【文章內容簡介】 用示波器監(jiān)視輸出波形。輸出端毫伏表的指示值與輸入信號 1mv的比值，就是差模增益 Ad。 CMRR： 共模增益測量 ?兩輸入端相連，輸入一中間頻率、 1mv（有效值）的正弦信號。用示波器監(jiān)視輸出波形。輸出端毫伏表的指示值與輸入信號 1mv的比值，就是共模增益 Ac。 ?計算 CMRR： )(lg20 dBAACMR Rcd?短路噪聲測量 ?將輸入端接地短路。用示波器觀察輸出噪聲的蜂蜂值。在用正弦波信號輸入示波器比較，調整正弦波所占格子與噪聲相同。正弦波的大小除上差模增益，就是短路噪聲。 隔離級設計 ?為了人體安全，通常生物電測量技術采用浮地形式，以便實現人體與電氣設備的隔離。 ?所謂浮地（或浮置），即信號在傳遞過程中，不是利用一個公共的接地點逐級的往下傳送。而是利用諸如電磁耦合或光電偶合等隔離技術。 ?信號從浮地部分傳遞到接地部分，兩部分之間沒有電路上的直接聯系，通過地線產生的漏電流被抑制。不但保障人體的安全，而且消除了地線中的干擾電流。 兩種方式 1. 電磁耦合，經變壓器傳遞信號。 2. 光電耦合，用光電器件傳遞信號。使用較多。 電磁耦合 ?其原理是將與病人相連的心電放大器的前置部分完全與地絕緣，從而使得病人與大地之間沒有漏電流。保護病人安全。 ?因為變壓器不可能傳遞低頻、直流信號。所以先通過調制電路，把低頻信號調制在高頻載波上，經過變壓器耦合，再解調，恢復信號。 光電耦合 輻射部件發(fā)光二極管 輻射探測器為光電晶體管（如圖），也可為光電二極管。 ?光電耦合重量輕、成本低廉，所以應用廣泛。 心電放大器設計 （一）心電信號源及其等效電路 考慮到引線電阻 對于實際情況： RB1， RB2較小，主要取決于 RF ,Rs。 ?兩支路的內阻抗不平衡 ： ?各電極的極化電勢大小不一 ： ?聯系上述已講的信號源內阻和極化電壓對測量的影響 01 ?LR 02 ?LR 01 ?LC 02 ?LC111111 1sssFBs CRjRRRZ????? 222222 1sssFBs CRjRRRZ?????21 sss ZZZ ???21 BBB ??? ???（二）心電放大器輸入阻抗和頻率響應 1. 輸入阻抗 Dissii ZZZZU ?2221 ???DdDissidid AZZZZAUAU ?? 39。210 22 ??????isiddissid ZZZAAZZZZA????? 222139。時當 sss ZZZ ?? 21 輸入阻抗 Zi愈大，增益穩(wěn)定性愈高 ?聯系上述已講放大器高輸入阻抗的必要性。 1ZZ1AAisdd???2. 頻率響應 ?心電信號的高頻截止頻率一般定在 100Hz，100Hz以上的諧波分量太小。高頻心電圖可到 2K Hz。 ?低頻截止頻率一般定在 ， 時間常數 Hzf L 1 ?? ??s2??三、心電測量中的干擾 50Hz磁場感應 各種儀器的電源變壓器均是 50Hz磁場源，它對心電引線組成的環(huán)路可感應出電勢。 50Hz磁場感應 dtdBSSBdtddtd ???? c os)c os( ????????tBB m ?c o s? ttSB mm ?????? s i ns i nc o s ???27 / o s 米韋伯????mB][)(100)(10 os2c os247mSVSVSSSfBSB mmm為，????????????????????設 在一般病房中， ? 50Hz的磁場感應電勢是一個 差動 電勢，它將與心電信號有同樣倍率的放大。 ?因此要盡量減小其值的大小。 ?如果心電信號為 1mV，要將 ξm限制在心電信號的 1%以下，即 ξm 1mV/100 = 10μV， 代入上式解出 S10/100= 2 ，也就是 32cm 32cm ?為了減小環(huán)路面積，可將引線相互絞合。 ?當然高頻磁場也會引起干擾。但由于頻率遠遠高于放大器高頻截止頻率，因此可以被放大器抑制。 50Hz電場影響 ?由于 50Hz電線與人體及信號引線間存在分布電容，因此可以將 50Hz位移電流引入人體及引線。由于大地寬廣且靠近人體，通常 CD2CD1。 ? CD1和 CD2構成了分壓電路，在放大器兩端引入了一個 共模 的干擾電壓 ?共模電壓 ?若 CD1=， CD2=2pF，則 ?由于這個電壓過大，會超出心電放大器的輸入動態(tài)范圍，必須消除 UCCCUDDDc211??VU c 20220 ?????可采用 右腿接地 ，則人體與地面間的耦合電容視作 CD2 = ∞被短路，強迫人體處于地位。 ?但是人體右腿接地 存在接地阻抗 ，因此 無法徹底 消除 50Hz共模干擾電壓 ?右腿接地時， 50Hz位移電流由引線引入的位移電流和人體引入的位移電流之分。 1）引線引入的位移電流 Z1和 Z2為皮膚接觸阻抗， ZG為接地阻抗。 ? 50Hz差動干擾電壓 ? 50Hz共模干擾電壓 2211 ZIZIU DDAB ??GDDC ZIIU )( 21 ??例如，當 ID1=ID2=6nA, Z1Z2=5k歐， UAB=30μ v 同樣 ZG不為 0，所以 UC不為 0。所以右腿接地不完全消除共模干擾。 ?由此可知，盡量使 Z1=Z2，而 與 ID2一般是相等的，這樣差動干擾電壓 UAB約等于 0。 ?另外為了減小共模干擾電壓 UC，則要減小ZG。引線采用電屏蔽層，可將位移電流引入大地，而不進入人體。 （ 2）人體引入的位移電流 ?由于放大器的輸入阻抗很高，人體引入的位移電流只能經由接地阻抗 ZG流入大地。 ?若兩臂間有位移電流 ID，則 差動干擾電壓 共模干擾電壓 ??nGDc ZIU當 ID=, Z1=Z2=400歐，Ud=80uv ZL， ZR為 兩臂內阻 ?綜上， 50Hz位移電流是引進 50Hz差動和共模干擾的主要原因。 對于差動干擾： ? 采用屏蔽引線 ? 使人體遠離饋電線。 對于共模干擾： ? 認真清理和濕潤皮膚表面或涂上導電膠，降低皮膚接觸阻抗和不平衡程度。 ? 接地良好，減小接地阻抗，從而抑制共模干擾 肌電干擾 ?肌電信號是由于信號伸縮時，肌肉細胞產生的復合電位。而人體各部位運動常是不規(guī)則的。因此對于心電信號，肌電是隨機干擾信號。 ?為消除肌電干擾，被測試者要安靜舒適地躺在臺上，呼吸也要求平緩，盡可能使肌肉處于靜息狀態(tài)，以減小動作電位。 （四）放大器共模抑制比 抑制共模干擾，方法有兩種 1）提高 CMRR。 2）右腿共模反饋法。 CMRR的提高 ?增大 Zi ?提高 Ad (除了上述源阻抗以外，分析差動電路電阻失配的影響） ?共模干擾電壓引線屏蔽層 dcdAmnAAC MR R???isdcdZZAAA???差動電路電阻失配對 CMRR的影響 ab)b1(alg20AAlg20C M R Rcd????a ab??? 為失配度 aAd ?ddA)11(1lg20A)1(1lg20a)1(1lg20???????????????CMRR 120d UUUA??c0cc21UUAUUU???令?隨著電阻失配度的增大， CMRR下降。 ?而提高 Ad則可增大 CMRR。 dA)11(1lg20CM RR ??????引線屏蔽層與芯線間的電容 Cs1,Cs2。大約為 200300pF,在 50Hz下容抗為 幾個兆歐，與放大器輸入阻抗大小接近。 ?若接地， Cs1,Cs2的分流效應明顯減小放大器輸入阻抗。此外，分流效應不均衡，將使得放大器 CMRR大大下降。 ?若不接地，而用取自放大器的反饋共模電壓來驅動引線屏蔽層。則 Cs1,Cs2兩端均承受共模電壓 Uc，結果使 Cs1,Cs2對共模電壓不產生分流效應。 ?如下圖。 右腿共模反饋 ?前面已講述，雖然右腿接地了，但由于接地阻抗 ZG的存在，還不能完全消除共模電壓 Uc ?如果設法將輸入至心電放大器的共模電壓倒相后反饋至右腿，以抵消右腿上的共模電壓 Uc，結果可消除 Uc。 ?如下圖。 ?四個電極的平均電壓，即人體共模干擾電壓。通過反相，加到人體右腿。與人體共模干擾電壓相抵消。 濾波器 ?濾波器的功能：對頻率進行選擇 ,過濾掉噪聲和干擾信號，保留下有用信號。 1. 按信號性質分類 3. 按電路功能分類 : 低通濾波器；高通濾波器； 帶通濾波器；帶阻濾波器 2. 按所用元件分類 模擬濾波器和數字濾波器 無源濾波器和有源濾波器 4. 按階數分類 : 一階，二階 … 高階 濾波器 傳遞函數： ioioioUUUUT ????? ????)j()j()j(??ioUUT ?)( ?j幅頻特性 io ???? ???)(相頻特性 )j( ?iU? )j( ?oU?濾 波 器 傳遞函數的定義 (5 44 )?ioUU低通 高通帶通 帶阻四種典型的頻率特性?ioUU?ioUU?ioUUR C 1. 一階 RC低通濾波器 (無源 ) iU? oU?RC10 ??0j11)j(T?????傳遞函數 20)(11)j(T?????幅頻特性 一 . 低通濾波器 20)(11)(?????jTioUU0 ?1 ?0 截止頻率 此電路的缺點： 帶負載能力差。 無放大作用。 特性不理想，邊沿不陡。 幅頻特性、幅頻特性曲線 oF11 URRRU ?????????? ? UU?R R1 RF C + + iU?oU? iUCj1RCj1U????????iUCj11 ????? RC 傳遞函數中出現 ? 的一次項 ,故稱為一階濾波器 幅頻特性： 201Fio)(11)RR1(UU?????)RC1( 0 ???R R1 RF C + + iU?oU?幅頻特性及幅頻特性曲線 ioUU0 ?1+RF/R1 (1+RF/R1) ?0 Cj11)RR1(UU1Fio??????傳遞函數 RC 0?? 時： )RR1(UU1Fi