CN105286793B - 生理信号调理电路和生理信号采集系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种生理信号调理电路和生理信号采集系统。该生理信号调理电路包括顺序连接的第一放大电路、直流消除电路、第二放大电路和电荷保持电路。第一放大电路的输入端连接到生理信号检测模块的输出端。电荷保持电路的输出端连接到ADC的输入端。生理信号检测模块用于对待检测对象进行检测并输出生理信号。根据本发明提供的生理信号调理电路和生理信号采集系统，由于采用了电荷保持电路，因此后续的ADC的有效采样时间大大增加，使得本发明能够在实现高分辨率、高精度的模数转换的同时降低功耗。

Description

生理信号调理电路和生理信号采集系统

技术领域

本发明涉及信号处理领域，具体地，涉及一种生理信号调理电路和生理信号采集系统。

背景技术

为了解人们的身体健康状况，经常需要对一些生理信号进行采集。例如，心电(ECG)信号和脉搏波(PPG)信号是重要的生理信号，它们包含丰富的人体生理和病理信息，能够反映人体心血管系统的健康状况。通过对ECG信号和PPG信号进行采集和分析，可以及时了解人体的健康状况。

在现有的生理信号采集系统中，通常通过模数转换器(ADC)对采集到的生理信号进行模数转换。由于ADC通常转换速度较低，因此，如果希望得到高有效位(即高ADC精度)，则需要增加ADC的采样时间，进而需要增加生理信号的采集时间，这样会导致生理信号采集系统的功耗较高。

因此，需要提供一种信号采集技术，以至少部分地解决现有技术中存在的上述问题。

发明内容

为了至少部分地解决现有技术中存在的问题，根据本发明的一个方面，提供一种生理信号调理电路。该生理信号调理电路包括顺序连接的第一放大电路、直流消除电路、第二放大电路和电荷保持电路。第一放大电路的输入端连接到生理信号检测模块的输出端。电荷保持电路的输出端连接到ADC的输入端。生理信号检测模块用于对待检测对象进行检测并输出生理信号。

根据本发明的另一方面，提供一种生理信号采集系统。该生理信号采集系统包括生理信号检测模块、生理信号调理电路和ADC。生理信号调理电路包括顺序连接的第一放大电路、直流消除电路、第二放大电路和电荷保持电路。第一放大电路的输入端连接到生理信号检测模块的输出端。电荷保持电路的输出端连接到ADC的输入端。生理信号检测模块用于对待检测对象进行检测并输出生理信号。

根据本发明提供的生理信号调理电路和生理信号采集系统，由于采用了电荷保持电路，因此后续的ADC的有效采样时间大大增加，使得本发明能够在实现高分辨率、高精度的模数转换的同时降低功耗。

在发明内容中引入了一系列简化的概念，这些概念将在具体实施方式部分中进一步详细说明。本发明内容部分并不意味着要试图限定所要求保护的技术方案的关键特征和必要技术特征，更不意味着试图确定所要求保护的技术方案的保护范围。

以下结合附图，详细说明本发明的优点和特征。

附图说明

本发明的下列附图在此作为本发明的一部分用于理解本发明。附图中示出了本发明的实施方式及其描述，用来解释本发明的原理。在附图中，

图1示出根据本发明一个实施例的生理信号调理电路的示意性框图；

图2a示出常规的生理信号调理电路以及关联电路的示意性框图；

图2b示出根据本发明一个实施例的生理信号调理电路以及关联电路的示意性框图；

图3示出在一个示例中在图2a和图2b所示的四个位置处所测量得到的波形图；

图4示出根据本发明一个实施例的生理信号调理电路以及相关联的ADC和数模转换器(DAC)的示意性框图；

图5示出根据本发明一个实施例的第一放大电路的电路示意图；

图6示出根据本发明一个实施例的电荷保持电路的电路示意图；

图7示出根据本发明一个实施例的驱动电路的电路示意图；以及

图8示出根据本发明一个实施例的生理信号采集系统的示意性框图。

具体实施方式

在下文的描述中，提供了大量的细节以便能够彻底地理解本发明。然而，本领域技术人员可以了解，如下描述仅涉及本发明的较佳实施例，本发明可以无需一个或多个这样的细节而得以实施。此外，为了避免与本发明发生混淆，对于本领域公知的一些技术特征未进行描述。

根据本发明的一个方面，提供一种生理信号调理电路。图1示出根据本发明一个实施例的生理信号调理电路100的示意性框图。

如图1所示，生理信号调理电路100包括顺序连接的第一放大电路110、直流消除电路120、第二放大电路130和电荷保持电路140。第一放大电路110的输入端连接到生理信号检测模块(未示出)的输出端。电荷保持电路140的输出端连接到ADC(未示出)的输入端。其中，生理信号检测模块用于对待检测对象进行检测并输出生理信号。待检测对象可以是，人身上的待检测部位，例如，人的指尖。生理信号可以是诸如ECG信号、PPG信号等各种合适的生理信号。为描述方便，在下文以PPG信号为例来描述本发明的实现方案，可以理解的是，这并非对本发明的限制。本领域技术人员可以根据本文的描述理解本发明在针对其他生理信号的应用中的实现方式。

生理信号检测模块可以包括驱动电路、光发射器和光电探测器(未示出)。驱动电路的输入端可以连接到控制电路(未示出)的输出端。控制电路可以集成在控制单元中，控制单元可以通过专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑阵列(FPGA)、数字处理器(DSP)电路等实现。控制电路可以采用控制单元中的逻辑电路来实现。控制电路用于生成控制信号。驱动电路用于在控制信号的控制下生成驱动信号。驱动信号用于驱动光发射器发射光，以对待检测对象进行检测。

在一个示例中，当人的指尖置于生理信号检测模块中时，光发射器(例如发光二极管等)与光电探测器(例如光敏二极管等)分布在指尖的相对的两侧。光发射器可以发出波长为660nm的可见红光和波长为920～950nm的不可见红外光。当这两种光照射到人的指尖上时，相对侧的光电探测器可以接收到透射光并将透射光转换为PPG信号并将其输出。

第一放大电路110用于对生理信号检测模块输出的PPG信号进行初级线性放大并将经初级放大的PPG信号输出到直流消除电路120的输入端。可以理解的是，第一放大电路110可以将PPG信号以及其中包含的噪声一起放大，因此，生理信号调理电路100还可以包括相应的去除噪声的电路(未示出)。

直流消除电路120用于消除PPG信号中的直流分量的至少一部分。生理信号检测模块输出的PPG信号包含以下两种分量：(1)缓慢变化的直流分量，它一般可以假设为与所检测的指尖皮肤的总血容量有关，实际与动脉血的非脉动部分、静脉血和毛细管血部分以及肌肉组织等部分的光吸收有关；(2)脉动变化的交流分量，它同步于心率，可假设为与动脉血容量有关，主要反映脉动血的光吸收情况。PPG信号的交流分量是叠加在直流分量上的，并且交流信号的幅值一般为直流分量的幅值的1～2％。由于主要是交流分量包含了脉搏信息，所以需要通过直流消除电路120将PPG信号中的大部分直流分量消除，再将剩余的交流分量进一步放大并进行其他处理。

第二放大电路130用于对消除了大部分直流分量之后的PPG信号进行进一步放大并将经进一步放大的PPG信号输出到电荷保持电路140的输入端。由于输入到第二放大电路130的主要是PPG信号的交流分量，因此第二放大电路130主要对交流分量进行放大，以增大交流分量的信号强度，方便对其进行后续处理。

电荷保持电路140用于对第二放大电路130输出的信号进行电荷保持，并将经电荷保持的PPG信号输出到ADC，以使得ADC能够获得充足的有效采样时间。有效采样时间是指在该时间段内ADC采样得到的数据是PPG信号上的有效数据。这样的有效数据应当能够反映PPG信号的实际情况。

下面以PPG信号的采集过程为例进行说明。图2a示出常规的生理信号调理电路以及关联电路的示意性框图，图2b示出根据本发明一个实施例的生理信号调理电路以及关联电路的示意性框图。

在图2a中，生理信号调理电路包括差分光电流放大电路250、高通滤波器260和可变增益放大器270，关联电路包括控制电路210、驱动电路220、光发射器230、光电探测器240、第一ADC 280和第二ADC 290。控制电路210向驱动电路220输入控制信号。驱动电路220在控制信号的控制下生成驱动信号，以驱动光发射器230向待检测对象，例如人的指尖，发射光。光电探测器240对经由待检测对象传播的光(例如透射光或反射光)进行检测并输出PPG信号。由差分光电流放大电路250对PPG信号进行初级放大，随后由高通滤波器260抵消PPG信号中的大部分直流分量。随后可变增益放大器(PGA)270对剩余的交流分量进行放大。随后送入第一ADC 280进行模数转换。可以理解的是，还可以将差分光电流放大电路250的输出端连接到第二ADC 290的输入端，以将PPG信号直接传输到第二ADC 290。第二ADC 290和第一ADC 280可以相同或不同。第二ADC 290对PPG信号进行模数转换。由于PPG信号是准直流信号，PPG信号中的直流分量比交流分量大得多，所以可以将差分光电流放大电路250输出的信号视作直流分量，将第二ADC 290转换得到的数据作为PPG信号的直流分量数据。控制电路210生成的控制信号可以包括电流控制信号与具有特定脉宽的切换信号。电流控制信号决定了光发射器230所发射的光的强度，切换信号决定了光发射器230的开启和关闭，可以理解，对于光发射器230为发光二极管的实施例来说，切换信号决定的是发光二极管的通断状态。因此，切换信号的脉宽等于或大致等于驱动信号的脉宽，进一步地，驱动信号的脉宽等于或大致等于光发射器230所发射的光的脉宽。当然，切换信号也可以不存在，光发射器230可以在预定时间内持续发射光。由于第一ADC 280的转换速度的限制，通常需要将切换信号的脉宽设计为250微秒甚至更大，才能够得到较高的ADC精度，因此整个电路的功耗较高。

应当注意，在图2a中，与生理信号调理电路和关联电路中的其他电路元件不同的是，光发射器230和光电探测器240并非直接通过电连接方式进行连接，而是经由光信号进行连接(或说通信)。

在图2b中，生理信号调理电路包括第一放大电路350、直流消除电路360、第二放大电路370和电荷保持电路380，关联电路包括控制电路310、驱动电路320、光发射器330、光电探测器340和ADC 390。图2b中的控制电路310、驱动电路320、光发射器330、光电探测器340和ADC 390与图2a的控制电路210、驱动电路220、光发射器230、光电探测器240和第一ADC280类似，在此不再赘述。在图2b中，第一放大电路350、直流消除电路360、第二放大电路370和电荷保持电路380与图1所示的第一放大电路110、直流消除电路120、第二放大电路130和电荷保持电路140类似，不再赘述。

为了更详细示出本文所述的电荷保持电路的作用，在图2a和图2b中分别标出了A点、B点、C点和D点这四个位置。图3示出了在一个示例中在这四个位置处所测量得到的波形图。如图3所示，A点和B点处的波形是同步的，二者的脉宽基本一致。在A点处的信号，即由驱动电路220输出的驱动信号是具有特定脉宽的幅值变化的信号。如果驱动信号的脉宽是250微秒，则在对待检测对象进行检测的过程中，光发射器230是按照250微秒的脉宽发射光的。在A点处的驱动信号的幅值为0时，光发射器230不发射光，在B点处的信号的幅值也是0，如果第一ADC 280在此时进行采样，则得到的数据是无效的数据。因此，第一ADC 280每次采样的采样时间需要小于或等于驱动信号的脉宽(或切换信号的脉宽或光发射器230发射的光的脉宽)才能采样得到有效数据。ADC的采样时间越长，采样得到的数据越长，ADC精度越高，也就是高有效位。由此可知，ADC精度受到驱动信号的脉宽的限制。为了提高ADC精度，则需要延长ADC采样时间，进而需要延长驱动信号的脉宽(即延长切换信号的脉宽)。

继续参照图3，D点波形代表电荷保持电路380输出到ADC 390的信号的波形。可以看出，经过电荷保持之后，与C点波形相比，D点波形在时间轴上延长了信号的有效时间。电荷保持电路380的电荷保持时间可以设计得与发光二极管的开启时间相同或者设计得更长。因此，即使在C点处的驱动信号的幅值从某个非0的值切换到0时，D点处的信号的幅值可以维持在驱动信号切换前一刻的在D点处的信号的幅值。因此，当C点处的驱动信号的幅值是0时，ADC 390仍然可以采样得到有效的数据。也就是说，根据本发明提供的技术方案，ADC390的有效采样时间大大增加，因此ADC 390可以实现过采样，从而可得到高分辨率、高精度的模数转换结果。同时，由于ADC 390的有效采样时间增加，因此，驱动信号的脉宽可以减小，从而可以降低整个电路的功耗。

根据本发明提供的生理信号调理电路，由于采用了电荷保持电路，因此后续的ADC的有效采样时间大大增加，使得本发明能够在实现高分辨率、高精度的模数转换的同时降低功耗。

可选地，直流消除电路可以是电平移位电路，用于消除生理信号中的直流分量的至少一部分。图4示出根据本发明一个实施例的生理信号调理电路410以及相关联的ADC420和DAC 430的示意性框图。如图4所示，直流消除电路是电平移位电路412。电平移位电路412具有两个输入端，其第一输入端连接到第一放大电路411的输出端，第二输入端连接到DAC 430的输出端。电平移位电路412可以视作一个减法器。DAC 430输出一个移位信号，移位信号的幅值等于期望消除的直流分量的幅值。电平移位电路412所输出的信号的幅值等于第一放大电路411所输出的信号的幅值减去移位信号的幅值。可以理解的是，电平移位电路412可以消除直流分量的绝大部分。在剩余的PPG信号中，直流分量可能很少或几乎不存在。因此，剩余的PPG信号可以视作仅包括所需的交流分量。在现有技术中，通常通过高通滤波器来消除直流分量。由于高通滤波器本身存在移相(相位延迟)，因此存在信号采集延迟问题。采用电平移位电路和DAC来消除直流分量可以避免信号采集延迟问题。此外，采用电平移位电路和DAC来消除直流分量的方式比较灵活，可以根据需要调整期望消除的直流分量的大小，并且对交流分量无衰减作用。

可选地，第二放大电路可以是固定增益放大器。生理信号的直流分量由控制单元根据DAC所输出的信号、固定增益放大器的放大倍数以及电荷保持电路所输出的信号来计算获得。继续参考图4，第二放大电路是固定增益放大器413。假设电平移位电路412未消除PPG信号中的直流分量，则其将随同交流分量在固定增益放大器413处得到进一步的放大，并经过电荷保持之后输出到ADC 420。因此，直流分量的大小可以视作ADC 420原本应测量得到的直流分量的大小，即原本应随同交流分量一起输出到ADC 420的直流分量的大小。因此，PPG信号的直流分量可以等于直流偏移量加上电荷保持电路414所输出的信号(即ADC420采样得到的信号)的平均值。直流偏移量等于DAC 430所输出的信号的幅值乘以固定增益放大器413的放大倍数。这样的计算过程可以在控制单元中实现，控制单元与上文所述的控制单元相同。控制单元可以产生各种指令信号来控制生理信号采集系统中的各电路协调工作，并且还可以对采集到的生理信号进行各种分析处理，以获得所需的生理或病理信息。

可选地，ADC可以由单独的电路实现或集成在控制单元中，并且DAC可以由单独的电路实现或集成在控制单元中。与控制电路类似，ADC也可以集成在上述的控制单元中，其可以采用控制单元中的逻辑电路来实现。ADC集成在控制单元中可以提高电路的集成度，减小电路体积。当然，可以理解的是，ADC也可以由单独的电路实现，这样可以方便电路维护。DAC与ADC的情况类似，不再赘述。可以理解，ADC和DAC可以分别由单独的电路实现，或者其中的任何一者或两者可以集成在控制单元中。

可选地，生理信号检测模块可以包括驱动电路、光发射器和光电探测器。驱动电路用于产生驱动信号。光发射器用于在驱动信号的驱动下向待检测对象发射脉冲光。光电探测器用于接收经由待检测对象传播的脉冲光并输出生理信号。上文已经描述了生理信号检测模块中的驱动电路、光发射器和光电探测器的结构和工作方式，在此不再赘述。如上文所述，驱动电路可以连接到控制电路。控制电路生成控制信号。控制信号可以包括电流控制信号和具有特定脉宽的切换信号。驱动电路在控制信号的控制下生成驱动信号。进一步地，光发射器在驱动信号的驱动下发射光。因此，电流控制信号可以决定光发射器所发射的光的强度，并且切换信号可以决定光发射器的开启和关闭，使得光发射器发射的光是具有脉冲形式的脉冲光。在生理信号采集系统中，由于光发射器的功耗很大，因此光发射器持续开启将增大功耗。另外，由于最终在ADC处对来自电荷保持电路的PPG信号进行的是离散采样，因此，在ADC不采样的时候采集的PPG信号可以视为是多余的。因此，可以将光发射器发射的光设定为脉冲光，尽量与ADC采样的频率同步，在ADC不采样的时候尽量不发射光，这样可以降低功耗和成本。

可选地，驱动信号可以包括切换信号，切换信号用于控制脉冲光的脉宽，使得脉冲光的脉宽小于250微秒。可选地，切换信号进一步用于控制脉冲光的脉宽，使得脉冲光的脉宽大于或等于80微秒。切换信号已在上文中进行描述，在此不再赘述。如上文所述，在现有技术中，由于ADC的转换速度的限制，需要将脉冲光的脉宽设计为250微秒甚至更大。本发明由于采用了电荷保持电路，因此ADC在几乎任何时刻都可以采样得到有效数据，使得PPG信号的采集时间无需受到上述限制，因此可以将脉冲光的脉宽设计得小于250微秒。这样，可以进一步降低功耗。

可选地，第一放大电路是单端光电流放大电路。单端光电流放大电路可以包括电压转换电路和运算放大器。电压转换电路用于为运算放大器提供基准电压。图5示出了根据本发明一个实施例的第一放大电路的电路示意图。如图5所示，第一放大电路包括运算放大器510和电压转换电路520。图5示出的运算放大器510是TLV2781。虽然TLV2781是轨到轨(RAIL-TO-RAIL)运放，但实际上仍然无法达到地电平(GND)或者电压电平(VCC)的幅值。为了让TLV2781工作在线性区间，需要提供一个使其处于线性区间的基准电压。因此，可以采用电压转换电路520为运算放大器510提供基准电压。当然，可以理解的是，图5所示的电路仅是示例而非对本发明的限制，运算放大器510也可以是任何其他合适的运算放大器。单端光电流放大电路的电路结构较简单，并且与差分光电流放大电路相比更适合在低电压下工作。

可选地，生理信号调理电路的电源电压为3.3V。由于使用了3.3V电源电压，因此各种电路元器件可以相应地选用低功耗器件，从而使得整个电路的功耗进一步降低。图6示出根据本发明一个实施例的电荷保持电路的电路示意图。图7示出根据本发明一个实施例的驱动电路的电路示意图。如图6和图7所示，电荷保持电路和驱动电路中所采用的电源电压均是3.3V，相应地，在电路中采用了合适的低功耗器件。与图5类似地，图6和图7所示的电路仅是示例而非对本发明的限制。在现有的生理信号调理电路以及关联电路中，通常采用5.0V的电源电压来供电。然而，在低功耗便携设备上，通常只用一节锂电池作为电源，锂电池的电压范围在3.3V-4.2V之间，因此，采用5.0V电源电压的电路不方便用于低功耗便携设备。采用3.3V电源电压的生理信号调理电路比较适用于便携设备。同时，如上文所述，由于采用了电荷保持电路，因此本发明提供的生理信号调理电路的功耗较低，能够满足便携设备的低功耗需求。应用本发明提供的生理信号调理电路，使用50克的锂电池供电的穿戴式无间断人体血氧采集设备可连续工作40个小时以上，而传统电路可能仅能使用5个小时左右。

根据本发明的另一方面，提供一种生理信号采集系统。图8示出根据本发明一个实施例的生理信号采集系统800的示意性框图。

生理信号采集系统800包括生理信号检测模块810、生理信号调理电路820和ADC830。生理信号调理电路820包括顺序连接的第一放大电路821、直流消除电路822、第二放大电路823和电荷保持电路824。第一放大电路821的输入端连接到生理信号检测模块810的输出端。电荷保持电路824的输出端连接到ADC 830的输入端。其中，生理信号检测模块810用于对待检测对象进行检测并输出生理信号。待检测对象可以是，人身上的待检测部位，例如，人的指尖。生理信号可以是诸如ECG信号、PPG信号等各种合适的生理信号。

如上文所述，生理信号检测模块810可以包括驱动电路、光发射器和光电探测器(未示出)。驱动电路的输入端可以连接到控制电路(未示出)的输出端。控制电路可以集成在控制单元中，控制单元可以通过专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑阵列(FPGA)、数字处理器(DSP)电路等实现。控制电路可以采用控制单元中的逻辑电路来实现。控制电路用于生成控制信号。驱动电路用于在控制信号的控制下生成驱动信号。驱动信号用于驱动光发射器发射光，以对待检测对象进行检测。

第一放大电路821用于对生理信号检测模块810输出的生理信号进行初级线性放大并将经初级放大的生理信号输出到直流消除电路822的输入端。直流消除电路822用于消除生理信号中的直流分量的至少一部分并将剩余的生理信号输出到第二放大电路823。第二放大电路823用于对消除了大部分直流分量之后的生理信号进行进一步放大并将经进一步放大的生理信号输出到电荷保持电路824。

电荷保持电路824用于对第二放大电路823输出的信号进行电荷保持并将经电荷保持的生理信号输出到ADC 830，以使得ADC 830能够获得充足的有效采样时间。

如上文所述，生理信号采集系统800中的ADC采样为持续有效采样，在任何时刻均可以获得有效数据，而传统电路是在光发射器开启时方能获得有效数据。因此，ADC 830的有效采样时间可以大大增加，从而可以获得高分辨率、高精度的模数转换结果。另外，在每次采集生理信号时光发射器的开启时间可以缩短，从而可以降低整个采集系统的功耗。

可选地，直流消除电路可以是电平移位电路，用于消除生理信号中的直流分量的至少一部分。电平移位电路的第一输入端连接到第一放大电路的输出端，电平移位电路的第二输入端连接到DAC的输出端。电平移位电路可以视作一个减法器，其可以将第一放大电路所输出的信号与DAC所输出的信号相减。因此，通过DAC可以调节期望消除的直流分量的大小，以使得生理信号中的直流分量所占的比例尽量小。因此，采用电平移位电路和DAC来消除直流分量的方式比较灵活，可以根据需要调整期望消除的直流分量的大小，并且对生理信号中的交流分量无衰减作用。此外，采用电平移位电路和DAC来消除直流分量可以避免信号采集延迟问题。

可选地，第二放大电路可以是固定增益放大器。生理信号的直流分量由控制单元根据DAC所输出的信号、固定增益放大器的放大倍数以及电荷保持电路所输出的信号来计算获得。如上文所述，控制单元是计算单元，其可以对采集到的生理信号进行分析处理，从中获取所需的生理或病理信息。上文已经描述了直流分量的计算过程，在此不再赘述。

可选地，ADC由单独的电路实现或集成在控制单元中，并且DAC由单独的电路实现或集成在控制单元中。与上文所述的控制电路类似，ADC和DAC均可以分别以单独的电路实现或者这两者中的任何一个或两者均可以集成在控制单元中，采用控制单元中的逻辑电路来实现。对ADC和DAC中的任何一个来说，以单独的电路实现可以方便电路维护，集成在控制单元中可以提高电路的集成度。

可选地，生理信号检测模块可以包括驱动电路、光发射器和光电探测器。驱动电路用于产生驱动信号。光发射器用于在驱动信号的驱动下向待检测对象发射脉冲光。光电探测器用于接收经由待检测对象传播的脉冲光并输出生理信号。上文已经描述了生理信号检测模块中的驱动电路、光发射器和光电探测器的结构和工作方式，在此不再赘述。将光发射器发射的光设定为脉冲光可以降低生理信号采集系统的功耗和成本。

可选地，驱动信号包括切换信号，切换信号用于控制脉冲光的脉宽，使得脉冲光的脉宽小于250微秒。可选地，切换信号进一步用于控制脉冲光的脉宽，使得脉冲光的脉宽大于或等于80微秒。本发明中由于采用了电荷保持电路，因此可以将脉冲光的脉宽设计得尽量小，从而进一步降低功耗。

可选地，第一放大电路是单端光电流放大电路，单端光电流放大电路包括电压转换电路和运算放大器，电压转换电路用于为运算放大器提供基准电压。上文已经结合图5描述了单端光电流放大电路的示例性电路结构，不再赘述。

可选地，生理信号采集系统的电源电压为3.3V。采用3.3V的电源电压来为生理信号采集系统供电并相应地将生理信号采集系统中采用的电路元器件设计为低功耗器件，可以使得生理信号采集系统能够满足便携设备的电压和功耗需求。因此，本发明提供的生理信号采集系统非常适用于低功耗便携设备。

本文所述的电荷保持电路进行高速电荷保持需要满足两个条件：高充放电电流、低保持电容。在实际应用当中，高充放电电流将导致高功耗，低保持电容则会影响保持精度(在相同漏电流下，保持电容越大，其电压变化越小，表现的保持精度越高)。因此漏电流问题的解决可以有助于实现低功耗高速电荷保持。由于漏电流主要由器件决定，因此解决漏电流问题可以主要通过选择低漏电流的器件(即选型)。漏电流来自两个器件，一个是为保持电容充电的模拟开关，另一个是保持电容后端的跟随器。进行合理的器件选型与调试，可以最终得以在保证保持精度的前提下实现高速电荷保持。选型的主要依据是器件的数据表(即datasheet)。调试为对软硬件进行协同调试。

在构建本文所述的各电路时，可以以低功耗与高实时性为电路模块的设计目标。基于此目标，可以在使用低功耗器件的同时，通过高速电荷保持，实现超低驱动脉宽(即驱动信号的脉宽)下的连续过采样，使实时性、功耗与ADC分辨率得以兼顾。低功耗器件的使用与选型基于电路的工作原理，其对器件的部分参数较为敏感，比如运算放大器的输入偏置电流、建立时间、模拟开关的带宽、漏电流等等。整个生理信号采集系统中的各电路的构建需要针对多个器件的特性，协同调整参数，以达到目的。

在本发明的描述中，需要理解的是，术语“上”、“下”、“左”、“右”、“顶”、“底”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于正常使用时的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个该特征。

本发明已经通过上述实施例进行了说明，但应当理解的是，上述实施例只是用于举例和说明的目的，而非意在将本发明限制于所描述的实施例范围内。此外本领域技术人员可以理解的是，本发明并不局限于上述实施例，根据本发明的教导还可以做出更多种的变型和修改，这些变型和修改均落在本发明所要求保护的范围以内。本发明的保护范围由附属的权利要求书及其等效范围所界定。

Claims (14)

1.一种生理信号调理电路，包括顺序连接的第一放大电路、直流消除电路、第二放大电路和电荷保持电路，

所述第一放大电路的输入端连接到生理信号检测模块的输出端；

所述电荷保持电路用于对所述第二放大电路输出的信号进行电荷保持，并且所述电荷保持电路的输出端连接到模数转换器的输入端，

其中，所述生理信号检测模块包括驱动电路、光发射器和光电探测器，所述驱动电路用于产生驱动信号，所述光发射器用于在所述驱动信号的驱动下向待检测对象发射脉冲光，所述光电探测器用于接收经由所述待检测对象传播的所述脉冲光并输出生理信号，所述驱动信号包括切换信号，所述切换信号用于控制所述脉冲光的脉宽，使得所述脉冲光的脉宽小于250微秒。

2.根据权利要求1所述的生理信号调理电路，其中，所述直流消除电路是电平移位电路，用于消除所述生理信号中的直流分量的至少一部分，所述电平移位电路的第一输入端连接到所述第一放大电路的输出端，所述电平移位电路的第二输入端连接到数模转换器的输出端。

3.根据权利要求2所述的生理信号调理电路，其中，所述第二放大电路是固定增益放大器，

所述生理信号的直流分量由控制单元根据所述数模转换器所输出的信号、所述固定增益放大器的放大倍数以及所述电荷保持电路所输出的信号来计算获得。

4.根据权利要求3所述的生理信号调理电路，其中，所述模数转换器由单独的电路实现或集成在所述控制单元中，并且所述数模转换器由单独的电路实现或集成在所述控制单元中。

5.根据权利要求1所述的生理信号调理电路，其中，所述切换信号进一步用于控制所述脉冲光的脉宽，使得所述脉冲光的脉宽大于或等于80微秒。

6.根据权利要求1所述的生理信号调理电路，其中，所述第一放大电路是单端光电流放大电路，所述单端光电流放大电路包括电压转换电路和运算放大器，所述电压转换电路用于为所述运算放大器提供基准电压。

7.根据权利要求1-6任一项所述的生理信号调理电路，其中，所述生理信号调理电路的电源电压为3.3V。

8.一种生理信号采集系统，包括生理信号检测模块、生理信号调理电路和模数转换器，其中，

所述生理信号调理电路包括顺序连接的第一放大电路、直流消除电路、第二放大电路和电荷保持电路，

所述第一放大电路的输入端连接到所述生理信号检测模块的输出端；

所述电荷保持电路用于对所述第二放大电路输出的信号进行电荷保持，并且所述电荷保持电路的输出端连接到所述模数转换器的输入端，

其中，所述生理信号检测模块包括驱动电路、光发射器和光电探测器，所述驱动电路用于产生驱动信号，所述光发射器用于在所述驱动信号的驱动下向待检测对象发射脉冲光，所述光电探测器用于接收经由所述待检测对象传播的所述脉冲光并输出生理信号，所述驱动信号包括切换信号，所述切换信号用于控制所述脉冲光的脉宽，使得所述脉冲光的脉宽小于250微秒。

9.根据权利要求8所述的生理信号采集系统，其中，所述直流消除电路是电平移位电路，用于消除所述生理信号中的直流分量的至少一部分，所述电平移位电路的第一输入端连接到所述第一放大电路的输出端，所述电平移位电路的第二输入端连接到数模转换器的输出端。

10.根据权利要求9所述的生理信号采集系统，其中，所述第二放大电路是固定增益放大器，

所述生理信号的直流分量由控制单元根据所述数模转换器所输出的信号、所述固定增益放大器的放大倍数以及所述电荷保持电路所输出的信号来计算获得。

11.根据权利要求10所述的生理信号采集系统，其中，所述模数转换器由单独的电路实现或集成在所述控制单元中，并且所述数模转换器由单独的电路实现或集成在所述控制单元中。

12.根据权利要求8所述的生理信号采集系统，其中，所述切换信号进一步用于控制所述脉冲光的脉宽，使得所述脉冲光的脉宽大于或等于80微秒。

13.根据权利要求8所述的生理信号采集系统，其中，所述第一放大电路是单端光电流放大电路，所述单端光电流放大电路包括电压转换电路和运算放大器，所述电压转换电路用于为所述运算放大器提供基准电压。

14.根据权利要求8-13任一项所述的生理信号采集系统，其中，所述生理信号采集系统的电源电压为3.3V。

Images