1、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
2、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
3、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
4、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
5、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120mV,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50200范围内。由于心音频率范围在20600Hz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:可编辑下载,若有不当之处,请指正,谢谢!)
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