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1、交流脑电放大器设计报告30042023381张姝静一、 脑电概述与设计目的人的大脑皮层中存在着频繁的电活动，人正是通过这些电活动来完成各种生理功能的。检测并记录大脑皮层持续的节律性电位改变，即自发脑电产生和脑电波，长期以来，脑电图主要用于临床神经诊断和认知生理心里学研究，随着信号采集和处理技术的进步，脑电信号已经被用于康复领域，可见，脑电在生物医学上有重要的意义。脑电波根据频率与振幅不同可分为：（1）波：频率为813 H z，振幅为20100V，可在头颅枕部检测到，它是节律性脑电波中最明显的波；整个皮层均可产生波。波在清醒、安静、闭眼时即可出现，波幅由小到大，再由大到小规律性变化，呈棱状图形。
2、（2）波：频率为1430 H z，振幅为520V，在额部和颞部最为明显，是一种快波。的出现一般意味着大脑比较兴奋。（3）波：频率为47 H z，振幅为1050V，是在人困倦时，中枢神经系统处于抑制状态时所记录的波形。（4）波：频率为0.53 H z，振幅为20200V，在睡眠、深度麻醉、缺氧或大脑有器质性病变时出现。由此可知，取自大脑皮层的脑电幅值范围为10200V，主要频率集中在0.530 H z。此次脑电放大器的设计目的是实现在被测者心电、肌电干扰较弱的相对静止状态下对其进行脑电检测。此放大器主要可医院的床边脑电观察和初步的脑病诊断。二、 系统设计根据脑电信号微弱，信号源阻抗较大，背景噪声
3、强等特点对其放大电路的性能要求如下：（1） 由于脑电信号在V量级，因此需要较高的放大增益（）； （2） 为减轻共模电压对脑电检测的严重影响，以及减小极化电位的干扰，系统应具备高的共模抑制比（）；（3） 由于脑电信号取自人体表面，具有较高的信号源阻抗，这就要求系统的输入阻抗大（）；（4） 低噪声，以提高信号的信噪比（输入端短路噪声（p-p）；（5） 低漂移，以防前置放大器出现饱和；（6） 充分考虑安全性，保证人体绝对安全。本次设计中系统的总放大增益设为20000以上，带宽设定为0.535 H z。系统框图如下：图1.系统框图系统先经过仪器放大器对来自头皮电极的脑电信号进行前置级放大。然后，对放大
4、过的信号进行高、低通滤波放大、工频陷波和后级滤波放大达到V级。整体电路以220V交流经整流稳压后的直流供电，为保证人体安全，电路中采用光电隔离使前后电路没有了电的联系，同时使用隔离型DC/DC为光电隔离前的电路供电，实现了电源的隔离。三、单元电路设计1、前置放大器脑电信号前置级放大电路根本上影响整体系统的性能，因此对前置级放大电路进行了专门的设计。由于脑电信号属于差模信号，空间市电50Hz干扰在mV量级，属于共模信号，电极与皮肤接触的极化电势在l0100mV之间，接触电阻在110k之间，因此前置放大器的需要很高的共模抑制比，和很高的输入阻抗，这样才能从50Hz共模干扰中提取出脑电差模信号，并且
5、减少共模干扰转变为差模干扰。一般的集成化仪器放大器都具有很高的共模抑制比和输入阻抗，因而，集成化仪器放大器通常用来作为前置放大器。集成化仪器放大器的共模抑制比与增益相关：增益越高，共模抑制比越大。然而，由于极化电压的存在，为使其不被放大到V级，前置放大器的增益只能在几十倍以内，这就使得集成化仪器放大器作为前置放大器时的共模抑制比不可能很高。在输入端利用高通滤除极化电压可以解决这一问题，由于电阻电容不宜匹配，会将共模转化为差模噪声。于是设计中采用共模驱动解决这一问题。但若从主放大器中取共模电压会影响其内部性能，所以在其前面做一次差动放大，从这部分接匹配电阻，从中间取共模驱动电压，就不会对仪器放大
6、器造成影响，从而能最大限度的给仪器放大器创造输入端的良好条件，发挥其良好的性能。前置放大器电路如图2：图2. 前置放大器1) 无源低通滤波R1、C1、R2、C2构成无源低通滤波，用以抑制高频干扰，如来自其它医用设备超声检测、手术电刀、除颤等装置与外界的高频信号。同时，R1、R2也有限流保护作用。截止频率：。2）双向并联二极管D1D4选用低漏电的微型二极管1N4148，构成保护电路，使电路在出现5000V高压时不会损毁。3）差动放大电路A1、A2和R3R5构成差动放大电路，可为后级仪器放大器提高增益，进而为提高电路的共模抑制比提供了条件。同时可以接匹配电阻，从中间取共模驱动电压，给仪器放大器创造
7、输入端的良好条件。此级放大增益为A1、A2选用芯片LM358，其脚位排列如图3： 图3. LM358脚位排列LM358 内部包括有两个独立的、高增益、内部频率补偿的双运算放大器，具有高增益、低功耗（适合于电池供电）、低输入偏流、低失调电压和失调电流的等特性。基本参数为： 直流电压增益高(约100dB) 单位增益频带宽(约1MHz) 电源电压范围宽：单电源(330V)；双电源(1.5 一15V) 4）无源高通滤波无源高通滤波用以抑制极化电压，可以保证最大限度地提高前置放大器的增益。截止频率：。5）右腿驱动与把放大器的“地”直接接人体的接法相比，右腿驱动利用了人体共模电压负反馈技术，减小了共模电压
8、的输入值，大幅提高了系统的共模抑制比。同时R13也起了限流保护作用。6）共模驱动50Hz的共模电压经放大器A3接到了导联屏蔽线和滤波电容的结点上，使得输入信号线和屏蔽层处于相同的共模电位，因而消除了导联电缆线的分布电容和滤波电容的影响，同时，也提高了放大器的输入阻抗。7）仪器放大器方案一：采用低噪声、微功耗、单电源、满摆幅、精密仪表放大器MAX4194作为主放大器。其内部结构及管脚如图4：图4 MAX4194内部结构及管脚基本参数为： 单电源范围2.57.5V，双电源范围1.353.75V 静态电流约93 A 摆幅范围+0.2-1.1V 失调电压约50 V，输入失调电流典型值为1.0 A 输入
9、偏置电流典型值为6nA由于仪器放大器的共模抑制比正比于差模增益，而同样又要求其失调电压不能过大，否则高增益放大后会影响信号输出。故取R101.28k，此级放大增益为。方案二：采用轨轨仪表放大器AD620作为主放大器。其管脚分布如图5：图5. AD620管脚分布基本参数为： 双电源范围最大18V 静态电流约1.3mA 共模抑制比：73dB 增益范围11000 输入失调漂移：1 v 输入偏置电流：20nA由于其具有优良的CMRR，同时因其低功耗，5V双电源供电也能提供优良的性能，故也是作为主放大器的不错选择。取R101.28k，此级放大增益为。2、高、低通滤波放大1）为消除低通滤波后产生的极化电压
10、，采用二阶巴特沃思高通滤波，电路如下：图6. 高通滤波电路通过归一化算法计算二阶低通滤波器的参数，公式如下：取截止频率0.5Hz，则3.14，又取，计算得出：，。将电容与电阻互换位置，数值分别取倒数，即得到高通滤波器的参数：，。2）低通滤波采用六阶巴特沃思低通滤波，电路如图：图7. 低通滤波电路通过归一化算法计算六阶低通滤波器的参数，公式如下：取截止频率35Hz，则220，又取，计算得出：，3、50Hz陷波 由于50Hz工频干扰50Hz陷波器由放大器A1、A2和双T器组成。双T网络具有选频作用，与A1组成有源双T网络，并引入负反馈改善选频作用。电路如下图：图8. 50Hz陷波电路设反馈电阻R6
11、下半部分阻值为kR4，其中k值取得越大，阻带宽度越窄，品质因数Q值越高，陷波特性越好，但稳定性变差；反之k值取得越小，阻带宽度越宽，品质因数Q值越低，陷波特性越差，但稳定性变好。但由于50Hz工频干扰有少量飘移，故陷波器的品质因数不能选的太大，因为工频在50Hz周围时，若陷波精准在50Hz，则不能滤除真正的干扰。根据公式： ，取中心频率50 Hz，电容47 nF，计算得到67.3k，实际电路中选68 k电阻。R7的设置是为了对Q值下限有一定限制，又考虑到Q值过高时会引起陷波器产生振荡，导致系统不稳定，因此，在R6上串一个小电阻R5限制了Q值的上限。衡量品质因数大小的影响后，设定Q值范围为：Q2
12、.622 。4、光电隔离：采用光电耦合器的光电隔离放大器。前级电路把输入电压信号转换成与之成正比的电流信号，经光电耦合器耦合到后级，光电耦合器中的硅光敏三级管输出信号，运放A2把电流信号转换成电压信号。电路如图9所示。电路中光敏晶体管耦合器前后级采用隔离电源，保证前后电路没有电的直接联系。图9.光电耦合电路 5、后级放大：后级放大电路如图10所示。图10. 后级放大电路无源高通（截止频率：）滤除极化电压后，接一可调反相放大电路，引出输出OUT1。此级放大增益为310，使系统总增益达到6002000，可用于检测心电。其后又接一10倍增益的反相放大器，使总增益达到600020000，此级输出OUT
13、2用于观察脑电。6、电源电路：图11. 电源整流、稳压电路220V交流电经变压器降压，后经电桥电路整流，再经7805、7905稳压，输出5V电压，给光电隔离后的电路供电。再通过隔离型DC/DC芯片输出给前级电路供电，实现了电路和电源的隔离，保证了人体安全。四、小结本次脑电放大系统本着高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声特性设计，增益可调节，通过陷波和后级滤波能够最大程度抑制50Hz工频干扰。为保证人体安全，电路中设有多处限流电阻，同时运用了光电隔离将电路前后级隔开。系统的电源同样要采用隔离电源，通过隔离型DC/DC芯片为前级电路供电可以解决这一问题，但考虑到隔离型DC/DC芯片不易获得，可采用两节9V电池中间为地，两端9V，作为前级电路的电源。设计中光电隔离后未设计再次低通滤波，实验中若发现后级有较大50Hz干扰的出现，则会考虑增加一级二阶低通滤波。
