1、天才一秒鐘記住【豆丁教育百科】交流腦電放大器設計報告30042023381張姝靜一、 腦電概述與設計目的人的大腦皮層中存在著頻繁的電活動，人正是通過這些電活動來完成各種生理功能的。檢測并記錄大腦皮層持續的節律性電位改變，即自發腦電產生和腦電波，長期以來，腦電圖主要用于臨床神經診斷和認知生理心里學研究，隨著信號采集和處理技術的進步，腦電信號已經被用于康復領域，可見，腦電在生物醫學上有重要的意義。腦電波根據頻率與振幅不同可分為：（1）波：頻率為813 h z，振幅為20100v，可在頭顱枕部檢測到，它是節律性腦電波中最明顯的波；整個皮層均可產生波。波在清醒、安靜、閉眼時即可出現，波幅由小到大，再由

2、大到小規律性變化，呈棱狀圖形。（2）波：頻率為1430 h z，振幅為520v，在額部和顳部最為明顯，是一種快波。的出現一般意味著大腦比較興奮。（3）波：頻率為47 h z，振幅為1050v，是在人困倦時，中樞神經系統處于抑制狀態時所記錄的波形。（4）波：頻率為0.53 h z，振幅為20200v，在睡眠、深度麻醉、缺氧或大腦有器質性病變時出現。由此可知，取自大腦皮層的腦電幅值范圍為10200v，主要頻率集中在0.530 h z。此次腦電放大器的設計目的是實現在被測者心電、肌電干擾較弱的相對靜止狀態下對其進行腦電檢測。此放大器主要可醫院的床邊腦電觀察和初步的腦病診斷。二、 系統設計根據腦電信號

3、微弱，信號源阻抗較大，背景噪聲強等特點對其放大電路的性能要求如下：（1） 由于腦電信號在v量級，因此需要較高的放大增益（）； （2） 為減輕共模電壓對腦電檢測的嚴重影響，以及減小極化電位的干擾，系統應具備高的共模抑制比（）；（3） 由于腦電信號取自人體表面，具有較高的信號源阻抗，這就要求系統的輸入阻抗大（）；（4） 低噪聲，以提高信號的信噪比（輸入端短路噪聲（p-p）；（5） 低漂移，以防前置放大器出現飽和；（6） 充分考慮安全性，保證人體絕對安全。本次設計中系統的總放大增益設為20000以上，帶寬設定為0.535 h z。系統框圖如下：圖1.系統框圖系統先經過儀器放大器對來自頭皮電極的腦電信

4、號進行前置級放大。然后，對放大過的信號進行高、低通濾波放大、工頻陷波和后級濾波放大達到v級。整體電路以220v交流經整流穩壓后的直流供電，為保證人體安全，電路中采用光電隔離使前后電路沒有了電的聯系，同時使用隔離型dc/dc為光電隔離前的電路供電，實現了電源的隔離。三、單元電路設計1、前置放大器腦電信號前置級放大電路根本上影響整體系統的性能，因此對前置級放大電路進行了專門的設計。由于腦電信號屬于差模信號，空間市電50hz干擾在mv量級，屬于共模信號，電極與皮膚接觸的極化電勢在l0100mv之間，接觸電阻在110k之間，因此前置放大器的需要很高的共模抑制比，和很高的輸入阻抗，這樣才能從50hz共模

5、干擾中提取出腦電差模信號，并且減少共模干擾轉變為差模干擾。一般的集成化儀器放大器都具有很高的共模抑制比和輸入阻抗，因而，集成化儀器放大器通常用來作為前置放大器。集成化儀器放大器的共模抑制比與增益相關：增益越高，共模抑制比越大。然而，由于極化電壓的存在，為使其不被放大到v級，前置放大器的增益只能在幾十倍以內，這就使得集成化儀器放大器作為前置放大器時的共模抑制比不可能很高。在輸入端利用高通濾除極化電壓可以解決這一問題，由于電阻電容不宜匹配，會將共模轉化為差模噪聲。于是設計中采用共模驅動解決這一問題。但若從主放大器中取共模電壓會影響其內部性能，所以在其前面做一次差動放大，從這部分接匹配電阻，從中間取

6、共模驅動電壓，就不會對儀器放大器造成影響，從而能最大限度的給儀器放大器創造輸入端的良好條件，發揮其良好的性能。前置放大器電路如圖2：圖2. 前置放大器1) 無源低通濾波r1、c1、r2、c2構成無源低通濾波，用以抑制高頻干擾，如來自其它醫用設備超聲檢測、手術電刀、除顫等裝置與外界的高頻信號。同時，r1、r2也有限流保護作用。截止頻率：。2）雙向并聯二極管d1d4選用低漏電的微型二極管1n4148，構成保護電路，使電路在出現5000v高壓時不會損毀。3）差動放大電路a1、a2和r3r5構成差動放大電路，可為后級儀器放大器提高增益，進而為提高電路的共模抑制比提供了條件。同時可以接匹配電阻，從中間取

7、共模驅動電壓，給儀器放大器創造輸入端的良好條件。此級放大增益為a1、a2選用芯片lm358，其腳位排列如圖3： 圖3. lm358腳位排列lm358 內部包括有兩個獨立的、高增益、內部頻率補償的雙運算放大器，具有高增益、低功耗（適合于電池供電）、低輸入偏流、低失調電壓和失調電流的等特性?；緟禐椋?直流電壓增益高(約100db) 單位增益頻帶寬(約1mhz) 電源電壓范圍寬：單電源(330v)；雙電源(1.5 一15v) 4）無源高通濾波無源高通濾波用以抑制極化電壓，可以保證最大限度地提高前置放大器的增益。截止頻率：。5）右腿驅動與把放大器的“地”直接接人體的接法相比，右腿驅動利用了人體共模

8、電壓負反饋技術，減小了共模電壓的輸入值，大幅提高了系統的共模抑制比。同時r13也起了限流保護作用。6）共模驅動50hz的共模電壓經放大器a3接到了導聯屏蔽線和濾波電容的結點上，使得輸入信號線和屏蔽層處于相同的共模電位，因而消除了導聯電纜線的分布電容和濾波電容的影響，同時，也提高了放大器的輸入阻抗。7）儀器放大器方案一：采用低噪聲、微功耗、單電源、滿擺幅、精密儀表放大器max4194作為主放大器。其內部結構及管腳如圖4：圖4 max4194內部結構及管腳基本參數為： 單電源范圍2.57.5v，雙電源范圍1.353.75v 靜態電流約93 a 擺幅范圍+0.2-1.1v 失調電壓約50 v，輸入失

9、調電流典型值為1.0 a 輸入偏置電流典型值為6na由于儀器放大器的共模抑制比正比于差模增益，而同樣又要求其失調電壓不能過大，否則高增益放大后會影響信號輸出。故取r101.28k，此級放大增益為。方案二：采用軌軌儀表放大器ad620作為主放大器。其管腳分布如圖5：圖5. ad620管腳分布基本參數為： 雙電源范圍最大18v 靜態電流約1.3ma 共模抑制比：73db 增益范圍11000 輸入失調漂移：1 v 輸入偏置電流：20na由于其具有優良的cmrr，同時因其低功耗，5v雙電源供電也能提供優良的性能，故也是作為主放大器的不錯選擇。取r101.28k，此級放大增益為。2、高、低通濾波放大1）

10、為消除低通濾波后產生的極化電壓，采用二階巴特沃思高通濾波，電路如下：圖6. 高通濾波電路通過歸一化算法計算二階低通濾波器的參數，公式如下：取截止頻率0.5hz，則3.14，又取，計算得出：，。將電容與電阻互換位置，數值分別取倒數，即得到高通濾波器的參數：，。2）低通濾波采用六階巴特沃思低通濾波，電路如圖：圖7. 低通濾波電路通過歸一化算法計算六階低通濾波器的參數，公式如下：取截止頻率35hz，則220，又取，計算得出：，3、50hz陷波 由于50hz工頻干擾50hz陷波器由放大器a1、a2和雙t器組成。雙t網絡具有選頻作用，與a1組成有源雙t網絡，并引入負反饋改善選頻作用。電路如下圖：圖8.

11、50hz陷波電路設反饋電阻r6下半部分阻值為kr4，其中k值取得越大，阻帶寬度越窄，品質因數q值越高，陷波特性越好，但穩定性變差；反之k值取得越小，阻帶寬度越寬，品質因數q值越低，陷波特性越差，但穩定性變好。但由于50hz工頻干擾有少量飄移，故陷波器的品質因數不能選的太大，因為工頻在50hz周圍時，若陷波精準在50hz，則不能濾除真正的干擾。根據公式： ，取中心頻率50 hz，電容47 nf，計算得到67.3k，實際電路中選68 k電阻。r7的設置是為了對q值下限有一定限制，又考慮到q值過高時會引起陷波器產生振蕩，導致系統不穩定，因此，在r6上串一個小電阻r5限制了q值的上限。衡量品質因數大小

12、的影響后，設定q值范圍為：q2.622 。4、光電隔離：采用光電耦合器的光電隔離放大器。前級電路把輸入電壓信號轉換成與之成正比的電流信號，經光電耦合器耦合到后級，光電耦合器中的硅光敏三級管輸出信號，運放a2把電流信號轉換成電壓信號。電路如圖9所示。電路中光敏晶體管耦合器前后級采用隔離電源，保證前后電路沒有電的直接聯系。圖9.光電耦合電路 5、后級放大：后級放大電路如圖10所示。圖10. 后級放大電路無源高通（截止頻率：）濾除極化電壓后，接一可調反相放大電路，引出輸出out1。此級放大增益為310，使系統總增益達到6002000，可用于檢測心電。其后又接一10倍增益的反相放大器，使總增益達到600020000，此級輸出out2用于觀察腦電。6、電源電路：圖11. 電源整流、穩壓電路220v交流電經變壓器降壓，后經電橋電路整流，再經7805、7905穩壓，輸出5v電壓，給光電隔離后的電路供電。再通過隔離型dc/dc芯片輸出給前級電路供電，實現了電路和電源的隔離，保證了人體安全。四、小結本次腦電放大系統本著高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲特性設計，增益可調節，通過陷波和后級濾波能夠最大程度抑制50hz工頻干