现代医学电子仪器原理与设计
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现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
3.强度-时间曲线 强度阈与时间阈之间存在 一定的关系，这种关系用 强度-时间曲线来表示， 如图7-4所示。
(1)典线上的每一点代表一个阈刺激。 (2)基强度：刺激时间无论多长，必须有一个最
低的强度阈值，即基强度。 利用时：以基强度作为刺激强度引起组织兴奋 所需要的最短刺激时间。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理
第一级电压增益
结论：（1）第一级的输出回路里不产生共模 电流，电路的共模抑制能力与外回路电阻是 否匹配完全无关。（2）并联结构的电路能方 便地实现增益的调节。（3）电路具有完全对 称形式，有利于克服失调、漂移的影响。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 第一级输出端存在共模误差的输出电压：
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
按照起搏器与患者心脏活动发出的P波与R
波的关系分类有两种：
(1)非同步型(固定型)——起搏脉冲与P波、 R
波无关。
(2)同步型起搏器——分为P波同步、R波同步。
3.按起搏电极分类 (1) 单极型：
阴极→起搏导管(或导线)→静脉或开胸
→右Hale Waihona Puke 室(或右心房)，阳极(无关电极)→腹部
大多数哺乳动物动物神经肌肉组织产生刺 激兴奋的最佳频率都是在100Hz左右。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
一、刺激方式与效应 (一)电刺激的类型
脉冲发生器——产生使神经去极化 的脉冲序列；
电 刺 激 导联线——把脉冲传输到刺激部位； 系 统
电极——把脉冲安全、有效地传输 到可兴奋组织。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 (3)时值：用基强度的2倍作为刺激强度，所
引 起组织兴奋所需要的最短刺激时间。 结论： （1）为得到有效刺激，通常采用电流I=2IR， 脉宽略大于时值的信号，此时产生 兴奋所需能量最小。 （2）不同组织的强度-时间曲线形状相同， 但各自的基强度和时值不相同。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 4．反拗期 反拗期（niù ）：同步型起搏器对外信号不敏
感时间（=不应期）。 R波型：反拗期=300±50ms。防止T波或起
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 3．用于研究：
心血管生理和病理以及药理和临床应用 的实验研究。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(一)心脏起搏器的分类
1．按照起搏器与病人的关系分类
(1) 感应式： 原理：体外起搏脉冲载波发射→体内接受器 (感应线圈)→解调(检波）→起搏脉冲→电极 →心脏。 优点：体内无电源，无电池使用寿命之忧。 缺点：接受效果不佳，易受高频磁场干扰。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 经皮刺激
特点：电极置于体内，并靠近要刺激的部位。 导联线穿过皮肤连接外部脉冲发生器。 应用：短期或长期的刺激需要，但不是 永久性的。 植入式刺激 特点：刺激器的三部分通过外科手术永久植 入人体，植入完成后皮肤完全缝合。植入部 分和体外部分的联系是通过非接触进行的。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 常用的设计方法有公式法、图表法和计算机
辅助设计法。
计算机辅助设计法： 滤波软件设计法和网络在线设计工具。 Microchip Technology Inc： FilterLab National Semiconductor Corporation： WEBENCH Active Filter Designer
第三章 信号处理 1.由电阻失配所造成的CMRRR
由外电路电阻失配限定的放大器的共模抑 制比为：
结论：电阻失配造成的CMRRR与电阻匹配误 差δ和放大器的闭环差模增益Ad有关。并且电 阻匹配误差越小，闭环差模增益越大，放大 器的共模抑制能力越大。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 2.器件本身的共模抑制比CMRRD 定义： CMRRD为放大器开环差动增益A'd与共 模增益A'c之比，即
共模抑制比(CMRR)是指差分放大器对同 时加到两个输入端上的共模信号的抑制能力。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理
(3)低噪声、低漂移 措施： （a）差动输入形式 （b）电路对称结构，严格挑选器件，抑制零
点漂移 （c）采用调制式直流放大器 （d）设置“复零”电路，将基线在特殊情况 下 (4)设复置零保护电路
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
3．感知灵敏度 感知灵敏度是指起搏器被抑制或被触发所
需最小的R波或P波的幅值。 R波同步型=1.5～2.5mV。（R波=5～15mV， 路径损失剩下2～3mV） P波同步型=0.8～1mV。 （P波=3～5mV，路 径损失后更小）
合理选取：过低—不感知、感知不全； 过高—误感知、干扰敏感。
第三章 信号处理
第二节 隔离级设计 隔离：信号从浮地部分传递到接地部分，两部
分之间没有电路上的直接联系。 实现电气隔离有两种方案：电磁耦合；光电耦
合。 第三节 生理放大器滤波电路设计
滤波电路最常采用由集成运算放大器和 RC网络组成的有源滤波器。它的功能是允许 指定频段的信号通过，而将其余频段的信号加 以抑制或使其急剧衰减。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
一、人工心脏起搏器的作用 1．用于治疗：
病症：心律失常（高度或完全性房室传 导阻滞、重度病态窦房结综合症等）
2．用于诊断： ①心房调搏辅助诊断→冠心病。 ②心房超速起搏法诊断→窦房结功能不全。 ③预测完全性房室传导阻滞→是否将发生心 脑综合症。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 集成仪器放大器的技术参数主要包括以下几种： 1.输入阻抗 2.共模抑制比（CMRR） 3.偏置电流 4.输入失调电压 5.输入噪声
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 4.前置级共模抑制能力的提高
（一）屏蔽驱动 （二）右腿驱动技术
现代医学电子仪器原理与设计
持刺激脉冲的频率和脉宽不变，改变刺激脉冲
的幅度。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 1.强度阈 若电刺激的作用时间一定，则刺激强度必须达 到某一最低值，才能引起组织兴奋，此值称为 刺激强度的阈值（简称强度阈）。 2.时间阈 若刺激强度一定，能引起组织兴奋的最短刺激 时间（脉冲宽度），即称为组织兴奋的时间阈 值。
由于
，并且
，得到
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 2.器件本身共模抑制比的影响
A1的输出端形成的共模电压为
A2的输出（即放大电路的共模输出）为
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 放大器的总共模抑制比为
结论：同相串联结构的放大电路共模抑制 能力的提高，取决于所用的器A1、A2本身的 共模抑制比是否相等，并且受外回路电阻的 匹配精度影响。
现代医学电子仪器原理 与设计
2020/11/23
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 第一节 生物电放大器前置原理 基本要求 差动放大电路分析方法 差动放大应用电路 前置级共模抑制能力的提高
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 1.基本要求 (1)高输入阻抗
理论上，源阻抗和电极阻抗都是频率的函 数，并且随频率的增加成下降趋势。 (2)高共模抑制比 放大器的共模抑制比的定义：
仅构成固定型起搏。 应用：已趋于淘汰。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(2) 经皮式(体外携带式)： 原理：体外（按需或固定）起搏器→电极经 皮肤、静脉→心脏。 优点：起搏频率、输出幅度、脉冲宽度、感 知灵敏度等均可调。 缺点：导线经过皮肤，易感染，携带不便， 应用：仅用于临时抢救，不宜永久佩带。
皮下(体外起搏器)或置于胸部(埋藏式起搏器，
外壳即阳极)。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(2)双极型： 阴极、阳极均与心脏接触(固定在心肌
上) ；或阴极→心内膜，阳极→心腔内。 （二）各类起搏器简介
1. 固定型起搏器 2．R波同步型起搏器
（1）R波抑制型(又称为按需型)
（2）R波触发型(又称为备用型) ………………….
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
按电刺激部位分为三类：⑴表面刺激；⑵ 经皮刺激；⑶植入式刺激。 表面刺激 特点：电刺激系统三部分都在体外，电极 放在皮肤上或要刺激的肌肉的运动点附近， 也可放在特定的穴位上。 应用：神经与肌肉的医疗康复。 局限性：不能可靠的刺激皮肤下面的组织， 也不能刺激深层肌肉。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(二)电刺激与电兴奋的基本因素 刺激波形——方波序列
刺激序列参数——频率、幅度和脉宽
刺激频率尽可能小以防止肌肉疲劳并节约刺 激能量。
决定刺激频率的主要因素是肌肉的融合频率， 即可以获得平滑肌响应的频率。(12Hz~50Hz)
对于表面电极，调节肌肉力量的常规方法是保
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
第二节 心脏起搏器简介
人工心脏起搏过程： 脉冲电流→心脏（起搏功能障碍、房室
传导障碍）→按一定频率应激收缩。
心脏起搏器功能： 产生电脉冲（一定强度、宽度）→导线、
电极→心脏（心肌）。
心脏起搏系统结构： 心脏起博器(低频脉冲发生器及其控制电
路)、导线、刺激电极、电源。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
（3）埋藏式： 原理：埋植于皮下(胸部或腹部)，电极→静脉 →心内膜或心肌表面。 适合：永久起搏。目前使用大多属此类。 缺点：电源使用寿命短等。
2．按照与心脏活动的P波和R波的关系分类 兴奋性即心肌受到刺激后引起反应的性能，
又称应激性。
现代医学电子仪器原理与设计
第一级电路的共模抑制比为CMRR12
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 两级放大电路的差动增益为 则两级放大电路的总共模抑制比为
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 (二)同相串联结构的前置放大电路
外电阻匹配为
放大电路的差动闭环增益为
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 1.分析电阻失配的影响
包括人体安全保护电路和放大器输入保护 电路。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 2.差动放大电路分析方法
外回路电阻的匹配条件为：
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 理想闭环差模增益：
此时，共模增益Ac1=0，所以放大器的共模 增益
上述理想状态能达到，影响因素有两个。
现代医学电子仪器原理与设计
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 (三)电刺激引起组织兴奋的原理
静息状态
兴奋状态
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 (四)电刺激的其他效应 1.刺激的电化学效应 2.电极腐蚀 3.组织损伤
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
第一节 电刺激治疗类仪器设计原理 频率小于1kHz时的电流对人体细胞组织的
作用主要是以刺激效应为主。
决定组织兴奋后能否接受下一个刺激而产 生兴奋的关键是组织绝对不应期的长短。
当刺激频率大于1MHz后，几乎没有任何 刺激作用了。这时人体承受电流的能力随频率 逐步增大，其产生的效应主要是热效应。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
四、心脏起搏器的几个参数
1．起搏频率 即起搏器发放脉冲的频率。
一般认为，能维持心输出量最大时的心率为 最适宜的心率，大部分患者60～90次／min 较为合适 2．起搏脉冲幅度和宽度 幅度——电压幅度；宽度——脉冲持续时间。 幅度×宽度∝能量——心搏所需能量（微焦 级）—5V×(0.5～1)ms
共模输出电压uoc折合到放大器输入端的共 模误差电压，即
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 结论：共模输入电压因为转化成差模电压而形
成共模干扰电压。 原因：放大器的运算放大器件本身的共模抑制
比不为无穷大。 放大电路的总的共模增益为
整个放大电路的总共模抑制比为
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 3.差动放大应用电路 （一）同相并联结构的前置放大电路
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
3.强度-时间曲线 强度阈与时间阈之间存在 一定的关系，这种关系用 强度-时间曲线来表示， 如图7-4所示。
(1)典线上的每一点代表一个阈刺激。 (2)基强度：刺激时间无论多长，必须有一个最
低的强度阈值，即基强度。 利用时：以基强度作为刺激强度引起组织兴奋 所需要的最短刺激时间。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理
第一级电压增益
结论：（1）第一级的输出回路里不产生共模 电流，电路的共模抑制能力与外回路电阻是 否匹配完全无关。（2）并联结构的电路能方 便地实现增益的调节。（3）电路具有完全对 称形式，有利于克服失调、漂移的影响。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 第一级输出端存在共模误差的输出电压：
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
按照起搏器与患者心脏活动发出的P波与R
波的关系分类有两种：
(1)非同步型(固定型)——起搏脉冲与P波、 R
波无关。
(2)同步型起搏器——分为P波同步、R波同步。
3.按起搏电极分类 (1) 单极型：
阴极→起搏导管(或导线)→静脉或开胸
→右Hale Waihona Puke 室(或右心房)，阳极(无关电极)→腹部
大多数哺乳动物动物神经肌肉组织产生刺 激兴奋的最佳频率都是在100Hz左右。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
一、刺激方式与效应 (一)电刺激的类型
脉冲发生器——产生使神经去极化 的脉冲序列；
电 刺 激 导联线——把脉冲传输到刺激部位； 系 统
电极——把脉冲安全、有效地传输 到可兴奋组织。
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 (3)时值：用基强度的2倍作为刺激强度，所
引 起组织兴奋所需要的最短刺激时间。 结论： （1）为得到有效刺激，通常采用电流I=2IR， 脉宽略大于时值的信号，此时产生 兴奋所需能量最小。 （2）不同组织的强度-时间曲线形状相同， 但各自的基强度和时值不相同。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 4．反拗期 反拗期（niù ）：同步型起搏器对外信号不敏
感时间（=不应期）。 R波型：反拗期=300±50ms。防止T波或起
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 3．用于研究：
心血管生理和病理以及药理和临床应用 的实验研究。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(一)心脏起搏器的分类
1．按照起搏器与病人的关系分类
(1) 感应式： 原理：体外起搏脉冲载波发射→体内接受器 (感应线圈)→解调(检波）→起搏脉冲→电极 →心脏。 优点：体内无电源，无电池使用寿命之忧。 缺点：接受效果不佳，易受高频磁场干扰。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 经皮刺激
特点：电极置于体内，并靠近要刺激的部位。 导联线穿过皮肤连接外部脉冲发生器。 应用：短期或长期的刺激需要，但不是 永久性的。 植入式刺激 特点：刺激器的三部分通过外科手术永久植 入人体，植入完成后皮肤完全缝合。植入部 分和体外部分的联系是通过非接触进行的。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 常用的设计方法有公式法、图表法和计算机
辅助设计法。
计算机辅助设计法： 滤波软件设计法和网络在线设计工具。 Microchip Technology Inc： FilterLab National Semiconductor Corporation： WEBENCH Active Filter Designer
第三章 信号处理 1.由电阻失配所造成的CMRRR
由外电路电阻失配限定的放大器的共模抑 制比为：
结论：电阻失配造成的CMRRR与电阻匹配误 差δ和放大器的闭环差模增益Ad有关。并且电 阻匹配误差越小，闭环差模增益越大，放大 器的共模抑制能力越大。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 2.器件本身的共模抑制比CMRRD 定义： CMRRD为放大器开环差动增益A'd与共 模增益A'c之比，即
共模抑制比(CMRR)是指差分放大器对同 时加到两个输入端上的共模信号的抑制能力。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理
(3)低噪声、低漂移 措施： （a）差动输入形式 （b）电路对称结构，严格挑选器件，抑制零
点漂移 （c）采用调制式直流放大器 （d）设置“复零”电路，将基线在特殊情况 下 (4)设复置零保护电路
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
3．感知灵敏度 感知灵敏度是指起搏器被抑制或被触发所
需最小的R波或P波的幅值。 R波同步型=1.5～2.5mV。（R波=5～15mV， 路径损失剩下2～3mV） P波同步型=0.8～1mV。 （P波=3～5mV，路 径损失后更小）
合理选取：过低—不感知、感知不全； 过高—误感知、干扰敏感。
第三章 信号处理
第二节 隔离级设计 隔离：信号从浮地部分传递到接地部分，两部
分之间没有电路上的直接联系。 实现电气隔离有两种方案：电磁耦合；光电耦
合。 第三节 生理放大器滤波电路设计
滤波电路最常采用由集成运算放大器和 RC网络组成的有源滤波器。它的功能是允许 指定频段的信号通过，而将其余频段的信号加 以抑制或使其急剧衰减。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
一、人工心脏起搏器的作用 1．用于治疗：
病症：心律失常（高度或完全性房室传 导阻滞、重度病态窦房结综合症等）
2．用于诊断： ①心房调搏辅助诊断→冠心病。 ②心房超速起搏法诊断→窦房结功能不全。 ③预测完全性房室传导阻滞→是否将发生心 脑综合症。
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 集成仪器放大器的技术参数主要包括以下几种： 1.输入阻抗 2.共模抑制比（CMRR） 3.偏置电流 4.输入失调电压 5.输入噪声
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 4.前置级共模抑制能力的提高
（一）屏蔽驱动 （二）右腿驱动技术
现代医学电子仪器原理与设计
持刺激脉冲的频率和脉宽不变，改变刺激脉冲
的幅度。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 1.强度阈 若电刺激的作用时间一定，则刺激强度必须达 到某一最低值，才能引起组织兴奋，此值称为 刺激强度的阈值（简称强度阈）。 2.时间阈 若刺激强度一定，能引起组织兴奋的最短刺激 时间（脉冲宽度），即称为组织兴奋的时间阈 值。
由于
，并且
，得到
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 2.器件本身共模抑制比的影响
A1的输出端形成的共模电压为
A2的输出（即放大电路的共模输出）为
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 放大器的总共模抑制比为
结论：同相串联结构的放大电路共模抑制 能力的提高，取决于所用的器A1、A2本身的 共模抑制比是否相等，并且受外回路电阻的 匹配精度影响。
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第三章 信号处理 第一节 生物电放大器前置原理 基本要求 差动放大电路分析方法 差动放大应用电路 前置级共模抑制能力的提高
现代医学电子仪器原理与设计
第三章 信号处理 1.基本要求 (1)高输入阻抗
理论上，源阻抗和电极阻抗都是频率的函 数，并且随频率的增加成下降趋势。 (2)高共模抑制比 放大器的共模抑制比的定义：
仅构成固定型起搏。 应用：已趋于淘汰。
现代医学电子仪器原理与设计
第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(2) 经皮式(体外携带式)： 原理：体外（按需或固定）起搏器→电极经 皮肤、静脉→心脏。 优点：起搏频率、输出幅度、脉冲宽度、感 知灵敏度等均可调。 缺点：导线经过皮肤，易感染，携带不便， 应用：仅用于临时抢救，不宜永久佩带。
皮下(体外起搏器)或置于胸部(埋藏式起搏器，
外壳即阳极)。
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(2)双极型： 阴极、阳极均与心脏接触(固定在心肌
上) ；或阴极→心内膜，阳极→心腔内。 （二）各类起搏器简介
1. 固定型起搏器 2．R波同步型起搏器
（1）R波抑制型(又称为按需型)
（2）R波触发型(又称为备用型) ………………….
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
按电刺激部位分为三类：⑴表面刺激；⑵ 经皮刺激；⑶植入式刺激。 表面刺激 特点：电刺激系统三部分都在体外，电极 放在皮肤上或要刺激的肌肉的运动点附近， 也可放在特定的穴位上。 应用：神经与肌肉的医疗康复。 局限性：不能可靠的刺激皮肤下面的组织， 也不能刺激深层肌肉。
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
(二)电刺激与电兴奋的基本因素 刺激波形——方波序列
刺激序列参数——频率、幅度和脉宽
刺激频率尽可能小以防止肌肉疲劳并节约刺 激能量。
决定刺激频率的主要因素是肌肉的融合频率， 即可以获得平滑肌响应的频率。(12Hz~50Hz)
对于表面电极，调节肌肉力量的常规方法是保
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第二节 心脏起搏器简介
人工心脏起搏过程： 脉冲电流→心脏（起搏功能障碍、房室
传导障碍）→按一定频率应激收缩。
心脏起搏器功能： 产生电脉冲（一定强度、宽度）→导线、
电极→心脏（心肌）。
心脏起搏系统结构： 心脏起博器(低频脉冲发生器及其控制电
路)、导线、刺激电极、电源。
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（3）埋藏式： 原理：埋植于皮下(胸部或腹部)，电极→静脉 →心内膜或心肌表面。 适合：永久起搏。目前使用大多属此类。 缺点：电源使用寿命短等。
2．按照与心脏活动的P波和R波的关系分类 兴奋性即心肌受到刺激后引起反应的性能，
又称应激性。
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第一级电路的共模抑制比为CMRR12
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第三章 信号处理 两级放大电路的差动增益为 则两级放大电路的总共模抑制比为
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第三章 信号处理 (二)同相串联结构的前置放大电路
外电阻匹配为
放大电路的差动闭环增益为
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第三章 信号处理 1.分析电阻失配的影响
包括人体安全保护电路和放大器输入保护 电路。
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第三章 信号处理 2.差动放大电路分析方法
外回路电阻的匹配条件为：
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第三章 信号处理 理想闭环差模增益：
此时，共模增益Ac1=0，所以放大器的共模 增益
上述理想状态能达到，影响因素有两个。
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 (三)电刺激引起组织兴奋的原理
静息状态
兴奋状态
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀 (四)电刺激的其他效应 1.刺激的电化学效应 2.电极腐蚀 3.组织损伤
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
第一节 电刺激治疗类仪器设计原理 频率小于1kHz时的电流对人体细胞组织的
作用主要是以刺激效应为主。
决定组织兴奋后能否接受下一个刺激而产 生兴奋的关键是组织绝对不应期的长短。
当刺激频率大于1MHz后，几乎没有任何 刺激作用了。这时人体承受电流的能力随频率 逐步增大，其产生的效应主要是热效应。
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第七章 心脏治疗仪器与高频电刀
四、心脏起搏器的几个参数
1．起搏频率 即起搏器发放脉冲的频率。
一般认为，能维持心输出量最大时的心率为 最适宜的心率，大部分患者60～90次／min 较为合适 2．起搏脉冲幅度和宽度 幅度——电压幅度；宽度——脉冲持续时间。 幅度×宽度∝能量——心搏所需能量（微焦 级）—5V×(0.5～1)ms
共模输出电压uoc折合到放大器输入端的共 模误差电压，即
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第三章 信号处理 结论：共模输入电压因为转化成差模电压而形
成共模干扰电压。 原因：放大器的运算放大器件本身的共模抑制
比不为无穷大。 放大电路的总的共模增益为
整个放大电路的总共模抑制比为
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第三章 信号处理 3.差动放大应用电路 （一）同相并联结构的前置放大电路