心电放大器设计报告
心电设计报告
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。
心电放大仪
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。
交流心电放大器设计报告心电
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
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。
心电图信号放大器的设计与仿真特性分析
取R9=1KΩ，R10=24KΩ。C1、R8构成高通滤波器，要求 f =0.032Hz。取R8=1MΩ，则可算出C1=4.58μF，取标称值电容C1=4.7μF，算得fL=1/(2л C1 R8)=0.034Hz。C2，R10构成低通滤波器,要求f =250Hz。取R10=24KΩ,可算出C2=0.03316μF,取标称值电容C2=0.033μF，最后算出f =1/(2л C2 R10)=251.95Hz。可见满足带宽要求。
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：0.032Hz～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。
设计一个心电图信号放大器。
已知: Hz。
(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：
电池供电心电放大器设计报告
心电放大器（电池供电）设计报告一、设计意义心血管疾病是影响人们生活质量，造成死亡的重要原因，而反应心脏生理情况的重要科学依据就是心电信号。
心电信号的检测不同于普通的信号测量。
其信号比较微弱，干扰强，个体差异大，所以希望设计一种抗干扰能力强，功耗低的直流心电放大器。
而相比于交流放大器，直流心电放大器因为其功耗小，所以可以用电池供电，进而可以向着小型化，便携化发展，有较高的应用价值。
二、心电总述1、心肌细胞的跨膜电位心肌细胞的跨膜电位是指心肌细胞内外两侧的电位差，包括在静息状态下的静息电位和兴奋时的动作电位。
人的心室肌细胞的静息电位约为-90mv。
当心肌细胞由静息状态进入兴奋时，即产生动作电位。
当心室肌兴奋时，膜内电位从安静状态的-90mv很快上升到30mv，需时1~2ms，电位上升的最高速度达到800V/s。
当心肌细胞除极后，立即开始复极。
下图为跨膜电位变化曲线。
跨膜电位变化曲线2、心电的传播心脏周围的组织及液体都可以导电，被称为容积导体，而且是三度空间的导体。
心脏又是一个形态不规则的空腔肌肉器官，它的肌纤维行走方向不一致。
兴奋在心肌内向各个方向传播的过程中，每一瞬间在心脏内形成很多双极体，且其大小、方向都不一样。
心脏按窦房结—结间束—房室结—左、右束支—蒲氏纤维—心室肌这一顺序进行的兴奋传播，是在一个空间进行的。
3、心电波形图上图是正常人的心电波形图图中：P波：代表左、右兴奋时所产生的电变化，因心房电向量方向不同而相互抵消了一部分，故其幅度不大。
P-R间期：代表心房兴奋到心室开始兴奋经过的时间，一般成年人为0.12~0.20s。
QRS波群：代表心室兴奋传播过程的电位变化，一般在0.06~0.10s之间。
T波：反映心室复极过程的电变化。
QT间期：指由QRS波群起点到T波终点，由心室开始除极到完成所需时间，在心率为75次/s，Q-T间期小于0.4s。
U波：在T波出现后经0.02~0.04s可能出现的波，大都在0.05ms以下。
低成本心电放大器设计报告剖析
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
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。
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生物医学电子学课程设计设计报告学校：东北大学学院：中荷生物医学与信息工程学院专业班级：生医1202班姓名：鱼忘七秒学号： ******xyz****：**低功耗心电放大器设计报告1.概述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。
基本心电图如上所示，包含如下几个波段：P波――两心房除极时间P-R间期――心房开始除极至心室开始除极时间QRS波群――全心室除极的电位变化ST段――心室除极刚结束尚处以缓慢复极时间T波――快速心室复极时间2.设计背景心电放大器是一种常见的生物电放大仪器，在如今已经得到了广泛的应用，并已经研发出了便携家用的医疗仪器。
心电放大器可以实时观测被测者的心电信号，有助于病征的观测，并能辅助诊断。
心电放大器作为精密医疗仪器，在现代的应用越来越广泛，低成本是它的一个重要趋势。
心电信号有几个显著的特点。
1)心电信号很微弱，其幅值为10μV（胎儿）-4mV（成人），放大倍数约为500~1000倍；2)频率很低，约为0.05Hz-75Hz，能量主要集中在17Hz附近；3)有很强的随机性，并不稳定。
4)人体作为信号源，本身内阻很大。
5)干扰多。
如肌电等人体噪声，以及在心电放大器中不可避免的工频等设备噪声。
3.设计意义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。
4.设计要求1)输入电阻>5M2)共模抑制比>80dB3)输出摆幅>2.5V（采用单片机采集时动态范围≧28）4)频带：0.05～75Hz5)功耗<5mA6)直流供电，使用三节1.5V干电池，便于携带5.总体方案设计本项目通过模拟电路对信号进行一些列处理，最终实现在示波器上显示波形。
经过分析将电路大致分为几个模块，包括信号采集放大模块，信号滤波模块，信号50Hz陷波处理模块，电平提升模块。
前置放大采用的是差分放大，滤波采用二阶低通滤波器，50Hz陷波采用双T网络，最后经由电平提升输出到显示屏。
6.各模块功能实现A.信号采集放大模块（R11表示第一个模块中第一个电阻）A．总体概述如下图，采用protues仿真心电信号非常微弱，为mV 量级，只有对其进行放大到适当范围才能够进行更多的采集和处理，这些都决定了信号放大电路成为整个系统设计成败的关键。
如上图所示的同相并联三运放结构，这种结构可以较好地满足高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声的要求。
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。
B ．信号放大运放放大电路，采用LM358芯片构成差动放大电路，根据虚短、虚断的概念，不难分析U2:1A 、U2:1B 前置放大电路仅对差模信号有放大作用，差模放大倍数为（R12+2R11）/ R12倍。
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。
内部增益电阻被精确确定为24.7kΩ,使得运放增益精确地由Rg 确定 部增益为 14.49+Ω=R K G g32647851U11AD620321411U2:1ALM324321411U2:1BLM324R1120kR1210kR1320kR14100kR15100k+5V+5V+5V-5V-5V-5VRV115kVoVi+Vi-U2:1A(+IP)A B C D其中差动放大电路部分放大了5倍，因为其本身受极化电压的影响，放大倍数应为5倍左右。
而AD620核心放大器放大倍数可经过滑动变阻器调节，使这个电路的放大倍数达到100倍左右，使信号能够更好的进行滤波等后期处理。
C ．无源高通滤波电路由于心电信号本身有频带，同时也存在着诸多干扰，因而滤波电路是整个心电放大器成功的关键所在。
项目中的频带为0.05Hz —75Hz ，因而设计了截止频率为0.0482Hz 的高通滤波电路。
截止频率为：RCf π21=Hz f 0482.0=将高通滤波器配合差模驱动放置在前置放大电路的差动放大电路与核心放大电路之间能后有效的抑制极化电压，减小噪声，提高电路的共模抑制比。
R16330kC1110uFC11(1)A B C DR16(1)D ．右腿驱动电路本项目中采用心电点击采集心电信号，通过采用标准导联反映肢体间的电位差，从而产生心电信号。
因而需用右腿驱动电路，电路图如下：321411U1:1ALM324R11kR310k C13300p-5V+5VRLE ．实际焊接图B. 低通滤波电路模块由于前面的高通网络已经考虑了高通滤波的情况，这里仅考虑低通滤波的情况。
而且考虑高通的截止频率不高，故采用阶数太高的滤波器。
本课题滤波器的作用为滤掉大于75Hz 的高频的干扰。
采用有源低通滤波器有一些好处，一方面有源滤波器在通带内信号不仅可以没有衰减，还可以有一定的增益，而在阻带内，其阻抗频率特性随频率而急剧改变，故选频性能好，另一方面输入阻抗高，输出阻抗低，不需要阻抗匹配，输入、输出之间有良好的隔离。
巴特沃斯滤波电路实现了通过带内较高的幅值平坦性，符合心电滤波的要求。
采用一阶无源高通滤波器和二阶巴特沃思低通滤波器作为本系统的滤波电路，电路图如下所示：321411U1:2ALM324R2122kR2222kC210.1uC220.1u+5V-5VABCDR21(1)U1:2A(OP)采用归一化算法，由R=FC21，取F=75Hz ，C=0.1uF ，得R=21.22k ，取22k 。
信号源为10Hz 时的滤波信号源为50Hz时的滤波信号源为100Hz时的滤波信号源为200Hz时的滤波实际焊接图片C. 50Hz 陷波电路模块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。
该电路的功能就是在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。
如图是RC 双T 带阻滤波选频放大器。
RC 双T 带阻滤波选频放大器框图其闭环增益为：1V vf V A Vo A Vi A F ==+式中，vfA 、F 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of 相同时，RC 双T 电路的传递系数│F│=0，此时无反馈作用，则有vfA =VA ，即反馈放大器增益vfA 等于开环放大器VA ；当信号频率偏离of 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≥A V∴FF A V A VA Vf 11⋅+=则11==FA Vf 显然,RC 双T 电路的频率特性很重要.滤波器的特性参数为： 取C ＝0.068µF。
由FC21π=R ，从而得R=46.9kΩ(取47kΩ) R C 14131⋅=ω )1(25.0k Q -=k 值越大，Q 值越高，频率选择性越好，但这样会导致滤波器性能不稳定， 阻带宽度也加大。
通过认真筛选元件、调整电位器RV32通过改变Ｋ值可使50Hz 陷波深度达到-25dB ，带宽为10Hz(45～ 55Hz)且滤波器稳定，满足心电检测的要求。
信号源为30Hz 信号源为40Hz信号源为50Hz 信号源为60Hz实际焊接电路D.电平提升模块该部分电路主要起调节增益的作用，使输出信号可达到V的量级，电路图如下所示C41100u321411U1:4ALM324R4122.5k-5V+5VR42200k28%RV4230kABCDC41(1)U1:4A(OP)因第一个模块中放大倍数接近100倍，这个模块只需放大倍数接近9~10倍即可。
放大倍数通过滑动变阻器RV42来调节，如上图示波图形，放大倍数接近十倍。
在输入端加入电容组成一阶无源滤波电路。
其传递函数为：()C R S S C R RV S H 41.41141)4242(+⋅⋅+==C R S S R R RV 41411414242+⋅+得出其幅频特性为: ()2)4141(14142422C R R R RV j H ++=ωωω其中414242R R RV +为通带内要求的放大倍数，现在考虑传递函数的后半部分令()2)4141(122C R j H +=ωωω对于高通的情况由于w 很小，所以()ωω⋅=C R j H 41412当截止频率f=0.05HZ 时，有R41C41=2.25S,取R41=22.5K, C41=100µF ，由于手上没有22.5K ，所以选择了24K 的。
实际焊接图片7.最终实验结果a)模拟信号输入与输出结果显示输入10Hz，1.1mV的正弦波信号，输出结果为：b)心电信号输入与输出结果显示8.关键问题或可能问题及其解决方法1)因为元件精度问题导致的共模变差模，降低了电路的共模抑制比以及放大器的性能。
2)陷波电路不能在电路中起到很好的作用，增加50Hz陷波电路的Q值调制模块可以解决这一问题。
3)右腿驱动电路在心电信号采集时十分关键，要注意右腿采集的位置以及电阻和电容的选取。
9.项目的不足之处1)项目中没有采用单片机，未能实现单片机A/D转换，绘出波形；2)测试过程没有脱离示波器；3)使用了三块环氧板，电路也重新焊了多次，浪费材料。
生物医学电子学课程设计 東北大學 低功耗心电放大器设计报告2010.用到的元器件参数LM324主要参数电压增益 100dB单位增益带宽 1MHz单电源工作范围 3V----30VDC每个运放功耗;工作电流为0.7mA输入失调电压 2mV （最大值7mV ）输入偏置电流 50nA----150 nA输入失调电流 5nA----50 nA输入共模电压范围 0----V+-1.5VDC （单电源时） V- ----V+-1.5VDC （双电源时） 输出电压幅度 0----V+-1.5VDC （单电源时）输出电流 40mA共模拟制比：85DBAD620内部结构主要参数供电 放大倍数共模抑制比输入阻抗 频带宽度 V V 153.2±-± 1－1000 G=10时，CMRR=100dB 109Ω G=10, 800KHz11.小结本次生物医学电子学课程上通过研究学习，做成了一款低功耗、性能较为优良的心电放大器，收获很多！。