Разработка имитатора сигналов для электрокардиографов

Размещено на http://www.allbest.ru/

Магистерская РАБОТА по теме:

«Разработка имитатора сигналов для электрокардиографов»

ВВЕДЕНИЕ

Биоэлектрические процессы в организме являются источником диагностической информации о состоянии и деятельности тканей и органов.

Регистрация потенциалов, возникающих на поверхности тела, может производиться длительно и многократно без каких-либо болезненных ощущений или вредного воздействия на организм. Это важное достоинство, наряду с большой информативностью, явилось одной из причин широкого распространения биоэлектрических методов исследования, которые используются во всех областях медицинской науки и практики: кардиологии, невропатологии, психиатрии, хирургии и т.д.

Современная диагностика сердечных заболеваний не может обойтись без электрокардиографического исследования, представляющего собой анализ зарегистрированной кривой изменения биопотенциалов сердца.

Электрокардиография или метод электрокардиографического исследования является одним из самых распространенных методов обследования работы сердца у людей любого возраста. Электрокардиограмма представляет собой кривую токов возбуждения сердечной мышцы. Среди методов обследования сердца, а их всего три: электрокардиография, рентгенография сердца и эхокардиография (ультразвуковое исследование сердца), метод стандартной электрокардиографии имеет ряд преимуществ. Он доступен (электрокардиограф можно без труда принести к постели пациента), абсолютно безопасен, что позволяет проводить исследование повторно и оценивать динамику изменений, например, - на фоне лечения. Электрокардиография - объективна, поскольку точки наложения электродов постоянны, при этом грамотная врачебная интерпретация полученных результатов позволяет предполагать многие патологические состояния или отвергнуть их.

Электрокардиограф является прибором, предназначенным для измерения напряжений и временных интервалов в виде электрокардиограммы. Для повышения точности электрокардиограммы необходимо периодически поверять и настраивать электрокардиограф (ЭК). Таким образом, целью данной работы является разработка имитатора сигналов для поверки ЭК. Функциональный генератор разработан на микросхеме (логический элемент ИЛИ-НЕ). Для питания имитатора усовершенствована схема стабилизатора напряжения и узла контроля напряжения батареи, разработанного на операционном усилителе.

В работе даны инструкции и рекомендации по поверки электрокардиографа с помощью имитатора.

1. БИОФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИИ

1.1 Физические основы электрокардиографии

В современной медицинской практике для изучения электрической активности сердца используется метод электрокардиографии.

Экспериментальные данные показывают, что процесс распространения возбуждения по различным частям сердца сложен. Скорости распространения возбуждения варьируются в сердце по направлению и величине. В стенках предсердий возбуждение распространяется со скоростью 30 - 80 см/с, в атриовентрикулярном узле оно задерживается до 2 - 5 см/с, в пучке Гиса скорость максимальна - 100 - 140 см/с.

Рисунок 1.1 - Последовательность распространения волны возбуждения по отделам сердца. Стрелки указывают направления и времена прихода возбуждения в данный участок сердечной мышцы

В результате длины волн возбуждения:

, (1.1)

где R - период рефрактерности, в различных отделах системы проведения возбуждения также будут различаться: так в предсердиях , в атриовентрикулярном узле , в ножках пучка Гиса [1].

Полное описание электрического состояния сердца, математическое описание распределения мембранных потенциалов по всему объему сердца в каждой клетке и описание изменения этих потенциалов во времени невозможно. Поэтому, в соответствии с принципом эквивалентного генератора, сердце заменяют эквивалентным генератором тока, электрическое поле которого близко по свойствам электрическому полю, созданному сердцем.

Токовый генератор с электродвижущей силой не имеет большое внутреннее сопротивление , что созданный им ток не зависит от сопротивления нагрузки R (рис. 1.2):

. (1.2)

Рисунок 1.2 - Генератор тока

Для расчета потенциалов электрического поля, созданного генератором тока в однородной проводящей среде, генератор представляют в виде токового электрического диполя - системы из положительного и отрицательного полюса (истока и стока электрического тока), расположенных на небольшом расстоянии друг от друга. Важнейший параметр токового диполя - дипольный момент .

Вектор направлен от "-" к "+", от стока к истоку, то есть по направлению электрического тока во внутренней цепи генератора тока. Если в условиях опыта можно считать пренебрежимо малым , то диполь называется точечным.

Для расчета потенциалов электрического поля токового диполя сначала рассматривается поле униполя - отдельно рассматриваемого одного из полюсов диполя [1].

Потенциал электрического поля униполя (рис. 1.3) можно рассчитать на основе закона Ома в дифференциальной форме.

Рисунок 1.3 - К расчету потенциала электрического поля униполя: а - истока; б - стока

Плотность электрического тока j, то есть электрический ток через единицу площади: j = I / S, согласно закону Ома:

, (1.3)

где - удельное сопротивление среды, в которой работает токовый генератор;

- потенциал электрического поля;

- расстояние от униполя.

С другой стороны, по определению

, (1.4)

где I - ток, генерируемый генератором тока;

- площадь сферы радиуса r, через которую течет ток I.

Из (1.3) и (1.4) следует:

. (1.5)

Отсюда:

. (1.6)

Считая проводящую среду безгранично большой по сравнению с размером диполя и интегрируя (1.6) от до , можно найти потенциал точки А, отстоящей от униполя на расстоянии :

. (1.7)

Это выражение для потенциала электрического поля положительного униполя (истока). В этом случае интегрирование производится от до , так как при , потенциал уменьшается по направлению тока. Для поля отрицательного униполя (стока) потенциал

. (1.8)

Для электрического поля диполя потенциал складывается из потенциалов электрических полей, создаваемых униполями обоего знака + (истока) и - (стока):

, (1.9)

где - расстояние от положительного полюса;

- от отрицательного полюса диполя.

Если (диполь точечный), можно принять (рис. 1.4)

, , (1.10)

где - угол между вектором и направлением от диполя к точке А.

Рисунок 1.4 - К расчету потенциала электрического поля диполя

Подставив (1.10) в (1.9), получим

, (1.11)

где ;

.

Разность потенциалов двух точек поля, созданного токовым диполем (рис. 1.5):

, (1.12)

если точки А и В находятся на одинаковом расстоянии от диполя.

Рисунок 1.5 - К расчету разности потенциалов электрического поля диполя

Согласно формулам тригонометрии, можно показать, что

. (1.13)

Введя коэффициент пропорциональности

, (1.14)

получим:

, (1.15)

где - проекция вектора на прямую АВ [1].

Разность потенциалов электрического поля диполя тем больше, чем больше удельное сопротивление проводящей среды и ближе точки А и В к диполю (чем меньше г) и чем больше (чем больше расстояние между точками А и В).

Таким образом, разность потенциалов двух точек поля точечного электрического диполя, расположенных на одинаковом расстоянии от диполя, пропорциональна проекции дипольного момента на прямую, на которой лежат эти точки.

Исследуя изменения разности потенциалов на поверхности человеческого тела, можно судить о проекциях дипольного момента сердца, следовательно, о биопотенциалах сердца. Эта идея положена в основу модели голландского ученого Эйнтховена - создателя электрокардиографии. Основные постулаты этой модели:

1) электрические поле сердца представляется как электрическое поле точечного токового диполя с дипольным моментом , называемым интегральным электрическим вектором сердца (ИЭВС) (складывается из диполей разных частей сердца: );

2) ИЭВС находится в однородной изотропной проводящей среде, которой являются ткани организма;

3) интегральный электрический вектор сердца меняется по величине и направлению. Его начало неподвижно и находится в атриовентрикулярном узле, а конец описывает сложную пространственную кривую, проекция которой на фронтальную плоскость образует за цикл сердечной деятельности (в норме) три петли: Р, QRS и Т [2].

Очевидно, в этом случае в разных точках поверхности грудной клетки человека в некоторый момент времени будут возникать различные по величине и знаку электрические потенциалы. В следующий момент времени распределение этих потенциалов на поверхности тела изменится.



Рисунок 1.6 - Распределение (карта) электрических потенциалов на поверхности тела в момент формирования комплекса QRS

Приблизительно 2/3 карты соответствуют грудной поверхности, а оставшаяся треть справа - спине. Распределение потенциалов показано для некоторого одного момента времени, отмеченного черточкой на комплексе QRS опорной ЭКГ, показанной внизу. Сплошными линиями отмечены изопотенциальные кривые для положительных потенциалов, прерывистыми - для отрицательных. Толстой линией отмечена кривая нулевого потенциала.

Значения наибольшего и наименьшего потенциалов, наблюдающиеся в данный момент времени, приведены снизу под картой, а положения максимума и минимума отмечены на карте большими знаками "+" и "-". Возникновение такого распределения можно объяснить, полагая, что области отрицательного потенциала проецируются на те участки стенки желудочков сердца, которые уже возбуждены, а положительные потенциалы - на участки стенки, где продолжает развиваться возбуждение.

Изменение величины и направления вектора за один цикл сокращения сердца объясняется последовательностью распространения волн возбуждения по сердцу: волна начинает распространяться от синусового узла по предсердиям (петля Р), атриовентрикулярному узлу, по ножкам пучка Гиса к верхушке сердца и далее охватывает сократительные структуры к базальным отделам (комплекс QRS). Петле Т соответствует фаза реполяризации кардиомиоцитов.

Эйнтховен предложил измерять разности потенциалов между двумя из трех точек, представляющих вершины равностороннего треугольника, в центре которого находится начало ИЭВС (рис. 1.7).

В практике электрокардиографии разности потенциалов измерялись между левой рукой (ЛР) и правой рукой (ПР) - I отведение, между левой ногой (ЛН) и правой рукой (ПР) - II отведение, между левой ногой (ЛН) и левой рукой (ЛР) - III отведение. Руки и ноги рассматривались как проводники, отводящие потенциалы от вершин треугольника Эйнтховена [1].

Предполагается, что расстояния от центра треугольника Эйнтховена до вершин одинаково, и поэтому для расчета разности потенциалов каждого отведения можно воспользоваться формулой (1.15):

I отведение: . (1.16)

II отведение: . (1.17)

III отведение: . (1.18)

Рисунок 1.7 - Схема регистрации комплекса QRS электрокардиограммы в трех стандартных отведениях. Знаки + и - соответствуют знакам на осях ЭКГ в соответствующих отведениях

Разность потенциалов i-гo отведения прямо пропорциональна проекции интегрального электрического вектора сердца на линию этого отведения [1].

1.2 Электрокардиограмма

Электрокардиограмма - это график временной зависимости разности потенциалов в соответствующем отведении, а значит и временной зависимости проекции ИЭВС на линию отведения.

Электрокардиограмма представляет собой сложную кривую с, соответственно петлям, пятью зубцами Р, Q, R, S, Т и тремя интервалами нулевого потенциала. Для любого выбранного момента времени направление и модуль интегрального электрического вектора сердца имеют определенную величину, но проекции этого вектора на три отведения различны. Поэтому ЭКГ в I, во II и в III отведениях имеют разные амплитуды и конфигурации одноименных зубцов.

Гармонический спектр электрокардиограммы (набор простых синусоидальных колебаний, на которые, согласно теореме Фурье, можно разложить сложное колебание), в основном содержит частоты от 0 до 100 Гц [3].

Три отведения не дают полной информации о работе сердца. Поэтому современная кардиология использует 12 стандартных отведений и ряд специальных.

Однако модель Эйнтховена не является строгой. Она имеет ряд допущений:

1) организм не является однородной электропроводной средой: кровь, лимфа, сосуды, мышцы и другие ткани имеют различные удельные проводимости. Кроме того, проводимость меняется со временем, например, при вдохе и выдохе;

2) вектор , вращаясь, создает сложную объемную фигуру, а не проекцию лишь на одну плоскость, и начало его может смещаться;

3) не представляется возможным точно описать изменения сердца только изменением момента одного точечного диполя.

Однако медицинская практика показывает, что эти недостатки не столь существенны. Модель Эйнтховена успешно используется в электрокардиографии.

В научных исследованиях разработана более точная мульти-полная модель сердца, учитывающая то, что сердце имеет конечные размеры. В этой модели сердце представляется не одним, а многими диполями.

Векторэлектрокардиография (ВЭКГ) - методика, позволяющая судить об изменении ИЭВС в пространстве. Регистрируются проекции сложной пространственной кривой, описываемой концом вектора на фронтальную, саггитальную и горизонтальную плоскости [4].

Для получения векторэлектрокардиограммы используется электронный осциллограф. На экране осциллографа происходит сложение двух взаимно перпендикулярных колебаний (фигуры Лиссажу). На горизонтально отклоняющие пластины осциллографа подается разность потенциалов I отведения, а на вертикально отклоняющие пластины - напряжение другого отведения.

Так получают проекцию на фронтальную плоскость. Для получения проекций на другие плоскости используют другие электроды, в частности электрод, накладываемый на спину около угла левой лопатки. Различные положения установки электродов позволяют получить ВЭКГ на различных плоскостях.

ЭКГ регистрируют на различной скорости. Обычно скорость движения бумаги составляет 25 мм/сек. При этом 1 мм кривой равен 0,04 сек. Иногда для более детальной записи используют скорость 50 и даже 100 мм/сек. При длительной регистрации ЭКГ для экономии бумаги используют меньшую скорость - от 2,5 до 10 мм/сек [3].

Что же врач видит на ЭКГ? Каждая клетка миокарда представляет собой маленький электрический генератор, который разряжается и заряжается при прохождении волны возбуждения. ЭКГ является отражением суммарной работы этих генераторов и показывает процессы распространения электрического импульса в сердце. В норме электрические импульсы автоматически генерируются в небольшой группе клеток, расположенных в предсердиях и называемых синоатриальным узлом. Поэтому нормальный ритм сердца называется синусовым. Когда электрический импульс, возникая в синусовом узле, проходит по предсердиям на электрокардиограмме появляется зубец P. Дальше импульс через атриовентрикулярный (АВ) узел распространяется на желудочки по пучку Гиса. Клетки АВ-узла обладают более медленной скоростью проведения и поэтому между зубцом P и комплексом, отражающим возбуждение желудочков, имеется промежуток. Расстояние от начала зубца Р до начала зубца Q называется интервал PQ. Он отражает проведение между предсердиями и желудочками и в норме составляет 0,12-0,20 сек. Потом электрический импульс распространяется по проводящей системе сердца, состоящей из правой и левой ножек пучка Гиса и волокон Пуркинье, на ткани правого и левого желудочка. На ЭКГ это отражается несколькими отрицательными и положительными зубцами, которые называются комплексом QRS. В норме длительность его составляет до 0, 09 сек. Далее кривая вновь становится ровной, или как говорят врачи, находится на изолинии. Затем в сердце происходит процесс восстановления исходной электрической активности, называемый реполяризацией, что находит отражение на ЭКГ в виде зубца Т и иногда следующего за ним небольшого зубца U. Расстояние от начала зубца Q до конца зубца Т называется интервалом QT. Он отражает так называемую электрическую систолу желудочков. По нему врач может судить о продолжительности фазы возбуждения, сокращения и реполяризации желудочков.

ЭКГ является ценным диагностическим инструментом. По ней можно оценить источник (так называемый водитель) ритма, регулярность сердечных сокращений, их частоту. Все это имеет большое значение для диагностики различных аритмий. По продолжительности различных интервалов и зубцов ЭКГ можно судить об изменениях сердечной проводимости. Изменения конечной части желудочкового комплекса (интервал ST и зубец Т) позволяют врачу определить наличие или отсутствие ишемических изменений в сердце (нарушение кровоснабжения). При этом стоит помнить о том, что ЭКГ, снятая в покое, не всегда выявляет ишемические изменения в миокарде [4].

Важным показателем ЭКГ является амплитуда зубцов. Увеличение ее говорит о гипертрофии соответствующих отделов сердца, которая наблюдается при некоторых заболеваниях сердца и при гипертонической болезни.

На типичной кардиограмме здорового человека в отведении I имеются три направленных вверх зубца Р, R, Т и два зубца, направленных вниз - Q, S (рис. 1.8).

Рисунок 1.8 - Электрокардиограмма в отведении I

Наибольшую амплитуду имеет зубец R - от 1 до 2 мВ, амплитуда зубца Р находится в пределах от 0,1 до 0,15 мВ, а зубца T - от 0,5 до 0,6 мВ.

ЭКГ, вне всякого сомнения, весьма мощный и доступный диагностический инструмент, однако стоит помнить о том, что и у этого метода есть слабые места. Одним из них является кратковременность записи - около 20 секунд. Даже если человек страдает, например, аритмией, в момент записи она может отсутствовать, кроме того запись, обычно производится в покое, а не во время привычной деятельности. Для того чтобы расширить диагностические возможности ЭКГ прибегают к длительной ее записи, так называемому мониторированию ЭКГ по Холтеру в течение 24-48 часов. Прибор для суточного мониторирования представляет собой маленький электронный модуль, размером чуть больше пачки сигарет, закрепляемый на поясе. С ним пациент может совершать практически все обычные действия. Мониторы ЭКГ первого поколения осуществляли запись на магнитофонную кассету.

Современные приборы записывают ЭКГ на специальную дискету или в электронную память. Вследствие этого они потребляют меньше энергии, а качество записи улучшается. Запись осуществляется в двух отведениях. Во время мониторирования пациент ведет дневник, в котором отмечает свои действия и самочувствие. В случае возникновения симптомов заболевания, пациент может сделать отметку в записи, нажав кнопку на приборе. Далее запись ЭКГ анализируется с помощью специальной компьютерной программы, которая может автоматически диагностировать различные патологические изменения, определять максимальную и минимальную частоту сердечных сокращений и другие показатели. Кроме этого осуществляется визуальный контроль записи. Сопоставляя запись ЭКГ с дневником и отметками пациента, врач может получить ценную диагностическую информацию.

Иногда бывает необходимо оценить, возникают ли на ЭКГ у пациента изменения, характерные для ишемической болезни сердца. Для этого проводят ЭКГ-тест с физической нагрузкой. Для оценки переносимости (толерантности) и соответственно, функционального состояния сердца нагрузку осуществляют дозировано, с помощью велоэргометра или бегущей дорожки. Начинают с минимальной нагрузки, постепенно ступенчато повышая ее, увеличивая скорость и наклон дорожки или сопротивление велоэргометра. При этом регистрируют ЭКГ в 12 стандартных отведениях, провода электродов, обычно налагаемые на конечности размещают на теле пациента. Тест прекращается в следующих случаях:

1) общая усталость пациента;

2) сильное повышение или понижение артериального давления;

3) появление на ЭКГ изменений, связанных с ишемией миокарда;

4) появление на ЭКГ нарушений сердечного ритма и достижение субмаксима-льной частоты сердечных сокращений (субмаксимальная ЧСС=0,9·(220-возраст).

Если при проведении пробы у больного появились ишемические изменения ЭКГ, то она считается положительной. Если эти изменения не появились по достижении субмаксимальной частоты - отрицательной. Если проба прекращена по другим причинам (усталость, повышение АД, появление аритмии), то она имеет мало значения для диагностики ИБС. Следует отметить, что проба может быть как ложноположительной, т. е. появятся ишемические изменения ЭКГ при отсутствии ИБС, так и ложноотрицательной, т. е. изменения ЭКГ не появятся, не смотря на наличие ИБС. По неизвестным причинам ложноположительные результаты чаще наблюдаются у женщин. Однако ЭКГ не диагностирует. ЭКГ не может служить средством диагностики пороков и опухолей сердца, т. к. появляющиеся при этих заболеваниях изменения кардиограммы могут являться лишь косвенными признаками болезни. На ЭКГ не регистрируются шумы сердца. Не отражает ЭКГ и гемодинамику, т. е. то, как кровь течет в полостях сердца. ЭКГ в покое может не выявлять целый ряд заболеваний сердца, в т. ч. ИБС и нарушения сердечного ритма. Для диагностики этих заболеваний необходимо проведение суточного мониторирования ЭКГ или нагрузочных проб. Однако, не смотря на свои ограничения, о которых надо знать ЭКГ остается доступным и действенным методом диагностики, который обязательно стоит проходит при регулярных медицинских осмотрах [4].

1.3 Структурная схема электрокардиографа

В отечественном здравоохранении используются электрокардиографы трех поколений. Наиболее простые - выдают ЭКГ в виде кривой на бумажную ленту. Более сложные - производят измерение амплитудно-временных параметров работы сердца и представляют их значение в цифровом виде. Это экономит время врача. Работая на таком приборе, ему (по теории) уже не надо самому линейкой измерять, допустим, высоту зубцов и расстояние между ними, вычислять иные характеристики ЭКГ. Наконец, самое современное поколение электрокардиографов не только выполняет все действия более простых моделей, но и интерпретирует ЭКГ. Такой аппарат сообщает кардиологу характер сердечной патологии.

Структурная схема одноканального кардиографа приведена на рисунке 1.9.

Рисунок 1.9 - Структурная схема электрокардиографа

Биоэлектрические сигналы, снимаемые электродами с тела пациента, через кабель отведений поступают на вход усилителя биопотенциалов. В кардиографах, предназначенных для совместной работы с дефибриллятором, кабель отведений имеет элементы защиты от воздействия его импульсов [5].

В усилителе биопотенциалов сигналы усиливаются, там же происходит формирование отведений.

С выхода усилителя биопотенциалов сигналы поступают на вход усилителя регистратора, где происходит их дальнейшее усиление до величины, обеспечивающей работу регистрирующего гальванометра - преобразователя с укрепленным на его оси тепловым пишущим пером. В усилителе регистратора происходит ограничение сигнала по величине для исключения биения теплового пера по механическим упорам и уменьшения выброса на переходной характеристике, а также ускоренное успокоение переходных процессов при нажатии на кнопку включения успокоения или автоматически при переключении отведений.

С гальванометра-преобразователя заводится отрицательная обратная связь по оси поворота ротора на усилитель регистратора с помощью емкостного датчика положения.

Лентопротяжный механизм приводится в движение коллекторным двигателем постоянного тока через редуктор. Двигатель управляется импульсным стабилизатором скорости. Скорость вращения вала электродвигателя определяется частотой импульсов задающего генератора стабилизатора скорости. Поддержание стабильности скорости вращения достигается регулировкой длительности импульсов управления электродвигателем, определяемой сдвигом во времени между импульсами задающего генератора и оптоэлектронного датчика скорости, расположенного на валу электродвигателя, т.е. стабилизация скорости достигается охватом двигателя и стабилизатора отрицательной обратной связью по скорости двигателя.

Регулятор накала пера имеет три автоматически устанавливаемых режима:

- предварительный накал при выключенном лентопротяжном механизме;

- средний накал при скорости 25 мм/с;

- максимальный накал при скорости 50 мм/с.

Питание прибора может осуществляться от сетевого или от аккумуляторного блока [5].

1.4 Виды помех и их устранение

Одной из важнейших характеристик прибора для регистрации биопотенциалов является его помехоустойчивость. Помехи при регистрации биопотенциалов в зависимости от места их появления могут быть разбиты на две группы - внутренние и внешние.

К внутренним помехам относятся тепловые шумы усилителя и фон с частотой питающей сети. Меры борьбы с внутренними помехами заключаются в выборе малошумящих схемных элементов и тщательной фильтрации питающих напряжений.

Причинами появления внешних помех являются биопотенциалы органов и тканей, не относящихся к изучаемому процессу, электрохимические процессы на электродах и внешние электрические, магнитные и электромагнитные поля.

При движении пациента во время проведения исследования и смещении электродов нулевая линия записи может сдвигаться; при непроизвольном сокращении мышц или их дрожании возникают помехи в виде последовательных нерегулярных пиков. Поэтому при снятии биопотенциалов пациент должен находиться в лежачем положении, полностью расслабиться и не разговаривать.

На поверхности электрода, контактирующего с кожей через прокладку, слой геля или пасты, происходят электрохимические процессы, приводящие к возникновению электродных потенциалов. Разность этих потенциалов зависит от ряда факторов: материала электродов, состава электролита или геля, силы тока входных каскадов усилителя, протекающего в цепи электродов, и может достигать сотен милливольт, значительно превышая регистрируемые биопотенциалы. Большие значения и нестабильность разности электродных потенциалов могут приводить к значительным помехам и погрешностям. Снижение электродных потенциалов достигается использованием хлорсеребряных электродов и токопроводящих паст. Ток в цепи электродов не должен превышать 0,1 мкА [5].

Наиболее трудна задача устранения помех, вызванных полями внешних источников. К ним в первую очередь относятся электрические поля питающей сети, всегда имеющейся в помещении, в котором проводится регистрация биопотенциалов.

На рисунке 1.10 показана упрощенная схема образования этих помех: за счет емкости С1 между фазным проводом и пациентом (десятки пикофарад) и емкости С2 между пациентом и землей (сотни пикофарад) изолированное тело человека может оказаться под потенциалом 10 В по отношению к земле. Поскольку сопротивление внутренних тканей тела невелико по сравнению с указанными емкостными сопротивлениями, можно считать, что потенциал помех у всех точек тела одинаков.

Рисунок 1.10 - Схема образования помех от сети переменного тока

Рассмотренные помехи на входе усилителя являются симметричными и носят название синфазных. Хотя напряжение синфазных помех значительно превышает полезный сигнал, с помощью усилителя его удается значительно ослабить. С этой целью входной каскад усилителя всегда строится по дифференциальной схеме, поэтому полезный противофазный сигнал в нем усиливается, а синфазная помеха подавляется.

Степень подавления синфазной помехи может быть охарактеризована коэффициентом ослабления, показывающим, во сколько раз должно быть увеличено симметричное напряжение по сравнению с несимметричным, чтобы получить одинаковый зарегистрированный потенциал [5].

Для дополнительного снижения синфазной помехи на входе прибора один из электродов заземляется.

Помимо рассмотренных выше синфазных помех, емкостная связь с сетевыми проводами может привести к появлению и противофазных напряжений на входе, которые усиливаются наравне с полезными сигналами. Напряжения, наведенные на провода, вызывают токи помех. Эти токи, протекая через электродно-кожные сопротивления, создают на них напряжения, приложенные ко входу усилителя. Если токи помех во всех проводах кабеля отведений одинаковы, а электродно-кожные сопротивления равны, то эти напряжения взаимно компенсируются на нагрузке входного дифференциального каскада усилителя. Однако имеющаяся всегда асимметрия токов и сопротивлений приводит к появлению противофазных помех.

Меры борьбы с этими помехами состоят, прежде всего, в экранировании соединительных проводов. Необходимо также снижать значения злектродно-кожных сопротивлений. По этой причине столь важно при проведении регистрации биопотенциалов обеспечить хороший контакт между телом и электродом, следить, чтобы электроды и устройства для их крепления не загрязнялись.

Помимо электрического поля источником помех может явиться и магнитное поле, возникающее при прохождении по проводам и кабелям значительных токов. Соединительные провода электродов образуют виток, в котором переменное магнитное поле может навести напряжение, достаточное для создания на входе усилителя интенсивной противофазной помехи. Чтобы уменьшить площадь витка, определяющую величину наведенной помехи, следует на возможно большей длине сближать провода, идущие к электродам [6].

Источником помех может явиться также электромагнитное поле, создаваемое при работе высокочастотных физиотерапевтических аппаратов. Этим полем на входных цепях усилителя наводится напряжение. За счет детектирования на входных нелинейных элементах выделяются напряжения с частотой модуляции высокочастотных колебаний 50 или 100 Гц, попадающие в полосу пропускания прибора. Для подавления высокочастотных помех на входе усилителя могут устанавливаться емкостные фильтры.

Все перечисленные выше меры борьбы с помехами могут оказаться недостаточными, если при проведении регистрации не соблюдаются определенные правила:

- в помещении, где проводится исследование, должен быть специальный заземляющий контур; в нем должно быть минимальное количество сетевых проводов, не должны находиться источники переменных магнитных полей;

- желательно, чтобы рядом с помещением не проходили силовые кабели, не находились высокочастотные физиотерапевтические аппараты, лифты;

- сетевой шнур и провода отведений не должны пересекаться и тем более касаться друг друга;

- пациент при проведении исследования не должен прикасаться к прибору, металлической кровати или стене помещения;

- оператор, проводящий регистрацию, не должен касаться пациента.

При использовании перьевых регистраторов необходимо обеспечить оптимальное давление пера на бумагу. Неправильная установка пера может быть обнаружена по записи калибровочного импульса. При чрезмерном нажатии получается запись, приведенная на рисунке 1.11, свидетельствующая об излишнем затухании механической системы регистратора.

При недостаточном давлении пера затухание мало и в конце фронта и среза происходит выброс пера с амплитудой, составляющей более 10 % от амплитуды импульса. При нормальном затухании калибровочный импульс должен иметь вид, показанный на рисунке 1.11, выброс в конце фронта и среза составляют по амплитуде около 10 % импульса.

Для получения графической зависимости изменений биопотенциалов во времени диаграммная лента должна протягиваться с постоянной скоростью. Такое протягивание обеспечивается лентопротяжным механизмом с электроприводом. Скорость протягивания определяется частотным спектром биопотенциалов и возможностью точного измерения временных интервалов. Для электрокардиографов обычная скорость составляет 25 и 50 мм/с [7].

Рисунок 1.11 - Вид калибровочного импульса при разных затуханиях механической системы регистратора

Для непрерывного визуального наблюдения за исследуемым процессом используются электронно-лучевые трубки. Они применяются в кардиоскопах и кардиомониторах.

Для анализа зарегистрированной кривой биопотенциалов применяются различного рода анализаторы, которые могут быть встроены в прибор. Наиболее часто применяются интеграторы и устройства для частотного анализа. С помощью интегратора оценивается площадь, лежащая между исследуемой кривой и нулевой линией, т.е. суммарная биологическая активность за определенный промежуток времени.

Устройства для частотного анализа в простейшем случае представляют собой набор узкополосных фильтров, перекрывающих спектр исследуемого процесса. В результате прохождения сигнала через фильтры, последующего интегрирования и регистрации получается спектрограмма, т.е. набор сигналов, пропорциональных суммарной биологической активности, выделенной данным фильтром из основной кривой. В компьютерном электрокардиоанализаторе обработка сигнала происходит в соответствии с заложенной программой [5].

1.5 Погрешности измерения амплитудно-временных параметров ЭКГ

Суммарная погрешность измерения напряжения кардиографом, регистри-рующим сигнал на диаграммной ленте с помощью теплового пера, будет складываться из следующих составляющих:

- погрешности установки чувствительности ;

- погрешности за счет гистерезиса записи , она появляется из-за смещения нулевой линии записи после плавного изменения сигнала с высоким уровнем до нулевого значения (рис. 1.12);

- погрешности, вносимой помехами и внутренними шумами ;

- визуальной погрешности при измерении линейных размеров сигнала по записи .



Рисунок 1.12 - Погрешность из-за гистерезиса записи

Таким образом:

. (1.19)

Погрешность установки чувствительности в свою очередь зависит от:

- погрешности калибратора ;

- погрешности нелинейности амплитудной характеристики ;

- визуальной погрешности , допущенной при установке чувствительности. Таким образом:

. (1.20)

В свою очередь погрешность нелинейности определяется:

- нелинейностью амплитудной характеристики усилителя ;

- погрешностью за счет преобразования радиальной записи сигнала в прямоугольную ;

- погрешностью из-за трения пера, возникающего при движении диаграммной ленты .

Поэтому:

. (1.21)

Рассмотрим более подробно причины появления двух последних составляющих погрешности [8].

Рисунок 1.13 - Погрешность из-за прямоугольности записи

Как уже упоминалось, тепловая регистрация сигнала на диаграммной ленте является прямоугольной, а чернильная - радиальной, Прямоугольная запись, произведенная в прямоугольной системе координат, наиболее удобна для расшифровки, но сопровождается дополнительной погрешностью . Это поясняется на рисунке 1.12.

Здесь h - высота изображения на прямоугольной записи при ;

- высота изображения при радиальной форме записи (при том же значении входного сигнала);

- угол отклонения пера;

L - расстояние точки касания пера от оси его вращения при .

Абсолютная погрешность определяется по формуле:

, (1.22)

и будет иметь максимальное значение при наибольшем угле . Относительная погрешность

, (1.23)

где .

Поэтому:

(1.24)

Очевидно, что она будет наибольшей при максимальном значении угла отклонения пера и небольшой его длине.

Погрешность, возникающая за счет движения диаграммной ленты , появляется из-за воздействия на перо силы (рис.1.14), точнее ее нормальной составляющей , направленной в сторону нулевой линии.

Рисунок 1.14 - Погрешность за счет движения диаграммной ленты

Эта сила, а значит и погрешность, будет наибольшей при максимальной скорости движения ленты и наибольшем угле .

Погрешность измерения временных интервалов определяется двумя составляющими:

- неравномерностью скорости движения ленты ;

- визуальной погрешностью при измерении линейных размеров сигнала по записи .

. (1.25)

Наиболее существенными из рассмотренных составляющих являются погрешность за счет помех и внутренних шумов, а также визуальная погрешность при измерении линейных размеров сигнала по записи.

Для снижения погрешностей измерения электрокардиографа следует:

- принять все меры по устранения помех;

- измерение линейных размеров сигнала на диаграммной ленте производить с учетом ширины линии записи и миллиметровой разметки ленты.

Для повышения точности электрокардиограммы необходимо периодически поверять и настраивать электрокардиограф. Таким образом, возникает задача о разработке имитатора сигналов для поверки ЭК [9].

2. РАЗАРАБОТКА ИМИТАТОРА СИГНАЛОВ

2.1 Генератор сигналов

В основе всех цифровых микросхем КМОП находятся три логических элемента: И-НЕ, ИЛИ-НЕ и коммутационный ключ (КК). С помощью КК реализуются выходы с третьим состоянием очень большого выходного импеданса Z. Полевые транзисторы можно соединять последовательно («столбиком»), поэтому элементы И, ИЛИ-НЕ строятся по разным схемам и в отличие от ТТЛ здесь не надо переименовывать логические уровни. Для КМОП принято, чтобы 1 отображалась высоким уровнем, а 0 - низким.

Логические элементы - инверторы, элементы И, ИЛИ, исключающее ИЛИ, триггеры - можно использовать не только для решения задач комбинаторной логики. Поскольку логический элемент, охваченный отрицательной обратной связью, представляет собой усилитель, а усилитель, охваченный положительной, - генератор. На базе таких элементов можно собирать мультивибраторы и автогенераторы на самые различные диапазоны и самых разных уровней сложности [10].

Надежность работы устройств на логических микросхемах зависит и от построения схемы. Так, например, нельзя подавать входные сигналы, не подав питание, а также недопустимо превышение уровня входного сигнала над питающим напряжением. Напряжение источника питания должно подаваться раньше или одновременно с подачей входных сигналов. Это связано с тем, что во входных цепях микросхем стоят защитные диоды, соединенные с шинами питания, и в случае появления напряжения на входе (при отсутствии питания) возможно протекание тока по цепи «вход» - «шина питания», чего допускать нельзя. Повредить микросхему может так называемый «тиристорный эффект», возникающий при превышении уровня входного сигнала над питающим напряжением. Поэтому необходимо обеспечить первоочередное выключение входных сигналов до отключения напряжения питания. Не желательна подача на входы логических элемнтов медленно меняющихся сигналов, так как при этом могут возникнуть на выходе многократные переключения (дребезг), а также возрастает потребляемый ток. У микросхем все свободные входы логических элементов должны обязательно подключаться к общему проводу. Основная особенность микросхем КМОП является ничтожное потребление тока в статическом режиме - 0,1...100 мкА.

Поэтому генератор сигналов для поверки электрокардиографов собран на КМОП-микросхеме К561ЛЕ5. Микросхемы серии К561 (564,1561,1564) являются более современными по сравнению с серией 176 и превосходят их по всем параметрам. Микросхемы этих серий изготовляются по технологии комплементарных транзисторов структуры металл-диэлектрик-полупроводник (КМДП). Ранее в качестве диэлектрика использовался окисел кремния, поэтому сокращенным обозначением структуры этих микросхем было КМОП. [11]

Кроме того, КМОП-микросхемы имеют более широкий номенклатурный перечень. Питание микросхемы может находиться в широком диапазоне: от 3 до 15 В. Диапазон допустимой окружающей температуры составляет т -45 до +85 °С, потребляемая мощность Р=0,4 мкВт/вент. Фактически микросхема сохраняет работоспособность в более широком диапазоне, но разработчики не гарантируют в этом случае ее паспортные параметры. Благодаря высокому входному сопротивлению (Rвх >100 МОм) ИМС имеет высокую нагрузочную способность Краз >10...30 (количество входов, которые можно подключить к выходу логического элемента, ограничивается только емкостью монтажа; при Краз=10 паразитная емкость нагрузки составляет Сн=20 пФ). ИМС К561ЛЕ5 представляет собой четыре логических элемента 2ИЛИ-НЕ (рис. 2.1), объединённых в одном корпусе.



Рисунок 2.1 - Логический элемент ИЛИ-НЕ

Устройство базового элемента ИЛИ-НЕ (рис. 2.2) - это один канал микросхемы К561ЛЕ5, как бы обратное по сравнению с элементом И-НЕ: здесь параллельно соединены n-канальные и последовательно p-канальные транзисторы.

Рисунок 2.2 - Схема элемента ИЛИ-НЕ

Состояние выхода Q в зависимости от уровней показано в таблице 2.1 [11].

Таблица 2.1 - Таблица электрических состояний

Вход	Выход Q
A	B
Н	Н	В
Н	В	Н
В	Н	Н
В	В	Н

На рисунке 2.3 показана осциллограмма отклика на выходе ИЛИ-НЕ. Здесь длительность инвертированного сигнала на выходе Q соответствует времени обоих входных сигналов.

Рисунок 2.3 - Диаграмма входных и выходных импульсов

Напряжение питания на микросхемы рассматриваемых серий подается на вывод с наибольшим номером, общий провод подключается к выводу с вдвое меньшим номером.

Функциональная схема микросхемы К561ЛЕ5 показана на рисунке 2.4.

Рисунок 2.4 - Функциональная схема микросхемы К561ЛЕ5

Если число инверторов четное (2 или 4), резистор положительной обратной связи создает условия автогенерации. На рисунке 2.5 показана схема функционального автогенератора, который выдает на выходах разные, но сфазированные сигналы: последовательность прямоугольных импульсов , последовательность треугольных импульсов , «синусоидальный» сигнал .

Рисунок 2.5 - Схема функционального генератора

Инверторы DD1.1, DD1.2 образуют мультивибратор - автогенератор прямоугольных импульсов (скважность регулируется потенциометром R1). Сигнал на выходе генератора имеет прямоугольную форму со скважностью (рабочим циклом) 50%. Инвертор DD1.3 интегрирует треугольные импульсы. Желаемая форма выходных треугольников (зависит от частоты и скважности входного сигнала) устанавливается переменным резистором R6 (удобнее потенциометр с логарифмической характеристикой регулирования) [10].

Инвертор DD1.4 работает как усилитель с усилением . Примерно синусоидальный сигнал получится за счет некоторого сглаживания (фильтрации) треугольного напряжения. Можно подключить дополнительные конденсаторы (например, параллельно R8), создав фильтр первого или второго порядка. Стабильность работы генератора зависит не столько от микросхемы, сколько от стабильности работы RC-цепочки.

Частоту следования сигналов можно регулировать в пределах от 1 до 600 Гц с помощью переключения номиналов элементов RC-цепочки. С помощью специальных кнопок на имитаторе сигналов можно выбирать необходимую форму выходного сигнала. Для подачи стабилизированного напряжения на микросхему К561ЛЕ5 используется стабилизатор напряжения.

2.2 Стабилизатор напряжения

Микросхемы серии КР1158ЕН представляют собой трехвыводной линейный стабилизатор с низким проходным напряжением на ряд фиксированных выходных напряжений в диапазоне от 3 до 15 В и предназначены для создания компактных источников питания. Регулирующий элемент стабилизаторов этих серий включен в плюсовой провод.

Все стабилизаторы предназначены для широкого применения и идеально подходят для нужд электроники, так как имеют встроенную защиту от выбросов входного напряжения при сбросе нагрузки генератора до 60 В, защиту при подключении входного напряжения в обратной полярности и от перегрева микросхемы. Для ограничения рассеиваемой мощности введена блокировка выходного напряжения при входном напряжении более 30 В. Стабилизаторы не выходят из строя при кратковременном подключении выводов в зеркальной последовательности. Ближайшие функциональные аналоги - микросхемы L48ХХ, L4945, LМ2930, LМ2931 фирмы SGS-Thomson [12].

В данной работе в качестве стабилизатора использована микросхема КР1158ЕН9А, на выходе которой, получено напряжение 9 В, необходимое для питание генератора сигналов.

Основные параметры микросхемы КР1158ЕН9А:

- ток нагрузки до 500 мА;

- нестабильность напряжения на выходе, не более 2%;

- минимальное напряжение вход - выход, не более 0,6 В при токе нагрузки 500 мА;

- собственный потребляемый ток (при номинальном токе нагрузки) 20 мА;

- защита при превышении входного напряжения (+30 В);

- защита при выбросах входного напряжения (до 60 В);

- защита от переполюсовки входного напряжения (до -18 В);

- защита от короткого замыкания;

- тепловая защита;

- корпус «КГ-27».

Предельные эксплуатационные значения параметров:

- наибольшее входное постоянное напряжение 37 В;

- наименьший ток нагрузки 5 мА;

- наибольшее неповреждающее постоянное входное напряжение обратной полярности 18В.

Конечная буква в обозначении микросхемы определяет значение тока ограничения и тип выходной характеристики. Микросхема КР1158ЕН9А имеет выходную характеристику, которая определяется порогом срабатывания защиты по току . Выходная характеристика данной микросхемы представлена на рисунке 2.6.

Рисунок 2.6 - Форма выходной характеристики

Микросхема выпущена в корпусе типа ТО-220. На рисунке 2.7 показана структурная схема ИС.

Рисунок 2.7 - Структурная схема ИС

В таблице 2.2 приведено описание выводов микросхемы.

электрокардиограф помеха питание поверка

Таблица 2.2 - Описание выводов микросхемы

Номер вывода	Обозначение	Назначение вывода
1	INP	Вход
2	GND	Общий
3	OUT	Выход

Типовая схема включения ИС показана на рисунке 2.8.

Рисунок 2.8 - Типовая схема включения ИС

Для устойчивой работы микросхемы применяются навесные конденсаторы. Их монтаж следует выполнять предельно короткими проводниками и по возможности непосредственно рядом с соответствующим выводом стабилизатора. Входной конденсатор С1 необходим в том случае, когда стабилизатор установлен далеко от источников питания. Выходной конденсатор С2 обеспечивает отсутствие возбуждения выходного напряжения, его минимальное значение 10 мкФ в зависимости от схемы применения следует значительно увеличить. Поскольку у алюминиевых электролитических конденсаторов электролит замерзает при - 30°С, то для более морозоустойчивых конструкций необходимо применять танталовые конденсаторы. В то же время, если устройство работает только при комнатной температуре, то емкость выходного конденсатора можно уменьшить в 2 раза.

В данном стабилизаторе в случае короткого замыкания выходной ток ограничивается максимальным значением. В состав микросхемы стабилизатора введена схема тепловой защиты. При температуре кристалла более 150оС происходит полное выключение стабилизатора на время, пока температура не опустится ниже 150оС.

Таким образом, микросхема КР1158ЕН9А служит для подачи стабилизированного напряжения в 9 В на генератор сигналов. Микросхема имеет минимальное напряжение вход - выход 0,6 В. Это означает, что на вход микросхемы должно подаваться напряжение не меньше чем 9,6 В. Таким образом, возникает вопрос о создании узла контроля напряжения батареи, чтобы контролировать напряжение питания стабилизатора [12].

2.3 Узел контроля напряжения батареи

Узел контроля напряжения батареи собран на операционном усилителе. Компараторы осуществляют переключение выходного напряжения, когда изменяющийся входной сигнал становится выше или ниже определенного уровня. Компараторы принадлежат к классу формирователей, предназначенных для перехода от аналоговых сигналов к цифровым. Поэтому оконечные каскады компараторов обычно конструируются таким образом, чтобы выходное напряжение соответствовало бы принятым логическим уровням распространенных цифровых микросхем.

Если включить операционный усилитель (ОУ) без обратной связи так, как это показано на рисунке 2.9, и подать на один вход сигнал Uвх, а на другой - постоянный уровень опорного напряжения Uоп, то выходное напряжение Uвых скачком изменяется от максимального до минимального (или наоборот), когда сигнал проходит заданный на другой вход уровень сравнения.

Рисунок 2.9 - Включение операционного усилителя

В приведенной схеме выходное напряжение соответствует уровням логической 1 и логического 0 цифровых ТТЛ-микросхем, для чего использованы вспомогательный источник напряжения +3 В и ограничитель на кремниевых диодах VD1, VD2. Если поменять местами Uвх и Uоп, изменится порядок переключения выходного напряжения. Благодаря высокому коэффициенту усиления ОУ схема, переключается при очень малой разности напряжений входного сигнала и постоянного уровня, т.е сравнение двух напряжений происходит с высокой точностью [13].

Узел контроля напряжения батареи построен на полупроводниковой интегральной микросхеме КР(КФ)140УД608 (рис 2.10), которая представляет собой операционный усилитель с малыми входными токами и внутренней коррекцией, предназначеной для построения решающих усилителей, сумматоров, интеграторов.

Рисунок 2.10 - Схема расположения выводов КР140УД608

Он необходим для подачи светового сигнала при понижении Uбат до величины меньше 9,6 В (минимальное число напряжения, поступаемого на вход стабилизатора КР1158ЕН9А).

Назначение выводов данной микросхемы представлено в таблице 2.3.

Таблица 2.3 - Назначения выводов КР140УД608

Вывод	Назначение
1	балансировка
2	вход инвертирующий
3	вход неинвертирующий
4	напряжение питания минус Uпит
5	балансировка
6	выход
7	напряжение питания Uпит
8	-

Схема узла контроля напряжения батареи изображена на рисунке 2.11.

Рисунок 2.11 - Схема узла контроля напряжения батареи

На резисторе R6 и эмиттерном переходе транзистора VT1 (КТ315Б), включенном в обратном направлении, собран источник образцового (опорного) напряжения (около 6,5 В). Данное напряжение подается на прямой вход операционного усилителя DA1 (КР140УД608). А с делителя напряжения R1, R2 часть контролируемого напряжения батареи питания поступает на инвертирующий вход.

Резистором R2 это напряжение можно изменять в небольших интервалах. Конденсаторы С1, С2 повышают помехоустойчивость компаратора. В исходном состоянии, когда напряжения питания батареи высокое (более 9,6 В), на выходе компаратора выходное напряжение минимальное и светодиод не светится. При понижении напряжения батареи ниже 9,6 В компаратор переключается, на выходе появляется напряжение высокого уровня и светодиод загорается. Резистор R8 ограничивает ток, протекающий через светодиод [14].

Вместо транзистора можно использовать стабилитрон, но рациональнее использовать транзистор. Это связано с тем, что его потребляемость тока транзистора меньше, чем стабилитроном (в десятки раз). Также учтены меньший вес и габариты транзистора.

2.4 Расчет блока питания

2.4.1 Структурная схема источника вторичного электропитания (ИВЭП)

В данной работе разработано устройство, преобразующее бы переменное напряжение сети 220 В 50 Гц в постоянное напряжение 12 В.

По классической схеме источник вторичного электропитания должен содержать трансформатор, выпрямитель и фильтр. На выходе источника питания должны обеспечиваться необходимые напряжение, ток и коэффициент пульсаций. Таким образом, возникает необходимость применить также стабилизатор напряжения.

Структурная схема представлена на рисунке 2.12.

Рисунок 2.12 - Структурная схема ИВЭП

Трансформатором называют электромагнитный аппарат, посредством которого переменный ток одного напряжения преобразуется в переменный ток другого напряжения той же частоты. В трансформаторе используется явление взаимоиндукции. Конструктивные параметры трансформаторов при расчете выбирают из условия обеспечения допустимого падения напряжения на обмотках и их перегрева. При выборе магнитопровода определяющими являются трансформируемая мощность и частота тока.