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1、六导联低功耗心电图仪前端电路设计.txt2005 210096 Design of Six-lead and low-power ECG Pre-circuit Zhang Pei-qing Tang Di Bai Tingting Zhao Xingqun ( School of Biological science and medical Eng. , Southeast Univ. , Nanjing 210096 ,China) Abstract: The main characteristics of the ECG signal are weak and greatinterfer
2、ence. Our system is aimed at both the ECG characteristics of the small signalamplification and the exception of circuit noise. Through the amplification system,we get the ECG waveform which can be used for clinical analysis. According to thestates electrocardiogram instrument developed by the releva
3、nt standard, we testedthe performance of the circuit, the results show that our system satisfies nationalstandards. Key Word: ECG, amplification, filtering, low-power 1 作品简介 1.1 项目介绍该项目是一个心电仪前端模拟电路,用于采集并放大人体心电信号 ,放大后 的信号具有低失真,低干扰的特点.同时,系统可以多导联切换 ,进行多路信号 采集.整个系统采用正负2.5V 供电,功耗极低,正常工作电流不到 10mA,可以 采用干电池
4、供电.计设路电端前仪图电心耗功低联导六 1 , ,学大南东 1.2设计目标系统的基本功能为实现六导联心电信号的测量,因此电路主要分为两个模块:输入电路,信号放大电路. 1.2.1. 输入电路主要功能:在六个导联间进行切换.导联是记录心电图时电极在人体体表的放置位置及电极与放大器的连接方式. 本系统采用的六导联包括三个标准导联和三个加压单极肢体导联构成. 1.2.2. 信号放大电路主要实现心电信号的放大和滤波 . 该电路由三个放大模块和四个滤波模块组成.三个放大模块将信号放大 1000 倍左右,滤波模块滤除功频干扰,高频噪声.系统应性能尽量满足国家 制定的心电图机相关标准.最终预期得到可用于临床
5、分析的心电信号:即得 到的信号具备标准心电的特征. 1.3性能指标国家对心电仪主要参数的规定如表 1_1, 预计设计系统达到国家规定的标准. 表 1_1 输入阻抗 输入回路电流 噪声水平 心电仪主要参数单端输入阻抗不小于 2.5M . 各输入回路电流不大于 0.1 A. 折算到输入端的噪声应小于 35 V. 幅度频率特性:以 10Hz 为基准,1Hz75Hz (-3.0dB+4.0dB)频率特性抗干扰能力共模抑制比:KCMR60dB 以上. 50Hz 干扰抑制滤波器:20dB 2 2.1方案设计 方案设计系统结构 2计设路电端前仪图电心耗功低联导六学大南东 2.2系统分析心电信号是典型的小信号
6、,所以心电仪的前端电路实现的是一个高精度放大,滤波器的功能.同时,由于心电信号是通过测量皮肤表面的电位获得的 ,所 以会存在很多干扰.实现这个系统,就必须解决其面对的各种干扰问题. 表 2_1 主要干扰 心电信号中的干扰及对策 解决方案 屏蔽驱动电路 50Hz 工频干扰 芯片电源供电等引入 50Hz 陷波电路 电极噪声 金属界面上产生极化电压 人体接上电极导线就会起到 无线电波及高 收信天线的作用, 接收无线电 频设备和干扰 波以及高频设备来的电磁波 采用平均技术减少其影响, 被测信号往往非常微弱, 电子器件噪声 因此电子器件的噪声影响大 合理设计前置放大器电路 选择低噪声器件, 增加低通滤波
7、电路 增加隔直电容或高通网络产生原因计设路电端前仪图电心耗功低联导六构结体总统系 1_2 图学大南东 3 2.3器材选择表 2_2 器件类别 仪表放大器 器件型号* 数量 AD620 OPA691 OPA2335*4 LT1117-25MAX4051*2 MAX828 系统使用芯片 器件用途 前置放大 右腿驱动 缓冲放大,滤 波,后级放大降低电压 通道选择 反向电压 输入电流小 低功耗,高精度 能够得到稳定 2.5V 电压 选择理由所 用 主 要 器 件电流放大器 双运放稳压管 模拟开关 反向器 3 3.1系统设计 系统设计输入电路心电图系统硬件的输入电路包括缓冲电路 ,导联选择电路,屏蔽驱动
8、电路和 威尔逊电阻网络,其功能是为信号放大电路提供各导联信号. 3.1.1 Wilson 电阻网络 威尔逊网络是由 9 个电阻组成的平衡电阻网络,6 个 20k 电阻组成三角 形连接,3 个 30k 电阻组成星形连接 .威尔逊网络结构如图 3_1 所示. 1威尔逊网络 三个顶点计设路电端前仪图电心耗功低联导六是否 TI 器件 否 是 是 是 否 否络网阻电 nosliW 1_3 图学大南东 4网络的三个顶点通过缓冲放大器分别与左臂(LA),右臂(RA),左腿(LL) 电极相连,三角形各边的中点是加压肢体导联的参考点,星形的中点(WCT)是 威尔逊网络的中心点. 本系统通过威尔逊网络得到 6 个
9、肢体导联信号. 3.1.2 屏蔽驱动电路 获取心电信号的电极与电路的缓冲放大器之间是由一条长约 1.5m的导 联线(多股带屏蔽层的电缆)相连接.导联线的输入线线心与屏蔽层之间存在 着一定数量的分布电容(大约每米 100pF), 为消除干扰, 均将屏蔽层良好接地. 在频率为 50Hz 时,屏蔽层分布电容(约 200pF)的容抗可达几兆欧,与前 置放大器的输入阻抗差不多 ,由于两者并联,就降低了信号放大电路的输入 阻抗.同时由于各股心线的屏蔽电容值不完全相同,又造成前置放大器两端 的输入阻抗不平衡,导致电路的共模抑制比下降. TI 器 件 OPA2335屏蔽驱动电路如图 3_2 所示.此时屏蔽地即
10、是信号地.屏蔽驱动电路可 以消除屏蔽分布电容的影响,因为它实际上是一个电压跟随器,输入阻抗很 高 . 它的同相输入端接威尔逊网络的中心点, 即信号地, 而输出端接屏蔽地. 这样既保证了屏蔽层的地与信号地之间是等电位,又可以将屏蔽地与信号地 隔离开来,保持了输入电路的高输入阻抗. 2 3.2电源电路电源电路如图 3_3 所示, 由于系统的低功耗特性, 提供给所有芯片的供电必 5计设路电端前仪图电心耗功低联导六路电动驱蔽屏 2_3 图学大南东须是标准正负 2.5V 电压. 在本设计中我们采用的方案是将输入电压通过 7805 进 行稳压后输入 1117-25 芯片,从而得到标准 2.5V 电压.再通
11、过 MAX828 芯片将 2.5V 电压转换成负 2.5V 电压. 我们在每个电源的输入输出端都对地接了两个电容, 大电容作为电路的蓄能 电容,减小自激振荡,小电容则旁路掉该器件的高频噪声. TI 器 件 LT111725 3.3信号放大电路及设计参数 信号放大电路及设计参数 放大电路心电信号放大电路将输入电路选择的心电信号进行处理并放大, 主要包括前置放大电路,滤波电路和主放大电路三个部分. 3.3.1前置放大电路 在生物电信号采集电路中,前置放大一般采用仪表放大器3,主要有共模抑制比高,输入阻抗大,精度高,漂移小等原因.本设计使用的是 ADI 公司的 AD620,如图 3_4 所示 右腿驱
12、动电路由运放 U5 和电阻电容构成, 由对称电阻 R6 和 R7 取出人 体共模电压,经 AD705 运算放大器组成反相驱动放大器施加给人体的右腿 , 抵消共模干扰.电容器 C13 的值要做适当选择以维持右腿驱动电路稳定性 . 限流电阻 R11=1M ,取值较大,限制电流为毫安级的水平,增加了安全保 护性能,防止病人受到可能的伤害.此外,较低的偏置电流和电流噪声,以 及较低的电压噪声改善了 AD620 的动态范围,从而得到了更好的放大性能.计设路电端前仪图电心耗功低联导六路电源电 3_3 图学大南东 6前置放大电路增益理论值: A = 1+ 49.4k 2 ( R6 + R7 ) / R8 3
13、.3.2滤波电路4 滤波电路由两个 RC 高通网络,80Hz 低通电路和 50Hz 陷波电路构成,如图 3_3 所示. TI 器件 OPA2335 7分部动驱腿右 分部动驱腿右 分部动驱腿右 分部动驱腿右计设路电端前仪图电心耗功低联导六 TI 器 件 OPA691路电大放置前 4_3 图学大南东号信模差入输 号信模差入输 号信模差入输 号信模差入输高通电路 3dB 截止频率理论值: f =低通电路 3dB 截止频率理论值: f =陷波电路中心频率理论值: f = 3.3.3后级放大电路 后级放大电路,即主放大电路,由两个单运放直接耦合构成,由于放大器采用正负 2.5V 供电,输出电压必须在该范
14、围内 ,所以放大倍数不能选 择过大, 本设计中每级增益为 20.为了使输出波形尽量平滑并且消除自激振 荡,我们在每个负反馈端接了 0.033uF 的自举电容. R R 放大倍数理论值: A = 26 28 = 400 R R 14 16 4 性能测试与分析 4.1 系统测试方法 4.2.1 输入阻抗 输入阻抗采用间接法测量 .在输入端串联一个测试电阻,输入 1V 交流电压,使用交流毫伏表精确测定测试电阻上的电压 ,间接计算出电路的输入 阻抗. 4.2.2 噪声水平 在示波器上观察波形,读出波形中毛刺的电压值,按照放大倍数,换算 成输入端电压值. 4.2.3 频率特性 使用函数发生器,发出各种频
15、率的正弦波,分别测出输入端和输出端的 8线曲频幅电压值,根据测试结果制表并绘出电路在 0200Hz 之间的计设路电端前仪图电心耗功低联导六路电波滤 5_3 图 1 0.3Hz 2 R9 C 22 1 80 Hz 2 R18 C 23 1 50 Hz 2 R21C 20学大南东 . 4.2.4 抗干扰能力 1, 共模抑制比先输入 1V 共模信号,测试共模增益. 再输入 2mV 差模信号,测试差模增益. 2, 50Hz 滤波输入 50Hz,1V 正弦信号,测量其增益. 4.2作品测试性能数据 4.2.1 输入阻抗 由于电压太低,无法精确测量5.根据电路设计以及最终输出波形可以估测输入阻抗必然大于
16、5M .大于国家规定的 2.5M . 4.2.2 噪声水平 噪声电压 放大倍数 输入端噪声 25mV小于国家对心电图机规定的 35V 输入端噪声. 4.2.3 频率特性系统幅频特性如图 4_1 所示.由于心电信号主要频率位于 0.525Hz 之 9 1 列系 zH/率频号信 021 011 001 09 08 07 06 05 04 03 02 01 0计设路电端前仪图电心耗功低联导六 800 31V线曲频幅统系 1_4 图线曲频幅统系学大南东 0 002 004 系 统 006 增 008 益 0001 倍 0021/ 0041 0061间,并主要集中在 10Hz 左右,50Hz 处有一个低
17、谷,可滤除工频干扰.故频 率响应满足心电信号检测要求. 4.2.4 抗干扰能力 1, 共模抑制比输入电压 差模信号 共模信号 输出电压 放大倍数 共模抑制比 5mV 1V高于国家规定的 60dB. 2, 50Hz 滤波输入电压 输出电压 放大倍数 最大放大倍数 衰减 8mV 0.28V基本符合国家规定的 20dB 衰减. 综合而言,电路的大部分符合了国家标准 (仅 0Hz 滤波衰减略小于国家标 准) ,电路设计基本完成了预计目标. 5 5.1设计总结与展望 设计总结与展望设计总结根据测试报告, 最终得到的系统参数基本符合国家对心电图机的规定,达到了预期的设计要求.将人体接入电路后得到波形良好,
18、可用于临床分析,各测试 波形见附录. 5.2系统展望我们设计的是一个高性能的心电仪前端电路, 如果将此电路与 FPGA 或嵌入式系统结合起来,由于此电路的低功耗特性,可以制成一个便携式心电仪,走入 人们的日常生活中.计设路电端前仪图电心耗功低联导六 2.6V 118mV 1300 倍 81dB 2/17 倍 35 倍 1300 倍 15dB 10学大南东 )联导 (图电心联导六第 aVF )联导 (图电心联导五第 aVL )联导 (图电心联导四第 )联导 ( 图电心联导三第 III )联导 (图电心联导二第 II )联导 ( 图电心联导一第 I期 第年 12期六第年 ,术技量计,析分量测抗阻人输机图电,生道叶 ,备装生卫疗医,路电波滤的集采号信电心于用种一,等锋徐,锋海吴 ,产与术技用两民军,究研路电大放置前电心,东卫王,舒张 期 第 备装疗医,析分路电殊特机图电心,义元雷 计设的路电择选及制控联导图电心,钢剑王,威王 :献文考参计设路电端前仪图电心耗功低联导六 2OO4 1993 5 2007.5学大南东附录 1:各导联测试波形 1 2 3 4 5 11 aVR 2003附录 2:电路实物图 OPA2335计设路电端前仪图电心耗功低联导六 OPA691 OPA2335 LT1117 12学大南东1此地一为别，孤蓬万里征。小楼一夜听风雨，深巷明朝卖杏花。