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直流心电放大仪设计报告心电信号作为心脏电活动在人体体表的表现，信号比较微弱，其频谱范围是0.05～200Hz，电压幅值为0～5mV，信号源的阻抗为数千欧到数百千欧，并且存在着大量的噪声，测量时，除了受包括肌电信号，脑电信号，呼吸波信号等体内干扰信号的干扰，还受到基线漂移，电极接触等体外干扰。
心电的这些特点，要求设计在强噪声下能有效抑制各种干扰的便携式心电采集放大仪，来得到正确的心电信号。
本直流心电放大仪设计思路是：由携带在人体上的电极采集心电信号，经过前置放大器的初步放大，并且在前置放大器电路部分设计滤波和右腿驱动电路，对各种信号进行一定的抑制后送入仪用放大器，输出后送入低通滤波器，以滤除心电频率范围以外的干扰信号，最后经过主放大器，得到能观察范围内的心电信号。
在进行实验元件参数选取时，既要考虑满足设计要求，同时又要保证所用的元件必须能找到，而且考虑到元件精度要求。
心电放大仪总体结构图：人体电极拾取前置放大器（共模抑制电路）低通滤波器后级放大电路示波器显示本设计的电路主要由五部分组成：电源变换电路；前置放大器和抑制共模电路；低通滤波电路；后级放大电路（主放大电路）。
由携带在人体上的电极拾取的心电信号首先经过前置放大器的初步放大，并对各种干扰信号进行一定的抑制后进入低通滤波器以滤除心电频率以外的干扰信号，然后经过后级主放大器进一步放大后，输入示波器，进行观察。
设计没有采用50HZ工频滤波电路，是因为本设计由电池供电，共模工频干扰很小（外界电场影响），可以通过右腿驱动电路很好的滤除。
一、电源变换电路：由于电池最多只能用四节，也就是6V，而实验采用的芯片是LM324，因此采用具有升压能力的电路，它能将Ec转换为±Ec。
其原理是NE555,时基电路接成无稳态电路，555和R21、C13接成无稳态多谐振荡器，振荡频率约在20kHz左右，由于充、放电时间常数皆为R21C13，故占空比为50％。
输出的20kHz脉冲波经D1、C14和D2、C15分别整流滤波后，输出±EDD双电源。
中南民族大学——生物医学工程学院暑期培训——心电图仪实验报告暑期培训——心电放大仪实验报告小组信息：组长：岳之恒组员：刘冶李春雨设计背景心脏是人体血液循环的动力装置。
正是由于心脏自动不断地进行有节奏的收缩和舒张活动，才使得血液在封闭的循环系统中不停地流动，使生命得以维持。
心脏在搏动前后，心肌发生激动。
在激动过程中，会产生微弱的生物电流。
这样，心脏的每一个心动周期均伴随着生物电变化。
这种生物电变化可传达到身体表面的各个部位。
由于身体各部分组织不同，距心脏的距离不同，心电信号在身体不同的部位所表现出的电位也不同。
对正常心脏来说，这种生物电变化的方向、频率、强度是有规律的。
若通过电极将体表不同部位的电信号检测出来，再用放大器加以放大，并用记录器描记下来，就可得到心电图形。
医生根据所记录的心电图波形的形态、波幅大小以及各波之间的相对时间关系，再与正常心电图相比较，便能诊断出心脏疾病。
诸如心电节律不齐、心肌梗塞、期前收缩、高血压、心脏异位搏动等。
心电放大仪就是用来测量心脏活动时所产生的生理电信号的仪器。
设计功能：设计制作一台简易心电图仪，用于测量人体心电信号，并在示波器上显示技术指标：（a）电压放大倍数为1000倍，误差为±5%（b）-3dB低频截止频率为0.05HZ（可不侧，有心电信号放大器的电路设计予以保证）（c）-3dB高频截止频率为100HZ，误差为±10HZ，在200HZ处的衰减≥10Db（d）通带内响应波动≤3dB（不允许嵌入50HZ陷波电路）（e）共模抑制比≥60dB（必须带有1.5m长的屏蔽导连线测量）（f）参模输入电阻≥5MΩ（可不测，由电路设计予以保证）各个模块的方案选择及原理和计算：仪表放大器：因为人的皮肤的电阻大而且共模信号多，因此输入使用仪表放大器，前面的两个跟随器可以增大输入内阻和做到上下结构的对称可以有效的消除共模信号，后面一个运放对信号进行放大，放大倍数为两倍。
电子线路CAD短学期设计报告学院：电子信息学院学号： ********班级： 15040211姓名：***日期： 2017年3月11日一、实验目的通过一个实例来说明Pspice对设计方案和具体电路进行分析的过程，理解电路的自上而下的设计方法。
二、实验原理设计一个心电图信号放大器。
已知:(1）心电信号幅度在50μV～5mV之间，频率范围为0.032Hz～250Hz。
(2）人体内阻、检测电极板与皮肤的接触电阻(即信号源内阻)为几十千欧。
(3）放大器的输出电压最大值为-5V～+5V。
1、确定总体设计目标由已知条件（1)可知该放大器的输入信号属于微弱信号,所要求的放大器应具有较高的电压增益和低噪声、低漂移特性。
由已知条件（2)可知,为了减轻微弱心电信号源的负载,放大器必须有很高的输入阻抗。
另外，为了减小人体接收的空间电磁场的各种信号(即共模信号)，要求放大器应具有较高的共模抑制比。
因此，最后决定的心电放大器的性能指标如下：差模电压增益：1000(5V/5mV)；差模输入阻抗： >10MΩ；共模抑制比：80dB；通频带：0.05Hz～250Hz。
2、方案设计根据性能指标要求,要采用多级放大电路，其中前置放大器的设计决定了输入阻抗,共模抑制比和噪声,可选用BiFET型运放,本设计采用了LF4111型运放(其中Avo=4 10 ,Rid≈4 10 Ω,Avc=2)，由于单极同相放大器的共模抑制比无法达到设计要求(可通过Pspice 仿真波形看出)，本设计采用了由三个LF411型运放构成的仪用放大器。
第二级放大器的任务是进一步提高放大电路的电压增益，使总增益达到1000。
其次为了消除高、低噪声，需要设计一个带通滤波器。
因为滤波器没有特殊要求，本设计可采用较简单的一阶高通滤波器和一阶低通滤波器构成的带通滤波器。
3、详细设计根据上述设计方案，确定了心电放大电路的原理图，如图5-1所示。
A1、A2、A3及相应的电阻构成前置放大器，其差模增益被分配为40，其中A1、A2构成的差放被分配为16，其计算公式为：Avd1=(Vo1-Vo2)/Vi=(R1+R2+R3)/R1，Avd2=Vo3/(Vo1-Vo2)=-R6/R4=1.6。
交流心电放大器设计报告一、设计心电放大器，要求如下：1、输入阻抗≥10MΩ。
2、共模抑制比≥80dB。
3、放大倍数为1000倍。
4、频带宽度为0.05Hz~100Hz。
5、放大器的要求轨到轨，低功耗，低噪声。
二、整体组成模块：三、具体各模块设计：1、电源：由于采用220V交流供电，必须设计电压转换部分以保证稳定的为放大器以及各个芯片供电，220V电压接变压器变压后，经桥式整流电路整流，再经电容C1、C2滤波、电路滤波，最后用三端稳压电路稳压，即可得到所需电压。
电路中接入C3用来实现频率补偿，防治自激振荡，减小高频噪声和改善负载的瞬态响应，C4用来较小有输入电压引入的低频干扰。
2、DC/DC电路：主要的目的是进行电压的变换及隔离因为直流不能直接通过变压器升、降压，所以先将直流通过开关电路变成交流，频率一般是几百K，这时的交流波形没有交流电正弦波那样好。
变成交流后通过变压器进行变压，输出的交流通过整流、滤波、稳压等电路变回直流。
这里采用TI公司的DCP010505DBP芯片电路图如下：输出之后的电压还需要经过7805和7905进行稳压。
这里的电容皆采用0.47uF。
3、前置放大电路：分为四部分：（1）差动放大：如果将保护电阻直接接入后面的时间常数电路，其输入阻抗将大为减小，减低了心电图机的性能，若加入差动发大器，其差模输入阻抗为2Ri＋，共模输入阻抗为Ri＋/2，增加了输入电阻，进一步抑制了电极噪声与50Hz干扰，提高了共模抑制比。
考虑到前级存在极化电压，最大为300mV ，此极放大增益不宜过高，大约定在6倍左右，选取R2=R3=24K Ω，R1＝10K Ω，其增益为=5.8。
（2） 时间常数电路：由于电极和电介质或体液接触，在金属界面上总会产生极化电压，其最大值可能为300mV ，这部分电路的主要功能就是滤出极化电压以及其余低频干扰，这部分选取高通滤波器，截至频率为0.05Hz ，根据f ＝RC 21，取R6=R7=4.3M Ω,得C1=C2=1uF ,从前极电阻中间引入驱动，避免了因电器元件不匹配使共模信号转化为差模信号而不易滤除的影响。
心电放大器（交流供电）设计报告
3004202336-1-张路遥
技术指标：
输入阻抗>1MΩ
输入端短路噪声电压峰-峰值（P-P）<=10uV
CMRR>=60db
电压增益：>=1000倍
50HZ干扰抑制滤波器：>=20dB
带宽：0.05HZ~40HZ（以10HZ为基准，+0.4dB,-3.0dB）
前言：
在当今社会中,心脏病等心血管已经成为了世界范围内常见的疾病,号称“头号杀手”。
由于心脏病有突发性以及长久性，对心脏病人也需要长期的治疗和监护。
心脏是循环系统中重要的器官。
由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动，血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。
心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。
心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。
如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电图机(即精密的电流计)的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图。
简易心电图设计报告简易心电图仪摘要本简易心电图仪采用仪用放大器INA 128 对采集到的微弱心电信号进行前置放大。
在后级电路中，采用电压放大器，对波形进一步放大;采用低通滤波器与右腿驱动进行滤波，以得到清晰的心电波形。
选题目的与参数指标目的:掌握生物电检测及其电路的设计，能够针对被测信号的特点设计相应的信号处理电路，理解对测量系统的一般要求(精度、测量范围、响应速度)，了解电路参数的测量。
考核要求:(1)输入阻抗:> 5 MΩ;(2)共模抑制比:> 80 dB;(3)频率响应范围:0.05--100 Hz;(4)信噪比:> 20 dB。
一、系统设计1)心电信号采集部分采用采样电极进行心电信号的采集，采样准确度高，信号明显。
2) 心电信号放大部分心电信号大约为50μV,4 mV，须进行放大才能在示波器上观察。
心电图(ECG)仪的前置放大在整机中处于非常重要的地位，决定了整机的主要技术指标，要求噪声低、共模抑制比尽量可能高。
采用低噪声、低功耗，有良好的共模输入抑制能力的仪表放大器INA128，可用外部电阻灵活地设定增益。
后级放大采用op07电压放大器，进一步把心电信号放大以达到预期放大倍数。
3) 滤波器部分由于心电信号易受噪声的干扰，且主要能量成分集中在0(05,1 00 Hz 频带内，所以本系统用滤波的方法对心电信号做进一步的降噪处理，抑制外界干扰，从而得到较为平滑的ECG波形。
为了提高滤波的效果，采用两级滤波。
因为经过放大的心电信号，主要存在肌电等干扰信号，将其送到由0(05 Hz高通滤波器和500 Hz,100Hz低通滤波器组成带通网络，滤除有效频带以外的信号。
4) 右腿驱动部分采用opa204芯片。
右腿驱动电路通常用于生物信号放大器，以减少共模干扰。
心电图电路所发出的电子信号十分微小。
而由于人的身体也可以作为天线能受到电磁干扰，特别是50/60Hz的家用供电噪音，这种干扰可能会掩盖的生物信号，使得信号难以测量。
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。
低成本心电放大器（交流供电）设计与测试报告作者姓名：凌伟学号：3013202225学院：精密仪器与光电子工程学院班级：生物医学工程一班指导教师：李刚天津大学2015年1月1. 题目要求交流供电低成本心电放大器： 要求与主要技术指标： A. 输入电阻>5M B. 共模抑制比>80dBC. 输出摆幅>2.5V （采用单片机采集时动态范围≧28）D. 频带：0.05～75HzE. 具有光电隔离F. 制作相应的稳压电源 2. 总体设计方案整体电路设计框图如下：其中前置放大电路中包含有高通滤波部分。
220V 交流电经稳压电源整流滤波稳压后输出±Vcc ，为光电隔离后的电路供电；DC/DC 隔离电路将稳压后的±Vcc 隔离并输出±Vee 为前级电路供电。
总体电路实物图：心电信号220V 交流3.单元电路设计1.稳压电源稳压电源包括变压器、整流电路、滤波电路、稳压电路。
选用桥式整流电路，这儿选取元器件要注意二极管的极限电流和变压器的功率选择。
流经每个二极管的电流，变压器功率P=UI，由于电路中电流很小，变压器功率选择成本最低的3W，整流二极管选用1N4007，该二极管主要参数：最大正向平均整流电流1.0A、最高反向耐压1000V、正向压降1.0V。
稳压电路选用三端集成稳压器7812和7912，用以稳定输出±12V，C1 C2是滤波电容，容值大小由充放电时间和输出波纹系数决定，一般取容值较大的电容，此处耐压为15V，因此选取1000μF/25V的电容。
C3C4作用是缓解负载突变、改善瞬态响应，这儿取220μF/25V。
C5C6用来实现频率补偿、防止自激振荡、减少高频噪声，选取参数0.1μF/25V。
实物图：测试结果：如图，稳压电源能稳定输出﹢11.7V 、﹣11.8V ，此电压下运放能正常工作。
2. DC/DC 隔离电路由于在电路中加入了光电耦合放大器，则前后级之间不能有任何电的连接，因此需要DC/DC 隔离电路为前级供电，而后级用稳压电源供电。
心电信号检测放大器实验报告直流供电天津大学精密仪器与光电子工程学院2004级生物医学工程1班贾乾14第一章前言心脏是人体血液循环系统中的重要器官，依靠它的节律性搏动，血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动，使生命得以维持。
它的活动正常与否直接关系到人的生命安全。
人们不能凭着直观判断心脏健康与否，而是需要精确的仪器加以测量，通过对测得的心电波进行分析比较，最后做出诊断。
心电图典型波形如下图所示：心脏的生理功能与心电图存在着密切的有机联系，心脏生理功能失常许多可以从心电图中反映出来，这就是心电图为什么能得到广泛应用的原因，主要应用有：1．分析与鉴别各种心率失常。
2．一部分冠状循环功能障碍或急性所引起的心肌病变。
3．判断心脏药物治疗或其他疾病的药物治疗对心脏功能的影响。
4．指示心脏房室肥大情况，从而协助各种心脏疾病的诊断。
等等。
在国内外，关于心电图机的发展都经过了一段相当长的时间，目前对于心电图机的发展都经过了一段相当长的时间，目前对于心电图机的研制已经达到了一个相当高的水平。
尽管这样，在心电信号处理的方法和自动分析手段都存在着很多缺点，心电特征波形分析定位结果并不尽如人意，从理论上还有创新的余地。
第二章总体设计一．心电信号的基本特征：心电信号是一种较微弱的体表电信号，成年人的幅值约为～4mV，频率在~250Hz范围内，属于低频率，低幅值信号。
为了获得清晰而良好的心电波信号，中华人民共和国医药行业标准YY1139―2000对心电图机提出各种技术要求，主要有：1．输入阻抗单端输入阻抗不小于Ω。
2．输入回路电流各输入回路电流不大于μA。
3．定标电压有1mV±5%的标准电压，用于对心电图机增益进行校准。
4．噪声水平所有折算到输入端的噪声应小于35μV。
5．频率特性幅度频率特性：以10Hz为基准，1Hz~75Hz（~+）;6．抗干扰能力共模抑制比：KCMR>60dB以上。
8．50Hz干扰抑制滤波器：≥20dB9．其他医学仪器除了与其他仪器一样能满足环境实验的要求外，还要严格的安全性要求，这些由国际GB10793专门规定。
心电放大器设计的报告1.引言心血管疾病是人类死亡的主要疾病之一,许多患者心脏病发作后由于未能及时发现和抢救极易发生死亡。
然而由于心律失常的出现常常是偶发的,使用通常的心电图机等短程分析方法不易发现,现在较为有效的方法就是采用记录24小时以至更长时间的心电图并加以分析以期捕捉到心律失常波形。
本文研究设计了一种低功耗、结构简单、性价比高的心电放大器,在此基础上可研制出便携式动态心电记录仪。
该仪器的最大优点是电路简单、实用、低功耗且成本低廉,对各中小型医院的危重病人的抢救和家庭监护有较好的实用价值。
2.系统概述:在进行系统介绍之前,要明白的几个概念:心电图心脏是循环系统中重要的器官。
由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动,血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。
心脏在机械性收缩之前,首先产生电激动。
心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表,使体表不同部位产生不同的电位。
如果在体表放置两个电极,分别用导线联接到心电图机(即精密的电流计)的两端,它会按照心脏激动的时间顺序,将体表两点间的电位差记录下来,形成一条连续的曲线,这就是心电图。
如图1各种各样的心电图:心电放大器设计报告a. 标准的心电图心电放大器设计报告b.带噪声的正常心电图心电放大器设计报告c. 右心室肥厚 Right Ventricular Hypertrophy图1 正常与病态心电图心电图可分为普通心电图、24小时动态心电图、His束电图、食管导联心电图、人工心脏起搏心电图等。
应用最广泛的是普通心电图及24小时动态心电图。
心电导联为了记录心电,将探测电极安置于体表相隔一定距离的两点,此两点即构成一个导联,两点的连线代表连轴,具有方向性。
临床常用的导联方式有肢体导联和胸前导联,肢体导联又有标准导联和加压单极肢体导联之分。
临床中广泛应用的是标准十二导统,分别记为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ三个标准导联,aVR、aVL、aVF三个加压导联以及V1-V6六个胸极导联。
其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ主要是反应左手、右手以及左腿任两电极间的电压差,无探查电极和无关电极之分,是双极导联。
双极导联就是拾取两个测试点的电位差。
aVR-V6是单极导联,就是拾取某一点相对参考的电位。
由一个无关电极和探查电极所组成,其P波明显,利于诊断心律失常(V1)和左前壁心肌缺血(V5、V6)。
标准导联的特点广泛地反映了心脏的大概情况,如:后壁心肌梗塞、心律失常等,往往Ⅱ、Ⅲ导联可以记录到清晰的波形。
心电信号的特点及对放大电路的要求心电信号的特点:信号十分微弱,常见的心电频率一般在~100Hz之间,能量主要集中在17Hz附近,幅度小于5mV,心电电极阻抗较大,一般在几百千欧以上。
在检测生物电信号的同时存在强大的干扰,主要有电极移动引起基线漂移(一般小于1Hz),电源工频干扰(50Hz),肌电干扰(几百Hz以上)。
电源工频干扰主要是以共模形式存在,幅值可达几V甚至几十V,所以心电放大器必须具有很高的共模抑制比(80dB以上)。
电极移动引起基线漂移是由于测量电极与生物体之间构成化学半电池而产生的直流电压,最大可达300mV,因此,心电放大器的前级增益不能过大。
由于信号源内阻可达几十KΩ、乃至所以,心电放大器的输入阻抗必须在几MΩ以上。
同时在有源低通滤波器中要求能够有效地滤除与心电信号无关的高频信号,最后在设计要求对某一频段的信号能够抑制或衰减。
通过系统调试,最后得到放大、无噪声干扰的心电信号。
总体电路框图本电路设计主要是由五部分构成。
第一是前置放大电路。
这一级增益选100~250倍左右。
第二是抑制共模信号电路。
我采用了右腿驱动电路,它不仅可以消除其中的共模电压,还能提高共模抑制比,使信号输出的质量得到提高。
第三是低通滤波电路。
心电频率一般在之间,能量主要集中在17Hz 附近,幅度为0~5mV,所以要对以内的信号进行保护,把这个频率带以外信号全部滤除。
第四是工频50Hz的带阻滤波电路。
本设计主要是采用了双T带阻滤波电路,它能够对某一频段的信号进行滤除。
对于电源工频产生的50Hz的噪声,用它能有效选择而对噪声进行滤除。
第五是后级放大电路。
心电信号需要放大上千倍才能观测到,前置放大器增益只有100~250左右,在这一级还需要放大4~10倍左右。
总体电路框图如图2:心电放大器设计报告3.具体单元电路设计前置放大电路的设计:根据心电信号的特点,前置级应该满足下述要求:1) 高输入阻抗。
被提取的心电信号是不稳定的高内阻源的微弱信号,为了减少信号源内阻的影响,必须提高放大器输入阻抗。
一般情况下,信号源的内阻为100kΩ,则放大器的输入阻抗应大于1MΩ。
2) 高共模抑制比CMRR。
人体所携带的工频干扰以及所测量的参数以外的生理作用的干扰,一般为共模干扰,前置级须采用CMRR高的差动放大形式,能减少共模干扰向差模干扰转化。
3) 低噪声、低漂移。
主要作用是对信号源的影响小,拾取信号的能力强,以及能够使输出稳定。
方案(一):三运放仪用放大电路如图3所示的同相并联三运放结构,这种结构可以较好地满足上面三条要求。
A1、A2构成放大器的第 = 1 \* ROMAN I级,主要用来提高整个放大电路的输入阻抗。
第 = 2 \* ROMAN II级采用差动电路用以提高共模抑制比。
将A3、A4两个同相输入运放电路并联,再与A5差分输入串联的三运放差分放大电路。
根据虚短、虚断的概念,不难分析A3、A4前置放大电路仅对差模信号有放大作用,差模放大倍数为(R3+2R1)/ R3倍。
这样的电路有以下几个优点:2 A3、A4提高了差模信号与共模信号之比,即提高了信噪比,因差模信号按差模增益比放大,远高于共模成分(噪声);2 决定增益的电阻(R1、R2、R3)对共模抑制比CMRR 没有影响,因此电阻的容差不重要,R1、R4的失配仅使两输出端之间的差模增益失配,与CMRR相比,这一点并不重要。
电路的另一个特点是对共模输入信号没有放大作用,共模电压增益接近于零。
这个因素不仅与实际的共模输入有关,而且也与A3和A4的失配电压和漂移有关。
如果A3和A4有相等的漂移速率,且向同一方向漂移,那么漂移就作为共模信号出现,没有被放大,还能被第二级抑制。
这样对于A3和A4的漂移要求就会降低。
A3和A4前置放大级的差模增益要做得尽可能高,相比之下,第二级(A5)的漂移和共模误差就可以忽略,对放大器的要求就可以大大降低。
当R4= R5,R6=R7+RP时,两级的总增益为两个差模增益的乘积,即:Avd=((R3+2R1)/R3)(R6/R4)由此可知,上述电路具有输入阻抗高,共模抑制比高等优点,可作为通用仪用放大器使用。
心电放大器设计报告图3 三运放仪用放大器方案(二)利用AD620来设计放大电路AD620是一种只用一个外部电阻就能设置放大倍数为1~1000的低价格、低功耗、高精度仪表放大器。
它体积小,为8管脚的SOIC或DIP封装;供电电源范围为±~±l8V;最大供电电流仅为。
AD620具有很好的直流特性和交流特性,它的最大输入失调电压为5OμV,最大输入失调电压漂移为lμV/。
C,最大输入偏置电流为。
G=10时,其共模抑制比大于93dB 。
在1kHz处输人电压噪声为9nv/(Hz)1/2.在~10Hz范围内输人电压噪声的峰--峰值为μV,输入电流噪声为/(Hz)1/2 。
G=l时它的增益带宽为120kHz,建立时间为15μs。
总的来看,AD620的特点可归结为如下几点:2 AD620能确保高增益精密放大所需的低失调电压、低失调电压漂移和低噪声等性能指标,故可用于精确的数据采集系统,作为各种微弱信号的前置调理器;2 只用一只外部电阻就能设置放大倍数l~l000;2 体积小,只有8个引脚;2 低功耗,最大的供电电流为;2 价格低,建立时问短,所以它也非常适用于多路转换系统的V/I变换电路。
心电放大器设计报告利用AD620构成心电放大器前置放大级:心电放大器设计报告图5图5是AD620在心电图监测仪的的应用,这里的源阻抗可高达1MΩ,甚至更高,AD620的低功耗、低供电电压及低噪声特性得到了充分发挥。
方案(三)用MAX4194实现MAX4194也是增益可调的仪用放大器,下面是它的特性参数:2 + 单电源工作2 低功耗93μA Supply Current8μA Shutdown Current2 高共模抑制比:115dB (G = +10V/V)2 低输入失调电压:50μV(G = +100V/V)2 G=1000 V/V时3dB带宽为147Hz2 轨至轨输出MAX4194的这些优异性能使它十分适合心电放大器的设计。
设计电路如下:心电放大器设计报告图6方案选择及元器件选择:三运放仪用放大器,虽然可以满足一般要求,但由于集成化低,所用元件多,结构复杂,调试困难,难以满足当前各种微弱生理参数测量的高稳定性、高共模抑制比、高安全性的要求。
MAX4194的封装形式是贴片,用起来不太方便,所以选用DIP封装的AD620。
元件参数计算:这一级增益选为250,并联双运放部分放大5倍,AD620部分放大50倍。
选R1=R2=20K,R3=10K,则AV1=2R1/ R3=5。
取R5=R6=20K。
C1、C2、R7、R8组成高通滤波络,截止频率为。
取R7=R8=200K, C1=C2=33μF,f=1/2心电放大器设计报告 R7C1= Hz。
AD620部分放大50倍,由公式G=Ω/RG+1计算得到,RG=1kΩ。
前级总放大倍数AV前= AV1?G=5心电放大器设计报告 (+1)=252。
共模信号抑制电路定义:为了说明差分式放大电路指引共模信号的能力,常用共模抑制比作为一项技术指标来衡量,其定义为放大电路对差模信号的电压增益心电放大器设计报告与对共模信号的电压增益心电放大器设计报告之比的绝对值,即心电放大器设计报告差模电压增益越大,共模电压增益越小,则共模抑制能力越强,放大电路的性能越优良,因此希望心电放大器设计报告值越大越好。
共模抑制比也可以用分贝表示:心电放大器设计报告右腿驱动电路体表驱动电路是专为克服50Hz共模干扰,提高CMRR而设计的,原理是采用以人体为相加点的共模电压并联负反馈,其方法是取出前置放大级中的共模电压,经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。
通常,病人在做正常的心电检测时,空间电场在人体产生的干扰电压以及共模干扰是非常严重。
而使用右腿驱动电路就能很好地解决了上述问题。
下图就是右腿驱动电路主要构成。
其中反馈共模电压可以消除人体共模电压产生的干扰,还可以抑制工频干扰。
元器件参数计算:参数选择:R4=1M心电放大器设计报告 ,RF=10M心电放大器设计报告 ,CF=4700pF(CF的作用是使右腿驱动电路稳定),R9=100K 心电放大器设计报告。
