本發(fā)明涉及電場(chǎng)傳感器。本發(fā)明更具體地涉及電場(chǎng)傳感器，其用于感測(cè)電位差——例如，生物電位信號(hào)，并生成用于信號(hào)處理的輸入信號(hào)。感測(cè)電極由有源驅(qū)動(dòng)的屏蔽件保護(hù)，以最小化電容耦合噪聲并使源信號(hào)的容性負(fù)載最小化。此外，本發(fā)明涉及一種用于感測(cè)電位差的傳感器系統(tǒng)。此外，本發(fā)明涉及一種用于感測(cè)傳感器系統(tǒng)中的電位差的方法。

背景技術(shù)：

有源電極廣泛用于生物電位記錄，特別適用于非接觸式和干式接觸電極等高級(jí)電極技術(shù)。利用有源電極的目的是屏蔽電極免受外部干擾，并補(bǔ)償寄生電容。

與無(wú)源電極相比，有源電極通常對(duì)周?chē)母蓴_，特別是電容耦合干擾(例如電力線干擾(pli))提供更好的抗擾度。因此，它們適用于可穿戴式生物電位記錄中的新興應(yīng)用。而現(xiàn)在，結(jié)合右腿驅(qū)動(dòng)技術(shù)的有源電極被認(rèn)為是高質(zhì)量生物信號(hào)記錄的主要趨勢(shì)。一般來(lái)說(shuō)，有源電極應(yīng)該具有包括足夠低的輸入?yún)⒖荚肼?、高輸入阻抗和低偏置電流、低輸入?yún)⒖计?、低輸出阻抗、高共模抑制?cmrr)和電源抑制比(psrr)的幾個(gè)特征，并且對(duì)于可穿戴裝置而言具有低功耗。

差分放大器的cmrr是相對(duì)于需要的差信號(hào)的兩個(gè)輸入端子共同的不需要的輸入信號(hào)的抑制。psrr是運(yùn)算放大器中電源電壓中變化與其產(chǎn)生的等效(差分)輸出電壓之間的比率。輸出電壓將取決于反饋電路，并且理想的儀表放大器將具有無(wú)限的psrr。

心電圖(ecg)是作為時(shí)間函數(shù)的心臟的電活動(dòng)的經(jīng)心臟記錄。ecg信號(hào)由附著在皮膚表面上的電極拾取，并通過(guò)身體外部的裝置進(jìn)行記錄。腦電圖(eeg)是沿著頭皮的電活動(dòng)的記錄，并且eeg信號(hào)是由于腦內(nèi)的神經(jīng)元活動(dòng)引起的離子電流流動(dòng)導(dǎo)致的電壓波動(dòng)的量度。耳朵eeg是有吸引力的，因?yàn)樵陬?lèi)似于助聽(tīng)器的裝置中電極可以布置在耳道中或耳朵周?chē)?/p>

與周?chē)蓴_相比，電生理信號(hào)的振幅通常較弱。在常規(guī)生理信號(hào)中，ecg相對(duì)較強(qiáng)，峰值幅度在100μv-lmv范圍內(nèi)。eeg較弱，在10μv-100μv范圍內(nèi)。對(duì)于耳朵eeg，峰值振幅通常在1μv-10μv的范圍內(nèi)，比頭皮上的eeg低約20db。然而，周?chē)鸟詈细蓴_可以容易地處在毫伏級(jí)或甚至伏級(jí)。大多數(shù)這些干擾通常與生物信號(hào)一起出現(xiàn)在共模中。原則上，如果電極和生物放大器是完全不同的，則可以清楚地拾取感興趣的信號(hào)，但是在任何實(shí)際的放大器中，cmrr不是無(wú)窮大的。因此，抗噪聲對(duì)于生物信號(hào)記錄是非常重要的。

實(shí)際上，不可能設(shè)計(jì)理想的儀表放大器，因此任何放大器都將被設(shè)計(jì)為在理想?yún)?shù)之間提供良好的折衷。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的是提供一種電場(chǎng)傳感器，其具有相對(duì)于理想儀表放大器的改進(jìn)的關(guān)鍵性能指標(biāo)。通過(guò)提供這樣的電場(chǎng)傳感器，可以開(kāi)發(fā)和設(shè)計(jì)eeg和耳朵eeg傳感器，以便日常使用，例如用于檢測(cè)低血糖。這可能有助于例如糖尿病患者保持正常的日常生活。

根據(jù)本發(fā)明的一種有源電極包括：用于感測(cè)電位并生成輸入信號(hào)的電極；放置在所述電極附近并與所述電極電絕緣的屏蔽件；以及集成放大器，其具有連接到所述至少一個(gè)電極的輸入，用于接收輸入信號(hào)，并且提供輸出緩沖輸出信號(hào)的緩沖路徑。屏蔽件連接到集成放大器的所述輸出以有源驅(qū)動(dòng)所述屏蔽件的電位，由此提供所述電極的有源屏蔽。緩沖路徑包括在集成放大器前面的第一混頻器，用于將輸入信號(hào)從基本頻率范圍頻移到較高的頻率范圍；以及在集成放大器的輸出上的第二混頻器，用于將放大的信號(hào)從所述較高的頻率范圍頻移回到所述基本頻率范圍。

根據(jù)本發(fā)明提出的新技術(shù)提供了來(lái)自有源電極設(shè)計(jì)與緩沖器和斬波調(diào)制放大器的優(yōu)點(diǎn)的組合，達(dá)到關(guān)鍵性能度量的折衷。

由于放大器的有限輸入阻抗，電阻抗的不平衡導(dǎo)致共模信號(hào)的該部分將出現(xiàn)在儀表放大器的輸入上的差分模式中。這在具有高阻抗的電極中尤其如此，如例如干觸點(diǎn)和電容電極的情況。有源屏蔽增加了輸入阻抗，從而提高了放大器輸入上的cmrr，并且從而顯著降低了這種干擾。

根據(jù)本發(fā)明的有源電極設(shè)計(jì)提供了幾個(gè)有吸引力的優(yōu)點(diǎn)。由于配置為斬波器化緩沖器的放大器的單位增益配置，可以實(shí)現(xiàn)良好的屏蔽性能。因此，可以獲得超高輸入阻抗。根據(jù)本發(fā)明的新的有源電極設(shè)計(jì)提供了兩個(gè)緩沖通道之間的改進(jìn)的共模抑制比(ccmr)和改進(jìn)的電源抑制比(psrr)，這對(duì)于抗周?chē)蓴_的抗噪性非常重要。

與使用緩沖器和斬波放大器的傳統(tǒng)技術(shù)相比，由緩沖輸出屏蔽的斬波調(diào)制利用了電壓域和電流域精度，達(dá)到了很好的折衷。此外，由斬波調(diào)制產(chǎn)生的顯著益處是兩個(gè)緩沖通道之間的改進(jìn)的cmrr和psrr，這可對(duì)增強(qiáng)抗周?chē)蓴_的抗噪性是非常有用的。

在隨后的差分放大器前面的斬波器尖峰濾波器(csf)可以以額外的功率量為代價(jià)濾除伴隨的斬波器尖峰和波紋。根據(jù)本發(fā)明的具有斬波器化緩沖器的有源電極在高質(zhì)量生物記錄系統(tǒng)中將是非常有用的。

緩沖放大器提供從一個(gè)電路到另一個(gè)電路的電阻抗變換。如果不變地傳送電壓(電壓增益av為1)，則放大器為單位增益緩沖器。當(dāng)輸出電壓跟隨或跟蹤輸入電壓時(shí)，單元增益放大器(緩沖器)通常被實(shí)現(xiàn)為電壓跟隨器。盡管這種緩沖放大器的電壓增益可以(大約)一致，但它通常提供相當(dāng)大的電流增益，從而提供功率增益。根據(jù)本發(fā)明的具有斬波調(diào)制的閉環(huán)單元增益放大器提供電阻抗變換，并且用作具有相當(dāng)大的電流增益以及因此功率增益的電壓跟隨器。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了一種用于感測(cè)電位差的傳感器系統(tǒng)。傳感器系統(tǒng)包括至少一組電極，其包括提供電位參考的參考電極和提供用于測(cè)量相對(duì)于參考電極的電位的測(cè)量點(diǎn)的感測(cè)電極。傳感器系統(tǒng)進(jìn)一步包括差分放大器，其接收來(lái)自感測(cè)電極和參考電極的輸入，并生成表示感測(cè)電極和參考電極之間的電位差的輸出信號(hào)。至少一組電極中的至少一個(gè)電極是有源電極，包括用于感測(cè)電位并生成輸入信號(hào)的電極，放置在電極附近的屏蔽件，并且屏蔽件與電極電絕緣，以及集成放大器，其具有連接到至少一個(gè)電極的輸入，用于接收輸入信號(hào)，以及提供輸出緩沖輸出信號(hào)的緩沖路徑。屏蔽件連接到集成放大器的輸出，以主動(dòng)驅(qū)動(dòng)屏蔽件的電位，從而提供電極的有源屏蔽。緩沖路徑包括在集成放大器前面的第一混頻器，用于將輸入信號(hào)從基本頻率范圍頻移到較高的頻率范圍；以及在集成放大器的輸出上的第二混頻器，用于將放大的信號(hào)從較高頻率范圍頻移回到基本頻率范圍。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了一種用于感測(cè)具有至少一組電極的傳感器系統(tǒng)中的電位差的方法，所述至少一組電極包括提供電位參考的參考電極和提供用于測(cè)量相對(duì)于參考電極的電位的測(cè)量點(diǎn)的感測(cè)電極。該方法包括通過(guò)將屏蔽件放置在電極附近但與電極電絕緣來(lái)屏蔽電極，借助于感測(cè)電位的電極生成輸入信號(hào)，在集成放大器中放大從電極接收的輸入信號(hào)，該集成放大器提供輸出緩沖輸出信號(hào)的緩沖路徑，將屏蔽件連接到集成放大器的輸出，以主動(dòng)驅(qū)動(dòng)屏蔽件的電位，從而提供電極的有源屏蔽，借助于放置在集成放大器前面的第一混頻器，將輸入信號(hào)從基本頻率范圍頻移到較高頻率范圍，以及借助于放置在集成放大器的輸出上的第二混頻器將放大的信號(hào)從較高頻率范圍頻移回基本頻率范圍。

附圖說(shuō)明

將參照優(yōu)選方面和附圖更詳細(xì)地描述本發(fā)明，其中：

圖1示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的有源電極設(shè)計(jì)；

圖2示出了基于半導(dǎo)體的放大器的由白噪聲和粉紅噪聲組成的噪聲譜；

圖3示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的利用有源電極設(shè)計(jì)的生物電位監(jiān)視系統(tǒng)；

圖4示意性地示出了基于用于根據(jù)本發(fā)明的電場(chǎng)傳感器中的單元增益放大器的斬波器化緩沖器的一個(gè)實(shí)施例；

圖5示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的斬波器化緩沖器；

圖6示出了圖1中所示的有源電極設(shè)計(jì)的頻域中的生物信號(hào)和噪聲的相對(duì)位置；

圖7示出了在圖5中所示的斬波器化緩沖器中使用的斬波開(kāi)關(guān)的一個(gè)實(shí)施例；以及

圖8示出了基于兩個(gè)根據(jù)本發(fā)明的有源傳感器的傳感器系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例；

圖9示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面的eeg裝置的一個(gè)實(shí)施例；以及

圖10示出了斬波放大器輸入處的過(guò)多噪聲源。

具體實(shí)施方式

圖1示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的有源電極設(shè)計(jì)。生物電位信號(hào)vin(t)由電容電極(未示出)感測(cè)并饋送到集成放大器10的輸入。阻抗zs表示皮膚電極阻抗。在集成放大器10的輸入上，利用在集成放大器10前面的第一混頻器11中的調(diào)制信號(hào)(斬波時(shí)鐘)m(t)對(duì)生物電位信號(hào)vin(t)進(jìn)行調(diào)制。集成放大器10具有等于1的增益av，由此集成放大器10充當(dāng)緩沖器，并且通過(guò)在集成放大器10的輸出上的第二混頻器12中也施加相同的斬波調(diào)制信號(hào)m(t)，集成放大器10和兩個(gè)混頻器11和12提供輸出輸出信號(hào)vout(t)的緩沖路徑。

在圖1中所示的實(shí)施例中采用的調(diào)制信號(hào)m(t)被示為具有占空比50％的脈沖寬度調(diào)制信號(hào)，并且呈現(xiàn)+1和-1的單位幅度。選擇斬波頻率fchop，以確?；旧舷皖l范圍中的閃爍噪聲。阻抗zin表示有限輸入阻抗。斬波器化緩沖器輸出vout(t)用于驅(qū)動(dòng)放置在所述電極附近并與所述電極電絕緣的有源屏蔽件。

參考圖2，示出了針對(duì)基于半導(dǎo)體的放大器的由白噪聲和粉紅噪聲組成的噪聲譜。拐角頻率fc表征由低頻閃爍噪聲(粉紅噪聲)所主導(dǎo)的區(qū)域與作為較高頻率的“平帶”噪聲(白噪聲)主導(dǎo)的熱噪聲之間的邊界。閃爍噪聲在大多數(shù)電子裝置中出現(xiàn)，并且限制電路可能處理的信號(hào)電平。這在圖2中示出，其中l(wèi)og10(f)在x軸上示出，并且電壓平方在y軸上示出。

在本實(shí)施例中，集成放大器以mosfet晶體管布局實(shí)現(xiàn)，并且觀察到大約200hz水平的拐角頻率。拐角頻率fcorner是分別由低頻閃爍噪聲和較高頻率的“平帶”噪聲主導(dǎo)的區(qū)域之間的過(guò)渡。因此，必須將斬波頻率fchop選擇得高于拐角頻率，因此在集成放大器之前引入的頻移足以逃離集成放大器的閃爍噪聲區(qū)域。提供頻移的調(diào)制頻率大于拐角頻率，并且根據(jù)所示實(shí)施例，斬波頻率fchop已經(jīng)被選擇處在從200hz到2khz的范圍中。優(yōu)選地，斬波頻率fchop在400hz至1khz的范圍中。當(dāng)斬波頻率fchop較高時(shí)，功耗將受到不利影響。

對(duì)于耳朵eeg應(yīng)用，感測(cè)電極將拾取具有大約1μv幅度的生物電位信號(hào)vin(t)。生物電位信號(hào)vin(t)將在第一使用情況下具有在0和35hz之間的基本頻率范圍中的頻譜分布，這在圖6a中示意性地示出。一旦利用混頻器11中的斬波信號(hào)m(t)進(jìn)行調(diào)制，生物電位信號(hào)vin(t)將在頻率上移位，使得其出現(xiàn)在例如1khz的斬波頻率附近，如在圖6b中所示。集成放大器將在頻譜中引入閃爍噪聲，直到例如200hz的拐角頻率，而在拐角頻率以上的頻率范圍(包括頻移的生物電位信號(hào))將僅受白色熱噪聲的影響。這在圖6c中示出。

在混頻器12中，利用斬波信號(hào)m(t)對(duì)集成放大器10的輸出進(jìn)行調(diào)制，其中生物電位信號(hào)再次返回到基本頻率范圍，同時(shí)放大器的閃爍噪聲位于斬波頻率周?chē)?。這在圖6d中示出。在稍后的信號(hào)處理階段進(jìn)行適當(dāng)?shù)牡屯V波將消除現(xiàn)在存在于圍繞斬波頻率的頻率范圍中的源于閃爍的噪聲。

根據(jù)本發(fā)明的有源電極設(shè)計(jì)可以被設(shè)計(jì)成具有低輸入?yún)⒖荚肼?、高輸入阻抗和低偏置電流、低輸入?yún)⒖计?、低輸出阻抗、高cmrr和psrr以及低功耗?？梢葬槍?duì)不同的應(yīng)用優(yōu)化有源電極的實(shí)際實(shí)施，例如可植入式神經(jīng)探針陣列和基于織物的用途(干式接觸電極)。

圖3示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的采用有源電極設(shè)計(jì)的生物電位監(jiān)視系統(tǒng)。多個(gè)電極布置在位于用戶的頭皮35上的網(wǎng)狀物30中。在另一個(gè)實(shí)施例中，電極可以設(shè)置在耳塞上，并且數(shù)據(jù)可以從耳道收集并且在放置在耳朵后面的電池驅(qū)動(dòng)的數(shù)據(jù)處理器中進(jìn)行處理。電極31和32各自包括作為電容性感測(cè)電極的探針34和放置在電容感測(cè)電極附近但與之間隔開(kāi)的有源屏蔽電極。由探針34拾取的輸入信號(hào)被引導(dǎo)到相應(yīng)的放大器10，優(yōu)選地布置為單元增益放大器。閉環(huán)單元增益放大器10連接在感測(cè)電極和有源屏蔽電極之間。通過(guò)這種布置，有效地減小感測(cè)電極的寄生電容，從而提高靈敏度。

來(lái)自具有斬波調(diào)制的閉環(huán)單元增益放大器10的輸出經(jīng)由屏蔽電纜13(例如同軸電纜)饋送到基于控制電壓而改變?cè)鲆娴目勺冊(cè)鲆娣糯笃?4，并且進(jìn)一步饋送到將放大的vbio信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字表示以用于進(jìn)一步處理的模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器15?？勺?cè)鲆娣糯笃?4是差分放大器。在包含閉環(huán)單元增益放大器10的前端集成電路和包含可變?cè)鲆娣糯笃?4和模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器15的后端集成電路之間，屏蔽是優(yōu)選的，但不是關(guān)鍵/必要的。

在下文中，提供了根據(jù)本發(fā)明的使用斬波器化緩沖器的有源電極的技術(shù)描述。圖4示出了在有源電極概念中存在幾個(gè)主要的寄生電容貢獻(xiàn)者。屏蔽件44放置在所述電極43附近(并且基本上與所述電極43平行)，并且屏蔽件44與所述電極43電絕緣。在電極43和屏蔽件44之間有一個(gè)電絕緣體(未示出)。該布置將導(dǎo)致電極43和屏蔽件44之間的電容耦合。電極43經(jīng)由輸入焊盤(pán)43a連接到集成電路，并且可以觀察到其間的電容性寄生耦合。屏蔽件44經(jīng)由輸入焊盤(pán)48a連接到封裝集成電路的屏蔽件48，并且在這里同樣將存在電容性寄生耦合。通過(guò)緩沖器的屏蔽，可以補(bǔ)償在感測(cè)電極處的電極寄生電容40和由輸入焊盤(pán)48a和43a之間的電容耦合引起的寄生電容41。

圖4中所示的有源電極概念示出了放大器被實(shí)現(xiàn)為襯底(集成電路)上的mosfet晶體管。放大器經(jīng)由相應(yīng)的接觸焊盤(pán)46a和45a連接到電源46和接地45，并具有輸出端子47。集成放大器的輸出端子47連接到屏蔽件48，而接觸焊盤(pán)45a和46a由此電隔離。屏蔽件48連接到集成放大器的輸出端子47以有源驅(qū)動(dòng)屏蔽件48的電位，由此提供電極43的有源屏蔽。一些電容難以補(bǔ)償，因?yàn)椴荒軕?yīng)用對(duì)其底部節(jié)點(diǎn)的屏蔽。這對(duì)于輸入焊盤(pán)49a和襯底之間的寄生電容42a、晶體管柵極和襯底之間的寄生電容——柵極到襯底電容42b、晶體管的柵極和源極之間的寄生電容——柵極到源極電容42c，以及晶體管的柵極和漏極之間的寄生電容——柵極到漏極電容42d很重要。在這些情況下，目的是設(shè)計(jì)電路，使得電容器的值盡可能小。

如圖5所示，根據(jù)本發(fā)明的斬波器化緩沖器基于根據(jù)所示實(shí)施例的閉環(huán)單元增益放大器10來(lái)實(shí)現(xiàn)。閉環(huán)單元增益放大器10的輸入晶體管對(duì)m1和m2的尺寸被最小化，以便減小輸入寄生電容，并且從而獲得高阻抗。由于采用了斬波調(diào)制，輸入晶體管m1和m2的閃爍噪聲是非主要噪聲源。

通過(guò)使用由晶體管mn和電壓源vbattery形成的電流源50，保持恒定電流通過(guò)輸入晶體管對(duì)m1和m2。根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，電壓源vbattery可以是硬幣單元電池類(lèi)型，用于具有約1.2v額定電源電壓的助聽(tīng)器。偏置vbp被施加到mosfet晶體管mn的柵極，控制從電壓源vbattery饋送到輸入晶體管對(duì)m1和m2的源極的電流。

通過(guò)保持通過(guò)輸入晶體管對(duì)m1和m2的恒定電流，并施加單位增益配置的負(fù)反饋，最小化到傳感器輸入的柵極-源極電容42c(圖4)和柵極-襯底電容42b(圖4)。

根據(jù)本發(fā)明的用于實(shí)現(xiàn)具有斬波調(diào)制的閉環(huán)單元增益放大器10的所示實(shí)施例采用三個(gè)斬波開(kāi)關(guān)chop1、chop2和chop3。斬波開(kāi)關(guān)chop1、chop2和chop3的大小針對(duì)速度和噪聲進(jìn)行優(yōu)化，并且在該拓?fù)渲?，斬波開(kāi)關(guān)chop2和chop3布置在閉環(huán)單元增益放大器10的內(nèi)部。因此，通過(guò)使用固有差分節(jié)點(diǎn)，不需要額外的差分節(jié)點(diǎn)。此外，這不會(huì)限制具有斬波調(diào)制的閉環(huán)單元增益放大器10的帶寬。

輸入斬波開(kāi)關(guān)chop1接收感測(cè)的生物電位信號(hào)vin作為第一輸入信號(hào)，以及經(jīng)由反饋支路53接收來(lái)自閉環(huán)單元增益放大器10的輸出信號(hào)vout作為第二輸入信號(hào)。斬波開(kāi)關(guān)chop1工作在1khz斬波頻率。斬波信號(hào)以占空比50％在+1和-1之間交替。生物電位信號(hào)vin具有低帶寬(通常在0-40hz之間)，但是斬波頻率應(yīng)在拐角fcorner(圖2)以上。選擇斬波頻率太高會(huì)對(duì)整個(gè)電極組件的功耗造成不利影響。

輸入晶體管對(duì)m1和m2的柵極接收來(lái)自輸入斬波開(kāi)關(guān)chop1的相應(yīng)輸出。來(lái)自電流源的恒定電流經(jīng)由相應(yīng)源極端子通過(guò)輸入晶體管對(duì)m1和m2，并且輸入晶體管對(duì)m1和m2的漏極連接到第二斬波開(kāi)關(guān)chop2上的相應(yīng)端子。

來(lái)自斬波開(kāi)關(guān)chop2的兩個(gè)輸出連接到mosfet晶體管對(duì)m3和m4的相應(yīng)源極端子。晶體管對(duì)m3和m4形成作為場(chǎng)效應(yīng)晶體管放大器拓?fù)涞脑礃O跟隨器(公共漏極放大器)，通常用作電壓緩沖器。

mosfet晶體管m5、m6、m7、m8形成級(jí)聯(lián)電流鏡電路，本領(lǐng)域技術(shù)人員會(huì)認(rèn)為它是運(yùn)算放大器中的標(biāo)準(zhǔn)元件。級(jí)聯(lián)電流鏡電路是由跨導(dǎo)放大器和之后的電流緩沖器組成的兩級(jí)放大器。第三斬波開(kāi)關(guān)chop3布置在級(jí)聯(lián)電流鏡電路的兩級(jí)之間。級(jí)聯(lián)電流鏡電路提高了輸入輸出隔離度，因?yàn)闆](méi)有從輸出到輸入的直接耦合。

三個(gè)mosfet晶體管mnc、m9和m10布置為額外的源極跟隨器。三個(gè)mosfet晶體管mnc、m9和m10連接到電壓源vbattery，并作為電平移位器工作，為形成源極跟隨器的晶體管m3和m4提供較低的直流偏置。

圖7示出了在圖5中所示的斬波器化緩沖器拓?fù)渲惺褂玫臄夭ㄩ_(kāi)關(guān)chop1、chop2和chop3的一個(gè)實(shí)施例。斬波開(kāi)關(guān)具有一對(duì)輸入端子80和一對(duì)輸出端子81。斬波開(kāi)關(guān)借助于屏蔽件82被塊體(bulk)屏蔽，并且包括四個(gè)晶體管開(kāi)關(guān)84、85、86和87——所有通過(guò)時(shí)鐘信號(hào)clk控制。對(duì)于晶體管開(kāi)關(guān)85和87，經(jīng)由相應(yīng)的反相器88和89接收時(shí)鐘信號(hào)clk，由此當(dāng)時(shí)鐘信號(hào)為高時(shí)，晶體管開(kāi)關(guān)84和86關(guān)閉，并且當(dāng)時(shí)鐘信號(hào)為低時(shí)，晶體管開(kāi)關(guān)85和87關(guān)閉。反相器88和89是執(zhí)行邏輯否定的not(非)門(mén)。因此，四個(gè)晶體管開(kāi)關(guān)84、85、86和87確保一對(duì)輸入端子80的第一端子交替地連接到一對(duì)輸出端子81的輸出的第一端子和第二端子。一對(duì)輸入端子80的第二端子交替地連接到該對(duì)輸出端子81的輸出的第二端子和第一端子。

通過(guò)將塊體或屏蔽件82連接到緩沖器輸出90，所有晶體管開(kāi)關(guān)84、85、86和87被屏蔽，以消除體效應(yīng)和通過(guò)塊體節(jié)點(diǎn)的額外電流。因此，當(dāng)輸入共模電壓變化時(shí)，偏置電流不會(huì)顯著變化。此外，斬波時(shí)鐘被自舉(bootstrap)以保持過(guò)驅(qū)動(dòng)電壓，并且從而晶體管開(kāi)關(guān)84、85、86和87的“導(dǎo)通”電阻基本上恒定。以這種方式，電流噪聲和熱噪聲對(duì)輸入共模電壓不敏感。自舉電路83經(jīng)由屏蔽件82生成時(shí)鐘信號(hào)和輸出緩沖器信號(hào)，并在輸出上傳送用于打開(kāi)和關(guān)閉晶體管開(kāi)關(guān)84、85、86和87的斬波器時(shí)鐘信號(hào)clk。自舉電路83有意地意圖改變輸入阻抗。

如圖10所示，噪聲問(wèn)題可分為兩類(lèi)：電壓域噪聲和電流域噪聲。圖10示出了如圖5所示的斬波放大器輸入處的過(guò)多噪聲源。本領(lǐng)域技術(shù)人員將理解，由電流噪聲引起的問(wèn)題高度取決于源阻抗的值。由于皮膚電極阻抗相對(duì)較大，并且遭受到較大的變化，所以在干式接觸采集模擬前端中，兩種噪聲都值得我們關(guān)注。

電壓域噪聲

圖10示出了斬波放大器輸入處的過(guò)多噪聲源。rsx表示皮膚電極電阻。由于來(lái)自這些mosfet柵極的高電壓增益，主電壓噪聲貢獻(xiàn)器60包括輸入晶體管對(duì)m1、m2以及級(jí)聯(lián)電流鏡電路中的最終晶體管對(duì)m7和m8。電壓噪聲可能表現(xiàn)為閃爍噪聲和熱噪聲的結(jié)果，并且由于斬波調(diào)制，理論上從低頻信號(hào)頻帶中消除了偏移和閃爍噪聲。殘留噪聲的主要成分是mosfet的熱噪聲vnoise，并且可表示如下：

其中bw表示感興趣的帶寬，gmi表示mosfetmi的跨導(dǎo)，k是玻爾茲曼常數(shù)，t是組件的絕對(duì)溫度。在0.5-100hz之間的帶寬內(nèi)，當(dāng)斬波頻率被選擇為1khz時(shí)，集成噪聲約為0.29μvrms；并且已優(yōu)化主導(dǎo)mosfet的跨導(dǎo)以便最小化熱噪聲。

從等式(1)可以看出，噪聲電壓vnoise與晶體管跨導(dǎo)的平方根的倒數(shù)值成比例。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，通過(guò)使用提供8μa的電流源50來(lái)操作閉環(huán)單元增益放大器10，8μa電流消耗和的噪聲在系統(tǒng)的功率和噪聲預(yù)算方面是可以接受的，這已經(jīng)在圖5中指出。

電流域噪聲

偏置電流61在源阻抗上產(chǎn)生偏移。對(duì)于生物信號(hào)傳感器放大器，偏置電流的主要來(lái)源包括esd保護(hù)電路中的泄漏，輸入mosfet的柵極泄漏和雙極結(jié)晶體管的基極電流，斬波活動(dòng)以及pcb泄漏。主要貢獻(xiàn)者包括esd保護(hù)電路的泄漏和由周期性斬波活動(dòng)引起的電流。

esd保護(hù)電路的泄漏高度取決于esd技術(shù)和電路特性。因此，它存在于所有放大器中，并且難以完全避免。周期性斬波活動(dòng)引起通過(guò)斬波開(kāi)關(guān)和開(kāi)關(guān)電容器電阻的動(dòng)態(tài)電流。根據(jù)定義，偏置電流是在輸入節(jié)點(diǎn)處相對(duì)長(zhǎng)的時(shí)間內(nèi)的平均電流。對(duì)于cmos斬波放大器，這種電流可能是相比其它電流源的主要偏置電流源。

已經(jīng)觀察到，具有低源阻抗(例如濕電極的)的放大器中的過(guò)量噪聲通?？梢员徽J(rèn)為是可忽略的。然而，對(duì)于高源阻抗，例如干接觸電極的幾百千歐姆到幾兆歐，如直流偏移和相應(yīng)的輸理出噪聲的缺陷將被認(rèn)為是有問(wèn)題的。

通過(guò)應(yīng)用適當(dāng)?shù)脑O(shè)計(jì)優(yōu)化策略，所有開(kāi)關(guān)可以有利地被屏蔽以消除體效應(yīng)和通過(guò)塊體節(jié)點(diǎn)的額外電流。因此，當(dāng)輸入共模電壓變化時(shí)，偏置電流不會(huì)顯著變化。此外，斬波時(shí)鐘自舉以保持過(guò)驅(qū)動(dòng)電壓，并且從而開(kāi)關(guān)的“導(dǎo)通”電阻大約是恒定的。以這種方式，電流噪聲和熱噪聲對(duì)輸入共模電壓的變化不敏感。

通過(guò)確保根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的斬波器化緩沖器的良好優(yōu)化，偏置電流相當(dāng)?shù)汀夭ㄆ鏖_(kāi)關(guān)由緩沖器自然屏蔽，并且在開(kāi)關(guān)中的源極和漏極以及塊體之間不存在顯著電位差。因此，在斬波器中沒(méi)有電流路徑。已經(jīng)觀察到根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的斬波器化緩沖器的電流噪聲在約的水平。連接1mω電阻時(shí)，過(guò)多的噪聲密度貢獻(xiàn)將為

差分放大器的共模抑制比(cmrr)是相對(duì)于需要的差信號(hào)，裝置對(duì)兩個(gè)輸入引線共同的不需要的輸入信號(hào)的抑制。當(dāng)存在干擾的共模輸入，必須對(duì)差分信號(hào)進(jìn)行放大時(shí)，需要高cmrr。電源抑制比(psrr)定義為運(yùn)算放大器中電源電壓變化與其產(chǎn)生的等效(差分)輸出電壓的比值。輸出電壓將取決于反饋電路。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)斬波調(diào)制不僅降低噪聲，而且也有助于改進(jìn)cmrr和psrr。

已經(jīng)觀察到?jīng)]有斬波調(diào)制的放大器的共模抑制(cmr)為-73.3db，并且利用斬波調(diào)制將cmr提高到-107.9db，cmrr增強(qiáng)近35db。此外，電源抑制(psr)已經(jīng)通過(guò)斬波調(diào)制從-48db到-97.3db得到改善，psrr中的增強(qiáng)近49db。對(duì)于低于100hz的頻帶(需要的輸入信號(hào))，輸出節(jié)點(diǎn)的電容負(fù)載為10pf已經(jīng)被觀察到。

根據(jù)本發(fā)明，提供一種用于有源電極設(shè)計(jì)中的新的斬波器化緩沖器。與常規(guī)和現(xiàn)有技術(shù)的設(shè)計(jì)相比，具有斬波器化緩沖器的有源電極具有幾個(gè)吸引人的優(yōu)點(diǎn)。由于單元增益配置，可以允許良好的屏蔽性能。因此，可以獲得超高輸入阻抗，并且從而可以實(shí)現(xiàn)輸入阻抗網(wǎng)絡(luò)的高cmrr。與使用緩沖器和斬波放大器的傳統(tǒng)技術(shù)相比，由緩沖輸出屏蔽的斬波調(diào)制利用了電壓域和電流域精度，達(dá)到了很好的折衷。此外，由斬波調(diào)制導(dǎo)致的顯著益處是兩個(gè)緩沖通道之間的改進(jìn)的cmrr和psrr，這可能對(duì)增強(qiáng)抗周?chē)蓴_的抗噪聲性是非常有用的。隨后的差分放大器可以以額外的功率量為代價(jià)濾除伴隨的斬波器尖峰和波紋。具有斬波器化緩沖器的有源電極非常適用于高質(zhì)量的生物記錄系統(tǒng)。

圖8示出了基于兩個(gè)根據(jù)本發(fā)明的有源電極的傳感器系統(tǒng)的實(shí)施例。所示的傳感器系統(tǒng)包括前端模塊84，該前端模塊84經(jīng)由一組導(dǎo)線80連接到后端模塊86。在所示實(shí)施例中，前端模塊84包括具有如參考圖1描述的斬波器化緩沖器的一對(duì)有源電極43。斬波器化緩沖器基于集成放大器10，具有等于1的增益av，以及施加相同的斬波調(diào)制信號(hào)m(t)的兩個(gè)混頻器11和12。此外，斬波器化緩沖器的輸出端子47連接到封裝集成電路的屏蔽件48。優(yōu)選地，有源電極以差分模式工作——這意味著其中一個(gè)電極用作參考。

后端模塊86具有斬波器化的儀表放大器，其基于具有用于放大來(lái)自有源電極的生物電位信號(hào)的增益的集成放大器82以及施加相同斬波調(diào)制信號(hào)n(t)的兩個(gè)混頻器81和83。施加斬波調(diào)制信號(hào)n(t)以便避免放大集成放大器82中的閃爍噪聲。

斬波器時(shí)鐘信號(hào)n(t)優(yōu)選地是在fch、3fch、5fch處包含奇次諧波的方波信號(hào)，并且由于斬波波紋的大部分能量位于第一諧波fch處，所以較高次諧波可以通過(guò)施加提供低通或帶通濾波效果的斬波器尖峰濾波器(csf)85來(lái)消除。斬波器尖峰濾波器85包括由開(kāi)關(guān)和電容器提供的采樣和保持電路，其中開(kāi)關(guān)由采樣脈沖驅(qū)動(dòng)。斬波器尖峰濾波器85消除了由斬波開(kāi)關(guān)引起的毛刺。從斬波器化的儀表放大器81-83的輸出饋送但是具有相反極性的兩個(gè)分支已經(jīng)被包括以便生成全差分輸出，其被饋送到可編程增益放大器(pga)87和模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器(adc)88，信號(hào)從此處提供給未示出的微控制器進(jìn)行處理。

斬波器化的儀表放大器82可以在一個(gè)實(shí)施例中設(shè)置在前端模塊84中，并且由此包括在有源屏蔽件內(nèi)。然后，將前端模塊84連接到后端模塊86的細(xì)線80的數(shù)量可以從四條減少到兩條(屏蔽)電線。這些電線承載電源電壓、接地、時(shí)鐘和信號(hào)，并且在具體實(shí)施例中可以具有10mm的長(zhǎng)度。

圖9示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面的耳朵eeg裝置115?？膳宕髟诒槐O(jiān)視人的耳朵內(nèi)的耳朵eeg裝置115，例如用于檢測(cè)低血糖，例如像本身已知的耳道內(nèi)(itc)助聽(tīng)器。此外，該裝置將允許醫(yī)療保健人員一次遠(yuǎn)程監(jiān)視或記錄eeg數(shù)天。然后，醫(yī)療保健人員將被允許監(jiān)視定期復(fù)發(fā)問(wèn)題(如癲癇發(fā)作或微睡眠)的患者。耳朵eeg裝置115將不會(huì)干擾正常的生活，因?yàn)槎鋏eg裝置115具有聲學(xué)通風(fēng)口116，使得佩戴者將能夠聽(tīng)到。在一段時(shí)間后，佩戴者忘記他佩戴耳朵eeg裝置115。耳朵eeg裝置115在其外表面上設(shè)有根據(jù)本發(fā)明的兩個(gè)有源電極117。在耳朵eeg裝置115的內(nèi)部包含電子模塊118。

形成耳朵eeg裝置115以裝配到佩戴者的外耳道111中，并且與鼓膜110一起在外耳道111中限定空腔，并且借助于延伸通過(guò)耳朵eeg裝置115的整個(gè)長(zhǎng)度的聲學(xué)通風(fēng)口116，打開(kāi)該空腔。優(yōu)選地，耳朵eeg裝置115不延伸超出針刺112。

電子模塊118在虛線框118中以放大視圖示意性地示出。電子模塊118包括基于用于為電子裝置供電的標(biāo)準(zhǔn)助聽(tīng)器電池的電源120。設(shè)置在耳朵eeg裝置115的表面上的兩個(gè)電極117拾取電位，并經(jīng)由作為電極前端和模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器(adc)操作的模塊125將數(shù)據(jù)傳送到數(shù)字信號(hào)處理器124。已經(jīng)參考圖8解釋了電極前端和adc模塊125的細(xì)節(jié)。數(shù)字信號(hào)處理器124接收放大的數(shù)字化信號(hào)進(jìn)行處理。根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，數(shù)字信號(hào)處理器124通過(guò)監(jiān)視腦波頻率來(lái)分析拾取的eeg信號(hào)用于檢測(cè)低血糖，并且如果腦波頻率超過(guò)預(yù)定義的間隔，則這可以指示可能出現(xiàn)醫(yī)療緊急情況。低血糖是涉及血液中葡萄糖含量異常降低的醫(yī)療緊急情況。在檢測(cè)到異常腦波活動(dòng)時(shí)，數(shù)字信號(hào)處理器124將這些發(fā)現(xiàn)傳達(dá)到裝置操作控制器122。

裝置操作控制器122負(fù)責(zé)若干操作，并具有包括麥克風(fēng)和揚(yáng)聲器的音頻前端模塊123。使用麥克風(fēng)，裝置操作控制器122能夠拾取音頻樣本并對(duì)當(dāng)前聲音環(huán)境進(jìn)行分類(lèi)。此外，裝置操作控制器122可以訪問(wèn)來(lái)自內(nèi)部時(shí)鐘模塊或來(lái)自可經(jīng)由無(wú)線電模塊121訪問(wèn)的個(gè)人通信裝置(例如，智能電話)的實(shí)時(shí)時(shí)鐘信息。個(gè)人通信裝置和無(wú)線電模塊121可以借助于短距離通信標(biāo)準(zhǔn)(諸如bluetooth^tm低能耗標(biāo)準(zhǔn))建立無(wú)線通信鏈路。裝置操作控制器122根據(jù)實(shí)時(shí)時(shí)鐘信息和聲音環(huán)境分類(lèi)來(lái)調(diào)節(jié)用于正常腦波活動(dòng)的預(yù)定間隔。使用揚(yáng)聲器，裝置操作控制器122能夠警告耳朵eeg裝置115的佩戴者：醫(yī)療緊急情況可能發(fā)生，并且必須采取預(yù)防措施。

到目前為止，電極的數(shù)量已被確定為以差分模式工作的一對(duì)有源電極。然而，兩個(gè)或更多個(gè)有源電極可以用作感測(cè)電極，用于相對(duì)于用作公共參考電極的有源電極來(lái)測(cè)量電位差。電極將以單極引線模式工作。

如果為處理器提供增益以減輕佩戴者的聽(tīng)力損失，耳朵eeg裝置115可以在另一實(shí)施例中用作助聽(tīng)器。耳朵eeg裝置115可有利地集成到耳道內(nèi)(itc)助聽(tīng)器、耳道中(ric)助聽(tīng)器或其它類(lèi)型的助聽(tīng)器中。