干電極電路總結(jié)

1、干電極前置電路總結(jié)(1) Micropower Non-contact EEG Electrode with Active Common-Mode Noise Suppression and Input Capacitance Cancellation上圖所示的是一種電極，這種電極被分成兩部分，第一部分為電容中和電路，增益為11，第二部分為放大電路，電路的增益為100，使用的放大器的器件為LMC6442，使用這種放大器的好處是小的噪聲電流和低功耗。CS是皮膚和電極之間構(gòu)成的電容。C1是一個大的阻塞電容，以確保電容中和電路在所有的EEG信號不會隨著CS的下降出現(xiàn)狹長尖銳的增益帶?？梢钥闯銮爸梅糯?/p>

2、電路不僅完成了信號的傳輸還進行了信號的放大。所以，電極的靈敏性以及噪聲水平都主要由前置放大電路決定。設計電極的輸入節(jié)點也是比較困難的，因為偏置網(wǎng)絡不能讓放大器的輸入阻抗變小或者是增加多余的噪聲，為了避免使用外部的超高阻抗的器件（超過了1T）去減少噪聲干擾，在文獻中采用了D1,2，這兩個二極管的使用使得輸入的直流偏置穩(wěn)定在Vref作用，動態(tài)電壓接近為0.在這次設計中采用中和系統(tǒng)來消除剩余的輸入電容，這些電容不能由屏蔽層控制。中和系統(tǒng)采用了一個電位器Rn，它是有正反饋的程度控制的。所有中和系統(tǒng)的輸入電容為：。通過調(diào)節(jié)Rn可以得到一個理想的值，使得額外的輸入電容完全消除。(2)A Brain-Mac

3、hine Interface using Dry-Contact, Low-Noise EEG Sensors(干電極電路，能否用于電容式電極?)在這篇文獻中，電路采用低噪聲的運放LT6010，在中頻帶的時候增益達到1000。100uF的電容的作用是在1Hz以下將增益減小到1。這點對于電路很重要，因為在測量EEG的時候常常會產(chǎn)生一個明顯的直流信號，電壓為25mV。C1的作用是作為反饋，并且可以產(chǎn)生濾波的作用，構(gòu)成低通濾波器，100Hz以下的信號可以通過。LTC7691是模數(shù)轉(zhuǎn)換芯片，芯片有18位的分辨率，并且只消耗20uA的電流。由于EEG信號通常不會超過100Hz，但是肌肉運動產(chǎn)生的噪聲最多

4、可以達到1kHz。所以信號在這個頻段里面需要進行數(shù)字化處理，因為肌肉的噪聲信號可能可以被側(cè)到。這樣在做EEG實驗的時候，被試者的運動或者被外部環(huán)境吸引都會對實驗產(chǎn)生影響。（3）A Low-Noise, Non-Contact EEG/ECG Sensor第一個放大器采用的是INA116這種儀用放大器，得到增益為50。這種儀用放大器具有很低的輸入偏置電流以及很低的輸入電流噪聲。這種芯片有引腳保護功能，使得正，負引腳的輸入增益都為1。輸入的偏置電流很小，但是，如果不采取措施的話，將會導致高阻抗正向輸入節(jié)點將會接近供電電壓。為了阻止這個現(xiàn)象，采用了復位電路，復位電路包括兩個三極管和兩個電阻。三極管靠

5、外部的電路打開，當輸入的電壓在放大器共模輸入范圍之間。當三極管沒有導通的時候，三極管的基極和集電極將會被輸出的保護電壓上拉。這樣做是為了減小泄露電流，尤其是三極管產(chǎn)生的電流噪聲。放大器的負的輸入端將會隨著正的輸入端通過R4和C4構(gòu)成的反饋環(huán)。這個反饋環(huán)將會阻斷頻率為1Hz以下的輸入電壓信號。儀用放大器的輸出端通過1.5V電壓的上拉之后然后傳輸?shù)絃T6010中。運算放大器的增益為20。在1Hz的時候，電路將會出現(xiàn)一個零點，并且通過C2將會是在1Hz一下的頻率被截止。另外的一個頻率節(jié)點將會出現(xiàn)在100Hz，這是通過C1和R1以及C3和R3的相互作用一起實現(xiàn)的。這樣就實現(xiàn)了帶通濾波的特性，通頻段在1

6、Hz到100Hz。最后通過的是一個模數(shù)轉(zhuǎn)換的芯片AD7691,具有18位的分辨率以及2KS/s的采樣率。(4)Wireless Non-contact Cardiac and Neural Monitoring在這篇文獻中采用的前置放大器為LMP7702的運算放大器。LMP7702是一種CMOS運算放大器，由于它的輸入結(jié)構(gòu)比較適合高阻抗的傳感器。并且LMP7702的噪聲特性也可以跟INA116相比，而且在應用中LMP7702具有更小的供電電壓，它的供電電壓只為2.7V。第一級的放大電路是單位增益緩沖器電路。10nF電容和10k電阻是被用來保護放大器的輸入端，將放大器的輸出端和外面的屏蔽層隔開。

7、對于LMP7702而言，沒有外部的偏置網(wǎng)絡是必須的。輸入端始終在充電，并且始終保持在滿擺幅的輸入范圍。同樣，輸出電壓也是穩(wěn)定的，因為放大器有滿擺幅的輸出，而且放大器被認為是單位增益電路。因為電路的這種特性使得電路具有理想的特性，因為任何偏置網(wǎng)絡的加入都必然會增加噪聲并且減小輸入阻抗。由于缺少偏置網(wǎng)絡，將會導致電路沒有直流工作點。為了消除由于低頻噪聲造成的便宜，一個0.7Hz的高通濾波器使得信號在Vref左右。第二級的放大器就起到高通信號的緩沖作用，并且可以驅(qū)動連接電極的電纜。100電阻被用于對于放大器的輸出端起到阻隔電纜電容的作用。雖然從理論上說通過多重的緩沖器造成增益的減少將會使得電路在噪聲

8、特性方面有一些劣勢，但是實際上電容式電極的噪聲將會控制后面的電路。電路有一個單位增益緩沖電路也會減少使用需要精確匹配的無源器件，這樣可以使得在電極端有更好的共模抑制比（CMRR）。(5) Impedance Measurement System for Determination of Capacitive Electrode Coupling 在這篇文獻里面，并沒有直接給出電路的具體形式，只是給出了大概，而且根據(jù)我的理解，前面測量腦電的是一塊PCB，然后后面應該還有后續(xù)電路，這只是一個RP而已，在這塊小板子中，可以看出，電路結(jié)構(gòu)跟之前提到的基本相同，由兩個放大器構(gòu)成，第一級放大器構(gòu)成的是電壓

9、跟隨器，后面一個放大器構(gòu)成的是低通濾波器。并且這篇文章中，有提到應用了右腿驅(qū)動電路。（6）A Smart Health Monitoring Chair for Nonintrusive Measurement of Biological Signals從電極采集到的信號都需要經(jīng)過放大和濾波。這篇文章的電路是用來采集ECG的，這個系統(tǒng)由于電極和人體之間高的阻抗所以在共模噪聲方面是很薄弱的。并且，電容電極與身體之間的阻抗可能會變化。所以，系統(tǒng)需要好的消除共模噪聲干擾的性能。系統(tǒng)采用右腿驅(qū)動電路來消除共模干擾。兩個電容電極加起來的共模信號通過導電的織物傳遞到人體，通過負反饋達到增益為1000.(7

10、) Non-contact Low Power EEG/ECG Electrode for High Density Wearable Biopotential Sensor Networks這篇文獻還是圣迭戈那幫人寫的，但是好像電路的結(jié)構(gòu)有一些變化，電路還是采用兩級放大電路，第一級放大電路提供的是增益，第二級放大器主要是驅(qū)動屏蔽層以及使電路處在合適的偏置網(wǎng)絡。采用的放大器型號為LT6078，這種放大器可以有小的噪聲干擾，并且具有高的輸入阻抗和低的輸入電容。這個電路和之前他們做的電路有一個不同的地方是假如了兩個背靠背的二極管，用這兩個二極管和一個100k的電阻提供直流的偏置網(wǎng)絡。加了第二個二極

11、管是起到保護和鉗位的作用。這個電路與之前不一樣的地方還有就是采用了一個公用的Vcm而不是一個簡單的電壓緩沖器。（這篇文獻的電路搞得好像不是特別懂，還需要慢慢斟酌和師兄討論討論）。(8) Wireless Non-contact EEG/ECG Electrodes for Body Sensor Networks 這個電極是由兩塊PCB板制作而成，上面的那塊PCB包含一個低噪聲的差分放大器和一個16位的AD模塊。下層的PCB包含INA116這種儀用放大器，并且把儀用放大器作為超高輸入阻抗的放大器。底層的PCB表面鋪銅并且用阻焊層作為絕緣層，整體當做電極。上圖的電路是應用在這篇文獻中電路的簡化模型。Vs是從人體中提取的信號，通過Rs和Cs與放大器輸入端相連。Rb和Cin是所有現(xiàn)實中的放大器有的輸入阻抗和輸入電容。并且有個比較小的反饋電容Cn，通過Cn可以中和輸入電容對于電路的影響，這樣可以獲得好的數(shù)據(jù)通道和好的共模抑制比（CMRR）。R3是一個可調(diào)的電阻，通過C2接到放大器的輸入端，這樣