбраны конкретные марки операционных усилителей. Их лучше выбирать, исходя из погрешностей прибора.

Операционные усилители, используемые в блоке усилителя, выбираются также исходя из следующих критериев:

  •  ОУ А1 и А2  должны иметь очень высокое входное сопротивление, поэтому целесообразно использовать операционные усилители с полевыми транзисторами на входе;
  •  ОУ А3 должен иметь очень большой коэффициент ослабления синфазного сигнала для подавления сетевой помехи;
  •  напряжение питания для операционных усилителей должно быть В.

Проанализировав по справочнику параметры операционных усилителей, выбираем следующие микросхемы для инструментального усилителя:

Для А1 и А2 будут использованы микросхемы К544УД1, имеющие полевые транзисторы на входе.

Для А3 – будет использована микросхема К140УД17, обладающая высоким коэффициентом подавления синфазной помехи.

Рассмотрим критерии выбора элементной базы для фильтра, чтобы минимизировать его погрешности.

 Операционные усилители

 1. Частотные свойства. Исполъзуемый ОУ должен быть достаточно быстродействующим (т.е. иметь достаточно большое произведение коэффициента усиления на ширину полосы — ), в противном случае качество фильтра будет зависеть от динамических свойств ОУ, и частотная характеристика фильтра может быть искажена. Чем шире полоса пропускания ОУ, тем меньше вносимая им частотная погрешность. Для схем с многопетлевой обратной связью рекомендуется выбирать ОУ, у которого  более чем в  раз больше коэффициента передачи фильтра в полосе пропускания для всего диапазона частот входных сигналов. Для других схем следует выбирать ОУ, у которого  более чем в  раз больше коэффициента передачи фильтра во всей полосе пропускания.

Основная проблема, связанная с динамической характеристикой ОУ, состоит в том, что фильтр может оказаться неустойчивым и склонным к самовозбуждению из-за недостаточного запаса по фазе. Некоторые ОУ (как правило, быстродействующие) требуют внешней частотной коррекции с помощью конденсатора небольшой емкости, значение которого подбирается для конкретной схемы. Для ОУ с внутренней коррекцией показателем хорошей устойчивости является его стабильная работа с замкнутой петлей обратной связи в наихудшем случае: при единичном коэффициенте передачи и емкостной нагрузке.

 2. Входное в выходное сопротивления. Выходное сопротивление ОУ должно быть достаточно малым. Как правило, для большинства из них оно не превышает 100 Ом. При работе на низкоомную или емкостную нагрузку, с чем приходится сталкиваться в некоторых схемах фильтров, может потребоваться дополнительный буфер.

К входному сопротивлению ОУ предъявляются более высокие требования, чем в других схемах. В некоторых случаях при использовании высокоомных резисторов (МОм и более) применяются ОУ с полевым входом. При этом следует учитывать входную емкость ОУ, которая может достигать десятков пФ.

 З. Напряжение смещения и входные токи ОУ. Эти параметры не влияют на частотную характеристику фильтра, но приводят к появлению на его выходе постоянного смещения. Если фильтр не передаст постоянной составляющей сигнала (ФВЧ или ПФ), то эти смещения не играют роли при условии, конечно, что они не приводят к насыщению ОУ.

 Резисторы

Минимальные значения резисторов ограничиваются либо максимальным выходным током ОУ (обычно около 30 мА), либо конечными сопротивлениями соединительных проводов (обычно менее 0,1 Ом), либо по соображениям рассеиваемой мощности. Максимальные значения резисторов ограничиваются входным сопротивлением ОУ, влиянием паразитных емкостей, сопротивлениями утечки и входными токами ОУ. При использовании ОУ с полевыми входами допускаются большие сопротивления резисторов. На высоких частотах (выше 10 кГц) следует избегать применения высокоомных резисторов (100 кОм и более) из-за влияния паразитных емкостей.

Если применяются дискретные элементы, лучше использовать Металлопленочные резисторы и избегать применения угольных композитных резисторов. Это связано с тем, что металлопленочные резисторы имеют меньшие температурные коэффициенты (порядка 5010-6) и лучшую временную стабильность. В прецизионных схемах применяются металлофольговые или проволочные резисторы. Если для нормальной работы схемы важно отношение сопротивлений резисторов, необходимо выбирать резисторы в одном корпусе с тем, чтобы скомпенсировать их температурные дрейфы.

Конденсаторы

Наименьшие значения конденсаторов на высоких частотах ограничиваются паразитными емкостями схемы (которые достигают нескольких пФ), а на низких частотах — сопротивлением изоляции и токами утечки. Максимальные значения конденсаторов обычно ограничиваются их физическими размерами и стоимостью (неполярные конденсаторы емкостью свыше 1 мкФ слишком велики и дороги). Обычно в фильтрах применяются конденсаторы следующих типов:

Керамические — небольшие по размерам и дешевые; диапазон емкостей от 10 пФ до 10 000 пФ. Особенно хороши конденсаторы типа NPO (аналоги — КМ-6, К10-17) из-за их малых температурных коэффициентов емкости (ТКЕ) и высокой стабильности.

Металлизированные поликарбонатные — используются при больших значениях номиналов (от 0,001 до 10 мкФ) и превосходят по своим характеристикам конденсаторы других типов с таким же диапазоном емкостей.

Слюдяные — емкости от 10 до 10 000 пФ. Превосходят по габаритам конденсаторы остальных типов. Прецизионные особо стабильные конденсаторы (допуск до 0,5%), более дорогие.

Полистирольные — емкости до 10 000 пФ. Очень малые ТКЕ, большое сопротивление изоляции, но при этом чувствительны к перегреву (максимум 70°С), полистирол при неаккуратной пайке может рас плавиться. [14]

Учитывая вышесказанное, выберем для использования в фильтрах операционный усилитель, обладающий неплохими параметрами – К140УД1408.

Конденсаторы и резисторы необходимо выбрать с точностью не более 0,5%, чтобы избежать искажений электрокардиосигнала.

По Найквисту частота дискретизации АЦП должна быть в два раза больше верхней граничной частоты аналогового сигнала. [25]. Вследствие этого реализуемое в компьютерном электрокардиографе аналого-цифровое преобразование является неточным ввиду ограниченности разрядной сетки дискретизатора (12 бит) и частоты дискретизации (250 Гц). Это приведет к сужению динамического диапазона, а также к потере высокочастотных составляющих сигнала, что в данном приборе несущественно, так как спектр ЭКГ простирается от 0,05 Гц до 100 Гц.

В данной реализации компьютерного электрокардиографа ОЭВМ осуществляет только передачу сигнала без его дополнительной обработки, поэтому методическая погрешность в этом случае должна отсутствовать. Однако при вводе дополнительной обработки электрокардиосигнала в ОЭВМ, например цифровой фильтрации (а аппаратные ресурсы для этого изначально закладывались в конструкцию прибора) следует учитывать методическую погрешность.

При учете погрешностей компьютерного электрокардиографа на блок питания следует обратить особое внимание. Ведь от стабильности питающих напряжений зависит стабильность сигнала. Таким образом, блок питания может внести мультипликативную погрешность в сигнал, проходящий через усилитель и фильтр. Поэтому при разработке схемотехнического решения прибора  при выборе трансформатора берется напряжение с небольшим запасом (не 15, а 16-17 В), а стабильность выходного напряжения блока питания обеспечивается внутренними стабилитронами микросхемных стабилизаторов.


4. Заключение.

В качестве экспериментальной проверки правильности проектирования прибора был изготовлен опытный образец компьютерного электрокардиографа, отличающийся от спроектированного только отсутствием коммутатора.

Программное обеспечение для ЭВМ, написанное под операционную систему Windows, принимает оцифрованную ЭКГ с прибора выводит ее на экран для анализа, позволяет сохранять электрокардиограмму на диске.

Проведенные испытания опытного образца компьютерного электрокардиографа выявили следующее:

Аналоговая часть электрокардиографа хорошо подавляет сетевую помеху даже без заземления прибора из-за правильного выбора измерительного усилителя и полосно-подавляющего (режекторного фильтра). При этом, хотя в программе для ЭВМ была реализована дополнительная цифровая фильтрация электрокардиосигнала, она оказалась не нужной.

Электрокардиограмма, полученная на приборе, сравнивалась с данными в медицинской литературе и полученными на промышленных приборах, что выявило полное соответствие параметров электрокардиосигнала общепринятым.

Однако следует заметить, что в случае использования самодельных некачественных электродов или при плохом контакте электродов с кожей, из-за высоких наводных токов операционные усилители измерительного усилителя входят в насыщение, что зрительно выгладит как пропадание электрокардиосигнала. Однако необходимым условием для качественной диагностики являются стандартные электроды и хороший контакт их с кожей, следовательно, выявленная особенность прибора не является его недостатком.

Таким образом, разработанный компьютерный электрокардиограф можно использовать для исследования сердечной деятельности человека.


5. Список использованной литературы.

  1.  Аскин Е. Б. Нормировка и способы определения основных параметров электрокардиографов // Мед. техника. – 1974. - №1. – С. 14 – 20.
  2.  Бродин В. Б., ШАгурин И. И. Микроконтроллеры. Архитектура, программирование, интерфейс. – М.: Издательство ЭКОМ, 1999. – 400 с.
  3.  Дорофеева З. З. О некоторых предпосылках к автоматизации электрокардиографии // Кардиология. – 1986. – №11. – С. 5 – 11.
  4.  Дощилин В. Л. Практическая электрокардиография. – 2-е изд., перераб. и доп. – М.: Медицина, 1987. – 336 с.
  5.  Злочевский М. С. Оценка устойчивости алгоритмов обработки данных в автоматизированном диагностическом кардиокомплексе ЭКГСЗТ-01 // Мед. техника. - 1990. - №6. – С. 12 – 16.
  6.  Злочевский М. С., Матвиенко А. Б., Хайкин Б.И. Комплекс для регистрации и обработки ЭКГ с обеспечением синдромальных заключений ЭКГСЗТ-01 // Мед. техника. – 1990. - №2. – С. 38 – 41.
  7.  Интегральные микросхемы: Микросхемы для аналого-цифрового преобразования и средств мультимедиа. Выпуск 1-- М.: Додэка, 1996. - 384 с.
  8.  Компьютерный диагностический комплекс для проведения электрокардиографических исследований / Ивлев С. В., Давыдов Д. В., Егоров А. И., Трапезин В. Е. // Мед. техника. – 1995. - №6. – С. 20 – 21.
  9.  Лукошкова Е. В., Хаютин В. М., Безбосынова М. С. QRS-амплитудограмма и ее частотный спектр: применение для оценки мощности колебания частоты сердцебиения // Кардиология. – 2000. - №9. – С. 54 – 57.
  10.  Медицинская биофизика: Учебник / Под ред. В. О Самойлова. – Л., 1986. – 247 с.
  11.  Микросхемные стабилизаторы напряжения широкого применения // Радио. – 1999. - №2. – С. 69 – 70.
  12.  Мурашко В. В., Струтынская А. В. Электрокардиография: Учеб. пособие. – 3-е изд., перераб. и  доп. – М.: МЕДпресс, 1999. – 312 с.
  13.  Операционные усилители серии КР544 // Радио. – 1995. - №5. – С. 39 – 40.
  14.  Пейтон А. Дж., Волш В. Аналоговая электроника на операционных усилителях – М.: ВИНОМ, 1994 – 352 с.
  15.  Применение компьютерного электрокардиографа для электрокардиографического контроля пульс-терапии / Котельникова Г. П., Егорова Н. К., Соловьев С. К. и др. // Терапевтический архив. – 1986. - №3. – С. 29 – 31.
  16.  Ракчеева Т. А. Образный анализ ритма ЭКГ // Медицинская техника. – 1995. - №2. – С. 9 – 16.
  17.  Структурные методы в проектировании сложных систем, I ч.: Уч. пособие / Муха Ю. П. – Волгогдад.: ВолгГТУ, 1992. – 80 с.
  18.  Структурные методы в проектировании сложных систем, II ч.: Уч. пособие / Муха Ю. П. – Волгогдад.: ВолгГТУ, 1993. – 80 с.
  19.  Типовые решения при построении цифровых электрокардиографов // http://www.ecg.ru
  20.  Федорков Б.Г., Телец В.А. Микросхемы ЦАП и АЦП: функционирование, параметры, применение.—М.: Энергоатомиздат, 1990.—320 с.: ил
  21.  Хоровиц П., Хилл У. Искусство схемотехники: В 3-х томах: T. 1. Пер. с англ.—4-е изд. Перераб. и доп.—М.: Мир, 1993.—413 с.: ил.
  22.  Хоровиц П., Хилл У. Искусство схемотехники: В 3-х томах: T. 2. Пер. с англ.—4-е изд. Перераб. и доп.—М.: Мир, 1993.—413 с.: ил.
  23.  Хоровиц П., Хилл У. Искусство схемотехники: В 3-х томах: T. 3. Пер. с англ.—4-е изд. Перераб. и доп.—М.: Мир, 1993.—413 с.: ил.
  24.  Цифровой монитор для суточной регистрации ЭКГ // http://www.ecg.ru
  25.  ЭКГ-система на основе сигма-дельта АЦП // http://www.ecg.ru


6. Приложения

6.1. Принципиальная схема коммутатора


6.2. Принципиальная схема измерительного канала аналоговой части


6.3. Принципиальная схема полосно-подавляющего фильтра


6.4. Принципиальная схема блока микроконтроллера


6.4. Принципиальная схема блока гальванической развязки


6.5. Принципиальная схема блока питания


 

А также другие работы, которые могут Вас заинтересовать

57443. УРОК-ПУТЕШЕСТВИЕ ПО КОМПЬЮТЕРУ 39 KB
  Цели урока: повторение и обобщение знаний по теме «Устройство компьютера» получение дополнительных знаний по данной теме. Задачи: развитие познавательного интереса, логического мышления, памяти, внимательности, воспитание чувства коллективизма, взаимопомощи.
57445. Организация банковского обслуживания на основе банковских пластиковых карт ОАО «Балтийский Банк» 1002.21 KB
  Несмотря на проблемы, в России разворачиваются и набирают обороты различные пластиковые системы, а рынок банковских платежных карт эксперты называют в числе наиболее перспективных направлений развития банковских услуг для населения.
57449. Фразеологизмы 33.5 KB
  Знать: о фразеологизмах устойчивых сочетаниях слов их роли в обогащении речи. Упражнение 96 дети зачитывают исконно русские слова затем заимствованные.
57451. Любимые книги 42.5 KB
  Цели: Повторить правописание буквосочетаний чу-щу, ча-ща, жи-ши; перенос слов. Развивать память, внимание, ассоциативное мышление, образную речь. Дать ориентир на познавательный интерес и творческую активность. Прививать любовь к чтению.