心电设计报告
生理学心电图实验报告
生理学心电图实验报告
《生理学心电图实验报告》
实验目的：通过观察心电图的变化，了解心脏的电活动特征，探索心脏健康与疾病之间的关系。
实验方法：选取健康志愿者进行实验，使用心电图仪器记录心脏电活动，包括心跳频率、心脏节律和心脏电压等指标。
同时，引导志愿者进行不同运动强度的活动，观察心电图的变化。
实验结果：在静息状态下，心电图呈现出稳定的心跳频率和规律的心脏节律。
随着运动强度的增加，心跳频率和心脏电压均呈现出相应的增加趋势。
在运动后，心电图逐渐恢复至静息状态，心跳频率和心脏电压逐渐减小。
实验分析：根据实验结果，可以得出以下结论：心电图反映了心脏的电活动特征，包括心跳频率、心脏节律和心脏电压等指标。
运动对心电图有明显影响，体力活动会导致心跳频率和心脏电压的增加，而休息状态下则呈现出稳定的心电图特征。
这些结果有助于我们了解心脏健康与疾病之间的关系，为心脏疾病的预防和治疗提供了重要参考。
实验结论：通过生理学心电图实验，我们深入了解了心脏的电活动特征，以及运动对心电图的影响。
这些结果为我们认识心脏健康与疾病之间的关系提供了重要的数据支持，有助于预防和治疗心脏疾病，为人类健康事业做出了贡献。
工作报告之心电图的实验报告
心电图的实验报告【篇一：心电实验报告】心电的测量实验报告姓名：学号：一、实验原理1、心脏的基本构造和心电图(ecg)心脏处于人体的循环系统的中心，主要由心肌构成，心肌是可兴奋组织，它的收缩和舒张是人体血液循环的动力；心肌将心脏分隔成左，右心房和心室四个心腔，腔间有瓣膜控制血液在房室间的流动，通过动脉血管将氧和酶等各种营养物质供给全身组织，并将静脉回流带来的组织代谢废物运走。
心脏是自律性器官，有特殊起博心肌细胞和神经传导树支(束)，包括窦房结，结间束，房室结，房室束，左右束支；在起博心肌细胞(窦房结内)的自律作用下，通过房、室、神经束的传导使心肌收缩和舒张完成心脏的博动；另外，参于循环系统调节的有：交感神经，兴奋时通过肾上腺素使心率加快，而副交感神经兴奋时使心率变慢，还有化学性的体液因素也可影响心脏的博动。
神经细胞元的放电过程已得到实验认证，心脏特殊起博心肌细胞博动和神经传导树支(束)的传导过程都是神经细胞元放电和传导的过程，因此，可通过在人体体表层安放灵敏度很高的电极接受这些微弱的心脏电活动，称为ecg(electrocardiogram)---心电图，早在1903年就发现心电图及基本测量方法；心电图机检查人体的ecg，判断心脏活动正常与否仍是医院目前首选的检查手段。
标准ecg及参数如下：图2典型心电图波形区段名占空时间(秒)幅度(毫伏) p波0.06~0.110.25 p-r区间0.12~0.20 p-r段0.08qrs复合r波0.120.8~1.2 s-t段0.12 q-t区间0.36~0.44 t波0.160.5目前ecg的测量技术已很成熟，标准ecg都打印在栅格纸上，标明x方向每格0.04秒，y方向每格0.1mv.一般来说，p波表征心脏收缩期开始；qrs复合波是心室收缩的结果，指示心室收缩期开始；t波是心室舒张的结果，将延续到下一个p波止. ecg测量基本导联三角形(肢体)：导联1右手接’-‘电极(白)左手接’+’电极(红) 导联2右手接’-‘电极(白)左脚接’+’电极(红) 导联3左手接’-‘电极(白)左脚接’+’电极(红)全为右脚接地，这就是所谓右脚驱动导联接法，这是肢体导联ecg测量法；另外常用的还有三电极胸导联，白的’-‘电极贴在右胸，黑的地电极贴在右胸白电极下18公分处，红的’+’电极贴在左下与黑电极对称处，此测量法为2导联ecg；不同导联接法测量的ecg波形不同，表征的医学意义也不同；实际上ecg已经有用12导联测量的心电图机，24小时动态ecg记录仪也是医院常用的仪器.二、实验目的：熟识标准ecg波形及其测量方法，了解ecg各区段代表的医学意义；实验器材：导联线和夹，导电胶或一次性电极，rm6240生理信号测量仪，计算机；实验步骤：先打开rm6240生理信号测量仪电源(仪器背后)，再开计算机电源，在windows环境用鼠标双击本系统软件图标进入测量系统，连接肢体导联线，如下图：注：先用1导联方式，再用其它导联方式，观察所测的ecg的区别。
心电图报告模板
心电图报告模板心律：（次/分），心房率：（次/分），心室率：（次/分），P-R间期：（秒），QTc时限：（秒），心电轴：1、P波：心电图有一系列规律出现的P波,且P波形态正常、形状相同，I、II、aVF导联直立，aVR导联倒置，时限、振幅正常。
P-P间隔之差不大于0.16秒。
2、QRS波群：时限、振幅在正常范围内。
PR间期正常。
3、ST段：各导联未见明显偏移。
4、T波：时限、振幅正常，未见病理性偏移。
窦性心律正常范围心电图心室率<60次/分，在慢而规律的心室率中，偶尔有提早出现的QRS波群，系f波下传。
房颤合并几乎完全性房室传导阻滞存在完全性房室脱节，无P波，光见f波，R-R间期规律，心室率<60次/分，QRS波群正常，表现为三度房室传导阻滞，房室交界性逸搏心律。
存在完全性房室脱节，无P波，光见f波，R-R间期规律，心室率<40次/分，QRS波群宽大畸形，表现为三度房室传导阻滞，室性逸搏心律。
存在完全性房室脱节，无P波，光见f波，R-R间期规律，心室率41-60次/分，QRS波群宽大畸形，表现为三度房室传导阻滞，加速的室性逸搏心律。
存在完全性房室摆脱，无P波，光见f波，R-R间期规律，心室率<60次/分，QRS波群多种，表现为三度房室传导阻滞，房室交壤性逸搏心律，加速的室性逸搏伴室性融合波。
房颤合并三度房室传导阻滞心律：78（次/分），心室率：78（次/分），QT时限：0.45（秒），心电轴：不偏1、心律失常，房颤心律，窦性P 波消失，代之以大小不等的f波，尤以V1导联明显。
2、QRS 波群：时限、振幅在正常范围内。
R-R间期绝对不规则，心室律快慢不一。
平均心室率为78次/分。
3、ST段：各导联未见明显偏移。
4、T波：时限、振幅正常，未见病理性偏移。
心房颤动心律：45（次/分），心室率：45（次/分），QT时限：0.44（秒），心电轴：右偏1.存在完全性房室摆脱，无P波，光见f波，R-R间期规律，心室率41-60次/分，QRS波群宽大畸形，表现为三度房室传导阻滞，室性逸搏心律。
心电信号源设计实验报告
信号分析与处理综合实验——心电信号源设计实验报告姓名许扬小组成员陈柯任林昶咏王斌斌王珩宇指导教师孙晖年级与专业 2010级爱迪生班所在学院电气工程学院目录一、实验目的 (1)二、实验设备 (1)三、心电信号研究的历史背景 (1)四、实验原理 (2)五、实验内容 (3)六、实验过程与成果 (3)（一）、simulink模块搭建 (3)（二）、示波器显示心电信号的硬件电路 (8)（三）、心电信号的傅里叶分析 (10)（四）、根据心电信号判断疾病 (15)（五）、GUI界面的制作 (22)七、总结与展望 (23)八、参考文献 (24)附录一单片机程序 (25)附录二一组心电信号的FFT数据 (26)附录三Matlab源程序 (34)一、实验目的1. 了解心电信号的主要波形构成及其特征。
2. 运用Matlab/Simulink，实现心电信号源模型的设计。
二、实验设备1.PC机一台2.单片机开发板一块（含STC89C51单片机）3.DAC0832芯片一片三、心电信号研究的历史背景90年代初期我国的吕维雪等提出了一种心脏电兴奋传播仿真算法LFX，并研究出了相应的LFX 心电仿真模型，在IBM2PC上实现了心电图QRST波形的仿真，达到了当时的国际领先水平。
心脏是生物体新陈代谢和能量传递的动力中心，有着不可替代的重要地位。
而心脏病室人类健康的头号杀手，全世界有三分之一的人口死亡是由心脏病引起的。
各种心脏病几乎都与心脏的生物电活动密切相关。
为了研究诊断心脏病，很早就有人提出了心电图的方法。
所谓心电图是指心脏在每个心动周期中，由起搏点、心房、心室相继兴奋，伴随着心电图生物电的变化，通过心电描记器从体表引出多种形式的电位变化的图形（简称ECG）。
心电图是心脏兴奋的发生、传播及恢复过程的客观指标。
心电建模与仿真分为两个部分：一、已知心电源分别的情况下，求解心电场的泊松方程来获得体表的电位分布；二、已知体表电位的分布来推断心电源的分布。
人体心电实验报告
人体心电实验报告引言人体心电是一种测量心脏电活动的方法，通过记录心电图可以了解心脏的节律和肌肉收缩情况。
心电图通常用于诊断和监测心脏疾病，如心脏病和心律不齐等。
本实验旨在了解人体心电的基本原理，并进行心率和心电波形的测量。
实验设计与方法实验设备和材料- 心电仪- 心电贴片电极- 计算机实验步骤1. 将心电贴片电极连接到人体的胸前，确保电极贴合牢固。
2. 将电极连接到心电仪。
3. 打开心电仪的软件，并进行初始化设置。
4. 让被试者静坐或平躺，保持身体舒适。
5. 开始记录心电图，持续5分钟。
6. 停止记录，并保存数据。
7. 对数据进行分析和处理。
实验结果心率的测量实验记录到的心电图数据包含了心脏电活动的波形和时间信息。
通过分析心电图中的R波峰，可以计算出心率。
心率是指心脏每分钟跳动的次数，通常用“bpm”（每分钟跳动次数）作为单位。
通过对心电图数据的计算，我们得到了以下结果：心率(bpm)65因此，被试者的心率为65次/分钟。
心电波形的测量通过观察心电图的波形，我们可以了解心脏的电活动和细微的变化。
心电图是由心脏的电位变化所引起的，主要包括P波、QRS波群和T波。
P波代表心房收缩，QRS波群代表心室收缩，T波代表心室舒张。
在我们的实验中，我们可以清晰地观察到心电图中的P波、QRS波群和T波。
这些波形的形状和间隔时间可以提供有关心脏健康和功能的信息。
结论通过本实验，我们了解了人体心电的基本原理，并进行了心率和心电波形的测量。
从实验数据中，我们得到了被试者的心率为65次/分钟，并观察到了心电图中的P波、QRS波群和T波。
心电图是一种非常重要的诊断和监测心脏健康的方法。
通过分析心电图可以发现心脏疾病的迹象，及时采取措施进行治疗。
本实验为今后更深入地研究和应用心电图提供了基础。
参考文献[1] Hu, X., Ding, H., Kondoz, A.M., 2014. A Wearable ECG Monitoring SystemUsing Telecommunication Techniques. Procedia Computer Science 37, 60–65.。
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。
心电实验报告
心电的测量实验报告姓名：学号：一、实验原理1、心脏的基本构造和心电图(ECG)心脏处于人体的循环系统的中心，主要由心肌构成，心肌是可兴奋组织，它的收缩和舒张是人体血液循环的动力；心肌将心脏分隔成左，右心房和心室四个心腔，腔间有瓣膜控制血液在房室间的流动，通过动脉血管将氧和酶等各种营养物质供给全身组织，并将静脉回流带来的组织代谢废物运走。
心脏是自律性器官，有特殊起博心肌细胞和神经传导树支(束)，包括窦房结，结间束，房室结，房室束，左右束支；在起博心肌细胞(窦房结内)的自律作用下，通过房、室、神经束的传导使心肌收缩和舒张完成心脏的博动；另外，参于循环系统调节的有：交感神经，兴奋时通过肾上腺素使心率加快，而副交感神经兴奋时使心率变慢，还有化学性的体液因素也可影响心脏的博动。
神经细胞元的放电过程已得到实验认证，心脏特殊起博心肌细胞博动和神经传导树支(束)的传导过程都是神经细胞元放电和传导的过程，因此，可通过在人体体表层安放灵敏度很高的电极接受这些微弱的心脏电活动，称为ECG(electrocardiogram)---心电图，早在1903年就发现心电图及基本测量方法；心电图机检查人体的ECG，判断心脏活动正常与否仍是医院目前首选的检查手段。
标准ECG及参数如下：图2典型心电图波形区段名占空时间(秒)幅度(毫伏) P 波0.06~0.11<0.25 P-R 区间0.12~0.20 P-R 段0.08QRS 复合R 波<0.120.8~1.2 S-T 段0.12 Q-T 区间0.36~0.44 T 波0.16<0.5目前ECG 的测量技术已很成熟，标准ECG 都打印在栅格纸上，标明X 方向每格0.04秒，Y 方向每格0.1mv.一般来说，P 波表征心脏收缩期开始；QRS 复合波是心室收缩的结果，指示心室收缩期开始；T 波是心室舒张的结果，将延续到下一个P 波止. ECG 测量基本导联三角形(肢体)：导联1右手接’-‘电极(白)左手接’+’电极(红) 导联2右手接’-‘电极(白)左脚接’+’电极(红) 导联3左手接’-‘电极(白)左脚接’+’电极(红)全为右脚接地，这就是所谓右脚驱动导联接法，这是肢体导联ECG 测量法；另外常用的还有三电极胸导联，白的’-‘电极贴在右胸，黑的地电极贴在右胸白电极下18公分处，红的’+’电极贴在左下与黑电极对称处，此测量法为2导联ECG ；不同导联接法测量的ECG 波形不同，表征的医学意义也不同；实际上ECG 已经有用>12导联测量的心电图机，24小时动态ECG 记录仪也是医院常用的仪器.二、实验目的：熟识标准ECG 波形及其测量方法，了解ECG 各区段代表的医学意义；实验器材：导联线和夹，导电胶或一次性电极，RM6240生理信号测量仪，计算机； 实验步骤：先打开RM6240生理信号测量仪电源(仪器背后)，再开计算机电源，在WINDOWS 环境用鼠标双击本系统软件图标进入测量系统，连接肢体导联线，如下图：注：先用1导联方式，再用其它导联方式，观察所测的ECG 的区别。
心电监护仪设计报告
心电监护仪设计报告===========================设计背景心电监护仪是一种用于监测和记录患者心电信号的医疗设备。
它是心电图检查的重要工具，可用于诊断心脏疾病和监测心脏病患者的病情。
现代心电监护仪已经发展到可以实时监测、记录和传输心电信号的程度。
本设计报告旨在介绍一个基于嵌入式系统的心电监护仪的设计。
系统设计整个心电监护仪系统由硬件和软件两部分组成。
硬件部分包括嵌入式系统、心电传感器和显示器。
软件部分包括心电信号采集、处理和显示。
硬件设计嵌入式系统选用ARM处理器作为控制核心，具有较高的计算能力和稳定性。
为了减小体积，可以采用封装度高的SOP或BGA封装。
同时，系统需要具备与心电传感器和显示器连接的接口，以便进行数据的采集和显示。
心电传感器是监测心电信号的关键部件。
它通常由多个电极组成，贴在患者胸部，能够感知心脏的电流变化。
传感器将信号转化为模拟电压信号，再由嵌入式系统进行采集和处理。
显示器是心电监护仪的输出设备，可以实时显示心电波形图和相关参数。
显示器可以采用TFT液晶屏，以便显示高分辨率的波形图和文字信息。
软件设计心电信号采集是通过心电传感器获取心电信号的过程。
传感器不断地读取心电信号，并将其转化为模拟电压信号。
嵌入式系统通过模数转换器将模拟信号转化为数字信号，进行采集和处理。
心电信号处理是对采集到的数字信号进行滤波、降噪和放大等处理。
其中，滤波是去除干扰信号的关键步骤，可采用数字滤波算法进行实现，以保证采集到的波形图的准确度和清晰度。
降噪是为了减小信号的杂波干扰，使得波形图更加平滑。
放大是为了增强信号的幅度，便于显示和分析。
心电信号显示是将处理后的信号以波形图的形式在显示器上进行显示。
波形图可以实时更新，以便医生和护士能够准确地分析和判断患者的心脏状况。
同时，显示器上还可以显示心率和其他相关参数，方便医生进行诊断。
总结-本设计报告介绍了一个基于嵌入式系统的心电监护仪的设计。
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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。
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。