微弱信號檢測課題報告心電信號采集—噪聲分析及克制指導老師：宋俊磊院系：機電學院測控系班級： 學號： 姓名：

【目錄】TOC\o"1-3"\h\z\u【摘要】 3第一章 41.1人體生物信息的基本特點[1} 41.2體表心電圖及心電信號的特性分析[4] 51.3心電信號的噪聲來源[7] 61.4心電電極和導聯體系分析 71.4.1系統電極選擇[8] 7第二章硬件電路設計 82.1心電信號采集電路的設計規定 82.2心電采集電路總體框架 92.3采集電路模塊 112.4AD620引入的誤差 112.4.1電子元件內部噪聲 112.4.2集成運放的噪聲模型： 132.4.3AD620的噪聲計算 142.4.4前置放大電路改善方法 152.5濾波電路設計 172.6電平抬升電路[14] 202.7心電信號的50Hz帶阻濾波器（50Hz陷波）設計[15] 20結論 22附錄：參考文獻 23【摘要】心臟是人體循環系統的核心，心臟的活動是由生物電信號引發的機械收縮。在人體這個三維空間導體當中，這種生物電信號能夠涉及人體各個部分，在人體體表產生規律性的電位變化。在人體體表的一定位置安放電極，準時間次序放大并統計這種電信號，能夠得到持續有序的曲線，這就是心電圖。針對心電信號的特點進行心電信號的采集、數據轉換模塊的設計與開發。設計一種用于心電信號采集的電路，然后進行A/D轉換，使得心電信號的頻率達成采樣規定。人體的心電信號是一種低頻率的微弱信號，由于心電信號直接取自人體，因此在心電采集的過程中不可避免會混入多個干擾信號。為獲得含有較小噪聲的心電信號，需要對采集到的心電信號做降噪解決。運用一種心電信號檢測放大電路，充足考慮了人體心電信號的特點，采用前置差動放大+帶通濾波器+50Hz陷波器(帶阻濾波器)構成的模式，對心電信號進行測量。核心詞：心電信號采集，降噪，A/D轉換放大，噪聲分析第一章1．1人體生物信息的基本特點[1}人體的生物信號測量的條件是很復雜的。在測量某～種生理參數的同時，存在著其它生理信號的噪聲背景；另外，生物信號對來自測量系統(涉及人體)之外的干擾十分敏感，這是由于：(1)被測生物醫學信號的提取信號微弱：如心電信號幅度普通在10uV～4mV：規定測試系統含有較高的敏捷度。而敏捷度越高，對干擾也就越敏感，即極易把干擾信弓引入測試系統；(2)頻率低：普通在0.05Hz～200Hz，頻帶范疇不寬；工頻50Hz干擾和人體其它信號幾乎落在全部生物電信號的頻帶范疇內，而50Hz干擾又是普遍存在的；(3)生命體為發出不穩定自然信號的信號源：人體內阻、檢測電極與皮膚的接觸電阻等為信號源內阻，其阻值較大，普通為幾十千歐；(4)人體相稱于一種導體，將接受空間電磁場的多個干擾信號；除了外界環境對被測信號的干擾之外，微弱信號還經常被深埋在測試系統內部的噪聲中。抗干擾和低噪聲，構成生物信號測量的兩個基本條件。本文的目的是在分析的基礎上，得到生物信號測量系統的強抗干擾能力和低噪聲電子設計辦法，我們把抗干擾和低噪聲作為人體測量盼基本條件，不只是由于人體電子測量是處在強電磁場環境中，成為無法回避的客觀事實；并且還由于抗干擾和低噪聲原來就是電子設計開始時必須予以考慮的環節。總之，人體生物醫學信號的提取和解決，是自然科學領域中難度最大的。生物電信號，如心電、腦電，通過電極用一定導聯方式提取出來；非電量參數，如心音、脈搏、體溫、呼吸等，通過多個傳感器，換能器變換成電信號后被提取。常見的有脈波換能器，心音換能器，綁帶式流量換能器，張力換能器。對于能夠通過電極提取的體表生物電信號，其測量儀器的電路構造基本相似，不同的只是因信號的頻率和幅度不同，對電路的性能規定不同。常見的生物電信號有心電(ECG)、腦電(EEG)、肌電(EMG)、視網膜電和眼電等。前便攜式心電圖儀的設計重要向智能化、系統化和集成化方向發展。現在市面上常見的便攜式心電儀多數是采用了前后端的實現方式，前端是以單片機為核心的心電信號采集系統，后端多數采用的是解決性能較高的嵌入式微解決器。這種解決器性能強大，它使得心電儀在心電數據采集、解決、存儲和顯示等功效的基礎上，還能夠實現對心電數據的分析[3]。1.2體表心電圖及心電信號的特性分析[4]心電是心臟的無數心肌細胞電活動的綜合反映，心電的產生與心肌細胞的除極和復極過程密不可分。心肌細胞在靜息狀態下，細胞膜外帶有正電荷，細胞膜內帶有同等數量的負電荷，此種分布狀態稱為極化狀態，這種靜息狀態下細胞內外的電位差稱為靜息電位，其值保持相對的恒定。當心肌細胞一端的細胞膜受到一定程度的刺激(或閾刺激)時，對鉀、鈉、氯、鈣等離子的通透性發生變化，引發膜內外的陰陽離子產生流動，使心肌細胞除極化和復極化，并在此過程中與尚處在靜止狀態的鄰近細胞膜構成一對電偶，此變化過程可用置于體表的一定檢測出來。由心臟內部產生的一系列非常協調的電刺激脈沖，分別使心房、心室的肌肉細胞興奮，使之有節律地舒張和收縮，從而實現“血液泵”的功效，維持人體循環系統的正常運轉。心電信號從宏觀上統計心臟細胞的除極和復極過程，在一定程度上客觀反映了心臟各部位的生理狀況，因而在臨床醫學中有重要意義。每一種心臟細胞的除極和復極過程能夠等效于一種電偶極子的活動。為了研究方便和簡化分析，能夠把人體看作是一種容積導體，心臟細胞的電偶極子在該容積導體的空間中形成一定方向和大小的電場，全部偶極子電場向量相加，形成綜合向量，即心電向量。當它作用于人體的容積導體時。在體表不同部位則形成電位差，普通從體表檢測到的心電信號就是這種電位差信號。當檢測電極安放位置不同時，得到的心電信號波形也不同，于是產生了臨床上不同的導聯接法，同時也考慮有可能用體表心電電位分布圖反推心臟外膜電位即心電逆問題的求解。[5]心電信號的電特性分析[6]按照美國心電學會擬定的原則，正常心電信號的幅值范疇在10μV-4mv之間，典型值為1mV。頻率范疇在O.05-100Hz以內，而90％的ECG頻譜能量集中O.25-35Hz之間，心電信號頻率較低，大量的是直流成分，去掉直流，它的重要頻率范疇是O.05-100Hz，大部分能量集中在O.05-40Hz[12]。心搏的節律性和隨機性決定了心電信號的準周期和隨機時變特性。從醫學理論和實踐能夠理解，心電信號受人體生理狀態和測量過程等多個因素的影響而呈現復雜的形態；同時，個體的差別也使心電信號千差萬別。敘述心電信號特性的有關文章和書籍諸多，本人在認真閱讀和分析的基礎上，得出心電信號特性重要體現在下列四個方面：(1)微弱性：從人體體表獲取的心電信號普通只有10μV-4mV，典型值為1mV。(2)不穩定性：人體信號處在不停的動態變化當中。(3)低頻特性：人體心電信號的頻率多集中在O.05-100Hz之間。(4)隨機性：人體心電信號反映了人體的生理機能，是人體信號系統的一部分，由于人體的不均勻性，且容易接受外來信號的影響，信號容易隨著外界干擾的變換而變化，含有一定的隨機性。1.3心電信號的噪聲來源[7]人體心電信號是一種弱電信號，信噪比低。普通正常的心電信號頻率范疇為0.05-100Hz，而90％的心電信號(ECG)頻譜能量集中在0.25-35Hz之間[13]。采集一種電信號時，會受到多個噪聲的干擾，噪聲來源普通有下面幾個：(1)工頻干擾50Hz工頻干擾是由人體的分布電容所引發，工頻干擾的模型由50Hz的正弦信號及其諧波構成。幅值普通與ECG峰峰值相稱或更強。(2)電極接觸噪聲電極接觸噪聲是瞬時干擾，來源于電極與肌膚的不良接觸，即病人與檢側系統的連接不好。其連接不好可能是瞬時的，如病人的運動和振動造成松動；也可能是檢測系統不停的開關、放大器輸入端連接不好等。電極接觸噪聲可抽象為快速、隨機變化的階躍信號，它按指數形式衰減到基線值，包含工頻成分。這種瞬態過渡過程可發生一次或多次、其特性值涉及初始瞬態的幅值和工頻成分的幅值、衰減的時間常數；其持續時間普通的1s左右，幅值可達統計儀的最大值。(3)人為運動人為運動是瞬時的(但非階躍)基線變化，由電極移動中電極與皮膚阻抗變化所引發。人為運動由病人的運動和振動所引發，造成的基線干擾形狀可認為類似周期正弦信號，其峰值幅度和持續時間是變化的，幅值普通為幾十毫伏。(4)肌電干擾(EMG)肌電干擾來自于人體的肌肉顫動，肌肉運動產生毫伏級電勢。EMG基線普通在很小電壓范疇內。因此普通不明顯。肌電干擾可視為瞬時發生的零均值帶限噪聲，重要能量集中在30-300Hz范疇內。(5)基線漂移和呼吸時ECG幅值的變化基線漂移和呼吸時ECG幅值的變化普通由人體呼吸、電極移動等低頻干擾所引發，頻率不大于5Hz；其變化可視為一種加在心電信號上的與呼吸頻率同頻率的正弦分量，在O.015-O.3Hz處基線變化變化幅度的為ECG峰峰值的15％。(6)信號解決中用電設備產生的儀器噪聲心電信號是由人體心臟發出的極其精密、相稱復雜并且有規律的微弱信號，外界干擾以及其它因素的存在都會使其變得更為復雜，要精確地對其進行自動檢測、存儲、分析卻是一項十分艱巨的任務。例如，工頻干擾信號對心電圖的影響會使心電信號的特性點定位變得十分困難。因此，心電信號的監視、分析必須在建立在有效克制多個干擾、檢測出良好的心電信號的基礎之上。(7)共模信號(commonmodesignal)：從體表采集到的信號除了人體心臟產生的電信號外，還包含許多與心電無關的電信號。由于體表各個導聯均可看到這些信號，故稱為共模信號。共模信號強度能夠遠遠不不大于心電信號，從而干擾心電圖分析。1.4心電電極和導聯體系分析1.4.1系統電極選擇[8]心電信號檢測普通采用體表電極，隨著時代的發展金屬電極已經成為了體表的連接器。一種由鹽溶液和膠構成的電極層成為了金屬電極和皮膚的接觸面。身體內部電流是由離子運動產生的，而在導線中的電流是由電子的運動產生的。電極系統可完畢離子電流到電子電流的轉換。當病人身體的運動會造成電極電位的變化，當用兩個電極分別引導生物體兩點的電位時，如果兩個電極本身的電位不同則會造成統計中的偽差(又稱極化電壓)。這個小失調電壓會隨心電信號放大1000倍，因此小信號的變化也會造成信號的基線漂移。極化電壓在心電信號檢測系統中屬于干擾因素，應盡量避免極化噪聲的影響。因此在心電測量系統中規定采用非極化或極化電壓微弱的電極。可采用表面鍍有Ag-AgCl的可拆卸的一次性軟電極，并在電極上涂有優質導電膏，使它更靠近非極化電極，有效地抵消極化電壓引發的干擾。該電極漂移電位非常小，它在Ag層上鍍了一層AgCl。氯離子將在體內、電極內以及在AgCl層內運動，在這里轉換成在Ag中的電子運動并傳導到導線中。這種辦法把直流漂移電位減小到與峰值相比非常小的程度。因此，這種電極移動造成的基線漂移比其它極化電極要小諸多。第二章硬件電路設計2.1心電信號采集電路的設計規定心電信號是一種典型的人體生理信號，含有生物電信號的普遍特性，如幅度小、頻率低并且易受外界環境干擾，為采集和測量帶來了難度。因此：(1)對微弱的心電心電信號進行放大和濾波等必要的信號調理a)設計合理的導聯系統，選擇適宜的傳感器。b)設計合理的有源濾波器，能夠進行0．05-100Hz的帶通濾波，50Hz陷波。c)實現1000倍的信號放大。d)實現信號電壓抬高。[10](2)進行符合規定的A／D轉換根據采樣定理，采樣頻率要是心電頻率的2倍以上，因此A/D的采樣頻率最少要達成200Hz以上。設計電源電路2.2心電采集電路總體框架由心電信號是微弱信號，因此設立前置放大器用來放大心電信號；為了克制基線漂移，設立了0.5Hz高通濾波；由于心電信號屬于低頻信號，設立了二階低通巴特沃斯濾波器，消除100Hz以上的高頻成分（帶通濾波）；為了消除50Hz工頻干擾，設立50Hz雙T陷波電路；為了心電信號不失真，設計了電平抬升電路；最后設立了A/D轉換電路，使信號頻率達成采樣規定[17]。本系統選用的前置放大器是AD620A[11]，含有較好的性能，非常適合作為心電信號測量前置放大器，引腳分布如圖3.2其具體規格特性以下：(1)電源供應范疇：±2.3V-±18V；(2)高精度：輸人最大偏置電流：1mA；輸人最大失調電流：O．5nA；輸入最大失調電壓：50μV；最大溫度漂移：O．6μV／℃；輸入阻抗：10GΩ。(3)低噪聲：輸入電壓噪聲(f=1KHz)：9nV／：共模克制比(增益G=10)：100dB。AD620的增益可調，范疇為1～1000倍，通過調節AD620A的1和8腿之間的Rg的值來實現：已知要放大的倍數，就能夠求出Rg。共模盾驅動器低噪聲的AD620允許使用的心電圖顯示屏（圖36），高1兆瓦或源電阻高并不少見。AD620的低功耗，低電壓的規定，并節省空間，另外，低偏置電流和低電流噪聲再加上低電壓噪聲的AD620提高動態范疇，更加好的性能，使其應用于心電檢測中。本電路所用的集成放大電路為OP07。引腳分布如圖3.3。OP07芯片是一種低噪聲的單運算放大器集成電路。由于OP07含有非常低的輸入失調電壓（對于OP07A最大為75μV），因此OP07在諸多應用場合不需要額外的調零方法。OP07同時含有輸入偏置電流低（OP07A為±2nA）和開環增益高（對于OP07A為300V/mV）的特點，這種低失調、高開環增益的特性使得OP07特別合用于高增益的測量設備和放大傳感器的微弱信號等方面。其重要規格參數有：電源供應范疇：3V-18V；輸入最大失調電壓：75μV；最大溫度漂移：1.3μV/℃。圖3.3OP07引腳2.3采集電路模塊（1）心電測量中，皮膚和電極接觸將引發極化電壓，如果兩個電極完全對稱，這種極化電壓數值和相位相似，將作為直流共模信號輸入到心電放大器；無處不在的工頻干擾也是一種共模干擾。因而所選放大器一定要有很高的共模克制比(CMRR)，共模克制比高能較好地克制干擾。心電信號前置放大器的共模克制比普通要在80dB以上。（2）電極和皮膚接觸會存在極化電阻，而被測者身體的移動會造成極化電阻阻抗值發生變化。極化電阻能夠看作是整個電路系統源電阻，和前置放大電路的輸入電阻進行分壓，變化的極化電阻會造成前置放大電路的分壓輸出處在不穩定狀態。因此心電前置放大器必須含有很高的輸入阻抗才干削弱心電信號的衰減影響。信號源阻抗普通在數十歐姆到數K歐姆之間，心電前置放大器的輸入阻抗應當比源阻抗最少高兩個數量級，以確保信號的不失真。(3)由于電子電路溫度變化而造成的零點漂移也能嚴重影響正常的心電信號的檢測，因而要采用低溫漂的元件，特別是在選擇心電信號放大器時更要選擇低溫漂的產品，否則會影響放大器的輸入范疇，使得微弱的緩變信號無法放大，心電信號中的低頻成分不能得到對的的測量。總之前置放大器的選擇要從高共模克制比、高輸入阻抗、低噪聲和低溫漂這幾個方面著手。2.4AD620引入的誤差2.4.1電子元件內部噪聲電阻的熱噪聲（1）起因：電阻熱噪聲來源于電阻中自由電子隨機熱運動，造成電阻兩端電荷的瞬時堆積，形成噪聲電壓（2）功率譜密度函數式中：f：頻率R：電阻值k?=?1.38???10-23?J/K，波爾茲曼常數T：絕對溫度（3）幅度分布：零均值高斯分布（4）熱噪聲的等效功率PB：為系統等效帶寬，HZe：熱噪聲電壓值(5)電壓有效值（均方根值）散彈噪聲：（1）起因:PN結的載流子的隨機擴散和電子孔穴對的隨機產生與復合造成（2）功率譜密度函數:3、1/f噪聲（1）接觸噪聲發生在兩導體相連接的地方，是由于接觸點電導的隨機漲落引發的。但凡有導體接觸不抱負的元器件，都存在接觸噪聲。接觸噪聲最早是在電子管的極板電流中發現的，稱為閃爍噪。（2）1/f噪聲早期模型=1\*GB3①服從正態分布，均值仍為零=2\*GB3②功率譜密度函數反比工作頻率，又稱低頻噪聲=3\*GB3③普通限定下限0.001HZ式中：K為取決于接觸面材料類型和幾何形狀的系數。f為頻率，單位HZIdc直流電流平均數值（3）遷移率漲落模型式中：N載流子總數。aH無量綱系數當K=aH/N時，簡化為早期模型2.4.2集成運放的噪聲模型：1．運放的內部噪聲源=1\*GB3①晶體管PN結的散彈噪聲；=2\*GB3②電阻的熱噪聲；=3\*GB3③不同金屬接觸的1/f噪聲。2．運放的ininen其等效電壓噪聲功率和等效電流噪聲功率取決于：平坦段白噪聲的功率譜密度1/f噪聲與白噪聲相交的拐點頻率工作頻帶的高低頻率4．運算放大器的噪聲性能計算等效噪聲源的歸一化功率：使用時注意：當fA2.4.3AD620的噪聲計算儀表放大器AD620參數：等效輸入電壓噪聲(eni)：13nV/√HzG=10,0hz<f<300hz等效輸出電壓噪聲(eno)：100nV/√HzG=10,0hz<f<300hz等效輸入電流噪聲(max)：0.1pA/√HzG=10,0hz<f<300hz噪聲電壓拐點頻率：fce=20HZ噪聲電流拐點頻率:fci=200HZ計算：電阻熱噪聲0.1x電阻熱噪聲：V在室溫下：V電極的電阻為：R=1KΩ電阻的噪聲電壓：e放大器電流噪聲：e放大器電壓噪聲：ee根據A/D620數據手冊得出：eG=10總的輸入噪聲電壓為：e由式（1-1）可得EE2.4.4前置放大電路改善方法噪聲匹配放大器的噪聲系數F運用變換阻抗，則可達成最小噪聲系數前置放大器的性能并不是整個實際電路的性能，還必須輔以合理的電路構造來充足發揮前置放大器的作用。前置放大級最重要的電路參數為共模克制比參數，很大程度上取決于電路的對稱性，本系統采用典型的差分放大電路來作為前置放大級，能夠有效地提高共模克制比，如圖3.4和圖3.5所示，和接成射極跟隨器，能夠穩定輸入信號和提高輸入阻抗和共模克制比；將和的人體共模信號檢測出來用于驅動導線屏蔽層，以消除分布電容，進一步提高共模克制比：、、和構成浮地驅動電路可將人體共模信號放大后用于激勵人體右腿，從而減少共模電壓，較強地克制50Hz工頻干擾。極化電壓差作為差模直流電壓信號輸入到放大器，會造成前置放大器靜態工作點的偏離，嚴重會造成放大器進入截止或飽和狀態。這種極化電壓的存在限制了前置放大級的增益，為了避免截止或飽和，前置放大電路的增益不能太大，本系統設計的前置放大電路的增益圖3.5前置放大電路右腿驅動電路[13】心電電極和電力線之問由于存在電容耦合會產生位移電流Id，位移電流大部分從人體流經地，對人體是十分有害的。皮膚與接地間的接地阻抗為Z3，位移電流流經Z3建立共模電壓，對微弱的心電信號檢測影響很大。假定ZI，Z2為皮膚和電極1，2間的接觸電阻，Id1和Id2為心電電極1，2和電力線之間的位移電流，則導聯信號的兩個電極輸入端A，B因位移電流將產生電位差：減少位移電流干擾的一種有效方法是采用右腿驅動法，圖3.6為右腿驅動的具體連接電路。由圖3.5，右腿不直接接地而是接到輔助運算放大器U10的輸出。從R43和R44電阻結點檢出共模電壓，它通過輔助的反相放大器放大后通過電阻R39反饋到右腿。人體的位移電流這時候不再流入地而是流入R39和輔助放大器的輸出。R39起安全保護作用，當病人和地之間出現很高電壓時輔助放大器飽和，右腿驅動不起作用，這時候U10等效于接地，R39此時起到限流保護作用。右腿驅動電路實際能夠當作以人體為相加點的共模電壓并聯負反饋電路，任何流入人體的位移電流基本等于反饋電阻上的驅動電流。只要放大器A的開環增益足夠大，那么即使有大的位移電流流入人體，人體的電位基本保持零電位。采用右腿驅動電路，對50Hz干擾的克制并不以損失心電信號的頻率成分為代價。但由于右腿驅動存在交流干擾電壓的反饋電路，而交流電流經人體，成為不安全因素，限流電阻普通在1MΩ以上。圖3.6右腿驅動電路加入屏蔽層：2.5濾波電路設計(1)濾波理論模擬濾波器類型由低通、高通、帶通、帶阻以及全通等，濾波電路傳遞函數普通采用復頻率表達方式，既S域法。傳遞函數的零、極點決定了該電路具體的濾波類型。“零點”是分子s多項式的根，“極點”則是分母多項式的根。需要注意的是必須確保系統處在穩定狀態，既極點都處在S平面的左半側，否則電路會產生自激振蕩。圖3.7為二階有源濾波器的示意圖，運放接成同相放大器，其增益為圖3.7二階有源濾波器示意圖該電路的傳遞函數推導以下：根據電路，分別列出節點C及B的電流方程∑I=0，得：聯立上式可得：賦予Y1到Y4不同的阻容元件，能夠得到不同類型的濾波器，令Y1=Y3=1/R，Y2=Y4=SC,則傳遞函數：該傳遞函數共有兩個極點而沒有零點，是一種二階低通濾波器。其中，，式中-特性角頻率，K-運放增益，Q-濾波電路的等效品質因素，Q值太低，濾波器很難有陡峭的過渡帶。當K﹥3時，母中系數s項變為負，極點就會移至s平面的右半平面，從而造成系統不穩定。如果將低通電路中的R和C的位置交換，就能夠得到RC高通電路。即若Y1=Y3=SC,Y2=Y4=1/R,就能夠得到二階有源高通濾波器，由于二階高通濾波器與二階低通濾波器在電路構造上存在對稱性，他們的傳遞函數也存在對偶關系，可得高通濾波器的傳遞函數為：當低通和高通濾波電路串聯，能夠構成帶通濾波電路，條件是低通濾波器的截止角頻率不不大于高通濾波電路的截止角頻率，兩者覆蓋的通帶就提供了一種帶通響應。(2)心電信號的帶通濾波器設計圖3.8是帶通濾波電路圖，采用兩個運放設計成二階有源高通和低通濾波電路并組合成帶通濾波，兩個運放的增益為1。OP-07(圖中標記為U13和U14)是慣用的通用放大器，價格便宜，它含有高精度、低功耗，低偏置的特點。其中、、、、和構成高通電路，其截止頻率，等效品質因素Q=1／3。、、、和構成低通電路，為了不損失心電信號的高頻成分，其截止頻率。圖3.8帶通濾波電路2.6電平抬升電路[14]由于本系統的A/D轉換是通過單電平供電的，而ECG信號通過放大后會是交變信號，為了是心電信號不失真，必須在把信號送到A/D轉換之前，把電平給抬升上去。即將腦電信號疊加在一種適宜的直流電平上，使之符合AD轉換器的輸入范疇，這里采用了一種2．5v的穩壓管LM385經電阻分壓，從而把電平抬升上去，如圖3.9所示：圖3.9電平抬升電路2.7心電信號的50Hz帶阻濾波器（50Hz陷波）設計[15]即使心電信號前置放大電路對50Hz工頻干擾有很強的克制作用，但僅僅靠共模克制是不夠的，還需要設計專門的濾波電路來濾除，模擬帶阻濾波器，俗稱陷波器。最典型的陷波電路是無源雙T網絡加運算放大器，雙T網絡實際是由低通和高通濾波器并聯組合成的二階有源帶阻濾波器，兩個運算放大器接成射隨狀態，增益都為