心脏本身的电位变化会经过心脏周围的导电组织与体液反映到身体 .doc

實驗四 生醫訊號量測電路之設計與實作 ---以ECG訊號量測為例 第三組 黃俊仁 林光威 蔡希鈞 實驗原理： 心臟本身的電位變化會經過心臟周圍的導電組織與體液反映到身體表面，所謂的「心電圖（Electrocardiogram, ECG）」便是運用微電極技術紀錄心臟微小電脈衝的變化所產生的心肌細胞內外電位差，由儀器放大電活動訊號描繪下的圖形，藉以了解心臟是否正常運作。 　　心電圖訊號屬於低頻範圍（Hz），且振幅微小僅mV，因此在心電圖訊號的擷取上便需要放大器與濾波裝置。臨床上用以測量ECG訊號的電極為銀／氯化銀電極。進行測量時將電極貼在體表，臨床使用導程。我們為了簡便使用三個電極。為了要偵測出準確的訊號，我們需要把訊號放大到適當的大小以利於在示波器上觀察。因為體表尚有許多其他的生理電訊號以及雜訊。我們也需要適當的選擇濾波器來濾掉我們不要的訊號。尤其是的市電雜訊以及的直流電雜訊。 電路設計： 實作的部分是一個低通濾波器，目的是將通過60Hz的notch後的信號高頻部分的雜訊過濾掉。雙迴路積分濾波器只是一個二階的低通濾波器，後來覺得不足，於是又多串接了另一個低通濾波器，但實現的方式不一樣。兩種濾波器的原理如下： 雙積分迴路濾波器(Two-Integrator-Loop Biquad) 一個二階高通的transfer function如下： 重新整理上式，我們可以得到： 由上式，我們可以畫出block diagram，如圖(一)： 圖(一) 雙積分迴路濾波器之方塊圖 電路的實作如圖(二)： 圖(二)：雙積分迴路濾波器 利用superposition，可推得加法器的output, Vhp： 比較式子(2)、(3)，可得各零件之間的關係： Rf / R1 = 1……………………………………………………………………………(4) R3 / R2 = 2Q – 1...……………………………………………………………………(5) 而K值也一併確定下來： K = 2 – (1/Q)………………………………………………………………………...(6) 為了maximal flat response (沒啥特別原因，只是希望圖形平坦)，我選擇 ……………………………………………………………………………(7) 我將f3db設在30Hz，可得 選擇 R = 5.3MΩ C = 1nF 再根據式子(4)~(7)，選擇元件值如下： Rf = R1 = 22KΩ..................................................................................................................(9) R2 = 10 KΩ.......................................................................................................................(10) R3 = 4.3 KΩ......................................................................................................................(11) 另一個二階低通濾波器單純是從電子學上的課本所抄下來的，實現時只需要使用一個uA741即可，原理如下： Single-Amplifier Biquadratic active filter 圖(三) R-C network 首先，我們可以算得圖(三)的 R-C 電路的轉換函數為 根據feedback的理論，我們可以知道圖(四)電路的poles正好是R-C電路的zeros。 圖(四) 將圖(四)電路做complementary transformation，得到圖(五)的電路，極點的位置不變。 圖(五) 從R1輸入訊號，經過手算，可以得到轉換函數： 式子(9)驗證了前述的原理。 同樣將f3db設在30Hz，，選擇元件值如下： R1 = R2 = 75KΩ...............................................................................................................(14) C3 = 0.05μF..................................................................................................