干电极电路总结

精品文档 1欢迎下载 干电极前置电路总结干电极前置电路总结 1 Micropower Non contact EEG Electrode with Active Common Mode Noise Suppression and Input Capacitance Cancellation 上图所示的是一种电极 这种电极被分成两部分 第一部分为电容中和电 路 增益为 11 第二部分为放大电路 电路的增益为 100 使用的放大器的器 件为 LMC6442 使用这种放大器的好处是小的噪声电流和低功耗 CS是皮肤和 电极之间构成的电容 C1 是一个大的阻塞电容 以确保电容中和电路在所有的 EEG 信号不会随着 CS 的下降出现狭长尖锐的增益带 可以看出前置放大电路不 仅完成了信号的传输还进行了信号的放大 所以 电极的灵敏性以及噪声水平 都主要由前置放大电路决定 设计电极的输入节点也是比较困难的 因为偏置网络不能让放大器的输入 阻抗变小或者是增加多余的噪声 为了避免使用外部的超高阻抗的器件 超过 了 1T 去减少噪声干扰 在文献中采用了 D1 2 这两个二极管的使用使得输 入的直流偏置稳定在 Vref作用 动态电压接近为 0 在这次设计中采用中和系统来消除剩余的输入电容 这些电容不能由屏蔽 层控制 中和系统采用了一个电位器 Rn 它是有正反馈的程度控制的 所有中 和系统的输入电容为 通过调节 Rn 可以得到一个理想的 1 ininn CCC 值 使得额外的输入电容完全消除 2 A Brain Machine Interface using Dry Contact Low Noise EEG Sensors 干电极电路 能否用于电容式电极 精品文档 2欢迎下载 在这篇文献中 电路采用低噪声的运放LT6010 在中频带的时候增益达到 1000 100uF的电容的作用是在1Hz以下将增益减小到1 这点对于电路很重要 因为在测量EEG的时候常常会产生一个明显的直流信号 电压为25mV C1的作用 是作为反馈 并且可以产生滤波的作用 构成低通滤波器 100Hz以下的信号可 以通过 LTC7691是模数转换芯片 芯片有18位的分辨率 并且只消耗20uA的电 流 由于EEG信号通常不会超过100Hz 但是肌肉运动产生的噪声最多可以达到 1kHz 所以信号在这个频段里面需要进行数字化处理 因为肌肉的噪声信号可 能可以被侧到 这样在做EEG实验的时候 被试者的运动或者被外部环境吸引都 会对实验产生影响 3 A Low Noise Non Contact EEG ECG Sensor 精品文档 3欢迎下载 第一个放大器采用的是INA116这种仪用放大器 得到增益为50 这种仪用 放大器具有很低的输入偏置电流以及很低的输入电流噪声 这种芯片有引脚保 护功能 使得正 负引脚的输入增益都为1 输入的偏置电流很小 但是 如果 不采取措施的话 将会导致高阻抗正向输入节点将会接近供电电压 为了阻止 这个现象 采用了复位电路 复位电路包括两个三极管和两个电阻 三极管靠 外部的电路打开 当输入的电压在放大器共模输入范围之间 当三极管没有导 通的时候 三极管的基极和集电极将会被输出的保护电压上拉 这样做是为了 减小泄露电流 尤其是三极管产生的电流噪声 放大器的负的输入端将会随着 正的输入端通过R4和C4构成的反馈环 这个反馈环将会阻断频率为1Hz以下的输 入电压信号 仪用放大器的输出端通过1 5V电压的上拉之后然后传输到LT6010中 运算 放大器的增益为20 在1Hz的时候 电路将会出现一个零点 并且通过C2将会是 在1Hz一下的频率被截止 另外的一个频率节点将会出现在100Hz 这是通过C1 和R1以及C3和R3的相互作用一起实现的 这样就实现了带通滤波的特性 通频 段在1Hz到100Hz 最后通过的是一个模数转换的芯片AD7691 具有18位的分辨率 以及2KS s的采样率 4 WirelessWireless Non contactNon contact CardiacCardiac andand NeuralNeural MonitoringMonitoring 精品文档 4欢迎下载 在这篇文献中采用的前置放大器为LMP7702的运算放大器 LMP7702是一种 CMOS运算放大器 由于它的输入结构比较适合高阻抗的传感器 并且LMP7702的 噪声特性也可以跟INA116相比 而且在应用中LMP7702具有更小的供电电压 它 的供电电压只为2 7V 第一级的放大电路是单位增益缓冲器电路 10nF电容和10k电阻是被用来保 护放大器的输入端 将放大器的输出端和外面的屏蔽层隔开 对于LMP7702而言 没有外部的偏置网络是必须的 输入端始终在充电 并且始终保持在满摆幅的 输入范围 同样 输出电压也是稳定的 因为放大器有满摆幅的输出 而且放 大器被认为是单位增益电路 因为电路的这种特性使得电路具有理想的特性 因为任何偏置网络的加入都必然会增加噪声并且减小输入阻抗 由于缺少偏置网络 将会导致电路没有直流工作点 为了消除由于低频噪 声造成的便宜 一个0 7Hz的高通滤波器使得信号在Vref左右 第二级的放大器 就起到高通信号的缓冲作用 并且可以驱动连接电极的电缆 100 电阻被用于 对于放大器的输出端起到阻隔电缆电容的作用 虽然从理论上说通过多重的缓冲器造成增益的减少将会使得电路在噪声特 性方面有一些劣势 但是实际上电容式电极的噪声将会控制后面的电路 电路 有一个单位增益缓冲电路也会减少使用需要精确匹配的无源器件 这样可以使 得在电极端有更好的共模抑制比 CMRR 精品文档 5欢迎下载 5 Impedance Measurement System for Determination of Capacitive Electrode Coupling 在这篇文献里面 并没有直接给出电路的具体形式 只是给出了大概 而 且根据我的理解 前面测量脑电的是一块PCB 然后后面应该还有后续电路 这 只是一个RP而已 在这块小板子中 可以看出 电路结构跟之前提到的基本相 同 由两个放大器构成 第一级放大器构成的是电压跟随器 后面一个放大器 构成的是低通滤波器 并且这篇文章中 有提到应用了右腿驱动电路 6 A Smart Health Monitoring Chair for Nonintrusive Measurement of Biological Signals 精品文档 6欢迎下载 从电极采集到的信号都需要经过放大和滤波 这篇文章的电路是用来采集 ECG的 这个系统由于电极和人体之间高的阻抗所以在共模噪声方面是很薄弱的 并且 电容电极与身体之间的阻抗可能会变化 所以 系统需要好的消除共模 噪声干扰的性能 系统采用右腿驱动电路来消除共模干扰 两个电容电极加起 来的共模信号通过导电的织物传递到人体 通过负反馈达到增益为1000 7 Non contact Low Power EEG ECG Electrode for High Density Wearable Biopotential Sensor Networks 这篇文献还是圣迭戈那帮人写的 但是好像电路的结构有一些变化 电路 还是采用两级放大电路 第一级放大电路提供的是增益 第二级放大器主要是 驱动屏蔽层以及使电路处在合适的偏置网络 采用的放大器型号为LT6078 这种放大器可以有小的噪声干扰 并且具有 精品文档 7欢迎下载 高的输入阻抗和低的输入电容 这个电路和之前他们做的电路有一个不同的地 方是假如了两个背靠背的二极管 用这两个二极管和一个100k 的电阻提供直 流的偏置网络 加了第二个二极管是起到保护和钳位的作用 这个电路与之前 不一样的地方还有就是采用了一个公用的Vcm而不是一个简单的电压缓冲器 这篇文献的电路搞得好像不是特别懂 还需要慢慢斟酌和师兄讨论讨论 8 Wireless Non contact EEG ECG Electrodes for Body Sensor Networks 这个电极是由两块PCB板制作而成 上面的那块PCB包含一个低噪声的差分 放大器和一个16位的AD模块 下层的PCB包含INA116这种仪用放大器 并且把仪 用放大器作为超高输入阻抗的放大器 底层的PCB表面铺铜并且用阻焊层作为绝 缘层 整体当做电极 上图的电路是应用在这篇文献中电路的简化模型 Vs是从人体中提取的信 号 通过Rs和Cs与放大器输入端相连 Rb和Cin是所有现实中的放大器有的输入 阻抗和输入电容 并且有个比较小的反馈电容Cn 通过Cn可以中和输入电容对 精品文档 8欢迎下载 于电路的影响 这样可以获得好的数据通道和好的共模抑制比 CMRR R3是 一个可调的电阻 通过C2接到放大器的输入端 这样可以保证放大器的增益处 在一个范围内 9 A Textile Integrated Long Term ECG Monitor