CZ302454B6 - System for measuring biological signals with suppression of interference - Google Patents
System for measuring biological signals with suppression of interference Download PDFInfo
- Publication number
- CZ302454B6 CZ302454B6 CZ20100509A CZ2010509A CZ302454B6 CZ 302454 B6 CZ302454 B6 CZ 302454B6 CZ 20100509 A CZ20100509 A CZ 20100509A CZ 2010509 A CZ2010509 A CZ 2010509A CZ 302454 B6 CZ302454 B6 CZ 302454B6
- Authority
- CZ
- Czechia
- Prior art keywords
- electrode
- amplifier
- interference
- voltage
- inverting amplifier
- Prior art date
Links
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
Description
Systém pro měření biologických signálů s potlačením rušeníSystem for measuring biological signals with suppression of interference
Oblast technikyTechnical field
Předkládané řešení se týká systémů pro měření biologických signálů, jako je například elektroencefalograf EEG, elektrokardiograf EKG a podobně. Konkrétně se jedná o úlohu změřit z povrchu nebo uvnitř živého organismu, zejména pak těla člověka, rozdíl potenciálů, který odpovídá aktivitě živých tkání.The present invention relates to systems for measuring biological signals such as electroencephalograph EEG, electrocardiograph ECG and the like. Specifically, it is the task of measuring from the surface or inside a living organism, in particular the human body, the potential difference that corresponds to the activity of living tissues.
Dosavadní stav technikyBACKGROUND OF THE INVENTION
Situace běžně se vyskytující při měření biologických signálů je znázorněna na obr. la. Elektrody e^ a e^ jsou připojeny na tělo člověka a jejich signál je měřen diferenčním zesilovačem ZS1, který rozdíl potenciálů elektrod zesílí a převede na výstupní napětí Vg. Současně je však přítomen i zdroj rušení Vg, který nejčastěji odpovídá rozvodné síti elektrické energie. Rušení proniká do těla měřeného člověka prostřednictvím impedancí Zi a Zj, které jsou typicky tvořeny parazitními kapacitami mezi člověkem a rušivým zdrojem. Rušivý zdroj a měřicí zesilovač mají obvykle oddělené své nulové potenciály GND1 a GND2. jejichž propojení lze ilustrovat impedancí Zi. Při galvanickém oddělení obou potenciálů reprezentuje tato impedance Zi parazitní kapacitu mezi nulovými potenciály GNP1 a GND2. Přítomnost zdroje rušení Vg způsobuje změny potenciálu měřeného subjektu vzhledem k nulovému potenciálu měřicího zesilovače. Tyto změny se pak mohou přenést na výstup diferenčního zesilovače ZS1 jako rušící napětí.The situation commonly encountered in measuring biological signals is shown in Fig. 1a. The electrodes e ^ and e ^ are connected to the human body and their signal is measured by a differential amplifier ZS1, which amplifies the potential difference of the electrodes and converts it to an output voltage Vg. At the same time, however, there is also a source of interference Vg, which most often corresponds to the electricity grid. The interference penetrates the body of the person to be measured through the impedances Zi and Zj, which are typically formed by parasitic capacities between the human and the interfering source. The interference source and the measuring amplifier usually have separate GND1 and GND2 potentials. whose connection can be illustrated by impedance Zi. In galvanic separation of both potentials, this impedance Z1 represents the parasitic capacity between the zero potentials GNP1 and GND2. The presence of the interference source Vg causes changes in the potential of the measured subject relative to the zero potential of the measuring amplifier. These changes can then be transmitted to the output of the differential amplifier ZS1 as an interference voltage.
Pro popsání způsobu jakým se rušení dostává na výstup reálného měřicího diferenčního zesilovače ZS1 a s tím spojených technik, které se toto rušení snaží potlačit, je situace z obr. la znázorněna zjednodušeným náhradním obvodem na obr. lb. Zdroj rušení Vg a impedance Zh Z^, jsou zde reprezentovány náhradním Theveninovým obvodem Vg a Pro jednoduchost je zde předpokládáno, že napětí generovaná měřeným člověkem jsou nulová a celé tělo, zde reprezentované uzlem C, má jediný potenciál Vq. Impedance Z^ a Zp? reprezentují impedance elektrod e_i_ a respektive jejich nedokonalý kontakt a impedanci povrchové tkáně. Reálný diferenční zesilovač ZS1 je zde reprezentován ideálním diferenčním zesilovačem DZ1 a vstupními impedancemi Zy^ a ZYB. Do těchto vstupních impedancí ZyA a Zy% musí být navíc implementována galvanická cesta k nulovému potenciálu diferenčního zesilovače, aby vstupní obvody diferenčního zesilovače mohly vůbec pracovat v aktivním režimu.In order to describe the way in which the interference is outputted by the real differential differential amplifier ZS1 and the associated techniques that try to suppress the interference, the situation of FIG. 1a is illustrated by the simplified equivalent circuit in FIG. 1b. The source of the interference Vg and the impedance Z h Z ^, are represented here by a replacement Thevenin circuit Vg, and for simplicity it is assumed that the stresses generated by the human being measured are zero and the whole body, represented here by node C, has a single potential Vq. Impedance Z ^ and Zp? they represent the impedances of the electrodes e_i_ and their imperfect contact and surface tissue impedance, respectively. The real differential amplifier ZS1 is represented here by the ideal differential amplifier DZ1 and the input impedances Zy ^ and Z YB . In addition, a galvanic path to the differential potential of the differential amplifier must be implemented in these input impedances Z yA and Zy% so that the input circuits of the differential amplifier can operate at all in the active mode at all.
Za ideálních podmínek jsou impedance Z^ a Zf; shodné a vstupní impedance Zy^ a Zyg jsou taky shodné. V tomto případě jsou na obou vstupech ideálního diferenčního zesilovače DZ1 stejná napětí a výstupní napětí VQ je nulové bez ohledu na velikost rušivého napětí Vc. Za reálných podmínek jsou však impedance Zf.i a Ze? různé a vstupní impedance Zva a Zy^ se mohou také Ušit. V závislosti na velikosti napětí V£ se pak na obou vstupech ideálního diferenčního zesilovače DZ1 objeví různá napětí a napětí V£ tak začne rušivým způsobem ovlivňovat napětí Yq.Under ideal conditions, the impedances are Z ^ and Zf; the same and the input impedance Zy ^ and Zyg are also the same. In this case, both voltages of the ideal differential amplifier DZ1 have the same voltages and the output voltage V Q is zero regardless of the interference voltage V c . Under real conditions, however, the impedances are Zf.and Ze? different and input impedances Zva and Zy ^ can also be used. Depending on the voltage V £ , different voltages appear at both inputs of the ideal differential amplifier DZ1, and the voltage V £ thus interferes with the voltage Yq.
Pro potlačení tohoto jevu bylo navrženo několik metod. Byla navržena různá zapojení měřicích zesilovačů, která zabezpečovala velké hodnoty vstupních impedancí ZyA a Zyg, čím se potlačí vliv rozdílnosti impedancí Zgi a Z^, jak je uvedeno v A. Miller. Coupling Circuit with driven guard. Patent US 4 191 195, 1978 nebo vN. V. Thakor and J. G. Webster. Ground-free ecg recording with two electrodes.IEEE Transactions on Biomedical Engineering, BME-27(12):699 až 704, 1980. Toto řešení obvykle neumožňuje zmíněné galvanické spojení vstupů měřicího zesilovače s nulovým potenciálem a navíc je tento přístup Často nedostačující. Z tohoto důvodu se přistupuje na použití třetí elektrody, která se umisťuje na měřený subjekt a spojuje se s nulovým potenciálem měřicího zesilovače. Toto řešení uvádí například B. Winter and J. G. Webster. Reduction of interference de to common mode voltage in biopotential amplifiers. IEEESeveral methods have been proposed to suppress this phenomenon. Various circuit amplifier connections have been designed to provide large input impedance values of ZyA and Zyg, thus suppressing the effect of Zgi and Z ^ impedance differences as reported by A. Miller. Coupling Circuit U.S. Patent 4,191,195, 1978 or vN. V. Thakor and J.G. Webster. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, BME-27 (12): 699-704, 1980. This solution usually does not allow the said galvanic connection of the measuring amplifier inputs to zero potential, and moreover, this approach is often insufficient. For this reason, the use of a third electrode, which is placed on the subject to be measured and associated with the zero potential of the measuring amplifier, is approached. This solution is disclosed, for example, by B. Winter and J. G. Webster. Reduction of interference to common mode voltage in biopotential amplifiers. IEEE
- 1 CZ 302454 B6- 1 CZ 302454 B6
Transactions on Biomedical Engineering, BME-30( 1):58 až 62, 1983. Konkrétní situace je znázorněna na obr. 2a a její náhradní obvod je na obr. 2b. Třetí elektroda je zde označena jako e? a její impedance je označena jako Ze?. Funkce tohoto obvodu je podobná jako u obvodu z obr.Transactions on Biomedical Engineering, BME-30 (1): 58-62, 1983. The particular situation is shown in Figure 2a and its equivalent circuit is shown in Figure 2b. The third electrode is designated here as e? and its impedance is denoted Ze ?. The function of this circuit is similar to that of FIG.
b, s tím rozdílem, že pokud je impedance Zfj třetí elektrody e? dostatečně malá, způsobí snížení rušivého napětí Vc a tím snížení celkového vlivu rušení na výstupní napětí Vq. Vstupní impedance Zva a Zvb představují v tomto případě pouze vstupní impedanci použitého zesilovače.b, with the difference that if the impedance Z f j is the third electrode e? sufficiently small, causes a reduction in the interfering voltage Vc and thus a reduction in the overall effect of the interference on the output voltage Vq. The input impedance Zva and Zvb in this case are only the input impedance of the amplifier used.
V případě MOSFETové realizace je to pouze vnitřní kapacita, případně zbytkový proud hradla. Existují však případy, kdy dostatečně malé hodnoty impedance Z^? třetí elektrody e? dosáhnout nelze, například v případě, že je použito tzv. suchých elektrod, které se vyznačují jednodušší i o aplikací, ale značnou přechodovou impedancí. Pro takovýto případ bylo navrženo zapojení znázorněno na obr. 3a. Toto zapojení je uvedeno například v článku M. R. Neuman. Bíopotential amplífiers. In J. G. Webster, editor, Medical Instrumentation. John Wiley & Sons, 1998, nebo v D. Prutchi and M. Norrís. Design and Development of Medical Instrumentation. John Wiley & Sons, 2005 či ve článku B. Winter and J. G. Webster. Drive—right—leg circuít design. IEEEIn the case of MOSFET realization, it is only the internal capacity or residual gate current. However, are there cases where sufficiently small impedance values Z ^? third electrode e? this can not be achieved, for example, when so-called dry electrodes are used, which are characterized by a simpler application, but with a significant transition impedance. For such a case, the wiring shown in Fig. 3a has been proposed. This involvement is mentioned, for example, in an article by M. R. Neuman. Bíopotential amplífiers. In J.G. Webster, editor, Medical Instrumentation. John Wiley & Sons, 1998, or in D. Prutchi and M. Norris. Design and Development of Medical Instrumentation. John Wiley & Sons, 2005 or in B. Winter and J. G. Webster. Drive — right — leg circuit design. IEEE
Transactions on Biomedical Engineering, BME—30(1):62 až 65, 1983. Toto zapojení se v anglické literatuře označuje jako Drive Right Leg Circuit, což lze volně přeložit jako obvod řízení napětí pravé nohy. Pravá noha se uvádí z důvodu, že na toto místo se v praxi výstup tohoto obvodu často připojuje. Tento obvod je uspořádán tak, že signál z první elektrody e2 a z druhé elektrody e-Je zpracován pomocí dvou zesilovačů ZS2 a ZS3, napětí na výstupech těchto zesilo20 vačů ZS2 a ZS3 se sečte, zesílí invertujícím zesilovačem ZS4 a přivede se zpět na měřený subjekt pomocí třetí elektrody e?. Výstupní napětí je pak získáno zesílením rozdílu napětí výstupů zesilovačů ZS2 a ZS3 pomocí diferenčního zesilovače ZS5. Zesilovače ZS2 a ZS3 a diferenční zesilovač ZS5 na obr. 3a jsou reálné zesilovače. Princip funkce tohoto zapojení lze popsat na jeho náhradním obvodu na obr, 3b, Reálné zesilovače ZS2 a ZS3 jsou zde modelovány jako kombina25 ce ideálních zesilovačů ZZ2 a ZZ3 a příslušných vstupních impedancí Zy2 a Zy3 a reálný invertující zesilovač ZS4 je modelován ideálním invertujícím zesilovačem ZZ4, Je zřejmé, že v tomto obvodu se vytvořila smyčka záporné zpětné vazby, která je tvořena ideálními zesilovači ZZ2 a ZZ3 a ideálním invertujícím zesilovačem ZZ4. Tato smyčka minimalizuje součtové napětí výstupů ideálních zesilovačů ZZ2 a ZZ3 tím, že působí proti rušivému napětí V£. V případě, že zesíle30 ní ideálního invertuj ícího zesilovače ZZ4 roste nade všechny meze, musí součtové napětí výstupů ideálních zesilovačů ZZ2 a ZZ3 klesat k nule, což se v případě nesymetrických signálových cest dosáhne pouze tím, že ideální invertující zesilovač ZZ4 svým výstupem vynuluje napětí Vc a tím vliv rušení odstraní.Transactions on Biomedical Engineering, BME — 30 (1): 62-65, 1983. This engagement is referred to as Drive Right Leg Circuit in the English literature, which can be loosely translated as the right foot voltage control circuit. The right foot is indicated because in practice the output of this circuit is often connected to this location. This circuit is arranged so that the signal from the first electrode e 2 and the second electrode e-is processed by two amplifiers ZS2 and ZS3, the voltage at the outputs of these amplifiers ZS2 and ZS3 is summed, amplified by inverting amplifier ZS4 and brought back to the measured subject. using the third electrode e ?. The output voltage is then obtained by amplifying the voltage difference of the outputs of the amplifiers ZS2 and ZS3 using the differential amplifier ZS5. The amplifiers ZS2 and ZS3 and the differential amplifier ZS5 in Fig. 3a are real amplifiers. 3b, Real amplifiers ZS2 and ZS3 are modeled here as a combination of 25 ideal amplifiers ZZ2 and ZZ3 and corresponding input impedances Z y2 and Z y3 and real inverting amplifier ZS4 is modeled by an ideal inverting amplifier ZZ4, It is evident that a negative feedback loop has been created in this circuit, consisting of the ideal amplifiers ZZ2 and ZZ3 and the ideal inverting amplifier ZZ4. This loop minimizes the cumulative voltage of the outputs of the ideal amplifiers ZZ2 and ZZ3 by counteracting the disturbing voltage V £ . If the amplification of the ideal inverting amplifier ZZ4 increases above all limits, the total voltage of the outputs of the ideal amplifiers ZZ2 and ZZ3 must drop to zero, which is achieved only by the ideal inverting amplifier ZZ4 with its output zeroing c to remove interference.
Toto zapojení se ukázalo jako vysoce efektivní způsob potlačení síťového rušení při snímání biologických signálů. Jeho nevýhodou je však komplexnější obvodové řešení, které vyžaduje použití čtyř zesilovačů, z čehož jeden je diferenční.This connection has proven to be a highly effective way of suppressing network interference when capturing biological signals. However, its disadvantage is a more complex circuit solution, which requires the use of four amplifiers, one of which is differential.
to Podstata vynálezuto the Summary of the Invention
Navrhovaný systém pro měření biologických signálů s potlačením rušení spočívá ve využití principů stoprocentní záporné zpětné vazby pomocí tří elektrod a pouze dvou zesilovačů se společným nulovým potenciálem. Podstatou nového řešení je, že první elektroda je připojena na vstup zesilovače, jehož výstup je výstupem systému. Druhá elektroda je připojena na vstup invertujícího zesilovače, na jehož výstup je připojena třetí elektroda. Zesilovač a invertuj ící zesilovač mají společný nulový potenciál.The proposed system for measuring biological signals with interference suppression is based on the principle of 100% negative feedback using three electrodes and only two amplifiers with a common zero potential. The essence of the new solution is that the first electrode is connected to the input of the amplifier, whose output is the output of the system. The second electrode is connected to the input of an inverting amplifier, to the output of which the third electrode is connected. The amplifier and the inverting amplifier have a common zero potential.
V konkrétním provedení je možné invertuj ící zesilovač realizovat například operačním zesilovalo čem bez zpětné vazby, jehož invertuj ící vstup je připojen na druhou elektrodu, jeho neinvertující vstup je připojen na nulový potenciál a jeho výstup je připojen na třetí elektrodu.In a particular embodiment, the inverting amplifier may be realized, for example, by an op-amp without feedback, whose inverting input is connected to the second electrode, its non-inverting input is connected to zero potential, and its output is connected to the third electrode.
Výhodou navrhovaného řešení je jednodušší obvodové řešení, které vyžaduje využití jenom dvou zesilovačů, z kterých ani jeden nemusí být diferenční.The advantage of the proposed solution is a simpler circuit solution, which requires the use of only two amplifiers, none of which need to be differential.
Přehled obrázků na výkresechBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
Na obr. Ia až 3b je uveden dosavadní stav techniky. Přiložený obr. Ia znázorňuje systém pro měření biologických signálů při dvoubodovém měření biologických signálů a obr. Ib znázorňuje zjednodušený náhradní obvod situace z obr. ía. Obr. 2a znázorňuje situaci při tříbodovém měření biologických signálů a kněmu příslušející obr. 2b znázorňuje zjednodušený náhradní obvod situace z obr. 2a. Obr. 3a znázorňuje situaci při tříbodovém měření biologických signálů s využitím obvodu Dři ven Right Leg Circuit, jehož zjednodušený náhradní obvod je uveden na obr. 3b.Figures 1a to 3b show the prior art. The attached Fig. 1a shows a system for measuring biological signals in a two-point measurement of biological signals, and Fig. Ib shows a simplified spare circuit of the situation of Fig. 1a. Giant. Fig. 2a shows a situation in three-point measurement of biological signals and corresponding to Fig. 2b shows a simplified spare circuit of the situation of Fig. 2a. Giant. 3a illustrates a three-point measurement of biological signals using the Dru out Right Leg Circuit circuit, the simplified replacement circuit of which is shown in FIG. 3b.
Příklad systému pro měření biologických signálů s potlačením rušení podle předkládaného řešení je pak uveden na obr. 4a. Obr. 4b znázorňuje zjednodušený náhradní obvod zapojení z obr. 4a.An example of a noise suppression biological signal measurement system according to the present invention is shown in Fig. 4a. Giant. 4b shows a simplified replacement circuit of FIG. 4a.
Příklady provedení vynálezuDETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Příklad provedení navrhovaného uspořádání systému pro měření biologických signálů je na obr. 4a. Zesilovač ZS6 je svým vstupem připojen na první elektrodu ej_, a na jeho výstupu je odebírán zesílený výstupní signál. Invertující zesilovač ZS7 je svým vstupem připojen na druhou elektrodu e?, a jeho výstup je připojen na třetí elektrodu e.. Zesílení zesilovače ZS6 je dané požadavkem na zesílení rozdílového napětí mezi první elektrodou ej a druhou elektrodou e^. Zesílení invertuj ící ho zesilovač ZS7 je záporné a v absolutní hodnotě co možná největší, ideálně nekonečné. K dosažení tohoto cíle je s výhodou například možné použít operační zesilovač bez zpětné vazby. Neinvertující zesilovač a invertující zesilovač mají společný nulový potenciál.An exemplary embodiment of the proposed configuration of a biological signal measuring system is shown in Fig. 4a. The amplifier ZS6 is connected via its input to the first electrode E1, and at its output an amplified output signal is taken. The inverting amplifier ZS7 is connected to the second electrode e? By its input, and its output is connected to the third electrode e ?. The amplification of the inverting amplifier ZS7 is negative and as absolute as possible, ideally infinite. To achieve this, it is preferably possible to use an op-amp without feedback. The non-inverting amplifier and the inverting amplifier have a common zero potential.
Pro vysvětlení funkce tohoto uspořádání je na obr. 4b znázorněný jeho zjednodušený náhradní obvod. Impedance první elektrody ei, druhé elektrody e? a třetí elektrody jsou zde reprezentovány náhradními impedancemi, a to první náhradní impedanci Zen druhou náhradní impedancí Zg2 a třetí náhradní impedancí Ze3. Reálný zesilovač ZS6 ie zde reprezentován ideálním zesilovačem ZZ6 a první vstupní impedancí Zy6 a reálný invertující zesilovač ZS7 ie zde reprezentován ideálním invertujícím zesilovačem ZZ7 a druhou vstupní impedancí Zy?. Všechny zdroje rušivých napětí jsou reprezentovány zdrojem rušení Vs a jeho výstupní impedancí Zs. V obvodu je také zahrnut zdroj signálu Va, který reprezentuje napětí vytvořené biologickými tkáněmi v měřeném subjektu. Je zřejmé, že smyčka záporné zpětné vazby je tvořena ideálním invertuj ícím zesilovačem ZZ7, druhou náhradní impedancí Zr?. třetí náhradní impedancí Zr* a druhou vstupní impedancí Zy?. Přítomnost této smyčky způsobí, že v případě, že zesílení ideálního invertujícího zesilovače ZZ7 roste nade všechny meze, napětí na jeho vstupu bude nulové. Vzhledem k nulovému vstupnímu proudu ideálního invertuj ícího zesilovače ZZ7 bude pak i napětí Vc nulové. Tím se eliminuje přítomnost rušení v uzlu C. Výstupní napětí Vn je pak dáno jenom zdrojem signálu Va, impedančním děličem tvořeným první náhradní impedancí a první vstupní impedancí Zy6 a zesílením ideálního zesilovače ZZ6. Zdroj rušení Vs výstupní napětí VQ neovlivňuje.To illustrate the operation of this arrangement, a simplified equivalent circuit is shown in FIG. 4b. Impedance of first electrode ei, second electrode e? and the third electrodes are represented here by surrogate impedances, namely the first surrogate impedance Zen by the second surrogate impedance Zg2 and the third surrogate impedance Ze3. The real amplifier ZS6 ie is represented here by the ideal amplifier ZZ6 and the first input impedance Zy6 and the real inverting amplifier ZS7 ie is represented here by the ideal inverting amplifier ZZ7 and the second input impedance Zy ?. All sources of interference voltages are represented by the source of interference Vs and its output impedance Z s . Also included in the circuit is a signal source Va that represents the voltage generated by the biological tissues in the subject to be measured. Obviously, the negative feedback loop consists of the ideal inverting amplifier ZZ7, the second equivalent impedance Zr ?. the third equivalent impedance Zr * and the second input impedance Zy ?. The presence of this loop causes the voltage at its input to be zero if the gain of the ideal inverting amplifier ZZ7 increases above all limits. Due to the zero input current of the ideal inverting amplifier ZZ7, the voltage V c will be zero. This eliminates the presence of interference in node C. The output voltage Vn is then given only by the signal source Va, the impedance divider formed by the first substitute impedance and the first input impedance Zy6 and the amplification of the ideal amplifier ZZ6. The source of interference V s does not affect the output voltage V Q.
Podobně jako zapojení Driven Right Leg Circuit je i zapojení na obr. 4a schopno eliminovat rušení, nicméně je realizováno s podstatně jednodušším obvodem, kdy je namísto čtyř zesilovačů, ze kterých jeden musí být diferenční, použito pouze dvou nediferenčních zesilovačů.Similar to the Driven Right Leg Circuit, the circuit shown in Figure 4a is capable of eliminating interference, but is implemented with a much simpler circuit, using only two non-differential amplifiers instead of four amplifiers, one of which must be differential.
Pro úplnost je ještě uveden popis funkce systému s reálnými součástkami podle obr. 4a, Zesilovač ZS6 zesiluje napětí první elektrody ej. vůči společnému nulovému potenciálu. Invertující zesilovač ZS7 zesiluje napětí druhé elektrody & opět vůči společnému nulovému potenciálu a jeho výstupní napětí je přivedeno zpět na měřený subjekt prostřednictvím třetí elektrody ej. Invertující zesilovač ZS7 takto vytvoří smyčku stoprocentní záporné zpětné vazby, která se uzavírá přes měřený subjekt a způsobí, že potenciál v místě aplikace druhé elektrody e2 bude téměř shodný s nulovým potenciálem zesilovače ZS6 a invertuj ícího zesilovače ZS7. Výstupní napětí zesilovače ZS6 pak odpovídá rozdílovému napětí mezi první elektrodou ei a druhou elektrodouFor the sake of completeness, a description of the operation of the real component system of FIG. 4a is also provided. The amplifier ZS6 amplifies the voltage of the first electrode ej. against a common zero potential. The inverting amplifier ZS7 amplifies the voltage of the second electrode < ' > again to a common zero potential and its output voltage is applied back to the measured subject via the third electrode ej. The inverting amplifier ZS7 thus forms a loop of 100% negative feedback that closes across the measured subject and causes the potential at the application site of the second electrode e2 to be almost equal to the zero potential of the amplifier ZS6 and the inverting amplifier ZS7. The output voltage of the amplifier ZS6 then corresponds to the difference voltage between the first electrode ei and the second electrode
- j CZ 302454 B6 e^. Toto řešení vykazuje vysokou odolnost proti rušení, kdy měřené napětí není ovlivněno jinými zdroji rušení a přitom vyžaduje použití jenom dvou obyčejných nediferenčních zesilovačů.- j CZ 302454 B6 e ^. This solution has a high immunity to interference, where the measured voltage is not influenced by other interference sources and requires the use of only two common non-differential amplifiers.
Průmyslová využitelnostIndustrial applicability
Vynález lze využít při měření biologických signálů, jako je například elektroencefalogram, elektrokardiogram, a podobně, přičemž je odolný vůči elektromagnetické interferenci. Jeho výhodou je jednoduché obvodové řešení.The invention can be used to measure biological signals, such as electroencephalogram, electrocardiogram, and the like, while being resistant to electromagnetic interference. Its advantage is a simple circuit solution.
Claims (2)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CZ20100509A CZ302454B6 (en) | 2010-06-28 | 2010-06-28 | System for measuring biological signals with suppression of interference |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CZ20100509A CZ302454B6 (en) | 2010-06-28 | 2010-06-28 | System for measuring biological signals with suppression of interference |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CZ2010509A3 CZ2010509A3 (en) | 2011-05-25 |
| CZ302454B6 true CZ302454B6 (en) | 2011-05-25 |
Family
ID=44041779
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CZ20100509A CZ302454B6 (en) | 2010-06-28 | 2010-06-28 | System for measuring biological signals with suppression of interference |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| CZ (1) | CZ302454B6 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2015055156A1 (en) | 2013-10-15 | 2015-04-23 | Univerzita Karlova V Praze, Lekarska Fakulta V Hradci Kralove | Mobile device for long-term monitoring of visual and brain functions |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3880146A (en) * | 1973-06-04 | 1975-04-29 | Donald B Everett | Noise compensation techniques for bioelectric potential sensing |
| US4981141A (en) * | 1989-02-15 | 1991-01-01 | Jacob Segalowitz | Wireless electrocardiographic monitoring system |
| US5392784A (en) * | 1993-08-20 | 1995-02-28 | Hewlett-Packard Company | Virtual right leg drive and augmented right leg drive circuits for common mode voltage reduction in ECG and EEG measurements |
| WO2004093677A1 (en) * | 2003-04-16 | 2004-11-04 | Medtronic Emergency Response Systems, Inc. | Ecg signal detection device |
| EP2101408A1 (en) * | 2008-03-11 | 2009-09-16 | CSEM Centre Suisse d'Electronique et de Microtechnique SA Recherche et Développement | Floating front-end amplifier and one-wire measuring devices |
-
2010
- 2010-06-28 CZ CZ20100509A patent/CZ302454B6/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3880146A (en) * | 1973-06-04 | 1975-04-29 | Donald B Everett | Noise compensation techniques for bioelectric potential sensing |
| US4981141A (en) * | 1989-02-15 | 1991-01-01 | Jacob Segalowitz | Wireless electrocardiographic monitoring system |
| US5392784A (en) * | 1993-08-20 | 1995-02-28 | Hewlett-Packard Company | Virtual right leg drive and augmented right leg drive circuits for common mode voltage reduction in ECG and EEG measurements |
| WO2004093677A1 (en) * | 2003-04-16 | 2004-11-04 | Medtronic Emergency Response Systems, Inc. | Ecg signal detection device |
| EP2101408A1 (en) * | 2008-03-11 | 2009-09-16 | CSEM Centre Suisse d'Electronique et de Microtechnique SA Recherche et Développement | Floating front-end amplifier and one-wire measuring devices |
Non-Patent Citations (4)
| Title |
|---|
| XP000486789 WOOD D E; et al.: "COMPARATIVE ANALYSIS OF POWER-LINE INTERFERENCE BETWEEN TWO- OR THREE-ELECTRODE BIOPOTENTIAL AMPLIFIERS", MEDICAL AND BIOLOGICAL ENGINEERING AND COMPUTING, Vol 33, Nr1, str 63-68, ISSN 0140-0118, 01.01.1995 * |
| XP001178769 DOBREV D; et al.: "TWO-ELECTRODE BIOPOTENTIAL AMPLIFIER WITH CURRENT-DRIVEN INPUTS", MEDICAL AND BIOLOGICAL ENGINEERING AND COMPUTING, Vol 40, Nr 1, ISSN 0140-0118, doi:10.1007/BF02347705, 01.01.2002 * |
| XP001186046 DOBREV D: "TWO-ELECTRODE NON-DIFFERENTIAL BIOPOTENTIAL AMPLIFIER", MEDICAL AND BIOLOGICAL ENGINEERING AND COMPUTING, Vol 40, Nr 5, str 546-549, ISSN 0140-0118, doi:10.1007/BF02345453, 01.09.2002 * |
| XP001508860 DOBREV D; et al.: "SIMPLE TWO-ELECTRODE BIOSIGNAL AMPLIFIER", MEDICAL AND BIOLOGICAL ENGINEERING AND COMPUTING, Vol 43, Nr 6, str 725-730, ISSN 0140-0118, doi:10.1007/BF02430949, 01.11.2005 * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2015055156A1 (en) | 2013-10-15 | 2015-04-23 | Univerzita Karlova V Praze, Lekarska Fakulta V Hradci Kralove | Mobile device for long-term monitoring of visual and brain functions |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CZ2010509A3 (en) | 2011-05-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9190966B2 (en) | Impedance bootstrap circuit for an interface of a monitoring device | |
| JP6713482B2 (en) | Active electrode, sensor system, and potential difference detection method | |
| Guermandi et al. | A driving right leg circuit (DgRL) for improved common mode rejection in bio-potential acquisition systems | |
| US20100274114A1 (en) | Signal sensing in an implanted apparatus with an internal reference | |
| Salman et al. | Optimized circuit for EMG signal processing | |
| US20150313501A1 (en) | High resolution electro-anatomic mapping using multiple biopotential sensors and associated signal processing and digitization in the catheter tip | |
| CZ302454B6 (en) | System for measuring biological signals with suppression of interference | |
| AU2011301761B2 (en) | A signal processing device for use in electroencephalography and a cable system incorporating the device | |
| PL199878B1 (en) | Recording of signals of biological origin | |
| Zhu | Design of surface electromyography detection circuit | |
| KR101693809B1 (en) | Low voltage biosignal measurement circuit | |
| CZ21460U1 (en) | System to measure biological signals with suppression of interference | |
| JP2009240623A (en) | Pacemaker pulse detector | |
| US9968272B2 (en) | Device for detecting electric potentials | |
| EP3928694A1 (en) | Sensor circuit device for measuring a bio-potential or a bio-impedance | |
| JP6494635B2 (en) | Active low impedance electrode | |
| Ji et al. | An active electrode design for weak biosignal measurements | |
| Inan et al. | An 11$\mu $ w, two-electrode transimpedance biosignal amplifier with active current feedback stabilization | |
| Yang et al. | A 4-μW analog front end achieving 2.4 NEF for long-term ECG monitoring | |
| EP3042607A1 (en) | Biopotential signal acquisition system and method | |
| Jain et al. | A robust design and analysis of analog front end for portable ECG acquisition system | |
| Rani et al. | Design and analysis of CMOS low power OTA for biomedical applications | |
| Coulon | A low power low noise instrumentation amplifier for ECG recording applications | |
| Kirchner et al. | ECG measurement by use of passive capacitively coupled electrodes | |
| Mahdi et al. | Design and implementation of EEG measuring system |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | Patent lapsed due to non-payment of fee |
Effective date: 20210628 |