基于AD620的直流心电放大器设计报告
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基于AD620的直流心电放大器设计报告
学院：信息科学技术学院
专业：10级电子信息工程
学号：2010162067
指导老师：冉伟刚
姓名：张忠
基于AD620的直流心电放大器设计报告
一．概述
心脏是循环系统中重要的器官。
由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动，血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。
心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。
心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。
如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电图机(即精密的电流计)的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图。
基本心电图如上所示，包含如下几个波段：
P波――两心房除极时间
P-R间期――心房开始除极至心室开始除极时间
QRS波群――全心室除极的电位变化
ST段――心室除极刚结束尚处以缓慢复极时间
T波――快速心室复极时间
本设计由于采用直流供电，功耗较小。
所以可以向着小型化，便携化发展，具有较高的应用价值。
二系统设计
心电信号十分微弱，频率一般在0.5—100Hz之间，能量主要集中在17Hz附近，幅度大约在10uV（胎儿）～5mV（成人）之间，所需放大倍数大约为500-1000倍。
而50hz工频信号，极化电压，高频电子仪器信号等等干扰要求心电信号在放大的过程中始终要做好噪声滤除的工作，以下便给出一个整体化框图，力图从多个方面削减这些干扰。
三具体实现
1. 导联输入：导联线又称输入电缆线。
其作用是将电极板上获得的心电信号送到放大器的输入端。
心脏电兴奋传导系统所产生的电压是幅值及空间方向随时间变化的向量。
放在体表的电极所测出的ECG信号将随不同位置而异。
心周期中某段ECG描迹在这一电极位置不明显，而在另一位置上却很清楚。
为了完整描述心脏的活动状况，应采用多电极导联方式测量心电信号，基于现在的实验条件及要求，选择3导联方式：左臂（LA），右臂（RA）以及右腿（RL）。
各导联线以不同颜色的标志来表示所接的部位。
为了减少连接时发生错误，国际统一规定字母和导线色标为：R-右臂（红）；L-左臂（黄）； RF-右腿（黑）
2. 输入保护：由于此系统用于人体心信号的检测与诊断，，其将不可避免的与其他高电压电子器件（如起搏器）同时作用于同一人体，导致加在心电图机上的电压迅速增大，损坏心电图机，有必要在本套系统之前加入保护电路。
由于保护电阻要求在输入5000V高压时不会损坏电路，二极管应选用的漏电的微型二极管，最大允许通过的顺时电流为100mA,那么限流保护电阻R1为50KΩ
3. 前置放大：
为改善电路性能分为四部分：
（1）差动放大：如果将保护电阻直接接入后面的时间常数电路，其输入阻抗将大为减小
减低了心电图机的性能，若加入差动发大器，其差模输入阻抗为2Ri ＋，共模输入阻抗为Ri ＋/2，增加了输入电阻，进一步抑制了电极噪声与50Hz 干扰，提高了共模抑制比。
考虑到前级存在极化电压，最大为300mV ，此极放大增益不宜过高，大约定在5倍左右，选取R2=R3=20K Ω，R1＝10 K Ω，其增益为
1
3
21R R R R ++=5
（2）时间常数电路：由于电极和电介质或体液接触，在金属界面上总会产生极化电压，
其最大值可能为300mV ，这部分电路的主要功能就是滤出极化电压以及其余低频干扰，这部分选取高通滤波器，截至频率为0.34Hz ，（这里可能截至频率过高，影响有效信号，可以将其定位0.05Hz ，
选择330K Ω与10uF 的器件），根据f ＝
RC
π21
，取R5=100K Ω,得C1=C2=4.7uF ,从前极电阻中间引入驱动，避免了因电器元件不匹配使共模信号转化为差模信号而不易滤除的影响。
（3）右腿驱动电路： 虽然AD620的共模抑制比较高，但当接入其他电路时，其共模抑
制比会变得较低，我们在提高共模抑制比的同时，也要考虑用直接降低共模信号的方法来提高其值，右腿驱动电路就是一个很好的降低抑制共模信号的方法，在右腿接入一反向放大器，并与仪表放大相连，可以将共模信号抑制1＋K 倍（K 为反向放大增益），从而有效的降低了共模信号。
取R8=10M Ω,R7=10K Ω,从而K ＝
7
8
R R =1000,加一电容组成低通滤波器，是电路稳定，在这里选取C=4700pF 。
（4）仪表放大： 由于这部分电路采用集成的AD620，其输入电阻为1000M Ω，共模抑
制比为95dB ，满足本单元设计要求，增益定为20倍，根据A G =1+50K Ω/R G ,可取R G ＝10K 。
4. 滤波电路
高频干扰，其他医疗仪器的噪声会干扰心电信号的测量，其幅度不是很高，但由于心电信号同样较微弱，再加上前级的1000倍左右
的放大，高频干扰信号必须考虑滤除，已知人体心电信号频率大约为0.05Hz ～100Hz ，而低于0.05Hz 的信号已经在前置放大器中滤除，因此设计一低通截止频率为100Hz 的滤波器。
在基本常用的几种滤波器中，巴特沃思滤波器在通带内最为平坦，并且单调变化，但它的缺点就是衰减较为缓慢，这点可以考虑加大阶数来提高衰减速度， 在这里我们取5阶，采用MAXIM 的集成滤波模块MAX280，如下图所示。
选用归一化算法，求得
，，R=2.5K ，C=1
5. 陷波电路
虽然前端采用集成化器件已经有了很高的共模抑制比，但由于它不能消除干扰以及后级电路再次引入50Hz 工频干扰，在电路的最后部分仍需加入50Hz 陷波器，其可以采用双T 带阻滤波器，其品质因数与反馈系数有一定比例关系。
Q=
)
1(41
β-
但并不是品质因数越大越好，品质因数越大，其β也越大，电路将出现不稳定甚至自激振荡，
本部分选为R=32K Ω,C=0.1uF 。
f=
RC
π21
=49.7Hz,实际取R=30Ω,f ＝53.1Hz ，适当运用电阻误差，可以将其近似调整为50Hz 左右。
变位器调到0.5K Ω，β＝29.5/30=0.985,Q=12.5,如
下图所示。
此外，为防止在测量时人体的肌电干扰，采用串联一个35Hz 陷波电路的方法来去除肌电干扰，具体实现同下图，但必须使R=31.8KΩ，C=0.07μF 其中，50Hz 电路的陷波特性如下表所示：
6. 增益控制
前级一共放大了5×20共100倍，最终要求放大到伏的量级，因此还需放大10倍左右，在此接入增益控制级，用于选择增益放大级数，两个固定电阻选为30K Ω和270K Ω，电位器选为20K Ω,调节范围9～10倍。
电容取100uF ，实现一个基本的一阶高通，截至频率为f ＝
RC
21
＝0.05Hz ，本电路使用反向发大器，不会带来太多的干扰，精度较高。
7. 电源
可选方案：
A ． 直接用电池供电 优点：简单方便。
缺点：输出电压不稳定，会随电池使用而逐渐降低，尤其有数字系统时影响更大。
B.使用LDO 线性稳压电源，如7805，LM1117以及TI 公司的TPS 系列芯片。
优点：如果输入电压和输出电压很接近，最好是选用LDO 稳压器，可达到很高的效率。
缺点：输入电流基本上等于输出电流，如果压降太大，耗在LDO 上能量太大，效率不高。
C.DC/DC 开关电源芯片
DC-DC 转换器的优点是效率高、可以输出大电流、静态电流小。
但是设计较为复杂，线路较繁琐。
故综合考虑以后本电路决定采用方案B ，如图所示：
考虑到价格以及来源的影响，当没有得到DC/DC 时。
前端可采取电池供电的方法（V 3 ），也能达到本部分所需要的效果 四 总结
本设计是针对直流供电的心电放大器，运用高共模抑制比高集成度的芯片提高电路整体性能，同时辅以陷波滤波等降低外部干扰，将被检测信号放大大约1000倍，以利于观察，同时加以保护，力争保证安全。
附：各器件功能及参数
一 OP07
1 引脚分布
2 参数说明
超低失调电压10uV ；
超低失调电压漂移0.2uV ／ＯＣ 有长期的稳定性0.2uV ／月 宽共模输入范围±14.0V
宽的电源电压范围 ±3V ～±18V 不需要外部元件调整。
二 AD620
1 引脚分配
2 内部结构
3主要参数
三 MAX280
1 引脚分配
2 主要参数
四 TPS65136
1 引脚分配
2 主要参数。
