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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）