人体心电测试电路设计
心电检测电路的设计报告和测试报告
心电检测电路的设计报告和测试报告一、设计报告（一）、设计目的及其意义心肌是由无数个心肌细胞组成，由窦房结发出的兴奋，按一定的途径和时程，依次向心房和心室扩布，引起整个心脏的循环兴奋。
心脏各部分兴奋过程中出现的电位变化的方向、途径、次序、和时间均有一定的规律。
由于人体为一个容积导体，这种电变化也必须扩布到身体表面。
鉴于心脏在同一时间内产生大量的电信号，因此，可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢电极，将心脏产生的电位变化以时间为函数记录下来，这种记录曲线称为心电图，如下图所示。
心电图反映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。
心肌细胞的生物电变化时心电图的来源，但是心电图曲线与单个心肌细胞的膜电位曲线有明显的区别。
ECG波形是由不同的英文字母统一命名的。
正常心电图由一个P波、一个QRS波群和一个T波等组成。
P波起因于心房收缩之前的心房极时的电位变化；QRS波群起因于心室收缩之前的心室除极时的收位变化；T波为心室复极时的电位变化，其幅度不应低于同一导联R波的1/10，T波异常表示心肌缺血或损伤。
ECG的持续时间由：P-R间期（或P-Q间期）为P波开始至QRS波群开始的持续时间，也就是心房除极开始至心室除极开始的间隔时间，正常值为0.12～0.20s，若P-R期延长，则表示房室传导阻滞；Q-T间期为QRS波群的开始至T波的末尾的持续时间，意为心室除极和心室复极的持续时间，正常值为0.32～0.44s；S-T 段为从QRS波群终末导T波开始之间的线段，此时心室全部处于除极状态，无电位差存在，所以正常时与基线平齐，称为等电位线，若S-T段偏离等电位线一定范围，则提示心肌损伤或缺血等病变；QRS波群持续时间正常值约为0.06～0.11s。
因此，实时的检测心电信号，可以从所得出的心电图上观察心脏的变化，医生就可以从所测的心电图上判断心脏各个部位的功能是否正常，所以心电图是医生治疗心脏方面的疾病所不可或缺的依据。
心率和血氧饱和度电路设计
心率和血氧饱和度电路设计
心率和血氧饱和度电路设计
心率和血氧饱和度电路是一种医疗电子仪器，用于测量心率和血氧饱和度。
它可以用来检测一个人的心率和血氧饱和度，从而提供有效的护理和治疗措施。
心率和血氧饱和度电路的主要组成部分包括一个发射器，一个接收器，一个电池，一个调制器，一个滤波器和一个处理器。
发射器
发送低功率无线电信号，接收器接收信号，然后通过调制器调制信号，滤波器过滤多余的信号，最后，处理器将信号处理成可读的数字。
心率和血氧饱和度设备有一种叫做可穿戴的设备，可以穿在身上，方便使用者监测心率和血氧饱和度。
这种设备可以定期测量心率和血氧饱和度，并将信息发送给医生，以便更好地护理病人。
此外，还有一些非可穿戴式的设备，这些设备可以安装在室内，实时测量并显示心率和血氧饱和度，以便更好地把握病人的健康状况。
心率和血氧饱和度电路的设计步骤包括发射器的设计、接收器的设计、调制器的设计、滤波器的设计和处理器的设计。
在发射器的设计中，主要考虑的是信号发射的功率。
发射器的功率一般要求低于20dBm，以避免对环境造成干扰。
接收器的设计主要考虑接收信号的敏感度和灵敏度，使之能够接收到低功率的无线电信号，并且能够抗干扰。
调制器的设计主要考虑被调制信号的带宽，以便保证信号的稳定性。
滤波器的设计是为了过滤掉多余的信号，从而提高系统的性能。
处理器的设计主要考虑处理器的能力，选择一款性能良好，能够高效处理信号的处理器。
最后，心率和血氧饱和度电路的设计还需要考虑到安全性、可靠性和可用性，以确保电路能够正常工作，不会出现安全问题或可靠性问题。
人体心电测试电路设计
中北大学课程设计说明书2011/2012 学年第二学期学生姓名：陈杰学号：1005084122 学院：信息与通信工程学院专业：生物医学工程课程设计题目：医学电子电路实践课程设计人体心电测试电路设计课程设计地点：201实验室，学院610，学院503室指导教师：侯宏花石海杰系主任：王浩全2012 年 6 月 20 日中北大学课程设计任务书2011/2012 学年第二学期学院：信息与通信工程学院＿专业：生物医学工程＿学生姓名：李金金学号：1005084109学生姓名：李艺学号：1005084113学生姓名：陈杰学号：1005084122课程设计题目：医学电子电路实践课程设计＿人体心电测试电路设计＿起迄日期：2012年6月 4 日～2012年6月15 日＿课程设计地点：201实验室，学院610，学院503室指导教师：侯宏花石海杰＿＿系主任：王浩全＿＿下达任务书日期: 2012 年 6 月 4 日目录绪论 (1)一、设计报告 (1)1.1设计实验目的及意义 (1)1.2心电信号产生机理 (2)1.3人体心电信号的特征分析 (3)1.4人体心电信号的噪声来源 (4)二、测试报告 (5)2.1 硬件电路设计 (5)2.1.1信号输入及低通滤波电路 (5)2.1.2一级放大电路 (6)2.1.3 二级放大电路 (6)2.1.4 稳压电路 (7)2.1.5 滤波电路 (7)2.2 软件仿真及结果 (8)三、课程设计总结 (12)四、参考文献 (12)绪论人体体表的一定位置安放电极，按时间顺序放大并记录这种电信号，可以得到连续有序的曲线，这就是心电图。
本文分析了体表心电信号的特征。
心电信号的各种生理参数都是复杂生命体(人体)发出的强噪声条件下的弱信号(除体温等直接测量的参数外)，心电信号的幅度在10µV～4mV之间，频率范围为0.01～100Hz，淹没在50Hz的工频干扰和人体其他信号之中，检测过程及方法较复杂。
数字人体心率检测仪的设计
数字人体心率检测仪的设计0 引言目前检测心率的仪器虽然很多，但是能实现精确测量、数据上传PC机并且具有声光报警等多种功能的便携式全数字心率测量装置很少。
本文介绍的数字人体心率检测仪可以在人体的手、腕、臂等部位均能准确测量出心跳次数，同时还具有掉电存储、测量数据上传PC机及声光报警等多项功能。
1 系统组成及工作原理系统组成如图1所示，本设计以单片机为主控信号，外辅少量硬件电路，完成数据处理、记忆、显示、通信等功能。
首先，在系统开机时通过键盘设定系统的工作方式，然后，将压电陶瓷片检测到人体心跳信号经过放大、滤波及整形处理后输入给单片机，单片机对测量的数据进行处理，送显示电路显示，同时通过通信电路将测量数据上传PC机，记忆电路主要用来存储测量数据，实现掉电存储功能，声光报警电路在测量数据超过正常范围（如大于180次/min或小于45次/min）时进行报警以提醒医生注意。
2 系统硬件电路设计2.1 传感器及信号处理电路传感器及信号处理电路如图2所示。
检测心率脉冲信号的传感器采用压电陶瓷（在压电陶瓷片上安装一海面垫以传递脉冲信号）；将采集到的心率信号经过由CD4069的3个非门组成3级放大电路进行放大，然后通过由R4、R5、C5及R7、R8、C6构成的2级梯形滤波电路进行滤波处理，即可获得人体心率范围的信号（约在0.66Hz-3.33Hz之间）；再通过由二极管D1、D2和R6构成的检测电路以及由U1F、U1D、U1E这3个非门构成的整形电路处理后，就可得到单片机所需要的标准的0-5V脉冲信号。
2.2 键盘电路键盘电路如图3所示。
因为I/O够用，所以4个按键分别接到单片机的P1.2、P1.3、P1.4、P1.5上，采用查询方式进行工作，K1、K2、K3及K4依次分别完成开始测量、查询、存测量结构及清除记忆数据等操作。
2.3 显示电路显示电路如图4所示，采用动态显示方式，图中2片74LS373的数据输入端均接在89C51单片机的P0口上，单片机通过P1.0和P1.3给2片74LS373提供片选信号，从而实现分时选择2片74LS373工作，分别传送段码和位码。
一种人体心电信号调理电路的设计
右输入信号 ｈ
与皮肤间的阻抗大且变化 范围也较大 ，这就对 前级（ 第一级） 放大电路 提 出了较高的要求 ，即要求前级放大 电路应满足以下要求：高输入阻 抗 ；高共模抑制比；低噪声、低漂移、非线性度 小；合适的频带和动
态范围。
３ ． ２右 腿驱 动 电路
体表驱动 电路是专 门为克￣５ ０ Ｈ ｚ 共模干扰 ，提高Ｃ Ｍ Ｒ Ｒ 而设计的， 原理是采用人体为相加点的共模 电压并联反馈 ，其方法是取出前置放 大 中的共模 电压，经过驱动 电路倒相放大后再加 回体表上，一般 的做 法是将此反馈共模信号接到人体的右腿上，所 以 称为右腿驱动。
１ Ｌ … ～ 籼 ． 前 嚣大 卜 母 低 通 电 滤 路 波 ～ ｍ
左输入信号 ｆ ｆ ｌ ｛
～ 母
图３ 右腿 驱动 电路 ３ ． ３低通 滤波 放大 电路 图 １系统设 计框架
本 电路设计主要是由五部分构成。 （ １ ）前置放大 电路。其中前置放大器是 硬件 电路的关键所在 ，设 计的好坏直接影 响信号的质量 ，从而影响到仪器的特性； （ ２ ）共模抑制 电路。在 设计 中使用 了右腿驱动 电路、屏 蔽驱动 电 路 ，它们可以消除信号中的共模 电压 ，提高共模抑制 比，使信号输 出 的质量得到提高； （ ３ ）低通滤波电路及时间常数 电路。 （ ４ ）工频５ ０ Ｈ ｚ 的陷波电路 。 （ ５ ） 主放大电路。 ３ 系统硬件设计
１ 引 言
伴随人类物质生活水平 的提高， 当代疾病的流行趋势发生了显著的 变化， 与人们社会生活方式 密切相关的疾病和 突发性 公共卫生疾病 已 成为危害人们健康的主要疾病， 由此 已 造成政府与个人医疗开支不断增 长 的巨大压力 而心血管疾病又是影响人类健康的第 一大 杀手 。在我 国心脏病患者约有七千万人， 死亡原因主要是致命性 心率失常和急性心 梗 。据北京急救 中心统计， ７ ０ ％ 以上病发于家中或工作现场， 大部分人 因 失去抢救时间死于院外， 此外， 多数人的心脏病 发作往往是短 暂与随机 的， 患者难 以赶到医院进行 心电图扫描， 从而影响诊断 因此， 为患者赢 取抢救时 间， 为所有的监护对象提供２ ４ 小时医学监护， 保健咨询 的医疗 诊断系统有着极其重要的实际意义。而心电信 号调理 电路作为心 电监 护系统的核心 ，其设计十分关键 。 ２系统框架设计
人体心电测试电路设计
人体心电测试电路设计1.电极设计：人体心电测试电路的第一步是正确地设计电极用于连接测试仪器和人体。
首先，需要有两个电极（一正一负）用于检测心电信号，并将其连接到测试仪器上。
这些电极通常是金属片，可以通过电导胶粘贴在人体皮肤上，以确保稳定的信号接收。
2.放大器设计：心电信号是非常微弱的，因此需要一个放大器来增加其幅度，以便更容易测量和分析。
这种放大器通常使用差分放大器电路来检测电极之间的电压差异，并放大到一个可以进行测量的合适幅度。
此外，放大器还需要具有适当的带宽，以便能够捕捉到心电信号的相关频率。
3.滤波器设计：为了减少噪声和过滤电源干扰等不需要的信号，需要在放大器之后添加滤波器。
滤波器可以根据需要选择不同的截止频率，并抑制在该频率范围之外的信号。
常用的滤波器类型包括低通滤波器、带通滤波器和高通滤波器。
4.调理电路设计：此阶段的设计将进一步处理滤波后的心电信号，以适应后续的数字分析或显示。
可能需要对信号进行放大、平滑或调整增益等处理，以确保其质量和合适的幅度范围。
5.ADC（模数转换器）设计：心电信号通常是模拟信号，需要将其转换为数字信号进行处理。
模数转换器（ADC）可以对模拟信号进行取样和量化，并将其转换为数字信号。
设计中需要选择合适的ADC进行信号转换，并根据需要选择合适的分辨率和采样率。
6.数字分析和显示：一旦心电信号被转换为数字信号，可以使用计算机或其他设备进行进一步的分析和显示。
这些数字信号可以通过滤波、傅里叶变换、心电图绘制等算法进行分析，并通过电脑、智能手机或其他设备进行显示。
综上所述，人体心电测试电路设计是一个复杂而精细的过程，其中涉及到电极设计、放大器设计、滤波器设计、调理电路设计、ADC设计以及数字分析和显示。
设计人员需要综合考虑电路的精度、稳定性、抗干扰能力和功耗等因素，以确保获得准确、可靠的心电信号测试结果。
同时，需要遵循相关的医疗电子设计标准和法规，以确保电路的安全性和可靠性。
心电测量电路设计
心电测量电路设计
心电测量电路是一种用于监测人体心电信号的电路设计。
心电信号是指心脏收缩和舒张过程中产生的电信号，它可以提供关于心脏健康状况的重要信息。
在心电测量电路的设计中，需要考虑到信号的放大和滤波。
首先，电路需要将微弱的心电信号放大到合适的范围，以便于后续的处理和分析。
一般来说，放大倍数应该足够大，以确保测量到细微的心电信号变化。
其次，心电测量电路还需要进行滤波，以去除噪音信号。
由于心电信号具有较低的频率范围，一般在0.5 Hz到100 Hz之间，因此使用带通滤波器可以有效地去除高频噪音和直流偏移。
为了提高测量的准确性和可靠性，心电测量电路还需要考虑到抗干扰能力。
由于人体周围存在许多干扰源，如电源线干扰、运动干扰和肌电噪音等，电路设计时需要采取一些措施来减少这些干扰的影响。
例如，可以使用差分放大器来抵消共模干扰，或者使用屏蔽来防止外部干扰的干扰。
此外，心电测量电路还需要注意对人体安全的考虑。
因为电路与人体直接接触，所以应该采取一些安全措施，如使用避雷器和隔离器来保
护受试者免受电击的危险。
总的来说，心电测量电路设计是一个复杂而重要的任务，它需要考虑到信号放大、滤波、抗干扰和人体安全等多个方面。
只有设计出高质量的电路，才能准确地测量和分析心电信号，为医生和研究人员提供有价值的心脏健康信息。
一种心电信号采集放大电路的简单设计方法
一种心电信号采集放大电路的简单设计方法
心电信号采集放大电路是一种将人体心脏电信号放大的电路，一般采用放大器、滤波器、隔离器等组成。
以下为一种简单的设计方法：
1. 选择放大器芯片
选择一个合适的放大器芯片，一般选用高质量低噪声的运放芯片，如AD620、AD8226等。
这些芯片具有高增益、低噪声等特点，适合于心电信号的放大。
2. 设计放大器电路
使用选择的芯片设计放大器电路，将心电信号输入放大器的非反馈端，输出连接到反馈端。
可以根据需要调整电阻和电容值来获得合适的增益和滤波效果。
一般放大倍数在100-1000之间。
3. 加入滤波器电路
由于心电信号存在很多干扰信号，所以需要加入滤波器来滤除掉干扰信号，使得输出信号更加可靠。
常用的滤波器如低通滤波器、带通滤波器等。
4. 设计隔离器电路
为了避免放大电路与其他电路之间的交叉干扰，需要加入隔离
器电路，将输入和输出信号隔离开。
一般采用光电耦合器或变压器等。
5. 验证电路性能
制作完成后，需要对电路的性能进行验证。
可以使用示波器、信号发生器等测试设备来检测电路的增益、频率响应等性能参数，以确保电路可靠度、准确性和稳定性。
通过以上简单方法，可以设计一款高质量的心电信号采集放大电路。
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中北大学课程设计说明书2011/2012 学年第二学期学生姓名：陈杰学号：1005084122 学院：信息与通信工程学院专业：生物医学工程课程设计题目：医学电子电路实践课程设计人体心电测试电路设计课程设计地点：201实验室，学院610，学院503室指导教师：侯宏花石海杰系主任：王浩全2012 年 6 月 20 日中北大学课程设计任务书2011/2012 学年第二学期学院：信息与通信工程学院＿专业：生物医学工程＿学生姓名：李金金学号：1005084109学生姓名：李艺学号：1005084113学生姓名：陈杰学号：1005084122课程设计题目：医学电子电路实践课程设计＿人体心电测试电路设计＿起迄日期：2012年6月 4 日～2012年6月15 日＿课程设计地点：201实验室，学院610，学院503室指导教师：侯宏花石海杰＿＿系主任：王浩全＿＿下达任务书日期: 2012 年 6 月 4 日目录绪论 (1)一、设计报告 (1)1.1设计实验目的及意义 (1)1.2心电信号产生机理 (2)1.3人体心电信号的特征分析 (3)1.4人体心电信号的噪声来源 (4)二、测试报告 (5)2.1 硬件电路设计 (5)2.1.1信号输入及低通滤波电路 (5)2.1.2一级放大电路 (6)2.1.3 二级放大电路 (6)2.1.4 稳压电路 (7)2.1.5 滤波电路 (7)2.2 软件仿真及结果 (8)三、课程设计总结 (12)四、参考文献 (12)绪论人体体表的一定位置安放电极，按时间顺序放大并记录这种电信号，可以得到连续有序的曲线，这就是心电图。
本文分析了体表心电信号的特征。
心电信号的各种生理参数都是复杂生命体(人体)发出的强噪声条件下的弱信号(除体温等直接测量的参数外)，心电信号的幅度在10µV～4mV之间，频率范围为0.01～100Hz，淹没在50Hz的工频干扰和人体其他信号之中，检测过程及方法较复杂。
去除信号检测过程的干扰和噪声、进行心电信号的分析是心电仪器的重要功能之一，心电信号的放大质量直接影响着分析仪器的性能和对人体心脏疾病的诊断。
本文设计了一个心电信号检测放大电路，充分考虑了人体心电信号的特点，采用输入电路---放大电路---稳压电路---滤波电路组成的模式，并且利用软件对相应的电路进行仿真，实验结果表明，电路能够很好地完成人体心电信号的检测放大。
心脏是人体血液循环的动力泵，心脏搏动是生命存在的重要标志，心脏搏动节律也是人体生理状态的重要标志之一。
心电信号是心脏电活动的一种客观表示方式，是一种典型的生物电信号，具有频率、振幅、相位、时间差等特征要素，比其他生物电信号更易于检测，并具有一定的规律性。
由于心电信号从不同方面和层次上反映了心脏的工作状态，因此在心脏疾病的临床诊断和治疗过程中具有非常重要的参考价值。
对心电信号的采集和分析一直是生物医学工程领域研究的一个热点，是一项复杂的工程，涉及到降低噪声和抗干扰技术，信号分析和处理技术等不同领域，也依赖于生命科学和临床医学的研究进展。
一、设计报告1.1设计实验目的及意义本实验的目的即利用设计的仪器从人体采集心电信号，并进行放大滤波最终呈现在示波器上进行观察。
心肌是由无数个心肌细胞组成，由窦房结发出的兴奋，按一定的途径和时程，依次向心房和心室扩布，引起整个心脏的循环兴奋。
心脏各部分兴奋过程中出现的电位变化的方向、途径、次序、和时间均有一定的规律。
由于人体为一个容积导体，这种电变化也必须扩布到身体表面。
鉴于心脏在同一时间内产生大量的电信号，因此，可以通过安放在身体表面的胸电极或四肢电极，将心脏产生的电位变化以时间为函数记录下来，这种记录曲线称为心电图，如下图所示。
心电图反映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。
心肌细胞的生物电变化时心电图的来源，但是心电图曲线与单个心肌细胞的膜电位曲线有明显的区别。
ECG 波形是由不同的英文字母统一命名的。
正常心电图由一个P波、一个QRS波群和一个T波等组成。
P波起因于心房收缩之前的心房极时的电位变化； QRS 波群起因于心室收缩之前的心室除极时的收位变化；T波为心室复极时的电位变化，其幅度不应低于同一导联R波的1/10，T波异常表示心肌缺血或损伤。
ECG的持续时间由：P-R间期（或P-Q间期）为P波开始至QRS波群开始的持续时间，也就是心房除极开始至心室除极开始的间隔时间，正常值为0.12～0.20s，若P-R 期延长，则表示房室传导阻滞；Q-T间期为 QRS波群的开始至T波的末尾的持续时间，意为心室除极和心室复极的持续时间，正常值为 0.32～0.44s；S-T段为从QRS波群终末导T波开始之间的线段，此时心室全部处于除极状态，无电位差存在，所以正常时与基线平齐，称为等电位线，若S-T段偏离等电位线一定QRS 波群持续时间正常值约为0.06～0.11s。
范围，则提示心肌损伤或缺血等病变；因此，实时的检测心电信号，可以从所得出的心电图上观察心脏的变化，医生就可以从所测的心电图上判断心脏各个部位的功能是否正常，所以心电图是医生治疗心脏方面的疾病所不可或缺的依据。
因此心电检测就有了实际应用的意义。
1.2人体心电信号的产生机理心电是心脏的无数心肌细胞电活动的综合反映，心电的产生与心肌细胞的初极和复极过程密不可分。
心肌细胞在静息状态下，细胞膜外带有正电荷，细胞膜内带有同等数量的负电荷，此种分布状态称为极化状态，这种静息状态下细胞内外的电位差称为静息电位，其值保持相对的恒定。
当心肌细胞一端的细胞膜受到一定程度的刺激(或阈刺激)时，对钾、钠、氯、钙等离子的通透性发生改变，引起膜内外的阴阳离子产生流动，使心肌细胞除极化和复极化，并在此过程中与尚处于静止状态的邻近细胞膜构成一对电偶，此变化过程可用置于体表的一定检测出来。
由心脏内部产生的一系列非常协调的电刺激脉冲，分别使心房、心室的肌肉细胞兴奋，使之有节律地舒张和收缩，从而实现“血液泵”的功能，维持人体循环系统的正常运转。
心电信号从宏观上记录心脏细胞的除极和复极过程，在一定程度上客观反映了心脏各部位的生理状况，因而在临床医学中有重要意义。
每一个心脏细胞的除极和复极过程可以等效于一个电偶极子的活动。
为了研究方便和简化分析，可以把人体看作是一个容积导体，心脏细胞的电偶极子在该容积导体的空间中形成一定方向和大小的电场，所有偶极子电场向量相加，形成综合向量，即心电向量。
当它作用于人体的容积导体时。
在体表不同部位则形成电位差，通常从体表检测到的心电信号就是这种电位差信号。
当检测电极安放位置不同时，得到的心电信号波形也不同，于是产生了临床上不同的导联接法，同时也考虑有可能用体表心电电位分布图反推心脏外膜电位即心电逆问题的求解。
1.3人体心电信号的特征分析1.3.1心电信号时域特征分析图1.1 典型的心电信号如图1所示的正常心电图由一系列波群组成，各段波群反映不同阶段的心电信号变化，由于QRS波变化比较集中，所以给出了分解图。
下面对每个波形点作详细的介绍：(1)P波：最初产生的偏离的波被命名为P波，它反映心房除极过程的电位变化，代表了两个心房的去极。
(2)QRS波群：心室的激活产生的最大的波，它反映心室肌除极过程的电位变化。
正常间隔0.08-0.12秒。
典型的QRS波群是指三个紧密相连的波；第一个向下的波为Q波，这波不一定总是出现。
QRS波的第一个向上的波为R波，继R波后第一个向下的波为S波，发生在S波后的向上的波称为R。
QRS是广义的代表心室肌的除极波，并不是每一个QRS波群都具有Q、R、S三个波，一个单相的负QRS 复合波被称为QS波。
(3)P R间期：从P波开始到QRS复合波开始，它代表心房肌开始除极到心室肌开始除极的时限。
正常间期是O．12-2．O秒，测量是从P波的起点到QRS复合波的起点，不管初始波是Q波还是R波。
它是房室传导时间的一种度量，由于这个原因，它在临床诊断上很有用。
基线是由波的TP段建立的(T波末端到下一个P波开始)。
(4)ST段：是在QRS波群以后，T波以前的一段平线。
代表左、右心室全部除极完毕到复极开始以前的一段时间。
该段在确定病理学上比如心肌梗塞(升高)和局部缺血(降低)上是很重要的。
在正常情况下，它用作测量其它波形幅度的等电势线。
(5)T波：代表心室肌复极过程引起的电位变化。
(6)QT间期：代表整个心室肌自开始除极至复极完毕的总时间。
QT间期代表体现了心室肌肉激活间期和恢复。
这个持续时间和心率的变化相反。
但通常不采用QT，而采用修正QT，称为QTC：QTC=QT+1．75(心室率—60)。
体表心电图反映的是心电信号的时域特性，经分析可以看出ECG信号的特征段的分界处是波形上的拐点。
1.3.2心电信号的电特征分析按照美国心电学会确定的标准，正常心电信号的幅值范围在10μV-4mv之间，典型值为1mV。
频率范围在O.05-100Hz以内，而90％的ECG频谱能量集中O.25-35Hz之间，心电信号频率较低，大量的是直流成分，去掉直流，它的主要频率范围是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz。
心搏的节律性和随机性决定了心电信号的准周期和随机时变特性。
从医学理论和实践可以理解，心电信号受人体生理状态和测量过程等多种因素的影响而呈现复杂的形态.1.4人体心电信号的噪声来源人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。
一般正常的心电信号频率范围为0.05-100Hz，而90％的心电信号(ECG)频谱能量集中在0.25-35 Hz之间。
采集一种电信号时，会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有下面几种：(1)工频干扰50 Hz工频干扰是由人体的分布电容所引起，工频干扰的模型由50Hz的正弦信号及其谐波组成。
幅值通常与ECG峰峰值相当或更强。
(2)电极接触噪声,电极接触噪声是瞬时干扰，来源于电极与肌肤的不良接触，即病人与检侧系统的连接不好。
其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动和振动导致松动；也可能是检测系统不断的开关、放大器输入端连接不好等。
电极接触噪声可抽象为快速、随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值，包含工频成分。
这种瞬态过渡过程可发生一次或多次、其特征值包括初始瞬态的幅值和工频成分的幅值、衰减的时间常数；其持续时间一般的1s左右，幅值可达记录仪的最大值。
(3)人为运动,人为运动是瞬时的(但非阶跃)基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起。
人为运动由病人的运动和振动所引起，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值通常为几十毫伏。
(4)肌电干扰(EMG),肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。
EMG基线通常在很小电压范围内。
所以一般不明显。