CN104426491A - 运算放大电路、主动电极及电生理信号采集系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种运算放大电路，其由四个NMOS管、五个P型共源共栅管、一个N型共源共栅管、第一电阻及第一电容组成，其中两个大栅极面积的NMOS管组成差分输入对管，且该NMOS管的栅极构成反相输入端和同相输入端。本发明另外提供具有所述运算放大电路的主动电极及具有所述主动电极的电生理信号采集系统。利用所述运算放大电路及所述主动电极电路，所述电生理信号采集系统可在电极上实现较大增益的信号放大，有效地增强生理信号的抗干扰能力、减小噪声、增强信号精度；同时，所述运算放大电路具有较大输入阻抗（远高于皮肤阻抗），一方面可解决现有技术需要皮肤清洁剂和导体胶的问题，另一方面可提高信号采集精度。

Description

运算放大电路、主动电极及电生理信号采集系统

技术领域

本发明涉及模拟集成电路领域，尤其一种涉及运算放大电路、主动电极及电生理信号采集系。

背景技术

在心电、脑电等生理信号的实际测量中，通常会使用皮肤清洁剂和导体胶以减小皮肤阻抗，增强电极和皮肤间的导电性。然而，这种传统的测量方法通常需要很长的准备时间，而且会对人体的皮肤造成一定程度的损伤，不利于进行长期的测量。另一方面，在传统电极中，由导连线引入的电子干扰会产生不期望的噪声问题，当生理采集信号很小时，这种问题显得尤为严重。

针对上述问题，主动电极的设计概念在1968年就已经提出，虽然这种设计较为有用，但是由于当时的晶体管等电子器件体积大而且成本高，不适于电极内集成，主动电极并没有得到广泛的应用。近年来，随着电子和集成电路技术的发展、电池及封装技术的进步，主动电极已能以较为合理的成本得到应用。然而，相比于以往，现在需采用新的设计技术来满足现代医疗器械的性能指标，因此对于主动电极在生理信号采集应用方面的研究逐渐转化为电路工程问题。基于此，现在关于主动电极的设计主要分为三个类型：一是单位增益放大缓冲器，这种设计能提供高输入阻抗、低输出阻抗，实现阻抗转换的功能，使电极对电生理信号的采集能力更强，受到后极导连线的干扰更弱；二是小增益放大器，这种设计相比于第一类提供一定的信号放大功能，能进一步增强对导连线噪声的抗干扰能力；三是较大增益放大器，这种设计抗噪声干扰能力最强，但是由于人体电生理信号存在较大的直流失调电压，此种设计较难实现，而且较大的增益容易产生失配，会减小电路的共模抑制比。

对于集成单位增益放大缓冲器的主动电极而言，由于没有信号放大功能，电路会引入额外的噪声和功耗。而小增益放大器由于放大倍数较小，放大器本身的噪声同样会影响信号采集精度。集成大增益放大器的主动电极通常采用电容反馈的形式实现，这种结构能较好的消除直流失调电压，但是输入阻抗较低，接受生理信号能力较弱，另外在实现极低的高通截止频率时由于采用大的电阻或电容实现大的时间常数，通常会存在信号响应过慢的问题。

发明内容

有鉴于此，本发明的目的是提供一种可有效解决上述技术问题的运算放大电路、主动电极及电生理信号采集系。

一种运算放大电路，其包括第一NMOS管、第二NMOS管、第三N型共源共栅管、第四NMOS管、第五P型共源共栅管、第六P型共源共栅管、第七P型共源共栅管、第八P型共源共栅管、第九N型共源共栅管、第十P型共源共栅管、第一电阻及第一电容；所述第一NMOS管和所述第二NMOS管均为大栅极面积的MOS管，所述第一NMOS管和所述第二NMOS管组成差分输入对管，所述第一NMOS管和所述第二NMOS管的栅极分别为所述运算放大电路的反相输入端和同相输入端；所述第九N型共源共栅管、所述第四NMOS管、所述第三N型共源共栅管及所述第十P型共源共栅管的栅极分别接第一电压、第二电压、第三电压及第四电压；所述第三N型共源共栅管和所述第九N型共源共栅管的源极均接地；所述第五P型共源共栅管、所述第六P型共源共栅管和所述第十P型共源共栅管的源极均接电源电压；所述第一NMOS管和所述第二NMOS管的源极相接且接所述第四NMOS管的漏极；所述第四NMOS管的源极接所述第三N型共源共栅管的漏极；所述第五P型共源共栅管和所述第六P型共源共栅管的栅极相接，且接所述第一NMOS管的漏极；所述第五P型共源共栅管和所述第六P型共源共栅管的漏极分别接所述第七P型共源共栅管和所述第八P型共源共栅管的源极；所述第七P型共源共栅管和所述第八P型共源共栅管的漏极分别接所述第一NMOS管和所述第二NMOS管的漏极；所述第九N型共源共栅管和所述第十P型共源共栅管的漏极相接成为所述运算放大电路的输出端；所述第一电阻和所述第一电容串联于所述第二NMOS管的漏极和所述输出端之间，且所述第一电阻和所述第一电容串联于所述第十P型共源共栅管的栅极和所述输出端之间。

本发明一较佳实施方式中，所述运算放大电路的版图设计中，所述差分输入对管置于隔离的P衬底中且其源极和衬底相接。

一种主动电极电路，其包括反馈运算放大器、第十一NMOS管、第十二NMOS管、第十三N型共源共栅管、第一比较器、第二比较器、第一二极管、第二二极管、第二电阻、第三电阻、第四电阻、第五电阻、第六电阻、第七电阻、第八电阻、第九电阻、第二电容、第三电容及所述运算放大电路，所述运算放大电路的同相输入端接输入电源，反相输入端通过所述第二电阻接参考电源，输出端为所述主动电极电路的输出端；所述反馈运算放大器的输出端通过所述第三电阻连接于所述运算放大电路的反相输入端、且通过所述第二电容接反相输入端，同相输入端通过所述第五电阻接所述运算放大电路的输出端；所述第十一NMOS管和所述第十二NMOS管的漏极相接，且连接于相接的栅极；所述第十一NMOS管的源极接所述反馈运算放大器的反相输入端，且通过所述第九电阻连接于所述第十三N型共源共栅管的源极；所述第十二NMOS管的源极通过所述第四电阻接所述反馈运算放大器的同相输入端，且和所述第十三N型共源共栅管的的漏接相接于所述参考电源；所述第十三N型共源共栅管的栅极通过所述第三电容接地，通过所述第一二极管和所述第二二极管分别接所述第一比较器和所述第二比较器的输出端；所述第一比较器的反相输入端和所述第二比较器的同相输入端相接于所述运算放大电路的输出端，所述第一比较器的同相输入端通过所述第八电阻接地，且通过所述第七电阻连接于所述第二比较器的反相输入端；所述第二比较器的反相输入端通过所述第六电阻接电源。

本发明一较佳实施方式中，所述第九电阻为改善稳定性的密勒补偿电阻。

本发明一较佳实施方式中，所述第三电容为改善稳定性的密勒补偿电容。

一种电生理信号采集系统，用于测量生理信号，其包括模拟前端电路、电极及所述主动电极电路，所述模拟前端电路和所述主动电极电路的输出端电性连接，所述电极和所述主动电极电路集成于一体，构成主动电极，且所述电极和所述主动电极电路的同相输入端相连接。

本发明一较佳实施方式中，所述模拟前端电路通过导连线和所述主动电极电路的输出端电性连接。

本发明一较佳实施方式中，所述电极贴附于生理信号采集对象。

相较于现有技术，利用所述运算放大电路及所述主动电极电路，所述电生理信号采集系统可在电极上实现较大增益的信号放大，抗300mV极化电压，其可有效地增强生理信号的抗干扰能力、减小噪声、增强信号精度；同时，所述运算放大电路具有较大输入阻抗（远高于皮肤阻抗），一方面可解决现有技术需要皮肤清洁剂和导体胶的问题，另一方面可提高信号采集精度。另外，所述主动电极电路采用解塞技术，可以大大提高信号响应速度，进而可避免由于电生理信号(心电等)具有极低的高通截止频率，而存在信号响应时间过慢问题。

上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举实施例，并配合附图，详细说明如下。

附图说明

图1为本发明第一实施例提供的运算放大电路的电路图。

图2为本发明第二实施例提供的主动电极的电路结构图。

图3为本发明第三实施例提供的电生理信号采集系统的示意图。

具体实施方式

下面结合附图及具体实施例对本发明作进一步详细的说明。

请参阅图1，本发明一实施例提供一种运算放大电路100，其包括第一NMOS管M1、第二NMOS管M2、第三N型共源共栅管M3、第四NMOS管M4、第五P型共源共栅管M5、第六P型共源共栅管M6、第七P型共源共栅管M7、第八P型共源共栅管M8、第九N型共源共栅管M9、第十P型共源共栅管M10、第一电阻R1及第一电容C1。所述第一NMOS管M1和所述第二NMOS管M2均为大栅极面积的MOS管，所述第一NMOS管M1和所述第二NMOS管M2组成差分输入对管，所述第一NMOS管M1和所述第二NMOS管M2的栅极分别为所述运算放大电路100的反相输入端Vin-和同相输入端Vin+。所述第九N型共源共栅管M9、所述第四NMOS管M4、所述第三N型共源共栅管M3及所述第十P型共源共栅管M10的栅极分别接第一电压vb1、第二电压vb2、第三电压vb3及第四电压vb4。所述第三N型共源共栅管M3和所述第九N型共源共栅管M9的源极均接地。所述第五P型共源共栅管M5、所述第六P型共源共栅管M6和所述第十P型共源共栅管M10的源极均接电源电压。所述第一NMOS管M1和所述第二NMOS管M2的源极相接且接所述第四NMOS管M4的漏极。所述第四NMOS管M4的源极接所述第三N型共源共栅管M3的漏极。所述第五P型共源共栅管M5和所述第六P型共源共栅管M6的栅极相接，且接所述第一NMOS管M1的漏极。所述第五P型共源共栅管M5和所述第六P型共源共栅管M6的漏极分别接所述第七P型共源共栅管M7和所述第八P型共源共栅管M8的源极。所述第七P型共源共栅管M7和所述第八P型共源共栅管M8的漏极分别接所述第一NMOS管M1和所述第二NMOS管M2的漏极。所述第九N型共源共栅管M9和所述第十P型共源共栅管M10的漏极相接成为所述运算放大电路100的输出端Vout。所述第一电阻R1和所述第一电容C1串联于所述第二NMOS管M2的漏极和所述输出端Vout之间，且所述第一电阻R1和所述第一电容C1串联于所述第十P型共源共栅管M10的栅极和所述输出端Vout之间。

本实施例中，所述运算放大电路100的版图设计中，所述差分输入对管置于隔离的P衬底中且其源极和衬底相接。

请参阅图2，本发明第二实施例提供一种主动电极电路200，其包括通路运算放大器AMP1、反馈运算放大器AMP2、第十一NMOS管M11、第十二NMOS管M12、第十三N型共源共栅管M13、第一比较器COM1、第二比较器COM2、第一二极管L1、第二二极管L2、第二电阻R2、第三电阻R3、第四电阻R4、第五电阻R5、第六电阻R6、第七电阻R7、第八电阻R8、第九电阻R9、第二电容C2及第三电容C3，其中，所述通路运算放大器AMP1即为本发明第一实施例提供的所述运算放大电路100。

所述通路运算放大器AMP1的同相输入端Vin+（即所述运算放大电路100的同相输入端Vin+）接输入电源，反相输入端Vin-（即所述运算放大电路100的同相输入端Vin-）通过所述第二电阻R2接参考电源Vref，输出端Vout为所述主动电极电路100的输出端Vout，即输出电压Vout。所述反馈运算放大器AMP2的输出端通过所述第三电阻R3连接于所述通路运算放大器AMP1的反相输入端Vin-、且通过所述第二电容C2接反相输入端，同相输入端通过所述第五电阻R5接所述通路运算放大器AMP1的输出端Vout，即接输出电压Vout。所述第十一NMOS管M11和所述第十二NMOS管M12的漏极相接，且连接于相接的栅极，即所述第十一NMOS管M11和所述第十二NMOS管M12的栅极也相接。所述第十一NMOS管M11的源极接所述反馈运算放大器AMP2的反相输入端，且通过所述第九电阻R9连接于所述第十三N型共源共栅管M13的源极。所述第十二NMOS管M12的源极通过所述第四电阻R4接所述反馈运算放大器AMP2的同相输入端，且和所述第十三N型共源共栅管M13的漏接相接于所述参考电源Vref，可知所述第十二NMOS管M12的源极通过所述第四电阻R4和所述第五电阻R5接输出电压Vout。所述第十三N型共源共栅管M13的栅极通过所述第三电容C3接地，并通过所述第一二极管L1和所述第二二极管L2分别接所述第一比较器COM1和所述第二比较器COM2的输出端。所述第一比较器COM1的反相输入端和所述第二比较器COM2的同相输入端相接于所述通路运算放大器AMP1的输出端Vout，即接于输出电压Vout，所述第一比较器COM1的同相输入端通过所述第八电阻R8接地，且通过所述第七电阻R7连接于所述第二比较器COM2的反相输入端。所述第二比较器COM2的反相输入端通过所述第六电阻R6接电源，可知所述第二比较器COM2的反相输入端通过所述第七电阻R7和所述第八电阻R8接地。

优选地，所述第九电阻R9为改善稳定性的密勒补偿电阻，所述第三电容C3为改善稳定性的密勒补偿电容。

本实施例中，所述通路运算放大器AMP1和所述反馈运算放大器AMP2构成积分反馈电路，所述第一比较器COM1和所述第二比较器COM2构成解塞(deblocking)电路（如图2虚线框所示），可有效解决响应时间问题。所述通路运算放大器AMP1的同相输入端Vin+即为采集的电生理信号，所述参考电源Vref为直流参考电压，输出端Vout为所述通路运算放大器AMP1的输出电压Vout，所述第十一NMOS管M11和所述第十二NMOS管M12构成虚电阻。

可以获得所述主动电极电路200的传递函数为：

$H\left(s\right)=A_d\frac{s{R}_0{C}_2}{(1+s{R}_0{C}_2)(1+s\frac{A_d{\mathrm{\τ}}_1}{A_1})(1+s\frac{{\mathrm{\τ}}_2}{A_2})}$

其中Ad=(1+R3/R2)(1+R5/R4),R0是所述第十一NMOS管M11和所述第十二NMOS管M12作为虚电阻的等效阻抗；A1、A2分别是所述通路运算放大器AMP1、所述反馈运算放大器AMP2的开环增益；τ₁、τ₂分别是所述通路运算放大器AMP1、所述反馈运算放大器AMP2主极点的时间常数。

可以理解的是，所述主动电极电路200的输出直流失调电压是所述反馈运算放大器AMP2输入失调电压与电阻比值R5/R4的乘积。由于电生理信号存在较大的极化电压(特别是心电信号)，使得电阻比值R3/R2不能过大，否则会引起所述反馈运算放大器AMP2的输出饱和。因此所述主动电极电路200若要得到大的差模增益，则电阻比值R5/R4要较大，又由于所述主动电极电路200输入失调电压的存在，电阻比值R5/R4较大时会导致大的输出失调电压以及信号的非线性。因此，本发明中，采用大栅极面积（即大尺寸）的第一NMOS管M1和第二NMOS管M2作为所述反馈运算放大器AMP2的输入对管，并采用完全对称的版图设计以使所述反馈运算放大器AMP2存在极小的失调。

通过所述主动电极电路200的传递函数可得出电路高通截止频率fL为因此，为了得到较低的截止频率，需要大的R0或C2，本发明中，使用第十一NMOS管M11和第十二NMOS管M12作为虚电阻来代替普通电阻，由于虚电阻具有极大的电阻值，因此电容值较小，在很小的面积上实现了极大的RC常数。由于所述虚电阻两端电压基本保持不变，因此可以达到高的线性和稳定的截止频率。

可以理解的是，由于低截止频率对应大的RC时间常数，因此一般电路需要较长的时间达到稳定状态。本发明中，引用一种解塞(deblocking)技术以解决这一问题。所述主动电极电路200使用第十三N型共源共栅管M13作为开关与虚电阻并联，所述第十三N型共源共栅管M13的栅压由所述第一比较器COM1和所述第二比较器COM2控制。解塞电路由所述通路运算放大器AMP1的输出电压Vout控制，当输出电压Vout超过一定限制范围时，所述第十三N型共源共栅管M13导通，时间常数减小，因此电路能在较短的时间内稳定。然而，解塞技术会引入一些实际问题，当所述第十三N型共源共栅管M13导通时，高通截止频率(对应为环路增益一个左半平面的零点)增大从而导致电路不稳定。为此，本发明中，使用第九电阻R9和作为开关的第十三N型共源共栅管M13的源极串联，进而可以改善所述反馈运算放大器AMP2的稳定性。

另外，当所述反馈运算放大器AMP2转换为正常工作状态时，第十三N型共源共栅管M13开关断开，解塞模块停止工作，然而，此时距所述反馈运算放大器AMP2完全稳定仍存在一定时间，由于第十三N型共源共栅管M13开关已经断开，所述反馈运算放大器AMP2仍需较长时间才能稳定。为此，本发明中，使用第三电容C3与第十三N型共源共栅管M13的栅极相连，进而可以在所述反馈运算放大器AMP2进入正常工作状态时，延时所述第十三N型共源共栅管M13开关的关断时间。

本实施例中，由于所述主动电极电路200为电阻反馈结构，因此要求所述反馈运算放大器AMP2具有较低的输出阻抗，同时低输出阻抗能减小导连线的噪声干扰。因为具有低输出阻抗的单级运放的开环增益较小，因此，本发明采用两级运放结构，所述第九电阻R9和所述第三电容C3分别为改善稳定性的密勒补偿电阻和电容。

本实施例中，采集的电生理信号带宽小于1kHz、闭环增益为40dB，因此运放的带宽需大于100kHz。另一方面，放大器还具有截止频率为GBW/Acl的低通滤波功能。由于运放工作在低频范围，闪烁噪声是低噪声应用的重要考虑因素，因此，本发明采用大栅极面积的第一NMOS管M1和第二NMOS管M2来减小闪烁噪声。然而，栅极面积较大时会增大寄生电容从而导致输入阻抗减小。为了增大输入阻抗，在版图设计时，将第一NMOS管M1和第二NMOS管M2组成的输入对管置于隔离的p衬底中且其源极与衬底相连。

请参阅图3，本发明第三实施例提供一种电生理信号采集系统300，用于测量生理信号，其包括模拟前端电路310、电极320及所述主动电极电路200。所述模拟前端电路310和所述主动电极电路200的输出端Vout电性连接，所述电极320和所述主动电极电路200集成于一体，构成主动电极，且所述电极320和所述主动电极电路200的同相输入端Vin+相连接。

本实施例中，所述模拟前端电路310通过导连线330和所述主动电极电路200的输出端Vout电性连接。所述电极320贴附于生理信号采集对象，如人体。

使用时，将所述电极320贴附于采集对象的相应部位即可进行相关电生理信号的采集。

可以理解的是，当需要同时采集多种电生理信号时，如心电信号、血压信号等，可以利用多个所述电极320，并分别将多个所述电极320贴附于人体的相应部位。

本实施例中，采集的电生理信号带宽小于1kHz、闭环增益为40dB，因此运放的带宽需大于100kHz。

相较于现有技术，利用所述运算放大电路100及所述主动电极电路200，所述电生理信号采集系统300可在电极上实现较大增益的信号放大，抗300mV极化电压，其可有效地增强生理信号的抗干扰能力、减小噪声、增强信号精度；同时，所述运算放大电路100具有较大输入阻抗（远高于皮肤阻抗），一方面可解决现有技术需要皮肤清洁剂和导体胶的问题，另一方面可提高信号采集精度。另外，所述主动电极电路200采用解塞技术，可以大大提高信号响应速度，进而可避免由于电生理信号(心电等)具有极低的高通截止频率，而存在信号响应时间过慢问题。

以上所述，仅是本发明的实施例而已，并非对本发明作任何形式上的限制，虽然本发明已以实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明，任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内，当可利用上述揭示的技术内容作出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例，但凡是未脱离本发明技术方案内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的范围内。

Claims (8)

1.一种运算放大电路，其特征在于，所述运算放大电路包括第一NMOS管、第二NMOS管、第三N型共源共栅管、第四NMOS管、第五P型共源共栅管、第六P型共源共栅管、第七P型共源共栅管、第八P型共源共栅管、第九N型共源共栅管、第十P型共源共栅管、第一电阻及第一电容；所述第一NMOS管和所述第二NMOS管均为大栅极面积的MOS管，所述第一NMOS管和所述第二NMOS管组成差分输入对管，所述第一NMOS管和所述第二NMOS管的栅极分别为所述运算放大电路的反相输入端和同相输入端；所述第九N型共源共栅管、所述第四NMOS管、所述第三N型共源共栅管及所述第十P型共源共栅管的栅极分别接第一电压、第二电压、第三电压及第四电压；所述第三N型共源共栅管和所述第九N型共源共栅管的源极均接地；所述第五P型共源共栅管、所述第六P型共源共栅管和所述第十P型共源共栅管的源极均接电源电压；所述第一NMOS管和所述第二NMOS管的源极相接且接所述第四NMOS管的漏极；所述第四NMOS管的源极接所述第三N型共源共栅管的漏极；所述第五P型共源共栅管和所述第六P型共源共栅管的栅极相接，且接所述第一NMOS管的漏极；所述第五P型共源共栅管和所述第六P型共源共栅管的漏极分别接所述第七P型共源共栅管和所述第八P型共源共栅管的源极；所述第七P型共源共栅管和所述第八P型共源共栅管的漏极分别接所述第一NMOS管和所述第二NMOS管的漏极；所述第九N型共源共栅管和所述第十P型共源共栅管的漏极相接成为所述运算放大电路的输出端；所述第一电阻和所述第一电容串联于所述第二NMOS管的漏极和所述输出端之间，且所述第一电阻和所述第一电容串联于所述第十P型共源共栅管的栅极和所述输出端之间。

2.如权利要求1所述的运算放大电路，其特征在于，所述运算放大电路的版图设计中，所述差分输入对管置于隔离的P衬底中且其源极和衬底相接。

3.一种主动电极电路，其特征在于，所述主动电极电路包括反馈运算放大器、第十一NMOS管、第十二NMOS管、第十三N型共源共栅管、第一比较器、第二比较器、第一二极管、第二二极管、第二电阻、第三电阻、第四电阻、第五电阻、第六电阻、第七电阻、第八电阻、第九电阻、第二电容、第三电容及如权利要求1所述的运算放大电路，所述运算放大电路的同相输入端接输入电源，反相输入端通过所述第二电阻接参考电源，输出端为所述主动电极电路的输出端；所述反馈运算放大器的输出端通过所述第三电阻连接于所述运算放大电路的反相输入端、且通过所述第二电容接反相输入端，同相输入端通过所述第五电阻接所述运算放大电路的输出端；所述第十一NMOS管和所述第十二NMOS管的漏极相接，且连接于相接的栅极；所述第十一NMOS管的源极接所述反馈运算放大器的反相输入端，且通过所述第九电阻连接于所述第十三N型共源共栅管的源极；所述第十二NMOS管的源极通过所述第四电阻接所述反馈运算放大器的同相输入端，且和所述第十三N型共源共栅管的的漏接相接于所述参考电源；所述第十三N型共源共栅管的栅极通过所述第三电容接地，通过所述第一二极管和所述第二二极管分别接所述第一比较器和所述第二比较器的输出端；所述第一比较器的反相输入端和所述第二比较器的同相输入端相接于所述运算放大电路的输出端，所述第一比较器的同相输入端通过所述第八电阻接地，且通过所述第七电阻连接于所述第二比较器的反相输入端；所述第二比较器的反相输入端通过所述第六电阻接电源。

4.如权利要求3所述的主动电极电路，其特征在于，所述第九电阻为改善稳定性的密勒补偿电阻。

5.如权利要求3所述的主动电极电路，其特征在于，所述第三电容为改善稳定性的密勒补偿电容。

6.一种电生理信号采集系统，用于测量生理信号，其特征在于，所述电生理信号采集系统包括模拟前端电路、电极及如权利要求3～5任一项所述的主动电极电路，所述模拟前端电路和所述主动电极电路的输出端电性连接，所述电极和所述主动电极电路集成于一体，构成主动电极，且所述电极和所述主动电极电路的同相输入端相连接。

7.如权利要求6所述的电生理信号采集系统，其特征在于，所述模拟前端电路通过导连线和所述主动电极电路的输出端电性连接。

8.如权利要求6所述的电生理信号采集系统，其特征在于，所述电极贴附于生理信号采集对象。