TWI337807B - - Google Patents

Description

1337807 九、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明係提供一種生醫訊號儀表放大器，尤指一種加 = 入生醫訊號位準轉換電路之電壓儀表放大器。 【先前技術】 i ’ 隨著科技曰新月異，醫療儀器亦不例外的發展，也由 ^ 於超大型積體電路『VLSI ( very large scale integration )』的技術與單晶片系統『SOC ( System on Ch i p )』 觀念趨近成熟，將以往貴重大體積之醫療儀器 逐漸縮小而靈巧，使醫療器材不僅具可攜性，並使造價趨 於平民化、實用化，且能被廣泛地應用。 然而，自1 9 5 0年代末期開始發展以來到今，生醫訊號 檢測系統之設計與研究已逐漸受到重視，而生醫訊號儀表 放大器更為檢測系統中重要的一環。因生醫訊號本身相當 微弱且不同於一般的電訊號，所以我們所需的生醫訊號儀 φ表放大器，有別於一般普通的放大器。 生醫訊號的頻寬多屬於低頻，如心電圖（E C G )訊號的頻 率範圍多落在 0 . 0 5 Η z〜1 0 0 Η z、腦電圖（E E G )訊號的頻率範 圍多在 0. 5Hz〜100Hz 、而眼電圖（E0G)訊號的頻率範圍多 落在dc〜100Hz之間等等。 生醫訊號的振巾δ ·'也是相當的微弱5且人體所處在之 環境中充斥著各種雜訊，這些雜訊存在我們所需的生醫訊 號頻帶中，這些雜訊必須經過濾波器（f i 1 ter )來濾除，以 減少對生醫訊號的影響。 5 1337807 當量測來自人體的生醫訊號時都會伴隨著相當大 模電壓（c 〇 m m ◦ η -. m 〇 d e v ο 1 t a g e )，因此為了要量測到真 > 失真的生醫訊號，往往需要極高的共模拒斥比（CMRR = 生醫訊號儀表放大器，才能自很高的的交流電源雜訊 '到相當微弱的生醫訊號。 二' 生醫訊號非常容易受到外在與受測者本身生理訊 ： 干擾所影響，因而加深了訊號量測的困難度，其中内 擾包括：M0S本身的雜訊，及電路間佈線問題；外在 包括：市電造成電磁波，電源不穩定所產生的雜訊； 訊號干擾包括：眼電訊號，肌電訊號，心電訊號等等 以要如何設計一個高共模拒斥比的儀表放大器以抑制 雜訊及精準的放大微小生醫訊號是相當重要的。 一般而言儀表放大器大致上可分為兩類： (1 )電壓式儀表放大器 (2 )電流式儀表放大器 φ 大多數的文獻多為電壓式儀表放大器之設計方式 第一圖所示，是採用三個電壓式運算放大器及七個被 件電阻來實現硬體結構，其缺點為高的共模拒斥比受 被動元件電阻間的匹配性，佈局時電阻須以大面積換 確值與匹配性。 相反的；基本的電流式儀表放人器則是由電流傳 所組成，匹配性上較無困擾，只需少數電阻匹配即可 所需的被動元件較少，較易控钊整體增益。雖然共模 比較傳統式的電壓式儀表放大器來的高，電阻的多募 的共 正不 )之 中得 號的 在干 干擾 生理 ，所 共模 ，如 動元 限於 取楕 4-Λ m ，且 拒斥 與大 6 1337807 小，對於熱雜訊也有相關性影響，但整體電路較龐大。所 以為有效解決功率消耗、電路效能與雜訊等所衍生的新問 " 題需提出一新架構來找出兩者權衡間的最佳電路。 9 • 在儀器系統的設計中，我們需要一個放大器，能阻絕 ' 大干擾雜訊訊號，此訊號是兩條導線共有的訊號（一個共 ^ 模訊號），並放大微小的差動訊號，此放大器一般稱為儀表 ； 放大器（instrumentation amplifier )° 如第二圖所示，係為一由多個被動元件所組成的傳統 儀表放大器。 傳統電壓式儀表放大器，要達到高效能之共模拒斥比 與電源拒斥比（PSRR )，其需求條件除了理想電壓運算放大 器之低輸出阻抗與高電壓增益及電路間被動元件之完美的 阻抗匹配外，尚必須以面積換取精確度，所以本發明主旨 在提出新架構以減少被動元件、降低雜訊並同時提高電路 效能。 籲【發明内容】 欲解決之技術問題點：習知之電壓式儀表放大器是採 用三個電壓式運算放大器及七個被動元件電阻，使得高的 共模拒斥比受限於被動元件電阻間的匹配性，佈局時電阻 須以大面積換取精確值與匹配性；而電流式儀表放大器雖 然共模拒斥比較高 1 但相對的電阻的多寡與大小'也容易 產生熱雜訊。 解決問題之技術特點：提供一種生醫訊號儀表放大 器，其係包括：一生醫訊號位準轉換電路、一第一電壓轉 7 1337807 電流運算放大器 '一第二電壓轉電流運算放大器與一差動 放大器。其中，該生醫訊號位準轉換電路負責將生醫訊號 丨， ' 位準轉換至一第一電壓轉電流運算放大器與一第二電壓轉 電流運算放大器，且該生醫訊號位準轉換電路係可將原始 •生醫訊號其電壓準位拉高；該第一電壓轉電流運算放大器 v 與該第二電壓轉電流運算放大器係分別與該生醫訊號位準 ； 轉換電路電性連接，該第一電壓轉電流運算放大器與該第 二電壓轉電流運算放大器，係利用一放大器與一電流鏡的 $結合，將由生醫訊號位準轉換電路之電壓訊號輸出；該差 動放大器係與該第一電壓轉電流運算放大器及該第二電壓 轉電流運算放大器電性連接，該差動放大器係可接收第一 電壓轉電流運算放大器與第二電壓轉電流運算放大器之訊 號，並將訊號放大輸出。 對照先前技術之功效：提供一種生醫訊號儀表放大器， 係可減少電阻元件數目，同時降低熱雜訊外，並能減少製 •程上電阻值之間的變化誤差量，而能藉由電流鏡的準確性 增加電路間的匹配性，使共模拒斥比與電源拒斥比之效能 提高。 有關本發明所採用之技術、手段及其功效，茲舉一較 佳實施例並配合圖式詳細說明於后，相信本發明上述之目 的、·構造及特徵，當叮由之得一深入而具體的暸解。 【實施方式】 本發明係提供一種生醫訊號儀表放大器設計。 首先，請參閱第三圖所示，係為本發明之生醫訊號儀 8 1337807 表放大器之結構示意圖，其輸入端為一生醫訊號位準轉換 電路（1 〇)，因整體電路設計為單電源結構，所以原始微 Λ ^ 弱的生醫訊號準位必須提升到生醫儀表放大器所需的輸入 ^ 準位；而針對其共模拒斥比的提升，生醫訊號位準轉換電 •路（]0 )連結有一第一電壓轉電流運算放大器（1 1 )與一 第二電壓轉電流運算放大器（1 2 )，該第一電壓轉電流運 ： 算放大器（1 1 )與第二電壓轉電流運算放大器（1 2 )，係 由電壓運算放大器（1 1 1 )( 1 2 1 )再連結電流鏡（1 1 2 )( 1 2 2 )組成，來取代被動元件電阻，並將輸入電壓轉 換成電流，並由一差動放大器（1 3 )放大其訊號；藉此， 除能減少電阻元件數，降低熱雜訊外，並能減少製程上電 阻值之間的變化誤差量，同時，藉由電流鏡的準確性增加 電路間的匹配性，使高共模拒斥比與高電源拒斥比之效能 提高。 如第四圖所示，係為生醫訊號處理用之位準轉換電路 •圖，當電極片感測到微弱生醫訊號且接至V 1與V 2兩個輸 入端，其信號大小約在0V的直流準位上變化，因PM0S能 接受低於0 V以下之負電壓，經過電壓位準轉換後，V1與 V 2之的電壓準位提升至一個較高的直流準位為 V I Ν +與 VI Ν -，以提供改良式儀表放大器之輸入共模準位來驅動使 甩^此外，輸入輸出電晶體皆以PM0S所構成，因PM0S可 以有獨立之NWELL，可以隔離來自p-substrate的傳導雜 訊，以降低對微弱訊號的干擾產生失真。 如第五圖所示，係為生醫訊號處理用之位準轉換電路 9 1337807 之模擬結果圖，今V 1與 V 2為一成人最大心電訊號振幅（正 負5 m V )，而V i n f與 V 1 η -為經過生醫訊號處理用之位準 ^ 轉換電路所輸出的結果，其直流準位得以提升至0 . 6 V。 " 如第六圖所示，係為本發明電壓轉電流運算放大器之 電路圖。運算放大器之VIN+與VIN-為電壓輸入，Vol與 a' v〇2輸出端點為電流輸出，疊接兩組電流鏡去感測輸入端 ' 的電壓變動並有一精準的電流輸出，並且V 0 2的輸出端， 藉由 Μ 0 S做疊接（c a s c 〇 d e )是為了增加阻抗值，以減少來 自於vdd與 gnd間的雜訊干擾，加大PSRR，而 Cc為一米 勒補償電容。 如第七圖所示，係為本發明電壓轉電流之儀表放大器 結構示意圖，為三個改良式運算放大器與三個被動元件電 阻所組成，此電路設計為早電源操作模式。 如第八圖所示，係為本發明生醫訊號儀表放大器之完 整電路圖，因為生醫訊號是如此微弱，要直接提供儀表放 φ大器的輸入共模準位是不可行的，所以訊號必須經過一位 準轉換的電路將原始生醫訊號其電壓準位拉高以提供儀表 放大器之輸入準位。V1與V 2為電極片從人體所量測到的 微弱生醫訊號，經由位準轉換電路後，其生醫訊號準位將 提升至生醫儀表放大器可運作之共模輸入範圍。 如第九圖所中，以三角波模擬一近似真實的心電圖生 理訊號，其振幅大小為5 m V (成人之最大振幅），其週期為1 秒（約一分鐘心跳6 0下），假設從電極片所量測出的心電 圖訊號，相當微弱，在0 V的共模準位上作變動。 1337807

處理用之 圖訊號的 大小完整 大器後所 位調整電 倍（40dB) 電路所放 之模擬結 匕（PSRR+) 匕（PSRR-) 儀表放大 供應電壓 相近的消 比較兩者 L放大為’ L 口艺 去V 如第十圖所示，係為生醫訊號經過生醫訊號

位準轉換電路結果。由模擬結果可以看到，心電 J " 電壓準位從原來的0V提升至60 OmV，其信號振幅 • *反映信號源，沒有嚴重的失真或衰減。 如第Η—圖所示，係為心電訊號經由儀表放 得之放大結果模擬圖，原心電圖生理訊號經由準 - 路後，將訊號送至改良式儀表放大器，放大1 0 0 後之模擬結果圖，由此圖顯示出整體的儀表放大 ®大的生醫訊號，呈現出預期的結果。 如第十二圖所示，係為整體電路共模拒斥比 果圖，其值為1 6 7. 1 79dB。 如第十三圖所示，係為整體電路正電源拒斥t 之模擬結果圖，其值為1 23. 4dB。 如第十四圖所示，係為整體電路負電源拒斥t 之模擬結果圖，其值為1 1 2. 1 5 3 d B。 φ 如表一所示，係為模擬傳統電壓式與改良式 器做比較。在盡可能的相同比較條件下，使用 1 . 8V '溫度25°、typical model的條件下，且在 耗功率及運算放大器架構與尺寸大小相同，模擬 之特性。由模擬結果中可以顯示出，改良式的儀| 在 C M R R與 P S R R + Ji有幸交的特I生c 但改良式義表 體輸出雜訊卻大於傳統式儀表放大器，其原因為流經電流 鏡上的電流為了降低V ο 1與V 〇 2的輸出阻抗與精確電流複 製，因而加大元件尺寸，卻因M0S在飽和區工作時是為一 1337807 高阻抗電阻，因而產生較大的熱雜訊現象，不過此 '訊尚在生醫訊號可容忍的範圍内。 4 綜合之，在本發明專利技術中，我們針對既有 -♦ 儀表放大器電路架構，改良了其被動元件部分，將 •成電流鏡電路以增加共模拒斥比與電源拒斥比，本 ^ '出的電路對於傳統電路改善程度為： \ 1.共模拒斥比提高了 26% 2 .正電源拒斥提高了 1 0 . 3 9 % *【圖式簡單說明】 第一圖係為傳統電壓式之儀表放大器。 第二圖係為單電源之傳統電壓式儀表放大器。 第三圖係為本發明生醫訊號儀表放大器之結構示意 第四圖係為本發明生醫訊號處理用之位準轉換電路 第五圖係為本發明生醫訊號處理用之位準轉換電路 果圖。 •第六圖係為本發明電壓轉電流運算放大器之電路圖 第七圖係為本發明電壓轉電流之儀表放大器結構示 苐八圖係為本發明生醫訊號儀表放大器之完整電路 第九圖係為以三角波模擬一近似真實的心電圖生 圖。 第十圖係為生醫訊號經生醫訊號處理兩之位準轉換 擬圖。 第十一圖係為心電訊號經由儀表放大器後所得之放 模擬圖。 輸出雜 的傳統 之修改 技術提 圖。 圖。 模擬結 〇 意圖。 圖。 理訊號 tab i-ii 大結果 1337807 第十二圖係為整體電路共模拒斥比之模擬結果圖。 第十三圖係為整體電路正電源拒斥比之模擬結果圖。 4 第十四圖係為整體電路負電源拒斥比之模擬結果圖。 ^ 表一係為模擬傳統電壓式與改良式儀表放大器比較結果 【主要元件符號說明】 f ( 1 0 )生醫訊號位準轉換電路 \ ( 1 1 )第一電壓轉電流運算放大器 (]2 )第二電壓轉電流運算放大器 ·( 1 1 1 )電壓運算放大器 (1 2 1 )電壓運算放大器 (1 1 2 )電流鏡 (1 2 2 )電流鏡 (1 3 )差動放大器

Claims (1)

1337807 十、申請專利範圍： 一種生醫訊號儀表放大器，其係包括： I 一第一電壓轉電流運算放大器； I 一第二電壓轉電流運算放大器； • 一生醫訊號位準轉換電路，該生醫訊號位準 V 負責將生醫訊號位準轉換至該第一電壓轉電流運 Λ \ 與該第二電壓轉電流運算放大器，且該生醫訊號 電路係可將原始生醫訊號其電壓準位拉高；該第 1電流運算放大器與該第二電壓轉電流運算放大器 該生醫訊號位準轉換電路電性連接，該第一電壓 算放大器與該第二電壓轉電流運算放大器，係利 器與一電流鏡的結合，將由生醫訊號位準轉換電 訊號輸出；以及， 一差動放大器，該差動放大器係與該第一電 運算放大器及該第二電壓轉電流運算放大器電性 鲁差動放大器係可接收該第一電壓轉電流運算放大 二電壓轉電流運鼻放大器之訊號’並將訊號放大 十一、圖式： 如次頁 轉換電路 算放大器 位準轉換 一電壓轉 係分別與 轉電流運 用一放大 路之電壓 壓轉電流 連接，該 器與該第 輸出。 1337807 七、 指定代表圖： (一）本案指定代表圖為：苐（二）圖。 ^ (二）本代表圖之元件符號簡單說明： :(1 0 )生醫訊號位準轉換電路 • (]_ 1 )第一電壓轉電流運算放大器 :'(1 1 1 )電壓運算放大器 :(1 2 1 )電壓運算放大器 (1 1 2 )電流鏡 #( 1 2 2 )電流鏡 (1 2 )第二電壓轉電流運算放大器 (1 3 )差動放大器 八、 本案若有化學式時，請揭示最能顯示發明特 徵的化學式：

4