利用对消驱动(右腿驱动)提高心电信号测量共模抑制的原理分析
试验三心电放大器与右腿驱动电路的设计
实验三 心电放大器与右腿驱动电路的设计、实验目的1 .掌握用运算放大器组装的心电放大器电路及其共模抑制比的测定方法。
2 .了解右腿驱动电路对于抑制共模信号和电气安全方面的意义。
3 .了解心电放大器的频率特性对于心电信号波形的影响二、实验原理在生物信息的获取和处理中，生物电位放大器占有重要的地位。
由于生物 电信号一般都很微弱，所以生物电放大器必须有高的共模抑制比和足够的增益。
为了减小信号传输中的衰减和失真，生物电位放大器还必须有高的输入阻抗。
同时，为了保证被测对象的安全，防止发生电击事故，在电路中必须采取适当 的保护措施。
心电放大器是一种重要的生物电位放大器，它可以作为生物电位放大器的 代表。
本实验中所用的心电放大器电路原理如图3-1所示，它可以满足上述对 于生物电位放大器的基本要求。
电路中共采用了五只运算放大器，其中4和A 2 组成同向并联差动放大器（A 和A 可以用双运放747或单运放741），它具有很 高的输入阻抗，其差动增益Gd — R + R + R — 2 R + R-3 R 4 4 - R 4 4而共模增益为Gc = 1，所以这一级的共模抑制比CMRR = Gd （输入端开路 时，容易引起饱和，饱和可以将①、②端短路，接地。
）4的作用是进一步放大差动信号，并把双端差动输入变成单端输出，其差 动增益为调整P 可使其共模输出信号最小。
1Gd =务= 8 47 KT1K图3-1心电放大电路原理图由4, A2, 4组成的三运放的放大器电路又称为仪表放大器，它具有高输入阻抗，高共模抑制比和可调的增益，在生物电位放大器中得到广泛应用。
4、凡、R7、R6~ R18构成右腿驱动电路。
R6、R7将共模电压的平均值检出，4将此信号放大，倒相后加于右腿上。
对于共模信号而言，这是并联电压负反馈，故使人体上的电压减小。
这部分电路的等效电路如图3-2所示。
图3-2右腿驱动电路的等效电路图3-2中匕加为加于人体上的共模电压。
关于心电检测仪器计量检定中是否检测共模抑制比有关问题的探讨
心电检测仪器使用的电压放大器 已全部使用集成运算放 大电路 ， 作为用作生物电信号放大器一般都主要采用 了 同相并联 ３ 运算放 大器 和同相 串联 ２ 运算放 大器 的方 式， 并采用缓冲放大作为输入级 ， 这种结构提高了对共模 信号的抑制能力。据有关资料 ， 到 目前在用的心 电检测 仪 器 的共 模抑 制 比一 般都 能达 到 了 ８ ９ ｄ ｂ以上 。 （ ２ ） 在检定规程计量性能要求 中， 共模抑制比与电压 测 量误 差 、 幅频 特性 等具有 相关 性 ， 共模 信 号影 响心 电检 测仪器的电压测量误差、 幅频特性。目前 ， 我们对心电信 号检测 仪器 的检定 一般 都 在 现场 进 行 检 定 ， 由于 导联 线 比较长 ， 我们所处的检定环境无不受 到各种用电器的电 磁干扰 ， 受这些 电磁干扰 的影 响， 导联线本 身寄生 的电 容， 电感将产生一定 的共模信号 ， 在这种情况下 ， 按照检 定 规程计 量性 能要求 对 心 电信号 检测 仪器 的电压 测 量误 差、 幅频 特性 等参数 进行 检测 时 ， 可调 整导 联线 的空 间位 置以及仪器位置 ， 如果能满足规程的要求 ， 我们认 为： 心 电检测 仪器 的共模 抑制 比 以满 足要 求 ， 没 有 必要 对 心 电 检 测仪 器 的共 模抑 制 比再 进行 测量 。 （ ３ ） 从共模抑制比的概念我们可以看 出： 测量共模抑 制比时 ， 被检仪器的输入信号线对仪器共模抑制 比的测 量影响较大 ， 引线越短， 测量数据越准确。目前在我们现 场检定过程中， 虽然我们对导联线采取了屏蔽措施 ， 对 于
心血管疾病是必备的检查方法之一 。为了保障医用心电 检测仪器计量 陛能的准确性 ， 国家分别制定了《 心电图机 检定规程》 、 《 心电监护仪检定规程》 、 《 数字心 电图机检定 规程》 、 《 数字心电监护仪检定规程》 、 《 动态（ 可移动） 心电 图机检 定规 程 》 。 目前 ， 心 电图检查 已经 广泛 在各级 各类 医疗卫生部 门应用 。由于医用心电检测仪器精密复杂 ， 在 检定 过程 中 ， 检测 的技术指 标较 多 ， 特 别是对 仪器 的共 模抑制 比检ｉ 贝 ４ 工作量较大 ， 效果十分不理想 ， 能否通过其 他 方法 对 其 只进行 定性 判 断而不 进行定 量测 量 呢？本 文 将 就 这个 问题 进行 探讨 。 １ 差模 信 号 、 共模信 号 、 共模 抑制 比 的概 念 为了进一步分析共模抑制比技术指标对医用心电检 测 仪 器计 量性 能 的影 响 ， 我们 首 先 了解 以下 几个概 念 ： １ ． １ 差分信号 ： 是指两个信号线之问的信号量值的差值； １ ． ２ 共模信号 ： 是指两个信号线的信号量值分别对某个 参考点之间的具有相同的量值 ； １ ． ３ 共模抑制比： 放 大 器对差 模 信号 的 电压放 大倍 数 与 共 模 信号 的 电压放 大倍 数 之 比。
心电采集前端处理电路
差模共模的计算
• 设差分信号为v1、v2，共模信号为Vc，差 模信号为Vd。 • V1=Vc+Vd v2=Vc-Vd • 共模信号：就是这两个信号共同拥有的那 部分：（v1+v2）/2； • 差模信号：就是这两个信号各自拥有的那 部分：对于v1，（v1-v2）/2； 对于v2， -（v1-v2）/2；
实用电路
仪用运放与二级高通混合的前置放 大器原理
阻带衰减特性增强，抑制呼吸波和极化电压 的能力显著增强，更有利于前置放大器抗饱 和性的提高。
低通滤波器
• 体表心电信号的频率范围为0-250HZ,信号 的主要成分集中在0.05-100HZ，所以增加 一个截止频率为100HZ的低通滤波器，滤 掉高频信号，起到抗混叠的作用。
• 在一般情况下，差模干扰幅度小、频率低、 所造成的干扰较小；共模干扰幅度大、频 率高，还可以通过导线产生辐射，所造成 的干扰较大。 • 实际应用中，温度的变化和各种环境噪声 的影响都可以视作为共模干扰，所以消除 共模干扰就是我们要做的主要作务。
右腿驱动消除共模干扰
• 只要将人体接入到测量电路的环路中，调节好环 路的参数，就
南京大学 郝冠鹏
需要考虑的几个问题
• • • • 共模信号和差模信号 共模干扰和差模干扰 右腿驱动电路消除共模干扰原理 仪用运放与二级高通混合的前置放大器原 理 • 低通滤波器
共模信号和差模信号
• 差模信号指的是两根线之间的信号差值； 而共模信号又称对地信号，指的是两根线 分别对地的信号。 • 差模信号：幅度相等，相位相反的信号， 共模信号：幅度相等，相位相同的信号。 • 差分对中的每个信号都是共模信号和差模 信号的和
差模干扰和共模干扰
• 差分信号在两线电缆构成的传输回路中进 行传输，所有的差模电流全流过负载，地 线上没有电流流过。差模干扰是侵入往返 两条信号线的干扰，方向与信号电流方向 一致，它和信号串在一起且同相位，这种 干扰一般比较难以抑制。
现代医学电子仪器原理与设计复习指导(含答案)
现代医学电子仪器原理与设计复习指导(含答案)现代医学电子仪器原理与设计复指导（含答案）第一章医学仪器概述医学仪器的工作方式分为直接和间接、实时和延时、间断和连续、模拟和数字。
根据用途不同，医学仪器通常分为诊断用仪器和理疗用仪器。
诊断用仪器包括生物电诊断与监护、生理功能诊断与监护、人体组织成分的电子分析、人体组织结构形态影像诊断。
理疗用仪器包括电疗、光疗、磁疗与超声波治疗。
生理系统的建模与仿真方法是为了研究、分析生理系统而建立的一个与真实系统具有某种相似性的模型，然后利用这一模型对生理系统进行一系列实验，这种在模型上进行实验的过程就称为系统仿真。
建模是医学仪器设计的第一步和关键，是对生命对象进行科学定量描述的产物。
建模关系即模型的有效性度量主要包括复制有效，在系统输入与输出上认识系统；预测有效，对系统内部状态及总体结构认识清楚；结构有效，内部状态、总体结构及分解结构均有了解等三个层次。
广义而言，生理系统的模型不仅包括人造的物理或数学的模型，也应包括动物模型。
建模即建立一个在某一特定方面与真实系统具有相似性的系统，真实系统称为原型，而这种相似性的系统就称为该原型系统的模型。
模型的建立蕴含的三层意思即理想化、抽象化和简单化。
模型可分为数学模型、物理模型和描述模型三种。
按照真实系统的性质而构造的实体模型即物理模型。
对生理系统而言，其物理模型通常是由非生物物质构成的，根据其与原型相似的形式可分为如下四种类型：几何相似模型、力学相似模型、生理特性相似模型、等效电路模型。
数学模型是用数学表达式来描述事物的数学特性，它不像物理模型那样追求与客观事物的几何结构或物理结构的相似性，但可较好地刻划系统内在的数量联系，从而可定量地探求系统的运转规律。
构造一个数学模型主要包括系统中各个作用环节的描述即寻求一个适当的数学运算关系来描述系统的结构、功能和内在联系和表征系统的固有特征量的提取即主要来源于实验数据的参量提取两个方面的内容。
心电图(ECG)设计面临的挑战及其应对措施
心电图(ECG)设计面临的挑战及其应对措施工程师们可以利用ADI解决方案来应对心电图子系统设计的重大挑战，包括安全、共模/差模干扰、输入动态范围要求、设备可靠性和保护、降噪以及EMC/RFI考虑。
心电图(ECG)是一种常见的医疗记录，在许多恶劣的环境中，它也必须清晰可读并保持精确。
无论是医院、救护车、飞机、轮船、诊所还是家里，干扰源无处不在。
新一代高度便携式ECG技术使我们能够在更多的环境条件下测量心脏的电活动。
随着ECG子系统越来越多地投入医院外应用，制造商面临着持续的降低系统成本并缩短开发时间，同时保持或提高性能水平的压力，这就给ECG设计工程师提出了相当严苛的要求：实现一种安全有效、能够应对目标使用环境挑战的ECG子系统。
本文说明通常所认为的ECG子系统设计的主要挑战，并提供关于如何应对的各种方法建议。
本文讨论的挑战包括安全、共模/差模干扰、输入动态范围要求、设备可靠性和保护、降噪以及EMC/RFI考虑。
挑战1：达到最高安全标准，确保ECG子系统安全有效安全始终是ECG设计师的头号关注对象。
设计师必须严防来自交流电源的电涌或过压，以及经过ECG电极的任何可能超过10 μA rms推荐限值的电流路径影响到病人和操作人员。
在ECG子系统本身或其它与病人或操作人员相连的医疗设备发生故障时，可能出现危险电压或电流，ECG设计的终极目标就是确保病人和操作人员安全，不会受此类电压或电流伤害。
图1. 交流电源耦合简图开始ECG设计之前，工程师必须确定其临床应用及在哪里使用和存放设备。
工程师必须评估所有可能导致电流施加于病人的设备误用情况和潜在外部连接。
当施加的电流（吸入或流出）小于10 μA rms时，即使在单一故障条件下，操作人员和病人的安全也不会有问题。
必须防止病人意外触电，并且保护ECG设备不受紧急使用心脏除颤器所产生的极端电压影响。
ECG系统必须符合联邦法律、国际标准和相关国家/地区指令的要求。
利用右腿驱动技术的心电信号模拟前端设计
ＹＡ ＮＧ Ｚｈｅｎｇ， ＷＡ ＮＧ Ｊｉｎｇｍ ｉｎ， ＺＨ Ｕ Ｚｈａｎｇｍ ｉｎｇ， ＹＡＮ Ｇ Ｙｉｎｔａｎｇ
（Ｓｃｈｏｏｌ ｏｆ Ｍ ｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ，Ｘｉｄｉａｎ Ｕｎｉｖ．，Ｘｉ’ａｎ ７１００７１，Ｃｈｉｎａ）
表1两级放大器性能性能参数参数值性能参数参数值性能参数参数值供电电压v3dc增益db122相位裕度65工艺nm180单位增益带宽mhz42电源抑制比db67图5放大器参数仿真图6drl测试及仿真图6a所示为测试drl功能电路结构加入和未加入drl电路的瞬态响应如图6b所示虚线和实线所示分别为未加入drl电路和加入drl电路的输出电压
Ａｂｓｔｒａｃｔ： Ｕｎｄｅｒ ｔｈｅ ｃｏｎｄｉｔｉｏｎ ｏｆ ａｎ ｕｎ－ｓｈｉｅｌｄｉｎｇ ｒｏｏｍ， ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ （ＥＣＧ） ｓｉｇｎａｌ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｉｓ ａ ｗｅａｋ ｓｉｇｎａｌ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｐｒｏｃｅｓｓ ｗｉｔｈ ａ ｓｔｒｏｎｇ ｃｏｍ ｍｏｎ ｍ ｏｄｅ ｉｎｔｅｒ ｆｅｒｅｎｃｅ．Ｉｎ ｏｒｄｅｒ ｔｏ ｉｍ ｐｒｏｖｅ ｔｈｅ ｐｅｒｆｏｒｍ ａｎｃｅ ｏｆ ｃｏｍ ｍ ｏｎ ｍｏｄｅ ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｃｉｒｃｕｉｔ，ａ ｄｒｉｖｅｎ－ｒｉｇｈｔ－ｌｅｇ （ＤＲＩ ）ｃｉｒｃｕｉｔ ｉｓ ｏｆｔｅｎ ｕｔｉｌｉｚｅｄ．Ｉｎ ｔｈｉｓ ｐａｐｅｒ，ａ ｈｉｇｈ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ＥＣＧ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ ｉｓ ｐｒｏｐｏｓｅｄ．Ｔｈｅ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｉｎ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ （ＰＧＡ） ｃｉｒｃｕｉｔ ａｎｄ ＤＲＬ ｃｉｒｃｕｉｔ ａｒｅ ａｐｐｌｉｅｄ ａｔ ｔｈｉｓ ａｎａｌｏｇ ｆｒｏｎｔ ｅｎｄ．Ｔｈｅ ＰＧＡ ｉｓ ｕｔｉｌｉｚｅｄ ｆｏｒ ＥＣＧ ｓｉｇｎａｌ ａｍ ｐｌｉｆｉｃａｔｉｏｎ，ｗｉｔｈ ｔｈｅ ｐｒｏｇｒａｍ ｍ ａｂｌｅ ｇａｉｎ ｓｅｔ ａｔ １，２，３，４， ６，８，１２．Ｔｈｅ ＤＲＬ ｃｉｒｃｕｉｔ ｉｓ ｕｓｅｄ ｔｏ ｒｅｄｕｃｅ ｃｏｍ ｍ ｏｎ－ｍｏｄｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ． Ｋｅｙ Ｗ ｏｒｄｓ： ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅ ｐｈａｌｏｇｒａｐｈ；ａｍｐｌｉｆｉｅｒ；ｄｒｉｖｅｎ－ｒｉｇｈｔ－ｌｅｇ；ｂｉｏｐｏｔｅｎｔｉａｌ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ；ＣＭ ＲＲ
利用右腿驱动技术的心电信号模拟前端设计
利用右腿驱动技术的心电信号模拟前端设计杨正;王静敏;朱樟明;杨银堂【摘要】在非屏蔽室条件下，心电信号检测是在强共模干扰下的微弱信号检测过程，为提高心电信号的检测效果，常采用右腿驱动电路来抑制电路的工模干扰。
设计了一种高性能的心电信号检测放大器，将可编程增益放大电路及右腿驱动电路结合应用于模拟前端部分。
可编程增益放大器采用AB类缓冲器结构，用于将心电信号检测信号放大，其可编程放大倍数为1，2，3，4，6，8，12，其共模抑制比可达129dB，有效消除了共模干扰。
%Under the condition of an un‐shielding room , electrocardiogram ( ECG) signal detection is a weak signal detection process with a strong common mode interference . In order to improve the performance of common mode rejection of the circuit , a driven‐right‐leg (DRL) circuit is often utilized . In this paper , a high performance ECG amplifier is proposed . The programmable gain amplifier ( PGA) circuit and DRL circuit are applied at thisanalogfrontend.ThePGAisutilizedforECGsignalamplification,withtheprogra mmablegainsetat 1,2,3,4, 6 , 8 , 12 . The DRL circuit is used to reduce common‐mode interference .【期刊名称】《西安电子科技大学学报（自然科学版）》【年(卷),期】2016(043)004【总页数】6页(P166-171)【关键词】心电信号;放大器;右腿驱动;生物信号检测;共模抑制比【作者】杨正;王静敏;朱樟明;杨银堂【作者单位】西安电子科技大学微电子学院，陕西西安 710071;西安电子科技大学微电子学院，陕西西安 710071;西安电子科技大学微电子学院，陕西西安710071;西安电子科技大学微电子学院，陕西西安 710071【正文语种】中文【中图分类】TN4在现代社会,随着对自身健康关注的不断提高,人们对可穿戴医疗设备的需求也在不断提高.作为表征人体健康状况的生物医学信号,具有低频(赫兹-千赫兹)、低幅度(微伏-毫伏)的特点[1-2].在生物医学信号的获取过程中,极容易受外界环境的干扰,因而如何将这些信号从充满噪声的人体环境中提取出来极具挑战.传统上,医学上利用3个电极进行心电信号测量[3],如图1(a)所示.然而,为了在大共模电压条件下放大微小的差模生物电信号需要高的共模抑制比(大于80 dB)[4],这种设置并不适合.在文献[1]提出的模拟前端设计中,仪表放大器的共模抑制比为122 d B,在文献[5]设计的心电信号检测(ElectroCardioGram,ECG)系统中,其仪表放大器的共模抑制比为78 dB,且增益固定,在实际应用中不够灵活.笔者的设计将可编程增益放大电路(Programmable Gain Amplifier,PGA)及右腿驱动(Driven-Right-Leg,DRL)电路结合应用于模拟前端部分,具有增益可编程功能,且共模抑制比达129 dB.笔者针对微型心电图的芯片设计和实现技术,将右腿驱动技术应用于前置放大器部分,有效消除来自人体的共模信号干扰,为保证ECG的效果,交流(Alternating Current,AC)耦合电路也包含在该设计中.图1(b)为可穿戴式生物信号监测系统的框图组成,其中包括信号调节电路、模数转换器(Analog to Digital Converter,ADC)及无线通信模块[1].无处不在的电噪声尤其是供电系统噪声,给生物电信号的测量提出了挑战,图1(c)所示为一个电源线与测量系统之间电场耦合的简化模型[5-7].其中,Z1、Z2、Z3分别代表皮肤与3个电极之间的等效阻抗,C1和C2代表输电线与导联之间的耦合电容.Id1和Id2分别为由这两个电容耦合产生的电流,由于测量系统极高的输入阻抗,它们不会流入放大器.相反,它们会分别通过等效阻抗Z1、Z2流向人体.这种耦合产生的差分电压可计算为为最小化这种电子干扰,必须尽可能阻抗匹配并减少皮肤电极阻抗,而这种由于电容耦合带来的电子干扰可以通过使用屏蔽信号连接来降低.另外,Idb为电源线与人体之间的电场耦合所产生的耦合电流,在流过人体的过程中产生了共模电平Vcm,该电流最终通过两条路径流向地面,分别为电容C4及皮肤电极阻抗Z3.因此选择一个高共模抑制比(Common Mode Rejection Ratio,CMRR)的放大器来抑制共模电压非常重要.另外,Vcm的影响也可以通过平衡皮肤电极阻抗Z1和Z2来降低,即由式(3)可以看出平衡皮肤电极阻抗Z1、Z2的重要性.降低共模噪声影响的另一种方法是使用DRL电路.DRL电路通过对差模电极对进行电压平均来检测共模电压,然后将这个电压放大、反向,最终通过第3电极反馈到人体.1.1 AC耦合电路心电信号是人体中可以检测到的最大的生物电势,它由心肌的电极化和去极化产生.通常会利用导电电极测量身体表面上的心电信号.交流耦合电路的主要作用是使这个测量到的很小的交流信号有效地耦合到后继的信号处理电路,即后级的放大器、滤波器;同时屏蔽电极直流偏置电压,保护电极产生的小信号,防止放大器进入饱和状态,否则,将导致错误测量甚至丧失功能.图2所示为AC耦合电路[8-9].该差分交流耦合网络不需要任何连接到地的电阻,从而优化了共模抑制效果,并实现了一阶高通滤波器.若R2C1=R3C2=τ,则系统的传递函数可以表示为在该设计中,R1=R2=4.7 MΩ,C1=C2=1μF,通过式(5)可得转折频率为0.034 Hz.1.2 可编程增益放大电路为保证足够的增益,采用了两级放大结构,如图3所示.第1级为折叠共源共栅结构,第2级为AB类输出级.为降低由class-AB驱动器带来的噪声和失调,在不影响放大器性能的条件下,采用了紧凑型的AB类输出级.由图3所示,包括两个共源连接的输出管M25和M26;浮动电流控制器由M19、M20构成;堆叠的二极管连接晶体管M23～M24和M21～M22分别为M19、M20的栅极提供偏置.浮动电流控制晶体管、堆叠的二极管连接晶体管以及输出管构成了两个跨导线性环M20、M21、M22、M25和M19、M23、M24、M26,这两个环路保持输出管的栅极电压为常数,确定了输出晶体管静态电流,使静态电流对电源电压不敏感[10-11].其原理如下: 假设VSS不变,当VDD变化ΔV时,M20的栅极也变化ΔV,有由M25和M26的关系可知,由式(8)知,M25栅源电压保持不变.当VDD不变,VSS变化时,推导过程类似.文中所述PGA如图4(a)所示.它由两个基本放大器PGAP、PGAN及可调电阻构成.根据心电输入信号的大小,获得相应的增益控制码,同时控制多路选择开关,选择对应的档位输出,即可获得不同大小的阻值,实现放大器增益的可编程控制.PGA电路的原理如下:根据运放的虚短概念有则通过串联电阻的电流I可以表示为由式(12)可知,通过对电阻R1、R2设置不同的阻值,可以得到不同的增益.该PGA的输出在进入ADC之前经过了RC滤波器的滤波.该滤波器由电阻Rs和电容Cf组成.除了消除输出的锯齿成分,也会抑制由于ADC的采样造成的PGA输出的毛刺,其转折频率可表示为1.3 右腿驱动电路脑电(Eletro-Encepalo-Graph,EEG)、心电(ECG)、肌电(Electro-Myo-Graphy,EMG)等生物体表电信号是人体特定点与点之间的差模电压信号,均为毫伏、微伏级别的微弱信号.其中,心电信号幅度在0.5 m V～8 m V之间,典型值为1 m V.在非屏蔽室条件下,工频信号在人体表面造成的共模干扰在伏级或者更高.因此模拟前端的放大器不仅要有较大的增益,还要有很高的共模抑制比(70 dB～120 d B),CMRR太低的运放会影响心电图机的性能,太高又会产生高昂的成本.因此,在生物电采集系统中,前级放大电路的主要任务是:设法降低共模干扰电压.而右腿驱动技术是降低共模干扰的必要方法.DRL电路如图4(b)所示.A1、Ri、Rf、Rl共同构成了DRL电路,其工作原理为:前置放大电路中两个相等的偏置电阻R1、R2取出人体的共模电压,该电压经反向,放大并反馈到右腿.右腿驱动电路将共模电平反馈回参考电极并且与原来的共模电平极性相反,适当选择电阻值可使得反馈电平抵消掉共模电平,从而在输入端实现对共模信号的抑制,大大提高整个电路的共模抑制比.本质上,它是一个共模电压并联负反馈电路,起到快速放电、有效衰减人体所带共模电压的作用.对图4(b)中DRL电路进行推导,有其中,Vcm是前置电路的共模输入成分.实际中,由于电阻的精度问题,R3、R4必然存在阻值之差,设R3、R4精度为σ;R3、R4中间输出电压Vcm中还包含一定的差模成分,即Vcm=Vd+Vic,其中由式(16)可知,Vcm中的差模成分为整个差分放大电路的差分输入的ε倍.由于差分输入信号(V1-V2)是毫伏微伏级别的信号,比共模输入信号Vic本来就要小3或4个数量级,再加上σ因素,Vd比Vic总共要小4或5个数量级,因此,R3、R4阻值之差对DRL电路的影响可以忽略不计.另外,通过增加放大器的增益可以减少Vcm.其中R1和C1的设计用于系统稳定,对低频下共模抑制比的计算没有影响,可忽略.经推导计算,可得到共模电平表达式,即由式(17)可看出,共模电平Vcm的衰减正比于Rf与Ri的比值,通过控制电阻的比值,可有效降低共模电平Vcm.身体的位移电流(id)没有流到地面,而是流向放大器输出,这对ECG放大器而言降低了干扰,另外也将病人有效地接地.基于SMIC 0.18μm、3.3 V标准互补金属氧化物半导体(Complementary Metal-Oxide-Semiconductor transistor,CMOS)工艺,采用Cadence Spectre对电路进行了仿真验证,电源电压设置为3 V.表1所示为放大器的性能参数.放大器的频率响应如图5(a)所示.CMRR随工艺角变化的仿真波形如图5(b)所示,其典型值为129 d B.由图5可知,该电路在工艺和温度变化的条件下依然有很强的共模信号抑制能力. 图6(a)所示为测试DRL功能电路结构,加入和未加入DRL电路的瞬态响应如图6(b)所示,虚线和实线所示分别为未加入DRL电路和加入DRL电路的输出电压.未加入DRL电路时,输出电压振幅达110μV,这对于输入信号几百微伏的电路会产生重大影响.笔者设计了一种高性能的ECG放大器,将可编程增益放大电路及右腿驱动电路结合应用于模拟前端部分.可编程增益放大器将ECG信号放大,其可编程放大倍数为1,2,3,4,6,8,12.DRL电路用于降低共模干扰,其共模抑制比可达129 d B,有效消除了共模干扰.【相关文献】[1]KUMAR D S,SAFEER K P,PANDIAN P S,et al.A High Cmrr Analog Front-end IC for Wearable Physiological Monitoring[C]//2012 Annual IEEE IndiaConference.Washington:IEEE Computer Society,2012:385-388.[2]GHAMATI M,MAYMANDI-NEJAD M.A Low-noise Low-power MOSFET Only Electrocardiogram Amplifier[C]// 21st Iranian Conference on ElectricalEngineering.Wasington:IEEE Computer Society,2013:6599849.[3]PU X F,WAN L,ZHANG H,et al.A Low-power Portable ECG Sensor Interface with Dry Electrodes[J].Journal of Semiconductors,2013,34(5):1-6.[4]HABERMAN M A,SPINELLI E M.A Multichannel EEG Acquisition Scheme Based on Single Ended Amplifiers and Digital DRL[J].IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems,2012,6(6):614-618.[5]WONG A,PUN K P,ZHANG Y T,et 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简易心电图仪设计(课程设计)
重庆理工大学《生物医学工程》课程设计报告题目：简易心电图仪的设计班级：生物医学工程11级学号：**********名：***指导老师：周奇、陈国明日期：2014年9月摘要心电图是临床疾病诊断中常用的辅助手段。
心电数据采集系统是心电图检查仪的关键部件。
人体心电信号的主要频率范围为0.05Hz~100Hz，幅度约为0~4mV，信号十分微弱。
由于心电信号中通常混杂有其它生物电信号，加之体外以50Hz 工频干扰为主的电磁场的干扰，使得心电噪声背景较强，测量条件比较复杂。
为了不失真地检出有临床价值的干净心电信号，往往要求心电数据采集系统具有高稳定性、高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声及强抗干扰能力等性能。
本设计利用集成仪表放大器AD620和滤波电路设计了一种符合上述要求的简易心电图仪。
关键词：心电图干扰 AD620 滤波AbstractElectrocardiogram is commonly used in clinical disease diagnosis of auxiliary means. Ecg data acquisition system is electrocardiogram checking of the key components. The main body ecg signal frequency range is 0.05 Hz ~ 100Hz, amplitude is approximately 0 ~ 4mV, signal is very weak. Because electrocardiosignal usually mingled with other biological signals, coupled with the in vitro in 50Hz power frequency interference of electromagnetic interference, mainly making ecg noise background stronger, measuring conditions are complex. In order not to distortion to detected with clinical value of ecg signal, clean often ask ecg data acquisition system with high stability, high input impedance, high common mode rejection ratio, low noise and strong anti-jamming ability, such as performance. This design using integrated instrumentation amplifier AD620 and filter circuit design a kind of to satisfy the above-mentioned requirements of simple ecg apparatus.Keywords: electrocardiogram interference AD620 filtering目录摘要 (2)Abstract (3)目录 (4)1、设计要求 (5)2、方案设计 (5)2.1理论分析及芯片选用依据 (5)2.2设计方案论证 (6)2.2.1输入回路噪声抑制设计 (6)2.2.2 前置放大模块 (6)2.2.3 滤波网络模块 (7)3、系统实现 (7)3.1主要单元电路设计 (8)3.1.1前置放大模块及右腿驱动电路 (8)3.1.2 主放大器电路 (8)3.1.3 滤波电路................................................................................................. 错误!未定义书签。
心电信号放大器设计
心电信号放大器设计一、设计用于检测人体心电信号的放大器，要求如下：1、输入阻抗≥10MΩ。
2、共模抑制比≥80dB。
3、电压放大倍数1000倍。
4、频带宽度为0.5Hz~100Hz。
5、放大器的等效输入噪声（包括50Hz交流干扰）≤200μV。
二、设计方案分析1、心电信号的特点及检测人体的各种生理参数如心电、脑电、肌电等生物电信号都是属于强噪声背景下微弱的低频信号，是由复杂的生命体发出的不稳定的自然信号。
心电信号是人类最早研究并应用于临床医学的生物电信号之一，与其他生物电信号相比，该信号也比较容易检测同时具有直观的规律性。
一般人体心电信号的幅值约20μV~5mV，频带宽度为0.05Hz~100Hz，由于心电信号取自于活体，所以信号源内阻较高，且存在着较强的背景噪声和干扰。
在检测人体生物电信号时，需要采用所谓的生物电测量电极，又称引导电极来实现的，通过引导电极将生物电信号引入到放大器的输入端。
对于心电信号的检测，临床上为了统一和便于比较所获得心电信号波形，对测定心电信号（ECG）的电极和引线与放大器的联接方式有严格的统一规定，称之为心电图的导联系统。
目前国际上均采用标准导联，即将电极捆绑在手腕或脚腕的内侧面，并通过较长的屏蔽导线与心电放大器相连接。
标准导联有Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ。
其具体联接方法如图。
RARARA LA LALALLLLLLRL导联Ⅰ导联ⅡⅢ导联图1 标准导联联线方法2、心电信号放大器设计要求及组成根据心电信号的特点，对心电信号放大器的要求是高输入阻抗、高增益、高共模抑制比、低噪声、低漂移、合适的通频带宽度和输出较大的动态范围等。
典型的心电信号放大器的组成如图所示，主要有前置放大、高通滤波、低通滤波、50Hz陷波器、电压放大等电路。
前高低带电输出信号输入信号通置通压阻滤放滤放滤波大波大波屏蔽层屏蔽驱动右腿右腿驱动心电信号放大器组成框图图2主要单元电路参考设计三、心电信号输入电极1、电极（导联）对心电信号放大器的质量影响很大，采用的电极应该具有贴附力强、透气性好、吸汗、电极导电性能好、极化电压低的优质电极。
医学仪器原理南京邮电大学生物医学工程胡晓飞
1、肌肉的电路和力学类比模型y – 位移 D – 阻尼系数 K – 弹性系数2、血氧饱和度无创检测原理及方法 血氧饱和度 SO2HbO2 – 氧合血红蛋白 HbR – 脱氧血红蛋白，或还原血红蛋白 监测人类呼吸循环的重要生理参数 传统的方法：取血—血气分析仪氧合血红蛋白与还原血红蛋白对红光与红外光的吸收不一样，郎伯定律：浓度为C 的溶液--》比尔定律E=Alge 吸光系数--》《--》E 为吸光系数，lg(I0/I)为吸光度3、细胞膜的静息、动作电位细胞膜的静息电位： 1）静息状态细胞膜的通透性：K+ > Cl- > Na+ 2）K+的浓度扩散与电场作用形成动态平衡 3）静息电位即K+的平衡电位细胞膜的动作电位（去极化）:1)当细胞受到刺激时，Na+ 通道打开 2)Na+大量向膜内扩散，膜内电位迅速升高 3)Na+的浓度扩散与电场作用形成动态平衡 4)动作电位即Na+的平衡电位 动作电位的恢复期（复极化）： 1）Na+通道关闭，K+通道打开 2）K+在电场和浓度差的双重作用下向膜外扩展 3）膜内电位迅速恢复到静息状态水平LeI I α-=04、电源、单体、存储器的低功耗设计单片机低功耗设计: 1)降低时钟频率 2)使用高速内核 3)使用集成化的外围电路 4)时钟源管理:停机模式、空闲模式、突发工作模式 存储器的低功耗设计: 1)HCMOS （High Density CMOS ） 2)存储器的维持工作方式 3)闪存（Flash Memory ）电源的低功耗设计: 1)低压差线性稳压电源(LDO) 2)开关稳压电源 3)电荷泵 LDO => 电源噪声小 降压式DC/DC => 输出电流大升压式DC/DC => 输出电流小 电荷泵DC/DC => 负电源5、短距离无线传输的比较蓝牙：短距离（约10m ，Bluetooth4.0 50m ）、点到多点的数据和语音传输的射频规范，工作频段2.4GHz ；功耗2.5mW ；传输速率3Mbps红外： 1）Infrared Data Association, IrDA 2）低功率、定向型、短距离、点对点 3）工作频段：3.409～3.529×105GHz 4）半双工，通讯距离1m 左右 5）速度：2.4kbps~115.2kbps 红外和蓝牙：1）都是短距离无线接入技术2）都能实现安全可靠、低功耗、低成本的话音、数据及视频的传输 3）采用的电磁波频段不同导致完全不同的信号传播特性 -障碍物 -移动WIFI: 1)IEEE802.11b ，11Mbps ，100m 2)与Bluetooth 工作在同一频段——干扰问题 3)蓝牙的功耗非常小 所以适合 手机近距离的小文件传输 4)wifi 速度高 距离远 是连接互联网的。
心电信号采集电路实验报告
心电放大电路实验报告一概述心脏是循环系统中重要的器官。
由于心脏不断地进行有节奏的收缩和舒张活动，血液才能在闭锁的循环系统中不停地流动。
心脏在机械性收缩之前，首先产生电激动。
心肌激动所产生的微小电流可经过身体组织传导到体表，使体表不同部位产生不同的电位。
如果在体表放置两个电极，分别用导线联接到心电图机(即精密的电流计)的两端，它会按照心脏激动的时间顺序，将体表两点间的电位差记录下来，形成一条连续的曲线，这就是心电图。
普通心电图有一下几点用途1、对心律失常和传导障碍具有重要的诊断价值。
2、对心肌梗塞的诊断有很高的准确性，它不仅能确定有无心肌梗塞，而且还可确定梗塞的病变期部位范围以及演变过程。
3、对房室肌大、心肌炎、心肌病、冠状动脉供血不足和心包炎的诊断有较大的帮助。
4、能够帮助了解某些药物（如洋地黄、奎尼丁）和电解质紊乱对心肌的作用。
5、心电图作为一种电信息的时间标志，常为心音图、超声心动图、阻抗血流图等心功能测定以及其他心脏电生理研究同步描纪，以利于确定时间。
6、心电监护已广泛应用于手术、麻醉、用药观察、航天、体育等的心电监测以及危重病人的抢救。
二系统设计心电信号十分微弱，频率一般在0.5HZ-100HZ之间，能量主要集中在17Hz附近，幅度大约在10uV-5mV之间，所需放大倍数大约为500-1000倍。
而50hz工频信号，极化电压，高频电子仪器信号等等干扰要求心电信号在放大的过程中始终要做好噪声滤除的工作。
下图为整体化框图。
三具体实现电路图如下：1 导联输入：导联线又称输入电缆线。
其作用是将电极板上获得的心电信号送到放大器的输入端。
心脏电兴奋传导系统所产生的电压是幅值及空间方向随时间变化的向量。
放在体表的电极所测出的ECG信号将随不同位置而异。
心周期中某段ECG描迹在这一电极位置不明显，而在另一位置上却很清楚。
为了完整描述心脏的活动状况，应采用多电极导联方式测量心电信号，基于现在的实验条件及要求，选择3导联方式：左臂（LA），右臂（RA）以及右腿（RL）。
提高运算放大器共模抑制能力的分析
提高运算放大器共模抑制能力的分析毕磊【摘要】运算放大器广泛应用于各种采样环境当中,而在各种复杂的应用场合中当然都不会是理想放大器,往往工程师们比较容易忽视它的共模干扰问题,但共模干扰也是影响运算放大器使用的关键因素,只有尽可能地减小这些干扰,才能使运算放大器更好地发挥它应有的作用.所以本文将深入分析影响运算放大器共模抑制能力的三个因素,并给出针对这三个因素的应对措施及采样电路的PCB Layout的一些注意事项,继而增强运放的共模抑制能力,使运放更好地为工程师们所用.【期刊名称】《家电科技》【年(卷),期】2015(000)005【总页数】3页(P70-72)【关键词】运算放大器;共模抑制比【作者】毕磊【作者单位】珠海格力电气股份有限公司广东珠海519070【正文语种】中文目前我们在使用运放的过程中都是把运放当成理想运放来使用，但实际运放不可能是理想的，尤其在采样电路电路这种比较敏感且要求比较高的场合，关注运放的共模干扰抑制能力尤为重要。
如果一个采样电路没有充分考虑运放的共模抑制能力，那么将会带来致命的后果，下面将针对影响运放共模抑制比的三个因素以及采样电路PCB Layout的注意事项展开讨论。
1 影响共模抑制比的三个因素对于放大器来说，信号源的地与放大器的地之间产生的噪声，即共态噪声，是与信号一同拾取并放大的，所以我们需要重点关注共模抑制比这个参数。
共模抑制比CMRR是指差分放大器对同时加到两个输入端上的共模信号的抑制能力。
更确切地说，CMRR是产生特定输出所需输入的共模电压与产生同样输出所需输入的差分电压的比值。
差模信号电压放大倍数Aud越大，共模信号电压放大倍数Aud越小，则kcmr越大。
此时差分放大电路抑制共模信号的能力越强，放大器的性能越好。
当差动放大电路完全对称时，共模信号电压放大倍数Aud=0，则共模抑制比这是理想情况，实际上电路完全对称是不存在的，共模抑制比也不可能趋于无穷大。
利用对消驱动(右腿驱动)提高心电信号测量共模抑制的原理分析
利用对消驱动提高心电信号测量共模抑制的原理分析吴英超摘要：心电检测是在强共模干扰下的微弱信号检测，为了提高电路的共模抑制比，常采用对消驱动电路（右腿驱动）来提高共模抑制比，本文分析了对消驱动电路的原理，结合实际电路实际验证了电路的效果。
关键词：共模抑制比、运放心电信号是人体特定的点与点之间的差模电压，信号幅度在0.5mV~8mV之间，典型值为1mV。
心电受到的工频干扰非常强，一般情况下人体的工频幅值在V级，比心电信号大3个数量级，工频干扰常以共模形式出现。
在如此强的工频干扰中检测出微弱的心电信号是一大挑战，这就要求运放具有很高的共模抑制比，一般要求在60~120dB之间，太低了影响心电图机性能，太高的运放成本上会让人难以接受。
采用高共模抑制比的前置放大器，如在50Hz时80dB共模抑制比的仪表放大器是属于性能比较好的产品，这样工频干扰的幅值还是达到了信号幅值的十分之一，对于医生诊断来说是不能接受的，心电图机普遍采用对消驱动电路来进一步增强共模抑制能力。
图1对消驱动模型SGM-OP-1U2A和R9，R10，R11，C7共同组成了右腿驱动电路，其原理是通过R6，R7从人体取出共模电压反向加到人体。
下面我们通过公式来说明对消驱动的作用，计算中忽略C5，C6，U1A,U1B的误差对共模抑制比的影响，同时R10和C7是为了系统稳定而设计的，不影响低频时共模抑制比的计算，计算时忽略，公式推导如下：U1A，U1B作用是阻抗变换的跟随器，有：Vcom=Vin(1)U2A组成了一个反向放大器，其传递函数为：Vout=−(R9∗Vcom)R8(2) 根据基尔霍夫电流定律有：(V1−Vin)∗jwC11Vin∗jwC2+(Vin−Vout)R11(3)得到Vin传递函数为：Vin=R8∗R11∗JWC2/(R8∗R11∗jwC1+R8∗R11∗jwC2jwC1∗jwC2∗R8+jwC1∗jwC2∗R9)(4)带入常用电路的典型参数：R8=10kΩ，R11=100kΩ，R9=1M，C2=100pf不考虑电容的相位影响，略去极小项则：Vin=R8∗R11∗jwC2/(R8+R9)(5)在以上参数下Vin幅值为：Vin=1/3000=−69dB(6)按照上述参数设计的右腿驱动电路理论上可以提供69dB的共模抑制比，这是一个对消驱动简化模型，实际电路中考虑到阻容的误差，滤波电容对相位的影响，运放的延迟等等，右腿驱动的共模抑制能力会劣化甚至产生震荡，具体的电路需要根据需要进行调整。
共模与差模信号及其抑制原理
共模与差模信号及其抑制原理1、引言了解共模和差模信号之间的差别,对正确理解脉冲磁路和工作模块之间的关系是至关重要的。
变压器、共模扼流圈和自耦变压器的端接法,对在局域网(LAN)和通信接口电路中减小共模干扰起关键作用。
共模噪音在用无屏蔽对绞电缆线的通信系统中,是引起射频干扰的主要因素,所以了解共模噪音将有利于更好地了解我们关心的磁性界面的电磁兼容论点。
本文的主要目的是阐述差模和共模信号的关键特性和共模扼流圈、自耦变压器端接法主要用途,以及为什么共模信号在无屏蔽对绞电缆线上会引起噪音发射。
在介绍这些信号特点的同时,还介绍了抑制一般噪音常用的方法。
2、差模和共模信号我们研究简单的两线电缆,在它的终端接有负载阻抗。
每一线对地的电压用符号V1和V2来表示。
差模信号分量是VDIFF,共模信号分量是VCOM,电缆和地之间存在的寄生电容是Cp。
其电路如图1所示,其波形如图2所示。
2.1 差模信号纯差模信号是：V1 = －V2，（1）大小相等,相位差是180°，VDIFF = V1－V2 （2）因为V1和V2对地是对称的,所以地线上没有电流流过。
所有的差模电流（IDIFF）全流过负载。
在以电缆传输信号时,差模信号是作为携带信息“想要”的信号。
局域网（LAN）和通信中应用的无线收发机的结构中安装的都是差模器件。
两个电压（V1＋V2）瞬时值之和总是等于零。
2.2 共模信号纯共模信号是：V1 = V2 = VCOM（3）大小相等,相位差为0°，V3=0 （4）共模信号的电路如图3所示,其波形如图4所示。
因为在负载两端没有电位差,所以没有电流流过负载。
所有的共模电流都通过电缆和地之间的寄生电容流向地线。
在以电缆传输信号时,因为共模信号不携带信息,所以它是“不想要”的信号。
两个电压瞬时值之和（V1＋V2）不等于零。
相对于地而言,每一电缆上都有变化的电位差。
这变化的电位差就会从电缆上发射电磁波。
3、差模和共模信号及其在无屏蔽对绞线中的EMC在对绞电缆线中的每一根导线是以双螺旋形结构相互缠绕着。
共模干扰抑制实例
共模干扰抑制实例安徽电子科学研究所李浩共模干扰无处不在，一般情况下，消除或抑制共模干扰是设计信号调理电路必须面对的问题。
尤其是针对微弱信号采集调理电路，只有采集妥当的措施才能保证电路具备良好的抑制共模干扰性能，并正常工作。
例如心电采集电路，电路所要采集的是人体不同电位点间的电位差，此电位差正常在8mV以下，典型值为1mV。
人体又通常不可避免的暴露在工频干扰的空间之中，良好的抑制50Hz工频共模干扰是心电采集电路的基本要求之一。
下面以单导联心电采集电路为例，分析共模干扰转化为差模干扰对测量产生影响及右腿驱动电路引入对共模干扰的抑制能力。
单导联包括LA、RA和LL。
LA和RA为I导联检测电极，LL为右腿驱动电极。
心电芯片中集成的仪表放大器本身具有一定的共模抑制能力，但由于所接导联线长度长，线路布局差异等因数，导致差分输入的两端阻抗不能完全对称，较强的共模干扰就会转换为差分干扰进入仪表放大器，造成较大的输出干扰。
心电电路中LL电极实际上是取差分输入端的共模电压经反相后输入到人体，以将差分输入端的共模电压成分抵消或减小。
通过图示分析如下。
（1）理想状态下，无共模干扰，差分输入两端阻抗完全匹配，输出信号完全是两点间电位差。
图1（2）实际情况下，空间存在共模干扰。
图2（3）为便于立即结算等效为下图，如果差分输入两端阻抗完全匹配，一定范围内的共模干扰电压V仍不会对输出产生影响。
图3（4）实际上，差分输入端存在阻抗，如果两端阻抗完全对称，则仍不会对输出产生影响。
图4（5）等效为以下电路便于理解计算，R LA和R RA等效为两个输入端的阻抗，其差异设计为51kΩ（依据YY1139-2013标准），该阻抗的差异主要源自皮肤-电极阻抗不平衡，即同一患者身上连接的两个电极间的阻抗预期变化较大。
如果皮肤-电极阻抗存在不平衡，考虑到任何电极对地的有限阻抗，共模电路将产生差分信号。
共模电压之所以取值10V，也是依据YY1139-2013标准。
测量放大器应用中的抗共模干扰
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测量放大器应用中的抗共模干扰
陆利忠
(解放军信息工程大学 信息工程学院 ,河南 郑州 450002)
摘要 : 测量放大器常用来放大微弱差值信号 ,因而对它的共模抑制性能有较高的要求 。分析了对测量放大器应用中共模干 扰产生的原因 ,给出了提高测量放大器共模抑制能力可以采取的实用方法 。 关键词 : 测量放大器 ; 共模干扰 ; 共模抑制比 中图分类号 : TN72 文献标识码 : A 文章编号 : 1000 - 8829 (2007) 01 - 0087 - 03
AD626 等都属于这种结构
A vd = vo vid
图 1 三运放结构测量放大器
=-
R5 R3
1 +
2R I
RG
(1)
可见 ,差模电压增益可以达到一个比较大的数值且调节外 接电阻 R G 可以方便地改变差模电压增益大小 。但对于共模电 1 ( vi1 + vr2 ) 而言 , 放大器将呈现极小的增益 。 压 vic = 例如 , 测 2
则 a、 b端之间的差模电压为
vidd = vida - vidb R ca R cb 1 1 ( 4) + R i1 + R ca 1 + ω j R i1 Cca R i2 + R cb 1 + ω j R i2 Ccb
= vid
a、 b端的共模电压为 vidc = vida + vidb
2
1 共模抑制性能下降的原因
图 1 是常用的三运放结构测量放大器 ,如市售产品 AD624、 [1 ] 。为了保证有足够大的共模抑制 比 ,这类放大器的内部电阻都满足对称条件 , 即 : R1 = R2 , R3 = R 4 , R 5 = R 6 。因此 , 对于放大器两个输入端的差值电压 (即差模 电压 vid = vi1 - vi2 )而言 ,电路的电压增益为
提高共模抑制比的方法
提高共模抑制比K CMR 的方法1、采用电路完全对称的差动运算放大电路：运放为理想：4342R R R V V V I +==+- 14342124342214342111R R R R V V R V R R R V R V V i R R R R V V R V V i i i I I O I O F I I I I FI +-=-+=-=+-=-==-- 对共模信号: V I1=V I2=V CM 由上式得4341212)1(R R R R R R R V V A CM O C +++-== ∴ 只要电路完全对称，即：R 1=R 3 R 2=R 4 则 A C =0对差模信号： V I1=-V I2=1/2 V I∴ ⎥⎦⎤⎢⎣⎡+++-==)1(211243412R R R R R R R V V A I O d 当R 1=R 3 , R 2=R 4 时， 12R R A d -= 故 共模抑制比：∞==Cd C M R A A K lg 20 实际上电阻不可能完全匹配，存在一定的误差δ。
2、提高差动运算放大器的输入阻抗：对于实际电路中，R 1≠R 3 当只有共模信号加入时，运放电路V +与V -之间有一定的差值，即有部分的共模信号转化为差模信号。
提高输入阻抗就相对减小了R 1、R 3的影响，可以改善上述K CMR 的损失，有利于K CMR 的提高。
3、适当提高共模抑制级闭环增益（差动放大器的闭环增益） A1 A2 A3A4V1R V2 R VoαRβR差动放大器A3为共模抑制级A3开环放大倍数为A 0，则012)(A V R R R V V V R R R V O O O ⎥⎦⎤⎢⎣⎡++--+=ααββ 0120)11(11A V V A V O ααββαα+-++++= ∵ α≈β )(1)(11112000120V V A A A V V A V o -++=-+∙+++≈αααααα 闭环差模放大倍数：ααα≈++=-=00121A A V V V A o d 0120)11(11A V V A V o ααββαα+-++++= 闭环共模放大倍数：（V 1=V 2=V CM ） 00)11(11A A V V A CM o c ααββαα+-++++== αββαααββαα-+=+-++==)1(lg 20)11)(1(lg 20lg 20c d CMR A A K4、用共模干扰电压驱动引线屏蔽层。
人体动脉硬化检测系统的研究与设计
人体动脉硬化检测系统的研究与设计王培勇;刘娟【摘要】目的为了更好地早期检测出动脉硬化,设计一种结果准确、操作方便的人体动脉硬化检测仪.方法该仪器通过同步检测人体心电和四肢动脉脉搏波信号,利用小波变换对信号滤波处理和心电、脉搏波特征点检测,基于示波法原理计算四肢血压,并根据脉搏波起始点计算脉搏波传导延时进而求出踝臂脉搏波传导速度,再根据踝臂指数和臂踝脉搏波传导速度对动脉硬化进行评估.本系统基于8051F120单片机开发设计,实现心电和四肢脉搏波的同步检测.系统软件采用Visual C#进行开发,完成数据库管理、数据采集及算法实现、检测结果存储与打印等功能.结果该动脉硬化检测仪测试结果准确,操作方便.结论该动脉硬化检测仪基本达到预期目标,但需在硬件设计和算法上加以改进和提高.%Objective In this paper we design an aceurate and convenient arteriosclerosis examination system to detect arteriosclerosis early. Methods This system can synchronously detect ECG and limb arterial pulse wave signals, applying wavelet transform to denoise and detect characteristic points of ECG and pulse wave signals,adopting oscillometric method to calculate blood pressure and ankle-brachial index,utilizing start point of pulse wave to calculate pulse transmit time and ankle-bracial pulse wave velocity. Then arteriosclerosis is assessed based on ankle-brachial index and brachial-ankle pulse wave velocity. This system achieves the synchronous detection of ECG and limb pulse wave signals based on 8051F120 microcontroller. The system software is Visual C #development to accomplish the database management,data acquisition and algorithm implementation,storage and printing of test results. ResultsThe experiments show that the system is easy to operate and can effectively assess arteriosclerosis. Conclusions This arteriosclerosis examination system reaches the design target and may be improved in hardware design and algorithm.【期刊名称】《北京生物医学工程》【年(卷),期】2013(032)001【总页数】7页(P66-71,82)【关键词】动脉硬化;踝臂指数;脉搏波传导速度【作者】王培勇;刘娟【作者单位】清华大学体育部,北京,100084;清华大学生物医学工程系,北京,100084;清华大学生物医学工程系,北京,100084【正文语种】中文【中图分类】R318.6动脉硬化是动脉的一种非炎症性病变，是由于早期动脉壁的病变而引起的组织改变，可使动脉管壁增厚变硬、管腔狭窄以及血管收缩和舒张功能异常，是导致脑卒中、脑血栓、心肌梗死等心脑血管疾病的共同病理基础[1]。
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利用对消驱动提高心电信号测量共模抑制的原理分析
吴英超
摘要：心电检测是在强共模干扰下的微弱信号检测，为了提高电路的共模抑制比，常采用对消驱动电路（右腿驱动）来提高共模抑制比，本文分析了对消驱动电路的原理，结合实际电路实际验证了电路的效果。
关键词：共模抑制比、运放
心电信号是人体特定的点与点之间的差模电压，信号幅度在0.5mV~8mV之间，典型值为1mV。
心电受到的工频干扰非常强，一般情况下人体的工频幅值在V级，比心电信号大3个数量级，工频干扰常以共模形式出现。
在如此强的工频干扰中检测出微弱的心电信号是一大挑战，这就要求运放具有很高的共模抑制比，一般要求在60~120dB之间，太低了影响心电图机性能，太高的运放成本上会让人难以接受。
采用高共模抑制比的前置放大器，如在50Hz时80dB共模抑制比的仪表放大器是属于性能比较好的产品，这样工频干扰的幅值还是达到了信号幅值的十分之一，对于医生诊断来说是不能接受的，心电图机普遍采用对消驱动电路来进一步增强共模抑制能力。
图1对消驱动模型
SGM-OP-1
U2A和R9，R10，R11，C7共同组成了右腿
驱动电路，其原理是通过R6，R7从人体取出共模电压反向加到人体。
下面我们通过公式来说明对消驱动的作用，计算中忽略C5，C6，U1A,U1B的误差对共模抑制比的影响，同时R10和C7是为了系统稳定而设计的，不影响低频时共模抑制比的计算，计算时忽略，公式推导如下：U1A，U1B作用是阻抗变换的跟随器，有：
Vcom=Vin(1)
U2A组成了一个反向放大器，其传递函数为：Vout=−(R9∗Vcom)R8(2) 根据基尔霍夫电流定律有：
(V1−Vin)∗jwC11
Vin∗jwC2+(Vin−Vout)R11(3)得到Vin传递函数为：
Vin=R8∗R11∗JWC2/
(R8∗R11∗jwC1+R8∗R11∗jwC2
jwC1∗jwC2∗R8+jwC1∗jwC2∗R9)(4)
带入常用电路的典型参数：
R8=10kΩ，R11=100kΩ，R9=1M，C2=100pf不考虑电容的相位影响，略去极小项则：
Vin=R8∗R11∗jwC2/(R8+R9)(5)在以上参数下Vin幅值为：
Vin=1/3000=−69dB(6)
按照上述参数设计的右腿驱动电路理论上可以提供69dB的共模抑制比，这是一个对消驱动简化模型，实际电路中考虑到阻容的误差，滤波电容对相位的影响，运放的延迟等等，右腿驱动的共模抑制能力会劣化甚至产生震荡，具体的电路需要根据需要进行调整。
圣邦微电子在对消驱动电路上做了很多验证工作，如器件的选择、线路板设计、电源结构等，在本篇文档不再详述，请参考圣邦相关技术资料。
按照图1所示电路制作了验证板，实测共模抑制比为50dB，这样我们选择一颗共模抑制比60dB以上的集成或分立器件搭成的仪表放大器，整个系统就可以达到89dB1的标准要求。
1《GW-44_AAMI_EC13-2002》心脏监测仪专用标准
1
R10
大）
C7
大）
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