心电放大电路设计报告
MCP6021放大电路设计实验报告
MCP6021放大电路设计实验报告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。
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。
心电系统的前向通路对目前面世的许多医学仪器起着不可漠视的重要角色；这相当于一个基石，没有了它，很多心血管病人不能得到正确的诊断，所以当前对心电的研究是至关重要的。
刚要做时，我觉得无法入手，经过长时间的对相关资料的了解，明白自己首要做的事情就是要了解心电信号的特点，因为心电信号输出时的幅度不上5mV，那么选择一个适合的放大器对设计是第一个要点，在课题的一步步设计下去，碰到的问题不少，如放大电路中芯片的选择，在对比心电放大的各种要求才确定一个最方便、最实用的办法。
根据心电信号的特点，设计了一个带通滤波器、一个陷波器来对信号进行滤波，也使我明白了多阶滤波器的设计；还有一点很重要的就是电容和电阻的参数确定比较繁琐，在选取使要考虑电阻标称值。
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。
一种心电信号采集放大电路的简单设计方法
一种心电信号采集放大电路的简单设计方法
心电信号采集放大电路是一种将人体心脏电信号放大的电路，一般采用放大器、滤波器、隔离器等组成。
以下为一种简单的设计方法：
1. 选择放大器芯片
选择一个合适的放大器芯片，一般选用高质量低噪声的运放芯片，如AD620、AD8226等。
这些芯片具有高增益、低噪声等特点，适合于心电信号的放大。
2. 设计放大器电路
使用选择的芯片设计放大器电路，将心电信号输入放大器的非反馈端，输出连接到反馈端。
可以根据需要调整电阻和电容值来获得合适的增益和滤波效果。
一般放大倍数在100-1000之间。
3. 加入滤波器电路
由于心电信号存在很多干扰信号，所以需要加入滤波器来滤除掉干扰信号，使得输出信号更加可靠。
常用的滤波器如低通滤波器、带通滤波器等。
4. 设计隔离器电路
为了避免放大电路与其他电路之间的交叉干扰，需要加入隔离
器电路，将输入和输出信号隔离开。
一般采用光电耦合器或变压器等。
5. 验证电路性能
制作完成后，需要对电路的性能进行验证。
可以使用示波器、信号发生器等测试设备来检测电路的增益、频率响应等性能参数，以确保电路可靠度、准确性和稳定性。
通过以上简单方法，可以设计一款高质量的心电信号采集放大电路。
单通道心电放大电路
Auf s s
2
4 1 R2 R2 R1 RC
s 2 1 RC
2
1 s 2 2 RC
2
2 s 2 0
s
0
Q
s
2 0
4.1）
且
0
1 1 , K 1, Q RC 4 1 R2 R2 R1
1.3 原理图与 PCB 设计图
1.4 实物图
1.5 前置放大结果
2. 高通滤波
2.1 设计原理 为了滤除基线漂移等影响，在前置放大器后直接连高通滤波器，使 心电信号更加稳定。 由于第一级放大电路会将噪声和有用信号一起放大， 因此只在第一级放大电路中将心电信号放大了10倍左右，所以在这一级 的高通滤波电路中，还需将信号放大，这一级中我们组将信号放大了11 倍。截止频率ω=1RC=0.05Hz, 假设R=500KΩ， 则， C=4μF， A=RfR1=10 2.2Multisim 软件仿真实现
（4.2） 因此该带阻滤波器截止频率 f 为：
(4.3) 得出： （4.4） 最终选择 R10=R11=6.8K；C7=C8=0.47uF。 计算得出 f0=1/2*3.14*6.8K*0.47uF=49.85Hz,基本满足实际需求。 该电路对对称性要求很高， 当电路不对称式， 对 50Hz 滤波效果明显减弱， 因此，在焊接前，应事先测量电阻电容的大小，以保证电路的对称性。 该滤波器的优点是品质因数可以调节，如图 2.1 调节 R13,R14 的值可以 控制品质因数 Q 的值，使得曲线有比较陡峭的过渡带，且和带阻滤波器的中 心频率无关。 其原理图如图 2.1 所示：
单通道心电放大电路
组员：马铭余，陈伟鹏，易兵，黄伟骏
试验三心电放大器与右腿驱动电路的设计
实验三 心电放大器与右腿驱动电路的设计、实验目的1 .掌握用运算放大器组装的心电放大器电路及其共模抑制比的测定方法。
2 .了解右腿驱动电路对于抑制共模信号和电气安全方面的意义。
3 .了解心电放大器的频率特性对于心电信号波形的影响二、实验原理在生物信息的获取和处理中，生物电位放大器占有重要的地位。
由于生物 电信号一般都很微弱，所以生物电放大器必须有高的共模抑制比和足够的增益。
为了减小信号传输中的衰减和失真，生物电位放大器还必须有高的输入阻抗。
同时，为了保证被测对象的安全，防止发生电击事故，在电路中必须采取适当 的保护措施。
心电放大器是一种重要的生物电位放大器，它可以作为生物电位放大器的 代表。
本实验中所用的心电放大器电路原理如图3-1所示，它可以满足上述对 于生物电位放大器的基本要求。
电路中共采用了五只运算放大器，其中4和A 2 组成同向并联差动放大器（A 和A 可以用双运放747或单运放741），它具有很 高的输入阻抗，其差动增益Gd — R + R + R — 2 R + R-3 R 4 4 - R 4 4而共模增益为Gc = 1，所以这一级的共模抑制比CMRR = Gd （输入端开路 时，容易引起饱和，饱和可以将①、②端短路，接地。
）4的作用是进一步放大差动信号，并把双端差动输入变成单端输出，其差 动增益为调整P 可使其共模输出信号最小。
1Gd =务= 8 47 KT1K图3-1心电放大电路原理图由4, A2, 4组成的三运放的放大器电路又称为仪表放大器，它具有高输入阻抗，高共模抑制比和可调的增益，在生物电位放大器中得到广泛应用。
4、凡、R7、R6~ R18构成右腿驱动电路。
R6、R7将共模电压的平均值检出，4将此信号放大，倒相后加于右腿上。
对于共模信号而言，这是并联电压负反馈，故使人体上的电压减小。
这部分电路的等效电路如图3-2所示。
图3-2右腿驱动电路的等效电路图3-2中匕加为加于人体上的共模电压。
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。
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。
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心电放大器设计1 设计题目设计一单导联心电放大器，心电信号的幅度范围为0.5～5mV，要求放大器与后续计算机系统中的10位A/D转换器相连接，A/D转换器的输入电压范围为0～5V。
1.1 主要技术指标1)输入阻抗：≥5MΩ2)偏置电流：<2nA3)输入噪声：<10uV4)共模抑制比：≥100dB5)耐极化电压：±300mV6)漏电流：<10uA7)频带：0.05～250Hz1.2 具体要求1)设计放大器电路；2)计算电路中个元器件的参数值；3)对选择的关键元器件说明其选择理由。
2 引言在当今社会中,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。
图1 标准的心电图心电图是检查心脏情况的一个重要方法，其应用范围包括以下几个方面：(1) 分析与鉴别各种心律失常。
(2) 查明冠状动脉循环障碍。
(3) 指示左右房窜肥大的情况，协助判别心瓣膜病、高血压病、肺源性及先天性心脏病的诊断。
(4) 了解洋地黄中毒、电解质紊乱等情况。
(5) 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。
3系统设计3.1设计思路心电信号十分微弱，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，一般在几十千欧以上。
在检测生物电信号的同时存在强大的干扰，主要有电极极化电压引起基线漂移，电源工频干扰(50Hz)，肌电干扰(几百Hz以上)，临床上还存在高频电刀的干扰。
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。
电极极化电压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，而且要有去极化电压的RC常数电路。
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，而且 CMRR也要在60dB以上（目前的心电图机共模抑制比一般均在89dB）。
同时要在无源、有源低通滤波器中有效地滤除与心电信号无关的高频信号，通过系统调试，最后得到放大、无噪声干扰的心电信号。
3.2结构框图本电路设计主要是由五部分构成。
1、前置放大电路。
其中前置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；2、共模抑制电路。
在设计中使用了右腿驱动电路、屏蔽驱动电路，它们可以消除信号中的共模电压，提高共模抑制比，使信号输出的质量得到提高；3、低通滤波电路及时间常数电路。
常见的心电频率一般在0.05--100Hz之间，能量主要集中在17Hz附近，幅度微小，大概为5mV，临床监护有用频率为0.5～30几HZ，因此设计保留40HZ以下的信号。
时间常数电路实现一阶无源高通，截止频率为0.05HZ，时间常数为3.6s。
4、工频50Hz的陷波电路。
本设计采用了双T带阻滤波电路，它能够对某一频段的信号进行滤除，用它能有效选择而对电源工频产生的50Hz的噪声进行滤除；5、主放大电路：心电信号需要放大上千倍才能观测到，前置放大增益只有100~250左右，在这一级还需要放大4~10倍左右。
总体电路框图如图前置放大电路右输入信号后级放大电路低通滤波电路50HZ 陷波左输入信号右腿驱动电路3.3电路设计3.3.1 前置放大电路由于人体心电信号的特点，加上背景噪声较强，采集信号时电极与皮肤间的阻抗大且变化范围也较大，这就对前级(第一级)放大电路提出了较高的要求，即要求前级放大电路应满足以下要求：高输入阻抗；高共模抑制比；低噪声、低漂移、非线性度小；合适的频带和动态范围。
为此，选用Analog 公司的仪用放大器AD620作为前级放大(预放)。
AD620的核心是三运放电路(相当于集成了三个OP07运放)，其内部结构如图1所示。
图1 AD620 放大器内部结构图该放大器有较高的共模抑制比(CMRR)，温度稳定性好，放大频带宽，噪声系数小且具有调节方便的特点，是生物医学信号放大的理想选择。
根据小信号放大器的设计原则，前级的增益不能设置太高，因为前级增益过高将不利于后续电路对噪声的处理。
参数选择：由于AD620的增益与之间关系如下：G=1+(R1+R2)/R3，选取R21=R22=27K, R23=6.2K, C21=39pF, C22=200pF,C23=39Pf,前置放大倍数：G1=1+(R1+R2)/R3=9.7。
3.3.2 右腿驱动电路体表驱动电路是专门为克服50Hz共模干扰，提高CMRR而设计的，原理是采用人体为相加点的共模电压并联反馈，其方法是取出前置放大中的共模电压，经过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时非常严重。
而使用右腿驱动电路就能很好的解决上述问题，下图就是右腿驱动的电路图。
其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。
参数选择：如上图上标示，C41=0.01Uf,R41=10K,C42=1M.3.3.3 低通滤波放大电路由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。
具有理想幅频特性的滤波器是很难实现的（如图10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，为保证心电信号原形，采用较平坦的巴特沃思有源滤波。
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10 巴特沃斯幅频特性图11 实用二阶低通巴特沃思滤波器参数选择：要滤除250Hz的频率，经过Mulisim仿真选择阻值，如图上图中各元件的标注，R41=R42=R=6.8k,C41=C42=0.1uf,f=1/(2πRC)=258Hz，基本上根据二阶低通巴特沃思滤波器公式：截止频率为H符合设计要求。
3.3.4 0.05Hz高通滤波器电路此次设计用的是反相的二阶巴特沃兹高通滤波器，其中放大倍数设置为1，截止频率为0.05Hz。
如图5所示，各个电阻以及电容的参数值在电路中已标明。
图5 巴特沃兹二阶反相高通滤波电路3.3.4 50Hz陷波电路工频干扰时心电信号的主要干扰，虽然前置放大电路对共模干扰具有一定的抑制作用，但是有部分工频干扰是以差模方式进入电路的，且频率处于心电信号的频带之内，加上电极和输入回路不稳定的因素，前级电路输出的心电信号仍存在较强的工频干扰，所以必须专门滤波。
采用如下图所示的有源双T带阻滤波器，该电路的Q值随着反馈系数β(0<β<1)的增高而增高，Q值与β关系如下Q=1/(1-β),调节下图中的R64和R64可以改变Q值。
图13 50HZ双T陷波电路参数选择：实验中选用陷波效果很好的经验参数。
即R61=R62=R=33 KΩ，R64=2KΩ，R4=148KΩ,R63=1/2 R=15KΩ。
C61=C62=C=0.1uF，C63取0.2uF。
根据公式：中心截止频率f0=1/(2∏RC)= 50Hz上图中，滤波电路增益G2=R65/(R65+R64)=0.9。
阻带宽度：BW= f0/Q= 其中：Q=1/2 (2-A uv)3.3.5 次级放大电路第二级放大电路主要以提高增益为目的，选用普通的OPA2335放大芯片即可。
电路图如下：参数选择：R31=9.1k，R32=1M,C31=680pFC31能起到一定的低通滤波作用第二级放大倍数：G3=R32/R31=110整个电路放大倍数G=G1*G2*G3=9.7*0.9*100=873倍4 电路性能的实验验证按照上图搭建电路图，通过ORCAD6.1仿真，结果基本上能符合设计的要求。
105仿真5.1前置放大电路仿真仿真电路图：仿真结果：从仿真结果看出，实际前置放大倍数为K1=46.8mA/4.7mA=9.9，与预期放大结果相同。
5.2低通滤波电路仿真电路：仿真结果：1、输入f=60hz时，输出波形图如下：输出和输入基本上一致，信号没有被衰减。
2、输入f=250hz时，输出波形图如下：输出结果衰减为：323uV/4.9Mv=6.5%250Hz频率的输入杂波滤除了93.5%。
3、输入f=1KHz时，输出波形图如下：结果：1kHz频率的输入杂波基本上被滤除5.3 50Hz陷波电路仿真电路：仿真结果：有图可知，当输入信号为50Hz的工频干扰信号时，杂波基本上被滤除。
5.4次级放大电路仿真电路连接图：仿真结果：从图中可以发现，放大倍数G2=2.65V/27.6mV=96，与预期的设计相符合。
6 结束语采用以AD620及OP2335为核心的信号放大器来实现心电信号的放大，电路功耗小，灵敏度高，最低只需3 V的电源，可由外接电池提供，容易实现基于移动式设备(如笔记本电脑)为核心的心电信号采集及处理，是一种实用的心电信号前端采集放大电路(信号的进一步优化可在采集后由软件进行调理)。
通过本次设计，让我对心电生理信号的采集电路有了比较充分的了解。
对以后的研究设计有较大的帮助。