共模抑制比課件

第三章信號處理

生物信號屬低頻微弱信號

信號處理主要包括：信號放大、濾波、信號隔離

本章重點：前置放大級的設計第一節(jié)生物電放大器前置級原理一、基本要求1、高輸入阻抗2、高共模抑制比3、低噪聲、低漂移4、設置保護電路（一）高輸入阻抗

輸入阻抗不高——信號衰減、失真

電極面積——影響電流密度、電極阻抗

設：差模增益為Ad，輸出電壓為Uo

，得：設Zs1=Zs2=Zs，且Zs<<Zi，令Ad’=Uo/Us（對信號Us的電壓增益）討論：Zs從2k——150k變1.Zi=1M，2.Zi=5M，輸入阻抗越高越穩(wěn)定電極

放大器名稱參數名稱

ECG-AmpEEG-AmpVEP-AmpEMG-Amp

輸入阻抗

>1M

>5M

>200M

>100M輸入端短路噪聲（p-p）

≤10V≤3V≤0.7V≤8V共模抑制比

≥60dB≥80dB≥100dB≥80dB頻帶

0.05-250Hz0.5-70Hz0.5Hz-3kHz2Hz-10kHz

板電極片狀或針電極

（二）高共模抑制比

UCM為共模干擾電壓，放大器輸入端A、B兩點的電壓分別為：則共模電壓轉化為差模電壓UA-UB通常，則：

（三）低噪聲低漂移措施：差動輸入形式電路對稱結構，嚴格挑選器件采用調制式直流放大器設置“復零”電路，將基線在特殊情況下復零（四）設置保護電路人體安全保護電路放大器輸入保護電路校準電路二、差動放大電路分析方法分析參數：共模抑制能力和輸入阻抗兩輸入端信號ui1和ui2由共模電壓uic和差模信號uid組成：

理想運放：（1）輸入阻抗很高，同相、反相輸入端電流小到可忽略I+=I-=0；（2）Av很高，輸出電壓有限，U+=U-所以：

Uoc、uod的數值均由外回路電阻決定，若：共模輸入uic完全被抑制，不產生共模誤差。電阻的匹配條件為：

R1=R2，RF=R3

結論：共模增益Ac1=0，放大器的CMRR=∞

實際情況：（1）CMRR不可能∞；CMRRD

（2）電阻精度，CMRRR

影響差動放大器共模抑制能力的因素1、由電阻失配所造成的CMRRR3、器件本身共模抑制比CMRRD對總共模抑制比CMRR影響

2、由定義可知，CMRRD即開環(huán)差動增益Ad’與共模增益Ac’之比：

結論：（1）在同時考慮電阻失配和器件本身的CMRRD的影響時，放大器總的CMRR將進一步下降；（2）差動放大器的共模抑制能力受到放大電路閉環(huán)增益、外電路電阻匹配精度以及放大器本身共模抑制比等因素影響。3、差動放大器的輸入阻抗

ri=2R1綜上分析：

基本差動放大器這一電路形式不能滿足生物電放大器前置級高輸入阻抗要求的解決辦法：（1）把差動輸入信號都從同相端輸入，大大提高輸入阻抗（可高達10M以上）。（2）在差動放大電路前面增加緩沖級（同相電壓跟隨器），實現阻抗變換。

例題差動放大器電路所用的IC器件的共模抑制比CMRRD=100dB，放大電路閉環(huán)差動增益Ad=20，電阻誤差δ=±0.1%，求放大器的總共模抑制比。當Ad=1時，放大器的總共模抑制比又是多少？

放大器的總共模抑制比：

比IC器件的共模抑制比小26dB。而當Ad＝1時，放大電路的共模抑制比進而下降為53.9dB。

三、差動放大器應用電路

（一）同相并聯結構的前置放大電路

第一級共模抑制比CMRR12,則：結論:1、第一級放大電路的共模抑制比能力取決于運放器件A1、A2本身共模抑制比的差異。2、為消除因CMRR1、CMRR2不為無窮大而造成A1、A2輸出端有與輸入端相同的共模電壓，故應在A1、A2輸出端接一級差動放大，以消除共模電壓在電路中的傳遞。兩級放大電路總共模抑制比：在嚴格挑選A1、A2，使CMRR1、CMRR2嚴格對稱時則：CMRR12>>Ad1CMRR3

有：CMRRAd1CMRR3

結論:

同相并聯差動放大器總共模抑制比主要取決于第一級的差動增益及第二級的共模抑制能力例3-1：

如圖所示為同相并聯結構的ECG前置級實用電路，所用器件的共模抑制比均為100dB。輸入回路中兩電極阻抗分別為20k、23k。放大器輸入阻抗實際有80M。放大器中所用電阻的精度=0.1％，其他參數如圖所示。求包括電極系統(tǒng)在內的放大電路的總共模抑制比。同相并聯差動結構電路作為生物電放大器前置級的設計步驟為：

(1)器件選擇。通過測量，確定共模抑制比嚴格對稱的A1、A2（通常相差不應超過

0．5dB）和高共模抑制比參數的A3（通常大于100dB）。(2)在影響共模抑制能力的諸因素中，第二級差動放大電路中電阻的匹配精度是主要的。通常用精密電橋選擇高精度、高穩(wěn)定性電阻，確定R1，再由Ad2

的設計值確定RF(下支路的RF選電位器)。(3)前置級增益以及組成前置級的兩級放大電路的增益分配，都影響總的CMRR值。在前置級增益確定之后，Ad1、Ad2互相制約。但是

Ad1

值取得較高一些，是有利于總的共模抑制能力的提高的。（二）同相串聯結構的前置放大電路

特點：少用－個運放。差動信號均由同相端進入，A1的輸出uo1和ui2一起送入，從A2獲得單端輸出，故稱串聯結構。

可見，共模抑制能力的提高，取決于器件A1、A2本身的共摸抑制比是否相等，并且受外回路電阻的匹配精度的影響。前者易實現，故放大電路的CMRR取決于電阻的匹配精度。緩沖級與差動放大器構成的前置級

提高放大電路的共模抑制能力的措施仍然是使A1、A2的共模抑制比相等，并盡可能提高差動級的電阻匹配精度。

（三）由專用儀器放大器構成的前置放大器AD620為一個低成本、低功耗、高精度的單片儀器放大器。AD620的性能比傳統(tǒng)的三運算放大器優(yōu)越。特點：1.只用一個外部電阻就能設置放大倍數為1～1000；2.電源范圍寬(±2.3～±18V)；3.體積??；4.功耗非常低(最大供電電流僅1.3mA)；適用于低電壓、低功耗的應用場合。

AD620外形圖AD620內部原理圖

為保證增益控制的高精度，輸入端三極管用差分雙極輸入；用超β工藝獲得更低的輸入偏置電流；通過輸入級內部Q1-A1-R1和Q2-A2-R2反饋環(huán)路,保持輸入三極管的集電極電流恒定，所以輸入電壓相當于加到外部增益控制電阻RG兩端上；兩個內部增益電阻R1、R2精確定為24.7kΩ。

增益：外部控制電阻值為：由主要技術參數：1.輸入阻抗（inputimpedance）；2.共模抑制比（commonmoderejectionratio，

CMRR）；3.偏置電流(biascurrent)；4.輸入失調電壓(inputoffsetvoltage)；5.輸入噪聲（inputnoise）。（1）輸入阻抗室溫25℃時的差模輸入阻抗。動態(tài)情況下，兩個輸入端間有并聯的電容值。該參數為10GΩ//2PF。（2）共模抑制比（CMRR）通常取平均值，溫度變化有差異。通常指低頻條件。若頻率增高，CMRR值有所減小。在放大增益不同，CMRR值也不同。

（3）偏置電流（biascurrent）兩輸入端到地有一個小的偏置電流（直流），AD620該參數為0.5nA，最大為2nA。（4）輸入失調電壓（inputoffsetvoltage）一般兩個輸入端電壓差為零（兩輸入端短接地）時，其輸出都不為零。如果在任意一個輸入端加上一個大小和方向合適的直流電壓，便可人為地使輸出為零，這個外加的直流電壓即運放的失調電壓。AD620的最大值可達125μV。（5）輸入噪聲輸入噪聲分電壓噪聲和電流噪聲。低頻范圍（生理信號）的1/f噪聲，會引起運放工作點漂移；電阻、半導體結間噪聲受溫度、頻率影響。頻率1kHz時輸入電壓噪聲為9；0.1～10Hz頻段輸入電流噪聲為10PAp－p

（四）AD620構成的常用生理參數前置放大電路

常用于傳感器接口、心電圖監(jiān)測儀、精密電壓電流轉換

1.壓力傳感器電路

高電阻值,低電源電、體積小、低功耗壓力傳感器電路壓力檢測電路

3kΩ、+5V供電的壓力傳感器電橋；電橋功耗僅1.7mA,AD620和AD705緩沖電壓驅動器對信號調節(jié),使總供電電流僅為3.8mA；電路產生的噪聲和漂移極低。四、前置級共模抑制能力的提高方法：1.正確設計電路參數；2.改進電路。

（一）屏蔽驅動

ECG導聯引線芯線和電纜屏蔽層（接地時），對放大器輸入端的分布電容為C1，C2

。

C1，C2不等，電極阻抗RS不平衡，則Rs1C1Rs2C2,使共模電壓不等量衰減，放大器CMRR下降。問題：輸入端的共模電壓產生共模誤差輸出。

解決思路：使屏蔽層電容不起衰減作用。辦法：導聯線的屏蔽層不接地，接到與共模輸入信號等電位點上，共模電壓不衰減地送到差動放大器輸入端，不會產生共模量不等量衰減形成共模誤差。（1）取放大電路的共模電壓驅動屏蔽層，使分布電容C1、C2的端電壓保持不變。（2）A1、A2構成緩沖級，其輸出分別為：

電阻網絡R-R接A1、A2的輸出端，在網絡的中點取出A1、A2輸出電壓的平均值Uic，經緩沖放大器A3驅動屏蔽層，消除由C1、C2引起的不均衡衰減。、屏蔽驅動電路實際應用電路(三)右腿驅動技術

右腿不直接接地，接到A3的輸出。從兩Ra結點取共模電壓，經A3放大后通過R0電阻反饋到右腿。人體的位移電流這時不再流入地，而是流向R0和A3的輸出。當病人和地之間出現很高電壓時，A3飽和，右腿驅動電路不起作用，A3等效于接地，R0起限流保護，安全保護。A3不飽和時的共模電壓。反相端輸入為：討論：（1）要小，可增大2RF/Ra（2）Vcm大時，R0必須起保護作用，其值較大。故A3要求能在微電流下工作，則RF可選較大值。例：如果選RF=R0＝5MΩ，Ra典型值為25kΩ，則等效電阻為12.5kΩ。若位移電流=0.2μA，則：由AD620構成的實際心電監(jiān)測電路第二節(jié)隔離級設計為了人體安全的目的，通常生物電信號測量技術采用浮地形式，以便實現人體與電氣上的隔離。

浮地概念所謂浮地（或浮置），即信號在傳遞的過程中，不是利用一個公共的接地點逐級地往下面?zhèn)魉停ㄈ缱枞蓠詈?、直接耦合等），而是利用諸如電磁耦合或光電耦合等隔離技術，信號從浮地部分傳遞到接地部分，兩部分之間沒有電路上的直接聯系。

一、光電耦合光電二極管耦合光電晶體管耦合

光電晶體管轉移特性用于模擬信號的耦合轉換，要求光電耦合器有很好的線性特性ECG-6511前置放大光電耦合級電路

發(fā)光二極管DA有電流通過發(fā)光時，DB、DC中產生反向電流

A1為耦合驅動級，在輸入信號為零的初始狀態(tài)，Ii＝0，A點為虛地點，B點呈負電位，有：靜態(tài)：

47k上的電流I恒定，從A點流出，電容C以IC充電，C點電位升高，VA導通，產生IDA，發(fā)光二極管DA發(fā)光，光電池DB產生反向電流IDB

流入A點，當IDB＝I時，電容C的充電電流為0，C點電位恒定，發(fā)光二極管DA和光電池DB中的電流達一穩(wěn)定值IDA0、IDB0；

同理，IDA0使IDC0有IDC0=I，調整50k電位器，使U0確定靜態(tài)值。動態(tài)：輸入Ui＞0，有Ii注入A點，致Uc下降，使IDA減小，DA光強變弱，繼而減低。當，Ic＝0（C反向充電結束）。此時：輸出為：

輸入為：

光電耦合電壓轉換比率為：

結論：轉移過程的線性度取決于光電器件DA

、DB、DC的特性，尤其是DB和DC的對稱性。為了提高線性度，DB和DC的偏置電路參數也應保持對稱?；パa方式光電耦合電路

優(yōu)點：通過選擇芯片的對稱性，提高電路的線性度。光電晶體管耦合器T117，兩個光電耦合器PH1和PH2對稱性好，電流轉移系數分別是1和2

。運放A1、A2工作在線性狀態(tài)。A1通過PH1形成負反饋。靜態(tài)時：Ii＝I1，電容C中的電流為0，當信號ui

到達平衡時：耦合輸出級A2有：輸出：

由于1=2，所以：

R3和C改善電路的穩(wěn)定性和頻率特性HP1工作速度遠低于A1，A1進入工作的瞬間，由HP1形成的負反饋環(huán)路是斷開的，來不及建立負反饋，使A1輸出電壓過沖。引入R3后，反饋系數變小，增加電路的穩(wěn)定性。電容C為A1提供快速反饋環(huán)節(jié)。

RF/Ri為電壓轉換率數字信號的光電耦合A／D轉換后，對每一位數字信號分別用一個光電耦合器件。單級耦合電路數字信號光電耦合

單級光電耦合

浮地電源通過R為發(fā)光二極管提供靜態(tài)工作電流，使之工作在線性區(qū)。光電三極管中的信號電流經RL

送入A2。耦合級工作速度：由RL與耦合器結電容的時間常數p決定。內部帶有光電隔離的儀用放大器

用匹配的光敏二極管CR3和CR2，大大減小非線性和時間-溫度的漂移。運放A1，發(fā)光二極管CR1和光敏二極管CR3形成負反饋，使I1=IIN。因CR2和CR3嚴格匹配，從CR1接受的光強相等，I2=I1=IINA2完成電流-電壓轉換，VOUT=I2Rk總的傳輸函數為：集成光電隔離儀用放大器在生理參數測量中的應用

電源采用DC/DC隔離隔離耐壓值：3kV表示放大器每個輸入端和輸入地之間應能經受幅度3kV