楊 正,王靜敏,朱樟明,楊銀堂

(西安電子科技大學(xué)微電子學(xué)院,陜西西安 710071)

利用右腿驅(qū)動技術(shù)的心電信號模擬前端設(shè)計

楊 正,王靜敏,朱樟明,楊銀堂

(西安電子科技大學(xué)微電子學(xué)院,陜西西安 710071)

在非屏蔽室條件下,心電信號檢測是在強共模干擾下的微弱信號檢測過程,為提高心電信號的檢測效果,常采用右腿驅(qū)動電路來抑制電路的工模干擾.設(shè)計了一種高性能的心電信號檢測放大器,將可編程增益放大電路及右腿驅(qū)動電路結(jié)合應(yīng)用于模擬前端部分.可編程增益放大器采用AB類緩沖器結(jié)構(gòu),用于將心電信號檢測信號放大,其可編程放大倍數(shù)為1,2,3,4,6,8,12,其共模抑制比可達129 dB,有效消除了共模干擾.

心電信號;放大器;右腿驅(qū)動;生物信號檢測;共模抑制比

在現(xiàn)代社會,隨著對自身健康關(guān)注的不斷提高,人們對可穿戴醫(yī)療設(shè)備的需求也在不斷提高.作為表征人體健康狀況的生物醫(yī)學(xué)信號,具有低頻(赫茲-千赫茲)、低幅度(微伏-毫伏)的特點[1-2].在生物醫(yī)學(xué)信號的獲取過程中,極容易受外界環(huán)境的干擾,因而如何將這些信號從充滿噪聲的人體環(huán)境中提取出來極具挑戰(zhàn).傳統(tǒng)上,醫(yī)學(xué)上利用3個電極進行心電信號測量[3],如圖1(a)所示.然而,為了在大共模電壓條件下放大微小的差模生物電信號需要高的共模抑制比(大于80 dB)[4],這種設(shè)置并不適合.

在文獻[1]提出的模擬前端設(shè)計中,儀表放大器的共模抑制比為122 d B,在文獻[5]設(shè)計的心電信號檢測(ElectroCardioGram,ECG)系統(tǒng)中,其儀表放大器的共模抑制比為78 dB,且增益固定,在實際應(yīng)用中不夠靈活.筆者的設(shè)計將可編程增益放大電路(Programmable Gain Amplifier,PGA)及右腿驅(qū)動(Driven-Right-Leg,DRL)電路結(jié)合應(yīng)用于模擬前端部分,具有增益可編程功能,且共模抑制比達129 dB.筆者針對微型心電圖的芯片設(shè)計和實現(xiàn)技術(shù),將右腿驅(qū)動技術(shù)應(yīng)用于前置放大器部分,有效消除來自人體的共模信號干擾,為保證ECG的效果,交流(Alternating Current,AC)耦合電路也包含在該設(shè)計中.圖1(b)為可穿戴式生物信號監(jiān)測系統(tǒng)的框圖組成,其中包括信號調(diào)節(jié)電路、模數(shù)轉(zhuǎn)換器(Analog to Digital Converter,ADC)及無線通信模塊[1].

圖1　心電檢測系統(tǒng)框圖

1　系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

無處不在的電噪聲尤其是供電系統(tǒng)噪聲,給生物電信號的測量提出了挑戰(zhàn),圖1(c)所示為一個電源線與測量系統(tǒng)之間電場耦合的簡化模型[5-7].

其中,Z1、Z2、Z3分別代表皮膚與3個電極之間的等效阻抗,C1和C2代表輸電線與導(dǎo)聯(lián)之間的耦合電容.Id1和Id2分別為由這兩個電容耦合產(chǎn)生的電流,由于測量系統(tǒng)極高的輸入阻抗,它們不會流入放大器.相反,它們會分別通過等效阻抗Z1、Z2流向人體.這種耦合產(chǎn)生的差分電壓可計算為

為最小化這種電子干擾,必須盡可能阻抗匹配并減少皮膚電極阻抗,而這種由于電容耦合帶來的電子干擾可以通過使用屏蔽信號連接來降低.

另外,Idb為電源線與人體之間的電場耦合所產(chǎn)生的耦合電流,在流過人體的過程中產(chǎn)生了共模電平Vcm,該電流最終通過兩條路徑流向地面,分別為電容C4及皮膚電極阻抗Z3.因此選擇一個高共模抑制比(Common Mode Rejection Ratio,CMRR)的放大器來抑制共模電壓非常重要.另外,Vcm的影響也可以通過平衡皮膚電極阻抗Z1和Z2來降低,即

由式(3)可以看出平衡皮膚電極阻抗Z1、Z2的重要性.

降低共模噪聲影響的另一種方法是使用DRL電路.DRL電路通過對差模電極對進行電壓平均來檢測共模電壓,然后將這個電壓放大、反向,最終通過第3電極反饋到人體.

1.1AC耦合電路

心電信號是人體中可以檢測到的最大的生物電勢,它由心肌的電極化和去極化產(chǎn)生.通常會利用導(dǎo)電電極測量身體表面上的心電信號.交流耦合電路的主要作用是使這個測量到的很小的交流信號有效地耦合到后繼的信號處理電路,即后級的放大器、濾波器;同時屏蔽電極直流偏置電壓,保護電極產(chǎn)生的小信號,防止放大器進入飽和狀態(tài),否則,將導(dǎo)致錯誤測量甚至喪失功能.

圖2所示為AC耦合電路[8-9].該差分交流耦合網(wǎng)絡(luò)不需要任何連接到地的電阻,從而優(yōu)化了共模抑制效果,并實現(xiàn)了一階高通濾波器.若R2C1=R3C2=τ,則系統(tǒng)的傳遞函數(shù)可以表示為

圖2　AC耦合電路

在該設(shè)計中,R1=R2=4.7 MΩ,C1=C2=1μF,通過式(5)可得轉(zhuǎn)折頻率為0.034 Hz.

圖3　差分放大器電路結(jié)構(gòu)

1.2可編程增益放大電路

為保證足夠的增益,采用了兩級放大結(jié)構(gòu),如圖3所示.第1級為折疊共源共柵結(jié)構(gòu),第2級為AB類輸出級.為降低由class-AB驅(qū)動器帶來的噪聲和失調(diào),在不影響放大器性能的條件下,采用了緊湊型的AB類輸出級.由圖3所示,包括兩個共源連接的輸出管M25和M26;浮動電流控制器由M19、M20構(gòu)成;堆疊的二極管連接晶體管M23～M24和M21～M22分別為M19、M20的柵極提供偏置.浮動電流控制晶體管、堆疊的二極管連接晶體管以及輸出管構(gòu)成了兩個跨導(dǎo)線性環(huán)M20、M21、M22、M25和M19、M23、M24、M26,這兩個環(huán)路保持輸出管的柵極電壓為常數(shù),確定了輸出晶體管靜態(tài)電流,使靜態(tài)電流對電源電壓不敏感[10-11].其原理如下:

假設(shè)VSS不變,當(dāng)VDD變化ΔV時,M20的柵極也變化ΔV,有

由M25和M26的關(guān)系可知,

由式(8)知,M25柵源電壓保持不變.當(dāng)VDD不變,VSS變化時,推導(dǎo)過程類似.

圖4　核心電路結(jié)構(gòu)圖

文中所述PGA如圖4(a)所示.它由兩個基本放大器PGAP、PGAN及可調(diào)電阻構(gòu)成.根據(jù)心電輸入信號的大小,獲得相應(yīng)的增益控制碼,同時控制多路選擇開關(guān),選擇對應(yīng)的檔位輸出,即可獲得不同大小的阻值,實現(xiàn)放大器增益的可編程控制.PGA電路的原理如下:

根據(jù)運放的虛短概念有

則通過串聯(lián)電阻的電流I可以表示為

由式(12)可知,通過對電阻R1、R2設(shè)置不同的阻值,可以得到不同的增益.

該PGA的輸出在進入ADC之前經(jīng)過了RC濾波器的濾波.該濾波器由電阻Rs和電容Cf組成.除了消除輸出的鋸齒成分,也會抑制由于ADC的采樣造成的PGA輸出的毛刺,其轉(zhuǎn)折頻率可表示為

1.3右腿驅(qū)動電路

腦電(Eletro-Encepalo-Graph,EEG)、心電(ECG)、肌電(Electro-Myo-Graphy,EMG)等生物體表電信號是人體特定點與點之間的差模電壓信號,均為毫伏、微伏級別的微弱信號.其中,心電信號幅度在0.5 m V～8 m V之間,典型值為1 m V.在非屏蔽室條件下,工頻信號在人體表面造成的共模干擾在伏級或者更高.因此模擬前端的放大器不僅要有較大的增益,還要有很高的共模抑制比(70 dB～120 d B),CMRR太低的運放會影響心電圖機的性能,太高又會產(chǎn)生高昂的成本.因此,在生物電采集系統(tǒng)中,前級放大電路的主要任務(wù)是:設(shè)法降低共模干擾電壓.而右腿驅(qū)動技術(shù)是降低共模干擾的必要方法.

DRL電路如圖4(b)所示.A1、Ri、Rf、Rl共同構(gòu)成了DRL電路,其工作原理為:前置放大電路中兩個相等的偏置電阻R1、R2取出人體的共模電壓,該電壓經(jīng)反向,放大并反饋到右腿.右腿驅(qū)動電路將共模電平反饋回參考電極并且與原來的共模電平極性相反,適當(dāng)選擇電阻值可使得反饋電平抵消掉共模電平,從而在輸入端實現(xiàn)對共模信號的抑制,大大提高整個電路的共模抑制比.本質(zhì)上,它是一個共模電壓并聯(lián)負反饋電路,起到快速放電、有效衰減人體所帶共模電壓的作用.對圖4(b)中DRL電路進行推導(dǎo),有

其中,Vcm是前置電路的共模輸入成分.實際中,由于電阻的精度問題,R3、R4必然存在阻值之差,設(shè)R3、R4精度為σ;R3、R4中間輸出電壓Vcm中還包含一定的差模成分,即Vcm=Vd+Vic,其中

由式(16)可知,Vcm中的差模成分為整個差分放大電路的差分輸入的ε倍.由于差分輸入信號(V1-V2)是毫伏微伏級別的信號,比共模輸入信號Vic本來就要小3或4個數(shù)量級,再加上σ因素,Vd比Vic總共要小4或5個數(shù)量級,因此,R3、R4阻值之差對DRL電路的影響可以忽略不計.

另外,通過增加放大器的增益可以減少Vcm.其中R1和C1的設(shè)計用于系統(tǒng)穩(wěn)定,對低頻下共模抑制比的計算沒有影響,可忽略.經(jīng)推導(dǎo)計算,可得到共模電平表達式,即

由式(17)可看出,共模電平Vcm的衰減正比于Rf與Ri的比值,通過控制電阻的比值,可有效降低共模電平Vcm.身體的位移電流(id)沒有流到地面,而是流向放大器輸出,這對ECG放大器而言降低了干擾,另外也將病人有效地接地.

2　仿真及分析

基于SMIC 0.18μm、3.3 V標(biāo)準互補金屬氧化物半導(dǎo)體(Complementary Metal-Oxide-Semiconductor transistor,CMOS)工藝,采用Cadence Spectre對電路進行了仿真驗證,電源電壓設(shè)置為3 V.表1所示為放大器的性能參數(shù).放大器的頻率響應(yīng)如圖5(a)所示.CMRR隨工藝角變化的仿真波形如圖5(b)所示,其典型值為129 d B.由圖5可知,該電路在工藝和溫度變化的條件下依然有很強的共模信號抑制能力.

表1　兩級放大器性能

圖5　放大器參數(shù)仿真

圖6　DRL測試及仿真

圖6(a)所示為測試DRL功能電路結(jié)構(gòu),加入和未加入DRL電路的瞬態(tài)響應(yīng)如圖6(b)所示,虛線和實線所示分別為未加入DRL電路和加入DRL電路的輸出電壓.未加入DRL電路時,輸出電壓振幅達110μV,這對于輸入信號幾百微伏的電路會產(chǎn)生重大影響.

3　結(jié)束語

筆者設(shè)計了一種高性能的ECG放大器,將可編程增益放大電路及右腿驅(qū)動電路結(jié)合應(yīng)用于模擬前端部分.可編程增益放大器將ECG信號放大,其可編程放大倍數(shù)為1,2,3,4,6,8,12.DRL電路用于降低共模干擾,其共模抑制比可達129 d B,有效消除了共模干擾.

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(編輯:王 瑞)

ECG front-end subsystem with the driven-right-leg circuit

YANG Zheng,WANG Jingmin,ZHU Zhangming,YANG Yintang
(School of Microelectronics,Xidian Univ.,Xi’an 710071,China)

Under the condition of an un-shielding room,electrocardiogram(ECG)signal detection is a weak signal detection process with a strong common mode interference.In order to improve the performance of common mode rejection of the circuit,a driven-right-leg(DRL)circuit is often utilized.In this paper,a high performance ECG amplifier is proposed.The programmable gain amplifier(PGA)circuit and DRL circuit are applied at this analog front end.The PGA is utilized for ECGsignal amplification,with the programmable gain set at 1,2,3,4, 6,8,12.The DRL circuit is used to reduce common-mode interference.

electroence phalograph;amplifier;driven-right-leg;biopotential measurement;CMRR

TN4

A

1001-2400(2016)04-0166-06

10.3969/j.issn.1001-2400.2016.04.029

2015-08-31

國家自然科學(xué)基金資助項目(61234002,61322405,61306044,61376033);國家863計劃資助項目(2012AA012302, 2013AA014103)

楊 正(1989-),女,西安電子科技大學(xué)博士研究生,E-mail:zyanghbu@163.com.