專利名稱：用于阻抗測量技術(shù)領(lǐng)域的斬波穩(wěn)定儀器放大器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
0001本發(fā)明涉及放大器，并更具體地涉及用于精確信號測量的儀
器放大器。
背景技術(shù)：
0002儀器放大器用于精確測量各種測試信號和測量信號。例如醫(yī) 用儀器放大器可能被配置為測量生理信號，如心電圖(ECG)、肌電圖
(EMG)、腦電圖(EEG)、壓力、阻抗和運動信號。典型地，儀器放 大器被構(gòu)造成具有低偏移、低漂移、低噪聲、高共模抑制、高環(huán)路增 益和高輸入阻抗的差分放大器。很多情況下，儀器放大器可能需要小 心匹配和微調(diào)電路組件以獲得高精確度。
0003儀器放大器可能使用獲得離散信號樣本的離散開關(guān)電容結(jié)構(gòu) 構(gòu)造。但是，離散結(jié)構(gòu)會產(chǎn)生不合需要的噪聲和信號的混疊，破壞了 信號的精確度。作為替代，儀器放大器可能使用斬波穩(wěn)定結(jié)構(gòu)，其中 斬波電路將測量信號上調(diào)制為高頻帶以去除噪聲和偏移。斬波穩(wěn)定結(jié) 構(gòu)可能具有有限的帶寬，但在通帶中產(chǎn)生一個較大的紋波。該紋波可 能使低功率應(yīng)用中斬波穩(wěn)定設(shè)計的實施變的困難。

發(fā)明內(nèi)容
0004本公開內(nèi)容描述了斬波穩(wěn)定儀器放大器。該儀器放大器被配 置為使用非常低的功率在低頻完成穩(wěn)定的測量。該儀器放大器使用差 分結(jié)構(gòu)和混頻放大器以從放大器產(chǎn)生的輸出信號中基本消除噪聲和偏 移。在混頻放大器和反饋中，通過結(jié)合低阻抗節(jié)點處的斬波，由低功 率處的斬波穩(wěn)定引起的動態(tài)限值例如毛刺被基本消除或減少。儀器放 大器的信號通道作為連續(xù)時間系統(tǒng)，提供斬波頻率或其諧波處進入信 號通路的噪聲或外部信號的最小混疊。這樣，儀器放大器可以用在低 功率系統(tǒng)中，如可植入醫(yī)療設(shè)備，以提供穩(wěn)定的低噪聲輸出信號。斬 波穩(wěn)定儀器放大器可能用于生理信號感測、阻抗感測、遙測或其他測
9試和測量應(yīng)用。
0005
一個實施例中，本發(fā)明提供了生物醫(yī)學(xué)阻抗感測設(shè)備，包括 交流(ac)電源、混頻放大器、第二調(diào)制器和反饋通路，交流電源以 一個時鐘頻率產(chǎn)生應(yīng)用到生物負載的交流刺激電流，混頻放大器被耦 合以響應(yīng)刺激電流從負載接收差分輸入信號，其中混頻放大器放大差 分輸入信號以產(chǎn)生放大信號并以時鐘頻率解調(diào)放大信號以產(chǎn)生輸出信 號，第二調(diào)制器以時鐘頻率調(diào)制輸出信號的幅值，反饋通路將調(diào)制輸 出信號作為差分反饋信號施加到差分輸入信號。
0006另一個實施例中，本發(fā)明提供了一種方法，包括以一個時鐘 頻率產(chǎn)生交流(ac)刺激電流，將刺激電流施加到負載以產(chǎn)生差分輸 入信號，在混頻放大器中放大差分輸入信號以產(chǎn)生放大信號，在混頻 放大器中以時鐘頻率解調(diào)放大信號以產(chǎn)生輸出信號，以時鐘頻率調(diào)制 輸出信號的幅值以產(chǎn)生差分反饋信號，和通過第一反饋通路將調(diào)制輸 出信號作為差分反饋信號施加到差分輸入信號。
0007在一個附加實施例中，本發(fā)明提供了斬波穩(wěn)定儀器放大器， 包括交流(ac)電源、混頻放大器、第二調(diào)制器和反饋通路，，交流電 源以一個時鐘頻率產(chǎn)生應(yīng)用到負載的交流刺激電流，混頻放大器被耦 合以響應(yīng)刺激電流從負載接收差分輸入信號，其中混頻放大器放大差 分輸入信號以產(chǎn)生放大信號并以時鐘頻率解調(diào)放大信號以產(chǎn)生輸出信 號，第二調(diào)制器以時鐘頻率調(diào)制輸出信號的幅值，反饋通路將調(diào)制輸 出信號作為差分反饋信號施加到差分輸入信號。
0008在附圖和下面的描述中闡明了本發(fā)明的一個或多于一個實施 例的細節(jié)。從描述和附圖以及權(quán)利要求將明白本發(fā)明的其他特征、目 標和優(yōu)點。


0009圖1是說明了斬波穩(wěn)定儀器放大器的框圖，其被配置以使用
非常低的功率在低頻處完成穩(wěn)定測量。0010圖2是說明了圖1的儀器放大器信號流程的示意圖。0011圖3A-D是說明了圖2的信號流程中不同階段處信號的頻率分
量的圖。
0012圖4A-D是說明了圖2的信號流程中不同階段處信號的圖。0013圖5是說明了斬波穩(wěn)定儀器放大器的示例性噪聲特性的圖。0014圖6是說明了斬波穩(wěn)定混頻放大器組成儀器放大器一部分的
示意圖。
0015圖7是詳細說明了圖1的儀器放大器的示例實施例的框圖。0016圖8是說明了用于測量電壓信號的圖1的儀器放大器的示例 實施例的電路圖。
0017圖9是說明了用于測量阻抗的儀器放大器的另一個實施例的 電路圖。
0018圖IO是說明了根據(jù)包括負反饋通路的本發(fā)明的實施例，用于
構(gòu)造高通濾波器的儀器放大器的信號流程圖。0019圖11是說明了圖10的儀器放大器的電路圖。0020圖12是說明了根據(jù)包括正反饋通路的本發(fā)明的實施例，用于
增加輸入阻抗的儀器放大器的信號流程圖。0021圖13是說明了圖12的儀器放大器的電路圖。0022圖14A是說明了根據(jù)本發(fā)明的實施例，用于解調(diào)接收的遙測
信號的儀器放大器的信號流程圖。
0023圖14B是說明了用于圖14A的遙測配置儀器放大器的天線輸 入和反饋電路的電路圖。
0024圖15A是說明了圖14A的遙測配置儀器放大器的框圖。0025圖15B是詳細說明了圖15A的時鐘同步器的框圖。0026圖16是說明了甩于測量和/或遙測的、包括一個或多于一個儀 器放大器的可植入醫(yī)療設(shè)備的框圖。
0027圖17是說明了用于遙測的、包括一個或多于一個儀器放大器 的醫(yī)療設(shè)備程序設(shè)計的框圖。
具體實施例方式
0028本公開內(nèi)容描述了斬波穩(wěn)定儀器放大器。該儀器放大器被配 置為使用非常的功率在低頻處完成穩(wěn)定測量。該儀器放大器使用差分 結(jié)構(gòu)和混頻放大器以從放大器產(chǎn)生的輸出信號中基本消除噪聲和偏 移。在混頻放大器和反饋中，通過結(jié)合低阻抗節(jié)點處的斬波，由低功 '率處的斬波穩(wěn)定引起的動態(tài)限值例如毛刺被基本消除或減少。儀器放 大器的信號通道作為連續(xù)時間系統(tǒng)，提供斬波頻率或其諧波處進入信號通路的噪聲或外部信號的最小混疊。這樣，儀器放大器可以用在低 功率系統(tǒng)中，如可植入醫(yī)療設(shè)備，以提供穩(wěn)定的低噪聲輸出信號。
0029斬波穩(wěn)定儀器放大器可能被配置為醫(yī)用儀器放大器，例如用 于測量生理信號，如心電圖(ECG)、肌電圖(EMG)、腦電圖(EEG)、 壓力、阻抗、運動信號和其他信號。 一些實施例中，儀器放大器可能 包括基于電容器的前端，其被斬波以獲得低頻電壓信號。其他實施例 中，儀器放大器可能包括基于電流源的前端，其被斬波以獲得阻抗測 量值。在附加實施例中，儀器放大器可能包括基于天線的前端以從其 他設(shè)備獲得遙測信號。儀器放大器可能不只用在生物醫(yī)學(xué)測量應(yīng)用中， 也用于一般目的的測試和測量應(yīng)用和無線遙測應(yīng)用。
0030通常，本公開內(nèi)容描述的儀器放大器可能被配置用于非常低 功率的應(yīng)用。例如，可植入醫(yī)療設(shè)備的特征可能在于需要有限電力資 源持續(xù)工作幾個月或幾年。因此，通常設(shè)計感測和治療電路，只耗費 非常低水平的功率。作為示例，如本公開內(nèi)容所示，集成了儀器放大 器的傳感器電路的運轉(zhuǎn)可能需要小于2.0微安的電源電流，更優(yōu)選為小 于1.0微安。 一些實施例中，該傳感器電路可能耗費范圍為大約100納 安到大約1.0毫安之間的電源電流。該傳感器可能通常指的是微功率傳 感器。盡管出于說明的目的描述了醫(yī)療設(shè)備，微功率傳感器可能用在 醫(yī)療和非醫(yī)療測試與測量應(yīng)用中。每種情況下，傳感器可能需要耗費 非常低的功率，但提供精確和準確測量。
0031根據(jù)本發(fā)明內(nèi)容的各種實施例，斬波穩(wěn)定儀器放大器可能包 括前端、第一斬波器、AC放大器、第二斬波器、具有高增益和補償?shù)?基帶放大器形式的積分器和至少一個反饋通路。放大器、第二斬波器 和積分器可能總體指的是混頻放大器。儀器放大器的信號通路作為連 續(xù)時間系統(tǒng)，減少混疊噪聲或其他不合需要的信號在斬波頻率或其諧 波進入信號通路。前端在基帶中產(chǎn)生差分輸入信號，基帶即是對于測 試或測量應(yīng)用目的所關(guān)心的頻帶。
0032輸入信號的放大會產(chǎn)生DC偏移和低頻噪聲，如1/f或跳躍噪 聲，取決于放大器缺陷或其它因素。為了減小DC偏移和低頻噪聲， 在輸入信號應(yīng)用到混頻放大器之前，前端中第一斬波階段在斬波頻率 調(diào)制輸入信號。在輸入信號被放大后，混頻放大器中的第二斬波器以
12斬波器頻率解調(diào)輸入信號，以產(chǎn)生基帶中的放大信號。該過程將放大 器產(chǎn)生的噪聲和偏移限制在斬波器頻帶，從而防止其進入測量頻帶。
0033混頻放大器可能具有改良的折疊共源共柵放大器結(jié)構(gòu)，其中 信號在低阻抗節(jié)點被斬波以提供快速動態(tài)調(diào)制。混頻放大器基本從解 調(diào)信號中去除了斬波頻帶的噪聲和偏移，從而使低噪聲信號到達測量 頻帶。但是當混頻放大器工作在低功率時，放大器的帶寬是有限的。 有限的帶寬會在輸出信號中導(dǎo)致毛刺，即波紋或尖峰。本公開內(nèi)容描 述的儀器放大器可能提供負反饋以保持混頻放大器輸入處的信號變化 較小。另外，反饋可以向混頻放大器的兩個輸入提供差分到單端
(differential-to-single)轉(zhuǎn)換。因此，儀器放大器可以被配置為得到穩(wěn) 定的低噪聲輸出，而從電源汲取非常小的電流。
0034可能增加附加反饋通路以獲得增強的性能。例如，正反饋通 路可能用于增加儀器放大器的輸入阻抗。如另一個示例，另一個負反 饋通路可能允許構(gòu)造高通濾波器。每個反饋通路可能是差分反饋通路。 對于斬波穩(wěn)定放大器的正確工作，這些附加反饋通路可能不必要，但 可能提高性能。例如可能增加這些反饋通路，以在可能使用儀器放大 器的各種應(yīng)用中提供可能有用的附加信號處理或調(diào)節(jié)。
0035示出了各種示例實施例。根據(jù)當儀器放大器感測其輸入兩端 的電壓差值時有用的一個實例實施例，前端可能包括連續(xù)時間開關(guān)電 容器網(wǎng)絡(luò)。開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)包括開關(guān)輸入電容器的差分集(differential set),開關(guān)輸入電容器以斬波頻率在輸入電壓之間切換。通過斬波開關(guān) 輸入電容器，輸入差分信號被上調(diào)制(up-modulated)到斬波器頻率， 在混頻放大器的差分輸入處產(chǎn)生調(diào)制信號。該實施例的儀器放大器可 能是有用的，用于腦電圖(EEG)和生理監(jiān)視，如使用加速計進行姿 勢和活性監(jiān)視、使用壓力傳感器進行尿管監(jiān)視、其他壓力相關(guān)生理監(jiān) 視、心音監(jiān)視、腦信號監(jiān)視和需要用于精確傳感器測量的微功率系統(tǒng) 的其他生理監(jiān)視應(yīng)用。
0036根據(jù)另一個示例實施例，儀器放大器可能被配置為測量重要 生理阻抗，如組織阻抗。該阻抗的測量可以用于測量生理情況，如肺 水腫、每分鐘換氣呼吸(例如用于睡眠呼吸暫停)、心臟動態(tài)和普通 組織阻抗。測量該阻抗時，重要的是刺激電流應(yīng)該小于或等于例如大約10nA或者更小，以避免刺激可興奮細胞或引起其他有害結(jié)果如電 極腐蝕。該示例實施例中，前端產(chǎn)生通過病人組織AC (交流)耦連 到混頻放大器的AC調(diào)制信號。前端以斬波器頻率調(diào)制刺激電流，以 響應(yīng)刺激電流調(diào)制組織電壓信號的幅值。這樣，組織不承受直流電流。 驅(qū)動刺激電流的時鐘和驅(qū)動混頻放大器斬波頻率的時鐘之間的相對 相位可以改變，以允許儀器放大器測量組織的電阻或電抗。對于測量 電阻，前端和混頻放大器的斬波頻率通常彼此同相。0037根據(jù)附加示例實施例，儀器放大器可能被配置為在遙測應(yīng)用 中使用，例如作為接收器中的下混頻器。該示例實施例中，儀器放大 器可能位于病人體內(nèi)、或位于臨床醫(yī)生程序設(shè)計器內(nèi)、或位于可植入 脈沖發(fā)射器(IPG)內(nèi)、或位于植入病人體內(nèi)的其他可植入醫(yī)療設(shè)備 (IMD)內(nèi)，通過無線射頻(RF)遙測與臨床醫(yī)生或病人程序設(shè)計器 通信。該示例實施例中前端包括位于遠程傳輸設(shè)備內(nèi)的發(fā)射器和接收 設(shè)備中的接收天線，接收天線用于從發(fā)射器接收遙測信號。遙測信號 可能具有例如范圍從大約10kHz到lGHz的頻率，并且在一些實施例 中為大約175kHz，其他頻率也是可能的。該示例中，第一斬波器實際 上位于遠程設(shè)備的發(fā)射器內(nèi)。前端將發(fā)射的信號與混頻放大器耦連， 該信號以斬波器頻率被調(diào)制，混頻放大器直接下調(diào)制信號到基帶，同 時基本消除混頻器的l/f噪聲和偏移?？赡苕i相環(huán)或其他時鐘同步電路， 以提供反饋，保持發(fā)射器(前端)和接收器(混頻放大器)彼此同相。0038遙測信號可能包括數(shù)據(jù)、程序設(shè)計指令等。例如，醫(yī)療設(shè)備 程序設(shè)計器可能向植入的醫(yī)療設(shè)備發(fā)送遙測信號以下載改變植入醫(yī)療 設(shè)備運行情況的程序設(shè)計指令。程序設(shè)計指令可能指定調(diào)節(jié)程序設(shè)計 參數(shù)，如電刺激脈沖幅值、脈沖寬度、脈沖頻率、或持續(xù)時間、或藥 物投放劑量、藥物投放速度、劑量限制、封鎖間隔等。同樣，植入醫(yī) 療設(shè)備可能通過遙測信號向外部程序設(shè)計器發(fā)送數(shù)據(jù)。可能發(fā)送到程 序設(shè)計器的數(shù)據(jù)包括運行數(shù)據(jù)、診斷數(shù)據(jù)、故障數(shù)據(jù)、傳感器數(shù)據(jù)等。0039生理信號通常在例如小于或等于大約100Hz的低頻，并且在 很多情況中小于或等于大約2Hz，或小于或等于大約lHz。生理信號的 '測量和分析可以用于診斷慢性病或急性病狀態(tài)和其他醫(yī)療情況。示例 生理信號包括EEG信號、ECG信號、EMG信號、壓力、阻抗和運動信號，如上所述。這些信號可能用于檢測或測量心肌缺血、肺水腫、 呼吸、活性、姿勢、壓力、腦活性、胃腸活性等。
0040包括儀器放大器、用于測量這些生理信號的可植入醫(yī)療設(shè)備 可能需要以低噪聲和低功率運行。在設(shè)計服務(wù)若干年的長期植入醫(yī)療 設(shè)備中，特別是被配置以感測生理信號并提供治療的醫(yī)療設(shè)備中，低 功率消耗可能特別重要。治療醫(yī)療設(shè)備的示例是植入式心臟起搏器、 植入式心律轉(zhuǎn)復(fù)除顫器、植入式電刺激器，如神經(jīng)刺激器、肌肉刺激 器或其他組織刺激器、植入式藥物提供設(shè)備和其他設(shè)備。
0041儀器放大器提供低噪聲性能是重要的，以使噪聲不導(dǎo)致敏感 性降低或錯誤的、失實的診斷信息。儀器放大器以低功率運行也是重 要的，以便保存有限的電池資源，并從而延長可植入醫(yī)療設(shè)備的運行 壽命。如本公開內(nèi)容所描述的斬波穩(wěn)定儀器放大器可能被配置為使用 低功率在低頻完成精確測量。如下所述，斬波穩(wěn)定儀器放大器可能被 配置以在低阻抗節(jié)點應(yīng)用斬波，并且應(yīng)用反饋以減少放大器的低帶寬 引起的紋波。
0042圖1是說明了斬波器穩(wěn)定儀器放大器10的框圖，其被配置為 使用非常低的功率在低頻完成穩(wěn)定測量。儀器放大器IO使用差分結(jié)構(gòu) 和混頻放大器以基本消除1/f噪聲、跳躍噪聲和偏移。通過混頻放大器 14內(nèi)地阻抗節(jié)點處斬波結(jié)合通過反饋通路16反饋，低功率處斬波穩(wěn)定 引起的動態(tài)限值即毛刺被消除。儀器放大器的信號通路作為連續(xù)時間 系統(tǒng)提供噪聲或外部信號的最小混疊，噪聲或外部信號以斬波頻率或 其諧波進入信號通路。因此，儀器放大器10可以提供低頻信號的穩(wěn)定 測量，如生理信號和其他頻率小于大約100Hz的信號、優(yōu)選地頻率小 于或等于大約2.0Hz的信號、更優(yōu)選地頻率小于或等于大約l.OHz的信 號，同時在微功率系統(tǒng)的限制下運行，例如汲取小于或等于大約2.0微 安的源電流、更優(yōu)選地汲取小于或等于大約l.O微安的源電流，并且需 要的電源電壓小于或等于大約2.0伏特，并且更優(yōu)選地小于或等于大約 1.5伏特。
0043如圖1所示，儀器放大器包括前端12、混頻放大器14和反饋 通路16。圖1的示例中，前端12可能為混頻放大器14提供幵關(guān)電容 差分接口或靜態(tài)電容差分接口，用于例如測量低頻電壓幅值。在其他
15實施例中，前端12可能被配置用于阻抗測量或遙測應(yīng)用。前端12耦 連以載波(斬波)頻率攜帶關(guān)心的低頻信號的差分調(diào)制(斬波)輸入 信號。換句話說，前端12轉(zhuǎn)移低頻信號，該低頻信號受混頻放大器引 入載波頻率的低頻噪聲的影響，在載波頻率處混頻放大器14不向信號 中引入實質(zhì)性噪聲。關(guān)心的低頻信號頻率可能在例如0到大約100Hz 的范圍內(nèi)。一些實施例中，載波(斬波)頻率可能在大約4kHz到200kHz 的頻率范圍內(nèi)。在引入混頻放大器14之前，前端12調(diào)制低頻信號， 以使原始基帶(低頻)信號成分不受混頻放大器14在低頻引入的噪聲 成分破壞。
0044噪聲通常通過混頻放大器14進入儀器放大器10的信號通路。 但是混頻放大器14不應(yīng)在載波頻率向調(diào)制信號引入噪聲。相反，噪聲 成分典型地出現(xiàn)在低頻處并且可能包括1/f噪聲或跳躍噪聲。另外，直 流偏移形式的噪聲不能以載波頻率引入。混頻放大器14接收并放大來 自前端的上調(diào)制輸入信號。此外，上調(diào)制輸入信號被上調(diào)制到斬波頻 率以保護輸入信號不受低頻噪聲和偏移影響。
0045混頻放大器14從載波頻率到關(guān)心的基帶解調(diào)調(diào)制信號，同時 將混頻放大器l/f噪聲和偏移調(diào)制出測量頻帶。這樣，原始低頻信號成 分被解調(diào)回基帶，沒有混頻放大器14的低頻噪聲和偏移成分?；祛l放 大器14只通過基帶信號作為輸出，即頻率成分大約為100Hz或小于 100Hz的信號，并且基本減少或消除了載波頻率中的噪聲成分。這樣， 儀器放大器10的輸出包括關(guān)心的低頻信號成分。另外，混頻放大器14 提供增益放大器，其放大輸入信號。這樣，儀器放大器10提供低噪聲 輸出同時以低功率運行。
0046儀器放大器IO在微功率系統(tǒng)的限制下運行并且因此具有有限 的帶寬。儀器放大器有限的帶寬會在輸出信號的通帶中導(dǎo)致毛刺或波 紋。如下所述，混頻放大器14可能具有改良的折疊共源共柵結(jié)構(gòu)，通 過例如CMOS開關(guān)在低阻抗節(jié)點提供開關(guān)。低阻抗節(jié)點處的開關(guān)使能 高頻處斬波，高頻處唯一的限制是電荷注入剩余偏移。
0047反饋通路16耦連在混頻放大器14和前端12之間以減少紋波。 反饋通路16可能具有差分配置，其通過驅(qū)動進入混頻放大器的網(wǎng)絡(luò)輸 入信號向零以基本消除輸出信號中的毛刺。這樣，反饋通路16在混頻放大器14的輸入處保持信號變化較小的穩(wěn)定狀態(tài)。因此，儀器放大器 IO完成了穩(wěn)定的、低噪聲、低失真輸出，同時運行在低功率下。0048儀器放大器IO可能用于很多不同的應(yīng)用。本公開內(nèi)容示出了 儀器放大器10的各種示例實施例。但是這些示例實施例不應(yīng)被認為是 儀器放大器10的限制，如本公開內(nèi)容的概括表達和描述。相反，應(yīng)該 理解本公開內(nèi)容描述的實施例是本公開內(nèi)容范圍內(nèi)很多不同示例實施
例的子集。
0049
一些實施例中，設(shè)備例如可植入醫(yī)療設(shè)備可能包括多個儀器 放大器10。例如，多個儀器放大器IO可能裝配為并聯(lián)以提供多個感測 通道。多個感測通道可能在例如不同位置或角度、或通過不同傳感器 感測同類型的生理信息。另外，多個感測通道可能感測不同類型的生 理信息，如阻抗、ECG、 EEG、 EMG、壓力、運動等等。
0050根據(jù)一個示例實施例，放大器10的前端可能包括連續(xù)時間開 關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)。開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)包括開關(guān)輸入電容器的差集，開關(guān)輸 入電容器在儀器放大器的正極和負極的輸入電壓之間切換。通過以斬 波頻率切換開關(guān)輸入電容器，差分輸入信號被斬波。這樣，差分輸入 信號被上調(diào)制到載波頻率，在混頻放大器14的差分輸入處產(chǎn)生調(diào)制信 號。該示例中，儀器放大器10可能被實現(xiàn)以測量生理電壓信號，如ECG、 EEG、 EMG、壓力、運動等等。因此，前端12的輸入可能是電極或來 自各種加速度計、壓力傳感器、應(yīng)變式傳感器等其中的任意一個的輸 出。
0051根據(jù)另一個示例實施例，儀器放大器10的前端12可能包括 阻抗傳感器。特別地，儀器放大器10可能構(gòu)成生物阻抗感測設(shè)備，用 于測量病人組織的阻抗，例如肌肉組織、器官組織、腦組織、脂肪組 織或組織的結(jié)合。由前端12構(gòu)成阻抗傳感器產(chǎn)生交流調(diào)制信號，該交 流調(diào)制信號通過病人的組織交流耦連到混頻放大器14。在該情況下， 前端12調(diào)制刺激電流以調(diào)制組織電壓信號的幅值。換句話說，前端12 斬波刺激電流源。這樣，病人不承受直流(DC)信號。此外，調(diào)制信 號可能基本上不刺激組織，從而降低了病人感到不適或來自調(diào)制信號 的其他有害影響的可能性。驅(qū)動刺激電流的時鐘和驅(qū)動混頻放大器斬 波頻率的時鐘之間的相對相位可以變化，以允許儀器放大器測量組織的電阻或電抗。因此，儀器放大器10可能用于測量各種生理信號，例
如，用于肺水腫、每分鐘換氣量(睡眠呼吸暫停)、心臟動態(tài)和普通組 織阻抗。例如，剌激電流和混頻放大器時鐘之間的相對相位可能被動 態(tài)調(diào)整以在測量過程中獲得不同類型的測量值，例如電阻或電抗。
0052根據(jù)附加的示例實施例，除先前描述的減少儀器放大器10輸 出中的毛刺并為放大器提供額定增益負反饋通路以外，反饋16可能包 括第二反饋通路。該第二反饋通路提供負反饋以允許構(gòu)造高通濾波器。 第二反饋通路主要用于低頻，即低于截止頻率的頻率，斬波穩(wěn)定負反 饋通路主要用于通帶頻率。高通濾波器可能具有截止頻率，大約等于 例如大約2，5Hz或0.5Hz或0.05Hz。這種情況下，消除輸出中毛刺的 第一反饋通路，即"斬波器穩(wěn)定"反饋通路主要用于通帶頻率并且第 二 "高通濾波器"反饋通路主要用于低頻。第二反饋通路中高通濾波 器的拐角頻率可以通過第一反饋通路中反饋電容器和第二反饋通路中 開關(guān)電容器積分器的時間常數(shù)的比例換算來設(shè)置。如一個示例，該反 饋通路提供的高通濾波器可能用于心臟監(jiān)視應(yīng)用中剔除后起搏偽像
(post-pacing artifact),并濾除電極偏移。第二反饋通路可能包括用于 最低1/f本底噪聲斬波穩(wěn)定的高通積分器。
0053根據(jù)另一個實施例，除第一反饋通路外，反饋16可能包括第 三反饋通路。第三反饋通路提供負反饋以增加儀器放大器10的輸入阻 抗。增加的輸入阻抗通過采樣儀器放大器10的輸出并向前端12的開 關(guān)電容器的輸入施加成比例的電荷獲得，在傳感器輸入處提供補償性 電荷。比例換算電荷可能在輸入信號的斬波之前應(yīng)用在信號流中的一 點。注入的電流有效地"替換"了前端12中輸入斬波器電容的采樣期 間的電荷損失。該電荷替換反饋可能類似于基極電流補償。正反饋可 能使等值的儀器放大器10低頻輸入阻抗增加一個數(shù)量級或更多。該第 三反饋通路在一些應(yīng)用中不必要。但是如果希望增加輸入阻抗，該第 三反饋通路可以容易地增加。
0054根據(jù)進一步的示例實施例，除第一 (斬波器穩(wěn)定)反饋通路
以外，儀器放大器io可能包括先前描述的第二反饋通路和第三反饋通
路。在該情況下，第三反饋通路不像上述那樣分接放大器10的輸出信 號。相反，第三正反饋通路可能分接第二高通濾波器反饋通路提供的積分器信號。因此，可能提供第一反饋通路、第二反饋通路、第三反 饋通路的各種組合以尋址毛刺、低頻剔除和/或放大器輸入阻抗。
0055在另一個示例實施例中，儀器放大器IO可能用于遙測應(yīng)用并 且特別地用于以相對低頻率和低功率運行的遙測應(yīng)用，例如一種醫(yī)療 設(shè)備中為大約175kHz。例如，儀器放大器可能用作植入式脈沖發(fā)生器
(IPG)的遙測接收器、植入式藥泵或植入病人體內(nèi)的其他植入式醫(yī)療 設(shè)備(IMD)，通過無線射頻遙測技術(shù)與臨床醫(yī)生或病人程序設(shè)計器或 其他植入的醫(yī)療設(shè)備或外部醫(yī)療設(shè)備通信。儀器放大器IO可能也以互 換的方式用作臨床醫(yī)生或病人程序設(shè)計器的遙測接收器中，與植入病 人體內(nèi)的IPG通信。當作為遙測接收器實現(xiàn)時，前端12可能包括發(fā)射 器和接收天線，用于從發(fā)射器接收發(fā)射信號。但是，前端12的發(fā)射器 部分實際上位于發(fā)射信號的遠程設(shè)備中。前端12將接收的信號耦連到 混頻放大器14，其直接向下(directly-down)混頻接收的信號到基帶， 同時基本消除1/f噪聲和偏移。鎖相環(huán)可能提供反饋以保持發(fā)射器和接 收器的時鐘彼此同相。
0056各種實施例中，儀器放大器IO可以提供一個或多于一個優(yōu)點。 例如，如上所述，儀器放大器10可以使用低功率在低頻處完成穩(wěn)定測 量。這是儀器放大器IO的基本結(jié)構(gòu)的結(jié)果。如另一個優(yōu)點，片上、雙 層多晶硅(poly-poly)電容器可能用于在儀器放大器中實現(xiàn)反饋電容 器。多聚電容器使能快速動態(tài)開關(guān)并且可以和其他放大器組件在片上 形成。通過結(jié)合兩個多晶硅電極和插入二氧化硅電介質(zhì)，多聚龜容器 可能和其他設(shè)備形成在片上。儀器放大器的增益可能由反饋電容器與 輸入電容器的比設(shè)置，并且以選擇的參考電壓為中心。進一步地，通 過調(diào)制前端12處的輸入信號，共模輸入電壓可在軌道(rail)間擺動， 并且混頻放大器14仍可以提取差分電壓。這些優(yōu)點僅僅是示例性的并 且應(yīng)被認為是儀器放大器提供的可能優(yōu)點的子集。本公開內(nèi)容中討論 了附加優(yōu)點，或者本領(lǐng)域的技術(shù)人員在考慮本公開內(nèi)容的基礎(chǔ)上會發(fā) 現(xiàn)這些附加優(yōu)點。此外，這些優(yōu)點可能不并存在每個實施例中。
0057圖2是說明了示例性儀器放大器10的信號流程的框圖。圖2 中，前端12包括調(diào)制器20，用于調(diào)制低頻輸入信號32以產(chǎn)生調(diào)制輸 入信號21。輸入電容(Cin)將調(diào)制器20的輸出耦連到求和節(jié)點。對于差分輸入信號，Cin 13可能包括耦連到混頻放大器14的第一輸入的 第一輸入電容器和耦連到混頻放大器14的第二輸入的第二輸入電容 器。調(diào)制器20將輸入信號32的差分幅值調(diào)制到時鐘信號21A提供的 載波頻率。如本公開內(nèi)容中描述的其他時鐘信號，時鐘信號21A可能 為方波信號，其通過在期望時鐘頻率處加1和減1有效地使信號成為 多重。這樣，在輸入信號應(yīng)用到混頻放大器14之前，模塊20斬波輸 入信號32。 一些實施例中，模塊20可能包括一對互補金屬氧化物半導(dǎo) 體(CMOS)單極、由時鐘信號21驅(qū)動的雙擲開關(guān)(SPDT)以將輸入 信號調(diào)制(斬波)到載波頻率。CMOS SPDT開關(guān)可能彼此交叉耦連以 剔除共模信號。
0058在一個示例實施例中，CMOS開關(guān)可能耦連到一組差分電容 器以形成連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)，其在混頻放大器14的輸入處形成 輸入電容Cin。該情況下，前端12可能耦連到生理傳感器，生理傳感 器在其輸出產(chǎn)生與感測的生理參數(shù)成比例的輸入信號32。例如，輸入 信號32可能是來自一對電極或來自加速度計、壓力傳感器等的差分輸 出信號。另一個示例實施例中，CMOS開關(guān)可能耦連到電容器，電容 器交流耦連調(diào)制輸入信號21到混頻放大器14的輸入。在該情況下， 前端12可能為阻抗傳感器，其調(diào)制被施加穿過病人組織的刺激電流。 在附加實施例中，前端12可能是遙測發(fā)射器的一部分。該情況下，輸 入信號32是電信號，其用數(shù)據(jù)編碼，被時鐘信號21A調(diào)制到載波頻率 以通過無線通道傳輸。
0059下面結(jié)合反饋通路16描述反饋求和節(jié)點22。求和節(jié)點24表 示在混頻放大器14內(nèi)引入偏移和1/f噪聲。在求和節(jié)點24處，輸入信 號32的原始基帶成分位于載波頻率。輸入信號32的基帶信號成分可 能具有范圍從0到大約100Hz的頻率，并且載波頻率可能為大約4kHz 到大約100kHz。噪聲23在求和節(jié)點24進入信號通路以產(chǎn)生噪聲調(diào)制 輸入信號25。噪聲可能包括1/f噪聲、跳躍噪聲、偏移和可能在低(基 帶)頻進入信號通路的任何其他外部信號。但是節(jié)點24處，原始低頻 成分已經(jīng)由調(diào)制器20斬波到高頻帶。這樣，低頻噪聲23與原始低頻 成分分離。
0060混頻放大器14從節(jié)點24接收噪聲調(diào)制輸入信號25。圖2的
20示例中，混頻放大器14包括增益放大器26、調(diào)制器28和積分器30。 放大器26放大噪聲調(diào)制輸入信號25以產(chǎn)生放大信號27。調(diào)制器28解 調(diào)放大信號27。也就是說，調(diào)制器28上調(diào)制噪聲23到載波頻率并將 原始基帶信號成分從載波頻率解調(diào)制回基帶。調(diào)制器28可能包括開關(guān) 例如CMOS SPDT開關(guān)，位于混頻放大器14折疊共源共柵結(jié)構(gòu)內(nèi)的低 阻抗節(jié)點。時鐘信號21B供給調(diào)制器28，像時鐘信號21A那樣在同一 載波頻率處解調(diào)放大信號27。因此，時鐘信號21A、 21B將彼此同步。 一些實施例中，時鐘信號21A和時鐘信號21B可能是同一信號，即由 同一時鐘供應(yīng)。其他實施例中，為了測量電抗，可能改變時鐘信號21A、 21B、 21C的相對相位。
0061
一些實施例中，時鐘信號21A和時鐘信號21B可能由不同的 時鐘供應(yīng)。這些實施例中，調(diào)制器20和28彼此可能不精確地同相， 并且可能增加附加電路以確保時鐘信號21A和21B彼此保持同相。當 儀器放大器用作眼慘接收器時，該情況可能由遠程設(shè)備中的發(fā)射器使 用以調(diào)制信號通過無線通道，同時調(diào)制器28可能由接收器使用以調(diào)制 接收信號。這樣，附加信號處理，如鎖相環(huán)可能用于保持調(diào)制器20、 28彼此同相。
0062積分器30作用于解調(diào)信號29以在基帶通過低頻信號成分， 并在載波頻率基本消除噪聲成分23。這樣，積分器30提供了補償和濾 波。其他實施例中，補償和濾波可能由其他電路提供。但是，本文描 述的積分器30的使用可能是需要的。圖6提供了混頻放大器14的示 例實施例的詳細電路圖。圖2所示的反饋通路16向混頻放大器14的 輸入提供負反饋以減少輸出信號31中的毛刺。特別地，反饋通路16 保持混頻放大器輸入處的信號變化很小。反饋通路16包括調(diào)制器34， 其調(diào)制輸出信號31以產(chǎn)生差分反饋信號35，其在節(jié)點22處被增加到 前端12和混頻放大器14之間的信號通路中。
0063反饋路徑16提供電容器比例換算和混頻放大器的輸入電容 Cin以產(chǎn)生衰減，并從而在放大器10的輸出處產(chǎn)生增益。因此，反饋 通路16可能包括反饋電容(Cfb) 17，其被選擇以產(chǎn)生期望的增益， >給出混頻放大器14的輸入電容(Cin) 13的值。積分器30可能被設(shè)計 為提供用可接受的貸款提供穩(wěn)定的反饋通路16，同時也將上調(diào)制偏移和1/f噪聲從測量頻帶濾除。
0064時鐘信號21C在反饋通路16中驅(qū)動調(diào)制器34以在載波頻率 調(diào)制輸出信號31。時鐘信號21C可能得自與時鐘信號B相同的時鐘。 但是，因為輸出信號31為單端，反饋16包括兩個反饋通路，將負反 饋應(yīng)用到混頻放大器14的正輸入端和負輸入端。這樣，兩個反饋通路 相位彼此相差180度，反饋通路的一個與調(diào)制器28同步調(diào)制。這確保
了每半個時鐘周期中存在一個負反饋通路。
0065作為替代， 一些實施例中，混頻放大器14可能被配置以產(chǎn)生 差分輸入信號而不是單端輸出信號。差分輸出信號可能提供正輸出和 負輸出。在該情況下，反饋通路16可以將正輸出反饋回混頻放大器14 的正輸入，并且將負輸出反饋回混頻放大器14的負輸入。對于差分輸 出信號，反饋通路16將調(diào)制每個正輸出和負輸出。但是，正輸出和負 輸出可以被調(diào)制為同相而不是異相。盡管差分輸出是可能的，本文將 出于說明的目的描述被配置為將單端輸出轉(zhuǎn)換為差分反饋的反饋通路 16。
0066圖2中只示出了先前描述的額負反饋通路16。也就是說，圖 2中不包括先前描述的用于增加輸入阻抗和構(gòu)造高通濾波器的反饋通 路。圖2中不包括這些反饋通路，因為他們對于儀器放大器10的正常 運行不是必要的。但是圖10和圖12中的信號流程圖中包括反饋通路， 并且一些應(yīng)用中可能非常需要。
0067圖3A-3D是說明了圖2的信號流程圖中不同階段的信號的頻 率成分的圖。特別地，圖3A說明了輸入信號32的頻率成分。頻率成 分由框40表示并位于圖3A中的基帶。
0068圖3B說明的噪聲調(diào)制輸入信號25的頻率成分。圖3B中，噪 聲調(diào)制輸入信號25的原始基帶頻率成分被調(diào)制并用框42在奇次諧波 處表示。噪聲23的頻率成分由點線43表示。由圖3A可清楚看出，噪 聲23的頻率成分的能量位于基帶，并且原始低頻成分的能量位于載波
(斬波)頻率及其奇次諧波。
0069圖3C說明了解調(diào)信號29的頻率成分。特別地，解調(diào)信號29 的原始低頻成分位于基帶后并由框44表示。噪聲23的頻率成分被調(diào) 制并且由點線45表示。噪聲23的頻率成分位于圖3C中載波(斬波)
22頻率奇次諧波處。圖3C也說明了可能由積分器30施加到解調(diào)信號29 的低通濾波器的作用。低通濾波作用由虛線49表示。0070圖3D是說明了輸出信號31的頻率成分的圖。圖3D中，原 始低頻成分的頻率成分由框46表示，并且噪聲23的頻率成分由點線 47表示。圖3D說明積分器30將頻率成分從圖3C中示出的低通濾波 器通帶外的噪聲23中去除?？汕宄乜吹剑瑏碜栽肼?3的能量基本 從輸出信號31中消除，或者至少相對于本來將引入的原始噪聲和偏移 被減小。
0071圖4A-4D是說明了儀器放大器10內(nèi)不同階段處斬波穩(wěn)定信號 的階躍響應(yīng)時域特性的圖。特別地，根據(jù)圖2，圖4A-4D說明了噪聲 調(diào)制輸入信號25、放大信號27、解調(diào)信號29和輸出信號31各自的時 域特性。作為基準，圖4A-4D的也說明了信號52、 54、 56、 58和選擇 的參考電壓50。信號52、 54、 56和58各自對應(yīng)信號25、 27、 29和 31，并且說明了沒有反饋通路16的負反饋的時域特性。圖4A-4C中， 信號25、 27和29在時間零以參考電壓50為中心，并且隨著時間推移 被負反饋抑制并靠近參考電壓50。因此，通過反饋通路16增加負反饋， 交流信號在穩(wěn)定狀態(tài)趨向零。
0072通常，圖4A-4D說明了通過使用反饋通路16并在混頻放大器 14內(nèi)低阻抗節(jié)點處切換，在儀器放大器中消除瞬態(tài)毛刺。該毛刺由儀 器放大器10的的動態(tài)限值引起。但是，通過使混頻放大器14中的活 動信號在穩(wěn)定狀態(tài)趨向0或圖4A-4D中的參考電壓50，反饋16基本 抑制了毛刺。
0073圖4A中的圖示出了噪聲調(diào)制輸入信號25和相應(yīng)信號52,沒 有負反饋。信號25和52以參考電壓50為中心。噪聲調(diào)制輸入信號25 由混頻放大器14放大以產(chǎn)生放大信號27。
0074如圖4B所示，放大器26的有限帶寬趨向于使放大信號27和 對應(yīng)信號54的邊緣軟化或圓整，取決于其有限的上升時間。當放大信 號由方波調(diào)制時，調(diào)制信號29表現(xiàn)為疊加在期望信號上的一系列尖峰， 如圖4C所示。因此，輸出信號31也表現(xiàn)為圖4D中疊加在期望信號 上的一系列尖峰。輸出信號31中的尖峰可以產(chǎn)生顯著的靈敏度誤差， 因為尖峰使期望信號的能量減少。另外，特別地，尖峰是有問題的，因為尖峰可能與關(guān)心的信號類似，如固有的或誘發(fā)的ECG心臟電位 (heart potentials)或EEG癲癇發(fā)作。
0075儀器放大器10通過反饋16基本抑制毛刺在穩(wěn)定狀態(tài)。反饋 16將輸出信號施加回到混頻放大器14的輸入以使噪聲調(diào)制信號25在 穩(wěn)定狀態(tài)趨向零。因此，混頻放大器14需要動態(tài)性能。這通過在信號 結(jié)合到混頻放大器14之前分割調(diào)制過程獲得，其從切換(調(diào)制)動態(tài) 中分離整體環(huán)動態(tài)。此外，通過關(guān)閉反饋通路，儀器放大器10的總增 益由輸入電容器和反饋電容器的比設(shè)置，輸入電容器即前端12中的電 容器Cin，反饋電容器即反饋通路16中的電容器Cfb。通過電容器的 比設(shè)置增益使靈敏度通常不受晶體管中處理變化(process variations) 的影響。這樣，反饋16使儀器放大器10可以使用非常低的功率在低 頻完成穩(wěn)定(低噪聲)測量。
0076儀器放大器10的不同增益可能用于不同應(yīng)用。例如對于ECG 感測，可能期望大約50的增益。對于EEG感測，可能期望接近500 的增益。作為示例，Cin可以被設(shè)置為20皮法(pF)并且Cfb可以被 設(shè)置為40飛法(fF)以獲得大約500的增益用于例如EEG感測。作為 另一個示例，Cin可以被設(shè)置為10pF并且Cfb可以被設(shè)置為200fF以 獲得大約50的增益。
0077圖5是示出了儀器放大器10的示例性噪聲特性的波特圖。特 別地，波特圖中的線58和59分別表示斬波之前的噪聲(混頻放大器 14的輸入之前)和斬波之后的噪聲(混頻放大器14的輸出處)。線58 說明斬波前的噪聲內(nèi)容近似位于低頻。高頻處只存在白噪聲。優(yōu)選實 施例中，斬波頻率在1/f噪聲和熱噪聲截點的拐角之上。因此，線59 示出了包含在信號中的噪聲在斬波后基本被消除。包含在信號中的噪 聲在斬波后基本上為理論上的白噪聲限值。
0078圖6是詳細說明了儀器放大器的混頻放大器14的示例實施例 的電路圖。如上所述，混頻放大器14放大噪聲調(diào)制輸入信號25以產(chǎn) 生放大信號并解調(diào)放大信號。混頻放大器14也基本從解調(diào)信號消除了 噪聲以產(chǎn)生輸出信號31。在圖6的示例中，混頻放大器14是在低阻抗 節(jié)點具有開關(guān)的改良折疊共源共柵放大器。改良折疊共源共柵放大器 允許電流被分配到最大噪聲效率。通常，圖6中折疊共源共柵結(jié)構(gòu)被
24修改，增加了兩組開關(guān)。 一組開關(guān)用開關(guān)60A和60B說明(一起被稱 為"開關(guān)60")并且另一組開關(guān)包括開關(guān)62A和62B (—起被稱為"開 關(guān)62")。
0079開關(guān)60由斬波邏輯驅(qū)動以支持放大信號的斬波，用于在斬波 頻率處解調(diào)。特別地，開關(guān)60解調(diào)放大信號并調(diào)制前端偏移和1/f噪 聲。開關(guān)62被嵌入由晶體管M6、 M7、 M8和M9組成的自偏壓共源 共柵鏡，并且由斬波邏輯上驅(qū)動以上調(diào)制來自晶體管M 8和M 9的低 頻誤差。M6和M7中的低頻誤差由來自晶體管M8和M9的源極負反 饋減少。放大器26的輸出在基帶，允許晶體管M10和電容器63
(Ccomp)組成的積分器穩(wěn)定反饋通路16 (圖6中未示出)并濾除調(diào)
審u偏移。
0080混頻放大器14具有三個主塊跨導(dǎo)器(transconductor)、解
調(diào)器和積分器。核心與折疊共源共柵類似。在跨導(dǎo)器部分，晶體管M5 是用于一對差分輸入晶體管M1和M2的電流源。 一些實施例中，晶體 管M5可能流過大約800nA的電流，在晶體管Ml和M2之間分流， 例如每個400nA。晶體管Ml和M2是放大器14的輸入。小電壓差異 導(dǎo)引差分電流以典型的差分對方式進入晶體管Ml和M2的漏極。晶體 管M3和M4作為低側(cè)電流宿，并且可能每一個接收固定的、通常不變 的大約500nA的電流。晶體管M1、 M2、 M3、 M4和M5—起構(gòu)成了 差分跨導(dǎo)器。
0081該示例中，大約100nA的電流通過解調(diào)器部分的每個腳。來 自晶體管Ml和M2的斬波頻率的交流電流也流過解調(diào)器的腳。開關(guān) 60使電流在解調(diào)器的腳之間交替，以將測量信號解調(diào)回基帶，同時來 自跨導(dǎo)器的偏移被上調(diào)制到斬波器頻率。如上所述，晶體管M6、 M7、 M8和M9組成自偏壓共源共柵鏡，并且使信號在通過進入晶體管M10 和電容器63 (Ccomp)組成的輸出積分器之前為單端(single-ended)。 位于共源共柵(M6-M9)內(nèi)的開關(guān)上調(diào)制來自晶體管M8和M9的低 頻誤差，同時晶體管M6和晶體管M7的低頻誤差由她們從晶體管M8 和M9接收的源極負反饋消除。源極負反饋也消除來自偏壓N2晶體管 66的誤差。偏壓N2晶體管M12和M13構(gòu)成共柵放大器，對斬波器開 關(guān)表現(xiàn)為低阻抗，并且使信號電流通過，到達晶體管M6和M7而不受漏極電壓的影響。
0082輸出直流信號電流和上調(diào)制誤差電流通到積分器，其由晶體 管MIO、電容器63和底部NFET電流源晶體管Mil構(gòu)成。此外，該 積分器用作穩(wěn)定反饋通路并濾除上調(diào)制誤差源。晶體管10的偏流可能 為大約100nA，并且與晶體管M8相比被比例換算。低側(cè)NFETMll的 偏流可能也為大約100nA (宿)。因此，積分器等同于沒有信號。如果 期望更大的電流驅(qū)動，積分尾部(integrationtail)的電流可以使用標準 集成電路設(shè)計技術(shù)適當增加。圖6的示例中不同的晶體管可能為場效 應(yīng)晶體管(FETs)，并且更特殊地為CMOS晶體管。
0083圖7是詳細說明了儀器放大器10的框圖。應(yīng)該理解圖7只是 示例性的并且不應(yīng)被認為以任何方式限制本公開內(nèi)容描述的發(fā)明。相 反，圖7的目的是提供用于詳細描述儀器放大器10的運行的綜述。該 綜述用作框架，相對于本公開內(nèi)容中提供的詳細電路圖描述上述示例 實施例。
0084圖7中，前端12輸出調(diào)制差分出入信號25。調(diào)制差分輸入信 號以載波頻率攜帶關(guān)心的信號。如上所述，前端12可能是各種不同組 件的形式。前端12可能是例如連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)、阻抗傳感器 和遙測發(fā)射器的一部分，連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)調(diào)制(斬波)來自 勝利傳感器的輸入信號，阻抗傳感器調(diào)制刺激電流以產(chǎn)生交流調(diào)制信 號，交流調(diào)制信號通過病人的組織被交流耦連到混頻放大器，遙測發(fā) 射器的一部分調(diào)制數(shù)據(jù)編碼輸出信號到載波頻率，以通過無線通道傳 輸。這樣，應(yīng)該理解前端12可能是產(chǎn)生本公開內(nèi)容概括描述的差分調(diào) 制信號任何組件或組件的結(jié)合。
0085特別地，當使用耦連到生理傳感器的連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng) 絡(luò)實現(xiàn)時，連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)作為調(diào)制器，調(diào)制(斬波)生理 傳感器輸出的差分信號到載波頻率。生理傳感器可能為一組電極、加 速度計、壓力傳感器、電壓傳感器或輸出差分電壓信號的其他傳感器。 特別地，生理傳感器可能產(chǎn)生例如與生理信號成比例的差分信號，生 理信號為例如ECG信號、EMG信號、EEG信號或其他信號。由傳感 器產(chǎn)生的差分信號是低頻信號。使用生理信號作為示例，差分信號的 頻率可能在大約0Hz到大約100Hz的范圍內(nèi)，并且可能小于大約2Hz，
26并且一些情況下小于大約lHz。
0086可能使用不同于生理傳感器的傳感器。也就是說，傳感器不 需要輸出與生理信號成比例的差分信號。相反，傳感器可能是輸出差 分信號的任何電極、加速度計、壓力傳感器、電壓傳感器或其它傳感 器，該差分信號可能不代表生理信號或用于醫(yī)療感測應(yīng)用。但是，對 于生理傳感器，載波頻率可能在大約4kHz到大約10kHz的范圍內(nèi)，盡 管其他頻率也是可能的。但是重要的是，載波頻率足夠大，大于關(guān)心 的基帶信號的頻率，并且在不向信號引入顯著噪聲的范圍內(nèi)，即混頻 放大器運行時不向信號引入噪聲的頻率。
0087該情況下，前端12的調(diào)制器可能包括開關(guān)的差集(differential set),例如CMOS開關(guān)，其在生理信號的輸出之間切換以調(diào)制(斬波) 輸入信號的幅值。時鐘96供應(yīng)時鐘信號，前端12的調(diào)制器和混頻放 大器14中的解調(diào)器使用該時鐘信號在載波(斬波)頻率調(diào)制差分輸入 信號。開關(guān)在一端處彼此交叉耦連，并且在傳感器的輸出端之間切換， 以剔除共模信號并作為連續(xù)時間過程，即非采樣過程。開關(guān)另一端被 耦連到混頻放大器的輸入電容器以形成連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)。這 樣，前端12在混頻放大器14的輸入處幅值調(diào)制(斬波)差分輸入信 號。因此，前端12產(chǎn)生的調(diào)制差分輸入信號是頻率與載波頻率相等的 方波。圖8中提供了該示例實施例的電路圖。
0088當前端12作為阻抗傳感器實現(xiàn)時，前端12可能包括一組 CMOS SPDT開關(guān)，其一端耦連到參考電壓并且另一端耦連到對應(yīng)電阻 器。在參考電壓之間切換的開關(guān)彼此交叉耦連，以通過電阻器調(diào)制(斬 波)刺激電流并剔除共模信號。電阻器可能串聯(lián)到各自的電容器，電 容器通過病人的組織交流耦連到混頻放大器14。斬波的刺激電流在組 織上產(chǎn)生幅值在載波頻率處被調(diào)制的斬波電壓，該組織交流耦連到混 頻放大器。圖9中提供了用于該示例實施例的電路圖。
0089當使用儀器放大器10用于解調(diào)遙測信號時，前端12可能被 看作遙測系統(tǒng)中發(fā)射器的一部分。特別地，前端12可能使用本領(lǐng)域中 已知的任何遙測電路實現(xiàn)，其調(diào)制數(shù)據(jù)編碼信號到載波頻率，以通過 無線通道傳輸。例如，前端12可能被看作植入病人體內(nèi)的IPG中的接 收器，并且與臨床醫(yī)生或病人程序設(shè)計器通信。作為替代，前端12可能是臨床醫(yī)生或病人程序設(shè)計器的一部分，并且與植入病人體內(nèi)的IPG 通信。圖15A提供了該實施例的詳細框圖。
0090總之，前端12產(chǎn)生用于混頻放大器14的差分輸入信號。噪 聲例如1/f噪聲、跳躍噪聲和偏移由混頻放大器14進入儀器放大器10 的信號通道以產(chǎn)生噪聲調(diào)制輸入信號25。噪聲調(diào)制輸入信號25包括被 上調(diào)制到載波頻率的原始低頻成分和基帶的噪聲成分。
0091如上所述，混頻放大器14可能使用圖6說明的改良的折疊共 源共柵放大器結(jié)構(gòu)實現(xiàn)?；鶞屎推靼l(fā)生器為混頻放大器14提供偏流 和參考電壓。簡明起見，圖7中示出的混頻放大器包括放大器84、解 調(diào)器86和積分器88，對應(yīng)圖2中的放大器26、解調(diào)器28和積分器30。 因此，放大器84放大噪聲調(diào)制輸入信號25并且解調(diào)器86解調(diào)放大信 號27。更特別地，解調(diào)器86解調(diào)放大信號的原始低頻成分回到基頻， 并且將噪聲23上調(diào)制到載波頻率，從而保持期望的信號與噪聲分離。 時鐘96供應(yīng)時鐘信號以驅(qū)動解調(diào)器86。例如，根據(jù)圖6的電路圖，時 鐘96供應(yīng)時鐘信號以驅(qū)動開關(guān)60和62作為解調(diào)器86。積分器88相 對于基準和偏流發(fā)生器94供應(yīng)的參考電壓積分解調(diào)信號29，并且作為 低通濾波器基本消除具有基帶外頻率的信號成分。因此，解調(diào)信號29 的載波頻率的噪聲基本從積分器88的輸出即信號31中消除。
0092圖7中，反饋16包括負反饋通路90、負反饋通路92和正反 饋通路98。為了提供差分到單一的轉(zhuǎn)換，反饋通路90、 92和98的每 個可能包括兩個對稱的反饋通路分支，以分別向混頻放大器14的正差 分輸入和負差分輸入提供反饋。特別地，負反饋通路90為混頻放大器 的輸入提供負反饋以保持信號變化小。負反饋通路90的每個反饋通路 分支使用基準和偏流發(fā)射器94提供的參考電壓調(diào)制輸出信號31。為了 確保一個負反饋通路始終存在于負反饋通路90中，應(yīng)用到反饋通路90 的負反饋通路分支的斬波頻率的相位應(yīng)該彼此相差180度，反饋通路 的一個與前端12同步。這樣，負反饋通路90的反饋通路分支的一個 在每半個時鐘周期之間施加負反饋。因此，混頻放大器14的輸入處的 差分信號小，并且以參考電壓為中心。負反饋90基本消除了儀器放大 器的動態(tài)限值，即輸出信號31中的毛刺。
0093負反饋92允許構(gòu)造高通濾波器。特別地，負反饋通路92相對于基準和偏流發(fā)射器94提供的參考電壓積分儀器放大器10的輸出， 即輸出信號31，并且將積分信號通過電容器應(yīng)用到混頻放大器14的輸 入。負反饋通路92的每個反饋通路分支使用參考電壓調(diào)制積分輸出信 號。與上述負反饋通路90的反饋通路類似，負反饋通路92的反饋通 路分支的相對相位應(yīng)該確保每半個時鐘周期存在一個負反饋通路。運 行時，負反饋通路92主要應(yīng)用于低頻，并且消除儀器放大器10的直 流響應(yīng)。但是，負反饋通路卯主要應(yīng)用于通帶頻率。反饋通路90中 反饋電容的比例換算和反饋通路92的時間常數(shù)設(shè)置濾波器的高通拐 角。換句話說，反饋通路90和92中的電容器用于設(shè)置高通拐角。0094作為示例，當儀器放大器10用于心臟監(jiān)視應(yīng)用時，高通濾波 器可能用于剔除后起搏偽像，并且當儀器放大器用于監(jiān)視腦信號時濾 除電極偏移。作為示例，反饋通路92可能用于使用大約2.5Hz、 0.5Hz 或0.05Hz的截止頻率構(gòu)造高通濾波器。該情況下，反饋通路92可能 主要應(yīng)用于低于2.5Hz、 0.5Hz或0.05Hz的截止頻率的頻率，同時反饋 通路90可能主要應(yīng)用于超過截止頻率的頻率。 一個示例中，反饋通路 92可能具有大約0.5Hz的截止頻率，允許反饋通路90主要應(yīng)用于超過 大約0.5Hz的頻率，例如大約5Hz到100Hz。
0095正反饋通路98增加了儀器放大器10的輸入阻抗。更特別地， 正反饋通路98采樣輸入信號31并在輸入信號被斬波器調(diào)制前向前端 12提供反饋。正反饋實際上將采樣過程中損失的輸入電容器上的電荷
"替換"到混頻放大器。正反饋通路98可能使儀器放大器的輸入阻抗 增加一個數(shù)量級或更多。正反饋通路98的每個反饋通路分支可能包括 開關(guān)電容器配置以向輸入電容器增加補償電荷。
0096盡管圖7描述了反饋通路16包括正反饋通路90、負反饋通路 92和正反饋通路98，可能只為儀器放大器10提供負反饋通路90以使 用非常低的功率在低頻完成穩(wěn)定測量。因此，反饋通路92、 98可能作 為可選擇的輔助反饋通路，使儀器放大器10能獲得附加性能增強。因 此本公開內(nèi)容描述的本發(fā)明的各種示例實施例可能包括反饋通路92、 98中的一個或兩個或不包括。當儀器放大器包括反饋通路92和98時， 正反饋通路98可能從負反饋通路92采樣積分輸出信號，而不采樣混 頻放大器14的輸出信號。根據(jù)附加特征的電路圖，反饋通路90、 92、98的相關(guān)配置會更加明顯。
0097
一些實施例中，時鐘96可能包括一個或多于一個時鐘。例如 當儀器放大器植入單片機時，單個時鐘可能向前端12、混頻放大器14 和反饋通路16供應(yīng)時鐘信號。但是， 一些實施例中，例如當儀器放大 器10用于解調(diào)遙測信號時，前端12可能在分離的芯片上實現(xiàn)，而不 是在混頻放大器14和反饋16上實現(xiàn)。在該情況下， 一個時鐘可能為 前端12供應(yīng)時鐘信號，同時不同的時鐘為混頻放大器14和反饋16提 供時鐘信號。在該情況下，兩個時鐘可能彼此不同相。由于時鐘應(yīng)該 彼此同相以確保發(fā)射的信號可以被恢復(fù)，接收器可能需要附加電路以 與時鐘同步。
0098基準和偏流發(fā)生器94向前端12、混頻放大器14、負反饋通 路90和負反饋通路92供應(yīng)偏流電壓。當前端12包括生理傳感器時， 基準和偏流發(fā)射器94可能供應(yīng)驅(qū)動生理傳感器的參考電壓。基準和偏 流發(fā)射器94可能也向阻抗傳感器的電極供應(yīng)電壓。相對于混頻放大器 14，基準和偏流發(fā)射器94可能供應(yīng)用于偏流晶體管的偏流電壓，如圖 6所示。與前述反饋通路90和92中的信號混頻的參考電壓可能也由基 準和偏流發(fā)射器94供應(yīng)。0伏到1.2伏(帶隙)或0伏到0.6伏(半個 帶隙)的偏流電壓可能用作偏置點。
0099圖8是說明儀器放大器100的電路圖。儀器放大器100是本 公開內(nèi)容前述的儀器放大器10的示例實施例。圖8中，儀器放大器100 包括傳感器101，傳感器101產(chǎn)生其輸出102A和102B之間的差分電 壓(一起被稱為"輸出102")。輸出102A和102B提供各自電壓Vin-plus 和Vin-minus。傳感器101可能是生理傳感器，其將生物物理信號轉(zhuǎn)換 成輸出102兩端的差分電壓。例如，傳感器101可能是加速度計、壓 力傳感器、力傳感器、陀螺儀、濕度傳感器、 一對電極等等。
0100輸入102A和102B通過開關(guān)104A和104B (一起被稱為"電 容器106")分別連接到電容器106A和106B(—起被稱為"開關(guān)104")。 開關(guān)104由系統(tǒng)時鐘(未示出)提供的時鐘信號驅(qū)動，并且彼此耦連 以剔除共模信號。電容器106 —端耦連到開關(guān)104中對應(yīng)的一個，并 且另一端耦連到混頻放大器116的對應(yīng)輸入。特別地，電容器106A耦 連到混頻放大器116的正輸入，并且電容器106B耦連到混頻放大器116
30的負輸入，提供差分輸入。
0101圖8中，傳感器101、開關(guān)104和電容器106構(gòu)成前端110。 前端110通常對應(yīng)儀器放大器的前端12。特別地，相對于前端12，前 端110作為前述的連續(xù)時間開關(guān)電容器網(wǎng)絡(luò)。開關(guān)104在開狀態(tài)和關(guān) 狀態(tài)之間切換，其中輸入102以時鐘頻率被耦連到電容器106以將傳 感器101的輸出調(diào)制(斬波)到載波(時鐘)頻率。如上所述，傳感 器101的輸出可能是范圍在大約OHz到大約100Hz內(nèi)的低頻信號。載 波頻率可能在大約4kHz到大約10kHz范圍內(nèi)。因此，低頻傳感器輸出 被斬波到高斬波頻帶。
0102開關(guān)104彼此同相切換以為混頻放大器116提供差分輸入信 號。在時鐘信號的第一相位期間，開關(guān)104A將傳感器輸出102B連接 到電容器106A，并且開關(guān)104B將傳感器輸出102A連接到電容器 106B。第一相位期間，開關(guān)104改變狀態(tài)以使開關(guān)104A將端口 102A 耦連到電容器106A，并且開關(guān)104B將端口 102B耦連到電容器106B。 開關(guān)104在第一相位和第二相位之間同步交替以在輸出102處以載波 頻率調(diào)制差分電壓。得到的斬波差分信號應(yīng)用到電容器106兩端，電 容器106將差分信號耦連到混頻放大器116的輸入之間。
0103電阻器108A和108B (—起被稱為"電阻器106")提供直流 傳導(dǎo)通路，其在混頻放大器116的輸入處控制電壓偏流。換句話說， 電阻器108可能被選擇以提供等效電阻，用于保持高偏流阻抗。電阻 器108可能被選擇以提供5GQ等值龜阻器，但是等效電阻器對于儀器 放大器100的性能不是關(guān)鍵。通常，增加阻抗改良了噪聲性能并剔除 了諧波，但是延長了從過載恢復(fù)的時間。為了提供參考設(shè)計，輸入電 容(Cin)為大約25pF時，5GQ等值電阻器導(dǎo)致大約20nV/rt Hz的參 考輸入(RTI)噪聲?？紤]到該結(jié)果，保持高阻抗的更強大的動機是剔 除高頻諧波，由于每半個時鐘周期期間作用在混頻放大器的輸入節(jié)點， 高頻諧波能夠疊加到信號鏈。
0104重要的是注意電阻器108僅僅是示例性的，用作說明控制混 頻放大器116信號輸入的很多不同偏流方案中的一個。實際上，偏流 方案是靈活的，因為得到的等效電阻的絕對值不是關(guān)鍵。通常，電阻 器108和輸入電容器106的時間常數(shù)可能被選擇為大于斬波頻率倒數(shù)的大約100倍。
0105混頻放大器116可能在應(yīng)用到其輸入的差分信號中產(chǎn)生噪聲 和偏移。為此，差分輸入信號通過開關(guān)104A、 104B和電容器106A、 106B被斬波，以使關(guān)心的信號位于與噪聲和頻移不同的頻帶。接著， 混頻放大器第二次斬波放大信號以將關(guān)心的信號下解調(diào)至基帶，同時 將噪聲和偏移上解調(diào)到斬波頻帶。這樣，儀器放大器100保持噪聲、 偏移與關(guān)心的信號基本分離?；祛l放大器116和反饋通路118處理噪 聲調(diào)制輸入信號，當運行在低功率時獲得傳感器101輸出的低頻信號 的穩(wěn)定的測量值。
0106如上所述，運行在低功率趨向于限制混頻放大器116的帶寬 并在輸出信號中產(chǎn)生失真(紋波)?；祛l放大器116和反饋通路118對 應(yīng)于前述混頻放大器14和反饋通路16類似的方式并運行在該方式下。 更特別的是，反饋通路118對應(yīng)圖7中描述的負反饋通路90?；祛l放 大器116和反饋通路118分別通過低阻抗節(jié)點處斬波和交流反饋的結(jié) 合基本消除了斬波穩(wěn)定的動態(tài)限值。
0107簡明起見，圖8中用放大器的電路符號表示混頻放大器116。 但是，應(yīng)該理解混頻放大器116可能根據(jù)圖6提供的電路圖實現(xiàn)。因 此，混頻放大器116現(xiàn)對于前端提供了同步解調(diào)，并基本消除了來自 信號的l/f噪聲、跳躍噪聲和偏移，以輸出信號，該信號是傳感器IOI 產(chǎn)生的差分電壓的放大表示。
0108沒有反饋通路118提供的負反饋，由于低功率放大器的有限 帶寬，混頻放大器116的輸出將包括疊加在期望信號上的尖峰。但是， 由反饋通路118提供的負反饋抑制這些尖峰，以使穩(wěn)定狀態(tài)的儀器放 大器的輸出是傳感器101產(chǎn)生的差分電壓的放大表示，具有很小的噪
聲0
0109圖8中的反饋通路118可能包括提供差分到單端接口的兩個 反饋通路。上反饋通路分支調(diào)制混頻放大器116的輸出，為混頻放大 器116的正輸入端提供負反饋。反饋通路分支包括電容器112A和開關(guān) 114A。類似地，反饋通路118的下反饋通路分支包括電容器112B和開 關(guān)114B，其調(diào)制混頻放大器116的輸出，為混頻放大器116的負輸入 端提供負反饋。電容器112A和112B的一端分別被連接到開關(guān)114A
32和114B,并且另一端被分別連接到混頻放大器116的正輸入端和負輸 入端。
0110開關(guān)114A和1114B在參考電壓(Vref)和混頻放大器116的 輸出之間切換，以分別在電容器112A和112B上放置電荷。參考電壓 可能是例如放大器116的最大軌電壓和地之間的中軌電壓(mid-mil voltage)。例如，如果放大器電路由0到2伏的電源供電，那么中軌Verf 電壓可能為大約1伏。重要的是，開關(guān)114A和114B彼此的相位差應(yīng) 該為180度，以確保每半個時鐘周期內(nèi)存在一個負反饋通路。開關(guān)114 中的一個也將與混頻放大器116同步，以使負反饋抑制混頻放大器116 輸入信號的幅值，以保持信號變化小，在穩(wěn)定狀態(tài)。通過保持信號變 化小并在混頻放大器的低阻抗節(jié)點處切換，例如圖6的電路圖所示， 切換節(jié)點處只出現(xiàn)顯著電壓轉(zhuǎn)換。因此，混頻放大器116的輸出處毛 刺(紋波)基本被消除。
0U1開關(guān)104和114和混頻放大器116的低阻抗節(jié)點處的開關(guān)可能 是CMOS SPDT開關(guān)。CMOS開關(guān)快速動態(tài)切換，其使切換可以被視 為連續(xù)過程。儀器放大器100的轉(zhuǎn)換功能可能由以下方程(1)提供的 轉(zhuǎn)換功能定義，其中Vout是混頻放大器116的輸出電壓，Cin是輸入 電容器106的電容，AVin是混頻放大器116輸入處的差分電壓，Cfb 是反饋電容器112的電容，Vref是開關(guān)114與混頻放大器116混頻的 參考電壓。
V。ut=Cin (AVin) /Cfb+Vref (1) 由方程(1)，很明顯儀器放大器的增益由輸入電容器Cin和反饋電容 器Cfb的比設(shè)置，即電容器106和電容器112的比。Cin/Cfb的比可能 被選擇為大約100。電容器112可能為多聚、片上電容器或其他類型的 MOS電容器，并應(yīng)良好匹配，即對稱。
0112盡管圖8中未示出，儀器放大器IOO可能包括分流反饋通路， 用于自動調(diào)零放大器100。分流反饋通路可能用于快速復(fù)位放大器100。 也可能提供緊急充電開關(guān)以分流偏流點，以幫助快速復(fù)位放大器。輸 入電容器106的功能是上調(diào)至來自傳感器101的低頻差分信號，差分 輸入通過SPDT開關(guān)104被連接到感測電容106A、 106B。開關(guān)的相位 為交流跨導(dǎo)混頻放大器116提供差分輸入。這些開關(guān)104以例如時鐘頻率4kHz運行。因為感測電容器106在兩個輸入之間切換，差分電壓 被上調(diào)制到載波頻率，同時電荷轉(zhuǎn)移功能中低頻共模信號被抑制接近 0。高頻共用信號(common signal)的消除依靠該差分結(jié)構(gòu)和電容器的 良好匹配。
0113如圖8進一步示出的應(yīng)用中，測量和心臟起搏器、心臟除顫 器或神經(jīng)刺激器提供的刺激脈沖一起進行，消隱電路可能被增加到儀 器放大器IOO、混頻放大器116的輸入，并耦連電容器106，以確保重 新連接混頻放大器到前端110之前，輸入信號被穩(wěn)定。例如，消隱電 路可能為消隱復(fù)用器(MUX) 111，其選擇性地使混頻放大器116耦連 前端110或與前端110分離。消隱電路選擇性地使混頻放大器116與 差分輸入信號分離，并且選擇性地在例如提供刺激脈沖期間僅能第一 調(diào)制器和第二調(diào)制器，即開關(guān)104、 114。
0114消隱MUX lll是可選的，可能不是必須的。驅(qū)動開關(guān)104、 114使其作為解調(diào)器的時鐘不能簡單地被關(guān)閉，因為混頻放大器116上 的剩余偏移電壓將使放大器在幾毫秒內(nèi)飽和。因此，在心臟起搏器活 除顫器或神經(jīng)刺激器應(yīng)用剌激期間或之后的特定時期，可能提供消隱 MUX以使放大器116與輸入信號分離。
0115為了完成適當?shù)南[，輸入和反饋開關(guān)104、 114應(yīng)該被無效， 同時混頻放大器116繼續(xù)解調(diào)輸入信號。這保持了混頻放大器116內(nèi) 積分器的狀態(tài)，因為解調(diào)信號不出現(xiàn)在積分器的輸入處，同時解調(diào)器 繼續(xù)斬波直流偏移。因此，消隱MUX111可能進一步包括被配置為消 隱間隔期間可選擇地?zé)o效開關(guān)104、 114的電路或與該電路聯(lián)系。后期 消隱(Post blanking),混頻放大器116可能需要附加時間以重新穩(wěn)定， 因為干擾可能持續(xù)。這樣，總消隱時間包括用于調(diào)制輸入信號同時輸 入和開關(guān)104、 114被無效的時間和穩(wěn)定任何持續(xù)干擾的時間。刺激脈 沖應(yīng)用之后示例的消隱時間可能為大約8ms，5ms用于混頻放大器，3ms 用于交流耦連組件。
0116圖9是說明了用于測量組織負載211兩端阻抗的儀器放大器。 組織負載211表示病人的組織，儀器放大器200為該組織測量阻抗。 組織211可能為器官組織，如心臟組織、肺組織或腦組織、肌肉組織、 脂肪組織或其他組織，為該組織測量阻抗以診斷慢性病或急性病狀態(tài)或其他醫(yī)療情況。用于阻抗測量的一些示例應(yīng)用包括檢測肺水腫、呼 吸的每分鐘換氣量測量、心臟動態(tài)測量和腦信號測量。通常，重要的
是儀器放大器200不刺激組織中的可興奮細胞或?qū)е缕渌泻Φ慕Y(jié)果 如電極腐蝕。
0117儀器放大器200可能通常與根據(jù)圖1-7描述的儀器放大器10 一致。圖9的示例中，儀器放大器200應(yīng)用同步檢測原理以使用低功 率、固有電荷平衡、消除電極電勢和小刺激電流精確測量組織負載211 的阻抗。儀器放大器200是上述儀器放大器10的示例實施例。類似與 儀器放大器10，儀器放大器200包括前端210、混頻放大器226和反 饋通路228。這些特征可能對應(yīng)儀器放大器10的前端12、混頻放大器 14和反饋通路16。
0118圖9中，前端210包括端口 202A和202B (—起被稱為"端 口 202")處的輸入電壓、開關(guān)204A和204B(—起被稱為"開關(guān)204")、 電阻器206A和206B(—起被稱為"電阻器206")、電容器208A和208B
(一起被稱為"電容器208")。通常，前端210調(diào)制刺激電流，刺激電 流在組織負載211上產(chǎn)生電壓。刺激電流可能通過兩個或多于兩個電 極施加到組織負載211兩端，兩個或多于兩個電極可能被安裝在一個 或多于一個引線上或由植入式醫(yī)療設(shè)備外殼的表面攜帶。類似地，得 到的組織負載211兩端的電壓信號可能由配置在一個或多于一個引線 上或配置在設(shè)備外殼上的兩個或多于兩個電極感測。組織負載211上 的電壓交流分別由電容器222A和222B (—起被稱為"電容器222") 耦連到混頻放大器226的正輸入和負輸入。這樣，組織負載211表示 的組織不承受直流電流。此外，大約10pA或更小的小調(diào)制(交流)刺 激電流可能基本不刺激組織負載211表示的組織。
0119開關(guān)204在端口 202處的輸入電壓(Vstim+和Vstim-)之間 切換，以產(chǎn)生通過電阻器206A與電容器208A、電阻器206B與電容器 208B的電阻器-電容器(RC)對。開關(guān)204、電阻器206和電容器208 可能形成交流(ac)源，其以一個時鐘頻率產(chǎn)生交流刺激電流，應(yīng)用 到負載如211。特別地，開關(guān)204、電阻206和電容器208組成的調(diào)制 器以時鐘頻率調(diào)制第一電壓Vstim+和第二電壓Vstim-，以產(chǎn)生應(yīng)用于 負載的刺激電流。但是，其他類型的交流源可能用于提供用于阻抗測量的交流刺激電流。
0120所使用的儀器放大器200 (諸如植入式醫(yī)療設(shè)備)中的裝置內(nèi) 的穩(wěn)壓電源可以提供輸入電壓Vstim+和Vstim-。實際上，開關(guān)204通 過RC對(206， 208)以斬波頻率打開和關(guān)閉以斬波端口 202處的輸入 電壓所發(fā)送的輸入刺激電流，從而測量組織阻抗。以這種方式，前端 210產(chǎn)生調(diào)制的差分輸入信號，該調(diào)制的差分輸入信號由混頻放大器 226和反饋通路(feedback path) 228進行處理。引線(leads)上攜帶 的電極可以端口 202處的刺激電流，其中引線與植入病人體內(nèi)的IPG 相連。這是一個使用發(fā)送的刺激電流測量阻抗的示例。作為一個選擇， 可以通過一個或多于一個開關(guān)電流源產(chǎn)生測量阻抗的刺激電流?？梢?通過刺激電流的限制、線性測量和與驅(qū)動開關(guān)204的時鐘(未顯示) 相對比的儀器放大器200的時間常數(shù)，確定端口 202處的參考電壓和 電阻器206和電容器208的大小。
0121作為一個示例，使用10 /^4的刺激電流，可以在端口 202A 和202B處分別提供2V和OV的電壓，并且電阻器206可以選擇100 A。 的電阻器。使用電容為10nF的電容器208可以產(chǎn)生時間常數(shù)是lms 的刺激電流，其需要刺激電流具有大約5kHz的頻率以保證沉降動態(tài)過 程(settling dynamics)的誤差最小。假設(shè)1kHz的負載，在這種情況下， 非線性測量限制在0.5%以下。
0122混頻放大器226的輸入可以包括高通濾波器212和耦合電容 器222A、 222B。在一些實施例中，高通濾波器212幫助將后起搏恢復(fù)
(post-pace recovery)保持在測量心臟動態(tài)的最小值。在圖9中，高通 濾波器212包括電容器214A、 214B (統(tǒng)稱為"電容器214")和電阻 器216A、 216B (統(tǒng)稱為"電阻器216")?？梢赃x擇電容器214和電阻 器216的值以便高通濾波器212具有高通轉(zhuǎn)角頻率以使相位誤差最小， 如，當在2.5ms-5ms時間常數(shù)內(nèi)時解決任何殘留起搏誤差時，小于1% 的相等測量誤差發(fā)生在混頻放大器226中。對一些實施例，諸如心臟 阻抗分析，例如，高通轉(zhuǎn)角頻率可以在大約300Hz-800Hz的范圍內(nèi)。
0123電阻器224A和224B (統(tǒng)稱為"電阻器224")控制混頻放大 器226的輸入電壓。此外，電阻器224與圖7的電阻器108相似并且僅僅是示例性的。如前面所述，可以選擇電阻器224或不同的偏置方 案以提供5 GQ的等同電阻器，雖然絕對值不重要。
0124在小功率工作時，混頻器226和反饋通路228可以處理噪聲 調(diào)制的輸入信號以實現(xiàn)組織負載211上不同電壓的穩(wěn)定測量?；祛l器 226和反饋通路228通常對應(yīng)于圖7中的混頻放大器116和反饋通路 118。此外，混頻放大器226相對于前端12提供同步解調(diào)并且基本消 除放大輸出信號的噪聲，如1/f噪聲、跳躍噪聲和偏置?？梢允褂镁哂?開關(guān)的修改的接式結(jié)構(gòu)在低阻抗節(jié)點執(zhí)行混頻放大器226，如基本如圖 6所示。
0125如圖9中所示，反饋通路228包括上反饋通路分支和下反饋 通路分支，其可以提供負反饋和單差分界面。上反饋通路分支和下反 饋通路分支包括電容器230A和230B (統(tǒng)稱為"電容器230"),其分 別與開關(guān)232A和232B (統(tǒng)稱為"開關(guān)232")相連。開關(guān)232A和232B 相互間相位相差180度并且在混頻放大器226輸出和參考電壓(Vref) 之間切換以調(diào)制混頻放大器226的輸出。因此，反饋通路218可以提 供負反饋以使混頻放大器226的輸入中的信號改變和本發(fā)明先前描述 的一樣小。
0126開關(guān)206、開關(guān)232和混頻器226中低阻抗節(jié)點處的開關(guān)可以 是CMOS SPDT開關(guān)或其他開關(guān)，其可以快速開關(guān)動態(tài)。儀器放大器 200的傳遞函數(shù)與上述描述的圖7和圖8中提供的儀器放大器100的傳 遞函數(shù)相同。因此，反饋電容器(如電容器230)的電容與輸入電容器
(如電容器222)的電容的比可以設(shè)置儀器放大器226的增益。電容器 222和230可以是雙層多晶硅電容器(poly-polycapacitor)或其他類型 的MOS電容器，并且應(yīng)該相配，如對稱。電容器222和230置于具有 其他儀器放大器組件的芯片上。
0127在運行中，儀器放大器200可以把電磁干擾(EMI)調(diào)入載波 頻率的調(diào)制輸入信號和奇次諧波。為了確定信道是否被損壞，可以使 用施加在前端210的非剌激電流監(jiān)測儀器放大器200的輸出?？蛇x地， 可以使用擴展頻譜技術(shù)打破前端210和混頻放大器226之間的同步時 鐘檢測。擴展頻譜時鐘將不相關(guān)的噪聲分解成基本被混頻放大器226
37消除的寬頻帶噪聲信號，與此同時保留相關(guān)的阻抗測量。
0128儀器放大器200的輸出可以發(fā)送到模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)(未顯 示)，其應(yīng)用其他處理測量組織負載211的阻抗。此外，當儀器放大器 200被植入病人體內(nèi)時，組織電極界面(前端12)可以與測量電路(混 頻放大器226和反饋通路228)電流隔離。隔離可以幫助阻止電極極化 并且保證穿過電極的凈電荷平衡。
0129儀器放大器200可以用來將引線阻抗的測量與水腫、分鐘通 氣量、和心臟動態(tài)的阻抗測量分開。其原因是對兩種測量的需要不同。 引線阻抗通常需要在發(fā)送起搏或刺激脈沖之前使用需要測量的幾個向 量快速^^樣。因為刺激脈沖緊隨測量之后，所以檢測信道的擾動不是 主要問題。這有益于應(yīng)用大量、快速的取樣的刺激電流。然而，水腫、 分鐘通氣量、和心臟動態(tài)的測量是在低頻下進行的，在該低頻頻率下， 檢測信道不受擾動和噪聲的干擾。該測量(如引線阻抗的測量)的顯 著擾動危害檢測信道準確檢測觸發(fā)電位快速起搏的能力并且可能導(dǎo)致 過分敏感。因此水腫、分鐘通氣量、和心臟動態(tài)的測量有益于低能級 刺激、連續(xù)時間取平均的方法。儀器放大器200使水腫、分鐘通氣量、 和心臟動態(tài)的測量與引線阻抗的測量分開。
0130盡管圖9中未顯示，在應(yīng)用中可以結(jié)合心臟起搏器或刺激器 發(fā)送的刺激脈沖進行測量。消隱電路(blanking circuitry),諸如圖8中 所示的消隱MUX,可以被添加到儀器放大器200中。例如，消隱MUX 可以將輸入電容器222與混頻放大器226的輸入分離。此外，在消隱 期間，輸入和反饋調(diào)制器可以被無效。在一些實施例中，消隱MUX可 以位于高通濾波器212和耦合電容222之間以保證在混頻放大器226 重新連接在前端210之前設(shè)置輸入信號。因此，消隱電路可以是多路 復(fù)用器(MUX)，其有選擇地將混頻放大器226耦合在前端210上和與 前端210分離。如圖8中所述，迫切需要消隱電路是因為時鐘驅(qū)動開 關(guān)不能被簡單地關(guān)閉，這是因為混頻放大器226上的殘留偏置電壓在 幾毫秒后將使放大器飽和。
0131為了實現(xiàn)合適的消隱，當混頻放大器226連續(xù)解調(diào)輸入信號 時，輸入和反饋開關(guān)222、 232因該被無效。因為當解調(diào)器連續(xù)斬波直流偏置時，積分器的輸入中沒有調(diào)制的信號，所以可以在混頻放大器
226中保持積分器的狀態(tài)?？焖傧[、混頻放大器226可能需要另外 的時間來重新設(shè)置，因為可能存留一些擾動。因此，總消隱時間包括 當輸入和反饋開關(guān)被無效時解調(diào)輸入信號的時間和解決(settling of) 任何存留擾動的時間。 一個示例消隱時間大約是8ms，其中混頻放大 器226占用5ms， AC耦合組件占用3ms。
0132通過實驗，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)通過儀器放大器220測量的線性，對500nA 的刺激電流理論限制為0.05%，對10/^4的刺激電流理論限制為1.5%。 由于混頻放大器226的輸出阻抗有限，所以在高阻抗時線性最差。換 句話說，刺激電流越高，線性越差。在實踐中，當合理的刺激向量穿 過大約UQ的組織負載時，可觀察的非線性非常小。
0133實驗顯示所測得的包括混頻放大器和負反饋的儀器放大器的 背景噪聲大約是100nV/rt Hz，諸如儀器放大器100和200。這與理論 預(yù)期的刺激電流為1的混頻放大器226的輸入晶體管的熱噪聲相符。 對于10-的刺激電流，其轉(zhuǎn)化為0.01ohms/rtHz等效背景噪聲，該等
效背景噪聲低于許多生理應(yīng)用的需求。
0134圖10是說明了包括構(gòu)造高通濾波器的負反饋的儀器放大器300 的信號流程圖示例。相對于圖2，除了負反饋通路92之外，圖10中的 儀器放大器300的結(jié)構(gòu)可以基本與儀器放大器10的結(jié)構(gòu)相同。此外， 圖2和圖IO中相似的數(shù)字表示相似的功能。為了簡潔和避免冗余，不 詳細描述流過前端10、混頻放大器14和反饋通路90的信號。代替地 是，描述混頻放大器14產(chǎn)生的穿過負反饋通路92的輸出信號流31。
0135通常，負反饋通路92對輸出信號31執(zhí)行額外的信號處理以 在混頻放大器14的輸入處構(gòu)建高通濾波器。高通濾波器基本消除頻率 低于高通濾波器轉(zhuǎn)角頻率的信號組份。例如，反饋通路94可以將轉(zhuǎn)角 頻率設(shè)置成大約等于2.5HZ、 0.5Hz、 0.05Hz。通常，負反饋通路92抑 制轉(zhuǎn)角頻率和DC之間的信號。如上所述，反饋通路92為穿過對稱反 饋通路的混頻放大器14的各自輸入端提供差分反饋。反饋通路相互之 間相位相差180度以便在每個時鐘周期的每半周期期間施加負反饋。0136如圖10所示，負反饋通路92包括積分器302和調(diào)制器304。 積分器302相對于參考電壓積分輸出信號31。該參考電壓與由調(diào)制器 20、 28和34使用儀器放大器300的信號調(diào)制的參考電壓相同。在一些 實施例中，開關(guān)電容積分器可以用作積分器302。在其他實施例中，可 以使用標準RC積分器。然而，開關(guān)電容積分器可以提供某些優(yōu)點。
0137調(diào)制器304調(diào)制積分器302的輸出以為混頻放大器14提供差 分電壓。因為調(diào)制器304與反饋通路90同步，時鐘信號21C也驅(qū)動調(diào) 制器304。如圖10所示，當積分器302被應(yīng)用為開關(guān)電容積分器時， 時鐘信號21C還被提供給積分器302。圖10還顯示反饋通路90的輸 入電容(Cin)13和反饋電容(Cfb)17，反饋通路92的高通濾波器(Chp) 10。
0138在運行中，積分器302在調(diào)制器304的開關(guān)電容器上產(chǎn)生電 壓，其與調(diào)制器34的開關(guān)電容器上電荷相反。當步階輸入(input step) 被應(yīng)用到混頻放大器14時，積分器30將信號積分。首先，解調(diào)的信 號29和積分器30的參考電壓之間的電壓差相對較大。相反，輸出信 號31的電壓和積分器302的參考電壓之間的電壓差相對較小。因此， 積分器30在調(diào)制器34的開關(guān)電容器上積聚電荷比積分器302在調(diào)制 器34的開關(guān)電容器上積聚電荷更快。
0139然而，時間過長時，已調(diào)制信號29與積分器30的參考電壓 之間的電壓差減少并且積分器不能積聚同樣多的電荷。同時，輸出信 號31的電壓和積分器302的參考電壓之間的電壓差變大并且積分器 302在調(diào)制器304的開關(guān)電容器上積聚更多的電荷。因此，在穩(wěn)態(tài)下， 反饋通路92支配反饋通路90并且反饋相反電荷(counter charge)大 多數(shù)通過負反饋通路92提供。因此，反饋通路92可以通過電容器17 和19 (Cfb和Chp)的比值設(shè)置高通轉(zhuǎn)角，并且通過電容器和積分器 302的時鐘頻率設(shè)置時間常數(shù)。重要地，因為儀器放大器300可以完全 在單個芯片上執(zhí)行，所以高通濾波時可以不需要片外電容器。
0140圖11是說明儀器放大器300的電路圖。如圖11所示，除了 負反饋通路92之外，儀器放大器300的結(jié)構(gòu)基本與儀器放大器100的 結(jié)構(gòu)相同。此外，圖7和圖IO中的相似數(shù)字表示相同的功能。為了簡潔和避免冗余，不描述相同組件的運行。然而，描述反饋通路92的運行。
0141負反饋通路92分接(tap off)混頻放大器116的輸出并且將 負反饋施加到混頻放大器116的輸入。在圖11的示例中，積分器302 是開關(guān)電容積分器。積分器302可以是混頻放大器116內(nèi)提供的解調(diào) 器和積分器以外的積分器。開關(guān)電容積分器包括電容器310，該電容器 310通過開關(guān)312A耦合在放大器116的輸出和接地之間，和通過開關(guān) 312B耦合在放大器316的負輸入和接地之間。開關(guān)312A和312B以斬 波頻率觸發(fā)，但相互之間不同相?？梢哉{(diào)整開關(guān)312A和312B的時鐘 頻率來設(shè)置積分器302的時間常數(shù)。放大器316的正極端連接參考電 壓(Vref)，其可以與儀器放大器300的其他階段混有信號的參考電壓 相同。電容器314將放大器316的輸出連接在放大器316的負極端。
0142負反饋通路92的兩個負反饋通路分接積分器302的輸出以給 混頻放大器116提供負反饋。具體地，頂部反饋通路分支調(diào)制積分器 302的輸出以給混頻放大器116的正極端提供負反饋。頂部反饋通路分 支包括電容器320A和開關(guān)322A。類似地，反饋通路92的低部反饋通 路分支包括電容器320B和開關(guān)322B，其調(diào)制積分器302的輸出以給 混頻放大器116的負極端提供負反饋。
0143電容器320A和320B的一端連接開關(guān)322A和322B，另一端 連接混頻放大器116的正輸入端和負輸入端。開關(guān)322A和322B在參 考電壓(Vref)和混頻積分器302的輸出之間觸發(fā)以分別在電容器320A 和電容器320B上置入電荷。開關(guān)322A和322B分別與開關(guān)114A和 114B同步。以這種方法，在每半個周期的時鐘信號期間存在一個負反 饋通路并且其與負反饋通路同步。
0144如上述圖IO所述，積分器302積聚電壓，其通過開關(guān)322A 和322B (統(tǒng)稱為"開關(guān)322")施加在電容器320A和320B (統(tǒng)稱為"電 容器320")上。在穩(wěn)態(tài)下，電容器320上的電荷與電容器106上的電 荷相反。更具體地，在低頻穩(wěn)態(tài)下，電容器320上的電荷支配反饋通 路。因此，在穩(wěn)態(tài)下，電流基本流過負反饋通路92并且少量或沒有電 路流過負反饋通路118。因此，反饋電容器112和320的比值和積分器
41320的時間常數(shù)可以設(shè)置負反饋通路92提供的高通濾波器的轉(zhuǎn)角頻率。 轉(zhuǎn)角頻率可以設(shè)置成大約等于2.5Hz、 0.5Hz、或0.05Hz，或其他所需 的頻率。使用芯片上的反饋電容器112，高通濾波器特性可以動態(tài)改變 以幫助從超載或瞬態(tài)恢復(fù)。
0145開關(guān)312和322可以是CMOS SPDT開關(guān)或其它可以提供快 速開關(guān)動態(tài)的開關(guān)。電容器310、 314和320可以是雙層多晶硅電容器 或其他類型的MOS電容器。
0146應(yīng)該明白，如圖11所示的反饋通路92通?？梢詰?yīng)用于本發(fā) 明廣泛描述的儀器放大器。此外，不應(yīng)該認為是以任何方式限制儀器 放大器300。代替地是，儀器放大器300是多個示例儀器放大器中的一 個，其可以包括負反饋通路以構(gòu)建本發(fā)明描述的高通濾波器。例如， 如圖11所示，反饋通路92可以被添加到圖9的儀器放大器200中。
0147圖12是說明包括用于增加儀器放大器輸入阻抗的正反饋通路 的儀器放大器的示例性信號流圖。除了提供額外信號處理的正反饋通 路98之外，儀器放大器400的結(jié)構(gòu)基本與圖2中儀器放大器10的結(jié) 構(gòu)相同。此外，圖12標記相似數(shù)字組件與圖2和圖10中標記相似數(shù) 字的組件的功能相同。為了簡潔和避免冗余，不詳細描述流過前端10、 混頻放大器14和反饋通路90的信號。代替地是，描述混頻放大器90 產(chǎn)生的流過正反饋通路98的輸出信號流31 。
0148通常，如果提供，正反饋通路98分接混頻放大器14的輸出 或可選地分接反饋通路92中的積分器302的輸出。正反饋通路98為 調(diào)制器20前的前端12提供反饋，如在將輸入信號32斬波前提供反饋。 如圖12所示，正反饋通路98包括由時鐘信號21C驅(qū)動的開關(guān)電容器 裝置404 (Cpos)。具體地，開關(guān)電容器404被用來產(chǎn)生電阻，該電阻 基本等于儀器放大器400的輸入處的有效電阻。儀器放大器的有效輸 入電阻(Reff)在下面方程(2)中給出，其中時鐘頻率21A-C的頻率 是Fclock， Cin是調(diào)制器20中的輸入電容器106A、 106B的電容。此 外，方程(3)描述儀器放大器400中的電荷消耗(charge draw),其 中Q是電荷，AW"是電壓變化。
<formula>formula see original document page 42</formula> ( 2 )0149正反饋通路98補償通過"置換"(replacing)穿過有效電阻的 電流或?qū)㈦姾煞祷氐秸{(diào)制器20的開關(guān)輸入電容器13的電流。因為在 沒有反饋通路98的情況下，儀器放大器400的輸出電壓和差分輸入電 壓與調(diào)制器34的輸入電容器106A、 106B的電容Cin與調(diào)制器34的反 饋電容器112A、 112B的電容Cfb的比值的乘積成比例，開關(guān)電容器裝 置404 (Cpos)取樣混頻放大器14的輸出并且使用正反饋來置換損失 電荷。換句話說，正反饋通路98注入電流，該電流補償穿過有效輸入 電阻的電流。正反饋通路98可以將等效的低頻輸入阻抗提高一個數(shù)量 級或大于一個數(shù)量級。
0150正反饋通路98也可以與負反饋通路92輸出的積分信號的輸 出。相對于圖IO，正反饋通路98可以接分積分器302的輸出，而不是 混頻放大器U6的輸出。
0151圖13是說明儀器放大器400的電路圖。在圖13中，除了使 用正反饋通路接分混頻放大器116的輸出和將正反饋提供給前端110 的電容器106之外，儀器放大器400的結(jié)構(gòu)基本與儀器放大器300的 結(jié)構(gòu)相同。圖13和圖8及圖11中相同數(shù)字的組件具有相同的功能。 此外，為了簡潔和避免冗余，不描述這些組件的運行。然而，描述正 反饋通路98的運行。
0152在圖13中，正反饋通路98穿過第一反饋分支和第二反饋分 支提供差分反饋。第一反饋通路分支(頂部分支)調(diào)制混頻放大器114 的輸出以為混頻放大器114的正輸入提供正反饋。第一反饋輸入分支
(圖13中頂部分支)包括電容器410A、開關(guān)412A和開關(guān)412B。開 關(guān)412A選擇性地將電容器410A的一端與參考電壓Vref或混頻放大器 116的輸出相連。開關(guān)412B選擇性地將電容器410A的另一端與Vref 或傳感器101的輸入端102A相連。第二反饋通路分支(圖13中的底 部分支)包括電容器410B和開關(guān)412C。電容器410B的一端接地。開 關(guān)412C選擇性地將電容器410B的另一端與混頻放大器116的輸出或 傳感器101的輸入端相連。0153電容器410A和410B在第一時鐘相位期間都被連接在混頻放 大器116的輸出上。因此，在第一時鐘相位期間，電容器410A和410B 取樣混頻放大器116的輸出。在第一相位期間，電容器410A的一端與 Vref相連。在第二相位期間，電容器410A和410B的一端分別與輸入 端102A、 102B相連。在第二時鐘相位期間，電容器410A的另一端與 Vref相連，同時電容器410B的另一端接地。在前端調(diào)整期間，根據(jù)補 償取樣輸入電容器106A、 106B所需的電荷選擇電容器410A和410B 的大小。作為一個示例，每個電容器410A、 410B的電容值大約是各 自每個反饋電容器112A、 112B的反饋電容Cfb值的兩倍。在芯片上可 以提供電容器410A、 410B來密切配合電容器106A、 106B和112A、 112B。
0154在第二反饋通路分支(底部分支)中，在第二時鐘相位期間， 如在第一時鐘相位電容器410B被耦合以取樣混頻放大器116的輸出 后，電荷被發(fā)送到前端開關(guān)104b。類似地，在第一反饋通路分支(頂 部分支)中，在第二時鐘相位期間，電荷被發(fā)送到前端開關(guān)104A。為 產(chǎn)生從混頻放大器116的單端輸出的差分電荷轉(zhuǎn)移，在第一反饋通路 分支(頂部分支)和底部反饋通路分支中使用不同的開關(guān)設(shè)計。用來 驅(qū)動開關(guān)412A、 412B、 412C的時鐘頻率可以與斬波頻率相同。反饋 通路98使用的參考電壓，具體地，在相位1和相位2與電容器410A 相連的參考電壓，與反饋通路118中使用的參考電壓匹配。
0155開關(guān)412、 412B和412C可以是CMOS SPDT開關(guān)或其他可以 快速開關(guān)動態(tài)的開關(guān)。電容器410A和410B可以是雙層多晶硅電容器 或其他類型的MOS電容器，并且可以形成在具有電容器112A、 112B、 106A和106B的芯片上。
0156如上所述，正反饋電路98也可以與負反饋通路同時使用。在 該情況下，使用圖11作為參考，正反饋通路98可以從積分器302的 輸出中取樣。即，開關(guān)412A和412C可以與積分器302的輸出相連代 替與混頻放大器116的輸出相連。
0157圖14A是說明用作遙測系統(tǒng)中接收器498的一部分的儀器放 大器500的信號流的圖。例如，儀器放大器500可以用作可植入脈沖
44產(chǎn)生器(IPG)、可植入藥物輸送裝置、或其他類型的植入病人體內(nèi)的 可植入醫(yī)療設(shè)備(IMG)中接收器498的一部分，其中植入病人體內(nèi) 的可植入醫(yī)療設(shè)備可以通過遙測與外部程序設(shè)計裝置通信，諸如臨床 醫(yī)生或病人程序器。此外，儀器放大器500也可以位于與植入病人體 內(nèi)的IPG或其他類型IMD通信的外部程序設(shè)計裝置中。接收器498可 以接收來自發(fā)射器499的信號，該發(fā)射器499與IMD或外部程序器有 關(guān)。接收器498和發(fā)射器499 一起形成使用本發(fā)明所述的儀器放大器 500的遙測系統(tǒng)。如即將描述的，當?shù)诙夭ㄆ骱头答佂肺挥诮邮掌?498的儀器放大器500內(nèi)時，第一斬波器位于發(fā)射器499內(nèi)。
0158通常，儀器放大器500可以作為IMD或IMD程序設(shè)計裝置 中的遙測電路的一部分，其使用"臂長遙測"("arms length telemetry") 進行通信。臂長遙測(ALT)指的是距離大約是10cm或更大距離的遙 測。例如，ALT可以在大約50cm的距離或1米的距離運行。此外， ALT可以消除直接將程序設(shè)計裝置放置在IMD上用以通信的負擔。然 而，ALT的信號電平大約是數(shù)百微伏，因為信號電平隨著程序設(shè)計裝 置和IMD之間距離的三次方而減弱。因此，當抑制和濾除頻帶干擾源
(aggressor),如噪聲時，ALT需要微功率電路提取發(fā)射的信號。干擾 源包括刺激回路干擾源和相似現(xiàn)象。
0159儀器放大器500可以被配置為同步解調(diào)檢測的開關(guān)鍵控 (OOK)信號。作為一個示例，此信號可以由發(fā)射器499以175kHz 的工業(yè)科學(xué)醫(yī)療(ISM)頻帶發(fā)射。本發(fā)明描述斬波穩(wěn)定混頻放大器， 即具有負反饋通路90的混頻放大器14可以在儀器放大器500中執(zhí)行 以同步解調(diào)低偏置和穩(wěn)定增益。此外，儀器放大器的增益500可以方 便地由芯片上的電容率確定，即負反饋通路90中的反饋電容器的電容 與輸入電容器的電容的比值。如圖14A中所示，儀器放大器500還包 括時鐘同步器502以校正發(fā)射器499和接收器498時鐘之間的相位失 配。根據(jù)本發(fā)明的一個實施例，時鐘同步器502可以包括另一個斬波 穩(wěn)定混頻放大器。
0160在一個示例實施例中，可以使用175kHz的開關(guān)鍵控信號發(fā)射 所接收的信號以在程序設(shè)計裝置和IMD之間發(fā)送數(shù)據(jù)，合并儀器放大器的接收器498可以設(shè)置在其中。175kHz的信號屬于ISM頻帶。數(shù)據(jù) 可以使用22/^的固定間隔構(gòu)成以提供4.4kbps的速率。該框架內(nèi)的信 號占空比表示數(shù)據(jù)位是1還是0。
0161應(yīng)該明白儀器放大器500不局限于上述協(xié)議。代替地，該協(xié) 議是ALT使用的多個示例協(xié)議中的一個。此外，圖14A中的儀器放大 器500和儀器放大器500的信號流可以被看作是寬泛地講授本發(fā)明描 述的斬波穩(wěn)定混頻放大器500如何用來同步解調(diào)臂長遙測信號的示例， 因此，不應(yīng)該認為是以任何方式對其進行限制。
0162圖14A中的儀器放大器500的信號流起始于發(fā)射器499，其 包括調(diào)制器520。調(diào)制器520接收發(fā)射的包含數(shù)據(jù)的輸入數(shù)據(jù)信號532， 并且以時鐘信號521限定的斬波頻率將該輸入信號斬波以產(chǎn)生通過發(fā) 射天線501和接收天線503傳送到接收器498的輸出信號?？梢蕴峁?額外的放大器或濾波器組件以允許傳送調(diào)制器520產(chǎn)生的調(diào)制信號。 根據(jù)模擬本發(fā)明描述的其他儀器放大器實施例，實際上，發(fā)射器499 和調(diào)制器520形成為信號流提供第一斬波階段(chopping stage)的前 端12。因此，在該情況下，整個儀器放大器500的前端12是與分離裝 置有關(guān)的發(fā)射器499，如IMD或編程器。發(fā)射器499可以產(chǎn)生數(shù)字位 流并且將數(shù)字位流轉(zhuǎn)變成模擬波形(輸入信號532)，其通過調(diào)制器520 被調(diào)制成載波頻率(如175kHz)以產(chǎn)生在無線信道中傳輸?shù)臒o線信號 533。在此情況下，無線信道是無線信號533在程序設(shè)計裝置和植入病 人體內(nèi)的IMD之間的通道。
0163無線信號533通過接收天線502接收。混頻放大器14從總和 節(jié)點522接收信號525。相對于圖2、 10和12的前面所述，混頻放大 器14可以包括放大器26、解調(diào)器28和積分器30。這些圖的每一圖中 相似數(shù)字的組件可以以相似方式運行。例如，放大器26放大輸入信號 525以產(chǎn)生放大的信號，如放大的信號527。調(diào)制器28以斬波頻率解 調(diào)放大的信號527以產(chǎn)生解調(diào)的信號529，其攜帶基頻帶的原始數(shù)據(jù)流 和調(diào)制到175kHz的噪聲。積分器30抑制基頻帶組份頻帶之外的信號 組份，從而產(chǎn)生基本與噪聲523無關(guān)的輸出信號531。
0164相對于圖10的前面所述，負反饋通路90提供負反饋，該負
46反饋使混頻放大器14的輸入中的信號變化非常小。具體地，負反饋通 路90包括調(diào)制器34，其調(diào)制輸出信號531以產(chǎn)生被添加到總和節(jié)點 522信號通道的差分反饋信號。時鐘信號521C驅(qū)動調(diào)制器34通過反 饋電容器17 (Cfb)以斬波載波頻率調(diào)制輸出信號531。負反饋通路90 可以包括兩個反饋通路分支，該兩個反饋通路分支將負反饋施加給差 分混頻放大器14的正輸入端和負輸入端。反饋通路相互間不同相以保 證在每半個時鐘周期期間存在一個負反饋通路并且其與負反饋通路同 步。以這種方法，當以低功率運行時，混頻放大器14可以提供穩(wěn)定、 低噪聲輸出。
0165然而，在圖14A中，時鐘提供的時鐘信號521A和521B并不
位于相同的物理單元。具體地，時鐘提供的時鐘信號521A位于發(fā)射器 498中，時鐘信號521B位于接收器499中的儀器放大器500中。此外， 時鐘信號521B可以與時鐘信號521A不同步。當時鐘信號521A和521B 之間的相位移為90度時，導(dǎo)致解調(diào)信號529中的信號空值，或使差頻
很難解碼所接收的信號甚至不可能解碼所述接收的信號。時鐘同步器 503可以校正時鐘信號521A、 521B之間的相位失配。
0166如圖14A所示，時鐘同步器502使用所接收的信號，如輸入 信號533來校正時鐘信號521A和521B之間的相位失配。解調(diào)器528 使用時鐘信號521B斬波放大的信號527，并且通過反饋通路90中的 解調(diào)器34斬波輸出信號531以反饋到總和節(jié)點522。使用相互間基本 同步的的時鐘信號521B和時鐘信號521A，解碼器504可以從輸出信 號531中產(chǎn)生數(shù)字位流。解碼器504可以是限幅器或類似的可以將模 擬基頻帶信號轉(zhuǎn)變成數(shù)字流的組件。例如，解碼器504可以包括由檢 測輸出信號電平的比較器形成的限幅器。比較器可以具有動態(tài)電平， 其可以調(diào)整以解釋背景噪聲的變化。輕度磁滯可以添加到限幅器以防 止數(shù)字波形的多個觸發(fā)器在短時期內(nèi)發(fā)生小的幅值躍遷。
0167時鐘同步器502可以作為相位鎖定環(huán)或其他射頻(RF)通信 技術(shù)中的已知組件執(zhí)行以校正發(fā)射器和接收器的時鐘之間的相位失 配。在一個示例實施例中，時鐘同步器502可以包括本發(fā)明描述的斬 波穩(wěn)定混頻放大器。斬波穩(wěn)定混頻放大器可以用來驅(qū)動混頻時鐘，時鐘從接收的信號中為混頻放大器14提供時鐘信號521B，從而消除對 積分重建(quadrature reconstruction)的需要。換句話說，本發(fā)明所述 的儀器放大器的核心特征可以用作時鐘同步器502中的重要結(jié)構(gòu)單元 以建立衍生自接收的信號同步時鐘。相對于混頻放大器14使用負反饋 90詳細描述該核心特征。
0168使用時鐘同步器502中的斬波穩(wěn)定混頻放大器來驅(qū)動時鐘信 號可以具有多個優(yōu)點。第一，混頻放大器是斬波穩(wěn)定的，其可以最小 涉及天線偏置(RTAO)。這提供干凈信號(dean signal)以提取小幅值 的所接收的信號，其可以大約是100微伏。盡管保持鎖定所接收的信 號，但是使用反饋通路90和補償網(wǎng)絡(luò)允許回路被動態(tài)調(diào)節(jié)以抑制頻帶 外瞬變。此外，使用斬波混頻元件可以實現(xiàn)信號處理，其將電源的電 流消耗保持在最小。例如，在一些實施例中，無輪詢(no polling)的 儀器放大器500的凈待機電流大約是5/^或更小。
0169總的來說，接收器498可以具有三個主要結(jié)構(gòu)單元。天線503 的前端被連接在兩個斬波穩(wěn)定混頻器上，該兩個斬波穩(wěn)定混頻器中的 一個用于鎖相回路502中以驅(qū)動參考時鐘，該兩個斬波穩(wěn)定混頻器中 的另一個用于混頻放大器14中以將所接收的信號轉(zhuǎn)化為基頻帶信號， 并且當抑制頻帶外干擾源時，將其放大。通常，在時鐘同步器502中 提供斬波穩(wěn)定混頻放大器作為線性混頻器以像電壓控制振蕩器(VCO) 中的相位檢測器一樣運行，同時其他斬波穩(wěn)定混頻放大器作為線性混 頻器運行以提供解調(diào)、放大、和低通濾波數(shù)據(jù)提取。同相混頻放大器 14的輸出通過解碼器504以數(shù)字化。圖14A的結(jié)構(gòu)提供同步解調(diào)器， 當濾除頻帶外干擾源時，其對所接收的傳輸頻帶中的信號具有高靈敏 度。通過在混頻放大器14和時鐘同步器502中使用的斬波穩(wěn)定混頻器 結(jié)構(gòu)可以實現(xiàn)低功率同步解調(diào)。
0170圖14B是說明圖14A的配置遙測的儀器放大器的輸入和反饋 通路的電路圖。如圖14B所示，混頻放大器14通過輸入電容器106A、 106B (Cin)接收調(diào)制的差分輸入信號。輸入電容器106A將差分天線 信號(ANT+)的正極端供給混頻放大器14的正輸入。輸入電容器106B 將差分天線信號(ANT-)的負極端供給混頻放大器14的負輸入。電阻
48器108A、 108B可以被用來設(shè)置混頻放大器14的輸入以設(shè)置輸入偏置 阻抗。如在其他實施例中，混頻放大器14的的正輸入和負輸入可以通 過反饋電容器112A、 112B (Cfb)和開關(guān)114A、 114B被連接在反饋 通路90的反饋通路分支上。反饋電容器112 (Cfb)的電容與輸入電容 器106 (Cin)的電容有關(guān)，其用來設(shè)置整個儀器放大器的額定增益。 如在其他實施例中，負反饋通路92也可以用來設(shè)置儀器放大器的高通 切斷。
0171圖15A是說明儀器放大器500的框圖。根據(jù)本發(fā)明，圖15A 說明了儀器放大器500，該儀器放大器500包括混頻放大器14和反饋 通路16。然而，不像前面描述的實施例，前端12與圖14A和14B — 樣，位于不同的物理單元。具體地，相對于圖14A所述，前端12位于 遠程IMD或編程器中發(fā)射器499內(nèi)。儀器放大器500接收天線503接 收的信號已經(jīng)在遠程IMD或編程器中斬波。儀器放大器500包括時鐘 同步器502，其用來校正驅(qū)動遠程裝置前端12的時鐘和驅(qū)動混頻放大 器14的時鐘之間的相位失配。時鐘同步器502具有線性混頻器，其提 取相位基準以用于混頻放大器14提供的數(shù)據(jù)解調(diào)電路。
0172如圖15A所示，接收天線503接收遠程發(fā)射器輸出的無線信 號。儀器放大器500的混頻放大器14如前面所述運行，并且可以作為 在低阻抗節(jié)點具有開關(guān)的改進的接式放大器執(zhí)行。因此，圖15A說明 了混頻放大器14，該混頻放大器14包括放大器26、解調(diào)器28和積分 器30。在圖15A中，混頻放大器14接收來自接收天線503的調(diào)制的 輸入信號525。放大器26放大調(diào)制的輸入信號525以產(chǎn)生放大的信號 527。解調(diào)器28使用接式放大器低阻抗節(jié)點處的開關(guān)解調(diào)放大的信號 527以產(chǎn)生解調(diào)信號529。然而，解調(diào)的信號529可能經(jīng)歷信號空值或 差頻，除非時鐘驅(qū)動解調(diào)器28與發(fā)射器的時鐘驅(qū)動解調(diào)器同步。這是 儀器放大器包括時鐘同步器502的原因。
0173解調(diào)的信號29可以包含1/f噪聲、跳躍噪聲、和載波頻率 (175kHz)和基頻帶原始信號內(nèi)容的偏置。積分器30積分解調(diào)信號 529以產(chǎn)生輸出信號531。具體地，積分器30相對于接收器基準偏置 產(chǎn)生器提供的參考電壓積分解調(diào)信號529，并且可以用作低通濾波器來抑制具有基頻帶之外頻率的信號組份。因此，解調(diào)信號529的載波頻 率中的噪聲基本被消除以產(chǎn)生穩(wěn)定、低噪聲輸出信號531。
0174此外，因為負反饋通路90提供負反饋，所以輸出信號531是 穩(wěn)定的。在沒有負反饋通路90的情況下，輸出信號531包括一系列疊 加在所需信號的尖峰，其使將信號切分成數(shù)字位流和解碼數(shù)據(jù)非常困 難。這些尖峰是使用費低功率運行的結(jié)果，該低功率限制了混頻放大 器14的帶寬。在混頻放大器14的輸入處提供負反饋可以將信號微小 變化保持在穩(wěn)態(tài)以便在開關(guān)節(jié)點處只發(fā)生顯著的電壓轉(zhuǎn)換。負反饋通 路90包括對稱反饋通路分支以分別為混頻放大器14的正差分輸入和 負差分輸入提供負反饋。每個反饋通路分支使用接收器偏置和基準電 壓產(chǎn)生器提供的參考電壓調(diào)制輸出信號531。反饋通路分支相互間相位 相差180度，在每半個時鐘周期期間提供反饋。用這種方式，混頻放 大器14和負反饋通路90可以基本消除短時脈沖干擾以提供穩(wěn)定、低 噪聲輸出信號531。
0175如果發(fā)射器時鐘和接收器時鐘互相不同相，則輸出信號531 可能經(jīng)歷信號空值或差頻。發(fā)射器時鐘信號驅(qū)動調(diào)制器，該調(diào)制器將 基頻帶信號調(diào)制成載波頻率，如175kHz。接收器時鐘給混頻放大器14 和負反饋通路90提供時鐘信號。更具體地，接收器時鐘提供驅(qū)動解調(diào) 器28以解調(diào)所接收的、放大的信號527的時鐘信號和在負反饋通路90 中驅(qū)動調(diào)制的輸出信號531的信號。
0176時鐘同步器502校正發(fā)射器時鐘和接收器時鐘之間的相位失 配。具體地，時鐘同步器建立衍生自所接收的信號的同步時鐘，如調(diào) 制的輸入信號525，以產(chǎn)生校正信號，混頻放大器14中的解調(diào)器28和 負反饋通路90中的調(diào)制器使用該校正信號來補償相位失配。
0177圖5中的時鐘同步器502避免與使用比較器來驅(qū)動來自所接 收信號的混頻器時鐘相關(guān)的問題。與使用比較相關(guān)的問題可以包括難 于產(chǎn)生方波，這是因為所接收的信是低功率信號。即，比較器很難清 算175kHz時鐘頻率的毫伏信號。比較器通常還需要交流(AC)耦合 的前置放大器或用于移除前端直流(DC)偏置的其他機構(gòu)，否則其可 能導(dǎo)致巨大的占空比誤差和/或大約毫伏量級或更小信號的盲區(qū)。此外，比較器沒有存儲器，因此，任何信號穿過可能導(dǎo)致信號混入基頻帶。 該問題是具有大約數(shù)百毫伏的信號，更具體地，大約數(shù)百毫伏的信號
對175kHz的ISM頻帶敏感。
0178在圖15A中，時鐘同步器502可以作為鎖相回路運行，并且 包括斬波穩(wěn)定混頻放大器560、補償網(wǎng)絡(luò)562、電源控制振蕩器(VCO) 564、和延遲元件566和568。混頻放大器560包括混頻放大器，其以 與混頻放大器14相似或相同的方式安排。然而，代替接收到混頻放大 器輸入的負反饋，混頻放大器560接收應(yīng)用于混頻放大器560中的解 調(diào)器的正交相位時鐘反饋。因此，在一些實施例中，斬波穩(wěn)定混頻放 大器560可以包括相似的組件并且以與本發(fā)明描述的混頻放大器14相 似的方式運行。例如，相對于圖15A，斬波穩(wěn)定放大器560可以包括 放大器、解調(diào)器和積分器，其形成混頻放大器并且被耦合以接收負反 饋通路，該負反饋通路提供的斬波穩(wěn)定性以產(chǎn)生穩(wěn)定輸出。然而，如 上所述，混頻放大器接收的負反饋可以是正交相位反饋以調(diào)整解調(diào)器 的時鐘頻率。正交相位反饋與混頻放大器560接收的輸入信號不同相。 因此，斬波穩(wěn)定混頻放大器560包括混頻放大器，其具有改進的接式 放大器結(jié)構(gòu)，而且在低阻抗節(jié)點處具有開關(guān)。圖6說明了該結(jié)構(gòu)。斬 波穩(wěn)定混頻放大器560作為單一組件在圖15A中被說明。
0179通常，時鐘同步器502在其輸出和混頻放大器14的解調(diào)器28 之間提供反饋通路。斬波穩(wěn)定混頻放大器560接收來自己接收天線503 的調(diào)制輸入信號525并且產(chǎn)生穩(wěn)定、低噪聲信號。重要的是，斬波穩(wěn) 定混頻放大器560可以基本從所接收的信號移除偏置并且輸出基本是 或接近方波的信號。因此，斬波穩(wěn)定混頻放大器560可以避免前面所 述討論的與使用比較器相關(guān)的問題。
0180補償網(wǎng)絡(luò)562接收斬波穩(wěn)定混頻放大器560的輸出并且應(yīng)用 積分器和零位高通(high-pass zero)。通過在補償網(wǎng)絡(luò)562中使用積分 器，輸出調(diào)整VC0 564以使反饋時鐘(VC0 564的輸出)與接收的信 號正交。換句話說，因為零位凈信號是通過斬波穩(wěn)定混頻放大器560 在穩(wěn)態(tài)下輸出的，所以發(fā)射器時鐘和VC0 564的輸出是正交的。關(guān)鍵 是通過在補償網(wǎng)絡(luò)562中使用積分器，當所接收的信號處于"關(guān)閉狀態(tài)"時(斬波穩(wěn)定混頻放大器560的輸出仍舊為零，因為信號已經(jīng)發(fā) 出)，積分器控制VCO的值，并且當信號再次變高時，重新快速獲得 VCO。以這種方式，時鐘同步器502可以被看作是"飛輪矢量"(phasor flywheel),其被正交鎖定在所接收的信號上，如調(diào)制的輸入信號25。
0181為了給示例實施例，VCO 564可以以大約350kHz (2X175kHz ISM頻率)的頻率運行。通過延遲單元566和568處理VCO 564的輸 出以為斬波穩(wěn)定混頻放大器560、解調(diào)器28和負反饋通路90中的解調(diào) 器提供正交信號。延遲單元568將VCO 564的輸出反饋給斬波穩(wěn)定混 頻放大器560的解調(diào)器。延遲單元566被束縛于VCO 564的反相以為 解調(diào)器28和負反饋通路90產(chǎn)生同相時鐘。即，因為VC0 564的輸出 被正交鎖定在輸入信號上，所以延遲單元566延遲半個時鐘周期以為 混頻放大器14 (解調(diào)器28)和負反饋通路90產(chǎn)生同相時鐘。因此， 延遲單元566被配置為將具有第一相位d)的VCO 564的輸出供給混頻 放大器14的解調(diào)器28和負反饋通路90的調(diào)制器34，同時延遲單元 568被配置為將具有第二相位O'的VCO 564的輸出供給混頻放大器 560中的解調(diào)器28。延遲單元566和568相互之間相位相差90度。通 過使用與發(fā)射器時鐘同相的時鐘信號的解調(diào)器28，信號處理可以被應(yīng) 用于混頻放大器的輸出以恢復(fù)和解碼發(fā)射位。延遲單元566和568可 以是D型觸發(fā)器或其他可以用來使信號延遲的組件。
0182通常，時鐘同步器502可以是鎖相回路，其為混頻放大器14 的數(shù)據(jù)解調(diào)電路和負反饋通路90提取相位基準。VCO 564的反饋可以 調(diào)整斬波穩(wěn)定混頻放大器的調(diào)制時鐘以便其與輸入信號525的時鐘頻 率相位相差90度。在該情況下，斬波穩(wěn)定混頻放大器560可以用作具 有輸出為W"cos(O)的線性相位檢測器，其中Ww是接收天線503的輸入 電壓，O是斬波穩(wěn)定混頻放大器560和輸入信號值將的相位差。結(jié)果 傳遞函數(shù)在90度具有空值。為了反饋補償，關(guān)于點的微小變化可以近 似為線性關(guān)系。
0183通過補償網(wǎng)絡(luò)562對VCO 560的補償由于回路增益與輸入電 壓成比例而變得復(fù)雜。通過使用補償網(wǎng)絡(luò)562中具有零位的簡單積分 器，可以獲得天線503上的小信號的穩(wěn)定鎖相。然而，對于較大電壓，
52補償零位可以產(chǎn)生時鐘頻率的大信號，其可以使信道飽和切斷vco。
原始該信號是混頻器以時鐘輸出的"隱藏狀態(tài)"，除了混頻器頻率的顯
著信號外，其沒有DC組份。為了消除此問題，第二極可以被添加到 交叉回路之外的補償網(wǎng)絡(luò)562。該極的目的是抑制混頻器頻率的信號并 且使VCO振動最小化。只要回路增益不是太高，額外的極不是問題。 額外的極被拉入補償零位，其作用是將二重積分器(一個來自己混頻 放大器560， 一個來自相位積分的VCO 564)拉離虛軸并且拉入左半個 平面。
0184隨著VC0 564被仔細地補償，穿過遙測線路的動態(tài)范圍可以 實現(xiàn)穩(wěn)固鎖定。用這種方法，隨著遙測線路距離的增加和信號的衰減， 回路可以相應(yīng)于更慢從而更多濾波器的干擾而被優(yōu)化補償。在實踐中， 所接收的信號強度(RSSI)驅(qū)動的模式開關(guān)可以用來維持超出標準遙 測線路范圍的一定程度的動態(tài)統(tǒng)一?；谳斎胄盘栯娖剑Ｊ介_關(guān)可 以用來調(diào)整時鐘同步器502的回路增益。因此，回路增益可以用來降 低較高輸入信號電平和增加較低輸入信號電平。
0185圖15B是更詳細地說明圖15A中始終同步器502的框圖。圖 15B說明時鐘同步器502基本如圖15A所示，但進一步說明混頻放大 器560的示例組件。具體地，混頻放大器560可以包括放大器26B、 調(diào)制器28B和混頻放大器14的積分器30B。然而，如圖15B所示，延 遲單元568供給與輸入信號525正交相位的VCO 64的輸出以調(diào)整混頻 放大器560的調(diào)制器28B。因此，調(diào)制器28B的反饋信號與輸入信號 525相位相差90度，并且可以用來調(diào)整調(diào)制器28B的時鐘頻率從而保 持斬波穩(wěn)定混頻放大器560。
0186圖16是說明包括本發(fā)明描述的儀器放大器的可植入醫(yī)療設(shè)備 (IMD) 700的各種組件的框圖。IMD700包括治療發(fā)送模塊702、處 理器模塊704、存儲器708、遙測模塊706、傳感器710、電源712和 治療元件714。通常，IMD700斬波穩(wěn)定儀器放大器作為傳感器710、 遙測模塊706或二者的一部分。
0187傳感器710可以是壓力傳感器、過荷傳感器、運動傳感器、 阻抗傳感器、電信號傳感器或其他被配置用來監(jiān)控心音、鬧信號、和/或其他生理信號的傳感器。盡管如圖16說明，其包含在IMD700內(nèi)， 但是部分傳感器710可以位于IMD 700的外面。例如，傳感器轉(zhuǎn)換器 或一個或多于一個電極可以位于被植入在病人體內(nèi)的目標位置的引線 的遠端并且通過導(dǎo)體電連接在IMD 700上。可選地，傳感器轉(zhuǎn)換器或 一個或多于一個電極可以位于IMD 700的外殼上火IMD 700的外殼 內(nèi)。例如，過荷傳感器可以位于IMD外殼內(nèi)或自IMD延伸的引線內(nèi)。 為了檢測電信號，傳感器710可以包括排列在引線上的兩個或多于兩 個電極， 一個電極位于引線上， 一個電極位于IMD外殼上、兩個或多 于兩個排列在IMD外殼上的電極、或其他電極排列。與傳感器710相 關(guān)的傳感器電路可以位于IMD 700的外殼中的傳感器內(nèi)。
0188通常，傳感器710通過將信號或參數(shù)轉(zhuǎn)換為輸出電壓或電流 提供生理信號或參數(shù)的測量。斬波穩(wěn)定儀器放大器放大和濾波本發(fā)明 描述的傳感器輸出以產(chǎn)生功率低的穩(wěn)定、低噪聲信號。用這種方法， 根據(jù)有限電源712的能量，諸如可充電或不可充電電池，斬波穩(wěn)定儀 器放大器可以使IMD 700運行幾個月或幾年。在任何一種情況下，都 需要能量轉(zhuǎn)換。
0189傳感器710的輸出，更具體地，與傳感器710相關(guān)的斬波穩(wěn) 定儀器放大器的輸出可以由處理器704接收。處理器704可以應(yīng)用其 他處理，如在將值存儲在存儲器708之前，將輸出轉(zhuǎn)換為數(shù)字值用以 處理，和/或通過遙測模塊706將值發(fā)送到外部編程器。遙測模塊706 也可以包括至少部分斬波穩(wěn)定儀器放大器。處理器704也可以基于傳 感器710的輸出控制將治療發(fā)送給病人。
0190IMD 700可以通過治療元件714將治療發(fā)送給病人。在其他 實施例中，IMD 700可以致力于檢測并且可以不包括治療發(fā)送模塊 702。治療發(fā)送元件714可以在一個或多于一個引線上攜帶的電極、IMD 700外殼上的電極、 一個或多一個一個流體發(fā)送裝置、或其任意組合。 此外，治療發(fā)送模塊702可以包括可植入刺激產(chǎn)生器或其他刺激電路， 以通過至少在處理器704控制下的治療元件714上形成的一些電極發(fā) 送到將電信號如脈沖或基本連續(xù)的信號，諸如正弦信號，發(fā)送給病人。
0191治療發(fā)送模塊40產(chǎn)生的刺激能量可以被表達為治療各種心臟或神經(jīng)障礙、或病人神經(jīng)反應(yīng)影響的混亂的刺激能量。例如刺激療法
包括心臟起搏、心臟除顫、腦深層刺激(DBS)、脊髓刺激(SCS)、周 圍神經(jīng)刺激(PNFS)、骨盤底刺激、胃腸刺激等。
092治療發(fā)送模塊702、處理器704、遙測模塊706、存儲器708 和傳感器710接收來自電源712的運行能量。電源712可以使用小的 可充電或不可充電電池的形式、或感應(yīng)電源界面，其經(jīng)皮膚接收感應(yīng) 耦合的能量。在可充電電池的情況下，電源712類似地可以包括感應(yīng) 電源界面用以經(jīng)由皮膚轉(zhuǎn)移可充電能量。
0193在實施例中， 一個或多于一個流體發(fā)送裝置是治療元件714 的一部分，治療發(fā)送模塊702可以包括一個或多于一個流體容器和一 個或多于一個泵浦單元，其通過流體發(fā)送裝置從流體容器泵浦流體泵 浦到目標位置。流體容器可以包含藥品或藥品混合物。流體容器具有 入口用以填充，如通過自身密封注入端口經(jīng)皮膚注入流體。例如，流 體發(fā)送裝置可以包括導(dǎo)管，該導(dǎo)管用來將流體容器中藥品發(fā)送，如注 入或分散到相同或不同的目標位置。
0194處理器704可以包括微處理器、微控制器、數(shù)字信號處理器 (DSP)、專用集成電路(ASIC)、現(xiàn)場可編程邏輯門陣列(FPGA)、 離散邏輯電路、或此類組件的組合。根據(jù)存儲在存儲器708中選擇的 參數(shù)組，編程處理器704以控制治療的發(fā)送。具體地，處理器704控 制治療發(fā)送模塊702以發(fā)送電剌激、藥物治療，或二者組合。例如， 處理器704可以控制發(fā)送何種藥物和發(fā)送藥物的劑量。
0195處理器704也可以通過編程所選擇的參數(shù)組控制治療發(fā)送模 塊702來發(fā)送具有脈沖幅值、脈沖寬度和具體頻率(如脈沖速度)的 電刺激。處理器704也可以根據(jù)不同編程的參數(shù)組控制治療發(fā)送模塊 發(fā)送每一個脈沖。在一些實施例中，處理器704可以控制治療發(fā)送模 塊702來發(fā)送基本連續(xù)的刺激波形而不是脈沖剌激。
0196存儲器708可以存儲病人可以選擇獲得的參數(shù)組用以發(fā)送電 刺激和/或藥物治療。儲存器42也可以存儲計劃表。存儲器708可以包 括可揮發(fā)的、不可揮發(fā)的、可移除的、磁性的、光學(xué)的、或固態(tài)媒介 的任意組合，諸如只讀存儲器(ROM)、隨機訪問存儲器(RAM)、電可擦除程序ROM (EEPROM)、閃存等。
0197處理器704也可以控制遙測模塊706以改變外部編程器的信 息，諸如無線遙測的臨床醫(yī)生編程器和/或病人編程器。處理器704可 以連續(xù)的、周期間隔的、或根據(jù)編程器的要求控制遙測模塊706以與 外部編程器通信。此外，在一些實施例中，遙測模塊706可以支持與 一個或多于一個無線傳感器之間的無線通信，該一個或多于一個無線 傳感器檢測生理信號并將信號發(fā)送到IMD 700。
0198遙測模塊706可以用作收發(fā)器從外部編程器接收遙測信號并 且將遙測信號發(fā)送到外部編程器。在一些實施例中，遙測模塊706可 以包括斬波穩(wěn)定儀器放大器。根據(jù)具體地，相對于圖14和15，遙測模 塊706的接收器部分可以包括斬波穩(wěn)定儀器放大器的后端(其被稱為 斬波穩(wěn)定混頻放大器)和反饋通路，其可以產(chǎn)生衍生自所接收的遙測 信號的基頻帶信號。本發(fā)明描述的接收器部分僅包括后端(斬波穩(wěn)定 混頻放大器)，這是因為相應(yīng)的前端位于與IMD 700通信的外部編程器 的發(fā)射器部分。
0199如參考圖15A所述，接收器部分也可以包括時鐘同步器，該 時鐘同步器包括另一個斬波穩(wěn)定混頻放大器。該斬波穩(wěn)定混頻放大器 產(chǎn)生一個輸出，鎖相回路可以使用該輸出產(chǎn)生校正信號，該校正信號 用來使遙測模塊706的接收器部分與外部編程器的發(fā)射器部分同步。
0200遙測模塊706也可以包括發(fā)射器，以從IMD 700將信號發(fā)射 到外部編程器或另一個IMD或外部醫(yī)療設(shè)備。發(fā)射器可以凹口斬波穩(wěn) 定儀器放大器的前端，就某種意義而言其可以包括第一斬波階段，在 第一斬波階段，其使用RF頻率調(diào)制輸入信號用以發(fā)送到外部編程器或 另一個植入的或外部醫(yī)療設(shè)備。
0201重要地是，傳感器710中的儀器放大器和遙測模塊706是可 以提供穩(wěn)定、低噪聲信號的微功率電路。因此，IMD 700可以比使用 需要更大功率運行的儀器放大器運行持續(xù)時間長。
0202圖17是說明允許病人和臨床醫(yī)生與IMD 700通信的示例病人 或臨床醫(yī)生編程器720的框圖。病人或臨床醫(yī)生與編程器720相互作
56用以編程治療，如電刺激、藥物治療、或其組合。在說明的示例中，
編程器720包括處理器722、用戶界面724、輸入/輸出726、遙測模塊 728、存儲器730和電源732。編程器720可以包括斬波穩(wěn)定儀器放大 器，其是遙測模塊728的一部分。
0203病人或臨床醫(yī)生，在此被稱為用戶，可以通過用戶界面724 與處理器722相互作用以便控制發(fā)送電刺激、藥物治療、或二者組合。 用戶界面724可以包括顯示器和鍵盤，并且也可以包括觸摸屏或上訴 描述的外圍定點設(shè)備。處理器722也可以提供圖形用戶界面(GUI)以 便于與用戶相互作用，下面將進行更詳細的描述。處理器722可以包 括微處理器、控制器、DSP、 ASCI、 FPGA、離散邏輯電路等。
0204編程器720也可以包括存儲器。在一些實施例中，存儲器730 可以存儲用戶可以選擇獲得的參數(shù)組用以發(fā)送治療。存儲器730也可 以存儲計劃表。因此，參數(shù)組和計劃表可以被存儲在IMD 700、編程 器720或二者之中。編程器720也可以包括遙測模塊728和可選的輸 入/輸出電路模塊726;其中遙測模塊728允許處理器722與IMD 700 通信，輸入/輸出電路模塊726允許處理器722與另一個編程器通信。
0205處理器722可以接收用戶通過用戶界面724作出的參數(shù)組選 擇，并且可以通過遙測電路728發(fā)射此選擇或被選擇的參數(shù)組到IMD 700，以根據(jù)被選擇的參數(shù)組發(fā)送治療。當編程器720將參數(shù)組存儲在 存儲器730中時，處理器722可以在臨床醫(yī)生編程期間通過輸入/輸出 模塊726從另一編程器接收參數(shù)組。例如，病人編程器可以從臨床醫(yī) 生編程器接收參數(shù)組。
0206遙測模塊728可以包括用以無線通信的收發(fā)器、用以有線通 信或通過可移除的電介質(zhì)通信的適當端口、通過可移除磁介質(zhì)或光介 質(zhì)通信的適當驅(qū)動。如果使用無線通信，遙測模塊728可以支持與IMD 700無線通信和與另一編程器無線通信。
0207與IMD 700的遙測模塊706相似，遙測模塊728可以用作收 發(fā)器以向IMD 700發(fā)射信號和從IMD 700接收信號并且可能向另一個 編程器發(fā)射信號和從另一個編程器接收信號。遙測模塊728的接收器 部分在主要信號電路中可以包括斬波穩(wěn)定混頻放大器以產(chǎn)生基頻帶信號，其可以被處理以恢復(fù)被發(fā)射的信號。該斬波穩(wěn)定混頻放大器的相
應(yīng)前端位于IMD 700的反射器部分。
0208接收器部分在作為主要信號電路的時鐘同步器或鎖相回路中 也可以包括斬波穩(wěn)定混頻放大器。該斬波穩(wěn)定混頻放大器將所接收的 信號縮混到基頻帶以產(chǎn)生一個信號，鎖相回路可以處理該信號以驅(qū)動 同步時鐘。遙測模塊728的發(fā)射器部分可以包括第一斬波階段，在該 第一斬波階段以RF頻率斬波輸入信號用以發(fā)送到IMD 700或其他編 程器或裝置。
0209電源732為編程器720提供電源。即，電源732為處理器722、 用戶界面724、輸入/輸出模塊726、遙測模塊728、和存儲器730提供 電源。因為遙測模塊728斬波穩(wěn)定混頻放大器以低功率運行，所以其 可以增加電源732的壽命。
0210電源732可以采用小的、可充電或不可充電電池的形式，或 感應(yīng)電源界面，其經(jīng)皮膚接收感應(yīng)耦合的能量。在可充電電池的情況 下，電源732類似地可以包括感應(yīng)電源界面用以經(jīng)由皮膚轉(zhuǎn)移可充電能量。
0211包括儀器放大器和相關(guān)電路、裝置、系統(tǒng)和方法的本發(fā)明可 以各種應(yīng)用中有用，例如，本發(fā)明可以用于支持與各種癥狀或狀況治 療相關(guān)的感覺，諸如心律紊亂、心臟顫動、慢性疼痛、抖顫、帕金森 病、癲癇癥、小便失禁或大便失禁、性功能障礙、肥胖癥、胃輕癱， 并且可以提供有用信息用以控制電刺激或藥物發(fā)送到不同組織目標， 諸如病人的心臟、大腦、脊髓、骨盆神經(jīng)、外圍神經(jīng)、或胃腸道。
0212因此，本發(fā)明描述的儀器放大器可以與外部或可植入圖醫(yī)療 設(shè)備結(jié)合、封裝、連接、或其他相關(guān)，諸如心率轉(zhuǎn)變器/除顫儀、脊髓 刺激器、骨盆神經(jīng)刺激器、腦深層刺激器、胃腸刺激器、外圍神經(jīng)刺 激器、或肌肉刺激器，并且也可以用于接合可植入或外部藥物發(fā)送裝 置。例如，儀器放大器和/或相關(guān)感應(yīng)裝置可以位于可植入醫(yī)療設(shè)備外 殼內(nèi)或連接到此設(shè)備的引線或?qū)Ч苌稀?br> 0213儀器放大器可以用于接合不同治療應(yīng)用，諸如心臟刺激、腦深層刺激(DBS)、脊髓刺激(SCS)、用于骨盆疼痛的骨盆刺激、失禁 或性功能障礙、用于胃輕癱的胃部刺激、肥胖癥或其他紊亂、或用于 疼痛控制的外圍神經(jīng)刺激。刺激還可以用于肌肉刺激，功能電刺激 (FES)以促進肌肉運動或阻止肌肉萎縮。
0214描述了本發(fā)明的各種實施例。這些和其他實施例都在所附權(quán) 利要求范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種斬波穩(wěn)定儀器放大器，其包括交流(ac)電源，其在一個時鐘頻率產(chǎn)生交流刺激電流以施加到負載；混頻放大器，其被連接從而從所述負載接收差分輸入信號以響應(yīng)所述刺激電流，其中所述混頻放大器放大所述差分輸入信號以產(chǎn)生一個被放大的信號并以所述時鐘頻率解調(diào)所述被放大的信號以產(chǎn)生一個輸出信號；第二調(diào)制器，其以所述時鐘頻率調(diào)制所述輸出信號的幅值，及；反饋通路，其將所述被調(diào)制的輸出信號作為差分反饋信號施加到所述差分輸入信號。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的放大器，其中所述反饋通路包括第一反饋 通路分支和第二反饋通路分支；所述第一反饋通路分支被連接到所述混 頻放大器的第一輸入，所述第二反饋通路分支被連接到所述混頻放大器 的第二輸入，并且其中所述第二調(diào)制器包括位于所述第一反饋通路分支 中的調(diào)制器和位于所述第二反饋通路分支中的調(diào)制器，用以調(diào)制相互異 相的所述輸出信號的幅值。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的放大器，其中所述第一反饋通路分支和所 述第二反饋通路分支中的每一個包括反饋電容，所述混頻放大器的所述 第一輸入和所述第二輸入中的每一個通過輸入電容被連接以接收所述差 分輸入信號，所述混頻放大器的增益至少部分取決于所述反饋電容與所 述輸入電容的比值。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的放大器，其中所述反饋通路是第一反饋通 路，所述放大器進一步包括積分器，其積分所述輸出信號；第三調(diào)制器，其以所述時鐘頻率調(diào)制所述被積分的輸出信號以產(chǎn)生第二差分反饋信號；及第二反饋通路，其將所述第二差分反饋信號施加到所述差分輸入信號
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的放大器，其中所述第二反饋通路包括第一 反饋通路分支和第二反饋通路分支；所述第一反饋通路分支被連接到所 述混頻放大器的第一輸入，所述第二反饋通路分支被連接到所述混頻放 大器的第二輸入，并且其中所述第三調(diào)制器包括位于所述第一反饋通路 分支中的調(diào)制器和位于所述第二反饋通路分支中的調(diào)制器，用以調(diào)制相 互異相的所述被積分的輸出信號的幅值。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的放大器，其中所述第二反饋通路的所述第 一反饋通路分支和所述第二反饋通路分支中的每一個包括反饋電容，并 且其中所述第二反饋通路的頻域低于高通截止頻率，所述第一反饋通路 的頻域高于高通截止頻率。
7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的放大器，其中所述混頻放大器的所述第一 輸入和所述第二輸入中的每一個通過輸入電容器被連接以接收所述差分 輸入信號，所述放大器進一步包括反饋通路，該反饋通路包括第一反饋 通路分支和第二反饋通路分支；其中所述第一反饋通路分支通過第一開 關(guān)電容器將所述混頻放大器的輸出連接到與所述混頻放大器的所述第一 輸入相關(guān)聯(lián)的所述輸入電容器，所述第二反饋通路分支通過第二開關(guān)電 容器將所述混頻放大器的所述輸出連接到與所述混頻放大器的所述第二 輸入相關(guān)聯(lián)的所述輸入電容器。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的放大器，其中所述第一開關(guān)電容器和所述 第二開關(guān)電容器中的每一個被配置為施加成比例的補償電荷到所述輸入 電容器中各自的一個。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，進一步包括為所述放大器供電的電源，其中所述電源在運行期間向所述放大器發(fā)送大約小于2.0微安的電流，為所述電路提供大約小于2.0伏的電壓。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，其中所述 混頻放大器通過第一電容器被連接到所述負載，并且其中所述電壓源通 過第二電容器和電阻器連接到所述負載。
11. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，其中所述 負載是生物組織負載，所述第一調(diào)制器和所述混頻放大器與所述負載電隔離。
12. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，進一步包 括耦合在所述負載和所述混頻放大器之間的高通濾波器。
13. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，其中所述 儀器放大器位于可植入醫(yī)療設(shè)備內(nèi)。
14. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，其中所述 可植入醫(yī)療設(shè)備包括心臟起搏器、心臟除顫器、電神經(jīng)刺激器和可植入 給藥設(shè)備中的一個。
15. 根據(jù)權(quán)利要求1-8中任何一個權(quán)利要求所述的放大器，其中所述 差分輸入信號指明所述負載的阻抗。
16. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的放大器，其中所述交流源包括第一調(diào)制 器，所述第一調(diào)制器以時鐘頻率調(diào)制第一電壓和第二電壓以產(chǎn)生所述刺 激電流用以施加給所述負載。
17. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的放大器，其中所述混頻放大器積分所述被 解調(diào)的信號以產(chǎn)生所述輸出信號。
18. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，進一步包括消隱電路，所述消隱電 路可選擇地使所述混頻放大器與所述差分輸入信號分離并且可選擇地?zé)o 效所述第一和第二調(diào)制器。
19. 一種斬波穩(wěn)定儀器放大器，其包括一種裝置，其以一個時鐘頻率產(chǎn)生應(yīng)用到負載的交流(ac)刺激電 流，其中將所述刺激電路施加到所述負載產(chǎn)生差分輸入信號；一種裝置，其放大所述差分輸入信號以產(chǎn)生一個被放大的信號； 一種裝置，其以所述時鐘頻率解調(diào)所述被放大的信號以產(chǎn)生一個輸 出信號；一種裝置，其以所述時鐘頻率調(diào)制所述輸出信號的幅值，及； 一種裝置，其將所述被調(diào)制的輸出信號作為差分反饋信號施加到所 述差分輸入信號。
20. —種方法，其包括 以一個時鐘頻率產(chǎn)生交流(ac)刺激電流； 將所述刺激電流施加到負載以產(chǎn)生一個差分輸入信號； 在混頻放大器中放大的所述差分輸入信號以產(chǎn)生一個被放大的信號 以所述時鐘頻率解調(diào)所述混頻放大器中的所述被放大的信號以產(chǎn)生 一個輸出信號；以所述時鐘頻率調(diào)制所述輸出信號的幅值以產(chǎn)生一個差分反饋信 號；及通過第一反饋通路將所述被調(diào)制的輸出信號作為差分反饋信號施加 到所述差分輸入信號。
21. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，進一步包括通過所述第一反饋通 路的被連接到所述混頻放大器的第一輸入的第一反饋通路分支和所述第 一反饋通路的被連接到所述混頻放大器的第二輸入的第二反饋通路分支 施加所述差分反饋信號，其中調(diào)制所述輸出信號的幅值包括在所述第一反饋通路分支中調(diào)制所述輸出信號的幅值和在所述第二反饋通路分支中 調(diào)制所述輸出信號的幅值，其中在所述第二反饋通路分支中的調(diào)制與在 所述第一反饋通路分支中的調(diào)制異相。
22. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，其中所述第一反饋通路分支和所 述第二反饋通路分支中的每一個包括反饋電容，所述混頻放大器的所述 第一輸入和所述第二輸入中的每一個通過輸入電容被連接以接收所述差 分輸入信號，所述混頻放大器的增益至少部分取決于所述反饋電容與所 述輸入電容的比值。
23. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，其中所述反饋通路是第一反饋通 路，所述方法進一步包括積分所述輸出信號；以所述時鐘頻率調(diào)制所述被積分的輸出信號以產(chǎn)生第二差分反饋信 號；及通過第二反饋通路將所述第二差分反饋信號施加到所述差分輸入信號。
24. 根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中所述第二反饋通路包括所述 第二反饋通路的第一反饋通路分支和第二反饋通路分支；所述第一反饋 通路分支被連接到所述混頻放大器的第一輸入，所述第二反饋通路分支 被連接到所述混頻放大器的第二輸入，調(diào)制所述被積分的輸出信號包括 在所述第一反饋通路分支中調(diào)制所述輸出信號的幅值和在所述第二反饋 通路分支中調(diào)制所述輸出信號的幅值，其中在所述第二反饋通路分支中 的調(diào)制與在所述第一反饋通路分支中的調(diào)制異相。
25. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的方法，其中所述第二反饋通路的所述第 一反饋通路分支和所述第二反饋通路分支中的每一個包括反饋電容，并 且其中所述第二反饋通路的頻域低于高通截止頻率，所述第一反饋通路 的頻域高于高通截止頻率。
26. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，其中所述混頻放大器的所述第一 輸入和所述第二輸入中的每一個通過輸入電容器被連接以接收所述差分 輸入信號，所述方法進一步包括通過第一開關(guān)電容器將來自所述混頻放 大器的輸出的反饋施加到與所述混頻放大器的所述第一輸入相關(guān)聯(lián)的所 述輸入電容器，通過第二開關(guān)電容器將來自所述混頻放大器的輸出的反 饋施加到與所述混頻放大器的所述第二輸入相關(guān)聯(lián)的所述輸入電容器。
27. 根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，進一步包括通過所述各自的第一 開關(guān)電容器和第二開關(guān)電容器施加成比例的補償電荷到所述輸入電容器 中的每一個。
28. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，進一步包括在運行期間為所述混 頻放大器提供大約小于2.0微安的電流，以及大約小于2.0伏的電壓。
29. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，進一步包括通過第一電容器將所 述混頻放大器連接到所述負載，并且通過第二電容器和電阻器將所述電 壓源連接到所述負載。
30. 根據(jù)權(quán)利要求20-29中任何一個權(quán)利要求所述的方法，其中所述 負載是生物組織負載，所述第一調(diào)制器和所述混頻放大器與所述負載電隔離。
31. 根據(jù)權(quán)利要求20-29中任何一個權(quán)利要求所述的方法，進一步包 括在放大所述差分輸入信號之前，高通濾波所述差分輸入信號。
32. 根據(jù)權(quán)利要求20-29中任何一個權(quán)利要求所述的方法，其中所述 混頻放大器位于可植入醫(yī)療設(shè)備內(nèi)。
33. 根據(jù)權(quán)利要求20-29中任何一個權(quán)利要求所述的方法，其中所述 可植入醫(yī)療設(shè)備包括心臟起搏器、心臟除顫器、電神經(jīng)刺激器和可植入給藥設(shè)備中的一個。
34. 根據(jù)權(quán)利要求20-29中任何一個權(quán)利要求所述的方法，進一步包 括根據(jù)所述差分輸入信號估計所述負載的阻抗。
35. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，進一步包括在所述混頻放大器中 積分所述被調(diào)制的信號以產(chǎn)生所述輸出信號。
36. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，進一步包括可選擇地使所述混頻 放大器與所述差分輸入信號分離并且可選擇地?zé)o效所述第一和第二調(diào)制器o
37. —種生物阻抗感應(yīng)設(shè)備，其包括交流電源(ac)，其以一個時鐘頻率產(chǎn)生應(yīng)用到生物負載的交流刺激 電流；混頻放大器，其被連接從而從所述負載接收差分輸入信號以響應(yīng)所 述刺激電流，其中所述混頻放大器放大所述差分輸入信號以產(chǎn)生一個被 放大的信號并以所述時鐘頻率解調(diào)所述被放大的信號以產(chǎn)生一個輸出信 號；第二調(diào)制器，其以所述時鐘頻率調(diào)制所述輸出信號的幅值，及； 反饋通路，其將所述被調(diào)制的輸出信號作為差分反饋信號施加到所 述差分輸入信號。
全文摘要
本公開內(nèi)容描述了斬波穩(wěn)定儀器放大器(19)。該放大器被配置為使用非常低的功耗在低頻完成穩(wěn)定測量。該儀器放大器(10)使用差分結(jié)構(gòu)和混頻放大器(14)以基本消除來自放大器產(chǎn)生的輸出信號的噪聲和偏移。由低功率斬波穩(wěn)定引起的動態(tài)限值，即毛刺(glitching)，通過結(jié)合混頻放大器(14)內(nèi)低阻抗節(jié)點的斬波和反饋(16)被基本消除。放大器的信號通路作為連續(xù)時間系統(tǒng)，提供以斬波頻率或其諧波進入信號通路的噪聲或外部信號的最小混疊。放大器可以用于低功率系統(tǒng)中，如植入式醫(yī)療設(shè)備，以提供穩(wěn)定的低噪聲輸出信號。
文檔編號H03F1/26GK101589548SQ200780050501
公開日2009年11月25日 申請日期2007年3月23日 優(yōu)先權(quán)日2007年1月31日
發(fā)明者T·J·丹尼森, W·A·桑塔 申請人:麥德托尼克公司