第一节心电图基础

一、心电的产生

　　心电图机能将微弱的生物电信号记录下来，这是由心脏的生理特征及心肌的生物电所决定的。在正常情况下，静止的极化细胞表面带有正电荷，而细胞内则带有负电荷，是数量相等但极性相反的电荷在细胞膜的两面。由于它们表面的各点电位相等，所以不会有电流流动，称为“静止状态”。当细胞兴奋除极的时候，细胞在静止状态极性发生逆转，细胞内外的电位差降低，使该细胞带有负电位，而邻近的静止或称为极化的细胞，仍带有一定电位的正电荷，因而在邻近的细胞间出现电位差，并由此产生了电流。电流的方向是静止细胞这一端为正性，已激动的细胞一端为负性，这样，在邻近的细胞间出现了极性相反的电荷对，在临床心电图学中称之为“电偶”。

(一)心肌的生理特征

1.自律性

　　人体的心肌本身，有不依外界刺激而发生有节律的激动和收缩的能力，具有自主兴奋的特性。其中，以心窦房结最强，房室结次之，房室束及浦顷野氏纤维最弱。在正常情况下，窦房结产生激动的频率最高，每分钟为60~80次；房室结较低，每分钟为40~60次；房室束以下部位更低，约为25~40次。因此，窦房结以外任何部位产生激动都受到窦房结的抑制。心脏自律性的异常改变，是发生心律失常的主要因素。

2.兴奋性(应激性)

　　当心脏受刺激后的明显表现为机械性收缩和电生理的变化，无论强度大小，心肌的收缩反映都是最大的。心肌具有兴奋期与乏兴奋期(不应期)交替出现的特点，其变化是：

(1)绝对乏兴奋期(绝对不应期)

　　即对任何强度的刺激均不起反应，相当于心肌收缩开始到收缩完毕这段时间。

(2)相对乏兴奋期（相对不应期）

　　仅对较强的刺激起反应，而对微弱的刺激不起反应，相当于心肌舒张开始到舒张完毕这段时间。

(3)复原期（即恢复到原有的状态）

　　是在相对不应期与绝对不应期之间，偶尔出现的短暂的反常期。此时期是细胞的兴奋性反常的增高，即对较强的刺激不引起细胞兴奋，反而对较弱的刺激引起兴奋。

3.传导性

　　心肌具有将激动自发生部位传导到其他部位的能力，其传导系统的传导性能最强，比肌肉的传导速度要快10倍以上。但传导系统的传导性能并非一致，在心脏传导系统各部分激动过程中，虽有电流活动，但因电位过低，在体表是描记不出波形的，只有当心房或心室肌肉组织激动时，才能产生足够的电位，使心电图机得以描记出波形。这说明心电图不是反映心脏特殊的神经肌肉的激动过程，而是反映心脏收缩性肌肉组织的电激动。

4.收缩性

　　心肌对激动具有收缩反映的能力。心肌收缩性的改变与心电图并无直接关系，因此，当心肌收缩功能降低或发生心力衰竭时，在心电图上并不能直接地反映出来。

(二)体表心电的产生

　　心肌细胞极化所产生的生物电是心电的来源，由窦房结发出的每一次兴奋，都是按一定的途径和过程，依次传向心房和心室，引起整个心脏的兴奋。因此，每一个心动周期中，心脏各部分兴奋过程中出现的心电变化方向、途径、次序和时间等，都是有一定规律的。通过导联的连接，即可记录人体体表心电图。

二、正常人体体表心电图

　　人体体表心电图是将人体四肢及胸部的电位变化，用导联按一定的连接形式送入心电图机，经放大后记录下来的图形就是体表心电图。体表心电图已广泛应用于临床,它对诊断人体心脏系统疾病,有着较大的价值。如图6-1所示。

　　这是正常人体体表心电图，是由一系列相同的“波组”所构成。一个正常的波组要包括以下波形：

(一)P波

　　P波代表左、右心房的除极，正常的P波呈向上形，其波顶一般是圆钝的波宽不大于0.11s,振幅小于0.25mV。

(二)P-R期间

　　P-R期间代表心房除极开始至心室除极开始的时间，即从P波开始处到QRS波群的开始处，称为P-R期间。P-R期间随年龄的增大而有加长的趋势，成人约为0.12~0.20s。

(三)QRS波群

　　在QRS波群中，第一个向下的波称为Q波，向上的波称为R波，第二个向下的波称为S波。QRS波的最大振幅不超过5mV,宽度小于0.1s。

(四)ST段

　　是指QRS波群终点到T波开始一段，QRS波群的终点称为ST交点（或称T点)，ST段通常是光滑而自然的与T波前枝融合。正常范围的心电图中，ST段可能较等电位线稍高或略低，在正常人ST段压低不应超过005mV。

(五)T波

　　T波是表示心室复极波，它是一个较钝而宽的波。T波由基线慢慢上升达到顶点，随即较快速下降，故上下两肢不对称，倒置的T波也是如此，但T波应低于R波的1/10。

(六)U波

　　U波是在T波之后的低小的正向波，表示后继电位变化。

三、心电图导联

　　将电极置于人体表面上的不同点，并用导线与心电图机相连，即可在心电图机上描记一系列心电波形。在做心电波形描记时，电极安放的位置及导线与放大器的连接方式，称为心电图的导联。在常用的导联中有：标准导联、加压肢导联、心前导联（胸导联）。另外，还有Frank导联。

　　在标准导联中，I导联：左手臂接正极，右手臂接负极；

　　　　　　　　 Ⅱ导联：右手臂接负极，左脚接正极；

　　　　　　　　 Ⅲ导联：左手臂接负极，左脚接正极。

　　在胸部导联中，V1:胸骨右缘第四肋间；

　　　　　　　　 V2:胸骨左缘第四肋间；

　　　　　　　　 V3:在V2、V4连线的中点；

　　　　　　　　 V4:左锁骨中线第五肋间；

　　　　　　　　 V5:左腋前线与第五肋间同水平面上；

　　　　　　　　 V6:在腋中线与第五肋间同水平面上。

第二节心电图机的基本结构和工作原理

一、心电图机的基本结构

(一)心电图波形特征

(1)基波频率低，正常人心脏每分钟跳动75次左右，也就是说，它的周期频率不到1Hz。

(2)谐波丰富，其QRS波群虽然频率仅为15Hz,但其波形前沿上升极陡，对早期心脏病人来讲，QRS波群就有切迹，而ST段则几乎平直。

((3)心电信号极其微弱，心电信号的电压峰值大约在1~5mV之间，而最小电压可在20μV左右。

(二)检测心电图的要求

1.频率范围

　　心电图机检测的心电信号要达到其频率范围和抗干扰及噪声要求。从临床诊断要求来说，一般认为，心电图的频带范围应在0.05~100Hz之间，有人用实时频谱分析法和滤波器对人体心电信息作频谱分析，认为正常人体心电图的频率上限约在30~40Hz之间，在实际中，异常心电图的频率可高达300Hz。目前在工程上对心电图机的频响要求，希望达到0.05~100Hz,一般为0.05~75Hz。

2.噪声和抗干扰

　　在噪声和抗干扰方面，要求心电图机最小识别信号为20μV,而且，还要有良好的抗干扰性能，记录器要能记录输入信号为20μV的心电信号。目前，采用数字技术或采用差分放大、串接放大、缓冲放大、共模负反馈（右腿驱动)恒流源、“浮地”、“屏蔽”和“对导程线屏蔽的反馈（自举）”电路等技术，均可达到排除干扰的基本要求。

3.安全问题

　　做心电图检查时，心电图机的电极需要直接连接人体来检测心电信号，心电图机的安全问题也非常重要，要防止电击。目前大都采用“浮地”等技术，可使电源泄漏到人体的电流小于10μA。

二、心电图机的分类及组成部分

　　心电图是临床诊断的科学依据，对临床治疗和用药都有着重要的指导意义，所记录的波形必须如实地反映被检测者的心电活动引起的电压变化情况。心电图机的工作过程，是以人体与心电图机导联连接成某一导联（也称导程)所产生的心电电压作为一种信号，通过电极输入到心电放大器，经放大后形成相当强大的输出信号，推动记录工具——描笔，使之在记录纸上作直线的来回运动，同时记录纸以等速沿笔端垂直方向移动。这样，描笔在记录纸上描记出的图形就是人体的心电图波形。

(一)心电图机的分类

　　目前国内外生产的心电图机种类很多，可按不同方法分类。

　　　　(1)按元件分类：有电子管式、晶体管和电子管混合式、晶体管式、晶体管和集成电路混合式。

　　　　(2)按显示、记录方式分类：有示波管（显像管）显示式、光线记录式、静电显影式、直接记录式。在直接记录式中还分为：热笔式、墨水笔式、喷水笔式、打印机打印式、热线阵式。

　　　　(3)按结构、功能分类：有单道式、多道式（一般二道、三道或六道）、交流型、直流型、交直流两用型、普通（直接接地）式心电图机、“浮地”式心电图机、带微处理器功能的心电图机、遥测心电图机、胎儿心电图机、“希氏束”心电图机。

　　　　(4)按记录器与驱动电路连接方法分类：有“环路”反馈式，称第一代心电图机：“速率”反馈式，称第二代心电图机：“位置”反馈式，称为第三代心电图机。其中,按记录器本身结构又可分成:动铁式、动圈式、外磁式、内磁式。旧式心电图机记录器采用外磁动铁式，现大都采用内磁动圈式。比较新的是带有微处理器的、可打印或描记心电波形及数据的心电图机，称为第四代心电图机。

(二)心电图机的组成

　　普通式心电图机的基本原理和结构，如图6-2所示。由图6-2可知，心电图机主要分成以下几个部分：

1.输入部分

　　包括电极、导联线、输入（高压）保护、缓冲器、均衡电阻网络和导联选择器等，有的心电图机还采用屏蔽自举和右腿驱动电路以及电极脱落报警电路等。

2.前置放大器

　　包括1mV定标器、去颤脉冲抑制器等。

3.后置部分

　　包括电压（直流）放大器、闭锁电路、增益调节电路、50Hz及肌电干扰抑制电路、限幅放大器、基线调节电路和驱动放大器环路（包括阻尼、频响调节电路、功率放大器及记录器电路)。

4.隔离耦合电路

　　这是“浮地”式心电图机所采用的电路，由调制解调器电路或光电耦合电路组成。

5.传动与走纸部分

　　包括传动电动机速度控制电路、走纸控制电路。

6.电源供给及热笔温度调节电路

　　“浮地”式心电图机与普通心电图机的前置部分（浮地级）的供电方法不同，“浮地”式前置部分的电源是“浮地”电源，参考点（中心点）浮地，且要求与接地点有良好绝缘。目前“浮地”电源大多数采用DC—DC变换器电路。

7.控制部分

　　控制部分电路的作用，是根据使用人员的操作要求来协调心电图机各部分的工作；有自动功能的心电图机，可按预定程序，自动调换导联。

(三)心电图机的主要部分及其作用表6-1是心电图机几个主要部分及其作用。

$$ 表6-1心电图机的主要部分及其作用 $$

第三节输入电路

一、滤波及输入保护电路

　　在使用心电图机的过程中，首先要保护的是病人安全，其次是给病人进行去颤治疗或实行高频电刀手术的同时作心电图检测时，还必须注意如何减少由于病人身上存在的高电压造成心电图机损坏的现象。因此，采用高压保护电路是十分重要的措施。

(一)输入保护电路的基本原理

　　输入保护电路是将双端电压限制器接至每个电极和地（也可浮地）之间，保护电阻必须配对一致，否则将影响CMRR,引起干扰。双端电压限制器有以下几种类型：

　　　　(1)低压击穿型：采用硅二极管并联电路，限制输入电压在±600mV左右，如图6-3所示。

　　　　(2)中压击穿型：采用两个背对背的二极管（齐纳二极管）作电压限幅，一般取DW在3~20V之间的电压限制，如图6-4所示。

　　　　(3)高压击穿型：采用一个气体放电管（通常用氖灯）作为电压限幅器，限制输入电压在50~90V之间。如图6-5所示。

(二)高频滤波电路

　　除上述电压保护电路外，还在输入端加一级滤波电路，以阻止高频干扰信号进入心电图机前置级，其滤波器的截止频率为10kHz左右，以不影响正常心电信号。这个电路接在导联插座与导联开关或导联开关与心电放大器之间。

二、电极脱落指示电路

　　在作心电检测时，常常发生电极因接触问题或导电膏干燥而出现心电检测异常，故采用电极板脱落指示电路作警示。有的是以50kHz恒流信号加至电极，当电极与人体皮肤接触良好时，其50kHz恒流信号在R上的接触压降也很小，当电极与人体皮肤接触不好或导电膏干燥时，其接触电阻变大，50kHz恒流信号在R电阻上的接触压降上升，此压降信号经50kHz带通滤波器和阈值检波器输出，即进行报警（指示）及关闭ECG放大通道。还有用浮地电路、比较放大器来实现报警。如图6-6所示。

三、导联选择电路

　　导联选择电器一般由多层多掷的波段开关和若干网络组成。导联选择器是放大器输入的要害开关，要和电磁元件远离，汪意屏蔽，防止机器内部电磁波对放大器的干扰。有的选择器用铁壳套起来，有的在选择器上加一层掷刀作为闭锁，换导联时以达到闭锁，以防止干扰。浮动电路中的导联选择器还要求有良好的对地绝缘性能，要求与接地电路隔离。自动导联选择器，~般用编码方式来控制门电路作导联选择。此种导联选择器的控制部分，可以用光电耦合二极管组成，既可达到隔离目的，又可以通过对多个光电耦合组件作编程控制。

(一)直接式导联选择电路

　　以前生产的心电图机，大都采用直接式导联选择万式。(二)带有缓冲放大器及威尔逊网络的导联选择电路缓冲放大器实际是一个阻抗转换器，起隔离作用，将人体和电阻网络（威尔逊网络)“隔离”，使输入阻抗及人体心电信号不受电阻网络的影响。直接式导联选择接法简单，但由于均压电阻的引入，在某些导联中会有记录波形失真的现象，放大器输入阻抗受均压电阻的影响，特别是多导联的心电图，作某些导联时，影响更为显著。

(三)自动导联选择电路（如图6-7所示）

　　近年来生产的心电图机，采用“电子开关”编码控制导联选择器，它可自动或手动选择各导联，特别在“浮地”式心电图机中，用“光电”隔离导联选择电路，可以使导联选择部分与控制部分隔离。这里，通过编码(A、B、C、D)可有12~24种不同导联选择信号控制闭合或打开某一电子开关，以达到选择某一导联的要求。当编码信号控制IC4052时，根据A、B、IN的逻辑关系电子开关可处于不同的工作状态。如表6-2所示。

$$ 表6-24052逻辑表 $$

　　图中，A 低电平，B 高电平，IN 低电平，即这块电子开关 IC4052 的 14—13 接通，5—3 接通，相当于工作在I导联状态。

四、缓冲放大器

　　缓冲放大器是心电图机输入电路的一个重要部分，一般设置在过电压保护和滤波电路的后面，导联选择器的前面。其顺序是：导联线、过电压保护、高频滤波器、缓冲放大器、导联选择器、前置放大器。(一)对缓冲放大器的要求

　　　　(1)各缓冲放大器增益要求一致。若增益之间有0.1%误差，则输入的共模干扰经缓冲后将形成0.1%的差模干扰，使整机的共模抑制比被限制在60dB以下。

　　　　(2)缓冲放大器的输入电流应该小于10μA才能合乎安全使用要求。

　　　　(3)缓冲放大器的输入阻抗要大，输出阻抗要小。

　　　　(4)缓冲放大器的本身噪音要小，常采用高增益、微功耗、低噪声器件。一般缓冲放大器的差模电压增益为1~5倍之间。当然，增益高一些有利于提高整机共模抑制比，但增益上升，缓冲放大器的输入阻抗将会有所下降。

(二)缓冲放大器的组成

　　常用的缓冲放大器由分立元件及集成运算放大器组成。

　　图6-8是一种用FET管的分立元件缓冲级。

五、共模抑制比CMRR与输入阻抗的关系

(一)共模抑制比CMRR

　　在差分放大器中，两个输入端的信号极性可同时为正、同时为负，或者一正一负。当输入信号同相时，输入端就会出现共模电压$U_c$,它是两个输入端($U_+$,及$U_-$.)的电压平均值。即：$U_c=1/2(U_++U_-)$。如何提高共模抑制比，是大家所关心的一个问题。人体右脚接地的心电图机的前置放大器（一般是差动放大器)可以等效为如图6-9所示：

　　这样，我们可以认为，人体上的干扰电压是共模干扰电压，这一干扰电压同时加至心电图机的前置差分放大器，而通常差分放大器的CMRR很大，抗共模干扰能力较强。但是，当Rt阻抗有差异时，此共模干扰电压就会转成“串模”干扰形式加入差分放大器的输入部分，成为“差模”干扰电压，而次电压将被放大而影响正常心电图检测工作。

(二)输入阻抗

　　电极与体表接触阻抗，一般可以在几千~几十千之间。这样，要使心电信号不失真地检测出并输入到放大器，那么放大器的输入阻抗至少要比接触电阻Rt大几个数量级。心电图机的输入阻抗(是两路放大器对地阻抗,输入阻抗较大的抑制干扰能力强)，高的可达到5MQ,一般达到2MΩ（两路放大器的输入阻抗对称)。

六、屏蔽驱动电路

　　在作心电检测时，电极与心电图机前置放大器（或缓冲放大器）之间是通过一根长为1.5~2m之间的多股电缆线(导联线)连接的,导联线的输入线（中芯线）与屏蔽层之间存在着一定数量的分布电容（约100pF/m)。为了抗干扰，习惯作法是将屏蔽线接地。这样，由于屏蔽分布电容C的存在（而且2m左右的导联线的屏蔽分布电容的容抗，在50Hz时约为几兆欧，和放大器输入阻抗同一数量级)，就降低了整机的输入阻抗。由于各屏蔽分布电容数值不可能一致，造成差动放大器两端输入阻抗不平衡，也会造成放大器的CMRR下降。

　　要消除屏蔽分布电容带来的影响，最简单的方法是不将电缆屏蔽层接地，而与共模输入信号相等的电位点相联。这样，共模输入信号就能无衰减地传送到差动运算放大器的输入端，从而消除共模输入信号在差动运算放大器输入端所形成的差动误差电压。

七、共模抑制比与浮地电路

　　在电缆屏蔽电容的影响消除后，进一步提高应用电路共模抑制比能力的矛盾就转向放大器本身。因此，除了采取选用CMRR大的放大器组件的方法外，使用者还希望通过线路技术，获得更高的共模抑制比能力。

　　有两种方法可以提高现有组件的共模抑制能力：一种是设法使输入信号中的共模信号不能传递到放大器输入端；另一种是设法减弱输入端的共模信号在输入端所产生的误差电压。

　　共模信号在放大器输出端产生误差电压的主要原因是：放大器组件各级电路结构不完全对称，在共模输入电压作用下，各级电路也出现了共模信号。但如果使放大器的电源电压随共模输入电压浮动，从而使各级偏置电压都跟踪共模输入电压，则各级的共模信号能大大削弱，共模输入电压在放大器输出端产生的误差电压可大幅度减小，这就相当于提高了放大器的共模抑制能力。利用浮动电源法提高前置放大器的共模抑制能力。如图6-10所示。

　　该图是利用浮地电源中心点自举法提高前置放大器的共模抑制比，与常用差分电路相比，这个电路多加了一级电压跟随器A4,A4的输入信号取自两只电阻R1、R2组成的共模信号引出电路,所以A4的输入电压等于共模输入电压，输出电压亦是如此。A4的输出加到运放A1和A2正负电源的公共端，使+E和-E“浮起来”。若A1具有理想特性，则正负电源电压的涨落幅度与共模输入电压大小完全相同。这样，虽然共模输入电压照样加在放大器A1和A2的同相端，但却因放大器本身电源对共模输入信号的跟踪作用，使它的影响大大削弱。这时，即使A1和A2的元件参数不完全对称，但由于有效共模电压减小，输出端的差动误差电压必然很小，这就意味着前置级的共模抑制能力提高了。

八、右腿驱动电路

　　从前面讲到空间电场在人体产生的干扰电压以及“共模”干扰为何会转成“串模”干扰的原因中可知道，提高放大器输入阻抗可提高抗干扰能力，特别是对于电极接触阻抗差异而引起的“串模”干扰有效。但要注意，以上讨论的是如何提高放大器的性能（和线路技术）来提高CMRR,还不是从根本上解决降低干扰电压的问题，而采用屏蔽法、右腿接地法或右腿驱动电路，能够从根本上降低空间电场在人体上产生的干扰电压值。

(一)屏蔽法

　　这个方法为人们所熟悉，犹如做脑电检测一样，将被检测者置于屏蔽室，但此法费用太高，且不同材料的屏蔽网，对电场、磁场等辐射场的屏蔽效果也不同。

(二)右腿接地法（如图6-11）

　　右腿（在作心电检测时的“参考点”）接地法是减少Z2来达到减小 $U_m$ 的目的是常用而又简单的方法。如图6-11所示，在作心电检测时，对应A点相当于RA,(B)点相当于LA,(O)点（参考点）接右脚RL,而RL接触是右腿和电极接触阻抗。

　　这样，当右腿接触电阻Rt很小时， $U_m$ 就很小。但实际上，右腿接触电阻Rt不可能等于零，这就是为什么一般心电图机右腿要接地，以及有时由于右腿接地电极接触不良时会有干扰存在的基本原因。

(三)右腿驱动法

　　右腿驱动（负反馈）电路，是右腿（参考点）不接地而接到某一负反馈放大器的输出端，以减少 $U_m$ 的方法。右腿驱动电原理如图6-12所示。

　　图6-12中，D处开路时相当于未接右腿驱动，右腿接地（因为K的输出阻抗很小)，E为空间电场在人体上产生的干扰电压；接入右腿驱动后，E为整个系统实际受到的干扰电压。右腿接地电阻Re为电极与右腿接触阻抗。C点是前述的共模电压点（亦可将威尔逊中心点作共模点），K是反相运算放大器，其放大倍数为RF/RS。

　　从图6-12中可知，右腿驱动电路从原理上来说是一种以人体为相加点的共模电压并联负反馈电路。采用右腿反馈电路，可以从根本上降低空间电压在人体上产生的干扰电压，且在许多特定情况下（如作心电检测时，一时无法找到良好接地点)使用方便。但这里应该注意安全使用问题。因为当反相放大器K饱和时，其输出电压近似于运算放大器的供电电压，此时必须在放大器输出处接一保护电阻，如图6-13a所示。

　　为使输出电流小于10μA,如放大器供电为±10V,则R保护大于等于1MΩ，但保护电阻过大，会降低抗干扰效果，故有时也采用串接一大电容的办法来隔直。图6-13b中的C使电路只起交流共模反馈作用，但电容会产生“相移”而降低抗干扰效果。

第四节前置部分

一、前置放大器

　　国内外早期生产的心电图机，输入部分均无缓冲放大器，心电信号直接从导联选择送到一个放大器，而此放大器与后一级的放大器大都又采用阻容耦合的办法，故这个放大器称为前置交流放大器，这里的“交流”二字系指阻容耦合的“隔直”作用。这个前置放大器是一个超低频放大器，其下限频率由耦合阻容决定。在有缓冲放大器的心电图机中，缓冲级主要起阻抗转换及隔离作用，在缓冲的后面，仍需要有一个前置放大器。当然，缓冲放大器也属于前置放大器范畴。

(一)前置放大器的基本技术要求

1.对无缓冲级心电图机的前置放大器的要求

　　无缓冲级前置放大器的技术要求与缓冲级放大器的要求基本相同。对前置放大器的技术性能有以下几点要求：输入阻抗高、噪声小、失调漂移小、稳定性好、共模抑制比高、抗干扰能力强、抗极化电压能力强、输入电流小、漏电流小、安全性能好。

2.对有缓冲级心电图机的前置放大器的要求

　　缓冲级主要是起阻抗变换及隔离作用，因缓冲级的共模增益通常为1，差模增益可取1~5倍之间，故对前置放大器的要求，除了输入阻抗和输入电流可以降低一些外，其余各项均与上述相同。

3.对前置放大器的增益要求

　　前置放大器的增益一般取20~100倍。提高前置放大器的差模放大倍数，对提高前置放大器的共模抑制比CMRR有利。但由于极化电压原因，放大器增益不宜太高，故不能仅用提高增益的方法来提高CMRR,而应考虑从提高输入阻抗，提高电路对称性及采用电路技术（如“浮地”自举，“右腿”驱动等)来达到提高CMRR的目的。

(二)前置放大器的电路结构形式

　　根据前置放大器的特点以及对它的性能要求，通常采用差分放大器作为心电图机的前置放大器。差分放大器（包括采用恒流源的差分放大器）由晶体管（包括半导体三极管和场效应管）和集成运算放大器组成，现分述如下：

1.半导体三极管差分放大器

　　半导体三极管具有噪声低的优点，但其在“共发射极”电路中，输入阻抗低。一般主张选用“饿电流”高,放大倍数高的半导体三极管,可以组成性能良好的缓冲放大器。半导体三极管差分放大器基本形式如图6-14所示。

　　此电路的CMRR取决于电路中各元件的对称性,以及恒流源的动态内阻。调节RP2,可以调节VT1、VT2管的工作点:调节RP1,可以调节动态平衡即CMRR,但RE不能取得太大,因为RE差模负反馈作用,RE取得太大,反而降低了线路的CMRR。

2.场效应管差分放大器

　　目前心电图机前置放大器大都采用结构型场效应管(J-FET)差分放大电路,因其噪声低,输入阻抗高,注入电流小,是比较理想的前置级放大管。场效应管差分放大电路的基本形式如图6-15所示。

　　场效应管差分电路的增益,一般比半导体三极管差分放大器低,如果过大地增加漏极电阻,实际上对提高增益的效果并不明显,因为半导体三极管的放大值,在相当宽的工作电流范围内变化不大,并且在小电流工作情况下(如:IC在50~100uA),取得较高的放大倍数的三极管并不太困难。而J-FET管虽然采用高跨导可以提高增益,但它噪声很大,不宜作前置放大器。增高供电电压,也可以提高增益,但这在心电图机的安全使用中也不允许。目前许多心电图机采用J-FET管“串接”差分放大器,如图6-16所示。

　　图中的共源共栅组态J-FET管串接差分放大电路,由于共栅接法的J-FET管VF3、VF4的偏压Vgs,钳制了共源接法场效应管VF1、VF2的Vds,使VF1、VF2的管压降就不再随上述共模信号作大幅度变动,而限制在一个较小的电压(一般在1V之内)。这样,就显著改善了VT1、VT2管的“恒流”特性,所以,J-FET“串接”差分电路可获得较高的CMRR。日本产ECG2101型、上海产XDH-3、XDH-3B和XD-104型心电图机均采用这种电路。

二、1mV定标电路

　　1mV定标信号发生器是心电图机电路中不可缺少的部分,它可以标定心电信号,亦可以检查和校正放大器和记录器的工作状态,如放大倍数、线性和时间常数等,是非常重要的电路参数之一。其定标一定要准确,否则仪器的测量就将由于缺乏标准而丧失它的价值。因此,定标信号电路必须采用高精度电阻(精度1%以上)。

(一)心电图机1mV定标信号及其加入法

　　心电图机的定标1mV信号常从前置加入,其基本原因有两点: 一是可以检查校正从前置部分一直到记录部分的所有放大器;二是可以检查位于前置放大器和电压放大器之间的时间常数电路。

　　在前置级加入1mV定标信号时还应注意两个问题:一是要求1mV定标信号是稳定性较高的直流信号,要注意采取防干扰措施,否则1mV定标电路会引起干扰;二是在浮地电路中,要注意定标信号的按钮键对大地应有良好的绝缘。

(二)1mV定标信号来源

　　心电图机1mV定标信号一般可以用以下两种方法得到:

1.标准电池分压法

　　1mV定标信号可以从标准电池经串联电阻分压得到,如图6-17所示。当定标按钮S闭合后,标准电池接通,从100Q2电阻两端可以得到1mV的标准电压信号。此时,电池放电电流为10uA。在心电图机中,标准电池采用小型纽扣式锌汞电池,故电压数值相当稳定。为了减少定标电压的误差,100Q2和130k2电阻均须采用高精度金属膜电阻。如不断地按动定标按钮,在100Q电阻上就有一连串幅值为1mV的阶跃(矩形波)电压,只要将1002电阻串入前置放大器电路,就可以使定标信号加至心电放大器的输入端。但采用标准电池的缺点是随着使用时间的推移,电池电压可能会降低,使定标电压不足,有时还会产生泄漏和腐蚀现象。因此,目前的心电图机已不采用。

2.机内稳压电源分压法

　　lmV信号也可以通过心电图机内高稳定度电源分压得到。图6-18中,稳压二极管经R8串接于+15V和浮动零电位之间,稳压管VS两端可得到6.8V的稳定电压,通过由R10、R11、R12、5kQ电位器RP和定标按钮S组成定标电源电路。定标按钮是一常闭按钮,在R11和R12之间的节点通过按钮接到零位,因而,无电压输出。按下按钮S时,开关断开,R10和R11节点(A点)电位通过R9使VT2发射极得到一个约为5mV的定标电压。只要5kQ2电位器RP调节适当,就相当于从导联线输入1mV电压(描笔偏移10mm)。这里要注意的是这定标电压不是从最前一级缓冲器输入,而是从缓冲级后的前置放大器输入,所以,从VT2输入的定标电压不一定是1mV,而应是缓冲级的放大倍数(缓冲级的放大倍数不一定为1)乘以1mV,此图的定标电压为5mV(相当于缓冲级输入1mV),通过调节5kQ电位器RP可对1mV定标进行校正(校正时,机外标准1mV电压信号需从导联线输入而不能从VT2输入)。从导联线输入外加1mV定标,使记录器达到10mm;再调整5kS2电位器RP,按机内1mV定标按钮S,同样达到10mm。

(三)光电耦合lmV定标信号控制电路

　　浮动电路的前置放大器,常采用机内定标电路,但为了防止按钮S的对地泄漏电流,常采用光电耦合定标控制电路。图6-19中TP是光电耦合元件,定标控制按钮S1常闭,TP的光电二极管部分发光,TP的三极管受光,处于饱和导通状态,管内阻很小,将RP1上分压短路。当S1按下,则S1打开,VT3管截止,光电二极管不工作,TP管处于截止状态,在RP1上得到的定标信号(调节RP1可调定标信号大小)被加至VT1的发射极。

(四)自动1mV定标电路

　　如果将定标电压的开关,用一自动电路来代替,那么,当此开关定时自动闭合或打开时,可得一系列的定标信号。图6-20中VT1、VT2是一多谐振荡器,VT1的集电极负载是一继电器线圈,此继电器控制S的闭合或打开,从而达到自动设置定标的目的。

三、阻容耦合电路

　　心电波形是一个谐波丰富、变化缓慢的超低频信号,其ST段的信号近似直流电平。为此,采用直流放大器能满足对心电波信号,特别是低频信号的放大要求。

　　由于心电信号很弱,仅采用一级直流放大器无法满足放大量的要求,而采用多级直接耦合的直流放大器虽能满足要求,但多级直接耦合的直流放大器很容易引起漂移。此外,由于极化电压存在的缘故,心电图机的直流放大器更不能采用多级直接耦合法,因为它将引起后级放大器饱和而无法工作。

(一)心电图机的RC耦合电路

　　心电图机的前置放大器与后一级的电压放大器之间常采用阻容耦合电路(即RC电路)。如图6-21所示。

　　RC耦合电路放大器的低频响应,决定于耦合电路中的RC。RC的乘积越大,放大器的低频响应越好。但是,RC的取值受到限制是由于以下原因:

　　　　(1)因为R和电压放大器的输入阻抗并联,故R值的大小受电压放大器的输入阻抗限制。

　　　　(2)电容C不能过大,因电容量过大,体积也大,漏电流就可能增加,且电容C过大时还引起漂移。

　　　　(3)RC太大,充放电的时间就长。RC的乘积称为时间常数,按IEC标准,心电图机的时间常数为32s左右(相当于f下=0.05Hz),因此R可取1.5MQ左右,电容C可取2.2uF;或者R可取2.2M2,电容C可取1.5uF。

(二)单端RC耦合电路

　　过去阻容耦合电路常采用双端形式,但由于前置放大器的输出阻抗和后级输入电阻的影响,以及两个电阻R1、R2和两个电容C1、C2不匹配等原因,引起充放电时间不等,容易造成误差。目前常采用的是单端RC电路,即前置放大器采用双输入、单端输出的形式,后级放大器采用单端输入的形式,以避免上述弊病,如图6-22所示。时间常数的校验方法:输入一个阶跃电压,并持续一段时间,由于RC的充电作用,将描记出指数衰减的图形。

(三)RC耦合电路对耦合电容器及后级放大器输入阻抗的要求

　　耦合电路的时间常数取1.5~3.2s。R一般用到1.5~22MQ之间,这就要求后级放大器的输入阻抗要很大;同时,由于C一般也取得较大(1.5~2.2uF之间),要求电容的漏电流要小,否则漏电流在R及输入阻抗上产生的压降将引起误差。

四、起搏脉冲抑制电路

　　在对装有起搏器的病人作心电检测时,起搏脉冲(宽度1~3ms,重复频率1Hz左右)信号将与心电信号同时输入心电图机。此时,起搏脉冲信号将影响心电放大器的正常工作,并会导致放大器阻塞以及基线往返移动。起搏脉冲抑制电路的作用,就是有效地抑制起搏脉冲信号,使心电放大器正常工作。此电路一般设置在前置放大器的输出端与RC耦合电路之间。图6-23中VT1管是NPN型,VT2管是PNP型。

　　心电信号输入时,R1、C1不起作用,VT1、VT2管处于截止状态,不工作,心电信号通过RC耦合电路送至后级放大器。

　　起搏脉冲信号进入时,因其脉冲伏幅较高,而脉冲宽度达1~3ms,通过R1对C1进行充电,电流通过R1产生压降VR,当脉冲信号幅值足够大时,VR会使VT1或VT2导通(VR上正,下负时VT2导通;VR上负,下正时,VT1导通),从而抑制了起搏脉冲输出。