心音放大器.docx
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心音放大器
心音放大器
一.实验目的
本次实验主要是通过实践,使我们掌握一般放大电路的设计流程,硬件制作过程及实际电路焊接进一步熟悉等。
二.制作原理及电路
1.心脏搏动音透过胸壁,将振动传递到封装了的听诊头上,透过气体耦合,将振动传递给应变片上,应变片的振动使得应变片电阻发生变化,透过转换电路即可将心音振动信号转换为电信号输出。
由于所使用的心音传感器已经封装好,对于此黑盒,通过万用表实测可得:
正向具有
电阻,反向测量具有
电阻(传感器引线红线接万用表正端输入,白端接负端输入),并且听诊探头振动时,正、反向均有电阻变化;然而,在外接信号时,只有正向接法才有电信号输出,因此估计传感器结构如下图1。
图1
通过外接驱动电压时反向接法的确只有
左右。
2.放大电路沿用单电源支流偏置方法设计,用ewb仿真,总电路如下图2。
图2
对以上各部分进行说明如下:
(1)偏置电压生成电路
由于使用单电源供电,为使经运算放大器输出动态范围最大而不削波失真,应将电路地浮置为运算发达器正负电压中值,因此通过
电压差提供运放电压时,应将浮低为
。
电路如图3。
图3
(2)实际电路缺省部分
由于传感器输出阻抗小(为
)并且输出应变片实际电阻只有一片,只能组成单臂电桥,为方便驱动(实测中,用万能版搭建的单臂桥路其差动输出噪声很大,并且原理上是非线性输出的,输出电压与应变电阻关系为
,其中
为应变电阻,桥路如图4,静态时有
,
为应变电阻变化)改进电路如图5。
图4
图5
对于该图静态输出电压
;
动态输出电压
当
时,动态输出为
为使输出灵敏度最大,对上式分母进行一阶求导可得关系为
因此,从实验室中选取较接近传感器内部电阻的上拉电阻即
电阻。
对此,不采用同相并联结构作为输入级,而直接用1隔离级代替。
(3)巴特沃斯滤波器
虽然巴特沃斯滤波器滚降较小(滚降大时需要高阶),但由于在通频带范围内,其幅度响应比较稳定,并且相位线性较好,因此选用巴特沃斯滤波器。
二阶巴特沃斯低通滤波器其幅度响应通式为:
其中二阶时
,组成四阶时
阶数确认后,其截止频率
二阶巴特沃斯高通滤波器如下图6
图6
其截止频率理论为
仿真结果如图7
图7
仿真其截止频率为
;实际为18Hz。
同理,四阶低通巴特沃斯滤波器如图8
图8
其截止频率为
仿真结果如图9
图9
仿真截止频率为677Hz;实际测量为680Hz。
(4)可调增益放大器
由于心音在体表的振幅因人而异(取决于心源振幅及胸壁衰减),因此,为了尽可能的放大心音信号而无削波失真(在+5V驱动电压条件下),选用可调增益放大器,其电路如图10。
图10
因此通带内最大总放大倍数为
通带内放大倍数范围为
可调。
仿真增益为最大180倍;实际测量为最大170倍。
电路原理总图如图11
图11
印制电路板图如图12
图12
三维布局图如图13
图13
三.实验过程问题与解决方法
首要问题为心音传感器的内部结构:
包括内部传感器类型(应用直流或交流驱动),传感信号强度(决定放大倍数),输出电阻(决定放大器输入阻抗),温度及极化特性(选用直流或交流放大)等等。
由于感应输出电压应人而异,利用如图5的驱动方法其感应输出电压为1~20mV,因此对于单电源供电而避免失真(驱动电压为+5V,直流偏置为+2.5V),其增益应在50~200范围内。
由于心音频率范围在20~600Hz范围内,因此选用截止频率略低于20Hz的高通滤波器及略高于600Hz低通滤波器提取有用信号。
仿真其频率响应如图14
图14
四.实验体会与感想
本次实验训练了资料搜集能力,在书本上及在中国期刊网等。
使理论及仿真与实际结合,由于电路结构,参数的选取都要首先经过理论得出,对其仿真可以得到与实际相近的结果。
然而,实际情况更复杂,由于外部干扰存在,往往得不到仿真理想结果,如直流偏置电路部分,由于没加大电容进行稳幅滤波,使得输出噪声很大。
提高了检错能力,连接好的电路由于粗心等原因往往一次得不到正确的输出,因此,归纳的经验查错过程为首先检测输入信号有无,示波器有无夹紧,地有否连好;进而检查每一级输出是否正常等等。
五.参考文献
1.教材《医学仪器设计》
2.心音信号识别的意义及方法的研究,陈剑
3.一种心音信号的数字处理方法,武丽,李翔
(注:
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