毕业设计(论文)心电检测系统的前向通路.doc

毕业设计
目录
摘要．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．． 2
引言．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．3
1．系统概述．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．3
1.1概念介绍．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．3
1.1.1心电图．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．3
1.1.2 心电导联．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．5
1.2总体介绍．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．5
1.3总体电路框图 ．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．5
2．原理与电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．6
2.1 放大电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．6
2.1.1 方案（一）．．．．．．．．．．．．．．．．．． ．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．6
2.1.2 方案（二）．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．． ．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．7
2.1.3 方案（三）．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．． ．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．8
2.1.4 方案选择．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．． ．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．10
2.2 共模信号抑制电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．10
2.2.1 定义．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．10
2.2.2 方案介绍．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．11
2.2.2.1 方案（一）．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．11
2.2.2.2 方案（二）．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．11
2.2.3 方案选择．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．12
2.3 高频信号的滤除电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．12
2.4 工频50Hz的陷波电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．13
3．参数确定和元件选择．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．17
3.1 放大电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．17
3.1.1 确定电阻R1—R6．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．17
3.1.2 选择集成运算放大器和电阻元件．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．17
3.2 三阶巴特沃斯滤波器．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．18
3.3 双T带阻滤波器．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．19
4．放大滤波电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．19
5．测试方案．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．20
5.1 放大电路．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．20
5.2 三阶巴特沃斯滤波器．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．20
5.3 测试仪器．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．20
5.4 测试结果．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．20
6． 扩展部分．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．21
7． 总结和讨论．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．21
8． 致谢．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．22
9．参考文献．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．．22

心电检测系统的前向通路

摘要： 介绍了心电检测前向通路的基本构成。首先进行心电信号的采集，经过导联的切换输出各路信号。心电信号具有阻抗高、幅度小和频率低等特点，针对这些特点，采集的心电信号通过放大电路、低通滤波器和带阻滤波器等相关处理。在处理的过程中，电路存在着很大的共模干扰信号，本文设计了右腿驱动电路来进行抑制，这不仅减少了电源50Hz的工频干扰，也降低了周边环境可能造成的干扰。通过以上几个关键的处理，采集出来的信号能够给医用检测仪器等很大的帮助。

关键字：放大器，抗干扰，共模抑制比

The Front Access to the System of Electrocardiogram Detect

Abstract: Introducing the basic structure with reference to the front access to check and measure the heart electricity. First of all, gathering the signal of the heart electricity, and outputting these signals after the exchange of introduction. The semaphore source of electrocardiogram is in the performance of high resistance, small breadth and low frequency, due to which the heart electricity should be dealt with amplificatory circuit、low-pass filter and band-elimination filter which are correlated to. In the course of processing, the circuit existed the very greatly total mold interference signal, The text aiming at this designs the right leg to drive the electric circuit to carry on the exaltation the total mold represses the ability and reduces the power supply 50 Hz of the work interference and to the interference that peripheral environment result in. Though those critical disposals hereinbefore, the signal gathered enables to help many medical instruments used in checking and measuring.

Keyword: Amplifier, Anti-Jamming, Common-Mode Rejection Ratio

引言：
在当前的社会中,心脏病等心血管已经成为了世界死亡人数最多,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。然而，要针对心脏病情，首先要做的就是了解心电信号的特点。信号十分微弱，常见的心电频率一般在0—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。由于心电信号有它的特殊性，只要抓住其本质，那么对心电做相关处理也就简单了。
我们可以看到，当前的市场上已经出现了很多有关心电检测并做出处理的医用仪器。随着科学技术的发展与社会的进步，心电仪器也会进一步地增加更多的功能，不仅为诊断、治疗病人提供了便利，还为将来更先进的仪器打下了坚实的基础。同时，还有很多产品如心电发生器，它也是高新技术的结晶，其中包含了几乎所有心电信号的模板，如不同频率的正常心电信号，不同病态的心电信号，为实际的临床应用提供了不少的帮助。
当然，在当今的医用仪器的不断发展中，如往更小的领域中看问题就是怎样来设计这类的电路。要用什么芯片，才能更体现实际应用的价值，这也是至关重要的。当然，一个产品的质量的高与低在实际的应用的好与坏是密切相关的。所以设计的电路也就关系着一个人的生命，那么必然对其的设计是准确而又实惠的。所以研究相关课题的意义就非常重大。如心电监护仪等产品都需要对心电进行最基本的处理，后级的电路如多功能、便于携带还有基于GSM网络的心电检测等等更待开发去完善就可以了。
各种各样的医疗仪器，为医生诊治病人提供了强有力的手段，延伸了医生的感觉器官，开辟了新领域。为了了解其内在本质原理，选择了本课题。

1．系统概述：
1．1 在进行系统介绍之前，要明白的几个概念：
1．1．1 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：

a. 标准的心电图

b.带噪声的正常心电图

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。
普通心电图应用范围如下：
1、对心律失常和传导障碍具有重要的诊断价值。
2、对心肌梗塞的诊断有很高的准确性，它不仅能确定有无心肌梗塞，而且还可确定梗塞的病变期部位范围以及演变过程。
3、对房室肌大、心肌炎、心肌病、冠状动脉供血不足和心包炎的诊断有较大的帮助。
4、能够帮助了解某些药物（如洋地黄、奎尼丁）和电解质紊乱对心肌的作用。
5、心电图作为一种电信息的时间标志，常为心音图、超声心动图、阻抗血流图等心功能测定以及其他心脏电生理研究同步描纪，以利于确定时间。
6、心电监护已广泛应用于手术、麻醉、用药观察、航天、体育等的心电监测以及危重病人的抢救。

1．1．2 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联系统，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。

1．2总体介绍
心电信号的特点：信号十分微弱，常见的心电频率一般在0—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。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，或者需要采用超低频的交流放大器。由于信号源内阻可达几十KΩ、乃至几百KΩ，所以，心电放大器的输入阻抗必须在几MΩ以上。不仅要求输入阻抗，对CMRR也要有80dB以上的共模抑制比。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。

1．3 总体电路框图
本电路设计主要是由四部分构成。
第一是放大电路。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；
第二是抑制共模信号电路。在文中使用了右腿驱动电路，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；
第三是高频信号滤除的电路。由常识得知，常见的心电频率一般在0--100Hz之间，能量主要集中在17Hz附近，幅度微小，大概为5mV，所以要对100Hz以内的信号进行保护，从而把100Hz以外的高频信号全部滤除；
第四是工频50Hz的陷波电路。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，那么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；
总体电路框图如图2：

图2 总体电路框图
2． 原理与电路

2．1 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。

2．1．1 方案（一）：三运放差分电路

如图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。放大器的第I级主要用来提高整个放大电路的输入阻抗。第II级采用差动电路用以提高共模抑制比。
。
图3 三运放差分放大电路
图是将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，其中A1、A2是增加电路的输入阻抗。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（Rp+2R1）/ Rp倍。这样的电路有以下几个优点：① 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、Rp、R3）对共模抑制比Kcmr没有影响，因此电阻的容差不重要，R1、R3的失配仅使两输出端之间的差模增益失配，与Kcmr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R3=R4，R5=R6时，两级的总增益为两个差模增益的乘积，即：
Avd=(（Rp+2R1）/Rp)(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。

2．1．2 方案（二）：

用INA128仪用仪表放大器来实现。
一般说来，集成化仪用放大器具有很高的共模抑制比和输入阻抗，因而在传统的电路设计中都是把集成化仪器放大器作为前置放大器。然而，绝大多数的集成化仪器放大器，特别是集成化仪器放大器，它们的共模抑制比与增益相关：增益越高，共模抑制比越大。而集成化仪器放大器作为心电前置放大器时，由于极化电压的存在，前置放大器的增益只能在几十倍以内，这就使得集成化仪器放大器作为前置放大器时的共模抑制比不可能很高。有学者试图在前置放大器的输入端加上隔直电容（高通网络）来避免极化电压使高增益的前置放大器进入饱和状态，但由于信号源的内阻高，且两输入端不平衡，隔直电容（高通网络）使等共模干扰转变为差模干扰，结果适得其反，严重地损害了放大器的性能。
为了实现心电信号的放大，设计电路如下：

图4 采用INA128进行心电信号的放大
1. 前级采用运放A1和A2组成并联型差动放大器。理论上不难证明，在运算放大器为理想的情况下，并联型差动放大器的输入阻抗为无穷大，共模抑制比也为无穷大。更值得一提的是，在理论上并联型差动放大器的共模抑制比与电路的外围电阻的精度和阻值无关。

2． 阻容耦合电路放在由并联型差动放大器构成的前级放大器和由仪器放大器构成的后级放大器之间，这样可为后级仪器放大器提高增益，进而提高电路的共模抑制比提供了条件。同时，由于前置放大器的输出阻抗很低，同时又采用共模驱动技术，避免了阻容耦合电路中的阻、容元件参数不对称（匹配）导致的共模干扰转换成差模干扰的情况发生。

3. 后级电路采用廉价的仪器放大器，将双端信号转换为单端信号输出。由于阻容耦合电路的隔直作用，后级的仪器放大器可以做到很高的增益，进而得到很高的共模抑制比。
从理论上计算整个电路的共模抑制比为：

式中：CMRTotal或CMRRTotal－放大器的总共模抑制比；CMR1－第一级放大器的共模抑制比；CMR2或CMRR2－第二级放大器的共模抑制比；A1d、A1c、A2d和A2c－分别为第一级放大器和第二级放大器的差模增益和共模增益。
经过实际测量，图4所示的电路采用图中所给出的参数时，电路的共模抑制比在120dB以上。

2．1．3 方案（三）：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的低功耗、高精度仪表放大器。尽管AD620由传统的三运放放大器发展规律而成,但一些主要性能却优于三运算当代器构成的仪表放大器设计,电源范围宽(±2.3V--±18V),设计体积小,功耗非常低(最大供电电流仅为1.3mA)因而使用于低电压、低功耗的应用场合。图5、6分别是AD620的引脚图和结构简图。

图5 芯片引脚图
AD620的工作原理：AD620是在传统的三运放组合方式改进的基础上研制的单片仪用放大器。输入三极管Q1和Q2提供了唯一双极差分输入，因内部的超β处理，它的输入偏移电流比一般情况低10倍。通过Q1-A1-R1环路和Q2-A2-R2环路的反馈，保持了Q1，Q2集成极电流为常量，所以输入电压相当于加在外接电阻Rg的两端，从输入到A1/A2输出的差分放大倍数为G=（R1+R2）/Rg+1。由A3组成的单位增益减法器消除了任何共模成分，而产生一个与REF管脚电位有关的单路输出。

Rg的值还确定了前级运放的跨导。当Rg减小时，放大倍数增大，对输入三极管的跨导渐渐地增大，这具有明显的优点：放大倍数增加使得开环增益增大，因此减小了增益带宽乘积增加，因此频率响应得到改善；主要由输入三极管集成电极电流和基极电阻确定的输入电压噪声减小到9nV/。
内部增益电阻R1和R2被精确确定24.7kΩ,使得运放增益精确地有Rg确定
G=49.4 kΩ/Rg+1 或 Rg=49.4 kΩ/(G-1)

图6 AD620结构简图
AD620由于体积小、功耗低、噪声小及供电电源范围广等特点，使AD620特别适宜应用到诸如传感器接口、心电图监测仪、精密电压电流转换等应用场合。

2．1．4 方案选择：

由于手头没有现成的AD620和INA128等芯片，本设计中暂不采用前两个芯片。虽然INA128在抑制共模信号有独特效果，但由于心电放大考虑到多方面的理由，INA128受约束的条件也较多；AD620是一个很好的放大器，只要用一个外部电阻就可以进行1—1000的放大倍数。不过它也是沿用了三运放差分电路的特点来进行信号的放大，再者三运放差分电路运用广泛，得到的效果也是相当不错；而且用运放LM324组成的三运放差分电路具有典型性，简单易懂，适合毕业设计,作为学生对LM324的了解也比较深刻，做起课题也比较容易入手。三运放差分电路已经有它的历史，它也为以后更深远的研究等做好了铺垫。所以在选择放大电路的时候运用了三运放差分电路，来进行信号的放大。

2．2 共模信号抑制电路

2．2．1 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与对共模信号的电压增益之比的绝对值，即
=||
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，因此希望值越大越好。共模抑制比也可以用分贝表示：
=20lg||dB
2．2．2 在进行共模抑制电路的设计当中，有两个方案可供参考：

2．2．2．1 方案（一）：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。下面两个图片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。

图7 与并联型差动输入前置放大器相配合的驱动电路

2．2．2．2方案（二）：有源屏蔽驱动电路

有源屏蔽驱动电路也可以用来消除共模电压。有源屏蔽驱动电路是将差动式传感器的两个输出经两个运算放大器构成的同相比例差动放大后，使其输入端的共模电压1：1地输出，并通过输出端各自电阻（阻值相等）加到传感器的两个电缆屏蔽层上，即两个输入电缆的屏蔽层由共模输入电压驱动，而不是接地，电缆输入芯线和屏蔽层之间的共模电压为零，这种电路就是有源屏蔽驱动电路。它消除了屏蔽电缆电容的影响，提高了电路的共模抑制能力，因此经常使用于差动式传感器，如电容传感器、压阻传感器和电感传感器等组成的高精度测控系统中。

为病人做心电检测时，电极与心电图机的前置放大器（或缓冲放大器）之间是由多股电缆线（导联线）连接的、导联线的中芯线与屏蔽之间存在着一定数量的分布电容C的存在，会降低整机的输入阻抗，由于各屏蔽分布电容数值不可能一致，造成各缓冲放大器的输入阻抗不平衡，致使放大器的共模抑制比降低，这样心电图机根本无法对人体进行正常的心电检测，如果没有好的专用屏蔽驱动电路，就无法谈及从人体上摄取心电信号为病人诊断病情。如图8：

图8 屏蔽驱动电路

屏蔽驱动技术是以提高高频率信号的实际输入阻抗，在使用1米长的屏蔽线作为输入引线时，对10KHz的信号来说输入阻抗可以提高三倍。屏蔽驱动对于减少50Hz共模干扰也很有好处。

2．2．3 方案选择：

屏蔽驱动主要适合于传感器等的高精度测控系统中，而且屏蔽驱动在电路设计比较复杂，还要涉及到体积较大的电感，虽然也可以去除50Hz的干扰信号，但是采用右腿驱动电路会使电路更简单、实用，电路中使用了较为简单的电压并联负反馈电路，使实际中存在的共模信号得到抑制，还提高了CMRR。所以在设计中右腿驱动电路更适合在此应用。

2．3高频信号滤除的电路

由RC元件与运算放大器组成的滤波器称为RC有源滤波器，其功能是让一定的频率范围内的信号通过，抑制或急剧衰减此频率范围以外的信号。可用于信息处理，数据传输，抑制干扰等方面。具有理想幅频特性的滤波器是很难实现的（如图9虚线）。只能用实际的滤波器的幅频特性去逼近理想的特性。常用的方法是巴特沃斯（Butterworth）逼近和切比雪夫（Chebysher）逼近。如图所示，滤波器的阶数N越高，幅频特性衰减的速度越快，就越接近于理想幅频特性。

图9 巴特沃斯幅频特性

如图10所示，两个虚线框内分别为一阶和二阶低通滤波器，连接起来就是三阶低通滤波器，也就是相当两的滤波器级联，它们的传输函数分别是和。在参数归一化的前提下，该电路的传输函数满足=·。所以得到以下式子：

图10 三阶巴特沃斯滤波器
用Matlab仿真得到幅频、相频图，仿真结果能适合心电中低通滤波器的要求。见图：

具体还可以参考以下表格来进行滤波电路阶次的选择：

2．4 工频50Hz的滤除电路

带阻滤波器电路是用来抑制或衰减某一频段的信号，而让该频段以外的所有信号通过。这种滤波电路也叫陷波电路，经常用于电子系统抗干扰。在设计当中尤其要注意带阻滤波器防止发生如切频等情况。在MATLAB的仿真中就是得到如下的效果，在ω=50Hz之外的信号可以通过，而在陷波处把要滤除的信号滤除掉:

如何实现带阻滤波器电路的功能，首先要了解双T网络的频率响应的原理。如图是RC双T带阻滤波选频放大器。

图11 RC双T带阻滤波选频放大器框图
其闭环增益为：
（1）
式中，、均为信号频率的函数。
当信号频率与RC双T电路的中心频率相同时，RC双T电路的传递系数│F│=0，此时无反馈作用，则有=，即反馈放大器增益等于开环放大器；当信号频率偏离达某值时，双T电路反馈系数│F│最大，即│F│=1，这时是深度负反馈。
∵1
∴=
则││=││=1
显然,RC双T电路的频率特性很重要.
下面来介绍RC双T带阻滤波电路(如图12)。RC双T电路的传递函数可推得：

图12 RC双T带阻滤波电路

（2）

在设计中采用了不对称RC带阻电路，其参数根据需要和经验确定，在文献双T网络
有源滤波器性能分析（汪克仁编）有具体介绍。得到一种参数规律：

则（2）式中的各个参数为：

将各个参数代到（2）式中，则：

(4)
式中: (5)
(6)
由(4)式可见，该不对称RC双T电路为二阶带阻滤波电路，它具有两个零点和一对共轭极点。
由（5）式可知，中心频率取决于不对称系数和电路R1C1的值。而品质因素只由系数决定，根据（6）式可求得表2：

表2 不对称RC双T带阻滤波电路
如果取=1，则C1=C2=C，C3=2C，R1=R2=R，R3=R，为对称RC双T带阻滤波电路。对称RC双T电路的值为1/4，最小。
当取=3时，R1=R，R2=9R，R3=0.75R,C1=C,C2=C,C3=1.11C,此时为不对称RC双T戴阻滤波电路，其值为0.356,为最大值。
将（4）式分子分母同时除以，并令s=j,取F（j）的绝对值，则得：
│F（j）│= （7）
当=时，│F（j）│=0；当v 0或v ∞时，│F（j）│v 1，表现出RC双T网络的带阻特性，如图13：

图13 RC双T带阻滤波电路的幅频响应特性
> 1时，（不对称RC双T网络）其值比 = 1时（对称RC双T网络）的值要大。因此通频带比 = 1时更窄、陷频特性更陡峭，选频特性更理想。因此不对称RC双T网络比对称RC双T网络更适合于某一特定频率值的选频放大器。

3． 参数确定和元件选择
3．1 放大电路
3．1．1 确定电阻R1—R6
在确定各电阻元件之前，必须先确定前后两级的增益分配。如前所述，A1、A2前置级的增益要尽量高，通常这一级增益选100左右，第二级采用差分输入，增益可设置为10，这样整个电路放大倍数可以达到1000倍。为此可令=10，即：
R3=R4=R5
= （*）
则
放大器一级为100，即||=100，要求确定电阻R1—R6的阻值。
先取值 R3=R4 =10KΩ
则 R6=R5 =100KΩ
选取 =1KΩ（可调电阻）
由（*）式可知：
R1=R2=49.5 KΩ(取51KΩ)

3．1．2 选择集成运算放大器和电阻元件

在选用运放时，应尽可能使A1、A2特性一致，故以选用四运放（LM324型号）为宜，其次A1、A2和A3都应该有非常好的特性。
选用电阻时，应该使用低温系数的电阻，以获得尽可能低的漂移，电阻R3、R5和R4、R6必须匹配。

3．2 三阶巴特沃斯滤波器

根据图9取节点1、2、3可得：
（（4）
(3)
(1)
(2)

根据运放的特点：
解节点方程可得电路转移函数：

（5）
根据巴特沃斯逼近原理，若有：
（6）
（7）
（8）
则有成立,满足三阶巴特沃斯低通滤波器的条件,可实现三阶低通滤波。首先，取S=1（归一化），方程（6）（7）（8）中，六个元件服从三个约束条件。可任意选择其中三个元件值，经多次验算，可取：

即：C=C2=R=1 代入（6）（7）（8）则有：
C1R1R2=1 （9）
R1+R2=1 （10）
三个元件服从两个约束条件，故可任意取其中一个元件值（若R1、R2为纯电阻，则C1取1），可取R1=，则R2=，C1=1，即当：
C=C2=R=C1=1 （11）
R1=R2= （12）
这样，ⅰ）先取截止频率s=628rad/s=f=100Hz，信号源内阻为1KΩ。则有
R=1·1KΩ=1KΩ
R1=R2=·1KΩ=500Ω(取510Ω)
C=C2=1/（628·1·1KΩ）=1.59μF(3.3μF)
C1=1/(628·4·1 KΩ)=0.39μF(0.1μF)
ⅱ）集成运算放大器的选择：
在这里三阶巴特滤波器的电路只有两个运放，所以选择单电源运算放大器LM1458，它内部有两个运放，接电路比较方便。

3．3 双T带阻滤波器

由于在电路的设计中，使用了不对称RC双T带阻滤波器，所以要想获得最好的效果，就启用=0.356时的参数。设R=5K，则由公式（5）得到：
中心角频率=50Hz
C1=1.265μF(取1