郜東瑞 李鵬霄 陳其友 堯德中 劉鐵軍

(電子科技大學(xué)生命科學(xué)與技術(shù)學(xué)院，神經(jīng)信息教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，成都 610054)

?

高共模抑制比全頻段腦電采集系統(tǒng)

郜東瑞?李鵬霄?陳其友 堯德中 劉鐵軍*

(電子科技大學(xué)生命科學(xué)與技術(shù)學(xué)院，神經(jīng)信息教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，成都 610054)

為了實(shí)時消除腦電信號采集過程中引入的直流成分，提高系統(tǒng)的共模抑制比，拓寬信號的采樣帶寬，設(shè)計(jì)一款具有動態(tài)直流校正功能的全頻段腦電采集系統(tǒng)。通過微處理器讀取腦電采集系統(tǒng)中所包含的直流成分，然后將直流成分通過數(shù)模轉(zhuǎn)換器反饋到實(shí)時直流校正系統(tǒng)，接著實(shí)時直流校正系統(tǒng)將處理后的直流分量輸出至儀用運(yùn)算放大器的參考端，并和原有的直流分量進(jìn)行反相相加，從而實(shí)現(xiàn)對直流信號的消除。測試結(jié)果表明，該腦電采集系統(tǒng)能夠?qū)崟r消除直流成分，將系統(tǒng)共模抑制比提高至120 dB以上，并實(shí)現(xiàn)DC～1 000 Hz的全頻段腦電信號采集。因此，該系統(tǒng)能夠?yàn)槭褂谜咛峁└泳_的腦電信號，可以用于認(rèn)知科學(xué)的研究、醫(yī)療診斷等領(lǐng)域，促進(jìn)相關(guān)領(lǐng)域的進(jìn)一步發(fā)展；而且由于系統(tǒng)電路結(jié)構(gòu)相對簡單，可以集成到柔性電路板上，制作成可穿戴醫(yī)療監(jiān)護(hù)設(shè)備，幫助使用者更好地監(jiān)測自身生理狀態(tài)。

腦電；動態(tài)直流校正；高放大倍數(shù)；高共模抑制比

引言

腦電圖設(shè)備在臨床診斷中起到了非常重要的作用，它是檢測腦部疾病的重要設(shè)備之一。腦電圖設(shè)備具有使用和維護(hù)成本較低、時間分辨率較高等特點(diǎn)[1-3]。雖然腦電圖的空間分辨率較低，但是由于腦的高級功能是在細(xì)胞群尺度上的功能體現(xiàn)，使得許多認(rèn)知與臨床癥狀能夠在較大空間尺度的記錄中，而不是精細(xì)的記錄中體現(xiàn)出來。所以腦電圖儀還是科研工作者和臨床醫(yī)生常用的研究和診斷腦部生理病理信息的重要技術(shù)手段[1,4]。

在近年的靜息態(tài)腦功能成像研究中，0.01～0.08 Hz的血氧水平依賴性(BOLD)功能磁共振(functional magnetic resonance imaging, fMRI)信號提供了大量重要的信息[5-6]，而腦電與fMRI的信息融合是美國2010年推出的“人腦連接組計(jì)劃”擬重點(diǎn)發(fā)展的三項(xiàng)技術(shù)之一[7]，因此，采集可靠的腦電低頻信息，對基于腦電與fMRI信息融合的認(rèn)知研究，具有非常重要的意義[8-9]。但目前基本沒有商業(yè)放大器能夠采集極低頻的腦電信號。此外，隨著人們對自身健康狀態(tài)的關(guān)注，可穿戴醫(yī)療設(shè)備也逐步開始發(fā)展。由于這些設(shè)備是穿戴到人體身上，實(shí)時監(jiān)測使用者的生理狀態(tài)，因此要求設(shè)備要具有低功耗、體積小、有一定的柔性，這就對電路結(jié)構(gòu)提出了較高的要求。

儀表運(yùn)算放大器是腦電信號采集系統(tǒng)中的一個極為重要的組成部分，它的重要作用是抑制共模信號并放大差模信號，但由于腦電采集時直流偏移電壓的存在，限制了儀表運(yùn)算放大器的共模抑制比(CMRR)。目前市場常見的腦電采集儀為了消除直流信號成分，多數(shù)采用成熟的交流耦合方式(縱然有的高通截止頻率低至0.48 Hz)，該方法雖然能夠去除直流分量，但卻造成腦電信號中的低頻信號成分丟失。因此本研究采用動態(tài)直流校正技術(shù)，實(shí)時的去除腦電信號的直流偏移電壓，獲得高的共模抑制比(大于120 dB)，且能夠獲取DC～1 000 Hz的全頻段腦電信號，從而為大腦相關(guān)信息的研究提供更加全面的數(shù)據(jù)。此外，具有高共模抑制比的儀用運(yùn)算放大器也能夠簡化后端的電路設(shè)計(jì)，從而為可穿戴的發(fā)展提供了技術(shù)基礎(chǔ)。

1 方法

1.1 系統(tǒng)總體方案

腦電采集系統(tǒng)整體框圖如圖1所示，主要包含前級輸入級、儀表運(yùn)算放大器和濾波級、數(shù)字信號處理級以及直流校正級。

圖1 腦電采集系統(tǒng)整體功能框圖Fig.1 EEG acquisition system function block diagram

圖1中連接人腦的活動電極或參考電極獲取到信號后，經(jīng)過高輸入阻抗電壓跟隨器后輸入至高精度儀用運(yùn)放的輸入端進(jìn)行放大，同時實(shí)現(xiàn)對共模噪聲(如50 Hz)的抑制，為了進(jìn)一步抑制共模噪聲，右腿驅(qū)動電路將從高精度儀用運(yùn)算放大器中獲取共模噪聲，并將其放大20倍左右反相反饋到人體。由于電極獲取的信號包含了直流成分，而且它們的幅值可能高達(dá)幾十mV，從而限制高精度儀用運(yùn)算放大器的放大倍數(shù)，無法實(shí)現(xiàn)高的共模抑制比，將減弱對共模噪聲的抑制能力。傳統(tǒng)的方法是通過加入高通濾波器濾除直流成分，但這種方法將會造成信號的丟失。為解決這一問題，本研究采用圖1中低功耗微處理器(MCU)實(shí)時的讀取經(jīng)過放大濾波之后的數(shù)字信號，并提取信號中的直流成分，同時將該值反饋到實(shí)時直流校正系統(tǒng)，經(jīng)過實(shí)時直流校正系統(tǒng)運(yùn)算之后輸出反相的直流信號到高精度儀用運(yùn)算放大器的參考端，從而實(shí)現(xiàn)直流成分的消除。此外，高性能DSP數(shù)據(jù)處理器在讀取去除直流成分的信號時，還能夠通過MCU讀取被消除的直流成分，將其通過USB傳輸至上位機(jī)，從而保證了數(shù)據(jù)的完整性[10-11]。

1.2 實(shí)時直流校正系統(tǒng)設(shè)計(jì)

為了實(shí)時消除信號采集過程中的直流成分，提高系統(tǒng)的共模抑制比，且避免因使用高通濾波器濾除直流成分而造成的DC-0.5 Hz之間的信號丟失，采用低功耗微處理器(MCU)和實(shí)時直流校正電路(由模數(shù)轉(zhuǎn)換器和電壓跟隨器(U3)構(gòu)成的減法器組成)提取直流成分，并反饋至高性能儀用運(yùn)算放大器的參考端(REF)，實(shí)現(xiàn)對直流成分的抵消，如圖2所示。

圖2 硬件電路原理圖Fig.2 The hardware circuit schematic diagram

圖2中的實(shí)時直流校正系統(tǒng)采用的數(shù)模轉(zhuǎn)化器(DAC)為16位高精度的電阻陣列式DAC，它與從處理器采用SPI高速接口通信。DAC具有8個獨(dú)立配置的輸出通道，便于多通道的同步與異步校正[12]；片內(nèi)自帶高精度電壓參考源，輸出模擬信號線性度高、噪聲小，芯片外圍硬件電路簡潔。

根據(jù)圖2可知，高性能儀用運(yùn)算放大器輸出的信號VO包含了交流成分(設(shè)為VAC)和直流成分(設(shè)為VDC)，則當(dāng)直流校正反饋值VO1為-VDC時，即可實(shí)現(xiàn)對直流成分的消除。

U3和電阻R1、R2、R3、R4構(gòu)成減法器，若設(shè)R4=R2=2R，R1=R3=R，則

(1)

由于DAC的輸出值為0～5 V，則根據(jù)式(1)可知，VO1的輸出范圍為-5～5 V。高精度儀用運(yùn)算放大器的為±5 V供電，因此VO的最大輸出為-5～5 V，所以當(dāng)直流成分VDC的幅值在-10～10 V以內(nèi)時，可以被抑制在VO的輸出范圍之內(nèi)。

1.3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

圖1中的主處理器(高性能DSP數(shù)據(jù)處理器)和從處理器(低功耗微處理器MCU)采用協(xié)同工作模式。二者每次同步讀取24位高精度ADC輸出的數(shù)字信號。接著從處理器提取數(shù)字信號中的直流偏移分量，然后將結(jié)果輸出至直流分量校正系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)動態(tài)的直流校正，同時從處理器將提取出的原始直流分量傳輸至主處理器。主處理器對讀取到的數(shù)字信號進(jìn)行數(shù)據(jù)拼接，并采用梳妝濾波器進(jìn)一步濾除50 Hz及其倍頻噪聲，然后將濾波后的數(shù)字信號和從處理器輸出的直流分量傳輸至上位機(jī)，具體流程如圖3所示。

圖3 軟件框圖Fig.3 The software block diagram

為了保證數(shù)據(jù)的完整性，本系統(tǒng)的MCU在獲取直流偏移成分之后，要實(shí)時的將其傳輸至DSP，而DSP要記錄MCU獲取直流成分的時間點(diǎn)，以便完成數(shù)據(jù)的整合，獲得真正意義的全頻段腦電信號。

1.4 硬件性能參數(shù)測試方法

腦電采集系統(tǒng)的硬件性能測試參考JJG 954—2000中華人民共和國國家計(jì)量檢定規(guī)程中的相關(guān)方法進(jìn)行，測量設(shè)備采用JJG954—2000推薦的智能化心、腦電圖機(jī)檢定儀EGC-2011。

1.4.1 放大倍數(shù)測試

將檢定儀ECG-2011設(shè)置為輸出Uid=100 μV的差模正弦波信號，頻率設(shè)置為10 Hz，輸出阻抗調(diào)至最小檔，連接至腦電采集系統(tǒng)輸入端并運(yùn)行系統(tǒng)，采集10 s數(shù)據(jù)，使用Matlab進(jìn)行數(shù)字高通濾波，截止頻率設(shè)置為0.5 Hz，取濾波峰峰值Uod，根據(jù)下式計(jì)算增益，有

(2)

式中，Uid為檢定儀輸出的差模信號，Uod為上位機(jī)讀取到的數(shù)據(jù)經(jīng)過濾波后的數(shù)據(jù)。

1.4.2 共模抑制比測試

將腦電放大器信號輸入端的活動電極和參考電極短接，通過檢定儀ECG-2011輸出共模信號Uic=5 V(峰峰值)到腦電采集系統(tǒng)輸入端(共模信號輸入不能超過芯片的供電電壓)，運(yùn)行腦電采集系統(tǒng)，并通過上位機(jī)軟件讀取共模信號輸出的最大峰峰值Uoc，根據(jù)式(2)計(jì)算出共模衰減倍數(shù)，然后代入下式計(jì)算共模抑制比，有

(3)

式中，CMRR為系統(tǒng)共模抑制比，Ad為差模放大倍數(shù)，Ac為共模放大倍數(shù)。

1.4.3 帶寬測試

調(diào)節(jié)檢定儀輸出信號Ui的頻率范圍，從0 Hz開始，在(0～0.1)Hz之間以0.001 Hz為步長遞增，0.1～1 Hz之間以0.1 Hz為步長遞增，1～100 Hz以2 Hz為步長遞增，100～500 Hz以5 Hz為步長遞增,500 Hz以上以10 Hz為步長遞增。

當(dāng)檢定儀輸出信號的頻率為f1時，腦電采集系統(tǒng)輸出信號Uo的幅度首次大于或等于U1(0.707Ad×Ui)，該頻率f1為腦電放大器的低頻截至頻率；繼續(xù)增大信號發(fā)生器的輸入頻率，當(dāng)輸入頻率為f2時，輸出信號Uo的幅度首次小于或等于U2(0.707Ad×Ui)，該頻率f2為腦電放大器的高頻截至頻率。則系統(tǒng)的帶寬為f2-f1。

S1.4.4 輸入阻抗測量方法

輸入阻抗測量時，按照圖4的方式連接。設(shè)置信號發(fā)生器輸出頻率在腦電采集系統(tǒng)的帶寬頻率范圍之內(nèi)(如10 Hz)，幅度為1 mV的正弦信號。然后，調(diào)節(jié)電位器Rw，直到腦電采集系統(tǒng)模擬輸出端輸出電壓的幅值降低到電位器為0 Ω時輸出電壓的1/2為止。此時，電位器的阻值就等于測試信號頻率下腦電采集系統(tǒng)的輸入阻抗。重復(fù)該過程，獲得腦電采集系統(tǒng)帶寬頻率范圍內(nèi)多個不同頻率下的阻抗數(shù)據(jù)之后，即可計(jì)算出輸入阻抗中所包含的容抗。

圖4 輸入阻抗測量電路Fig.4 The input impedance measurement circuit

1.4.5 腦電信號采集

所設(shè)計(jì)的放大器為了和其他商業(yè)放大器作進(jìn)一步的對比，將通過同步采集人腦α波，通過功率譜評判本課題所設(shè)計(jì)放大器在實(shí)際應(yīng)用中的性能。α波可在頭顱枕部檢測到，頻率為8～13 Hz，它是節(jié)律腦電波中最明顯的波，整個皮層均可產(chǎn)生α波。采用國際EEG學(xué)會標(biāo)準(zhǔn)10-20安放法，采用單極導(dǎo)聯(lián)，即選用放在耳垂處的電極作為參考電極，主電極放置在枕部區(qū)域，兩種腦電放大器同步采集被試閉眼安靜狀態(tài)下的腦電信號。

2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

2.1 性能參數(shù)對比

為了對腦電采集系統(tǒng)動態(tài)去除直流偏置電壓技術(shù)的效果進(jìn)行評估，對比不同腦電采集系統(tǒng)的性能參數(shù)。即用未使用直流偏置電壓補(bǔ)償?shù)姆糯笃鳌⑹褂梅e分電路去直流偏置電壓方法的放大器，所設(shè)計(jì)的具有動態(tài)去直流技術(shù)放大器進(jìn)行對比測試，結(jié)果見下表1。從表1中可以看出，在采用動態(tài)直流校正的方法之后，不僅能夠明顯的提高前級放大倍數(shù)，提升共模抑制比，而且能夠反映全頻段的腦電信號。未使用此技術(shù)的腦電放大器無法同時獲得極低頻的腦電的信號(小于0.5 Hz)和較高的前級放大倍數(shù)。如果腦電采集系統(tǒng)包含DC信號，而設(shè)置過高的放大倍數(shù)，則前級輸出必將產(chǎn)生飽和或者失真。因此動態(tài)直流校正的方法很好地解決了提升前級放大倍數(shù)和保留極低頻信號之間的矛盾。

表1 普通與動態(tài)直流校正的腦電采集系統(tǒng)參數(shù)對比

2.2 腦電信號測試對比結(jié)果

為了進(jìn)一步說明帶動態(tài)直流校正的腦電采集系統(tǒng)的高共模抑制比，高放大倍數(shù)和高信噪比。使用普通的腦電采集系統(tǒng)和文章中設(shè)計(jì)的系統(tǒng)同時采集被試閉眼狀態(tài)下的腦電信號，并進(jìn)行功率譜分析對比，試驗(yàn)結(jié)果如圖5所示。

由于閉眼安靜狀態(tài)下，在人腦枕部存在α波，其頻率一般為8～13 Hz。從圖5的結(jié)果中可看出，兩種放大器都在10 Hz處有尖峰，說明都采集到了α波，但圖5(a)中有明顯的50 Hz工頻噪聲，10 Hz信號附近有明顯的噪聲擾動，而圖5(b)中的50 Hz工頻噪聲基本被濾除，而且在10 Hz信號附近的噪聲波動也很小，說明所設(shè)計(jì)的腦電采集系統(tǒng)具有較高的共模抑制比和信噪比。此外，由于普通腦電采集系統(tǒng)一般使用高通濾波器濾除0.5 Hz以下的信號，因此圖5(a)的結(jié)果顯示0.5 Hz 以下的信號丟失，而圖5(b)則完整的保留DC～0.5 Hz 之間的信號。

圖5 安靜閉眼狀態(tài)下EEG功率譜圖。(a)普通商業(yè)放大器采集的腦電信號功率譜；(b)所設(shè)計(jì)腦電放大器所采集腦電功率譜Fig.5 Power spectrum of EEG signal in the condition of quiet and close the eyes. (a) Power spectrum of EEG signal which was acquired by commercial amplifier; (b) Power spectrum of EEG signal which was acquired by the new amplifier of the paper

3 討論

腦電采集系統(tǒng)具有無創(chuàng)、高時間分辨率等特點(diǎn)，在醫(yī)療和認(rèn)知科學(xué)研究中具有很重要的應(yīng)用。傳統(tǒng)的腦電研究中認(rèn)為，人類腦電信號的頻率范圍主要分布在0.5～50 Hz，在這個范圍外的信號基本都是無用信號或者干擾信號[13]，而且由于在腦電采集過程中有很大的直流漂移存在,很難真正將放大器的帶寬做到低端為直流，因?yàn)槿绻粸V除直流漂移，很容易使放大器工作在飽和狀態(tài)，因此市場上多數(shù)的腦電采集系統(tǒng)信號采集范圍為0.5～100 Hz。隨著科學(xué)的發(fā)展，人們發(fā)現(xiàn)在一些生理或病理信號頻率范圍可以低至0.01 Hz，高至數(shù)百赫茲[5-6]。而這些頻段是傳統(tǒng)腦電采集系統(tǒng)無法采集的。因此，本研究設(shè)計(jì)開發(fā)了一款高共模抑制比的全頻段腦電采集系統(tǒng)。該系統(tǒng)的目的是采集DC～1 000 Hz頻段內(nèi)的腦電信號，為醫(yī)學(xué)和認(rèn)知科學(xué)的研究人員在研究未成熟腦、癲癇發(fā)作和各種認(rèn)知作業(yè)下的腦狀態(tài)提供新的技術(shù)幫助。

在腦電采集過程中，直流偏移電壓的存在限制了腦電放大器前端儀用運(yùn)放的差分放大倍數(shù)。而差分放大倍數(shù)是與共模抑制比有直接關(guān)系的。傳統(tǒng)的抑制直流偏移電壓的做法是通過加入0.5 Hz高通濾波電路，但該方法限制了系統(tǒng)的采樣帶寬和放大倍數(shù)。表1的結(jié)果顯示，所設(shè)計(jì)的具有動態(tài)去直流能力的腦電采集系統(tǒng)能夠有效抑制直流，不僅能夠提高放大倍數(shù)(800～1 000)，提高共模抑制比(大于120 dB)，而且可以獲取全頻段的腦電信號(DC～1 000 Hz)，而且其他的商業(yè)放大器無法同時獲得高共模抑制和極低頻的腦電信號(小于0.5 Hz)，從而無法采集完整的腦電信號。此外，在測量腦電采集系統(tǒng)的輸入阻抗時，由于目前的商業(yè)測量設(shè)備的測量能力有限，因此無法測量出它們的最大值，但從結(jié)果上看，3種腦電采集系統(tǒng)的輸入阻抗都大于600 MΩ，滿足測量的要求。

圖5的結(jié)果顯示，由于所設(shè)計(jì)的腦電采集系統(tǒng)具有高的共模抑制比，因此閉眼腦電信號的功率譜中基本沒有50 Hz工頻噪聲，而且閉眼α波信號的信噪比明顯高于普通腦電采集系統(tǒng)。由于普通腦電采集系統(tǒng)的共模抑制比較低，一般低于100 dB，抑制共模噪聲的能力有限，因此從功率譜上體現(xiàn)出了較大的工頻噪聲。普通腦電采集系統(tǒng)為了濾除直流成分，采用高通濾波器濾波時也濾除了極低頻以下的信號，因此造成了信號的丟失(見圖5(a))；而本系統(tǒng)具有動態(tài)直流校正功能，而且校正后又保留了所消除的直流成分，并通過USB傳輸?shù)缴衔粰C(jī)進(jìn)行存儲，因此該系統(tǒng)能夠完整的顯示DC～1 000 Hz之間的信號，這樣有助于科研人員更加全面的研究大腦的相關(guān)信息。

另外，由于本系統(tǒng)具有較高的共模抑制比，因此可以省去傳統(tǒng)的工頻陷波電路。它不僅減小電路體積、降低功耗，而且可以降低系統(tǒng)噪聲，提高信號的信噪比。另外，該系統(tǒng)可以集成到柔性電路板中，制作成可穿戴的醫(yī)療設(shè)備，可以在不影響使用者活動的前提下實(shí)時監(jiān)測使用者腦部活動信息，同時當(dāng)患有突然性腦部疾病的患者(如癲癇)發(fā)病時能夠遠(yuǎn)程報(bào)警，提醒家屬或醫(yī)生及時救助。

4 結(jié)論

本研究所開發(fā)的全頻段腦電采集系統(tǒng)的共模抑制比高于120 dB，采樣頻段為DC～1 000 Hz，能夠很好抑制工頻噪聲的干擾，而且可以采集極低頻(小于0.5 Hz)腦電信號以及高頻腦電波(如癲癇信號)，從而為推動腦科學(xué)的發(fā)展提供幫助。

[1] 堯德中. 腦功能探測的電學(xué)理論與方法 [M]. 北京：科學(xué)出版社, 2003: 3-14.

[2] Barry H, David P. How can EEG/MEG and fMRI/PET data be combined? [J]. Human Brain Mapping, 2002, 17: 1-3.

[3] Laufs H, Daunizeau J, Daunizeau DW,etal. Recent advances in recordingelectrophysiological data simultaneously with magnetic resonance imaging [J]. Human Brain Mapping, 2008, 40(2): 515-528.

[4] 魏景漢,羅躍嘉.認(rèn)知事件相關(guān)電位教程 [M]. 北京：經(jīng)濟(jì)日報(bào)出版社, 2002: 93-128.

[5] Fox M, Raichle M. Spontaneous fluctuations in brain activity observed with functional magnetic resonance imaging [J]. Nature Neuroscience, 2007, 8: 700-711.

[6] Raichle ME. The brain’s dark energy [J]. Science Magazine, 2006, 314(5803): 1249-1250.

[7] 朱麗君, 朱元貴, 曹河圻，等. 全球腦研究計(jì)劃與展望[J]. 中國科學(xué)基金, 2013, 27(6): 359-362.

[8] Niedermeyer E, Sherman DL. Ultrafast frequencies: a new challenge for electroencephalography, with remarks on ultraslow frequencies [J]. Clin Electroencephalogr, 2001, 32:119-21.

[9] Gobbele R, Waberski TD, Dieckhofer A,etal. Patterns of disturbed impulse propagation in multiple sclerosis identified by low and high frequency somatosensory evoked potential components [J]. J Clin Neurophysiol, 2003, 20:283-290.

[10] 蔡佳. 16導(dǎo)腦電采集系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì) [D]. 成都:電子科技大學(xué)，2013.

[11] 史迅. 八導(dǎo)腦電放大器 [D]. 成都:電子科技大學(xué)，2012.

[12] Chae CS, Kwon JH, Kim YH. Ka-band total power radiometer and temperature control system for calibration of spatial temperature distribution [J]. IEEE Sensors Journal, 2010, 10(10): 1555-1556.

[13] Degen T, Jackel H. A pseudodifferential amplifier for bioelectric events with dc-offset compensation using two-wired amplifying electrodes [J]. IEEE Transations on Biomedical Engineering, 2006, 53(2)：300-310.

High CMRR Full Spectrum EEG Acquisition System

Gao Dongrui?Li Pengxiao?Chen Qiyou Yao Dezhong Liu Tiejun*

(SchoolofLifeScienceandTechnology,KeyLaboratoryforNeuroInformation,MinistryofEducation,Chengdu610054,China)

In order to suppress DC voltage of the raw EEG, and improve common-mode rejection ratio (CMRR) and broaden bandwidth of the EEG, a full spectrum EEG acquisition system that can dynamically eliminating DC voltage was designed in this paper. DC voltage was acquired by microprocessor, and then the DC voltage was translated into analog signal by digital-to-analogue conversion (DAC) and fed back to the dynamical eliminating system of DC voltage. The DC voltage was handled by the system, and then DC components were exported to REF of the instrumentation amplifier, and the DC voltage can be eliminated. Test results showed that not only the DC voltage of the EEG acquisition system could suppress dynamically, but also CMRR could be increased up to more than 120 dB, and the full spectrum EEG (DC-1000Hz) could be acquired. Therefore the EEG acquisition system could acquire more precise EEG signals and be used for research in cognitive science and medical diagnosis to promote development of brain science. Besides that, because of the simple circuit structure, it could be integrated into flexible printed circuit, and made into wearable medical monitoring device, which can help people monitor their physiological status.

EEG; dynamic DC compensation; high gain; high CMRR

10.3969/j.issn.0258-8021. 2015. 06.010

2015-05-14， 錄用日期:2015-08-19

國家重大科學(xué)儀器開發(fā)專項(xiàng)(2012YQ120046)；國家高技術(shù)研究發(fā)展計(jì)劃(863計(jì)劃)(2015AA020510)

R318

A

0258-8021(2015) 06-0708-06

# 中國生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)會會員(Member, Chinese Society of Biomedical Engineering)

?共同第一作者

*通信作者(Corresponding author)， E-mail:liutiejun@uestc.edu.cn