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。

它的3脚输出占空
比为1：1，频率为20kHz的方波，高电平时给C4充电，使之端电压为Ecl低电平时电源Ec给C3充电，使之端电压亦为Ec。

由于D1，D2使C3、C4两端只能充电而不能放电，所以将B点接地时就能得到±Ec的双电源。

本电路还有一定的带负载能力，最大输出电流为50mA。

实验选择的参数如上图。

设计的电源变换电路需要用到NE555芯片，如图：
NE555的特点有：1.只需简单的电阻器、电容器，即可完成特定的振荡延时作用。

2.它的操作电源范围极大 3.其输出端的供给电流大，可直接推动多种自动控制的负载。

4.它的计时精确度高、温度稳定度佳，且价格便宜。

NE555引脚位配置说明下：Pin 1 (接地) -地线(或共同接地) ，通常被连接到电路共同接地。

Pin 2 (触发点) -这个脚
位是触发NE555使其启动它的时间周期。

触发信号上缘电压须大于2/3 VCC，下缘须低于1/3 VCC 。

Pin 3 (输出) -当时间周期开始555的输出输出脚位，移至比电源电压少1.7伏的高电位。

周期的结束输出回到O伏左右的低电位。

于高电位时的最大输出电流大约200 mA 。

Pin 4 (重置) -一个低逻辑电位送至这个脚位时会重置定时器和使输出回到一个低电位。

它通常被接到正电源或忽略不用。

Pin 5 (控制) -这个接脚准许由外部电压改变触发和闸限电压。

当计时器经营在稳定或振荡的运作方式下,这输入能用来改变或调整输出频率。

Pin 6 (重置锁定) - Pin 6重置锁定并使输出呈低态。

当这个接脚的电压从1/3 VCC 电压以下移至2/3 VCC以上时启动这个动作。

Pin 7 (放电) -这个接脚和主要的输出接脚有相同的电流输出能力，当输出为ON时为LOW，对地为低阻抗，当输出为OFF时为HIGH，对地为高阻抗。

Pin 8 (V +) -这是555个计时器IC的正电源电压端。

供应电压的范围是+4.5伏特(最小值)至+16伏特(最大值)。

二、前置放大电路:
针对心电的特点，对前置放大器的设计有如下要求：
（1）高输入阻抗。

为减少信号源内阻的影响。

（2）高共模抑制比。

工频干扰以及其他生理参数一般为共模干扰。

（3）低噪声，低漂移。

减少对信号源的影响，增强拾取信号的能力，稳定输出。

从人体体表拾取的心电信号一般只有几个毫伏，为了提高其分辨率，便于以后的处理，首先需要对信号进行放大，在心电信号采集过程中，前置放大电路对心电信号影响最大，为了提高心电信号的性能，前置放大器的第一级放大只是设置为3，并且后面添加一个高通滤波，这样就减少了电极的极化电压导致放大器阻塞。

由于采集的信号为差模信号，故采用差动放大电路结构。

并且将加入仪用放大器部分后的总增益设置为150倍。

A1，A2，R1,R2,R3是并联的差动放大电路，来初步提高放大倍数，本实验设计的放大倍数为3，由放大计算公式：（R1+R2+R3)/R3，故选取R1=R2=R3=10千欧姆.
R5，R6保证第一级放大输出差模电压，考虑电路的对称性，均采用20K，A3作用是提高带负载能力。

为了避免极化电压使前置放大器进入饱和状态，用C1,C2,R7,R8组成了高通滤波电路。

将高通滤波电路放在前级放大器和仪器放大器之间因为：前级放大器的输出阻抗很低，减少了高通网络中因原件参数不对称导致共模干扰变差模干扰。

又由于高通滤波电路的隔直作用，可以增大后级仪器放大器的共模抑制比。

按照选取用原则，先选用33uf的电容，由f=1/（2*pi*RC)有，电阻应选用200K。

得到理论截止频率f=1/(2*pi*R2C1)=0.024Hz 本实验的仪用放大器AD620管脚图如下：
主要参数：
供电放大倍数共模抑制比输入阻抗频带宽度
正负（2.3V-15V ）1-1000 G=10时，
CMRR=100
dB
109欧姆G=10,800K
HZ
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，体积小，8管脚的封装，供电电源范围为2.3V到18V，最大供电电流为1.3mA，能够确保高增益精密放大所需要的地失调电压，低失调电压漂移和低噪声等性能指标。

增益公式：G=49.4K/Rg+1。

由于总放大为150倍，故仪用放大设计为50倍，故Rg取用50K。

主要的共模抑制电路：
右腿驱动电路
为了减少空间电场在人体产生的干扰电压和严重的共模干扰，采用右
腿驱动电路，取出前置放大器中的共模电压，经驱动电路倒向放大后加回人体表面。

体表驱动电路时专门为克服50HZ共模干扰，提高CMRR设计的，原理是采用以人体为想加点的共模电压并联负反馈，其中反馈的共模电压既可以消除人体共模电压产生的干扰，还可以抑制共模干扰。

实验参数选用R4=10M,Rf=10M,R9=200K，Cf=0.047uf其中Cf的作用是使右腿驱动电路稳定。

三、低通滤波器：
为由于采集的心电信号中，200HZ以上的干扰信号较强，因此心电采集过程要设计低通滤波器滤去高频信号以保证在拾取人体信号
中得到的主要是心电信号，为了达到这一目的，设计了三阶低通滤波器，RC有源滤波器可以抑制或急剧衰减此频率以外的信号，理想的滤波器是很难实现的，只有用实际的滤波器特性去接近，为了得到较好的滤波特性，在3dB时频率是100HZ，在200HZ时的率减大雨25dB,所以设计了三阶低通滤波器，采用巴特沃斯归一化得到三阶有源低通元件值，C3=1.392,C4=3.546,C4=0.2024,根据巴特沃斯归一化设计得到参数，参数如图中所示。

截止频率近似为100HZ。

四、后级放大电路：
为了同时实现滤波和放大，加入了电容，其中C11和R18组成低通滤波，C10和R19组成高通滤波。

设计频率在0.05HZ到450HZ之间，由于心电信号幅值较小，设计放大倍数为11.00左右。

低端截止频率为0.05HZ，由f1=1/(2*pi*RC)确定，取C11=33uf,则R18=100K，这一级放大倍数为7.5倍，由Av=-R19/R18有，R19=750K，高端
截止频率由f2=1/(2*pi*RC)得，C10为1.00uf,电路图中，其中R20起平衡作用，估计值由R19和R18并联得到，近似为91K。

A9的作用是保证输出的为正向信号。

五、总结
本次设计的心电放大仪是直流信号心电放大仪，加入显示设备可以进一步研究便携式心电放大仪，为了获取良好的心电信号，需要考虑到对噪声的抑制，元件参数的精确计算，及其精度要求。