CN114965609B - 用于毫米波生物医学传感器的cmos低功耗直流读出电路 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及微传感器的信号处理技术，具体涉及用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，包括毫米波传感器正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN–；第一功分电路、第二功分电路、移相电路、混频电路、第一低通滤波电路和第二低通滤波电路；第一功分电路、第二功分电路分别与移相电路和混频电路相连，移相电路与混频电路连接，混频电路分别连接第一低通滤波电路和第二低通滤波电路。该电路用于处理毫米波近场介电振荡型生物医学传感器的检测信号，基于标准的硅基CMOS工艺，实现了全集成、高灵敏度、低功耗和微型化的传感信号处理方案，具有即时、便携等优点，可广泛应用于毫米波生物医学传感器检测信号的即时处理领域。
Description
技术领域
本发明属于微传感器的信号处理技术领域，特别涉及用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路。
背景技术
近年来，采用标准硅基CMOS工艺的毫米波近场介电振荡型生物医学传感器广泛应用于基于频率随介电常数变化的含水生物医学目标的即时检测和特性表征(如：细胞、蛋白质、DNA和葡萄糖等)，具有高灵敏度、高精度、无标记、无损、微型化和低成本等优点。针对此类型传感器的检测信号有多种读出方法，例如使用介质探针、去嵌入S参数、测量传输系数和反射系数的相位等，但这些读出方法往往需要用到笨重的矢量网络分析仪(VNA)，难以在含水生物医学目标的即时检测和表征中真正达到微型化的目标。因此，需要在同样的CMOS工艺平台上设计出能够对传感器的检测信号进行处理且容易读出的电路，以产生更为简单的输出信号(如：数字电压值)，从而在真正意义上实现同时具备片上传感、信号处理和读出能力的全集成、微型便携的毫米波近场生物医学传感器芯片。
发明内容
针对背景技术存在的问题，本发明提供一种用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路。
为解决上述技术问题，本发明采用如下技术方案：用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，包括毫米波传感器正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN–；包括第一功分电路、第二功分电路、移相电路、混频电路、第一低通滤波电路和第二低通滤波电路；第一功分电路、第二功分电路分别与移相电路和混频电路相连，移相电路与混频电路连接，混频电路分别连接第一低通滤波电路和第二低通滤波电路；正相检测信号VIN+或负相检测信号VIN–输入第一功分电路和第二功分电路，第一功分电路和第二功分电路分别输出功率相同的第一正相本振信号VLO+、第一负相本振信号VLO–和第二正相本振信号VLO+、第二负相本振信号VLO–；其中一路正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO–传送到移相电路，产生相移为的正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF–，正相射频信号VRF+、负相射频信号VRF–和另一路正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO–同时加载至混频电路的输入端，输出带有高次谐波分量的正相零中频信号VIF+和负相零中频信号VIF–，正相零中频信号VIF+和负相零中频信号VIF–经过第一低通滤波电路和第二低通滤波电路，输出正相直流电压信号VDC,OUT+和负相直流电压信号VDC,OUT–。
在上述用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路中，第一功分电路与第二功分电路结构相同，均包括第一电容C1、第二电容C2、第三电容C3，第一电感L1、第二电感L2，第一电阻R1；第一电容C1的一端接地，另一端接入正相检测信号VIN+或负相检测信号VIN–，并连接至第一电感L1和第二电感L2的一端；第一电感L1和第二电感L2的另一端分别连接至第二电容C2和第三电容C3的一端，并同时连接至第一电阻R1两端，作为正相本振信号VLO+或负相本振信号VLO–输出端口，第二电容C2和第三电容C3的另一端均接地。
在上述用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路中，移相电路包括第四电容C4、第五电容C5、第六电容C6、第七电容C7，第三电感L3、第四电感L4、第五电感L5、第六电感L6；第四电容C4和第三电感L3并联，第四电容C4和第三电感L3并联支路的一端接入正相本振信号VLO+，并同时连接至第四电感L4的一端，第四电感L4的另一端串联至第五电容C5的一端，第五电容C5的另一端输出相移为的正相射频信号VRF+，第四电容C4和第三电感L3并联支路的另一端接地；第六电容C6和第五电感L5并联，第六电容C6和第五电感L5并联支路的一端接入负相本振信号VLO–，并同时连接至第六电感L6的一端，第六电感L6的另一端串联至第七电容C7的一端，第七电容C7的另一端输出相移为/>的负相射频信号VRF–，第六电容C6和第五电感L5并联支路的另一端接地。
在上述用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路中，混频器电路包括第一晶体管M1、第二晶体管M2、第三晶体管M3、第四晶体管M4、第五晶体管M5、第六晶体管M6、第七晶体管M7、第八晶体管M8、第七电感L7、第八电感L8，第八电容C8，第二电阻R2、第三电阻R3；第七晶体管M7、第八晶体管M8的栅极分别接入正相射频信号VRF+、负相射频信号VRF–，第七晶体管M7、第八晶体管M8的源极均接地，第七晶体管M7、第八晶体管M8的漏极分别连接至第七电感L7、第八电感L8的一端，并同时分别连接至第一晶体管M1、第二晶体管M2的源极和第三晶体管M3、第四晶体管M4的源极，第七电感L7、第八电感L8的另一端均连接至第八电容C8的一端，第八电容C8的另一端接地，第一晶体管M1、第四晶体管M4的栅极和第二晶体管M2、第三晶体管M3的栅极分别接入正相本振信号VLO+、负相本振信号VLO–；第一晶体管M1、第三晶体管M3的漏极相连接，输出正相零中频信号VIF+，并同时连接至第二电阻R2的一端和第五晶体管M5的漏极，第二电阻R2的另一端与第五晶体管M5的源极接电源电压VDD，第二晶体管M2、第四晶体管M4的漏极相连接，输出负相零中频信号VIF–，并同时连接至第三电阻R3的一端和第六晶体管M6的漏极，第三电阻R3的另一端和第六晶体管M6的源极接电源电压VDD；第五晶体管M5、第六晶体管M6的栅极接偏置电压Vb；其中，第一晶体管M1、第二晶体管M2、第三晶体管M3、第四晶体管M4、第七晶体管M7和第八晶体管M8均为nMOS晶体管，第五晶体管M5和第六晶体管M6均为pMOS晶体管。
在上述用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路中，第一低通滤波电路和第二低通滤波电路结构相同均为阻容低通滤波电路，阻容低通滤波电路包括滤波电阻RL和滤波电容CL。
与现有技术相比，本发明的有益效果：
1、由于不同浓度的待测生物医学水溶液具有不同的介电常数εr，将会引起振荡型生物医学传感器中近场传感电容的变化，被响应为毫米波振荡频率的偏移，本发明能够对检测到的毫米波振荡频率信号进行处理，具有高灵敏度、高精度的特点。可广泛应用于毫米波生物医学传感器检测信号的即时处理领域。
2、本发明所提出直流读出电路最终生成容易读出的、简单的直流电压信号(如：数字电压值)，相比其他多种需使用笨重的矢量网络分析仪(VNA)的读出方法，有着快速、便捷的优点。
3、本发明中除了混频电路为有源设计，需消耗直流功率之外，其他电路如功分电路、移相电路、低通滤波电路均为无源设计，无需消耗直流功率，因此为低功耗设计。
4、本发明采用了与传感器相同的标准硅基CMOS工艺进行设计和制备，可与传感器进行片上全集成，同时实现片上传感、信号处理和读出功能的一体化，具有微型化、低成本和易于大规模量产等优点。
附图说明
图1为本发明一个实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的原理结构图；
图2为本发明一个实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的功分电路原理图；
图3为本发明一个实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的移相电路原理图；
图4为本发明一个实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的混频电路原理图；
图5为本发明一个实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路中移相电路的相频响应关系图；
图6为本发明一个实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路在不同介电常数εr时，输出直流电压信VDC,OUT关于时间的曲线图。
其中：1—功分电路；2—移相电路；3—混频电路；4—低通滤波电路。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
需要说明的是，在不冲突的情况下，本发明中的实施例及实施例中的特征可以相互组合。
下面结合具体实施例对本发明作进一步说明，但不作为本发明的限定。
本实施例提供一种用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，将近场介电振荡型生物医学传感器检测到的毫米波振荡频率信号进行处理，以产生容易读出的直流电压信号，从而避免了通常使用的、笨重复杂的读出方法。由于采用了与传感器相同的标准硅基CMOS工艺进行设计和制备，该直流读出电路可实现与传感器的片上全集成，具有高灵敏度、低功耗、微型便携和即时检测的特点。
本实施例是通过以下技术方案来实现的，一种用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，包括2个相同的功分电路、移相电路、混频电路和2个相同的低通滤波电路。毫米波传感器检测到含水生物医学目标变化的介电常数εr产生变化的毫米波振荡频率信号V＝f(εr)，为差分信号，分别是正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN–，将两路检测信号分别输入到2个相同的功分电路，相应地分别生成两路功率相同的差分本振信号，正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO–，其中的一路差分本振信号VLO+和VLO–传送至移相电路，产生相移为的差分射频信号，正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF–，将正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF–与另一路差分本振信号VLO+、VLO–同时加载到混频电路的输入端，则输出带有高次谐波分量的差分零中频信号，正相零中频信号VIF+负相零中频信号和VIF–,随后通过2个相同的低通滤波电路滤除高次谐波分量，最终得到2个容易读出的、简单的正相直流电压信号VDC,OUT+和负相直流电压信号VDC,OUT–。
并且，功分电路包括第一、第二、第三电容C1、C2、C3，第一、第二电感L1、L2，第一电阻R1。第一电容C1的一端接地，另一端接入来自毫米波传感器的正相检测信号VIN+或负相检测信号VIN–，并同时连接至第一电感L1和第二电感L2的一端；第一电感L1和第二电感L2的另一端分别连接至电容第二C2和第三C3的一端，并同时连接至第一电阻R1两端，作为两路功率相同的正相本振信号VLO+或负相本振信号VLO–输出端口，第二电容C2和第三电容C3的另一端均接地。
并且，移相电路包括第四、第五、第六、第七电容C4、C5、C6、C7，第三、第四、第五、第六电感L3、L4、L5、L6。第四电容C4和第三电感L3并联，它们的一端均接入正相本振信号VLO+，并同时连接至第四电感L4的一端，第四电感L4的另一端串联至第五电容C5的一端，第五电容C5的另一端输出相移为的正相射频信号VRF+；第六电容C6和第五电感L5并联，它们的一端均接入负相本振信号VLO–，并同时连接至第六电感L6的一端，第六电感L6的另一端串联至第七电容C7的一端，第七电容C7的另一端输出相移为/>的负相射频信号VRF–；第四、第六电容C4、C6和第三、第五电感L3、L5的另一端均接地。
并且，混频器电路包括多个nMOS晶体管和多个pMOS晶体管，第一、第二、第三、第四、第七、第八晶体管M1、M2、M3、M4、M7、M8为nMOS晶体管，第五、第六晶体管M5、M6为pMOS晶体管，第七、第八电感L7、L8，第八电容C8，第二、第三电阻R2、R3。第七、第八晶体管M7、M8的栅极分别接入正相射频输入信号VRF+、负相射频信号VRF–，第七、第八晶体管M7、M8的源极均接地，第七、第八晶体管M7、M8的漏极分别连接至第七、第八电感L7、L8的一端，并同时分别连接至第一、第二晶体管M1、M2的源极和第三、第四晶体管M3、M4的源极，第七、第八电感L7、L8的另一端均连接至第八电容C8的一端，第八电容C8的另一端接地。第一、第四晶体管M1、M4的栅极和第二、第三晶体管M2、M3的栅极分别接入正相本振信号VLO+、负相本振信号VLO–。第一、第三晶体管M1、M3的漏极相连接，输出正相零中频信号VIF+，并同时连接至第二电阻R2的一端和第五晶体管M5的漏极，第二电阻R2的另一端和第五晶体管M5的源极接电源电压VDD，第二、第四晶体管M2、M4的漏极相连接，输出负相零中频信号VIF–，并同时连接至第三电阻R3的一端和第六晶体管M6的漏极，第三电阻R3的另一端和第六晶体管M6的源极接电源电压VDD。第五、第六晶体管M5、M6的栅极接偏置电压Vb。
并且，2个低通滤波电路均为最常用的阻容低通滤波结构，包括电阻RL和电容CL。
具体实施时，如图1所示，一种用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，包括2个相同的功分电路1、移相电路2、混频电路3和2个相同的低通滤波电路4。毫米波传感器检测到含水生物医学目标变化的介电常数εr产生变化的毫米波振荡频率信号V＝f(εr)，为差分信号，分别是正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN–，将两路检测信号分别输入到2个相同的功分电路1，相应地分别生成两路功率相同的差分本振信号，正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO–，其中的一路差分本振信号VLO+和VLO–传送至移相电路2，产生相移为的差分射频信号，正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF–，将正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF–与另一路差分本振信号VLO+、VLO–同时加载到混频电路3的输入端，则输出带有高次谐波分量的差分零中频信号，正相零中频信号VIF+负相零中频信号和VIF–,随后通过2个相同的低通滤波电路4滤除高次谐波分量，最终得到2个容易读出的、简单的正相直流电压信号VDC,OUT+和负相直流电压信号VDC,OUT–。
如图2所示，本发明实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的功分电路原理图，功分电路1包括第一、第二、第三电容C1、C2、C3，第一、第二电感L1、L2，第一电阻R1。第一电容C1的一端接地，另一端接入来自毫米波传感器的正相检测信号VIN+或负相检测信号VIN–，并同时连接至第一电感L1和第二电感L2的一端；第一电感L1和第二电感L2的另一端分别连接至电容第二C2和第三C3的一端，并同时连接至第一电阻R1两端，作为两路功率相同的正相本振信号VLO+或负相本振信号VLO–输出端口，第二电容C2和第三电容C3的另一端均接地。
如图3所示，本发明实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的移相电路原理图，移相电路2包括第四、第五、第六、第七电容C4、C5、C6、C7，第三、第四、第五、第六电感L3、L4、L5、L6。第四电容C4和第三电感L3并联，它们的一端均接入正相本振信号VLO+，并同时连接至第四电感L4的一端，第四电感L4的另一端串联至第五电容C5的一端，第五电容C5的另一端输出相移为的正相射频信号VRF+；第六电容C6和第五电感L5并联，它们的一端均接入负相本振信号VLO–，并同时连接至第六电感L6的一端，第六电感L6的另一端串联至第七电容C7的一端，第七电容C7的另一端输出相移为/>的负相射频信号VRF–；第四、第六电容C4、C6和第三、第五电感L3、L5的另一端均接地。
如图4所示，本发明实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路的混频电路原理图，混频器电路3包括多个nMOS晶体管和多个pMOS晶体管，第一、第二、第三、第四、第七、第八晶体管M1、M2、M3、M4、M7、M8为nMOS晶体管，第五、第六晶体管M5、M6为pMOS晶体管，第七、第八电感L7、L8，第八电容C8，第二、第三电阻R2、R3。第七、第八晶体管M7、M8的栅极分别接入正相射频输入信号VRF+、负相射频信号VRF–，第七、第八晶体管M7、M8的源极均接地，第七、第八晶体管M7、M8的漏极分别连接至第七、第八电感L7、L8的一端，并同时分别连接至第一、第二晶体管M1、M2的源极和第三、第四晶体管M3、M4的源极，第七、第八电感L7、L8的另一端均连接至第八电容C8的一端，第八电容C8的另一端接地。第一、第四晶体管M1、M4的栅极和第二、第三晶体管M2、M3的栅极分别接入正相本振信号VLO+、负相本振信号VLO–。第一、第三晶体管M1、M3的漏极相连接，输出正相零中频信号VIF+，并同时连接至第二电阻R2的一端和第五晶体管M5的漏极，第二电阻R2的另一端和第五晶体管M5的源极接电源电压VDD，第二、第四晶体管M2、M4的漏极相连接，输出负相零中频信号VIF–，并同时连接至第三电阻R3的一端和第六晶体管M6的漏极，第三电阻R3的另一端和第六晶体管M6的源极接电源电压VDD。第五、第六晶体管M5、M6的栅极接偏置电压Vb。
本实施例的工作原理如下：如图1所示，一种用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，包括功分电路1、移相电路2、混频电路3和低通滤波电路4。通常介电常数传感是一种用于无损、无标记生物医学材料检测和表征的有效技术，毫米波传感器能够提供高灵敏度的介电常数传感。
毫米波传感器检测到含水生物医学目标变化的介电常数εr产生变化的毫米波振荡频率信号V＝f(εr)，是εr的函数，输出为差分信号正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN–，将其分别输入到2个相同的功分电路1，分别相应地生成两路功率相同的差分本振信号正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO–，其中的一路差分本振信号VLO+和VLO–传送至移相电路2，产生相移为的差分射频信号正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF–，则差分本振信号VLO(VLO+和VLO–)和差分射频信号VRF(VRF+和VRF–)分别表示为：
VLO＝ALOcos(ωt) (1)
其中为差分本振信号VLO和差分射频信号VRF之间的相移差，且ω＝2πf(εr)，因此/>是与介电常数εr相关的量。将差分本振信号VLO(VLO+和VLO–)和差分射频信号VRF(VRF+和VRF–)同时加载到混频电路3的输入端，输出带有高次谐波分量的差分零中频信号VIF(VIF+和VIF–),可表示为：
其中，kM为混频器转换增益。在公式(3)中，基波分量为零，第一项为与介电常数εr相关的直流电压分量，第二项为高频2次谐波分量。第二项随后通过低通滤波电路4滤除，最终得到第一项，为容易读出的、简单的直流电压信号VDC,OUT+和VDC,OUT–，是介电常数εr的函数，可快速、便捷地检测和表征待测生物医学材料的特性。
如图2所示，功分电路1包括第一、第二、第三电容C1、C2、C3，第一、第二电感L1、L2，第一电阻R1。一路输入信号VIN+(VIN–)经过由第一、第二、第三电容C1、C2、C3和第一、第二电感L1、L2，构成的匹配网络，分为两路输出信号VLO+(VLO–)，第一电阻R1在两路输出端口间起隔离作用，因此两路输出信号VLO+(VLO–)的幅度、相位和功率都相等，确保了两路功分信号的一致性。
如图3所示，移相电路2包括第四、第五、第六、第七电容C4、C5、C6、C7，第三、第四、第五、第六电感L3、L4、L5、L6。电路采用上、下对称的结构，第四、第五电容C4、C5、第三、第四电感L3、L4和第六、第七电容C6、C7，第五、第六电感L5、L6的设计参数一样，以保证输出差分射频信号VRF+和VRF–的性能，即信号的幅度相等和相位相反。同时整个电路显现出良好的带通和相频响应特性，便于高灵敏度的频率检测。
如图4所示，混频电路3包括nMOS晶体管第一、第二、第三、第四、第七、第八晶体管M1、M2、M3、M4、M7、M8，pMOS晶体管第五、第六晶体管M5、M6，第七、第八电感L7、L8，第八电容C8，第二、第三电阻R2、R3。第七、第八晶体管M7、M8作为跨导级，将栅极输入的差分射频电压信号VRF+和VRF–转变为差分射频电流信号，并传送至第一、第二、第三、第四晶体管M1、M2、M3、M4构成的开关级，与由控制其栅极的差分本振电压信号VLO+和VLO–产生的差分本振电流信号在时域进行相乘，对应地在频域相减，实现混频，生成基波分量为零的中频电流信号，通过并联负载级第二电阻R2、第五晶体管M5和第三电阻R3、第六晶体管M6，最终得到差分零中频电压信号VIF+和VIF–。引入并联负载级第二电阻R2、第五晶体管M5和第三电阻R3、第六晶体管M6，第五、第六晶体管M5、M6被栅极偏置电压Vb偏置到饱和区，用作负载级的辅助电流源以分担部分负载电流，使得流过第二、第三电阻R2、R3的电流减小，则可通过增大第二、第三电阻R2、R3来提高混频电路的转换增益kM。第七、第八电感L7、L8和第八电容C8可与开关级共源节点的寄生电容产生谐振，通过抑制寄生电容来减少开关级的损耗，同时还能有效降低其产生的闪烁噪声。
差分零中频信号VIF+和VIF–中带有的高次谐波分量,通过2个相同的低通滤波电路4滤除，得到2个容易读出的、简单的直流电压信号VDC,OUT+和VDC,OUT–。
如图5所示，本实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路中移相电路2的相频响应关系图，在20GHz通带内，移相器的相移随频率成近似线性的关系，且变化显著，为9°/GHz，实现了高灵敏度的频率检测。
如图6所示，本实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路在不同介电常数εr时，输出直流电压信号VDC,OUT关于时间的曲线图，输出直流电压信号VDC,OUT随着介电常数εr的增加而增加。介电常数εr在(0.1～20)、(20～40)、(40～60)、(60～80)的区间内，输出直流电压信号VDC,OUT均变化明显，范围是52～675mV，呈现出高灵敏度的特性，尤其在(0.1～20)区间内对应的输出直流电压信号VDC,OUT变化更为明显，灵敏度更高。介电常数εr在(0.1～80)范围内变化时，输出直流电压信号VDC,OUT能够迅速地稳定，其时间为11ns，便于快速、便捷地读出信号。
综上所述，本实施例用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，基于标准硅基CMOS工艺，可与传感器进行片上全集成，同时实现片上传感、信号处理和容易读出一体化的功能，具有高灵敏度、低功耗、微型便携、低成本和易于大规模量产等优点，在毫米波生物医学传感信号的即时处理领域极具应用价值。
以上仅为本发明较佳的实施例，并非因此限制本发明的实施方式及保护范围，对于本领域技术人员而言，应当能够意识到凡运用本发明说明书内容所作出的等同替换和显而易见的变化所得到的方案，均应当包含在本发明的保护范围内。
Claims (1)
1.用于毫米波生物医学传感器的CMOS低功耗直流读出电路，包括毫米波传感器正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN-；其特征在于：包括第一功分电路、第二功分电路、移相电路、混频电路、第一低通滤波电路和第二低通滤波电路；第一功分电路、第二功分电路分别与移相电路和混频电路相连，移相电路与混频电路连接，混频电路分别连接第一低通滤波电路和第二低通滤波电路；正相检测信号VIN+和负相检测信号VIN-分别输入第一功分电路和第二功分电路，第一功分电路和第二功分电路分别输出功率相同的第一正相本振信号VLO+、第一负相本振信号VLO-和第二正相本振信号VLO+、第二负相本振信号VLO-；其中一路正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO-传送到移相电路，产生相移为的正相射频信号VRF+和负相射频信号VRF-，正相射频信号VRF+、负相射频信号VRF-和另一路正相本振信号VLO+和负相本振信号VLO-同时加载至混频电路的输入端，输出带有高次谐波分量的正相零中频信号VIF+和负相零中频信号VIF-，正相零中频信号VIF+和负相零中频信号VIF-经过第一低通滤波电路和第二低通滤波电路，输出正相直流电压信号VDC,OUT+和负相直流电压信号VDC,OUT-；
第一功分电路与第二功分电路结构相同，均包括第一电容C1、第二电容C2、第三电容C3，第一电感L1、第二电感L2，第一电阻R1；第一电容C1的一端接地，另一端接入正相检测信号VIN+或负相检测信号VIN-，并连接至第一电感L1和第二电感L2的一端；第一电感L1和第二电感L2的另一端分别连接至第二电容C2和第三电容C3的一端，并同时连接至第一电阻R1两端，作为正相本振信号VLO+或负相本振信号VLO-输出端口，第二电容C2和第三电容C3的另一端均接地；
移相电路包括第四电容C4、第五电容C5、第六电容C6、第七电容C7，第三电感L3、第四电感L4、第五电感L5、第六电感L6；第四电容C4和第三电感L3并联，第四电容C4和第三电感L3并联支路的一端接入正相本振信号VLO+，并同时连接至第四电感L4的一端，第四电感L4的另一端串联至第五电容C5的一端，第五电容C5的另一端输出相移为的正相射频信号VRF+，第四电容C4和第三电感L3并联支路的另一端接地；第六电容C6和第五电感L5并联，第六电容C6和第五电感L5并联支路的一端接入负相本振信号VLO-，并同时连接至第六电感L6的一端，第六电感L6的另一端串联至第七电容C7的一端，第七电容C7的另一端输出相移为/>的负相射频信号VRF-，第六电容C6和第五电感L5并联支路的另一端接地；
混频器电路包括第一晶体管M1、第二晶体管M2、第三晶体管M3、第四晶体管M4、第五晶体管M5、第六晶体管M6、第七晶体管M7、第八晶体管M8、第七电感L7、第八电感L8，第八电容C8，第二电阻R2、第三电阻R3；第七晶体管M7、第八晶体管M8的栅极分别接入正相射频信号VRF+、负相射频信号VRF-，第七晶体管M7、第八晶体管M8的源极均接地，第七晶体管M7、第八晶体管M8的漏极分别连接至第七电感L7、第八电感L8的一端，并同时分别连接至第一晶体管M1、第二晶体管M2的源极和第三晶体管M3、第四晶体管M4的源极，第七电感L7、第八电感L8的另一端均连接至第八电容C8的一端，第八电容C8的另一端接地，第一晶体管M1、第四晶体管M4的栅极和第二晶体管M2、第三晶体管M3的栅极分别接入正相本振信号VLO+、负相本振信号VLO-；第一晶体管M1、第三晶体管M3的漏极相连接，输出正相零中频信号VIF+，并同时连接至第二电阻R2的一端和第五晶体管M5的漏极，第二电阻R2的另一端与第五晶体管M5的源极接电源电压VDD，第二晶体管M2、第四晶体管M4的漏极相连接，输出负相零中频信号VIF-，并同时连接至第三电阻R3的一端和第六晶体管M6的漏极，第三电阻R3的另一端和第六晶体管M6的源极接电源电压VDD；第五晶体管M5、第六晶体管M6的栅极接偏置电压Vb；其中，第一晶体管M1、第二晶体管M2、第三晶体管M3、第四晶体管M4、第七晶体管M7和第八晶体管M8均为nMOS晶体管，第五晶体管M5和第六晶体管M6均为pMOS晶体管；
第一低通滤波电路和第二低通滤波电路结构相同均为阻容低通滤波电路，阻容低通滤波电路包括滤波电阻RL和滤波电容CL。
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