脑电信号采集系统设计
摘要：脑电信号的获取对脑功能状态检测和脑部疾病的诊断具有重要意义。本文设计了一种获取脑电信号的采集系统。系统设计采用主动电极提取信号，而后将其送入信号的变换与处理部分。信号通过前置放大器、带通滤波器、二级放大器、低通滤波器、三级放大器等电路，得到放大和滤波处理。当信号完成这些变换与处理之后，就能够以适当的大小显示在示波器上。为了抑制干扰，获得较为理想的脑电信号，设计中采取了浮地跟踪、右腿驱动等抗干扰的技术措施。本文着重讨论了系统的整体设计，模块设计和抗干扰设计等。本设计提出了新颖的右腿驱动的改进电路等。电路仿真和实物调试都能很好地印证设计目标，能够采集到较为理想的脑电信号。
关键词：脑电信号；采集；抗干扰
The Design of an EEG Acquisition System
Abstract：The acquisition of EEG is very important for detecting the function state of brain and the diagnosis of some brain disease. A kind of EEG acquisition system is designed in this article. The EEG signal is collected with an electrode, and then is sent to transforming and processing part of the system. It passes through preamplifier, a band-pass filter, a second amplifier, a low-pass filter and an amplifier which has an adjustable enlargement factor. When it has been amplified and filtered, the signal with proper amplitude can be showed on the oscilloscope finally. To eliminate the interference and acquire ideal signal, the float-ground-following technologies and the anti- interference measures known as right-leg-driven are adapted in the design. Discussions about the overall design of system, mold design and anti-interference design are emphasized in the article. A novel design of right-leg-driven circuit is put forward. The simulation of the designed circuit and the debug of objection can be well corroborated and the ideal EEG signal can be obtained in the system.
Key words: EEG, acquisition, anti-interference
目 录
第1章 绪 论 1
1.1 课题背景、目的及意义 1
1.1.1 背景 1
1.1.2 目的及意义 1
1.2 设计的任务及论文完成的主要工作 2
1.2.1 设计任务 2
1.2.2 论文完成的主要工作 2
第2章 脑电采集基础 3
2.1 脑电电极安装 3
2.2 脑电信号采集方法 3
2.3 脑电的性质 4
2.4 设计思路 5
第3章 电路结构设计 6
3.1 脑电采集电路总体方案 6
3.2 前置电路设计 7
3.2.1 前置放大电路概述 7
3.2.2 前置电路结构 7
3.2.3 前置电路器件选型 8
3.2.4 前置电路仿真 9
3.3 陷波电路 11
3.4 低通滤波电路 12
3.5 高通滤波电路 14
3.6 放大电路 15
3.7 电源电路设计 16
第4章 系统抗干扰设计 17
4.1 常用抗干扰措施 17
4.1.1 电极抗干扰 17
4.1.2 采集电路常用抗干扰措施 18
4.2 电源干扰的抑制 18
4.3 “右腿驱动” 19
4.3.1 电路思想 19
4.3.2 “右腿驱动”原理 19
4.3.3 电路改进 21
4.4 屏蔽驱动 23
4.5 浮地跟踪 24
第5章 系统调试 25
5.1 脑电与心电信号的比较 25
5.2 低通电路调试 27
5.3 陷波电路前置电路调试 28
5.4 前置电路调试 29
5.5 右腿驱动电路调试 30
5.6 整体调试 30
结 论 31
致 谢 32
参考文献 33
附录1：放大器性能参数比较 35
附录2：系统设计电路图 36
第1章 绪 论
1.1 课题背景、目的及意义
1.1.1 背景
脑电是人脑内部亿万个神经细胞活动在大脑皮层的综合反映，含有极为丰富的信息，不同的思维状态、各种病因及生理情况在不同的大脑皮层反映出不同的脑电信号。临床上采集脑电信号对观察病人思维状况，尤其是癫痫病人的病况有着特殊意义[18]，因此脑电的采集、分析在各种临床诊断应用和认知科学研究中逐渐得到重视。
早期脑电图作为临床上诊断大脑疾病的重要辅助手段，它是将采集到的脑电信号以图形方式显示出来，靠医生分析判断来实现诊断工作的，现在市场上出现的多种多样的脑电处理系统仪器，如脑电向量分析仪、脑电分析仪、动态脑电分析仪、脑电生物反馈仪、数字化脑电综合分析仪等，但无论怎样变化，脑电信号采集部分是少不了的，变化的只是后续处理部分。
随着社会的不断前进发展，家庭保健成为一种趋势，如果能将脑电信号处理系统的前端——脑电信号采集部分独立出来，成为一个系统，和PC机有接口，那么它一定具有广阔的市场前景和较好的经济效益，同时也发挥更大的作用，为人们治病带来便利。另外可以预计由于脑电信号采集部分的独立，脑电信号处理系统价格必然会大幅下降，低价的产品会受到广大医护人员和病人的欢迎，这也有利于家庭保健的推进。
1.1.2 目的及意义
虽然早在1927左右德国神经精神病学家 Hans berger 就已发现并测得脑电信号[1] ，但要想获得理想的脑电信号，即便是在八十年后的今天依然不是一件容易的事。因此设计并实现脑电信号的采集是非常具有挑战性的，也是锻炼动手能力，分析解决问题能力的好机会。脑电信号处理系统已广泛应用于癫痫、颅内占位性病变 （脑肿瘤、脑脓肿等）、中枢神经系统感染性疾病等，以成为这些疾病以及脑血管疾病的主要诊断措施[7]。脑电信号处理系统能很好的完成脑电信号的采集、处理，为临床诊断提供干净的脑电信号，为医生提供可靠的诊断信息。现在各种脑电信号处理系统都包括两部分：脑电采集、脑电处理。而其中系统更依赖于脑电的采集部分，采集部分采集到的信号干扰大不大，直接关系到后续信号处理部分能否成功进行。
1.2 设计的任务及论文完成的主要工作
1.2.1 设计任务
本设计要求使用模拟电路，设计脑电信号采集的系统电路，并能将信号在示波器上予以显示。即从强噪声背景中提取微弱的脑电信号。
1.2.2 论文完成的主要工作
1、了解脑电的基本知识，脑电电极安装方法和脑电图的导联法；
熟悉脑电电极安装的国际标准，了解脑电形成的机理，学会脑电电极安装，明白何处可以获得较强的脑电信号。
2、完成脑电放大器的设计；
设计具有高共模抑制比、高增益、低噪声、高输入阻抗的前置放大器，以及性能较为优良的次级
放大器和三级放大器。
3、设计脑电信号的预处理电路；
预处理电路应该完成脑电信号的带通滤波，消除脑电信号频带以外的干扰。
4、完成脑电的抗干扰；
此处指消除心电等共模干扰，以及由于屏蔽线对地电容不相等而带来的影响（共模干扰向差模干扰的转化）。应采用共模驱动和右腿驱动来抗干扰，另外还可以采用浮地跟踪的抗干扰技术措施。
5、完成相应硬件电路的调试；
主要完成脑电信号放大倍数的调节，各功能模块的衔接和功能调试。
第2章 脑电采集基础
设计脑电采集系统，采集脑电信号，应该了解脑电信号的性质、特点、获取方法等，这些知识应该首先予以介绍。本章简单介绍了脑电采集的一些基础知识，包括脑电电极的安装方法、脑电采集的两种方式、脑电信号的性质等，并由脑电信号的性质得出电路设计的思路。
2.1 脑电电极安装
脑电图信号一般通过金属电极和导体从头皮表面进行获取，这就需要从头皮上能够反映出各部位功能信息的特定的位置进行记录。这种记录在国际上有统一的标准，那就是国际脑电图学会制定的脑电导联系统：10-20国际脑电记录系统(如图2-1所示)。现代的64导或128导电极帽也是根据10-20系统扩展而成的[17]。
(a) 侧视图 (b) 俯视图
图2-1 脑电电极安装位置
2.2 脑电信号采集方法
在EEG测量中，可以使用单电极或双电极方式。在单电极测量中，每个电极与中心电极或与其它电极的平均值的差值作为测量结果，如图2-2(a)所示。一电极固定在耳垂，另一电极灵活放置。在双电极测量中，测量的是两个电极间的电压。如图2-2(b)所示。电极安装在电极安装位置的任意两点上。
(a) 单电极测量 (b) 双电极测量
图2-2 脑电采集的两种方式
就本质而言，两种方式没有区别，只是前一种参考点固定，后一种不固定而已。但两者各有优势，双电极法更灵活，而单电极法测出的各点信号更强。图中所示的“右腿”电极是为抑制共模干扰而设。
2.3 脑电的性质
脑电信号非常微弱，只有μV级，且频率带为 0.5～100Hz，自发脑电信号更是一种低频(0.5～30Hz)、低幅 (10～100μV) 的电信号[2][3][11]，从前人经过大量的实际测量总结，得出了脑电信号的频率分布，如图2-3所示。从图中可以看出自发脑电有用信号绝大部分能量集中在30Hz以内[14]。
图 2-3 脑电信号的频率分布图
2.4 设计思路
脑电信号无论是直接显示在示波器上，还是对于后续电路单片机控制A/DC采集，信号的大小都应该为伏特数量级，而脑电大小为微伏特数量级，10～100μV，这就需要将脑电放大，放大倍数应为10000～100000。
显然如此大的放大倍数一级放大电路无法实现，而多级放大可以实现，同时每级放大倍数太大干扰会使输出饱和，淹没有用信号。于是设计中决定采用多级放大，为了防止过度放大，每级放大倍数设置得都不高。设计中采用三级放大电路，将三级放大倍数分别设置为49，20，1～100，这样总放大倍数可达到980～98000，达到了放大倍数，而又不会使电路饱和。
从脑电信号的分布图可以看出，由于自发脑电信号的频带较窄，为滤除频带以外的干扰，可将截止频率设置为0.5Hz和40Hz两个点。这也是后续电路设计的依据。
脑电信号是极其微弱的生物电，任何微小的电信号都可能成为它的干扰源，因此设计就对电路的抗干扰提出了很高的要求。设计中需要采取多种抗干扰措施。从强噪声背景中提取微弱信号，是比较困难的事，这就需要在设计中着重研究抗干扰电路的设计方案。
第3章 电路结构设计
本章基于模块化设计的思想，从系统原理图总结出几个功能模块，并分别讨论如何实现。设计实现的功能模块有：电源电路、前置电路、陷波电路、低通滤波电路、高通滤波电路、放大电路。在设计各模块之前，先来讨论一下脑电采集系统电路的总体方案。
3.1 脑电采集电路总体方案
根据脑电信号的性质、特点、信号采集及抗干扰要求等，本文提出了一种脑电采集的系统原理设计，电路结构框图如图3-1所示。电路采用模块化设计，每个模块实现一个简单的功能每个模块是相互独立的，可按顺序完成也可不按顺序，最后调试时组合调试即可。具体实现电路以及各模块前后顺序如何确定由电路调试过程中视电路模块性能，获取信号性能优劣而定。
图3-1 系统原理框图
从原理图中可以看出此设计对脑电信号的采集主要运用了三方面措施：放大、滤波、抗干扰，下面予以简单介绍。
放大，脑电信号通常为μV级，而一般的显示设备要求信号为V级，因此放大倍数要求数以万计。为了防止放大器由于干扰出现饱和，达不到预定放大倍数，必须进行多级放大，暂设三级放大，可实现放大倍数一万到十万倍[8]。
滤波，主要是滤除脑电信号频带以外的低频、高频干扰信号、50Hz干扰信号、电极极化电压等。
抗干扰，主要是屏蔽和隔离。电极电缆采用屏蔽，另外采用屏蔽驱动、“右腿”驱动，还可以将“右腿”驱动换成浮地跟踪，具体方案由实践决定。隔离采用光电隔离，隔离两侧也采用不同电源供电。为实现阻抗变换，提高共模抑制比，在前置放大之前可接跟随器进行缓冲。
3.2 前置电路设计
3.2.1 前置放大电路概述
实际测得，干燥皮肤上相距2厘米的两点，皮肤阻抗达2M 之高，即使是在皮肤上涂导电膏导电，涂导电膏以后实测两点阻抗仍为1.8k 。这就需要电路能够阻抗变换，即具有高输入阻抗和低输出阻抗。否则信号无法顺利传输给后续电路。
人体是个球形电容，具有很大的电容值，工频电源通过电缆线耦合到人体的工频干扰很大，实际测得峰峰值大小为10～200mV，正好是信号大小的1000～2000倍。这对电路的抗干扰提出了很高的要求，电路需要有很高的高共模抑制比，也是电路设计、器件选型的依据。
另外，如使用听诊器听心音时不希望听诊器有噪声一样，设计也不希望测量微弱信号的电路本身有噪声，这就需要电路具有低噪声、低漂移性能。
为了对生物医学信号进行各种处理，必须把原始的信号放大到一定的程度。信号的放大电路是信号采集电路最基本的组成部分。而实现放大的前置级电路又是放大电路的关键部分。根据生物医学信号的特点及信号的提取方式，由前面的分析结果可知，前置级电路满足以下要求[5]：高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声、低漂移。
3.2.2 前置电路结构
为了达到前述前置电路所需性能的高输
入阻抗要求，电路可以采用跟随器缓冲来实现阻抗变换，但这远远不够。
三运放形式不但具有阻抗变换的优点，还可以通过差动输入抑制共模干扰，提高共模抑制比，还可以直接有放大作用。
由前述电路分析可知，干扰大小为信号的1000～2000倍，假设为2000倍，电路的共模抑制比至少为66.02dB(20lg2000=66.02)。这对普通电路来说不易实现，但对三运放形式的电路来说很容易实现。三运放形式电路第一级的共模抑制比就为 CMRR1* CMRR2/(CMRR1-CMRR2)，考虑第二级就更大了。因此本设计中，前置电路结构选用三运放结构形式。三运放结构形式可以使用仪用放大器实现，亦可以用高性能的单运放组合，但保证电阻的高度匹配相当重要。器件选型、电路对称至关重要。结构图如图3-2。
图3-2 前置电路基本结构
经过分析，得到图3-2所示电路的增益 为 由公式可以看出，增益只与电阻 有关，可以改变它们的阻值来获得所需增益。仪用放大器也是通过外接电阻 来调节增益的。
3.2.3 前置电路器件选型
BB(Bur Brown)公司的INA114芯片，其内部封装有三个运算放大器，构成同相并联差动放大，即通常所说的仪用放大电路，它的主要性能有[1]：50μV的低失调电压、最大0.25μV/ ℃的低温漂、最大2nA的低输入偏置电流、最小115dB高共模抑制比、±40V的输入过电压保护以及±2.25V~±18V的宽电源供电。
INA118、INA121、INA128、INA129等仪用放大器都是相同系列的放大器，性能差异不大，也可以用AD620作为前置放大电路或用OP07组合成同相并联差动放大。它有较宽的输入电压 (±2.3到±18V)；共模抑制比高,可以达到100dB；输入噪声低，小于0.28uV（峰峰值）；120KHz的带宽。OP07的主要性能有：25μV的低失调电压、最大0.6μV/ ℃的低温漂、峰峰值最大0.6μV的低噪声、126dB的高共模抑制比、±40V的输入过电压保护、±3V~±18V的宽电源供电以及200G 的高输入阻抗。
另外OP07还具有高稳定性、无须外部补偿或调零、价格低廉等优点。AD620 市场价为28元/只，而OP07仅为2元/只。仪用放大器只须接外接电阻即可，用单运放实现则需保证所用电阻严格对称，以防共模干扰向差模转化。
3.2.4 前置电路仿真
1、用AD620构成的前置放大电路
前置放大电路如图3-3所示。
图3-3 AD620放大电路
AD620外接电阻为1k ,根据AD620的电路结构，按理论计算放大倍数为 ，带入阻值，放大倍数应为50.4，如图3-3所示。
2、OP07组合电路
OP07组合的前置电路电路图及仿真图如图3-4、图3-5所示。
图3-4 用放大器OP07组合成的前置放大电路
从仿真图中可以看出理论上输入信号应该放大49000倍，而实际上放大了48846.8倍，电路完全可以满足脑电采集的要求，比使用仪用放大器效果更理想。作为对比，设计中也仿真一下进行放大时OP07同相和反相端之间的电压。
图3-5 测OP07放大器同相和反相端之间的电压
从仿真图中可以看出正常放大时，由于OP07增益很高，故同相和反相端之间的电压很小，可忽略不计，电路分析时可以采用“虚短”。
考虑到价格因素，设计最终采用OP07组合的前置电路来实现前置放大。
3.3 陷波电路
由于人体引入的工频干扰比脑电信号大几十到上百倍，所以本系统对工频陷波要求比较高。本系统采用传统的双T陷波电路，双T陷波电路分有源和无源两种。无源的双T陷波电路如图3-6。
图3-6 对称型无源双T陷波电路
陷波电路从本质上讲是带阻滤波器。频率特性如图3-7。
图3-7 带阻滤波器的频率特性
一般希望阻带越窄越好，陷波深度越深越好。在阻带不太宽的情况下，使陷波深度尽量深，阻带宽度和陷波深度可调是理想之选。有源陷波器恰有此特点。有源陷波器具有品质因数高、陷波倍数大、中心频率可调等特点。其中一种电路如图3-8。
图3-8 有源双T陷波电路
由于设计使用对称型双T陷波电路，很容易设计电路中电阻电容参数值。限波中心频率 ，取 ，电容取33μF,则电阻值为946.5 k ，取典型值910k +36 k ，则 ，实际电路可以加滑动变阻器调节。也可以采用其他的电阻电容值。品质因数Q可以通过调节滑动变阻器来调节。
由于对陷波电路要求较高，调试时可以用多个陷波电路串联相接，以求陷波倍数足够大。
3.4 低通滤波电路
低通滤波电路对低频信号几乎无衰减地传输，但阻止高频信号通过。一阶电路及幅频特性如图3-9。截止频率为 。
是这样算出的，它是输出电压衰减 倍时对应的信号频率。此时，于是 ， 。截止频率只与R、C有关，低通滤波电路的设计也就是根据性能要求（截止频率 ）来取合适的电阻电容值。
(a) 一阶低通滤波电路图 (b) 低通电路频率特性
图3-9 一阶低通电路
设计中希望频率大于截止频率的信号能够迅速衰减，甚至完全不能通过，但这只是个理想，实际上信号会缓慢地衰减，衰减速度（这里借用这个词指对频率的变化率）取决于电路的阶数，阶数越高，衰减速度越快，当然电路也越复杂，实现起来越困难，造价也越高。
实际上可以用低阶电路串联成高阶电路来获取高性能电路[10] 。实际设计中最后采用了四阶低通滤波电路，截止频率为40Hz，电路图如图3-10。
图3-10 四阶低通滤波电路
3.5 高通滤波电路
一阶高通滤波电路及幅频特性图如图3-11。
高通滤波电路的截止频率也是和低通电路一样算出的。 。
(a) 一阶高通滤波电路图 (b) 高通幅频特性图
图3-11 一阶高通滤波电路
此设计中高通电路是为了消除电极极化电压，抖动干扰等，也可以在前置电路实现高通滤波[9]。即给1k 的外接电阻串联一个330μF电容，截止频率计算公式依然是 ，代入电阻电容值，算得高通截止频率为0.5Hz。前置电路改进如图3-12所示。
图3-12 加了高通的前置电路
从前置电路改进图的特性仿真可以看出，改进后的电路具有了高通特性，高通截止频率 为500mHz。不妨来简单定性地分析一下电路。低频信号加入时，电容阻抗很大，可看作断路，信号经过跟随直接到了放大器输出端，没有实现放大。而高频信号加入时，电容阻抗很小，可看作导线，信号实现正常放大，于是实现了低频信号相对衰减，实现了高通滤波。
3.6 放大电路
(a) 放大倍数确定的放大电路 (b) 放大倍数可调的放大电路
图3-13 放大电路
放大电路采用简单的比例放大电路，不过要注意电
阻的匹配。图3-13 (a)取 ， ，则放大倍数为 ，取 ， ，放大倍数为20，电路能够保证电阻匹配。图3-13 (b)为放大倍数可调的放大电路，放大倍数在 和 之间变化。取 ， ，电路放大倍数为1~101。 、 为阻值100k 的变阻器， 调节放大倍数，而 调节电阻匹配。
电路的一级放大倍数（前置放大）为49，二级放大倍数为20，三级放大倍数为1~101，电路总增益可在980~98980倍之间调节，显然能够满足脑电信号的放大，而又不会因干扰引起饱和输出。
3.7 电源电路设计
电源采用线性稳压电源，可以满足长时间的使用。本设计所使用的直流电源是由市电提供的220V交流电加以变换获得。变换电路设计如图3-14。
图3-14 直流电源电路
在multisim8仿真软件中测试，此电路能够输出性能很好很稳定的±12V直流电，可以作为后续电路所需的直流电源。未加和加滤波电容时直流电中的交流干扰如图3-15。
(a) 未加滤波电容时直流电中的交流干扰 (b) 加滤波电容时的交流干扰
图3-15 直流电中的交流干扰
从图中可以看出12V电流中的交流干扰不到3μV，-12 V电流中的交流干扰不到6μV。加了滤波电路后，干扰更小，只有nV级，基本可以忽略不计。
第4章 系统抗干扰设计
由于脑电信号微弱，系统的可靠性和信号的抗干扰能力是衡量该系统性能的重要技术指标之一。因此抗干扰设计是信号采集系统研制过程中不可忽视的内容。在一个测量系统中，如果有干扰引入系统将会大大降低系统的性能，表现可能有以下两种情况：
1、脑电信号完全被干扰淹没。无法采集到有价值的信号。
2、脑电信号大部分正常，部分干扰引起信号失真。
无论哪种情况都是不愿意见到的。任何一个电学系统都需要采取抗干扰措施。系统的良好接地，静电屏蔽都是经典的抗干扰措施。
4.1 常用抗干扰措施
4.1.1 电极抗干扰
从头皮提取脑电信号所用的导联线通常约1米，在强电磁场环境中，如室内的50Hz输电线、照明设备、各种电子仪器及电子设备均会产生50Hz电磁场，当人体和测量系统输入回路构成环路时(如图4-1(a)所示)，会在环路中感应出干扰电压，可采用绞合线的走线方式以有效减少感应电势(如图4-1(b)所示)。由于每个绞合线的微小面积所引起的感应电压大体相等，而相邻的绞合结方向相反，使得局部的感应电压相互抵消。
(a) 导联环路时感应出50Hz干扰电压 (b) 绞合走线以减少50Hz感应电压
图4-1 绞合走线减少50Hz干扰
4.1.2 采集电路常用抗干扰措施
信号采集电路有几种常用的抗干扰措施，能够有效地减少干扰影响，介绍如下。
1、接地措施
接地设计的目的在于消除各电路电流流经公共地线阻抗时所产生的共阻抗耦合干扰，避免使电路受磁场和地电位差的影响，即不使其形成地电流环路，从而避免地环路电流与其它电路产生磁耦合干扰。
2、电磁屏蔽
防止电力线上侵入谐波干扰最简单而有效的方法就是采取电源变压器的静电屏蔽。屏蔽导体通常是与变压器铁心同时接地。另外，为防止辐射干扰，其他电路部分和电极也应有良好的电磁屏蔽。
3、采用差动放大器
在脑电等微小信号放大仪器中，有微弱信号放大器，它们对电网谐波的干扰更为敏感。来自电源的干扰一般可看成是一种共模干扰，为了有效地抑制共模干扰在这一类仪器的放大电路，尤其是输入级采用了差动放大器；因为差动放大器有良好的共模抑制比（一般达80～90dB)。
除了这几种常用措施，生物信号特别是脑电采集电路还有一些特殊的抗干扰措施。
4.2 电源干扰的抑制
电源干扰主要有三种：50 Hz干扰，电网波动引起电压幅值不稳，其他负载的接断引起的脉冲。
根据电源干扰的不同本设计采用了相应的一些抗干扰措施。例如在前置电路后接陷波电路抑制50 Hz干扰。电网波动是由工频高次谐波引起的，而负载的频繁接断引起的脉冲则是电流突变引起的噪声电压。针对二者，设计中专门在直流正负电源和地之间接两滤波电容（如图4-2所示），来消除干扰[19]。
图4-2 滤除直流电源中的交流干扰
4.3 “右腿驱动”
4.3.1 电路思想
有研究称，所有的生物电采集电路都应该采用“右腿驱动”电路来抑制共模干扰，本文认为需要还是不需要，这要从实际出发，看仿真和具体电路调试情况。一般来说，“右腿驱动”电路要抑制共模干扰，而照常放大差模信号。
右腿电路有两种，一种是通过一个电阻接地，由流过人体的位移电流在电阻上产生压降，将共模信号降低，另一种是将共模信号反相引回至信号源处叠加，是一种负反馈。第一种电路很简单，本文不作介绍，设计着重来讨论第二种。
4.3.2 “右腿驱动”原理
“右腿驱动”(DRL, driven-right-leg)电路是降低共模电压的一个重要手段，电路原理如图4-3所示。共模信号经过运算放大器冲然后输入到“右腿驱动”放大器的反相端，R和C放大器组成积分电路，这样交流共模信号能够传递过来，但是却已经与原来的共模信号反相，这些反相放大的共模信号再输入到人的右腿，就形成了了负反馈回路，如图4-3所示[1] [13]。这里所谓的“右腿驱动”电极实际上是接到颈后的，见图2-3。
图4-3 “右腿驱动”原理等效图
图中:
（5-1）
（5-2）
当 时， 这样，共模电压降为原来的 倍。为了抑制共模电压 越大多越好，但是 过大会影响电路的稳定性，综合考虑共模电压的抑制和电路的稳定性，50Hz时共模电压一般降为原来的1/300左右。“右腿驱动”电路除了能够降低共模电压外，还有保护作用，电阻R和电容C是为了限制电流，避免电流过大，保护用户(见图4-3)。
但是由电路原理的简单知识知道，“右腿驱动”原理等效图中放大器并不能起到反相作用，积分电路也只能使相位改变90°，并不能反相。不妨来仿真一下电路的性能。
图4-4 右腿驱动原理电路实现的仿真
从仿真图中可以明显看出，黄色线代表的共模端与红色线代表的右腿端信号相位并不相反，而是相差接近90°，与理论分析一致。
4.3.3 电路改进
本设计在原有电路上做一点修改，并调整元件的参数，电路形式变成图4-5。图4-6是电路的仿真，从图中可以看出右腿信号与共模信号不但相位相反，而且大小接近，这样的信号反馈叠加，将使共模信号得到很大抑制。但反馈深度过深容易使电路不稳定，电路实现
时可以调节反馈深度。
图4-5 改进的右腿驱动电路
图4-6 改进的右腿驱动电路性能仿真
图4-7 右腿驱动电路的另一种实现
虽然电路能使共模信号得到很大抑制，但是很容易发现，电路只能抑制交流共模信号，对支流共模信号干扰无法抑制，电路需要进一步改进。如果用纯电阻反馈来实现共模抑制，可能解决这一问题，电路设计如图4-7。从共模信号端接出，经两个5.6 的小电阻间引出反馈，由1M 的大电阻接至右腿。大电阻起限流保护人体作用。由于电路是纯电阻性质，因此交直流干扰均可抑制。同时电路也实现差模信号的正常放大。共模信号的抑制电路及仿真如图4-8，差模信号的正常放大电路及仿真如图4-9。
图4-8 共模信号的抑制电路及仿真
图4-9 差模信号的正常放大电路及仿真
4.4 屏蔽驱动
电缆屏蔽层对地电容不相等会引起共模干扰向差模转化，会大大降低共模抑制比。屏蔽驱动技术是将共模信号引回电缆屏蔽层，强制使两电缆屏蔽层等电位，以防共模干扰信号向差模转换。电路如图4-10。
图4-10 屏蔽驱动
但是需要指出的是屏蔽驱动需要将电极的外层包裹一层金属，造价较高。另外，包裹屏蔽层需要专门的技术和工艺，不易实现。
4.5 浮地跟踪
浮地跟踪是让电源的“地”浮置，以跟踪共模信号的变化。电路如图4-11、图4-12。
图4-11 浮地跟踪 图4-12 浮地跟踪仿真
电路通过跟随器将共模信号引出作为供电电源的地，这里的“地”会跟踪共模信号的变化，正负电源电压的涨落幅度与共模输入电压的大小完全相同，又是第三个放大器的共模输入，这个共模输入被强制为跟随器正反相端电压之差，幅值很小。特别值得注意的是采用浮地跟踪后电源地不能再接入电路，否则会烧坏电路。电路的地就只是一个公共端了，而不是大地。
第5章 系统调试
系统测试本着由易到难，由简入繁的原则按功能分模块调试。调试主要采用的软硬件有：直流电源，信号发生器，数字示波器，仿真软件multisim8，如图5-1所示。
(a) (b)
(c) (d)
(a) 直流电源 (b) 信号发生器 (c) 数字示波器 (d) 仿真软件multisim8
图5-1调试用软硬件
5.1 脑电与心电信号的比较
由于系统模块化调试过程中使用到了心电信号，因此这里对脑电与心电信号作以比较。
人体心电信号的主要频率范围为0.05～100Hz，幅度约为0～4mV，信号十分微弱。心电信号大部分能量是集中在以15Hz、30 Hz为中心的两个较窄的频带内的。心电信号的频谱图如图5-2(a)所示。
图 5-2(a) 心电信号的频率分布图
作为对比这里将脑电信号的特点重新介绍一下。自发脑电信号更是一种低频(0.5～30Hz)、低幅 (10～100μV) 的电信号[2][3][11],脑电信号的频率分布如图5-2(b)所示。从图中可以看出自发脑电有用信号绝大部分能量集中在30Hz以内[14]。
图 5-2(b) 脑电信号的频率分布图
从以上比较可以看出心电与脑电同属微弱的生物电信号，主要频率都在30Hz以下，对于滤波、陷波等有关频率的处理具有相同的效用，因此可以将心电应用于电路的高低通滤波、放大、陷波调试等模块化功能调试中。脑电信号随机性较大，不易前后对比，而心电信号比较稳定，易做前后比较，且效果明显，故脑电采集系统模块化调试过程中使用心电，而整体调试时使用脑电信号。
5.2 低通电路调试
低通电路硬件图如图5-3。
(a) 二阶低通电路硬件图 (b) 四阶低通电路硬件图
图5-3 低通电路硬件图
改变输入信号频率，观察输入输出信号变化。图5-4中Ⅰ通道（上）为输入信号，Ⅱ通道（下）为输出信号。二者单位划分不一样。由调试过程中手机拍摄的波形图可以看出，输入信号为低频时，信号很大，甚至饱和（信号进入低通电路前被放大过），随着频率逐渐增大，输出信号逐渐变小，甚至可以忽略不计。
(a) (b) (c) (d)
图5-4 输出信号随输入信号频率逐渐增大的变化
为了突出对比输出信号的变化，可以将输出信号放在一起，如图5-5所示。从图中可以看出，输出信号的频率变大，而幅值迅速下降，即高频信号得到抑制，实现了低通。
图5-5 输出信号随频率的变化
调试实测低通电路能够完成设计性能。
(a) 未加低通电路时的心电信号 (b) 加上低通电路时的心电信号
图5-6 低通电路的滤波作用
从加了低通电路的电路采集到的心电信号与未加低通电路时的信号比较可以看出，低通电路能很好地滤除高频干扰。
图5-7 陷波电路实物图
5.3 陷波电路前置电路调试
设计实现的四块陷波电路实物如图5-7。它们的调试效果如图5-8所示。
图5-8 调试陷波电路的陷波效果
5.4 前置电路调试
(a) NE5532组成的前置电路 (b) OP27组成的前置电路 (c) AD620组成的前置电路
图5-9 前置电路
前置电路几种实物图如图5-9。前置电路需要实现三种功能：放大、高通滤波、抑制共模干扰。调试效果分别如图5-10、5-11、5-12。
图5-10 前置电路正常放大图
图5-11 前置电路电路实现高通
图5-12 抑制共模干扰实现心电放大
图5-10是小信号输入时电路的输出。图5-11所示为输入信号频率不断减小时的输出信号。图5-12中可看出电路能够有效抑制共模干扰。从调试效果看，前置电路能够实现设计性能。
5.5 右腿驱动电路调试
(a) 右腿电路实物 (b) 右腿电路实现共模信号反向
图5-13 右腿驱动电路
由右腿驱动电路的原理可知，它要实现对共模信号的负反馈，即反相叠加。从调试图可看出电路能够实现共模信号的反相。
用本系统采集的Ⅰ导联心电信号如图5-14所示。
图5-14 Ⅰ导联心电信号
5.6 整体调试
由于本系统采取了模块化设计，每个模块实现一个特定的功能，因此，调试起来特别方便。用本系统采集到的脑电信号如图5-15所示。
图5-15 脑电信号
结 论
脑电信号采集系统对疾病诊断有着重要的意义。在本论文中，以设计脑电信号的采集系统作为出发点，主要进行了以下主要问题的研究。
1、分析了脑电信号的特点及采集要求。
2、脑电信号前置放大电路设计和实现。以三运放为核心，设计了一种高性能的脑电信号前置放大电路。并将高通电路嵌于其中。
3、抗干扰技术的设计及电路实现。除滤波电路外还主要分析介绍了屏蔽驱动，浮地跟踪，右腿驱动技术，并对传统的技术原理及电路实现都加以改进。
4、对脑电信号采集系统进行了仿真及
测试，基本达到了设计要求。
传统的数据采集系统一般将信号的处理和采集放在同一块电路板上，这样一方面使脑电采集和脑电处理相互依赖，不易利用性能良好的PC机来实现信号处理，另一方面信号采集和信号处理两部分相互引入干扰，效果很不理想。本系统设计了能够采集 脑电信号的独立采集系统，经试验验证，脑电信号采集运行效果良好，对脑电信号的进一步的利用有重要的意义。本系统只是对脑电信号采集部分进行了研究，但是，还有待于进一步的完善和提高。另外，本文的重点是放在如何获取准确的脑电信号及抗干扰技术研究上，而没有太多的考虑电路如何巧妙地实现。设计中采集脑电使用的电极效果还不够理想。总之，对脑电信号采集研究对其在康复领域的应用和推动康复工程的发展有着重要的意义，但脑电采集技术的完善还需要依托生物医学、计算机、电子等科学技术的进步和众多相关领域工作者的努力。
致 谢
在论文即将完成之际，我首先想感谢的是我的导师李俊国老师和韩雪梅老师，二位老师待人和蔼，但治学严谨，在学术上没有丝毫马虎与懈怠。他们二人在本论文的选题、研究工作及论文撰写过程中都给我以悉心指导和鼓励。
李老师指导了本课题的整个设计过程，而韩老师指导了我的论文撰写。他们在我的毕业设计上倾注了大量心血，花费了很大的时间精力，令人欣慰的是，毕业设计的各项工作在李老师和韩老师的悉心指导和关怀下进行顺利，并达到了预期效果。
二位老师工作认真负责，治学态度严谨，实践经验丰富，给我留下了深刻的印象。我在整个毕业设计的过程中，学到了很多东西，不仅是涉及本设计的专业知识，更为重要的分析问题，解决问题的方法，这些是在书本上学习不到的宝贵知识，这些将使我受益终生。
另外我还要感谢生医教研室为我提供了做毕业设计的基本条件，感谢朱会平、蔡波、乔静等几位老师，感谢他们在毕业设计过程中的督促和指导。
最后，我想感谢和我一起在实验室做毕业设计的同学们，是他们与我朝夕相处，共同成长，共同进步，是他们在生活中给我支持，给我鼓励，给我帮助！
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附录1：放大器性能参数比较
附表1 几种放大器性能参数比较
型号 工作电压（V） (V)
(µV)
(nA) (nV/√Hz) CMRR (dB) ( )
(M )
GBW
(MHz) Drift
（μV/℃） 注
µA741Y ±22 — 1000 20 — 90 75 2 — — 性能较差
AD620 ±2.3to±18 ±25 50 0.5 0.28μV/9 100 — 10G 800K 0.6 8脚B>A>S,621等相似
INA118 ±1.35to±18 ±40 50 5 0.28μV/11 110 — 10G 800K 0.5 8脚仪用
INA121 ±2.25to±18 ±40 ±200 ±0.5pA 20 106 — 1000G 600K ±2 8脚仪用
INA128 ±2.25to±18 ±40 50 ±1 10 120 — 100G 1.3 0.5 8脚仪用
LM324 1.5-16 −0.3to+32 2000 2 40 80 — 1.3 7 LM2902性能相似,14脚
NE5532 ±22 ±13 500 10 5 100 0.3 0.3 10 — 双块8脚
OP07 ±3to±18 ±14 30 0.4 10.3 126 60 200G 0.6 0.6 单块A>OP07>E>C>D
OP07A ±3to±18 ±14 10 0.3 10.3 126 60 200G 0.6 0.2
OP27 ±15 ±11 30 12 3.2 120 70 2G 8 0.2 A/E>F/N>C/G双块8脚
OP270 ±12.5 — 50 5 5 110 — 20G 5 1 A/
E>F>G双块8脚
OP271 ±18 ±1.0 200 7 — 105 — 2G 5 0.4 A>F>G/B/C双块8脚
OPA260 ±4.5to±24 ±13 ±1000 ±4pA 25 100 25 1000G 20 ±8 双块8脚
附录2：系统设计电路图
附图1 系统设计的硬件电路图
