Блок схема электрокардиографа. Электрокардиограф: принцип работы, устройство и модернизация — Производство и поставка электростанций, Бензиновые и дизельные генераторы от 1 до 100 кВт. Мини ТЭЦ на базе двигателя Стирлинга.

Что такое электрокардиограф и как он работает. Из каких основных блоков состоит современный кардиограф. Какие существуют способы модернизации электрокардиографов. Как устроен блок питания кардиографа и можно ли его улучшить.

Содержание

Принцип работы электрокардиографа

Электрокардиограф — это медицинский прибор, предназначенный для регистрации и измерения электрических потенциалов сердца. Принцип его работы основан на том, что сердечная мышца при сокращении генерирует слабые электрические импульсы, которые можно зафиксировать с помощью электродов, размещенных на теле пациента.

Основные этапы работы электрокардиографа:

Съем биопотенциалов с помощью электродов
Усиление слабых электрических сигналов
Фильтрация помех
Аналого-цифровое преобразование сигнала
Обработка и анализ данных
Вывод ЭКГ на экран или бумажную ленту

Современные цифровые электрокардиографы позволяют не только регистрировать ЭКГ, но и проводить автоматический анализ, выявляя различные нарушения сердечного ритма и другие патологии.

Основные блоки электрокардиографа

Типичный электрокардиограф состоит из следующих основных функциональных блоков:

Входной блок защиты и коммутации отведений
Предварительный усилитель биопотенциалов
Блок фильтрации помех
Основной усилитель
Аналого-цифровой преобразователь
Микропроцессор для обработки сигнала
Блок памяти
Устройство отображения (дисплей и/или принтер)
Блок питания

Каждый из этих блоков выполняет важную функцию в процессе регистрации и анализа электрокардиограммы. От их характеристик зависит качество получаемой ЭКГ и возможности прибора в целом.

Особенности усилителей биопотенциалов

Усилители биопотенциалов играют ключевую роль в работе электрокардиографа. Они должны обладать рядом специфических характеристик:

Высокое входное сопротивление (не менее 10 МОм)
Большой коэффициент усиления (1000 и более)
Низкий уровень собственных шумов
Широкая полоса пропускания (0.05 — 100 Гц для ЭКГ)
Высокий коэффициент ослабления синфазного сигнала

Современные усилители биопотенциалов строятся на основе операционных усилителей с дифференциальным входом. Это позволяет эффективно подавлять сетевые наводки и другие синфазные помехи.

Способы модернизации электрокардиографов

Модернизация существующих электрокардиографов может проводиться по нескольким направлениям:

Улучшение качества регистрации сигнала:
- Применение более совершенных усилителей
- Использование активных электродов
- Улучшение фильтрации помех
Расширение функциональных возможностей:
- Добавление функций автоматического анализа ЭКГ
- Внедрение беспроводной передачи данных
- Интеграция с медицинскими информационными системами
Повышение удобства использования:
- Применение сенсорных экранов
- Улучшение пользовательского интерфейса
- Уменьшение габаритов и веса прибора

Важным направлением модернизации является также совершенствование блока питания электрокардиографа.

Блок питания электрокардиографа

Блок питания обеспечивает электропитание всех узлов электрокардиографа. К нему предъявляются высокие требования по стабильности выходных напряжений и уровню пульсаций. От качества работы блока питания во многом зависит точность регистрации ЭКГ.

Основные типы блоков питания, применяемых в электрокардиографах:

Линейные стабилизаторы
Импульсные источники питания с ШИМ
Резонансные импульсные источники питания

Каждый тип имеет свои преимущества и недостатки. Выбор конкретного решения зависит от требований к прибору и особенностей его конструкции.

Модернизация блока питания электрокардиографа

Модернизация блока питания электрокардиографа может включать следующие меры:

Замена линейных стабилизаторов на импульсные преобразователи для повышения КПД
Применение многоканальных источников питания для уменьшения взаимного влияния цепей
Использование схем активной коррекции коэффициента мощности
Внедрение схем защиты от перегрузок и коротких замыканий
Улучшение фильтрации помех по цепям питания

При модернизации блока питания важно обеспечить его электромагнитную совместимость с чувствительными аналоговыми цепями электрокардиографа. Это достигается правильным выбором топологии преобразователя и тщательным экранированием.

Перспективы развития электрокардиографов

Дальнейшее развитие электрокардиографов связано с несколькими ключевыми направлениями:

Миниатюризация приборов, создание носимых устройств для длительного мониторинга ЭКГ
Расширение возможностей автоматического анализа ЭКГ с использованием методов машинного обучения
Интеграция электрокардиографов в системы телемедицины
Разработка многофункциональных диагностических комплексов, сочетающих ЭКГ с другими методами исследования сердца

Совершенствование электрокардиографов позволит повысить качество диагностики сердечно-сосудистых заболеваний и сделать этот метод исследования еще более доступным и информативным.

Описание электрокардиографа Schiller at-101

1. Основные технические характеристики прибора

Schiller AT-101 — 3-канальный портативный электрокардиограф с синхронной регистрацией 12 отведений. Прибор предназначен для эксплуатации в условиях неотложной помощи, а также в стационарных условиях лечебно-профилактических учреждений. Внешний вид прибора изображен на рисунке 15.

Рис. 15. Электрокардиограф Schiller AT-101.

Основные технические характеристики электрокардиографа Schiller AT-101 приведены ниже:

Размеры: 290×198×76 мм, масса – 2.6 кг.
Отведения, регистрируемые электрокардиографом: I; II; III; αVR; αVL; αVF; V и D, A, I по Нэбу.
Чувствительность ξ: 5, 10, 20 мм/мВ.
Скорость подачи бумаги V: 5, 10, 25 и 50 мм/с.

Стандартные характеристики:

буквенно-цифровая клавиатура и выделенные функциональные клавиши для простого удобного управления;
встроенный высококачественный термопринтер с различными опциями формата печати, определяемые пользователем;
измерения и усредненные циклы с возможностью автоматической и ручной распечатки регистрации.

Дополнительные возможности:

внешний принтер;
интерпретация ЭКГ;
память на 40 регистраций;
передача данных в ПК.

Кабель отведений предназначен для подключения электродов, наложенных на тело пациента, к электрокардиографу. Кабель отведений состоит из десяти проводов, соответствующих числу электродов и оканчивающихся штырями. Биоэлектрические сигналы через кабель отведений подаются на вход усилительного блока электрокардиографа.

Все электродные провода имеют цветокодировку; нужно следовать руководству для снятия ЭКГ в тех или иных отведениях, чтобы соединить каждый провод с соответствующим электродом.

Электроды, накладываемые на конечности, представляют собой клипсы, для монтажа которых не требуется больших усилий. Грудные электроды выполнены в грушевидном исполнении. Всего в комплекте кардиографа 4 электрода на конечности и 6 грудных.

Для уменьшения сопротивления кожи человека следует использовать контактный высокопроводящий гель. Слой геля наносится на кожу в месте наложения электрода.

Электрокардиограф может работать как от сети, так и от встроенного аккумулятора. Встроенный аккумулятор гарантирует до 3 часов работы.

Структурная схема и основные элементы

Рис.16. Блок-схема типичного клинического электрокардиографа.

Схема защиты. Эта схема обеспечивает защиту входных цепей электрокардиографа от высоких напряжений.

Коммутатор отведений. Все электроды подключаются к усилителю через коммутатор отведений, который выбирает два электрода либо электрод и псевдоэлектрод, подключаемые к входам каждого канала усиления. Псевдоэлектроды, такие как объединенный электрод Вильсона, также формируются в этом блоке. Коммутатором отведений управляет оператор либо микроконтроллер. В автоматическом режиме каждое из 12 отведений записывается в течение небольшого времени, например 10 секунд.

Калибратор. Калибровочный сигнал с амплитудой 1 мВ может быть временно подключен к входу электрокардиографа для его проверки.

Предусилитель. Осуществляет начальное усиление сигнала ЭКГ. Должен иметь очень большое входное сопротивление и КОСС. Обычно используется инструментальный усилитель. Часто имеет переключаемый коэффициент усиления.

Блок изоляции. Формирует гальванический барьер между цепями, присоединенными к пациенту, и остальной частью схемы. Даже если на пациента случайно будет подано сетевое напряжение, гальванический барьер предотвращает протекание опасного тока на землю самописца или компьютера.

Схема компенсации синфазной помехи. Электрод RL подключается либо к земле усилителя, либо к схеме компенсации помехи.

Выходной усилитель мощности. Усиливает ЭКГ до входного уровня самописца. Часто позволяет добавлять постоянное смещение на выходе, чтобы управлять положением записи на бумаге.

Блок памяти. Многие современные электрокардиографы не только записывают ЭКГ на бумаге, но и сохраняют в памяти. Для этого сигнал подается на аналогово-цифровой преобразователь (АЦП), и цифровые отсчеты заносятся в память. Вместе с ними сохраняется информация о пациенте, введенная с клавиатуры. Все это происходит под управлением микроконтроллера.

Микроконтроллер. Управляет работой электрокардиографа в целом. Когда оператор выбирает тот или иной режим работы, вызывается соответствующая программа. Например, можно заставить прибор записать три 10-секундных фрагмента шести фронтальных отведений, а затем три 10-секундных фрагмента шести грудных отведений. В некоторых электрокардиографах микроконтроллер осуществляет также анализ ЭКГ: определение частоты сердечных сокращений, распознавание определенных аритмий, определение электрических осей зубцов ЭКГ и временных интервалов между зубцами.

Самописец или принтер. Осуществляет запись или распечатку ЭКГ на бумаге. Также распечатывает имя пациента, другую информацию, введенную оператором, и результаты автоматического анализа ЭКГ. В прошлом использовались аналоговые самописцы, современные приборы используют термопечать или электростатические принтеры, в которых единственным механическим узлом является подача бумаги, а печатающая головка неподвижна.

Электроды для снятия биопотенциалов с поверхности тела представляют собой токопроводящие (обычно металлические) круглые или прямоугольные пластинки небольшой площади. Электроды укрепляются на теле с помощью клипс или резиновыми присосками. Для уменьшения сопротивления кожи человека используют электродный контактный гель с высокой электропроводностью.

Все электроды подключаются к усилителю через коммутатор отведений, который выбирает два электрода либо электрод и псевдоэлектрод, подключаемые к входам каждого канала усиления. Псевдоэлектроды, такие как объединенный электрод Вильсона, также формируются в этом блоке.

Система усиления биопотенциалов (включающая предусилитель и усилитель мощности) должна обеспечивать без существенных искажений усиление снимаемых с электродов биопотенциалов для их последующей регистрации.

С выхода усилителя усиленные биопотенциалы поступают на регистрирующее устройство. С помощью регистратора биопотенциалы представляются в виде записанной тем или иным образом кривой, которая может быть подвергнута последующему анализу. Наибольшее распространение получили чернильная и тепловая запись.

Для получения графической зависимости изменений биопотенциалов во времени бумажная лента должна протягиваться с постоянной скоростью. Такое протягивание обеспечивается лентопротяжным механизмом с электроприводом. Скорость протягивания определяется частотным спектром биопотенциалов и обычно составляет 25 и 50 мм/с.

Все большее значение сейчас начинают играть цифровые способы записи информации. При этом роль регистратора выполняет электронная память компьютера или самого электрокардиографа. Для этого сигнал усилителя преобразуется в цифровой код. Частота дискретизации берется такой, чтобы по мгновенным выборкам напряжения можно было бы восстановить форму интересующих кривых изменения потенциала. При таком подходе к выходу усилителя биопотенциалов подключается аналого-цифровой преобразователь. Его сигналы записываются в память кардиографа и через соответствующий интерфейс могут быть переданы в память компьютера. Из нее информация может быть выведена на экран монитора или подвергнута соответствующей обработке.

III. Электрокардиограф Schiller AT-101. Порядок выполнения работы

Подготовка электрокардиографа к работе
1. Подключить электрокардиограф к сети питания.
2. Наложить электроды на пациента.
3. Включить электрокардиограф.
Запись электрокардиограммы

2.1. Создать нового пациента, ввести его данные: ФИО, дату рождения, рост, вес и т.д.

2.2. Войти в Экран получения данных и регистрации ЭКГ

2.3. Выбрать регистрируемые отведения (I, II, III)

2.4. Включить миографический фильтр.

2.5. Выставить скорость лентопротяжного механизма 25 mm/s.

2.6. Записать ЭКГ.

Обработка записей ЭКГ

3.1. Для всех трех отведений произвести измерение высоты h зубцов ЭКГ. По измеренной высоте h, при заданной чувствительности вычислить разность потенциалов:

U=h/S, мВ, соответствующую каждому зубцу

3.2. Результаты занести в табл. 2.

Табл. 2. Амплитуда зубцов в отведениях.

Отведения Зубцы	I			II			III			Норма, мВ
Отведения Зубцы	h, мм	S, мм/мВ	U, мВ	h, мм	S, мм/мВ	U, мВ	h, мм	S, мм/мВ	U, мВ	Норма, мВ
P										0,05 – 0,25
Q										0 – 0,02
R										0,6 – 1,6
S										0 – 0,03
T										0,25 – 0,6

Примечание: коэффициент усиления электрокардиографа должен быть одинаковым в I и III отведениях.

3.3. Произвести измерение длительности временных интервалов ЭКГ для I отведения. Для этого расстояния между соответствующими зубцами (рис.1), измеренные по ЭКГ, разделить на скорость V движения ленты (скорость записи).

3.4. Результаты занести в табл. 2.

Табл. 3. Интервалы времени между зубцами в отведении.

Интервал	P — Q	QRS	Q — T	R — R
V, мм/с
l, мм
t, c
Норма, с	0,12 – 0,2	0,06 – 0,1	0,35 – 0,44	0,3 – 2

3.5. Определить частоту пульса пациента по длительности интервала R–R.

Примечание: ЧСС в норме составляет 60 – 90 уд./мин.

, где 60 – число секунд в минуте, R-R’ – длительность интервала, выраженная в секундах.

3.6. По данным таблицы 1 вычислить проекции ИЭВС для некоторого среднего положения сердца в ходе сокращения. Значения проекций вычисляются следующим образом:

OX = R – (Q+S),

где Q, R, S – амплитуды зубцов (Q, S – положительные величины).

Вычислить значения проекций ИЭВС для первого и третьего отведений: OX₁ и OX₃. Построение ИЭВС по двум проекциям ведется не в привычной прямоугольной (декартовой) системе координат, а в гексагональной, связанной с треугольником Эйнтховена. Эта особенность не меняет сути самих построений. Построения, которые необходимо выполнить, иллюстрируются схемой, изображенной на рис. 17.

ПР – правая рука

ЛР – левая рука

ЛН – левая нога

Рис. 17. Построение ИЭВС.

Направление построенного ИЭВС в медицинской литературе часто называют средней электрической осью сердца. Средняя электрическая ось близка к анатомической оси сердца. Считается нормой, когда угол α наклона этой оси лежит в пределах 30 -69⁰.

3.7. Определить направление ИЭВС и вычислить значение угла α, полученного при построениях, измерить с помощью транспортира и сравнить с показателем нормы.

Примечание: построение средней электрической оси сердца в треугольнике Эйнтховена следует выполнить на миллиметровой бумаге.

Модернизация электрокардиографа с детальной разработкой блока питания

Бакалаврская работа Тема «Модернизация электрокардиографа с детальной разработкой блока питания.» Министерство образования и науки Российской Федерации Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования «Тамбовский государственный технический университет» Кафедра «Биомедицинская техника» Сидорова Э.О.

студентка группы ББС-41 Выполнила: Проверила: Фролова С.В.1 Основные вопросы,рассмотренные в работе: 1.Принцип работы линейного стабилизатора;

2.Импульсные источники питания с широко-импульсной модуляцией;

3.Повышающий преобразователь;

4.Блок-схемный подход к разработке импульсных источников питания;

5.Импульсный источник питания на основе двухтактного автогенератора.2 Электрокардиография ЭКГ-один из важнейших методов диагностики заболеваний сердца.

В ЭКГ сердце рассматривается,как электрический генератор тока .Определение параметров эквивалентного электрического генератора сердца по разности потенциалов,измеряе мых в двух произвольных точках объемного проводника,является основной задачей ЭКГ.3 Усилители биопотенциалов4

• Главная задача усилителя биопотенциалов-усиление слабых сигналов биологического происхождения до уровня,необходимого для дальнейшей обработки,регистрации или отображения.

Обычно требуется усиление по напряжению,поскольку входное напряжение слишком мало.

Входные цепи усилителя биопотенциалов должны также обеспечивать защиту пациента.

Структурная схема кардиографа5 1.Схема защиты .Обеспечивает защиту входных цепей от высоких напряжений.

2.Коммутаторотведений.Все электроды подключаются к усилителю через коммутатор,который выбирает два электрода,либо электрод и псевдоэлектрода ,подключаемые к входам каждого канала усиления.

3.Калибратор.Может быть подключен временно для проверки.

4.Предусилитель.Осуществляет начальное усиление ЭКГ.

5.Блок изоляции .Формирует гальванический барьер между цепями,присоединенными к пациенту.,и остальной частью схемы.

6.Схема компенсации синфазной помехи .Электрод подключается либо к земле усилителя,либо к схеме компенсации помехи.

7.Выходной усилитель мощности .Усиливает ЭКГ до входного уровня самописца.

8.Блок памяти.

9.Микроконтролер.Может записать три 10-сек.

фрагмента шестифронтальных отведений а затем три 10-сек.фрагмента шести грудных отведений,также осуществить анализ ЭКГ.

10.Самописец или принтер.

Электрокардиограф многоканальный ЭК ЗЧ-016 Рисунок 8 -Электрокардиограф ЭК 3Ч-01 Электрокардиограф многоканальный ЭК 3Ч-01 (мод.

032), перьевой чернильной записью в прямоугольной системе координат (в дальнейшем — электрокардиограф) предназначен для измерения и графической регистрации биоэлектрических порталов сердца, изменяющихся во времени при диагностике и исследованиях сердечно- сосудистой системы человека.

Элетрокардиограф представляет собой передвижной прибор,конструкция которого определяется его функциональным назначением7 Устройство элетрокардиографа быстродействующий самопишущий прибор Н3038;

кардиоблок, состоящий из каркаса с на правляющими для крепления печатных плат, плат функциональных узлов, кроссплаты, боковой, верхней литой и фальшпанелей;

подвижное основание на колесах;

шкаф с принадлежностями и бумагоприемпиком;

кабель отведений с элементами схемы защиты от импульсов Рисунок — Электрокардиограф ЭК 3Ч-01 с принадлежностями, в укладочных ящиках и с откинутым бумагоприёмником.

Принцип действия прибора Принцип действия электрокардиографа основан на снятии с помощью электро дов исследуемых биопотенциалов сердца пациента, преобразовании их в амплитудно-модулированную (электрокардиографическим сигналом) последовательность импульсов, с последующим ее усилением, дешифрованием, в соответствии с выбранной программой ис следования, восстановлением, дополнительным усилением и регистрацией с помощью быстро действующего прибора типа Н3038.8 Источники питания9 Внутри системы питания можно рассматривать следующие три основные технологии питания.

Линейные стабилизаторы.

Импульсные источники питания с широтно- импульсной модуляцией.

Резонансная технология импульсных источников питания с высоким КПД.

Сравнение трех технологий источников питания10 Показатель Линейный стабилизатор Импульсный стабилизатор с ШИМ Импульсный стабилизатор с резонансным переходом Стоимость Низкая Высокая Масса Большая Небольшая RF-шум Отсутствует Высокий Средний КПД 35-50% 70-85% 78-92% Несколько выходов Нет Есть Время разработки 1 неделя 8 человеко- месяцев* 10 человеко- месяцев* Линейный стабилизатор Линейный стабилизатор является исходной формой стабилизирующих источников питания.

Для понижения уровня входного напряжения до стабилизированного выходного в нем используется переменная проводимость активного электронного элемента.

При этом линейный стабилизатор теряет много энергии в виде тепла и по тому нагревается.

Обычно линейные стабилизаторы особенно полезны для приложений источников питания, требующих не более 10 Вт выходной мощности.

При выходной мощности более 10 Вт обязательный теплоотвод становится столь громоздким и дороге стоящим, что более привлекательными становятся импульсные источники питания11 Принцип работы линейного стабилизатора Все источники питания имеют в своей основе замкнутый контур отрицательной обратной связи.

Единственное назначение этого контура — удерживать постоянное значение выходного напряжения.12 Импульсные источники питания с широко- импульсной модуляцией.

Импульсные источники питания имеют много преимуществ перед линейными стабилизаторами.

Импульсные источники питания имеют более высокий КПД и меньшие размеры, чем линейные стабилизаторы с такими же номиналами, однако их сложнее проектировать, и они излучают больше электромагнитных помех.

В отличии от линейных стабилизаторов в которых используется мощный транзистор в линейном режиме,импульсные источники питания с ШИМ основаны на мощных транзисторахв состоянии насыщения и отсечки.13 Два типа импульсного источника питания.14 1.Прямоходовые стабилизаторы образуют большое семейство топологий им пульсных источников энергии.

Их можно распознать по индуктивно- емкостному фильтру (далее — LC-фильтру), расположенному сразу после ключа или после вы ходного выпрямителя на вторичной обмотке трансформатора.15 Как нетрудно заметить, схема повышающего преобразователя имеет те же части, что и прямоходовый преобразователь, но они иначе расположены.

Это новое размещение приводит к тому, что преобразователь работает совершенно по-другому по сравнению с прямоходовым преобразователем.

В данном случае, когда ключ замкнут, создается токовая петля, состоящая только из индуктора, ключа и источника входного напряжения.16 ИМПУЛЬСНЫЙ ИСТОЧНИК ПИТАНИЯ НА ОСНОВЕ ДВУХТАКТНОГО АВТОГЕНЕРАТОРА Преобразователь выполнен по простейшей схеме двухтактного полумостового автогенератора с маломощным насыщающимся трансформатором в цепи ОС.

Выходное напряжение, питающее мощные каскады усилителя, не стабилизируются.

Питание маломощных предварительных каскадов стабилизировано с помощью обычного линейного стабилизатора компенсационного типа.17 В преобразователе использован режим ступенчатого выхода иа номиналь ную мощность.

Для этого в цепи выпрямительного моста установлен мощный резистор R9 (75 Ом), шунтированный контактами реле К1.

Обмотка реле под ключена к выходу преобразователя (—15 В) через интегрирующую цепочку R8C22.

Таким образом, включение реле задерживается на несколько миллисекунд по отношению к включению преобразователя, который начинает работу при пониженном напряжении питании.

После замыкания контактов К1 преоб разователь выходит в режим номинальной мощности.

Для уменьшения длительности фронтов импульсов тока через транзисто ры преобразователя применен трансформатор тока Т2.

Его первичная обмотка wl, состоящей всего из одного витка, включена в цепь коллекторных токов транзисторов.

На вторичной обмотке w2 наводятся короткие импульсы напряжения, соответствующие моментам резкого спада токов коллектора при выключении транзисторов.

Полярность включения обмоток трансформаторов Т1 и Т2 такова, что возникающая ОС — положительная.18 Трансфо рматор Магнитопровод Число витков/ провод ПЭВ-2w1w2w3w4T-1T-2T-3 К 10 6 4 из феррита 2000 НМС К 10 6 4 из феррита 2000 НМ-3 Ш 7 7 из феррита 3000 НМС 8/0,31 1/0,41 120/0,31 4/0,31 2/0,41 20/0,31 4/0,31 – 24/0,41 4/0,31 – 24/0,41 Намоточные данные трансформаторов Заключение19 В данном ИИЭ принят ряд мер для подавления помех.

Транзисторы VT3 и VT4 гальванически изолированы от радиатора, который также не соединен с корпусом (шасси) усилителя.

Радиатор соединен с эмиттером VT4 через конденсатор СЗ.

Для уменьшения напряжения помех на сетевых выводах ИИЭ используют дроссели LI, L2, а также конденсаторы С6—С9, СП—С14.

Первичная обмотка трансформатора ТЗ разделена на две одинаковые секции, занимающие первые и последние слои намотки катушки.

Между этими секциями расположены остальные обмотки.

Вторичные обмотки w3—w4 отделены от секций первичной обмотки wl и обмотки ОС экранами из слоя медной фольги.

Магнитопровод гальванически связан с положительным полюсом выпрямленного сетевого напряжения.

Спасибо за внимание.20

Усилители биопотенциалов — Студопедия

Усилители являются важной частью оборудования, используемого для регистрации биопотенциалов. Они применяются в электрокардиографах, электроэнцефалографах, электромиографах и т.д. Биопотенциалы имеют малую амплитуду, а электрическое сопротивление их источника может быть очень велико. Усилители, специально изготовленные для работы с электрическими сигналами биологического происхождения, называются усилителями биопотенциалов.

Главной задачей усилителя биопотенциалов является увеличение амплитуды сигнала до уровня, необходимого для дальнейшей регистрации и обработки. Обязательным условием усиления биопотенциалов является точное сохранение их формы. Обычно требуется усиление по напряжению, поэтому усилитель биопотенциалов должен иметь высокое входное сопротивление. Современные усилители имеют входное сопротивление не менее 10 МегаОм.

Частотная характеристика усилителя биопотенциалов должна соответствовать частоте исследуемых сигналов. Обычно амплитуда биопотенциалов составляет единицы милливольт и ниже, вплоть до десятков микровольт. Они должны быть усилены до уровня, совместимого с регистратором. Это значит, что усилитель должен иметь большой коэффициент усиления, порядка 1000 или даже значительно выше.

При регистрации биопотенциалов важна не только их форма, но и амплитуда. Поэтому коэффициент усиления должен быть известен. Для этого необходима калибровка с помощью образцового (стандартного) сигнала, который можно временно подключать к входу.

Необходим барьер между входными цепями, подключаемыми к пациенту, и остальной частью электронной схемы. В случае случайной подачи сетевого напряжения этот барьер должен предотвратить протекание опасного тока через входную цепь.

При регистрации биопотенциалов необходима борьба с помехами (наводками). Один из главных источников наводок – городская электросеть 50 Гц напряжением 220 В. Электрическая наводка передается через электрическое поле, которое окружает провода и подключенные к ним аппараты и приборы. Другим источником наводок является магнитное поле, создаваемое током, текущим в проводах, трансформаторах и т.д. Электрические сигналы, возникающие в объекте в результате наводок, могут значительно превосходить по своей величине биопотенциалы.

Для подавления наводок применяются специальные схемы усилителей (дифференциальные усилители), которые обеспечивают высокий коэффициент усиления для биопотенциалов и очень слабое усиление «наведённых» электрических сигналов.

Ещё одним способом борьбы с наводками является экранирование их источников c помощью листового железа или металлической сетки, которые служат «экранами» от внешних полей (электрического и магнитного). Металлические экраны соединены с шиной заземления. Применяют также экранирование пациента или даже всего помещения, в котором проводится исследование. В определённых случаях, например при регистрации электрокардиограммы, подавление наводок достигается путем заземления тела пациента.

Примером прибора, использующего усилитель биопотенциалов, может служить электрокардиограф. Ниже приводится перечень основных его блоков и схема их соединения (рис. 9).

Рис. 9. Блок-схема электрокардиографа

1. Схема защиты обеспечивает защиту входных цепей прибора от случайного воздействия высоких напряжений.

2. Коммутатор отведений позволяет выбирать электроды, которые подключаются в разных отведениях к входу усилителя.

3. Калибратор позволяет записывать калибровочный сигнал амплитудой 1мВ.

4. Предусилитель предназначен для начального усиления ЭКГ. Должен иметь высокое входное сопротивление и полосу пропускания, соответствующую ЭКГ.

5. Блок изоляции (изолирующий усилитель) служит для создания барьера по постоянному току между цепями, присоединенными к пациенту, и остальной частью схемы.

6. Выходной усилитель мощности предназначен для усиления ЭКГ до уровня, необходимого для регистрации на самописце и ввода в блок памяти.

7. Блок памяти служит для сохранения записанных электрокардиограмм, которые предварительно преобразуются в цифровую форму.

8. Самописец или принтер служат длязаписи или распечатки ЭКГ на бумаге.

9. Компьютер осуществляет управление работой электрокардиографа в целом с помощью соответствующих программ.

Величина логарифмического декремента затухания механических колебаний. Колебания под воздействием внутренних сил системы после однократного воздействия внешней силы

3. Величина логарифмического декремента затухания механических колебаний зависит от

#смещения

@коэффициента затухания [78%]

#фазы [4%]

#длины волны [13%]

#фазовой скорости [4%]

4. Колебания под воздействием внутренних сил системы после однократного воздействия внешней силы называются

#вынужденными [30%]

#резонансными [4%]

@свободными [56%]

#гармоническими [8%]

#квазиупругими

15. Добротность колебательного контура прямо пропорциональна

#емкостному сопротивлению [43%]

#активному сопротивлению [13%]

@волновому сопротивлению [4%]

#напряжению [21%]

#мощности [17%]

18. Явление диффузии по концентрационному градиенту для незаряженных частиц через мембрану описывается уравнением

#Уссинга [13%]

#Рингера

#Хаксли [13%]

#Ньютона [4%]

@Фика [69%]

19. При снятии электрокардиограммы второму отведению соответствует наложение электродов на

#ЛР-ПР [30%]

#ЛР-ЛН [17%]

#ПР-ПН [21%]

@ПР-ЛН [26%]

#ПН-ЛН [4%]

24. Блок-схема электрокардиографа переключателя отведений и регистрирующего устройства содержит:

@усилитель [4%]

#усилитель и электроды [56%]

#генератор [4%]

#генератор и усилитель [17%]

#самописец [17%]

25. Если вектор Е в световой волне колеблется в различных направлениях с разными амплитудами, то такой свет называется:

#поляризованным [4%]

#отражённым

#поглощённым

@частично поляризованным [78%]

#естественным [17%]

26. Поглощение света описывается законом

#Вина [13%]

#Кирхгофа [30%]

#Стефана-Больцмана [17%]

#Ньютона [4%]

@Бугера [34%]

30. В электрической схеме сердечно-сосудистой системы активное сопротивление моделирует

#сердце [17%]

#клапан сердца [26%]

#аорту [13%]

@периферическую сердечно-сосудистую систему [39%]

#капилляры [4%]

10. Люминесценция, вызванная ядерным излучением, называется:

#ионолюминесценция [12%]

@радиолюминесценция [72%]

#фотолюминисценция [3%]

#электролюминесценция

#хемилюминесценция [12%]

11. С помощью электрострикции можно получить волны:

#звуковые [6%]

@ультразвуковые [24%]

#инфразвуковые [15%]

#электромагнитные [27%]

#электрические [27%]

13. С увеличением тока в рентгеновской трубке поток рентгеновского излучения:

#не изменяется [15%]

#увеличится в 1 раз [12%]

#уменьшится в 1 раз

@уменьшится в 2 раза [6%]

#увеличится в 2 раза [66%]

16. Наложение когерентных волн называется:

#поляризацией [3%]

#дифракцией [27%]

@интерференцией [66%]

#отражением

#преломлением [3%]

18. При индуктотермии ткани организма подвергаются действию высокочастотного:

#электрического поля [12%]

@магнитного поля [33%]

#электрического тока [15%]

#электромагнитного поля [30%]

#импульсного тока [9%]

19. Регистрация биопотенциалов в сердечной мышце называется:

#электромиографией [9%]

#электроэнцефалографией

#электрографией [3%]

@электрокардиографией [84%]

#фонографией [3%]

20. Блок-схема аппарата ЭКГ, кроме усилителя и регистрирующего устройства, содержит:

@переключатель отведений [42%]

#самописец [21%]

#осциллограф [9%]

#генератор [21%]

#электростимулятор [6%]

21. К генераторным датчикам относятся:

#емкостные [6%]

@индуктивные [27%]

#термопары [24%]

#реостатные [6%]

#термисторы [36%]

22. В электрической модели сердца диод моделирует:

#сердце [39%]

#клапан [39%]

#эластичность сосудов [3%]

@ламинарное течение

#периферическую сосудистую систему [18%]

23. Если вектор Е в световой волне колеблется в разных направлениях и с разными амплитудами, то свет называется:

#линейно поляризованным [3%]

#частично поляризованным [48%]

@плоско поляризованным [6%]

#естественным [42%]

#поглощенным

24. Добротность колебательного контура с увеличением активного сопротивления в 2 раза:

@уменьшается в 2 раза [60%]

#увеличивается в 2 раза [21%]

#не изменяется [18%]

#увеличивается в 1 раз

#уменьшается в1 раз

26. Увеличение микроскопа, с увеличением фокусного расстояния объектива,:

#увеличивается [39%]

@уменьшается [39%]

#не изменяется [15%]

#увеличивается только при определенных условиях [6%]

#уменьшается только при определенных условиях

27. При рентгеноскопии изображение фиксируется на:

#экране осциллографа [12%]

#датчике

#фотопленке [48%]

@бумаге

#люминесцентном экране [39%]

28. Свойство оптической системы давать раздельное изображение двух близко расположенных точек называется:

#пределом разрешения [6%]

#увеличением микроскопа [6%]

#разрешающей способностью [81%]

#увеличением окуляра

@увеличением объектива [6%]

29. При снятии электрокардиограммы II отведению соответствует наложение электродов на:

@ЛР-ПР [30%]

#ПР-ЛН [48%]

#ЛН-ПР [12%]

#ПР-ПН [6%]

#ПН-ЛН [3%]

30. Очень высокой проникающей способностью обладает излучение:

#альфа [3%]

#протонное

@гамма [69%]

#электронное [9%]

#нейтронное [18%]

7. Ультразвук — это колебания с частотой:

#ниже 16 Гц [25%]

#от 16 до 20000 кГц [16%]

#от 16 до10000 Гц

@свыше 20 кГц [58%]

#ниже 20 кГц

8. Величина логарифмического декремента затухания механических колебаний зависит от

#смещения

@коэффициента затухания [70%]

#фазы [8%]

#длины волны [20%]

#фазовой скорости

10. Высота тона звука определяется:

#гармоническим спектром [16%]

#амплитудой [20%]

#интенсивностью [33%]

#громкостью [8%]

@частотой [20%]

11. Формула Ньютона для определения силы вязкости жидкости содержит выражение для

#скорости [8%]

#ускорения [4%]

@градиента скорости [75%]

#диаметра трубы [8%]

#длины трубы [4%]

14. Явление переноса через мембрану ионов описывается уравнением

#Уссинга

#Рингера [4%]

#Хаксли [4%]

#Фика [29%]

@Нернста-Планка [62%]

19. Реальный колебательный контур состоит из конденсатора и

#резистора [12%]

#системы конденсаторов

#источника тока

#диполя

@катушки индуктивности [87%]

22. Переменные электромагнитные волны используют в методе

@СВЧ-терапия [20%]

#индуктотермия [29%]

#гальванизация [25%]

#аудиометрия [12%]

#диатермия [12%]

23. Блок-схема электрокардиографа состоит из

@электродов, усилителя и регистрирующего устройства [75%]

#электродов и регистрирующего устройства

#переключателя отведений и самописца [20%]

#электродов и самописца

#усилителя и самописца [4%]

25. Поглощение света описывается законом

#Вина [4%]

#Кирхгофа [16%]

#Стефана-Больцмана [25%]

#Ньютона

@Бугера [54%]

27. Люминесценция, вызванная фотонами, называется

#электролюминесценцией [8%]

#хемилюминесценцией [4%]

@фотолюминесценцией [79%]

#радиолюминесценцией [8%]

#ионолюминесценцией

2. Звуковые колебания — это колебания с частотой:

#ниже 16 Гц [3%]

@от 16 до 20000 кГц [55%]

#от 16 до10000 Гц [11%]

#свыше 20 кГц [3%]

#ниже 20 кГц [25%]

7. С помощью электрострикции можно получить волны:

#звуковые [3%]

@ультразвуковые [29%]

#инфразвуковые [14%]

#электромагнитные [22%]

#электрические [29%]

12. Коэффициент вязкости определяют с помощью метода

#Ребиндера

#Максвелла [3%]

@капиллярного вискозиметра [96%]

#Ньютона

#калориметрии

14. В состоянии физиологического покоя внешняя поверхность мембраны имеет

@положительный заряд [48%]

#отрицательный потенциал [14%]

#отрицательный заряд [11%]

#нейтральный заряд [22%]

#смешанный потенциал [3%]

15. С диагностической целью используют:

#аппарат индуктотермии [3%]

@электрокардиограф [66%]

#УВЧ — аппарат [22%]

#аппарат дарсонвализации [3%]

#аппарат гальванизации [3%]

16. Формула Ньютона для жидкостей используется для определения:

#скорости жидкости [37%]

#коэффициента поверхностного натяжения [59%]

@коэффициента поглощения

#диаметра трубы [3%]

#длины трубы

23. Устройство, преобразующее какую-либо измеряемую величину в сигнал, удобный для восприятия, называется

#генератором [14%]

#трансформатором [29%]

@датчиком [44%]

#усилителем [11%]

#гальванометром

25. Блок-схема электрокардиографа переключателя отведений и регистрирующего устройства содержит

@усилитель [14%]

#усилитель и электроды [22%]

#генератор [7%]

#генератор и усилитель [33%]

#самописец [22%]

28. Количество колебаний в единицу времени есть:

#фаза

#амплитуда [7%]

@частота [74%]

#период [18%]

#смещение

2. Величина и знак потенциала покоя определяются главным образом проницаемостью мембраны для:

#ионов Na и различием концентраций ионов Na внутри и снаружи клетки [2%]

#ионов С1 и различием их концентраций внутри и снаружи клетки

@ионов К и различной их концентрацией внутри и снаружи клетки [8%]

#органических ионов [2%]

#ионов К, Na и различной их концентрацией внутри и снаружи клетки [86%]

3. В тот момент, когда первоначально равный потенциалу покоя мембранный потенциал достигает порогового значения:

#происходит массовое открывание калиевых каналов [13%]

@происходит массовое открывание натриевых каналов [11%]

#проницаемость мембраны для ионов калия начинает уменьшаться

Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк — Продукция:

Назначение трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк.

Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк цифровой предназначен для съема, отображения и хранения результатов кардиологических исследований. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк – это новое поколение цифровых электрокардиографов, идеально сочетающих новейшие микропроцессорные технологии, элегантный дизайн, универсальность применения, удобство в работе и отменную надёжность.

Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк обладает следующими функциями:

• Индикация заряда батареи

• Антиреморный и сетевой фильтр

• Режим вывода копии последнего обследования на бумагу

• Режим вывода миллиметровой сетки на бумагу

• Контроль обрыва электродов

• Вход/выход в стандарте RS-232

• Автоматический и полуавтоматический режимы работы.

Благодаря продуманному устройству, трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк, в большинстве случаев, для регистрации экг требует только нажатия кнопки «старт» на интуитивно понятной влагозащитной клавиатуре. Световые индикаторы, расположенные рядом с ней, показывают всю необходимую информацию – режим работы, контакт в цепях электродов, состояние аккумуляторной батареи и.т.д.Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк так же позволяет вручную управлять регистрацией ЭКГ, таким образом, трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк может производить съём ЭКГ по Небу и в других системах отведений, включая длительную регистрацию ЭКГ с сохранением её в память прибора.

Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк специально разрабатывался отечественными специалистами, как экономичный прибор высшего европейского качества и последнего уровня технологии. Это дает трехканальному электрокардиографу экзт 12 01 геолинк ряд уникальных достоинств:

1. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк обладает удобным, современным, эргономичным дизайном, с малыми габаритами.

2. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк позволяет осуществлять регистрацию ЭКГ на доступной рулонной термобумаге шириной 110 мм.

3. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк имеет высокую ёмкость встроенной (но заменяемой при необходимости) аккумуляторной батареи.

4. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк позволяет записывать в память 24 обследования (длительностью по 5 секунд)

5. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк поставляется в удобном кейсе, который можно носить в руке или через плечо, а так же сам аппарат оснащен ручкой для переноски. Эти и другие особенности конструкции делают электрокардиограф экзт 12 01 геолинк идеальным прибором для регистрации ЭКГ на выезде, в палатах и т.п.

6. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк оснащен автоматом отключения, что позволяет предупреждать разрядку аккумулятора.

7. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк имеет функцию распечатки координатной сетки, что позволяет использовать самую доступную нелинованную бумагу.

8. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк может работать в автономном режиме от аккумулятора или стационарно от сети.

9. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк можно подключить к компьютеру, что позволяет использовать его в составе компьютеризированных рабочих мест.

10. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк имеет два автоматических режима регистрации ЭКГ – по 5 или 2,5 секунды.

11. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк позволяет передавать ЭКГ по телефону.

12. Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк – это продукт российских инновационных технологий. Выбирая его, Вы не только получаете удобный и качественный аппарат с современным европейским дизайном, по цене ниже своих аналогов и использующий самые доступные расходные материалы, но еще и поддерживаете развитие отечественной наукоемкой промышленности.

Технические данные трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк.:

Основные параметры трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк.

• Питание трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк может осуществляться осуществляется от:

1. сети переменного тока частотой 50 Гц напряжением 220 ± 22 В;

2. бортовой сети автомобиля напряжением 13 ± 0,5 В постоянного тока;

3. внутреннего источника питания — аккумулятора 12,6 В.

• Диапазон входных напряжений электрокардиосигналов трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк в пределах от 0,03 мВ до 10 мВ.

• Относительная погрешность измерения напряжения на частоте 2 Гц в диапазонах: от 0.1 до 0,5 мВ — не более 10%; свыше 0.5 мВ до 10 мВ — не более 5%.

• Нелинейность не более ±2%.

• Чувствительность выбирается из ряда 5, 10 или 20 мм/мВ.

• Относительная погрешность установки чувствительности не более ± 5 %.

• Эффективная ширина записи не менее 40 мм.

• Входной импеданс по всем входам (кроме R) на частоте 10 Гц не менее 5 МОм.

• Коэффициент ослабления синфазных сигналов не менее 100 000.

• Напряжение внутренних шумов, приведенное ко входу не более 15 мкВ.

• Постоянная времени не менее 3,2 с в каждом канале.

• Неравномерность амплитудно-частотной характеристики в диапазонах частот от 0,5 Гц до 75 Гц в пределах от -10% до +5%.

• Относительная погрешность измерения интервалов времени не более 5% в диапа¬зоне от 0,1 до 1 с.

• Дрейф нулевой линии за время регистрации в автоматическом режиме не превы¬шает 1,5 мм.

• Постоянный ток в цепи пациента не более 100 нА.

• Верхняя граница полосы пропускания усилителей 150 Гц ± 20 Гц по уровню -3 дЬ.

• Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк содержит схему определения обрыва электродов.

• Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк имеет схему быстрою успокоения базовой линии.

• Параметры тракта трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк соответствуют требованиям п.п. 3.1.4, 3.1.3, 3.1.13 при наличии постоянного напряжения 300 мВ ±10% любой полярности между любыми входами кабеля отведений.

• Время установления рабочих режимов трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк не более 1 мин. после включения и установки электродов.

• Длина кабеля отведений от электрокардиографа до электродных наконечников (включая коробку выносного блока) не менее 2,5 м. Обозначения и цветовая маркировка кабеля по ГОСТ 19687-89.

• По электробезопасности трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк соответствует требованиям ГОСТ Р 50267.0 и выполняется по классу зашиты II типа BF.

• Входная цепь выносного электрокардиоблока защищена от воздействия импульсов дефибриллятора.

Характеристики трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк.:

• Потребляемая мощность — не более 50 Вт.

• Масса трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк с выносным блоком пациента — не более 2,8 кг.

• Габариты трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк не более 280x190x100 мм. Габариты выносного блока не более 100x100x18 мм.

• Диапазон рабочих температур трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк от +10 до +40 °С. Максимальная влажность при температуре +25 °С — 98%.

• В упаковочной таре трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк может транспортироваться при температурах от -50 °С до +50 °С. Влажность до 100% при температуре +25 °С

• Гарантия на трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк – 12 месяцев.

Комплект трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк.

1 .Основной блок трехканального электрокардиографа ЭКЗТ 12 01 Геолинк – 1 шт.

2.Выносной блок трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк, с кабелем отведений – 1 шт.

3.Комплект электродов к трехканальному электрокардиографу экзт 12 01 геолинк – 1 комплект.

4.3арядное устройство аккумулятора трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк, для сети 220В, 50Гц – 1 шт.

5.Гель ЭКГ – 1 флакон.

6. Рулон термобумаги для трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк – 2 шт.

7.Сумка для переноски «Дипломат-медик» – 1 шт.

8.Инструкиия по эксплуатации трехканального электрокардиографа экзт 12 01 геолинк – 1 шт.

9.Методика поверки – 1 шт.

Файл: Вопр_к_экз_БТС-2018.docx — Страницы №№1-2

Вопросы к экзамену по дисциплине

«Биотехнические системы медицинского назначения. Часть 1»

1. Классификация электромедицинской аппаратуры. Состав и основные характеристики медицинских приборов.

2. Блок-схема электрокардиографа и основные характеристики входного сигнала ЭКГ. Входной блок и усилитель биопотенциалов. Требования к АЦП.

3. Блок-схема электроэнцефалографа и основные характеристики входного сигнала ЭЭГ. Составные узлы электроэнцефалографа и предъявляемые к ним требования.

4. Блок-схема электромиографа и основные характеристики входного сигнала ЭМГ. Составные узлы электромиографа и предъявляемые к ним требования. Измерение латентного периода.

5. Блок-схема электроплетизмографа и реографа, характеристики реоплетизмографического сигнала. Входные узлы приборов и узел калибровки, принцип работы.

6. Спирометры и спирографы, их разновидности, устройство, принципы работы.

7. Блок-схема и принцип работы пневмографа и ритмоспирометрического блока, построенного на его основе. Устройство, принцип работы и параметры отдельных узлов.

8. Методики и параметры сигналов, применяемые при миостимуляции. Структурная схема и принцип работы электромиографа с функциями электродиагностики и проведения по нерву.

9. Кардиостимуляторы, их виды и функциональные возможности. Дефибрилляторы, способы формирования сигнала воздействия для дефибрилляции.

10. Приборы для гальванизации и электрофореза. Параметры воздействия и характеристики приборов.

11. Аппарат для терапии диадинамическими токами. Принцип его работы, параметры воздействия, режимы работы и характеристики, возможности модернизации аппарата.

12. Аппарат для терапии модулированными синусоидальными токами, виды сигналов воздействия. Блок-схема аппарата, принцип его работы. Параметры воздействия, режимы работы и характеристики, возможности модернизации аппарата.

13. Структура аппарата для терапии модулированными токами для программного управления вводом, отображением информации и формированием сигнала воздействия. Принципы программного управления работой аппарата и алгоритмы управления.

14. Простейший аппарат для магнитотерапии (типа «Полюс), устройство, принцип действия, характеристики.

15. Блок-схемы аппаратов для магнитотерапии, управляемых программно, принципы работы.

16. Структура аппарата для электрохирургии, режимы работы, параметры воздействия, особенности эксплуатации.

17. Аппараты для индуктотермии и УВЧ-терапии, принципы работы и параметры.

18. Аппараты для терапии постоянным электрическим полем высокого, устройство и принцип действия. Параметры воздействия и характеристики.

19. Аппараты для Дарсонвализации. СМВ и ДМВ-аппаратура, достоинства и недостатки.

20. Возможности PIC контроллеров для воспроизведения сигналов сложной формы. Методические и аппаратные приемы их реализации на примере ЭКГ.

21. Алгоритм программы воспроизведения ЭКГ. Приемы организации программных циклов и работы с массивами по данному алгоритму.

22. Методика встраивания МК в медицинские приборы на примере реографа: анализ прототипа и формирование структуры модернизируемого прибора.

23. Программно управляемый нелинейный делитель для компенсации медленной составляющей реографического сигнала и аппаратная реализация микроконтроллерного блока управления реографом.

24. Алгоритм и программные фрагменты управления реографом со встроенным микроконтроллером.

25. Архитектура и модули старших моделей среднего семейства PIC-контроллеров.

26. Модуль таймера TMR1 и его программирование.

27. Модуль таймера TMR2 и его программирование.

28. Модули CCP, их структура и конфигурирование.

29. Применение модуля CCP в режиме сравнения.

30. Применение модуля CCP в режиме ШИМ.

31. Модуль АЦП, его структура и программирование.

32. Модуль USART, его структура и программирование.

33. Аналитическая техника, кондуктометрические методы анализа.

34. Визуальные и фотометрические методы анализа. Основные теоретические положения.

35. Устройство фотоколориметра и принципы его автоматизации на базе микроконтроллера.

Электрокардиограф

СОДЕРЖАНИЕ

Введение

1. Требования к электрокардиографу …………………………….4

2. Структурная схема прибора……………………………………5

3. Принципиальная схема прибора……………………………….6

4. Расчет погрешностей…………………………………………….20

Список литературы

ВВЕДЕНИЕ

Заболевания сердечно-сосудистой системы до сегодняшнего дня сохраняют лидирующее положение в структуре смертности и заболеваемости среди взрослого населения экономически развитых стран. И причинами этого часто является образ жизни, вредные привычки, стрессы, использование некоторых лекарственных средств, генетическая предрасположенность, неблагоприятный экологический фон и т.д.

Электрокардиография (ЭКГ) является незаменимым мероприятием в качестве мониторинга (наблюдения, контроля) за работой сердечно-сосудистой системы.

Электрокардиография (ЭКГ) — метод исследования сердечной мышцы путем регистрации биоэлектрических потенциалов работающего сердца. ЭКГ является основным методом в диагностике заболеваний сердечно-сосудистой системы.

Целью курсового пректирования является создание устройства, обеспецивающего съём ЭКС с пациента, его усиление, фильтрация, оцифровка и передача в ЭВМ. Съём ЭКС необходимо производить по первому отведению Эйнтховена.

ТРЕБОВАНИЯ К ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФУ

Электрокардиография – это запись электрических сигналов, генерируемых при работе сердца. Сигнал ЭКГ снимается с кожных покровов при помощи электродов, размещаемых в определённых точках.

Метод ЭКГ-диагностики основан на регистрации биоэлектрических потенциалов, возникающих в сердечной мышце во время сокращения. Отделы сердца охватываются возбуждением последовательно, поэтому на поверхности сердца регистрируется меняющаяся разность потенциалов между возбужденными и невозбужденными участками. Благодаря электропроводимости тканей организма эти электрические процессы можно уловить при размещении электродов на поверхности тела и по результатам ЭКГ судить о состоянии сердечно-сосудистой системы. По данным электрокардиограммы оценивают частоту и ритм сердечных сокращений, проводимость сердечной мышцы, общее состояние сердца.

Проведя анализ ЭКГ, можно выявить признаки перенесенного инфаркта миокарда, хронической ишемии миокарда, гипертрофии левого или правого желудочка, аритмий, выявить нарушения обмена калия, кальция и магния.

Расшифровка электрокардиограммы производится специалистом-кардиологом.

Входные цепи аппарата ЭКГ должны усиливать довольно слабый сигнал – в диапазоне напряжений 0,5-5 мВ в сочетании с постоянной составляющей величиной до ±300 мВ, которая возникает при контакте электрода с кожей, плюс симфазная составляющая величиной до 1,5 В между элетродами и общим проводом. Полоса частот, подлежащая обработке и анализу, составляет от 0,05 Гц до 100 Гц.

На сигналы ЭКГ могут накладываться различного рода шумы и помехи. Основные источники шумов и помех это:

— влияние сетевых помех с частотой 50 Гц и гармоник сетевого напряжения;

— влияние изменений параметров контакта электрода с кожей, приводящее к дрейфу постоянной составляющей;

— мышечные сокращения;

— дыхательные движения вызывают смещение постоянной составляющей;

— электромагнитные наводки от других электронных устройств, когда провода электродов ЭКГ играют роль антенн.

Для точной и достоверной регистрации ЭКГ необходимо принять все меры для отфильтрования или устранения перечисленных шумов.

2. СТРУКТУРНАЯ СХЕМА ПРИБОРА

Рисунок1.Структурная схема прибора

Блок электродов используется для снятия электрических сигналов, генерируемых при работе сердца, с кожных покровов. Электроды размещаются в определённых точках.

Входы цепи усилителя ЭКС не рассчитаны на высокие напряжения и могут быть повреждены, поэтому на входе схемы стоит блок защиты входной цепи.

Электрический сигнал, снимаемый электродами, очень мал и содержит шум. Прежде чем подвергать этот сигнал оцифровке, его необходимо усилить. Блок усиления и формирования сигнала может быть сконструирован на операционных усилителях.

Далее сигнал поступает в блок преобразования сигнала в цифровую форму, где также осуществляется его фильтрация. Работа системы организуется микроконтроллером, который обрабатывает полученные результаты и передает их через преобразователь интерфейса RS232 на ЭВМ с помощью оптронной развязки.

3. ПРИНЦИПИАЛЬНАЯ СХЕМА УСТРОЙСТВА

3.1. БЛОК ЭЛЕКТРОДОВ

Достаточная точность медицинских измерительных приборов невозможна без электродов с хорошими эксплатационными показателями и низким уровнем шумов.

В общем случае погрешности, вызванные «подэлектродными явлениями» могут быть разделены на 2 основные группы:

— погрешности биопотенциалов, вызванные изменением кожно-электродного импеданса;

— погрешности вследствие наличия контактных и поляризованных потенциалов электродов.

Для уменьшения влияния этих явлений на точность измерения биопотенциалов применяются малополяризующиеся электроды или так называемые обратимые, в которых металл контактирует со своими труднорастворимыми соединениями.

В данном приборе используется электрографический хлорсеребряный электрод (такие электроды получили наибольшее распространение). Хлорсеребряный электрод состоит из серебра и хлорида серебра Ag-AgCl, помещённых в раствор, сожержащий ионы хлорида, чаще хлорида натрия или калия.

Используются одноразовые электроды, они предпочтительнее, так как всегда готовы к употреблению, имеют большую клеящую поверхность, исключающую смещение электродов.

Рисунок 2. Конструкция электрода

Пористая диафрагма со слоем серебра;
Поры, одна часть из которых заполнена солью AgCl, а другая электролитом;
Спай, обеспечивающий электрический контакт токоотвода 4 со слоем серебра;
Токоотвод;
Корпус.

На амлитуду снимаемого сигнала и уровень перекрестных помех влияют форма электродов (дисковая или прямоугольная), а также межэлектродное расстояние и площадь их поверхности. Амплитуда снимаемого сигнала пропорциональна межэлектродному расстоянию, в то время как полоса пропускания с увеличением этого расстояния уменьшается. Увеличение площади поверхности электродов также ведет к увеличению амплитуды получаемого сигнала и способствует большей стабильности изолинии, однако при этом резко возрастает влияние перекрестных помех. Принимая во внимание эти факторы, были выбраны электроды торговой марки Skintact (Австрия) – ЭКГ-Электрод одноразовый FS-50 (FS50) самоклеящийся, диаметр 50 мм для взрослых.

Рисунок 3. Электрод одноразовый FS-50

Пенопласт, применяемый в ЭКГ-Электроде одноразовом FS-50 (FS50), изготовлен на основе полиэтилена, поэтому он не пропускает жидкость. Также данный электрод имеет сверхпрочный клей для надежной адгезии с кожей пациента. Присоединительные клеммы электродов выполнены из прочной нержавеющей стали, что обеспечивает стандартные допуски и минимальный износ присоединительных проводов.

Контактная часть датчика имеет слой из серебряного (Ag) или хлорсеребряного покрытия (AgCl). Причем, благодаря технологии “C-LINE” слой хлорсеребряного покрытия наносится только на стыке с гелем, что предотвращает губительный эффект коррозии и обеспечивает неизменное качество в течение всего срока годности одноразовых ЭКГ-Электродов.

3.2. БЛОК ЗАЩИТЫ ВХОДНОЙ ЦЕПИ

Блок защиты входной цепи представляет собой ограничительные резисторы и двухстороннее диодное ограничение.

Сопротивление кремниевых диодов велико и практически не влияет на Z_вх. Ограничительные резисторы монтируются на входе кабеля отведений.

В этой схеме появление повышенного напряжения любой полярности на любом из проводов вызовет открывание соответствующей пары диодов, которые «гасят» входной сигнал, не давая ему пройти на вход усилительной части.

Рисунок 4. Схема блока защиты входной цепи

3.3. БЛОК УСИЛЕНИЯ

Блок усиления и формирования сигнала может быть сконструирован на операционных усилителях. Применение специализированных инструментальных усилителей способствует снижению затрат, уменьшению размеров устройства и экономии времени разработчика. Идеальный усилитель биопотенциалов должен иметь бесконечно большое входное сопротивление, полностью подавлять помехи от силовой сети, быть нечувствительным к потенциалам поляризации и помехам, лежащим за пределами полосы частот полезного сигнала. Он не должен вносить собственные шумы, частотные и нелинейные искажения в рабочей полосе частот и в динамическом диапазоне полезного сигнала.

Учитывая эти параметры, был выбран инструментальный усилитель фирмы Analog Devices AD620.

ХАРАКТЕРИСТИКИ УСИЛИТЕЛЯ

ПАРАМЕТРЫ
Коэффициент усиления	1…1000
Диапазон частот (-3 дБ), кГц К=1 К=10 К=100 К=1000	1000 800 120 12
Входной ток, нА	1
Напряжение смещения нуля, мкВ	50
Ток потребления, мА	1,3
Коэффициент ослабления симфазного сигнала, дБ	100
Напряжение шума
Диапазон рабочих температур,	-40…+85

Расчет коэффициента усиления DA1 – AD620

Чтобы снизить напряжение помех и обеспечить линейный режим работы усилителя, используют индифферентный электрод (Right Leg Driver –RLD), с помощью которого на биообъект подается инвертированное напряжение синфазных помех, усиленное в 91 раз.

Применен операционный усилитель типа OP97 – малопотребляющий, прецизионный ОУ.

Расчет коэффициента усиления DA2 – OP97

3.4. БЛОК ПРЕОБРАЗОВАНИЯ В ЦИФРОВОЙ КОД

АЦП управляется при помощи нескольких внутренних регистров. Это: регистр обмена, регистр режима, два регистра фильтра, три регистра калибровки нуля шкалы, три регистра калибровки полной шкалы и регистр данных. Данные в эти регистры записываются через последовательный интерфейс; этот же интерфейс позволяет также считывать данные из указанных регистров. Любое обращение к любому регистру должно начинаться с операции записи в регистр обмена. После включения питания или сброса АЦП ожидает записи в регистр обмена. Данные, записываемые в этот регистр, определяют тип следующей операции (чтение или запись), а также к какому регистру будет идти обращение.

Настройка записи ЭКГ (блок-схема и форма волны)

Кривая ЭКГ

Вот как выглядит кривая ЭКГ:

Деполяризация

Когда возникает электрическая активность, волокна сердечной мышцы сокращаются и производят движение. Это состояние обозначается как Деполяризация . Когда кровь перекачивается по телу, она вызывает сокращение. Сужение камер называется систолическим.

Реполяризация

Реализация сердечных мышц называется электрической реполяризацией .Расслабленные камеры сердца называются диастолическими.

Волна	Начало	Амплитуда (мВ)	Продолжительность (секунды)
Зубец P	Из-за деполяризации предсердий	0,25	от 0,12 до 0,22 (интервал PR)
Зубец R (комплекс QRS)	Из-за реполяризации предсердий и сокращения желудочков	1,60	от 0,07 до 0,1
Зубец Т	Из-за расслабления миокарда	0.От 1 до 0,5	0,05 до 0,15 Интервал ST
Интервал ST	Сокращение желудочков	—	—
Зубец U	Из-за медленного расширения волокон Пуркинье	<0,1	0,2 ( Интервал T — U)

Блок-схема установки записи ЭКГ

Схема защиты дефибриллятора

Один конец электродов подсоединяется вдоль прямой, левой, грудной и левой сторон пациента.Другой конец электрода проходит через схему защиты дефибриллятора. Схема защиты имеет буферный усилитель и схему защиты от перенапряжения.

Логика выбора отведений

Этот блок помогает выбрать тип системы электродов отведений. Мы можем выбрать либо биполярную, либо усиленную систему электродов.

Калибровочная цепь

Калибровка — это процесс, который помогает устранить ошибки в системе. Здесь любые изменения в схеме выбора отведений приводят к появлению артефактов на выходе ЭКГ.Таким образом, блок калибровки помогает технику исправить ошибку в выходе ECG .

Предварительный усилитель

В качестве предварительного усилителя используются инструментальный усилитель и дифференциальный усилитель с высоким коэффициентом усиления и высоким CMRR.

Усилитель мощности

Выходной блок управляется усилителем мощности. После усиления сигнала с помощью предварительного усилителя он поступает на усилитель мощности. К блоку вывода прилагается перьевой мотор. Для начала записи на ручном самописце требуется высокая электрическая мощность.Следовательно, в качестве усилителя мощности используются усилители с высоким коэффициентом усиления.

Сеть обратной связи

Сеть обратной связи используется для демпфирования двигателя пера.

Выходной дисплей

В качестве устройства вывода выступает либо CRO, либо самописец с перьевой диаграммой.

Блок-схема аппарата ЭКГ и работа

Блок-схема аппарата ЭКГ и работа:

Блок-схема аппарата ЭКГ

Обычно мы используем вышеуказанную установку для измерения и построения графиков. ЭКГ.Основные блоки аппарата ЭКГ и функции каждого блока описаны ниже.

1. Электроды. Мы знаем, что электродов ЭКГ, которые в основном используются для снятия ЭКГ, пять. Поместив эти электроды на соответствующие части тела.

2. Селектор отведений: Как было сказано ранее, каждая пара отведений передает определенную информацию. Поэтому для соответствующей формы волны или вида мы должны выбрать подходящую пару отведений. Пару отведений можно выбрать с помощью переключателя отведений, который можно переключать на разные пары отведений в соответствии с типом необходимой формы волны.

3. Предварительный усилитель: сигнал ЭКГ имеет очень слабые уровни амплитуды. Поэтому необходимо, чтобы для правильного анализа и построения графика форма волны была усилена. В качестве предварительного усилителя используется операционный усилитель или инструментальный усилитель с высоким коэффициентом усиления. У них высокий CMRR и чрезвычайно высокий входной импеданс.

4. Драйвер: Мы используем приводной двигатель подходящей спецификации для приведения в движение бумажного валика. Обычно кривую ЭКГ необходимо нанести на движущуюся диаграмму, чтобы определить нарушения (если они есть) в областях P, Q, R, S, T и U кривой ЭКГ.Таким образом, движением бумаги и скоростью движения можно управлять с помощью приводного двигателя, который приводит в действие ролик.

5. Гальванометр PMMC: Гальванометр PMMC (движущаяся катушка с постоянным магнитом) — это особый тип устройства, в котором отклонение катушки зависит от амплитуды и полярности сигнала, подаваемого на его вход. Кончик ручки с горячим наконечником подсоединяется к диаграммной бумаге. Таким образом, ручка будет покоиться в центре своего движения, когда в катушке не течет ток.Таким образом, направление отклонения катушки и количество отклонений определяется амплитудой и полярностью кривой ЭКГ.

6. Стилус с острым концом и нагреватель иглы: В большинстве распространенных методов записи ЭКГ мы используем иглу с острым концом для термографической записи. Это связано с тем, что мы обычно используем тепловизоры для построения осциллограмм. Стилус всегда остается горячим благодаря источнику питания нагревателя иглы. Пишущий наконечник представляет собой стилус, нагретый проволокой сопротивления.

7. Регистраторы: Как уже говорилось, обычно мы используем тепловизоры для представления формы волны ЭКГ.Бумага, используемая в терморегистраторах, изготовлена из специального материала, который при нагревании становится черным. Горячий кончик стилуса будет окрашивать белую бумагу в черный цвет при каждом прикосновении. Кончик иглы перемещается в соответствии с движением катушки, которое, в свою очередь, пропорционально амплитуде и полярности кривой ЭКГ. Поскольку кончик стилуса соприкасается с самописцем термограммы, получается четкое представление формы волны ЭКГ.

Двухэлектродная ЭКГ для амбулаторного мониторинга с минимальной аппаратной сложностью

Датчики (Базель).2020 Apr; 20 (8): 2386.

Поступила в редакцию 30 марта 2020 г .; Принято 21 апреля 2020 г.

Лицензиат MDPI, Базель, Швейцария. Эта статья представляет собой статью в открытом доступе, распространяемую в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution (CC BY) (http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/). Эта статья цитировалась другими статьями в PMC. .

Abstract

В этой статье представлена двухэлектродная электрокардиограмма без заземления (ЭКГ) с минимальной аппаратной сложностью, которая идеально подходит для носимых устройств с батарейным питанием.Основной проблемой безземельных измерений является наличие шума. Поэтому подробно обсуждаются способы подавления шума, которые можно использовать для двухэлектродной системы сбора данных ЭКГ. Экспериментальные измерения живого объекта и симулятора пациента используются для исследования и сравнения производительности трех предложенных методов с использованием аналогового интерфейса ADS1191 для измерения биопотенциала. Результирующие сигналы, записанные для симулятора, показывают, что все три метода должны подходить для подавления шума линии электропередачи.Спектральная плотность мощности (PSD) сигналов, измеренных для испытуемых, демонстрирует различия между методами; мощность сигнала при 50 Гц составляет -28, -24,8 и -26 дБ для первого, второго и третьего метода соответственно. Цифровая постобработка измеренных сигналов позволила получить высококачественный сигнал ЭКГ, сопоставимый с трехэлектродным зондированием. Измерения потребления тока показывают, что все предложенные решения для двухэлектродной ЭКГ подходят в качестве устройства с батарейным питанием (потребление тока <1.5 мА; частота дискретизации 500 SPS). Первый метод, по результатам, считается наиболее эффективным методом подавления шума линии электропередачи, потребления тока и сложности оборудования.

Ключевые слова: ЭКГ, два электрода, конструкция оборудования, подавление шума, потребление тока, ведомая правая нога

1. Введение

В настоящее время стареющее общество является одной из проблем, возникающих в глобальном масштабе. Демография мирового населения за последние десятилетия показала, что доля людей старше 60 лет увеличилась с 9.От 2% в 1990 г. до 11,7% в 2013 г. и ожидается, что к 2050 г. он достигнет 21,1% (2 млрд) [1]. В свете этой тенденции можно предположить, что традиционное здравоохранение с точки зрения концепции, ориентированной на больницу, не сможет удовлетворить будущие потребности. Таким образом, концепция профилактического здравоохранения или домашнего ухода стала многообещающим решением, которое позволяет нам регулярно и систематически измерять состояние нашего здоровья вне больниц (например, дома, в офисе и т. Д.). Устройства мониторинга должны быть небольшими, маломощными, портативными и носимыми [2,3,4].По данным Всемирной организации здравоохранения, сердечно-сосудистые заболевания являются основной причиной смертности во всем мире [5]. У пожилых людей также высок риск сердечно-сосудистых заболеваний, и с возрастом это становится более проблематичным. Симптомы сердечно-сосудистых заболеваний неопределенные или прерывистые. Поэтому предпочтительно контролировать сердечную деятельность человека в любое время и в любом месте, когда возникают симптомы. Электрокардиограмма (ЭКГ) является наиболее распространенным методом диагностики сердечно-сосудистых заболеваний.ЭКГ способна выявить практически любые сердечные аномалии на ранней стадии и представляет собой важный инструмент для оценки сердечно-сосудистой системы [6]. Двенадцатиэлектродная ЭКГ (например, холтеровская) считается золотым стандартом в клинической практике [7]. Однако трехэлектродная ЭКГ обеспечивает достаточную чувствительность (≈98%) и специфичность (≈74%) для различения нативной и патологической электрической активности сердца [8,9]. В этой конфигурации два электрода используются для измерения разности потенциалов на поверхности тела, а третий электрод обеспечивает обратный путь с низким импедансом для снижения шума.Желательно иметь несколько электродов, чтобы снизить затраты на систему регистрации ЭКГ и повысить комфорт пациента. Однако удаление третьего электрода является сложной задачей из-за значительно более высоких электромагнитных помех (EMI) и более низкого отношения сигнал / шум (SNR) в двухэлектродных системах по сравнению с трехэлектродными системами регистрации ЭКГ [10].

Записи биопотенциала, такие как ЭКГ, часто содержат помехи от электросети с частотой 50 Гц (в Европе и большей части Азии) или 60 Гц (в США и Канаде).Эти помехи возникают из-за емкостной связи между телом пациента и кабелями электродов, с одной стороны, и линиями электропередач, с другой. Источники помех от линий электропередачи кратко описаны в.

Блок-схема помех от линии питания в системе получения трехэлектродной электрокардиограммы (ЭКГ) (на основе [11]).

Конденсаторы C ₁ и C ₂ действуют как конденсаторы связи между телом пациента и линией питания, а также телом пациента и землей, соответственно.Конденсатор C _S представляет собой емкость между линией питания и системой сбора данных ЭКГ, в то время как конденсаторы C _CB символизируют емкости между линией питания и кабелями электродов. Другой источник шума связан с разным заземлением системы сбора ЭКГ и источника питания переменного тока, что приводит к емкости связи C _ISO между заземлением переменного тока и землей системы сбора ЭКГ [11,12] . На фиг.1 изображена система сбора ЭКГ с одним отведением, использующая три электрода.Он измеряет биопотенциал между электродами LA (левая рука) и RA (правая рука). Третий электрод RL (правая нога), иногда называемый электродом сравнения, используется для минимизации помех от линии электропередачи посредством уменьшения синфазного напряжения, получаемого от тела пациента.

Есть несколько общих методов улучшения подавления синфазного сигнала (CMR). Емкость связи C _S может быть устранена путем помещения системы сбора данных ЭКГ (т. Е. Аналогового входного каскада) в экранированный корпус, а емкость связи кабеля C _CB может быть устранена путем использования экранированных электродных кабелей.Эффект экранирования кабеля представлен в [13,14]. Систему CMR можно улучшить, улучшив изоляцию между заземлением устройства и заземлением пациента (C _ISO). Следовательно, системы регистрации ЭКГ с батарейным питанием показывают очень высокий CMR [11]. Устранение шума, вызванного разделительными конденсаторами C ₁ и C ₂, является наиболее важным шагом, поскольку шум линии электропередачи собирается от тела пациента и передается как синфазное напряжение ( В _CM) на входы дифференциального усилителя.Синфазный сигнал — это сигнал, который появляется одновременно и синфазно на обоих входах усилителя. Шум линии электропередачи, исходящий от корпуса, представляет собой синфазное напряжение. Его следует эффективно уменьшить, используя усилитель с дифференциальным входом с высоким коэффициентом подавления синфазного сигнала (CMRR) и высоким входным сопротивлением. CMRR представляет способность усилителя отклонять синфазные сигналы и определяется как отношение между амплитудой синфазного сигнала и амплитудой эквивалентного дифференциального сигнала [15,16].К сожалению, на обоих входах синфазные сигналы не совпадают из-за несоответствий в импедансах электрод-кожа, импедансах кабеля, схемах защиты входа (обычно включающих резисторы, конденсаторы, диоды и т. Д.) И входных сопротивлениях усилителя [11, 17]. Это преобразование синфазного напряжения в дифференциальное напряжение ( В _DM) также необходимо учитывать.

Помехи в дифференциальном режиме (DM) вызываются многими эффектами, и это также причина, по которой необходимы экранированные кабели.Неэкранированные кабели страдают от помех от линий электропередачи из-за емкости C _CB, показанной на. Ток протекает от сети электропитания через емкости C _CB, полное сопротивление электрод-кожа Z _E1 и Z _E2 и емкость C ₂ корпус-земля до на землю, создавая разность напряжений В _DM между электродами из-за разного импеданса электрод-кожа ( Z _E1 ≠ Z _E2).Этот тип помех известен как помехи DM [18,19].

Помехи линии питания в двухэлектродной системе сбора данных ЭКГ, подчеркивающие помехи в дифференциальном режиме.

Дифференциальное напряжение В _DM можно рассчитать следующим образом [18,20]:

где i ₁ и i ₂ — токи смещения, связанные с выводами электрода. Напряжение В, , _{, DM,}, зависит от расстояния между линиями питания и кабелями электродов, а также от длины кабелей электродов.Если длина выводов электродов одинакова, а выводы проходят близко друг к другу, то токи смещения будут равны ( i ₁ = i ₂). Если токи i ₁ и i ₂ в имеют типичное значение 10 нА _pp и дисбаланс импеданса электрод-кожа ( Z _e1 — Z _e2) составляет всего 20 кОм, то величина биполярного сигнала на входе системы ЭКГ при 50 Гц будет целых 200 мкВ _pp [21].Согласно стандарту AAMI EC 11, максимально допустимый системный шум составляет 30 мкВ _p-p для ЭКГ. На практике невозможно иметь i ₁ = i ₂, потому что выводы не могут проходить близко друг к другу, поэтому i ₁ ≠ i ₂. Если мы уравновесим импедансы электрод-кожа так, чтобы Z _E1 = Z _E2, например, с помощью метода, описанного в [20], дифференциальное напряжение V _DM не будет равно нулю в уравнении ( 6), поскольку выводы имеют разные емкостные связи C _CB и, следовательно, к выводам протекают разные токи.Экранирование кабеля гарантирует, что токи линии питания не могут протекать к выводам электродов, а помехи максимально преобразуются в синфазный сигнал. Предыдущее исследование [14] показало, что экранирование кабеля увеличивает ослабление шума линии электропередачи на 19,3 дБ, поэтому в наших экспериментах использовались экранированные кабели.

Еще одним источником помех DM является ток смещения i _b, протекающий в тело от линии питания через емкость C ₁ и C ₂ на землю.Если принять типовые значения 3 и 300 пФ для C ₁ и C ₂ , соответственно, то ток i _b менее 1 мкА _pp протекает от линии электропередачи через тело на землю [21]. В модели предполагается, что некоторая часть тока i _b протекает по внутреннему сопротивлению тела Z _b. Этот импеданс зависит от ориентации пациента и положения относительно кабелей питания [22].Тогда мешающее напряжение DM, вызванное импедансом Z _b, равно

Если использовать максимальные значения i _b = 1 мкА _pp и Z _b = 500 Ом, то В _DM = 0,5 мВ _pp, что на уровне напряжения измеренный сигнал ЭКГ [19]. Мы можем уменьшить помехи DM, уравновешивая синфазный вход электрода и усилителя, но все еще остается некоторая часть помех из-за Z _b.

Общее входное напряжение помех В _i определяется следующим образом [22,23]:

Vi = VDM + VCM (1CMRR1 + 1CMRR2),

(3)

где V _DM и V _CM — дифференциальное и синфазное напряжения соответственно. Оба напряжения являются продуктом тока смещения i _b. CMRR ₁ в (3) описывает влияние дисбаланса импеданса электродов Δ Z _E = Z _E1 — Z _E2:

где Z _c — входное сопротивление КМ усилителя на частоте питающей сети (см.).Высокий дифференциальный импеданс усилителя представлен как Z _d. Типичное значение CMRR ₁ составляет 60 дБ для экранированных электродных выводов [24]. CMRR ₂ в (3) — это коэффициент подавления синфазного сигнала используемого усилителя (95 дБ для ADS1191, используемого в этой статье). Типичное значение V _CM может варьироваться от милливольт до десятков милливольт, но может достигать значения 200 мВ _p-p [21,22,24].В общем, если мы используем V _DM = 0,5 мВ _pp, V _CM = 10 мВ _pp, CMRR ₁ = 60 дБ и CMRR ₂ = 90 дБ, то суммарное напряжение помех В _и согласно (3) будет 510 мкВ _pp. Если мы изменим значение V _CM на 200 мВ _p-p, то V _i будет 704 мкВ _p-p.

Хотя используется дифференциальный усилитель с высоким CMRR, дифференциальный усилитель не полностью подавляет шум. Более того, очень высокий уровень шума может вызвать насыщение входа усилителя, и тогда будет невозможно извлечь ЭКГ из зашумленного сигнала. Затем необходимо использовать дополнительный метод подавления шума. Схема с управляемой правой ногой (DRL) часто используется для уменьшения синфазного напряжения. Схема DRL определяет входное синфазное напряжение на входах [25] или выходах [11] дифференциального усилителя.Он увеличивает CMRR, управляя электродом правой ноги (RL) через инвертирующий усилитель, действуя как фильтр нижних частот. В системах сбора данных с использованием трех электродов подавление шума с помощью схемы DRL очень эффективно. Напротив, из-за отсутствия третьего электрода сравнения снижение шума линии электропередачи в двухэлектродной системе более сложно. Такая система обычно представляет собой портативную систему сбора данных с батарейным питанием, которая записывает сигнал ЭКГ из двух точек измерения, расположенных на различных частях тела, например.г., ладони [26], запястья [27,28] и большие пальцы рук [29,30,31]. Кроме того, в этих системах обычно используются бесконтактные бесконтактные (то есть сухие) электроды, что приводит к увеличению помех при записи ЭКГ.

Исследовательское сообщество уже опубликовало множество решений по подавлению шума линий электропередач для двухэлектродной системы ЭКГ [30,31,32]. В исследовательских работах представлены электрические схемы, состоящие из различных комбинаций операционных усилителей и дискретных компонентов. Однако они не смогли значительно уменьшить общий размер системы ЭКГ, что является важным параметром для такой системы.Поэтому мы сосредоточились на использовании коммерческого аналогового внешнего чипа ЭКГ с решениями по подавлению шума, взятыми из опубликованных исследовательских работ. В этой статье мы представляем сравнение трех методов подавления шума для конструкции двухэлектродной системы ЭКГ. Остальная часть статьи организована следующим образом. В разделе 2 подробно описан наш проект с точки зрения архитектуры системы измерения, необходимого оборудования и программного обеспечения. В разделе 3 сообщается о характеристиках методов подавления шума, экспериментах с симулятором и живыми предметами, результатах измерений и текущем потреблении предлагаемых решений.Наконец, выводы сделаны в разделе 4.

2. Материалы и методы

Мы решили использовать аналоговый интерфейс ADS1191, разработанный для двухэлектродных измерений ЭКГ. ADS1191 — это маломощный интегрированный аналоговый интерфейсный модуль для приложения ЭКГ от Texas Instruments. Эта версия ADS содержит один входной канал 16-битного дельта-сигма аналого-цифрового преобразователя со встроенным усилителем с программируемым усилением, внутренним опорным сигналом и встроенным генератором. Он работает со скоростью передачи данных до 8 kSPS.Он включает в себя встроенный усилитель с приводом от правой ноги, детектор отвода и генератор тестового сигнала. ADS1191 позволяет создавать одноканальные системы ЭКГ со значительно уменьшенными размерами (5 × 5 мм2), мощностью и общей стоимостью. Наиболее критическими параметрами для конструкции двухэлектродной системы ЭКГ являются CMRR 95 дБ и наличие цепи DRL [33].

ADS1191 (ADS) управляется микроконтроллером ATmega328P (MCU) через последовательный периферийный интерфейс (SPI). Параметры, такие как частота дискретизации, коэффициент усиления дифференциального усилителя и использование схемы DRL, могут быть установлены MCU.ADS и MCU питаются от стабилизатора напряжения с малым падением напряжения (LDO), подключенного к литий-полимерной (LiPo) батарее. Следовательно, дискретизированные данные, собранные MCU, отправляются на ПК через интерфейс USB с помощью преобразователя UART в USB. Затем измеренные данные анализируются на ПК с помощью MATLAB (версия 9.5.0, MathWorks, США). Блок-схема измерительной системы представлена на рис. Для генерации биполярного входного сигнала использовался симулятор монитора жизненных функций ProSim 2 (FLUKE, США). Симулятор ProSim 2 может генерировать сигналы ЭКГ с определенной величиной комплекса QRS и желаемой частотой сердечных сокращений.Он также может генерировать искусственные сигналы, такие как квадрат, треугольник, последовательность импульсов и синусоидальную волну с желаемой амплитудой и частотой. На входы ADS1191 с симулятора подавался синусоидальный сигнал с частотой 5 Гц и амплитудой 1 мВ. Тренажер питался от автономной батареи. Сигнал был дискретизирован с частотой 500 SPS. Если мы используем на входе синусоидальный сигнал, то вычисление отношения сигнал / шум на выходе ADS1191 будет простым.

Блок-схема измерительной системы.Красный сценарий обозначает питание системы ЭКГ от адаптера переменного / постоянного тока, где данные передаются на ПК через USB-кабель. Синий сценарий обозначает систему ЭКГ с батарейным питанием, в которой данные передаются по беспроводной сети через Bluetooth.

Функциональная блок-схема интересующей части показана на. Интересующая нас часть показывает электрическую цепь, отвечающую за подавление шума линии электропередачи — цепь ДХО. Эта схема воспринимает синфазный сигнал от инструментального усилителя (интегрированного в ADS1191) резисторами 400 кОм (R _CM), а затем управляет правой ногой (RL) через инвертирующий усилитель.Цепь ДХО может быть программно подключена или отключена переключателями S1 и S2.

Часть функциональной блок-схемы со схемой ведомой правой ноги (DRL).

Коэффициент усиления и частота среза цепи обратной связи DRL регулируются внешним резистором R _ext и конденсатором C _ext. Коэффициент усиления усилителя DRL G вычисляется как [11]:

где Z _F зависит от частоты и представляет собой параллельную комбинацию резистора R _ext и конденсатора C _ext:

Объединение уравнений (5) и (6) приводит к следующему уравнение, описывающее общий коэффициент усиления усилителя DRL:

G = −2 · Rext1 + jωRextCextRCM = (- 2 · RextRCM) · (11 + jωRextCext) = A · (11 + jωRextCext),

(7)

где A представляет собой общий коэффициент усиления усилителя DRL в области полосы пропускания.Частота среза фильтра нижних частот контура ДХО определяется как

2.1. Трехэлектродная система регистрации ЭКГ

Для получения эталона сначала использовалась трехэлектродная система ЭКГ для сравнения трехэлектродной системы с двухэлектродной системой ЭКГ. Входы IN + и IN- ADS1191 были подключены к выходам симулятора LA и RA, а третий электрод — выход схемы DRL (RL) — был подключен к выходу RL симулятора. Значения R _ext и C _ext составили 1 МОм и 1.5 нФ соответственно. Частота отсечки f _c тогда составляла около 106 Гц, а коэффициент усиления G усилителя DRL, рассчитанный по уравнению 7, составлял приблизительно -4,5 для частоты 50 Гц. Значения R _ext и C _ext были взяты из типовой схемы приложения ADS1191. Хотя значение усиления невелико по сравнению с некоторыми другими исследованиями, например, [34] использует примерно в десять раз большее усиление DRL, аналоговые интерфейсы с относительно высоким подавлением синфазного сигнала требуют низкого снижения синфазного сигнала схемой DRL [ 24].Этот факт подтверждается и измерениями, приведенными в разделе результатов. Измеренный сигнал и его оценка спектральной плотности мощности (PSD) показаны на рис. Оценка PSD была основана на методе Велча. Для оценки PSD использовалось окно Хэмминга с длиной в одну секунду и 50% перекрытием окон. Сигнал измерялся в течение 1 мин, но показаны только первые 5 с. Видно, что на частоте линии электропередачи (50 Гц) шума нет, но все же есть некоторый фоновый шум из окружающей среды.

Первые 5 секунд выходного сигнала (вверху) и оценки спектральной плотности мощности (PSD) (внизу) трехэлектродной системы с включенной схемой DRL.

SNR часто используется для сравнения уровня полезного сигнала с уровнем фонового шума. Мы рассчитали SNR из односторонней PSD в соответствии со следующим уравнением:

SNR = 10 log10PsignalPnoise = Psignal, дБ − Pnoise, дБ [дБ],

(9)

где P _сигнал — это мощность синусоидального входного сигнала несущей (5 Гц), а P _noise — мощность фонового шума без учета составляющей постоянного тока и первых двух гармоник (кратных сигналу несущей). ).Расчетный SNR сигнала составил 28,73 дБ ().

Ситуация без цепи ДХО изображена на. Схема ДХО была отключена отключением электрода РЛ от имитатора. Шум линии электропередачи представлен на частоте 50 Гц и кратной ее частоте. Кроме того, к сигналу добавлялся дополнительный шум на частоте питающей сети ± 5 Гц (см.). То же самое для кратных частот в сети. Расчетный SNR составил 8,83 дБ. Сравнение и показывает эффективность и важность схемы DRL в измерении ЭКГ.

Первые 5 с выходного сигнала (вверху) и оценка PSD (внизу) трехэлектродной системы с отключенной схемой ДХО.

2.2. Двухэлектродная система регистрации ЭКГ

Существует множество конструкций двухэлектродной системы для измерения ЭКГ [26,27,28,29,30,31,32]. Мы выбрали два типа решений для подавления сетевых шумов в двухэлектродной системе ЭКГ из опубликованных исследований и применили их для аналогового внешнего интерфейса ЭКГ, встроенного в один чип. Выбранные решения характеризуются меньшей аппаратной сложностью, что желательно для небольших портативных устройств сбора данных.

Первое из решений представлено в [23,31,32]. Выход схемы ДХО соединен с входными электродами через резисторы с большим значением сопротивления. Это решение представлено в файле. Поэтому мы смещали входы IN + и IN- выходом схемы ДХО через резисторы 10 МОм. Номинал этих резисторов должен быть высоким (≈MΩ), потому что они ограничивают ток, идущий к пациенту через цепь DRL. Входы IN + и IN- были подключены к выходам симулятора RA и LA через экранированные кабели длиной один метр с экраном, соединенным с сигнальной землей.

Предлагаемые решения для двухэлектродной системы ЭКГ ( a ) с использованием DRL с резисторами 10 МОм, ( b ) с использованием активных электродов и ( c ) с использованием комбинации предыдущих решений.

Еще одно уникальное решение двухэлектродной системы ЭКГ представлено в [30]. В этом решении не используется ДХО для измерения ЭКГ большого пальца руки с использованием безжелевых сухих электродов. В нем используется усилитель с единичным усилением (буфер), встроенный на тыльную сторону поверхности электрода.Буфер преобразует высокий импеданс сухого электрода в низкий выходной импеданс, что помогает изолировать электроды от входов ADS1191 и уменьшить помехи от фона. Кроме того, повторители напряжения на входах компенсируют разницу в импедансе электрод-кожа между двумя измеренными точками на теле. Эта функция помогает существенно увеличить CMRR. Аналогичное решение используется при емкостном считывании сигнала ЭКГ [35]. В случае емкостного считывания сигнала задняя сторона электрода экранирована из-за защиты от шума.Этот тип электрода называется активным электродом. Сигнал с активных электродов продолжает поступать на входы инструментального усилителя (б).

В случае использования схемы DRL для подавления синфазного сигнала (a), модель помех, изображенная в, будет преобразована в модель в. Эта модель была введена авторами в [23], из которой было заимствовано наше решение. Ток смещения i _b разветвляется на токи, текущие к телу через импеданс Z ₂ и к системе ЭКГ через импедансы электродов Z _E1 и Z _E2.Полные сопротивления Z ₂ и Z _ISO представляют собой реактивные сопротивления емкостей связи C ₂ и C _ISO соответственно.

Эквивалентная схема модели помех с использованием ДХО.

В [23] было показано, что синфазный импеданс Z _c управляется синфазным коэффициентом усиления G цепи DRL:

Использование высокого значения R обеспечивает высокое входное сопротивление дифференциального режима Z _d, что равно 2 R .Мы использовали R = 10 МОм и коэффициент усиления DRL G = −4,5. Следовательно, Z _c = 1,8 МОм, согласно уравнению (10). Общее входное мешающее напряжение В _i для модели, показанной в, составляет [23]

Vi = ibZ2Zc + 2 (Z2 + ZISO) (ΔZE + ZcCMRR2).

(11)

Согласно экспериментальным измерениям и графику, приведенному в [23], в котором предполагается, что i _b составляет прибл. 105 нА, CMRR ₂ = 90 дБ (аналогично CMRR ADS1191), а наш Z _c = 1.8 МОм, общие входные помехи В _i будут примерно 52,5, 78,8 и 131,3 мкВ для Δ Z _E = 10, 20 и 40 кОм соответственно.

В [30] INA333 (Texas Instruments, США) используется в качестве дифференциального усилителя с относительно высоким CMRR 100 дБ. ADS1191 имеет очень похожий CMRR (95 дБ). Цепь DRL ADS1191 была отключена программно путем отключения переключателей S1 и S2, как показано на рис. В качестве входного буфера использовался OPA2333 (Texas Instruments, США).OPA2333 объединяет два операционных усилителя OPA333 в один корпус. Имитатор подключался к входам так же, как и в предыдущем случае, экранированными кабелями длиной один метр.

Третье протестированное решение представляет собой комбинацию повторителей напряжения на входах и выходах схемы DRL, подключенных к входам через резисторы 10 МОм (c). Это решение аналогично решению, использованному в [36]. Схема DRL ADS1191 была включена программно, и имитатор был подключен к входам с помощью экранированных кабелей длиной один метр.Однако, хотя экранированный кабель не требуется для первого решения, он имеет решающее значение для второго и третьего решений. В отличие от первой ситуации (а), нам не удалось измерить сигнал ЭКГ без экранирования.

3. Результаты

Проведены испытания практической реализации предложенных решений для двухэлектродной системы ЭКГ. Синусоидальный сигнал длиной в одну минуту с частотой 5 Гц и амплитудой 1 мВ измерялся при генерации симулятором FLUKE ProSim 2 (FLUKE Biomedical, Кливленд, США).Оценки PSD измеренных сигналов показаны на.

Оценка PSD синусоидального сигнала предлагаемых решений.

Оценки PSD очень похожи для всех трех случаев с очень близкими значениями SNR. Рассчитанные SNR показаны в заголовке. Частотная составляющая 50 Гц в спектре мощности снижена по сравнению со спектром в. Кроме того, спектр мощности очень похож на спектр системы, в которой используются три электрода (). По результатам можно предположить, что все три альтернативы должны подходить для подавления шума линии электропередачи в двухэлектродных системах ЭКГ.

Также были проведены эксперименты с живым испытуемым, в которых на запястья пробанда помещали зажимные электроды ЭКГ. Методы, согласно, активного шумоподавления, использовались, чтобы избежать насыщения входов. Система ЭКГ была помещена в экранированный бокс и запитана от адаптера напряжения 5 В (красный сценарий на рисунке). Сигнал ЭКГ, измеренный с трех электродов системой сбора данных BIOPAC MP36 (BIOPAC Systems, США), считается золотым стандартом. Электрод ДРЛ накладывали на щиколотку правой ноги.Все измерения проводились для одного и того же испытуемого последовательно с минимальным временем простоя между ними. Частота дискретизации была установлена на 500 SPS для всех измерений. Измеренные сигналы показаны в. Величина сигналов была нормирована на интервал от 0 до 1 для сравнения формы сигнала ЭКГ и количества шума между конкретными аппаратными решениями. На первый взгляд, минимальный шум виден в решении с резисторами 10 МОм на входах ADS. Этот факт также подтверждается оценкой PSD, представленной на рис.Хотя показаны только пять секунд сигналов, PSD in была рассчитана для сигналов длительностью в одну минуту. PSD показывает присутствие шума линии питания во всех случаях, за исключением золотого стандарта, который был недостаточно высоким, чтобы вызвать насыщение входов дифференциального усилителя. Мощность сигнала на частоте 50 Гц составила -28,0, -24,8 и -26,0 дБ для решения с резисторами 10 МОм, повторителями напряжения и комбинацией соответственно.

Необработанные сигналы ЭКГ, полученные от живого объекта.

Оценки PSD исходных сигналов ЭКГ, измеренных от живого объекта. Мощность сигнала золотого стандарта на частоте 50 Гц составляет -56,67 дБ.

Анализ во временной или частотной области или их комбинация может использоваться для оценки качества сигнала полученной ЭКГ [37]. В нашем случае мы использовали частотный анализ качества сигнала, полученного по золотому стандарту и трем предложенным решениям двухэлектродной системы ЭКГ. Мы начали работу в соответствии с [38], разделив полосу частот аналогично на три области:

В то же время полоса НЧ включает изменения изолинии и артефакты, такие как форма волны дыхания.ВЧ-шум содержит шум линии электропередач и его высшие гармонические составляющие или мышечные артефакты ЭМГ. Для анализа были выбраны сегменты сигнала длиной 15 с. Сначала из сигналов была удалена составляющая постоянного тока, а затем мы нормализовали их, используя максимальное значение зубца R. Для каждого сигнала вычислялось быстрое преобразование Фурье (БПФ) с использованием окна Хэмминга. Впоследствии мы суммировали компоненты для каждой полосы частот. Результат анализа изображен на.

Анализ необработанных сигналов ЭКГ в частотной области, измеренных от живого объекта.

Если посмотреть на диапазон ЭКГ, лучший результат был достигнут с помощью системы BIOPAC, которая также служит золотым стандартом. Худшим результатом было решение с повторителем напряжения. Что касается загрязнения низкочастотным шумом, система резисторов 10 МОм в сочетании с виртуальной схемой ДХО показывает наиболее значительное сопротивление низкочастотному шуму. Высокочастотный шум в основном возникает в четвертом решении и, следовательно, в комбинации повторителей напряжения и резисторов 10 МОм. Это коррелирует с PSD, показанным на.В результате решение с использованием виртуального ДХО и резисторов 10 МОм кажется лучшим с точки зрения шума НЧ и ВЧ, а также полезного сигнала ЭКГ. Этот шум может быть дополнительно удален несколькими методами, например, применением режекторного фильтра, вейвлет-фильтрации или изменения коэффициента усиления схемы DRL и т. Д.

Необработанные сигналы были подвергнуты постобработке для повышения качества сигнала и демонстрации эффективности предлагаемые аппаратные решения для качественного измерения ЭКГ. Сигнал, обозначенный как золотой стандарт, не подвергался постобработке на следующих рисунках, поскольку шум линии электропередачи был минимальным.Сначала к необработанным сигналам применялся режекторный фильтр. Фильтр был разработан с ослаблением 60 дБ при 50 Гц. Результирующие сигналы показаны в.

Применение цифрового режекторного фильтра к сигналам ЭКГ, измеренным от живого объекта.

После использования режекторного фильтра сигналы были дополнительно усилены и сглажены с помощью вейвлет-шумоподавления. Сигналы были разложены на пять уровней с помощью вейвлета Symlets 4 и отфильтрованы в пространстве вейвлетов с использованием мягкой пороговой обработки. Затем отфильтрованные сигналы были составлены с использованием обратного дискретного вейвлет-преобразования ().

Вейвлет-фильтрация сигналов ЭКГ, измеренных от живого объекта.

Наконец, был проведен эксперимент без использования каких-либо аппаратных средств подавления шума. Результирующий сигнал и его PSD показаны в. На этом рисунке сигнал ЭКГ теряется из-за большого количества шума. В некоторых интервалах шум насыщает входы дифференциального усилителя (значения сигнала выходят за пределы входного диапазона дифференциального 16-разрядного аналого-цифрового преобразователя). Следовательно, на этапе постобработки сигнала невозможно полностью выделить ЭКГ из такого зашумленного сигнала.

Сигнал ЭКГ, измеренный от живого объекта без подавления шума (вверху), и соответствующая оценка PSD (внизу).

4. Обсуждение

Сравнивая все три аппаратных решения для подавления шума при измерении ЭКГ, становится очевидным, что первое решение активно подавляет общую шумовую составляющую в виде шума линии электропередачи. Он также имеет активную компенсацию возможного снижения синфазного шума в виде схемы DRL, когда измерительные электроды имеют отличные характеристики (т.е.е., электрическое сопротивление на границах раздела: электрод, гель и кожа). Эта компенсация также включена во второй и третий решения по подавлению шума, где повторители напряжения обеспечивают разделение импеданса измерительной схемы и границ раздела электрод-гель-кожа.

Экранирование кабеля необходимо для конструкций, в которых на входах устройства ЭКГ используются буферы напряжения (второй и третий способ). Неэкранированные кабели подвержены синфазным и дифференциальным помехам из-за пропускной способности C _CB (и).Высокая величина таких помех может вызвать насыщение входов усилителя, и тогда невозможно будет измерить сигнал ЭКГ. В первом методе экранирование кабеля не требуется, поскольку схема DRL обеспечивает активное снижение шума за счет подачи инвертированного и усиленного синфазного сигнала обратно на выводы электродов.

В зависимости от текущего физиологического состояния объекта измерения импеданс границ раздела электрод-гель-кожа может значительно варьироваться. Этот факт также подтверждается окончательным измерением (), в котором измеренный сигнал подавался непосредственно на входы ADS1191, без каких-либо активных методов подавления синфазных помех или изоляции импеданса с помощью повторителей напряжения.Дисбаланс между обоими входами значительно ухудшает CMRR и делает невозможным анализ измеренной ЭКГ (даже после цифровой фильтрации сигнала) из-за насыщения входов ADS1191.

Последняя часть, которую необходимо обсудить, направлена на текущее потребление предлагаемых аппаратных решений, которые предназначены для использования в качестве устройств с батарейным питанием. Потребление тока измеряется в конфигурации в соответствии с диаграммой на рис. Для снижения энергопотребления микроконтроллер ATmega328P работает на частоте 2 МГц, что достаточно для максимальной частоты дискретизации ADS1191 (500 SPS).Периферийные устройства MCU, такие как аналого-цифровой преобразователь и таймеры, отключаются. MCU и ADS1191 питаются от перезаряжаемой литий-полимерной (LiPo) батареи с номинальным напряжением 3,7 В и емкостью 1200 мАч. Внешние размеры аккумулятора составляют 10 × 30 × 40 мм, а вес всего 18 г. Эти параметры делают аккумулятор идеальным для носимых устройств. Преобразователь UART / USB питается от внешнего источника питания, потому что преобразователь не является необходимым в приложениях, когда данные передаются по беспроводной сети на приемник, такой как ПК, планшет, смартфон и т. Д.Потребление тока измеряли с помощью цифрового мультиметра Agilent 34401A (Agilent Technologies, США), помещенного между батареей и регулятором LDO. Батарея во время измерения имела напряжение 3,68 В. Были исследованы три режима мощности, значения потребляемого тока представлены на рис.

Таблица 1

Среднее потребление тока. Напряжение аккумулятора: 3,68 В.

Варианты режима питания		Потребляемый ток (мА)
Варианты режима питания		Резисторы 10 МОм	Повторители напряжения
1	MCU (активный) и ADS (активный)	1.425	1,491
2	MCU (отключение питания) и ADS (активный)	0,342	0,387
3	MCU (отключение питания) и ADS (отключение питания)	0,155	0,182

Потребление тока немного выше в решении с повторителями напряжения, поскольку операционные усилители (OPA2333), используемые в качестве повторителей напряжения, потребляют немного больше энергии. Третье решение, которое представляет собой комбинацию резисторов 10 МОм и повторителей напряжения, не упоминается в таблице, поскольку потребление не отличается от потребления решения с повторителями напряжения.Некоторый ток потребляется от батареи, когда MCU и ADS1191 выключены (третий вариант). Этот ток приводит к внутреннему потреблению стабилизатора LDO, внешним подтягивающим или понижающим резисторам и токам понижения питания MCU и ADS. Второй вариант режима мощности позволяет нам определить потребление тока конкретным решением, исключая потребление микроконтроллера. Потребляемый ток решения с резисторами 10 МОм и повторителями напряжения составляет 187 и 205 мкА соответственно.Согласно таблице данных ADS1191 [33], потребляемая мощность в нормальном режиме с отключенной схемой DRL при напряжении 3 В обычно составляет 420 мкВт, что означает потребление тока 140 мкА. DRL включен в первом решении, а во втором решении используются дополнительные повторители напряжения, поэтому потребление тока выше и сопоставимо со значениями, указанными в таблице. Потребление тока в первом варианте режима мощности составляет примерно 1,5 мА в обоих решениях. Эти значения измеряются при отправке данных ЭКГ на ПК со скоростью 500 SPS через USART.В большинстве случаев данные с устройства с батарейным питанием передаются по беспроводной сети. Bluetooth Low Energy (BLE) предназначен для новых приложений в здравоохранении и предлагает значительно сниженное энергопотребление. Как было заявлено авторами в [39], модуль RN4020 BLE от Microchip потребляет всего 7,6 мА при напряжении 3 В при отправке данных со скоростью 500 SPS. Этот модуль BLE в сочетании с нашими решениями для двухэлектродной ЭКГ гарантирует, что потребление тока не превысит 10 мА. Если рассматривать аккумулятор емкостью 1200 мАч, то предлагаемое устройство ЭКГ способно непрерывно передавать данные по Bluetooth в течение 120 часов (5 дней).

Наилучшее подавление шума линии электропередачи было достигнуто при использовании первого метода с резисторами 10 МОм на входах ADS1191 (см.). Система ЭКГ с батарейным питанием, в соответствии с синим сценарием измерительной системы в, реализующей первый метод (, случай (а)), была испытана в трех различных средах, загрязненных шумом линии электропередачи. ЭКГ измеряли трижды в течение трех дней, и типичные необработанные сигналы показаны в. Первый сигнал был измерен в офисе внутри здания университета; второй — за пределами университета в парковой зоне; и последнее измерение было выполнено снаружи, под высоковольтными линиями передачи (см. кривые ЭКГ).Оценки PSD сигналов изображены в. Как видно на рисунке, частота в линии электропередачи 50 Гц значительно снижена внутри и снаружи здания, а под высоковольтными кабелями она имеет мощность около 10 дБ. Причина такого ослабления частоты линии электропередачи по сравнению с PSD в случае питания системы ЭКГ от батареи, вызывая высокий импеданс изоляции Z _ISO между землей линии электропередачи и землей системы сбора данных (см.) .

Необработанные сигналы ЭКГ, измеренные от живого объекта с помощью устройства ЭКГ с батарейным питанием с использованием первого метода подавления шума линии электропередачи.

Оценки PSD исходных сигналов ЭКГ, измеренных от живого объекта с помощью устройства ЭКГ с питанием от батареи, с использованием первого метода подавления шума линии электропередачи.

5. Выводы

Цель данной статьи — представить конструкцию двухэлектродного устройства ЭКГ с минимальной аппаратной сложностью. Поскольку общий размер системы регистрации ЭКГ является решающим параметром (особенно в носимых технологиях), аналоговый интерфейс в настоящее время является многообещающим решением для преодоления ограничений по размеру систем ЭКГ, построенных из дискретных компонентов, а также дифференциальных и операционных усилителей.Следовательно, измерительное устройство включает аналоговый интерфейс, управляемый микроконтроллером, используемый для восприятия тестового сигнала, генерируемого симулятором жизненно важных функций, и сигнала ЭКГ, полученного от живого объекта. Основная проблема, с которой сталкивается двухэлектродная система, — это шум, который обычно устраняется третьим электродом. В этой статье представлены методы подавления шума для двухэлектродной системы регистрации ЭКГ и сравниваются три метода, взятые из опубликованных исследовательских работ. Первый способ включает схему ДХО, подключенную резисторами к входным электродам.Вместо этой схемы второй метод использует входные усилители с единичным усилением, а третий метод реализует комбинацию предыдущих методов.

Эксперименты, проведенные с имитатором пациента, показывают, что все методы должны подходить для подавления шума линии питания в двухэлектродных системах ЭКГ. Оценки PSD при измерении тестового синусоидального сигнала дали очень близкие значения SNR; отношение сигнал / шум для первого и второго методов составляло 28,74 дБ, а для третьего метода — 28,62 дБ ().Согласно измерениям, полученным с помощью симулятора, это приводит к сопоставимым результатам для сигналов ЭКГ, измеренных от живого субъекта с использованием упомянутых методов (). PSD показывает мощность −28, −24,8 и −26 дБ на частоте 50 Гц для первого, второго и третьего метода соответственно. Снижение шума линии электропередачи с помощью первого метода примерно на 3 дБ и 2 дБ лучше по сравнению со вторым и третьим решениями соответственно.

Энергопотребление имеет решающее значение для устройств с батарейным питанием. Потребление тока немного выше для методов с дополнительными операционными усилителями (), но не превышает 1.5 мА. Если для передачи данных используется соответствующий беспроводной модуль, то потребление тока не превышает 10 мА.

Однако из-за двух задействованных резисторов и схемы DRL, интегрированной в ADS1191, первый метод отличается меньшей аппаратной сложностью (меньшими затратами и размерами) по сравнению с остальными методами. Более того, второй и третий методы требуют экранированных электродных кабелей для правильных измерений. Представленные в статье эксперименты показывают, что все предложенные методы подходят для качественного измерения двухэлектродной ЭКГ ().Однако первое аппаратное решение является наиболее эффективным, поскольку оно обеспечивает максимальное подавление сетевых шумов, минимальное потребление тока, минимальную сложность оборудования и отсутствие необходимости в экранированных кабелях.

Выражение признательности

Это исследование было поддержано Словацким агентством исследований и разработок по контракту № APVV-14-0519.

Вклад авторов

Концептуализация и написание, B.B .; написание — просмотр и редактирование, С. и М.С. Все авторы прочитали и согласились с опубликованной версией рукописи.

Финансирование

Это исследование финансировалось Словацким агентством исследований и разработок, номер гранта APVV-18-0167 и номер гранта APVV-16-0190.

Конфликт интересов

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

Ссылки

1. Сандер М., Оклунд Б., Джесперсен А., Красник А., Мортенсен Е.Л., Вестендорп Р.Г.Дж., Расмуссен Л.Дж. Проблемы старения населения. Возраст Старение. 2015; 44: 185–187. DOI: 10,1093 / старение / afu189. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 2.Axisa F., Schmitt P.M., Gehin C., Delhomme G., McAdams E., Dittmar A. Гибкие технологии и умная одежда для гражданской медицины, домашнего здравоохранения и профилактики заболеваний. IEEE Trans. Инф. Technol. Биомед. 2005. 9: 325–336. DOI: 10.1109 / TITB.2005.854505. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 3. Пантелопулос А., Бурбакис Н.Г. Обзор носимых сенсорных систем для мониторинга и прогноза здоровья. IEEE Trans. Syst. Человек Киберн. Часть C (Прил. Rev.) 2010; 40: 1–12. DOI: 10.1109 / TSMCC.2009.2032660.[CrossRef] [Google Scholar] 4. Аппельбум Г., Камачо Э., Абрахам М.Э., Брюс С.С., Дюмон Э.Л.П., Захария Б.Е., Д’Амико Р., Сломиан Дж., Регинстер Дж. Ю., Брюйер О. и др. Умные переносные датчики на теле для самооценки и мониторинга пациента. Arch. Публичное исцеление. 2014; 72: 28. DOI: 10.1186 / 2049-3258-72-28. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 5. Кишор С.П., Бланк Э., Хеллер Д.Дж., Патель А., Питерс А., Прайс М., Видула М., Фустер В., Онума О., Хаффман М.Д. и др. Обновление списка основных лекарственных средств Всемирной организации здравоохранения для профилактики сердечно-сосудистых заболеваний и борьбы с ними.Варенье. Coll. Кардиол. 2018; 71: 564–574. DOI: 10.1016 / j.jacc.2017.11.056. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 6. Яворка М., Крохова Ю., Чиппелова Б., Турианикова З., Лазарова З., Вист Р., Фаес Л. На пути к пониманию сложности сердечно-сосудистых колебаний: выводы из теории информации. Comput. Биол. Med. 2018; 98: 48–57. DOI: 10.1016 / j.compbiomed.2018.05.007. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 7. Серхани М.А., Т Эль Кассаби Х., Исмаил Х., Нуджум Наваз А. Системы мониторинга ЭКГ: обзор, архитектура, процессы и ключевые проблемы.Датчики. 2020; 20: 1796. DOI: 10,3390 / с20061796. [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 8. Koltowski L., Balsam P., Glowczynska R., Peller M., Maksym J., Blicharz L., Niedziela M., Maciejewski K., Opolski G., Grabowski M. Сравнение Kardia Mobile (записи ЭКГ в одном отведении) с ЭКГ в 12 отведениях у 100 последовательных пациентов с различными сердечно-сосудистыми заболеваниями. EP Eur. 2017; 19: iii353. [Google Scholar] 9. Йе-Линь Ю., Буэно-Баррачина Дж. М., Пратс-болуда Г., Родригес де Санабриа Р., Гарсия-Касадо Х.Беспроводной сенсорный узел для неинвазивного высокоточного сбора электрокардиографического сигнала на основе многокольцевого электрода. Измер. J. Int. Измер. Конфед. 2017; 97: 195–202. DOI: 10.1016 / j.measurement.2016.11.009. [CrossRef] [Google Scholar] 10. Wood D.E., Ewins D.J., Balachandran W. Сравнительный анализ помех от линий электропередачи между двух- или трехэлектродными усилителями биопотенциала. Med. Биол. Англ. Comput. 1995. 33: 63–68. DOI: 10.1007 / BF02522948. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 11. Ачарья В.Улучшение подавления синфазного сигнала с помощью усилителя правого привода. Инструменты Техаса; Даллас, Техас, США: 2011. [Google Scholar] 12. Лим Ю.Г., Чанг Г.С., Парк К.С. Емкостное заземление ведомой правой ноги при непрямом измерении ЭКГ; Материалы Ежегодной международной конференции Общества инженеров в медицине и биологии IEEE 2010 г., EMBC’10; Буэнос-Айрес, Аргентина. 31 августа — 4 сентября 2010 г .; С. 1250–1253. [PubMed] [Google Scholar] 13. Цзян Ю., Цзи Н., Ван Х., Лю X., Гэн Ю., Ли П., Чен С., Ли Г. Сравнение различных методов экранирования при получении физиологических сигналов; Материалы ежегодной международной конференции IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, EMBS; Шанхай, Китай. 25–28 мая 2017 г .; С. 2325–2328. [PubMed] [Google Scholar] 14. Цзян Ю., Самуэль О.В., Лю X., Ван X., Идову П.О., Ли П., Чен Ф., Чжу М., Гэн Ю., Ву Ф. и др. Эффективный сбор сигнала биопотенциала: сравнение различных технологий экранированных приводов. Прил. Sci.2018; 8: 276. DOI: 10.3390 / app8020276. [CrossRef] [Google Scholar] 15. Прутчи Д., Норрис М. Дизайн и разработка медицинских электронных приборов: практическая перспектива проектирования, изготовления и испытаний медицинских устройств. John Wiley & Sons, Inc.; Нью-Йорк, Нью-Йорк, США: 2005. [Google Scholar] 16. Серрано-Финетти Э., Касас О., Паллас Арени Р. Синфазный электронный шум в дифференциальных схемах. Измер. J. Int. Измер. Конфед. 2019; 140: 207–214. DOI: 10.1016 / j.measurement.2019.04.028. [CrossRef] [Google Scholar] 17.Возда М., Хрволова Б., Крохова Ю., Смондрк М., Пенхакер М. Компьютерный векторкардиограф для исследовательских целей. Электрон. Электр. Англ. 2013; 19: 61–64. DOI: 10.5755 / j01.eee.19.9.5650. [CrossRef] [Google Scholar] 18. Беккетти К., Нери А. Дизайн и разработка медицинских инструментов: от требований к размещению на рынке. Джон Уайли и сыновья; Нью-Йорк, Нью-Йорк, США: 2013. [Google Scholar] 19. Диас Д., Касас Э., Паллас-Арени Р. Уменьшение помех в записях ЭКГ с помощью двойного заземляющего электрода; Материалы 19-го Всемирного конгресса IMEKO 2009; Лиссабон, Португалия.6–11 сентября 2009 г .; 2009. С. 1760–1765. [Google Scholar] 20. Ямамото Ю. Анализ балансировки импеданса для устранения помех от линии электропередачи в сигнале ЭКГ; Материалы конференции — Конференция по приборостроению и измерениям IEEE; Сент-Пол, Миннесота, США. 18–21 мая 1998 г .; С. 235–238. [Google Scholar] 21. Меттинг ван Рейн А.С., Пепер А., Гримберген К.А. Высококачественная регистрация биоэлектрических событий — Часть 1 Снижение помех, теория и практика. Med. Биол. Англ. Comput. 1990; 28: 389–397.DOI: 10.1007 / BF02441961. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 22. Химено М.Ф., Паллас-Арени Р. Комплексная модель помех от линий электропередачи при измерениях биопотенциала. IEEE Trans. Instrum. Измер. 2000; 49: 535–540. DOI: 10,1109 / 19,850390. [CrossRef] [Google Scholar] 23. Спинелли Э.М., Майоски М.А. Двухэлектродные измерения биопотенциала: анализ помех в линиях электропередач. IEEE Trans. Биомед. Англ. 2005; 52: 1436–1442. DOI: 10.1109 / TBME.2005.851488. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 24. Хаберман М.А., Спинелли Э.М.Многоканальная схема регистрации ЭЭГ на основе несимметричных усилителей и цифровых ДХО. IEEE Trans. Биомед. Circuits Syst. 2012; 6: 614–618. DOI: 10.1109 / TBCAS.2012.21
. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 25. Winter B.B., Winter B.B. Конструкция управляемой правой ноги. IEEE Trans. Биомед. Англ. 1983; БМЭ-30: 62–66. DOI: 10.1109 / TBME.1983.325168. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 26. Ричард Э., Чан A.D.C. Конструкция безжелевого двухэлектродного монитора ЭКГ; Материалы международного семинара IEEE 2010 г. по медицинским измерениям и приложениям, MeMeA 2010 — Proceedings; Оттава, Онтарио, Канада.30 апреля — 1 мая 2010 г .; С. 92–96. [Google Scholar] 27. Krachunov S., Beach C., Casson A.J., Pope J., Fafoutis X., Piechocki R.J., Craddock I. Энергоэффективное определение сердечного ритма с использованием окрашенного электрода для ношения ЭКГ; Материалы конференции GIoTS 2017 — Global Internet of Things Summit, Proceedings; Женева, Швейцария. 6–9 июня 2017 г .; С. 1–6. [Google Scholar] 28. Перейра С.Д.М., Мендес П.М. Разработка двухэлектродной системы регистрации ЭКГ с динамическим подавлением помех; Материалы 1-го португальского совещания по биомедицинской инженерии, ENBENG 2011; Лиссабон, Португалия.1–4 марта 2011 г .; С. 1–5. [Google Scholar] 29. Teeramongkonrasmee A., Somboon P., Lek-Uthai A. Производительность детектора QRS в базе данных, собранных самостоятельно, с использованием портативной двухэлектродной ЭКГ; Материалы 10-й Международной конференции по биомедицинской инженерии BMEiCON 2017; Хоккайдо, Япония. 31 августа — 2 сентября 2017 г .; С. 1–5. [Google Scholar] 30. Ле Т., Хан Х.-Д., Хоанг Т.-Х. Недорогое мобильное устройство для мониторинга ЭКГ с использованием двух активных сухих электродов; Труды Шестой международной конференции IEEE по связи и электронике; Город Халонг, Вьетнам.27–29 июля 2016 г .; С. 271–276. [Google Scholar] 31. Бабусяк Б., Гала М., Барабас Дж. Разработка логгера данных ЭКГ в одном отведении; Труды 38-й Международной конференции по телекоммуникациям и обработке сигналов 2015 г., TSP 2015; Прага, Чешская Республика. 9–11 июля 2015 г. [Google Scholar] 32. Антайхуа Р.Р., Да Силва Г.М., Де Соуза Ф.Р. Инструментальный усилитель с регулируемым коэффициентом усиления с регулируемым коэффициентом заполнения, применяемый для двухэлектродных измерений ЭКГ; Материалы конференции IEEE I2MTC 2012 г. — Международной конференции по измерительным приборам и технологиям; Труды, Грац, Австрия.13–16 мая 2012 г .; С. 1270–1274. [Google Scholar] 33. Инструменты Техаса . Маломощный, 2-канальный, 16-битный аналоговый интерфейс для измерения биопотенциала. Инструменты Техаса; Даллас, Техас, США: 2011. [Google Scholar] 34. Хаберман М., Спинелли Э. Цифровая схема для правой ноги; Материалы Ежегодной Международной конференции по инженерии IEEE в медицине и биологии 2010 г., EMBC’10; Буэнос-Айрес, Аргентина. 31 августа — 4 сентября 2010 г .; С. 6559–6562. [PubMed] [Google Scholar] 35. Бабусяк Б., Борик С., Балогова Л. Текстильные электроды в емкостном измерении сигналов. Измер. J. Int. Измер. Конфед. 2018; 114: 69–77. DOI: 10.1016 / j.measurement.2017.09.024. [CrossRef] [Google Scholar] 36. Добрев Д., Даскалов И. Двухэлектродный усилитель биопотенциала с токовыми входами. Med. Биол. Англ. Comput. 2002. 40: 122–127. DOI: 10.1007 / BF02347705. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 37. Гамбаротта Н., Алетти Ф., Базелли Г., Феррарио М. Обзор методов оценки качества сигнала для повышения надежности полученных параметров частоты сердечных сокращений и артериального давления.Med. Биол. Англ. Comput. 2016; 54: 1025–1035. DOI: 10.1007 / s11517-016-1453-5. [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar] 38. Заунседер С., Хюле Р., Мальберг Х. Задача CinC — оценка пригодности ЭКГ с помощью ансамблевых деревьев решений; Труды по вычислительной технике в кардиологии; Ханчжоу, Китай. 18–21 сентября 2011 г. [Google Scholar] 39. Бабушяк Б., Борик С. Связь Bluetooth для медицинских устройств с батарейным питанием. J. Electr. Англ. 2016; 67: 65–68. DOI: 10.1515 / jee-2016-0010. [CrossRef] [Google Scholar]
Получение и анализ сигнала ЭКГ (электрокардиографии)
Электрокардиографы регистрируют сердечную активность сердца и используются для диагностики заболеваний, обнаружения аномалий и изучения общей функции сердца.Электрические сигналы производятся сокращениями сердечных стенок, которые возбуждают электрические токи и создают различные потенциалы по всему телу. Поместив электроды на кожу, можно обнаружить и записать эту электрическую активность на ЭКГ. ЭКГ неинвазивны, что делает их полезным инструментом для оценки того, насколько хорошо работает сердце пациента, например, путем измерения того, насколько хорошо кровь течет к органу.
Это видео проиллюстрирует принципы ЭКГ и продемонстрирует, как получить, обработать и проанализировать типичный сигнал ЭКГ с использованием усилителя биопотенциала.Также будут обсуждены другие биомедицинские приложения, которые используют обработку электрических сигналов для диагностики заболеваний.
Чтобы понять принципы ЭКГ, давайте сначала разберемся, как сердце вырабатывает электрические сигналы. Для нормального здорового сердца в состоянии покоя ЭКГ отображает серию волн, которые отражают различные фазы сердцебиения. ЭКГ начинается в синоатриальном узле, также известном как узел SA, который расположен в правом предсердии и действует как кардиостимулятор в сердце. Электрические сигналы вызывают сокращение предсердий, заставляя кровь поступать в желудочки.Эта последовательность записывается как зубец P на ЭКГ. Затем этот сигнал проходит от предсердий через желудочки, заставляя их сокращаться и перекачивать кровь к остальному телу. Это записывается как комплекс QRS.
Наконец, желудочки расслабляются, и это регистрируется как зубец T. Затем процесс начинается снова и повторяется для каждого удара сердца. Обратите внимание, что волна QRS намного больше, чем волна P, потому что желудочки больше, чем предсердия. Это означает, что они маскируют расслабление предсердий или зубца T.Другие процессы в организме, такие как дыхание или мышечные сокращения, могут мешать измерению ЭКГ. Как и токи в схемах, используемых для их получения. Часто электрические сигналы, которые пытается записать ЭКГ, довольно слабые. Поэтому усилитель биопотенциала используется для увеличения их амплитуды, что позволяет их обрабатывать и записывать.
Усилитель биопотенциала состоит из трех основных компонентов, ступени защиты пациента, инструментального усилителя и фильтра верхних частот.Как следует из основного, схема защиты пациента использует комбинацию резисторов и диодов для защиты как пациента, так и машины и оборудования. Резисторы ограничивают ток, протекающий через пациента, тогда как диоды удерживают ток в правильном направлении.
Следующим этапом является инструментальный усилитель, который усиливает разницу между входами от каждого электрода. Он состоит из трех операционных усилителей. Два для увеличения сопротивления каждого входа, а третий для усиления разницы между входными сигналами.
Последней ступенью является фильтр верхних частот, который снижает шум и отфильтровывает низкочастотные сигналы, возникающие при движении или дыхании пациента. Теперь, когда вы знаете, как измеряется ЭКГ, давайте посмотрим, как построить усилитель биопотенциала и обработать данные, чтобы получить чистый сигнал ЭКГ.
Рассмотрев основные принципы электрокардиографии, давайте посмотрим, как построить усилитель биопотенциала и получить сигнал ЭКГ. Для начала соберите макетную плату, инструментальный усилитель AD-620 и все необходимые компоненты схемы.Затем вычислите значения всех резисторов и конденсаторов в цепи, используя следующее уравнение.
Для фильтра высоких частот частота среза должна быть 0,5 герц.
Затем подключите конденсатор номиналом, чтобы определить сопротивление. Затем соберите усилитель биопотенциала в соответствии с предоставленной схемой. Вот как должна выглядеть окончательная схема. Прикрепите три провода зажимами типа «крокодил» к клеммам источника питания постоянного тока, затем включите источник питания.Отрегулируйте напряжение на плюс пять вольт и минус пять вольт и подключите провода последовательно к цепи.
Теперь используйте салфетку для приготовления спирта, чтобы протереть правое запястье пациента, левое запястье и правую лодыжку. Нанесите на электроды токопроводящий клейкий гель, прежде чем прикладывать их к пациенту. Затем подключите электроды к цепи, используя провода с зажимами типа «крокодил». Включите осциллограф и зарегистрируйте сигнал ЭКГ. При необходимости отрегулируйте масштаб по горизонтали и вертикали. С этими настройками вы должны увидеть пик R формы волны.
Подключите схему к шасси PXI, затем откройте программное обеспечение контрольно-измерительной аппаратуры и либо используйте, либо напишите программу, которая будет отображать сигнал ЭКГ и график формы волны.
Настройте интерфейс сбора данных со следующими параметрами. Обозначьте шкалу оси x для отображения времени и секунд, затем отобразите сигнал ЭКГ в виде кривой. Если сигнал необходимо усилить, создайте регулятор усиления и установите его так, чтобы амплитуда ЭКГ составляла два VP.
Теперь, когда мы продемонстрировали, как регистрировать сигнал ЭКГ, давайте посмотрим, как анализировать результаты.Вот типичный сигнал ЭКГ. Зубцы P, QRS и T едва различимы, потому что они не видны из-за шума и колебаний. Этот сигнал нужно фильтровать. Чтобы преобразовать этот сигнал, сначала выберите в меню «Обработка сигнала», затем «Спектральный». Алгоритм быстрого преобразования Фурье вычисляет и строит спектр сигнала, отображая частоту в виде дискретных значений на горизонтальной оси. Большая часть энергии сигнала находится на низких частотах.
Но есть пик высокой интенсивности в диапазоне средних частот, который считается шумом.Частота отображается как k на горизонтальной оси и изменяется от нуля до N минус один на два, где N — длина последовательности. Для этого эксперимента N равно 2000. Вычислите аналоговую частоту для каждого значения k, используя следующее уравнение, где f s — частота дискретизации, и определите частоту пика высокой интенсивности на основе графика БПФ.
Затем создайте фильтр нижних частот с частотой среза 100 герц. Используйте функцию Баттерворта или Чебышева для фильтрации сигнала, который должен ослаблять не менее 60 децибел за декаду в полосе заграждения.Подключите выходной сигнал суб-ВП данных ко входу фильтра нижних частот. Этот фильтр удаляет посторонние высокочастотные волны ЭКГ. Теперь создайте полосовой фильтр и установите частоты среза около 55 и 70 герц.
Для удаления зашумленного сигнала, около 60 герц. Затем подключите выход фильтра нижних частот к входу полосового фильтра. Попробуйте граничные частоты, близкие к 60 герцам. Это уменьшит помехи, не влияя на другие частоты. Теперь сигнал ЭКГ должен быть четким с отчетливыми комплексами P, QRS и T.
Теперь давайте определим частоту сердечных сокращений, используя отфильтрованный сигнал ЭКГ. Во-первых, используйте вспомогательный виртуальный прибор пикового детектора, чтобы найти пики сигнала. Выберите наиболее подходящее значение на основе амплитуды сигналов зубца R для порога. Затем используйте вспомогательный виртуальный прибор Index Array для определения местоположения пиков.
Вычтите позицию нижнего пика из более высокого положения, затем умножьте это значение на период выборки T, который равен единице по f s. Это значение представляет собой промежуток времени между двумя зубцами R.Отрегулируйте единицы измерения, чтобы определить количество ударов в минуту.
В этой демонстрации измеренная частота сердечных сокращений составляла приблизительно 60 ударов в минуту.
ЭКГ и обработка сигналов имеют важные применения как в медицине, так и в исследованиях. Помимо того, что ЭКГ неинвазивны, она относительно недорога. Сделать его полезным и доступным инструментом в больницах. ЭКГ можно даже адаптировать для более сложного и длительного наблюдения за пациентами, проходящими лечение от острого коронарного синдрома.
Для этого используются 12 отведений ЭКГ, которые могут идентифицировать преходящую ишемию миокарда у бессимптомных пациентов.Отбор и обработка сигналов также используются в электроэнцефалографии для измерения электрических сигналов от мозга. ЭЭГ обычно используется в сочетании с функциональной МРТ в качестве метода мультимодальной визуализации.
Этот метод неинвазивно генерирует корковые карты активности мозга для многих приложений нейровизуализации, например, после визуальной или моторной активации.
Вы только что посмотрели введение Юпитера в получение и анализ сигналов ЭКГ. Теперь вы должны понимать, как создается сигнал ЭКГ и как создать усилитель биопотенциала для обнаружения слабых электрических сигналов.Вы также видели некоторые биомедицинские применения обработки сигналов для медицинской диагностики.
Спасибо за просмотр.
Расчет ЭКГ с использованием дифференциального усилителя и АЦП
Типичные медицинские неинвазивные ЭКГ создают базовые визуальные представления о состоянии здоровья сердца для клинического анализа и медицинского вмешательства. Однако есть некоторые детали операции на сердце, такие как «поздний потенциал», для которых требуется электроника ЭКГ с очень высоким разрешением. Требуемое для этих изображений пространственное разрешение может быть скомпрометировано шумом и другими ингибиторами производительности детектора электрокардиограммы (ЭКГ), детекторной системы и даже методом сбора данных.
Разработчики могут избежать многих проблем и разработать высокоточную систему ЭКГ, эффективно применяя малошумящий драйвер и аналого-цифровой преобразователь (АЦП) с высоким разрешением.
В этой статье кратко обсуждается, как работают ЭКГ, прежде чем подробно обсуждаться вопросы, связанные с сопряжением усилителя драйвера с АЦП высокого разрешения для этого приложения. Затем представлен пример комбинации, состоящей из высокоскоростного полностью дифференциального драйвера АЦП Analog Devices ADA4945-1ACPZ-R7 и восьмиканального 24-разрядного АЦП AD7768BSTZ компании Analog Devices, а также показано, как настроить внешние резисторы и конденсаторы для достижения оптимальной производительности. .
Система ЭКГ
ЭКГ — это неинвазивный тест, который отражает основные сердечные заболевания путем сбора генерируемых сердцем электрических сигналов в милливольтах (мВ). Сигналы ЭКГ можно обнаружить во многих точках тела, но десятилетия медицинской традиции стандартизировали принятые положения этих точек в воображаемом образовании из трех отведений от конечностей, называемом треугольником Эйнтховена (рис. 1).
Рис. 1. Сигналы ЭКГ можно обнаружить во многих точках тела, но треугольник Эйнтховена определяет общепринятые места.(Источник изображения: Digi-Key Electronics)
Треугольник описывает размещение электродов RA (правая рука), LA (левая рука) и LL (левая нога). Они также образуют значения V _I, V _II и V _III.
Данные этой системы позволяют врачам понять основную частоту и механизм ритма сердца. Однако при дальнейшем обследовании данные могут свидетельствовать об увеличении толщины (гипертрофии) и повреждении различных частей сердечной мышцы.Кроме того, простой двухмерный график ЭКГ может свидетельствовать об остром нарушении кровотока в сердечной мышце или паттернах аномальной электрической активности, которые могут предрасполагать пациента к аномальным нарушениям сердечного ритма.
Показан нормальный сигнал ЭКГ сердца, подчеркивающий нормальную комбинацию трех графических отклонений, наблюдаемых на типичной электрокардиограмме, называемой комплексом QRS (рис. 2).
Рис. 2. Точки Q, R и S образуют комплекс QRS, обычно центральную и наиболее визуально очевидную часть записи ЭКГ.(Источник изображения: Digi-Key Electronics)
Комплекс QRS является центральной и очевидной частью сигнала. Этот сигнал соответствует деполяризации правого и левого желудочков сердца человека. У взрослых комплекс QRS обычно длится от 0,08 до 0,10 секунды (с). Длительность комплекса QRS более 0,12 с считается ненормальной. Задача измерения в системе ЭКГ — надежно и полностью уловить сигнал QRS.
Это не слишком сложная задача.Теоретически частота дискретизации для оборудования ЭКГ составляет не менее 50 Гц. Реальные реализации ЭКГ имеют частоту дискретизации более 500 Гц с типичной скоростью преобразования внутреннего преобразователя детектора ЭКГ ≥1 килогерц (кГц). При такой частоте дискретизации требуемое разрешение внутренних преобразователей типичной системы регистрации ЭКГ составляет 12 бит.
Эти характеристики разрешения и скорости соответствуют детекторам ЭКГ общего назначения. Однако некоторые нарушения работы сердца можно обнаружить только с помощью детекторов ЭКГ с более высоким разрешением.Например, пациенты с устойчивой желудочковой тахикардией (ЖТ) могут иметь низкоамплитудные высокочастотные волны в терминальном комплексе QRS, которые сохраняются в течение десятков миллисекунд. Считается, что эти «поздние потенциалы» в результатах ЭКГ вызваны ранней постдеполяризацией клеток в правом желудочке (рис. 3).
Рис. 3. Поздние потенциалы в результатах ЭКГ возникают во время комплекса QRS, но часто слишком малы, чтобы их можно было обнаружить на обычных детекторах ЭКГ. (Источник изображения: Digi-Key Electronics)
Поздние амплитуды потенциала часто слишком малы, чтобы их можно было увидеть на нормальной ЭКГ.Однако в системах с высоким разрешением, превышающим 20 бит, АЦП усредняет записи комплекса QRS внутри, чтобы отфильтровать случайный шум, поэтому поздние потенциалы становятся видимыми на изображении ЭКГ.
Существуют серьезные клинические последствия, когда неинвазивные ЭКГ с высоким разрешением могут определять поздние сердечные потенциалы. Например, для пациентов, перенесших острый инфаркт миокарда (ИМ), позднее обнаружение потенциала является прогностически значимым. Наличие позднего потенциала желудочков у таких пациентов является показателем риска последующего инфаркта миокарда или внезапной сердечной смерти.Ранее такая классификация и последующая диагностика были возможны только с помощью инвазивных или малоинвазивных методов.
Однако, чтобы сделать изначально необнаруживаемые сигналы видимыми с помощью ЭКГ, требуются усовершенствованные методы сбора и обработки сигналов с использованием сигма-дельта (Δ) АЦП с высоким разрешением.
Системы преобразования высокого разрешения
Типичная система ЭКГ имеет двенадцать электродов, которые прикрепляются к коже пациента и воспринимают сигналы сердца в милливольтах, разделенных на 1000, или микровольтах (мВ).Каждый из этих электродных сигналов поступает на интерфейс преобразования сигнала, где инструментальные усилители получают микровольтный сигнал для подготовки к усилителю-драйверу и, в конечном итоге, к АЦП с высоким разрешением Δ (рис. 4).
Рис. 4. Блок-схема предварительной обработки сигнала ЭКГ для медицинской сенсорной системы с высоким разрешением, начиная с трех инструментальных усилителей на операционных усилителях. (Источник изображения: Digi-Key Electronics)
Первыми устройствами в сигнальной цепи являются три прецизионных инструментальных усилителя на операционных усилителях и, возможно, второй каскад усиления.Эти устройства устанавливают заземление системы и дифференциальное усиление для сигналов низкого уровня микровольт. Драйверный усилитель и фильтр нижних частот (LPF) собирают дифференциальный усиленный сигнал ЭКГ, обеспечивая достаточную мощность и фильтрацию для ƩΔ АЦП с высоким разрешением.
Драйвер-усилитель и Δ-АЦП
Важнейшей функцией в блок-схеме предварительной обработки сигнала является соотношение между усилителем драйвера и Δ АЦП. Полностью дифференциальный драйвер АЦП ADA4945-1 стимулирует входной сигнал в AD7768-4 Δ АЦП высокого разрешения (рис. 5).
Рисунок 5: Типовая схема подключения Δ ADC AD7768-4 с высоким разрешением с ADA4945-1 в качестве усилителя драйвера. (Источник изображения: Digi-Key Electronics, на основе исходного материала компании Analog Devices)
Драйвер-усилитель ADA4945-1 и сеть R / C, LPF посылают сигнал на вход Δ ADC (AD7768-4).
AD7768-4 — это четырехканальный 24-битный ƩΔ АЦП с одновременной выборкой. AD7768-4 перенастроен с возможностью выбора режимов мощности и опций цифрового фильтра для соответствия широкому спектру приложений, включая ЭКГ, промышленные модули ввода / вывода, контрольно-измерительные приборы, аудиотестирование, контуры управления и мониторинг состояния.
Эффективность измерения
ADA4945-1 имеет два полностью охарактеризованных режима полной и малой мощности, оптимизируя компромисс между мощностью системы и производительностью. Полоса пропускания полной мощности ADA4945-1 составляет 145 мегагерц (МГц), а в режиме пониженного энергопотребления — 80 МГц. При источнике питания 5 В шум входного напряжения на частоте 100 кГц в режиме полной мощности составляет 1,8 нВ / √Гц по сравнению с 3 нВ / √Гц в режиме пониженного энергопотребления. Наконец, рабочий ток покоя ADA4945-1 в режиме полной мощности составляет 4 мА (тип) и 4 мА.2 мА (макс.). В режиме пониженного энергопотребления он составляет 1,4 мА (тип.) И 1,6 мА (макс.).
AD7768-4 в режиме пониженного энергопотребления обеспечивает скорость вывода данных (ODR) 32 килосэмплов в секунду (kSPS) и полосу пропускания 12,8 кГц при использовании широкополосного цифрового фильтра. Входной синусоидальный сигнал с частотой 1 кГц составляет -0,5 децибел (дБ) от полной шкалы. Режим средней мощности имеет ODR 128 kSPS с полосой пропускания 51,2 кГц при использовании широкополосного фильтра. Входной синусоидальный сигнал с частотой 1 кГц составляет -0,5 дБ от полной шкалы. Режим быстрого питания обеспечивает ODR 256 kSPS с 102.Полоса пропускания 4 кГц при использовании широкополосного фильтра. Таблица 2 (ниже) показывает производительность и энергопотребление для комбинаций мощности ADA4945-1 и AD7768-4.
Конфигурированный отклик фильтра AD7768-4 имеет частоту среза 0,433 × ODR. Пульсации полосы пропускания ± 0,005 дБ позволяют измерениям в частотной области определять характеристики усилителей возбуждения в зависимости от характеристик входной частоты.
На рисунке 5 между выходом усилителя и входом АЦП есть цепь резистора-конденсатора (R / C). Сеть дистанционного управления выполняет множество задач.Например, C1 и C2 являются резервуарами заряда для АЦП и обеспечивают АЦП током быстрой зарядки для конденсаторов выборки.
Кроме того, эти конденсаторы в сочетании с резистором RIN образуют фильтр нижних частот для устранения сбоев, связанных с переключением входа. Входное сопротивление также стабилизирует усилитель при работе с большими емкостными нагрузками и предотвращает колебания усилителя (Таблица 1).
Режим усилителя Режим АЦП RIN (Ом) C1, C2 (пФ) F _C (МГц) Напряжение питания (В)
Низкое энергопотребление с низким энергопотреблением 82 82 23.7 0 и 5
Низкое энергопотребление Средняя мощность 82 120 16,2 0 и 5
Fast Power Полная мощность 82 470 4,1 0 и 5
Таблица 1: Соответствующие значения для RIN, C1 и C2. (Источник данных: Analog Devices)
В системе, показанной на Рисунке 5, это приспособление для оценки обеспечивает отношение сигнал / шум (SNR), равное 106.7 дБ и полное гармоническое искажение (THD) −114,8 дБ при уровне мощности подсистемы всего 18,45 милливатт (мВт) (таблица 2).
Режим усилителя Режим АЦП Мощность (мВт) SNR (дБ) THD (дБ) SINAD (дБ)
Низкое энергопотребление с низким энергопотреблением 18,45 106,7 -114,8 106.2
Низкое энергопотребление Средняя мощность 18,80 106,7 -117,7 106,3
Fast Power Полная мощность 30,5 105,9 -116,6 105,6
Таблица 2: Сравнение производительности с использованием сочетания двух режимов усилителя ADA4945-1 и трех режимов АЦП AD7768-4.(Источник данных: Analog Devices)
SNR комбинации ОУ / АЦП показывает, что разрешение системы составляет:
Разрешение = (SNR — 1,76) / 6,02
= 17,43 бит
Эта комбинация драйвера АЦП-усилителя с высоким разрешением и Σ-Δ АЦП обеспечивает точный выходной сигнал и полностью устраняет необходимость в постобработке.
Для оценки оборудования разработчики могут использовать оценочную плату EVAL-AD7768-4FMCZ с AD7768-4 и мезонинную плату усилителя (AMC) с ADA4945-1 (рисунок 6).
Рис. 6. Оценочную плату EVAL-AD7768-4FMCZ для AD7768-4 можно использовать для тестирования конструкции путем добавления AMC, заполненного ADA4945-1. (Источник изображения: Analog Devices с выноской ADA4945-1, добавленной Digi-Key Electronics для ясности)
Эту оценочную платформу можно настроить для использования мезонинной платы AMC-ADA4500-2ARMZ для драйверов АЦП только с одним каналом в качестве входа усилителя драйвера. Высокоскоростная оценочная плата EVAL-SDP-Ch2Z подключается к оценочной платформе EVAL-AD7768-4FMCZ для использования прилагаемого оценочного программного обеспечения.Для анализа переменного тока используется прецизионный источник звука.
Заключение
ЭКГ с высоким разрешением могут неинвазивно обнаруживать аномалии сердца, которые либо останутся незамеченными, либо имеют индикаторы, требующие инвазивных или минимально инвазивных процедур обнаружения. Однако разрешение, необходимое для этих ЭКГ, может быть снижено из-за шума и других факторов, снижающих производительность детектора ЭКГ, детекторной системы и даже метода сбора данных.
Как показано, разработчики могут избежать многих проблем и разработать высокоточную ЭКГ с высоким разрешением, эффективно комбинируя высокоскоростной полностью дифференциальный драйвер АЦП Analog Devices ADA4945-1ACPZ-R7 и восьмиканальный 24-битный драйвер Analog Devices. AD7768BSTZ АЦП.Комбинация также создает схемы буферной / цифровой фильтрации, которые устраняют необходимость в оборудовании для постобработки.
Заявление об ограничении ответственности: мнения, убеждения и точки зрения, выраженные различными авторами и / или участниками форума на этом веб-сайте, не обязательно отражают мнения, убеждения и точки зрения Digi-Key Electronics или официальную политику Digi-Key Electronics.
IRJET-Запрошенная вами страница не найдена на нашем сайте
IRJET приглашает статьи из различных инженерных и технологических и научных дисциплин для Тома 8, выпуск 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11 , Ноя 2021 Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
IRJET приглашает специалистов по различным инженерным и технологическим дисциплинам, научным дисциплинам для Тома 8, выпуска 11 (ноябрь 2021 г.)
Отправить сейчас
IRJET Vol-8, выпуск 11, ноябрь 2021 г. Публикация продолжается…
Обзор статей
IRJET получил «Импакт-фактор научного журнала: 7,529» за 2020 год.
Проверить здесь
IRJET получил сертификат регистрации ISO 9001: 2008 для своей системы управления качеством.
Последний выпуск, октябрь 2015 г. — журнал о низких комиссиях за обработку в EEE / ECE / E & I / ECE / ETE
Разработка и моделирование нечеткого контроллера вентилятора
Аднан Шаут, Адам Уилке
Профессор, кафедра ECE, Колледж инженерии и информатики, Мичиганский университет, Дирборн, США
G Студент, кафедраECE, Колледж инженерии и информатики, Мичиганский университет, Дирборн, США
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410001
Моделирование многоступенчатого эквалайзера напряжения для фотоэлектрической решетки в условиях частичного затенения
М. С. Ананди, Р. Рамапрабха
PG Студент, кафедра EEE, Инженерный колледж SSN, Ченнаи, Тамилнад, Индия
Доцент кафедры EEE, Инженерный колледж SSN, Ченнаи, Тамилнад, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410002
Повышение качества электроэнергии в приводе двигателя BLDC с использованием нечеткого управляемого дзета-преобразователя
Джиша Чандран, Джейсон Чериан
PG Студент [Power Systems], кафедра EEE, инженерный колледж Saintgits, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Сентгитс, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410003
Метод быстрой сходимости MPPT для фотоэлектрической системы с модифицированным преобразователем SEPIC при быстро меняющемся солнечном облучении и сопротивлении нагрузки
Амрута Сугатан, проф.В. М. Виджаян
PG Студент [PE], кафедра EEE, Инженерный колледж Шри Нараяна Гурукулам, Кадайруппу, Керала, Индия
HOD, Отдел EEE, Инженерный колледж Шри Нараяна Гурукулам, Кадайруппу, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410004
Роль SCADA в АВТОМАТИЗАЦИИ ГЭС
Сухмит Каур, Намита Катпал, Нитика Мунджал
Асс. Профессор, кафедра ECE, Университет Манав Рахна, Фаридабад, Индия
Асс.Профессор, кафедра ECE, Университет Манав Рахна, Фаридабад, Индия
Асс. Профессор, кафедра ECE, Университет Манав Рахна, Фаридабад, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410005
Повышение качества электроэнергии с помощью DSTATCOM
с регулируемым напряжением
Прашант Б. Павар, профессор К. Венката Рама Мохан, профессор Сантош Компелли
PG Стипендиат кафедры электротехники, MSS’S CET, Джална, Индия
Доцент кафедры электротехники, MSS’S CET, Джална, Индия
Ассистент профессора, Департамент электротехники, MSS’S CET, Джална, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410006
Схема водяных знаков для видео на основе надежного QR-кода
Ритуя С. Дарандейл, Сиддхи С. Касабе, Трипти Д. Чикхале
г. до н.э. Студенты, кафедра компьютерной инженерии, инженерный колледж Джайхинд, Пуна, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410007
Система мониторинга качества воды с использованием Zig-Bee и солнечного источника питания
Амрута Амит Джоши
Доцент кафедрыэлектроники, Институт информационных технологий AISSM, Университет Савитрибай Фуле, Пуна, Пуна (штат Мичиган), Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410008
Обзор микрогенерации электроэнергии с использованием крышного турбинного вентилятора (R.T.V)
Акшай С. Загаде, Рахул П. Садагар, Сонали Дж. Найкнаваре, Правин С. Футан
УГ Студент, кафедра ЭО, С.Б. Инженерный колледж Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Доцент кафедрыof EE, Инженерный колледж им. С. Б. Патила, Индапур, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410009
Моделирование и управление нелинейными процессами с помощью робастных и программных контроллеров
М. Шридеви, П. Мадхавасарма, П. Веерарагаван
Доцент кафедры ECE, Университет Велса, Паллаварам, Ченнаи, Индия
Профессор и заведующий кафедрой ECE, Сарасвати инженерный и технологический колледж, Тиндиванам, Индия
Доцент кафедрынаук, Университет Анна, кампус Тиндиванам, Тиндиванам, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410010
Конструкция электрического генератора с постоянными магнитами с двухсторонним статором и одним ротором (DSSR) Технология — Часть I
Вайджинатх Б. Петкар, Хитеш А. Талеле, Правин С. Футан
UG Студент, кафедра EE, инженерный колледж им. С. Б. Патила, Индапур, Махараштра, Индия
Доцент кафедры ЭО, Инженерный колледж им. С. Б. Патила, Индапур, Махараштра, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410011
Улучшение изображения и извлечение функций на основе спутниковых данных с низким разрешением
М. Дхинакаран, П. Винаягам, К. Мадхавиприя
Доцент кафедры электроники и техники связи, Инженерный колледж SKP Тируваннамалай, Тамилнад, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410098
Обзор повышения качества электроэнергии в системе распределенной генерации
А.А. Шинде, Р. Джагадале, Р. Дадас, А.А. Сапкал, У.А. Шатте
Студенты UG, кафедра ЭО, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Доцент кафедры ЭО, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410012
ФЭ на базе PSO, интегрированная с системой управления оптимизацией уличного освещения
Молу Эльза Ипен, Ганеш Махадеван
PG Студент [Энергетическая система], кафедра.of EEE, Инженерный колледж Сент-Гитс, Коттаям, Керала, Индия
PG Студент [Энергетическая система], кафедра EEE, инженерный колледж Сент-Гитс, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410013
Исследование аутентификации цветного пароля для предотвращения атак при серфинге через плечо
Приянка С. Дахитуле, Приянка Д. Борхаде, Приянка Р. Ваджаге
г. до н.э. Студенты, кафедра компьютерной инженерии, инженерный колледж Джайхинд, Пуна, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410014
Преобразователь постоянного тока в постоянный с высоким коэффициентом усиления, использующий фотоэлемент и технологию MPPT
Priyamol P, Devisree Sasi
PG Студент [PE], кафедра EEE, Инженерный колледж Шри Нараяна Гурукулам, Кадайруппу, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Шри Нараяна Гурукулам, Кадайруппу, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410015
Обнаружение нарушений качества электроэнергии с помощью дискретного вейвлет-преобразования
Б.Т. Дешмук, доктор Б. Е. Кушаре, Парамананд В. Дхоте
MGM’s JNEC, Аурангабад, Индия
K.K.W.C.O.E. Насик, Индия
MGM’s JNEC, Аурангабад, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410016
Моделирование и анализ производительности системы преобразования энергии ветра с регулируемой реактивной мощностью
Anjali R D, Sheenu.P
PG Студент [PCD], Отдел EEE, Инженерный колледж Мар Базалиос, Наланчира, Керала, Индия
Доцент кафедрыof EEE, Инженерный колледж Мар Базалиос, Наланчира, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410017
Конструкция инвертора с гибридной модуляцией для автомобиля на топливных элементах
В. Винот, Н. Картик, В. С. Чандрика
PG Стипендиат, Департамент EEE, P.S.V. Колледж инженерии и технологий, Кришнагири, Тамилнад, Индия
Доцент кафедры EEE, P.S.V. Колледж инженерии и технологий, Кришнагири, Тамилнад, Индия
Профессор кафедры ЭЭО, П.С.В. Колледж инженерии и технологий, Кришнагири, Тамилнад, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410018
Схема дифференциальной реле на основе DWT для линии передачи, соединяющей DG и UPFC
Эмиль Нинан Скария, Фелси Феликс Перейра
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
PG Студент [Power Systems], кафедра EEE, инженерный колледж Saintgits, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410019
Вывод информации с веб-страниц с помощью Visual Unit
Маюр Раут, Антрикш Борка
Доцент кафедры электроники и телекоммуникаций, Технологический институт Синхгад, Лонавала, Пуна, Махараштра, Индия
BE Студент, факультет электроники и телекоммуникаций, Технологический институт Синхгад, Лонавала, Пуна, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410020
Обзор методов MPPT в фотоэлектрических системах солнечной энергии
Гурпиндер Сингх, Аманприт Каур
М.Студент технологического факультета, Департамент ЭО, BBSBEC, Фатехгарх Сахиб, Пенджаб, Индия
Асс. Профессор кафедры ЭЭ, BBSBEC, Фатехгарх Сахиб, Пенджаб, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410021
Сравнение улучшения отношения сигнал / шум для сигналов в более низкой атмосфере с использованием вейвлетов
С. Кавья Синдхура, д-р С. Нараяна Редди, П. Камарадж
PG Студент (CS), факультет ECE, Инженерный колледж SV, Тирупати, Индия
Профессор, кафедраECE, Инженерный колледж SV, Тирупати, Индия
Ученый / инженер-SD, Национальная лаборатория атмосферных исследований (NARL), Гаданки, Тирупати, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410022
Методы навигации интеллектуальных транспортных средств на основе изображений
Ашвани Кумар Аггарвал
Доцент, Отделение EIE, SLIET Longowal, Пенджаб, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410023
Потоковое аудио в реальном времени через встроенный микроконтроллер Wi-Fi
Саураб Джагдхане, Амит Гуджарати, Санкет Кхедекар, Рохан Гупта
UG Студент, Департамент ECE, VIT, Мумбаи, Индия
UG Студент, Департамент ECE, VIT, Мумбаи, Индия
UG Студент, Департамент ECE, VIT, Мумбаи, Индия
UG Студент, Департамент ECE, VIT, Мумбаи, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410024
Теория систем Грея Подход к качеству интрасети
Н.Славек, Д. Крмпотич, Д. Блажевич
Доцент кафедры программной инженерии, электротехнический факультет Осиек, Осиек, Хорватия
PG Студент, кафедра вычислительной техники и автоматизации, электротехнический факультет Осиек, Осиек, Хорватия
Доцент кафедры вычислительной техники и автоматизации, электротехнический факультет Осиек, Осиек, Хорватия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410025
Обзор пьезоэлектричества
г.Г. Падасалкар, Дж. М. Шайх, Ю. Д. Сид, С. Х. Тамболи, Правин С. Футан
Студенты UG, кафедра ЭО, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Доцент кафедры ЭО, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410026
Анализ производительности цифрового видеорегистратора при повышении качества электроэнергии с использованием PI и контроллера нечеткой логики
Кришна Чайтанья Диггави, Э.Hima Bindu
Доцент кафедры EEE Технологического института Гуру Нанака, Хайдарабад, Телангана, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа CVR, Хайдарабад, Телангана, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410027
Прототип системы анализа неисправностей и защиты распределительного трансформатора
Abhishek Deshmukh, Ashish Bhatewara, Sanket Dahiwal
Инженер-электрик, Mechatronics Systems Pvt Ltd, Пуна, Махараштра, Индия
Старший инженер по автоматизации, Vasundhara Industries, Пуна, Махараштра, Индия
Инженер проекта, Mechatronics Systems Pvt Ltd, Пуна, Махараштра, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410028
Новый повышающий преобразователь постоянного тока в постоянный ток на основе интегрированного индуктора с разомкнутым и замкнутым контуром управления
Supadma.R, Salna.V.A, Aswathy Mohandas
PG Студент [PE], кафедра EEE, Инженерный колледж Шри Нараяна Гурукулам, Коленчери, Керала, Индия
PG Студент [PE], кафедра EEE, Инженерный колледж Шри Нараяна Гурукулам, Коленчери, Керала, Индия
Доцент кафедрыof EEE, Инженерный колледж Шри Нараяны Гурукулам, Коленчери, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410029
Конструкция маломощного высокопроизводительного 32-битного RCA и CSA с предлагаемой сумматорной ячейкой
К. Венката Раманая
Заведующий отделом ВЭК, Ю.С.Р. Инженерный колледж Университета Йоги Вемана, Проддатур, Y.S.R (Dt.) AP, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410030
Импровизированный ИК-датчик для канцелярских принадлежностей и обнаружения человека в движении
Abhishek Deshmukh, Sanket Dahiwal
Инженер-электрик, кафедрадизайна, Mechatronics Systems Pvt Ltd, Пуна, Махараштра, Индия
Инженер проекта, отдел технического обслуживания, Mechatronics Systems Pvt Ltd, Пуна, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410031
Робот захвата и установки для отслеживания линии с использованием технологии RFID
Сарабудла Харшит Редди, Бхарадвадж Вангипурам, Гатту Вишал
B.E., Отделение ECE, Инженерный колледж MVSR, Хайдарабад, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410032
Изготовление суперконденсатора на основе графена и полианилина для накопителей энергии
Мажар Б. Тайель, Моатаз М. Солиман, Мохамед Э. Харб
Профессор, кафедра электротехники, Александрийский инженерный факультет, Александрия, Египет
Профессор, кафедра материаловедения, Александрийский институт последипломных исследований и исследований, Александрия, Египет
Студент со степенью доктора философии, кафедра электротехники, Александрийский инженерный факультет, Александрия, Египет
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410033
Исследование по диспетчеризации экономической среды с использованием расширенного алгоритма гравитационного поиска для оптимизации нескольких целей
Мунмун, Газала Рашид, Кришан Арора
PG Студент, Школа электроники и электротехники, Прекрасный профессиональный университет, Пенджаб, Индия
PG Студент, Школа электроники и электротехники, Прекрасный профессиональный университет, Пенджаб, Индия
Доцент, Школа электроники и электротехники, Прекрасный профессиональный университет, Пенджаб, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410034
Применение беспроводных приборов на мощных электростанциях
Нидхи Гопал
Выпускник, Bharat Heavy Electricals Limited, Харидвар, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410035
Устранение проблемы проседания напряжения с помощью устройства динамического восстановления напряжения (DVR)
Саураб Саху, Нилеш Кумар
Магистр технических наук, отдел EEE, Институт менеджмента и технологий Диши, Райпур, К.Г., Индия
Доцент кафедры EEE Института менеджмента и технологий Диши, Райпур, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410036
Высоковольтный повышающий преобразователь на основе нечеткого управления, объединяющий преобразователи KY и пониженно-повышающие преобразователи
Анжу, Рабия Рашид
PG Студент [PEPS], Департамент EEE, Федеральный институт науки и технологий, Ангамали, Керала, Индия
Доцент кафедрыEEE, Федеральный институт науки и технологий, Ангамали, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410037
Разработка кроссплатформенного мобильного приложения для студенческой информационной системы
Д-р Г. Шанкар Лингам
Профессор, кафедра CSE, Технологический и научный институт Чайтаньи, Варангал, Телангана, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410098
Управление шаговым двигателем с помощью сигналов поверхностного ЭМГ
Селия Прадип, Шалу Джордж К
PG Студент [CS], кафедра.EEE, Колледж инженерии и технологий Мар Базелиос, Тируванантапурам, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного и технологического колледжа Мар Базелиос, Тируванантапурам, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410038
Реализация Round Robin Arbiter с использованием Verilog
К. Тарун Теджа, Поннада Венката Саи Шива Тарун
Бакалавр. Студент технического факультета, Инженерный колледж CVR, Хайдарабад, Телангана, Индия
Б.Студент технологического факультета, факультет дошкольного образования, инженерный колледж CVR, Хайдарабад, Телангана, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410039
Энергосистема с подключением к сети на основе фотоэлектрических систем на основе системы QZSI
П. С. Бахират, У. Б. Маркад, С. А. Патил, У. А. Чатт
UG Студенты кафедры EE, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Доцент кафедры ЭО, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410040
Обзор системы управления водными ресурсами с использованием микроконтроллера PIC
Вайшнави. А. Такей, Джйотсна. А. Chopade
UG Студент, кафедра EXTC, PRMCEAM, Баднера-Амравати, Махараштра, Индия
UG Студент, кафедра EXTC, PRMCEAM, Баднера-Амравати, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410041
Анализ системы MIMO-OFDM с передачей
Харшала.Н.Пундкар, Айшвария. П.Когекар
UG Студент, кафедра EXTC, PRMCEAM, Баднера-Амравати, Махараштра, Индия
UG Студент, кафедра EXTC, PRMCEAM, Баднера-Амравати, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410042
Обзор синтеза и характеристики изоляционных материалов
Т. К. Вир, С. Х. Сурьяванши, Г. Б. Гайквад, У. А. Чатте
UG Студенты кафедры EE, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Доцент кафедрыof EE, Инженерный колледж колледжа С. Б. Патил, Индапур, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410043
Нарушения реактивной мощности распределенной генерации в распределительной сети
Вайбхав Кошта, Тикешвар Гаджпал
PG Студент [силовая электроника], кафедра ЭЭ, Райпурский технологический институт, Райпур, Чхаттисгарх, Индия
Ассистент-профессор кафедры ECE, Райпурский технологический институт, Райпур, Чхаттисгарх, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410044
Обзор автоматизации котлов и управления освещением в сахарной промышленности
Маюр Раут, Анилкумар Б. Голап
Доцент кафедры электроники и телекоммуникаций, Технологический институт Синхгад, Лонавала, Пуна, Махараштра, Индия
BE Студент, факультет электроники и телекоммуникаций, Технологический институт Синхгад, Лонавала, Пуна, Махараштра, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410045
Двойная двухуровневая схема разомкнутой обмотки с инверторным питанием и пространственно-векторным ШИМ
Midhun.G, P.Sandhya
PG Студент [Управление питанием и приводы], Отдел EEE, MBCET, Тируванантапурам, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE, MBCET, Тируванантапурам, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410046
Обзор системы автоматизации Immanent Smart Home
Rajguru Pandurang V, Mansukh Dnyanraj D, Dhobale Shivaji S
Б.E. Студенты, кафедра компьютерной инженерии, инженерный колледж Джайхинд, Пуна, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410047
Методика определения места повреждения между линиями, включая ток после повреждения
Achu S, Эмиль Нинан Скария
PG Студент [PS], кафедра EEE, инженерный колледж СИНТГИТС, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа СИНТГИТС, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410048
Высокоскоростной сумматор-умножитель с записью S-MB
Рибой Чериан, Амель Сиби
Доцент кафедры ECE, Инженерный колледж Сентгитса, Коттаям, Керала, Индия
PG Студент [VLSI], кафедра ECE, Saintgits College of Engineering, Коттаям, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410049
Воздействие новых конструкций ребристой формы на различные параметры
Дочери Авраама, Авраама Георгия
PG Студент [СБИС и ES], кафедра.ECE, Saintgits College of Engineering, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедры ECE, Инженерный колледж Сентгитса, Коттаям, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410050
Система водяных знаков двойной аутентификации в телерадиологии с использованием WBC Transform
M.Venkatanaresh, I.Kullayamma
M.Tech [Системы связи], Департамент ECE, Университет SV, Тирупати, Индия
Доцент, Департамент ECE, Университет SV, Тирупати, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410051
Компенсация мощности в сети с помощью микросетевой системы с двунаправленным преобразователем переменного тока в постоянный и стратегией ШИМ преобразователя постоянного тока в постоянный
Дж. Дани Абрахам, П. Кани Раджан
PG Студент [PED], кафедра EEE, Раджа колледж инженерии и технологий, Мадурай, Тамилнад, Индия
Доцент, кафедра EEE, Раджа колледж инженерии и технологий, Мадурай, Тамилнад, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410052
Однофазная система фотоэлементов, подключенная к сети, на основе повышающего инвертора
Г. Р. Раджешканна, С. Тиагараджан
PG Студент [PED], кафедра EEE, Раджа колледж инженерии и технологий, Мадурай, Тамилнад, Индия
Доцент, кафедра EEE, Раджа колледж инженерии и технологий, Мадурай, Тамилнад, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410053
Плата уведомлений о беспроводной связи на базе процессора NIOS II Soft-Core
С.Ф. Пинто, Г. М. Найк, Дж. С. Параб
Доцент кафедры электроники колледжа Св. Ксавьера, Мапуса, Гоа, Индия
Профессор, факультет электроники, Университет Гоа, Гоа, Индия
Доцент кафедры электроники, Университет Гоа, Гоа, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410054
Метод MPPT на основе нечеткой логики для фотоэлектрической системы, подключенной к однофазной сети, с возможностью обмена реактивной мощностью
Т.Соумья, доктор Г. Сарасвати
PG Студент [APS], Департамент EEE, JNTUK- Vizianagaram, Vizianagaram, Андхра-Прадеш, Индия
Профессор, кафедра EEE, JNTUK- Vizianagaram, Vizianagaram, Andhra Pradesh, India
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410055
Многодиапазонная слот-антенна с круговой поляризацией и заглушкой для системы GPS / WiMAX / WLAN
Сатья Пракаш Синха, Капил Бхушан
PG Студент, кафедра ECE, SRMSCET, Bareilly, UP, Индия
Доцент кафедрыECE, SRMSCET, Bareilly, UP, India
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410056
Исследование систем оружия на основе электромагнитных импульсов
Swapnil Verma, Prakul Asthana
UG Студент, кафедра электротехники, Технологический университет Дели, Бавана-роуд, Нью-Дели, Индия
UG Студент, факультет инженерной физики, Технологический университет Дели, Bawana Road, Нью-Дели, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410057
Диагностика наилучшего метода экстраполяции скорости ветра
Д-р Фирас А. Хади
Департамент ветроэнергетики, Министерство науки и технологий, Багдад, Ирак
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410058
Значение PSS и SVC в демпфировании колебаний мощности
Фева Уилсон, Джиша Джеймс
PG Студент [Power Systems], кафедра EEE, инженерный колледж Saintgits, Патхамуттом, Керала, Индия
Доцент кафедрыof EEE, Инженерный колледж Сентгитса, Патхамуттом, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410059
Анализ различных режимов работы стабилизатора мощности для повышения качества электроэнергии распределительной сети
Анжу Р. К., Фосси Мэри Чако
PG Студент [Энергетическая система], кафедра EEE, Инженерный колледж Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410060
Исследование по измерению осадков и уровня водохранилища для автоматизации плотин
Abhishek Deshmukh, Sanket Dahiwal, Ashish Bhatewara
Инженер-электрик, Mechatronics Systems Pvt Ltd, Пуна, Махараштра, Индия
Инженер проекта, Mechatronics Systems Pvt Ltd, Пуна, Махараштра, Индия
Старший инженер по автоматизации, Vasundhara Industries, Пуна, Махараштра, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410061
Эффективность и анализ результатов фотоэлектрической системы, подключенной к сети, мощностью 50 кВт с использованием MATLAB / SIMULINK
Ниша Шарма, Дипак Далал
Доцент кафедры электротехники в полиграфии, GJUS & T, Хисар, Индия
Магистр технических наук, факультет электротехники, колледж ГИТАМ, Каблана, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410062
Адаптивная ортогональная вейвлет-декомпозиция сигнала и фильтрация Хэмпела для подавления импульсных шумов речи
Ю.Рам Кишор, Т.Сринивасулу Редди
PG Студент [Коммуникационные системы], Департамент ECE, Университет SV, Тирупати, Андхра-Прадеш, Индия
Доцент кафедры ECE, Университет SV, Тирупати, Андхра-Прадеш, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410063
Переходная схема для определения неисправности в линии передачи HVDC
Шерин Том, Джаймол Томас
PG Студент [Power Systems], кафедра EEE, инженерный колледж Saintgits, Коттаям, Керала, Индия
Профессор, кафедраEEE, Инженерный колледж Сентгитса, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410064
Сравнительное исследование семиуровневого инвертора с каскадным H-мостом и топологией реверсивного напряжения
Aswathy G.S, Manju Ann Mathews
PG Студент [Управление питанием и приводы], Отдел EEE, MBCET, Тируванантапурам, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE, MBCET, Тируванантапурам, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410065
Идентификация неисправностей с использованием последовательных компонентов реактивной мощности
Атира Раджан, Джиша Джеймс
PG Студент [Энергетическая система], кафедра EEE, Инженерный колледж Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410066
Оценка доступных возможностей передачи на реструктурированном рынке электроэнергии с использованием трансформатора UPFC модели
М Венкатешвара Рао, Сиригири Шиванагараджу
Доцент кафедрыPE, GMR Institute of Technology, Rajam, Srikakulam, Andhra Pradesh, India
Профессор, кафедра EEE, UCEK, Какинада, JNTUK, Какинада, Андхра-Прадеш, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410067
Реализация алгоритма определения характеристик провала напряжения
Нимми Анна Куриен, Янси Варгезе
PG Студент [Энергетическая система], кафедра EEE, Инженерный колледж Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедрыEEE, Инженерный колледж Сентгитса, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410068
Сравнительное исследование факторов зависимости CCT в шинной системе IEEE 14
Рахул Р. Наир, Р. Висакхан, Себин Джозеф, Анси Сара Варгезе
PG Студент [Энергетическая система], кафедра EEE, Инженерный колледж Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Сентгитс, Коттаям, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410069
Векторное управление асинхронным двигателем с использованием улучшенного инвертора Z Source
Leena.K.Y, M.Waheeda Beevi
PG Студент [электрические машины], кафедра EEE, инженерный колледж, Тривандрам, Индия
Профессор, кафедра EEE, Инженерный колледж, Тривандрам, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410070
Моделирование изолированного повышающего преобразователя постоянного тока с низким напряжением напряжения
Свати Мохандас, Бевин К.С
PG Студент [силовая электроника], отдел EEE, Академия науки и технологий Видья, Талаккоттукара, Триссур, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE, Академия науки и технологий Видья, Талаккоттукара, Триссур, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410071
Разработка оптимального ПИД-регулятора для системы теплообменника с использованием другого алгоритма настройки
А. Сатис Эдвин, М. Прасанна, Р.Рамья, С.Вигнешваран, С.Рамачандран
UG Студент, кафедра ICE, Саранатанский инженерный колледж, Тричи, Тамилнад, Индия
Доцент кафедры ICE, Саранатанский инженерный колледж, Тричи, Тамилнад, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410072
Обнаружение электрического действия предсердий с помощью сигналов отведений ЭКГ
Б. Мадхан Мохан, д-р Г. Умамахешвара Редди
M.Tech [Системы связи], Dept.ECE, Инженерный колледж Университета Шри Венкатешвары, Тирупати, Индия
Доцент кафедры ECE, Инженерный колледж Университета Шри Венкатешвары, Тирупати, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410073
Метод адаптивного управления для параллельных повышающих преобразователей постоянного тока, используемых в фотоэлектрических системах производства электроэнергии
Решма Мэри Томас, Дипу Хосе
PG Студент [Power Systems], кафедра EEE, инженерный колледж Saintgits, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедрыEEE, Инженерный колледж Сентгитса, Коттаям, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410074
Выравнивание напряжения конденсатора постоянного тока в многоуровневых инверторах с зажимом нейтрали для приложения DSTATCOM
С. Шриниваса Рао, Г. Котешвара Рао
PG Студент [PEED], кафедра EEE, Инженерный колледж Гудлаваллеру, Гудлаваллеру, Андхрапрадеш, Индия
Доцент кафедры EEE, Инженерный колледж Гудлаваллеру, Гудлаваллеру, Андхрапрадеш, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410075
Обзор носимых систем мониторинга здоровья
Йогита Бобаде, профессор Р. М. Валли
PG Студент [E&TC], факультет электроники и телекоммуникаций, инженерный колледж П. Р. Патила, Амравати, Махараштра, Индия
Доцент кафедры электроники и телекоммуникаций инженерного колледжа П. Р. Патила, Амравати, Махараштра, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410076
Однофазный фильтр активной мощности для источников гармоник
Шазли А. Мохамед
Доцент, отд. электротехники, инженерный факультет, Университет Южной долины, Кена-Египет
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410077
Обзор системы домашней автоматизации (HAS)
Ренука П. Дхаге, С.П. Харде
M.E. Студент, факультет E&TC, Shreeyash College of Engg. & Tech, Dr.Университет БАМУ, Аурангабад (MS), Индия
Преподаватель, кафедра E&TC, Shreeyash College of Engg. & Tech, Университет доктора БАМУ, Аурангабад (MS), Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410078
Изменение параметров электрических характеристик FinFET с диэлектриком High-k
Дипа Гопинад, Авраам Джордж
PG Студент [VLSI & ES], кафедра ECE, Saintgits College of Engineering, Коттаям, Керала, Индия
Доцент кафедрыECE, Saintgits College of Engineering, Коттаям, Керала, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410079
Трехфазный асинхронный электродвигатель с повышающим преобразователем и трехуровневым инвертором, питаемым от фотоэлектрической панели
Аннс Томас Мэтью, Манджу Срикумар
PG Студент [PCD], кафедра EEE, Инженерный колледж Мар Базелиус, Тривандрам, Керала, Индия
Доцент кафедры EEE, Инженерный колледж Мар Базелиус, Тривандрам, Керала, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410080
Эффективная реализация 12 множественных DFT / IDFT в процессоре Tms320c6670
С. Нараяна Редди, Д. Саи Прия
Доцент кафедры ECE, Инженерный колледж Университета Шри Венкатешвары, Тирупати, Андхра-Прадеш, Индия
PG Студент [Обработка сигналов], Департамент ECE, Инженерный колледж Университета Шри Венкатешвары, Тирупати, Андхра-Прадеш, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410081
Повышение безопасности банкоматов с помощью 3D-пароля
Шивани А. Патил, Шамли А. Хаге
Студент UG, факультет EXTC, Колледж английского языка и менеджмента профессора Рама Меге, Баднера, Махараштра, Индия
Студент UG, факультет EXTC, Колледж английского языка и менеджмента профессора Рама Меге, Баднера, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410082
Формирование эквивалентной сети Тевенина для системы радиального распределения
Gundugallu Peddanna
Доцент кафедрыEEE, SRIT College, Анантапураму, Андхрапрадеш, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410083
Оценка боковых параметров самолета с различными начальными условиями
Биджили Роуз Варгезе, Манджу G
PG Студент [Системы управления], Отдел EEE, MBCET, Тривандрам, Индия
Доцент кафедры EEE, MBCET, Тривандрам, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410084
Управление матричным преобразователем с использованием метода ШИМ-модуляции на основе FLC для уменьшения гармоник выходного напряжения
С.Сушмитха, доктор Т. Гоури Манохар
PG Студент [PSOC], кафедра EEE, Инженерный колледж Шри Венкатешвары, AP, Индия
Доцент кафедры EEE инженерного колледжа Шри Венкатешвары, AP, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410085
Снижение THD с помощью DSTATCOM в распределительной сети против нелинейных нагрузок
Ласья Прия Б.В., доктор Г.В. Марутешвар
M.Tech, кафедра EEE, инженерный колледж Шри Венкатешвары, A.П., Индия
Профессор, кафедра EEE, Инженерный колледж Шри Венкатешвары, AP, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410086
Высокоэффективные пятиуровневые преобразователи постоянного тока в постоянный ток большой мощности с использованием адаптивного управления
С.Вигнешваран, Р. Виджаялакшми
PG Студент, кафедра EEE, Инженерный колледж Нанда, Эроде, Тамилнад, Индия
Доцент кафедры EEE, Инженерный колледж Нанда, Эроде, Тамилнад, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410087
Солнечная панель Максимальная передаваемая мощность увеличена с 63,6% до 90% за счет использования двух синусоидальных инверторов со сдвигом фазы 90 °
Саундра Пандиан Джи, доктор философии
Профессор, кафедра электротехники, Университет Шив Надар, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410088
Внедрение веб-инструментальной системы, объединяющей мониторинг качества электроэнергии в интеллектуальный счетчик
Che-Min Lin, Ming-Tang Chen
Аспирант, кафедраof EE, Национальный университет прикладных наук Гаосюн, Гаосюн, Тайвань,
Профессор, кафедра ЭО, Национальный университет прикладных наук Гаосюн, Гаосюн, Тайвань
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410089
Электромагнитные тросы как устройства спуска с орбиты — численное моделирование эффективности спуска с верхней ступени
Александр Ионел
INCAS — Национальный институт аэрокосмических исследований, Румыния
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410090
Арифметический преобразователь двоичных-2-RNS по модулю {2n ± k} для jn-битового динамического диапазона
Т.К. Харика, В.прасад
Магистр технических наук [VLSI], Департамент дошкольного образования, Технологический институт Шри, Тирупати, Индия
Доцент, Департамент ECE, Технологический институт Шри, Тирупати, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410091
Надежное визуальное управление роботом-уборщиком
Суприя Г.Шинде
PG Студент [DS], факультет электроники и телекоммуникаций, JSPM, JSCOE, Хадапсар, Пуна, Махараштра, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410092
Разработка и анализ нового многоходового обратноходового преобразователя с мягким переключением
М.Аджит Кумар, Н. Бхаскара Рао
Магистр технических наук [PEED], кафедра EEE, Инженерный колледж Гудлаваллеру, Гудлаваллеру, Андхра-Прадеш, Индия
Доцент, кафедраEEE, Инженерный колледж Гудлаваллеру, Гудлаваллеру, Андхра-Прадеш, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410093
Реализация схем разнесения передачи
Шайк Парвез, Д. Говри Санкар Редди
PG Студент, факультет ECE, Инженерный колледж Университета Шри Венкатешвары, Тирупати, Индия
Доцент кафедры ECE, Инженерный колледж Университета Шри Венкатешвары, Тирупати, Индия
Аннотация PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410094
Генерация мощности от велосипедной педали
Б.Снеха, доктор М.Дамодар Редди
Студент PG [PSOC], кафедра EEE, Университет SV, Тирупати, AP, Индия
Профессор, кафедра EEE, Университет SV, Тирупати, АП, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410095
Алгоритмы отслеживания точки максимальной мощности, применяемые к гибридной ветро-солнечной системе
Т.Арун Кумар, проф.В.Марутешвар
PG Студент [энергосистемы], кафедра EEE, С.В. Университет, Тирупати, Андхра-Прадеш, Индия,
Профессор, кафедра EEE, С.В. Университет, Тирупати, Андхра-Прадеш, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410096
Распределение ресурсов на основе частотной характеристики в системах OFDM для нисходящей линии связи
Видьядхар С. Мелкери Сима К., Лакшми Г. К.
научный сотрудник, кафедра прикладной электроники, университет Гулбарга, Калабураги, Карнатака, Индия
PG Студент, DECSYS, Dept.телекоммуникаций, PESIT, Бангалор, Карнатака, Индия
Студент UG, факультет дошкольного образования, Технологический институт Шри Кришны, Бангалор, Индия
Реферат PDF 10.15662 / IJAREEIE.2015.0410097
.

Принцип работы электрокардиографа

Основные блоки электрокардиографа

Особенности усилителей биопотенциалов

Способы модернизации электрокардиографов

Блок питания электрокардиографа

Модернизация блока питания электрокардиографа

Перспективы развития электрокардиографов

Описание электрокардиографа Schiller at-101

Основные технические характеристики прибора

Структурная схема и основные элементы

Модернизация электрокардиографа с детальной разработкой блока питания

Усилители биопотенциалов — Студопедия

Трехканальный электрокардиограф экзт 12 01 геолинк — Продукция:

Файл: Вопр_к_экз_БТС-2018.docx — Страницы №№1-2

Электрокардиограф

Настройка записи ЭКГ (блок-схема и форма волны)

Кривая ЭКГ

Деполяризация

Реполяризация

Блок-схема установки записи ЭКГ

Схема защиты дефибриллятора

Логика выбора отведений

Калибровочная цепь

Предварительный усилитель

Усилитель мощности

Сеть обратной связи

Выходной дисплей

Блок-схема аппарата ЭКГ и работа

Двухэлектродная ЭКГ для амбулаторного мониторинга с минимальной аппаратной сложностью

Abstract

1. Введение

2. Материалы и методы

2.1. Трехэлектродная система регистрации ЭКГ

2.2. Двухэлектродная система регистрации ЭКГ

3. Результаты

4. Обсуждение

Таблица 1

5. Выводы

Выражение признательности

Вклад авторов

Финансирование

Конфликт интересов

Ссылки

Получение и анализ сигнала ЭКГ (электрокардиографии)

Расчет ЭКГ с использованием дифференциального усилителя и АЦП

Система ЭКГ

Системы преобразования высокого разрешения

Драйвер-усилитель и Δ-АЦП

Эффективность измерения

Заключение

IRJET-Запрошенная вами страница не найдена на нашем сайте

Последний выпуск, октябрь 2015 г. — журнал о низких комиссиях за обработку в EEE / ECE / E & I / ECE / ETE

Разработка и моделирование нечеткого контроллера вентилятора

Аднан Шаут, Адам Уилке

Моделирование многоступенчатого эквалайзера напряжения для фотоэлектрической решетки в условиях частичного затенения

М. С. Ананди, Р. Рамапрабха

Повышение качества электроэнергии в приводе двигателя BLDC с использованием нечеткого управляемого дзета-преобразователя

Джиша Чандран, Джейсон Чериан

Амрута Сугатан, проф.В. М. Виджаян

Роль SCADA в АВТОМАТИЗАЦИИ ГЭС

Сухмит Каур, Намита Катпал, Нитика Мунджал

Повышение качества электроэнергии с помощью DSTATCOM

Прашант Б. Павар, профессор К. Венката Рама Мохан, профессор Сантош Компелли

Схема водяных знаков для видео на основе надежного QR-кода

Ритуя С. Дарандейл, Сиддхи С. Касабе, Трипти Д. Чикхале

Система мониторинга качества воды с использованием Zig-Bee и солнечного источника питания

Амрута Амит Джоши

Обзор микрогенерации электроэнергии с использованием крышного турбинного вентилятора (R.T.V)

Акшай С. Загаде, Рахул П. Садагар, Сонали Дж. Найкнаваре, Правин С. Футан

Моделирование и управление нелинейными процессами с помощью робастных и программных контроллеров

М. Шридеви, П. Мадхавасарма, П. Веерарагаван

Конструкция электрического генератора с постоянными магнитами с двухсторонним статором и одним ротором (DSSR) Технология — Часть I

Вайджинатх Б. Петкар, Хитеш А. Талеле, Правин С. Футан

Улучшение изображения и извлечение функций на основе спутниковых данных с низким разрешением

М. Дхинакаран, П. Винаягам, К. Мадхавиприя

Обзор повышения качества электроэнергии в системе распределенной генерации

А.А. Шинде, Р. Джагадале, Р. Дадас, А.А. Сапкал, У.А. Шатте

ФЭ на базе PSO, интегрированная с системой управления оптимизацией уличного освещения

Молу Эльза Ипен, Ганеш Махадеван

Исследование аутентификации цветного пароля для предотвращения атак при серфинге через плечо