心电放大电路

交流心电放大器设计报告天津大学生物医学工程王博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――快速心室复极时间普通心电图有一下几点用途1、对心律失常和传导障碍具有重要的诊断价值。

2、对心肌梗塞的诊断有很高的准确性，它不仅能确定有无心肌梗塞，而且还可确定梗塞的病变期部位范围以及演变过程。

3、对房室肌大、心肌炎、心肌病、冠状动脉供血不足和心包炎的诊断有较大的帮助。

4、能够帮助了解某些药物（如洋地黄、奎尼丁）和电解质紊乱对心肌的作用。

5、心电图作为一种电信息的时间标志，常为心音图、超声心动图、阻抗血流图等心功能测定以及其他心脏电生理研究同步描纪，以利于确定时间。

6、心电监护已广泛应用于手术、麻醉、用药观察、航天、体育等的心电监测以及危重病人的抢救。

本设计由于采用交流供电，其实际意义在于用在，心电监护以及心电的静态检测方面，因此在设计上就力求全面反应各个波段上的电位情况，并尽量减少噪声，以达到国家基本心电图机要求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 Vi+V O Vi －RL1 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50K Ω3 前置放大： 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6倍左右，选取R2=24K Ω，R3＝10 K Ω，其增益为3322R R R R ++=6（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 ＝RCπ21，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 ＝78R 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 ＝5K 。

4 光电隔离为了降低由电容耦合产生的位移电流，保证人体生命安全，有必要使用光电隔离电路，它使前级放大器与后级放大器之间没有电的联系，提高了抗干扰型和安全性。

在这里选取的器件为TLP521,其最大允许通过电流为50mA 。

选择三个电阻均为1K Ω，前极输入大约小于0.5V ，流入二极管的电流大约为0.5mA,不会损坏器件。

后级加以高通，滤除了直流漂移6 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6阶，利用归一化算法，得到如下图，其仿真效果如下图选用归一化算法，求得FSF ＝628，取Z ＝10000，得出 R=10K Ω,C1=0.56uF,C2=0.22 uF,C3=0.032 uF 7 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(41β-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=RCπ21=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=0.98,Q=12.5 5 增益控制前级一共放大了6×20共120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 ＝RCπ21＝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。

8 电源由于采用220V 交流供电，必须设计电压转换部分以保证稳定的为放大器以及各个芯片供电，220V 电压接变压器变压后，经桥式整流电路整流，再经电容滤波电路滤波，最后用三端稳压电路稳压，即可得到所需电压。

电路中接入C2用来实现频率补偿，防治自激振荡，减小高频噪声和改善负载的瞬态响应，C3用来较小有输入电压引入的低频干扰。

直流/直流转换电路。

主要的目的是进行电压的变换及隔离因为直流不能直接通过变压器升、降压，所以先将直流通过开关电路变成交流，频率一般是几百K ，这时的交流波形没有交流电正弦波那样好。

变成交流后通过变压器进行变压，输出的交流通过整流、滤波、稳压等电路变回直流。

当然变压器的磁心一般是锰锌铁氧体的，不能用硅钢片的。

以下是DC/DC 变换的基本电路以及参数设置 ，型号为ND105－S05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 总结本设计是针对交流供电的心电放大器，运用高共模抑制比高集成度的芯片MAX4194可以提高系统整体性能，同时再辅以陷波滤波等电路降低外部干扰，将被检测信号放大大约1000倍，以利于观察，同时加以多种隔离电路，力争保证安全。

附：各器件功能及参数 一 LM324N1 引脚分布2 参数说明电压增益 100dB 单位增益带宽 1MHz单电源工作范围 3V----30VDC每个运放功耗（V+=5V 时） 1mV/op.Amp 输入失调电压 2mV （最大值7mV ） 输入偏置电流 50nA----150 nA 输入失调电流 5nA----50 nA输入共模电压范围 0----V+-1.5VDC （单电源时） V- ----V+-1.5VDC （双电源时）输出电压幅度 0----V+-1.5VDC （单电源时） 输出电流 40mA放大器间隔离度 -120dB （f 0.1kHz----20kHz ） 二 AD6201 管脚分配2 内部结构3主要参数三TLP5121 内部结构2基本参数3 IC-IF 变化曲线四LM7812 7912。