生物医学信号采集的多通道模拟前端集成电路

张金勇 李 斌 王 磊

1(华南理工大学电子与信息学院，广州 510641)

2(中科院深圳先进技术研究院生物医学与健康工程研究所，深圳 518055)

引言

随着微电子学与生物医学的飞速发展，采用集成系统对人体生理信号(如心电信号 (ECG)与脑电信号(EEG)等)进行便携式实时采集，要求采集系统具有模拟、数字信号调制功能，并且要求系统具有较高的精度和最少的外部元件［1－2］。由于大多数生理信号具有相对较小的幅度与低的频率(如表1所示［3－4］)，高性能的模拟前端集成电路设计对整个生理信号采集系统显得至关重要。另外，在生理信号采集的同时，电极上直接耦合了较大的直流偏移电位，并且伴随着测试平台会引入大量的环境噪声。要实现这些信噪比极低的生理信号采集，集成电路设计面临巨大的挑战。探索设计多通道系统增益可调结构及低失调电压、高共模抑制比性能且内部集成ADC的模拟前端集成电路，具有非常积极的意义。此外，针对低幅度电流源生理信号采集(如血液容积脉搏波信号PPG)，高灵敏度的电流－电压转换电路的设计也是必要的。

表1 常见生理信号特性［3－4］Tab.1 Properties of several biomedical signals［3－4］

近年来，已经报道了一些应用于生物医学信号采集的前端集成电路设计［5－8］。然而，这些设计中要么没有集成 ADC，要么系统增益不可调，或者不支持多通道采集，另外很少设计尝试针对低幅度电流源信号的采集。同时，基于生理信号的特点，高精度生理信号采集系统的设计需要提供足够的共模抑制比和低失调性能。本研究提出了一款多通道生物医学信号采集的模拟前端集成电路芯片设计，内部集成了低失调仪表运算放大器、高精度的电流－电压转换和8位逐次逼近式ADC，该电路具有多通道采集、增益可调、低失调电压以及高共模抑制比性能，初始版本用于测试的芯片采用 SMIC混合信号0.18－μm CMOS 1P6M的工艺制作。

1 系统设计

针对不同种类生理信号的采集，本研究提出了基于多通道生理信号采集的模拟前端集成电路系统架构，如图1所示。整个系统包含增益可调仪表运算放大器、电流－电压转换器、基准源、偏置电路、数字接口电路、多路选择器以及逐次逼近式ADC等模块。

图1 多通道模拟前端集成电路系统架构Fig.1 Multi-channel analogue CMOS front-end IC architecture

其中，增益可调仪表运算放大器的设计决定了整个系统的失调电压以及共模抑制比性能。因此，本设计摒弃了传统的电阻匹配设计方式而采用电流镜结构，其内部运算放大器的设计则采用共模反馈(CMFB)低失调技术。另外，为适应不同种生理信号的采集需要，其增益设计为可调，而电流－电压转换器的设计则可以实现电流源生理信号的采集。多路选择器能够实现与ADC连接的通道选择，而内部集成的ADC可以将每个通道调制后的生理信号进行量化输出。此外，系统还包括了高精度的电流/电压基准源、偏置电路以及数字接口电路的设计。

2 电路设计

2.1 低失调运算放大器

低失调运算放大器电路如图2所示。为了减小电路的失调电压，采用了连续时间非对称差分输入管对结构以及CMFB技术［9］。在输入级，输入MOS管对采用了叉指耦合的非对称差分结构，以此来降低因电路输入级器件失配而引起的失调电压。在共模反馈级，Vin与Vout之间的电位差值将经过共模反馈电路放大，并反馈至输入级的可控电流沉。由于这是一个负反馈环，因此经过反馈电路的控制，输入输出的共模电平将维持在同一电位。

另外，为了减小由于工艺制作的偏差而给电路带来的随机失调电压，版图设计中采用了共中心对称的版图布局，以及叉指耦合技术、多晶硅保护环、虚单元设计等版图设计技术，减小因版图空位引起的器件参数不匹配［10］。

2.2 增益可调仪表运算放大器

图2 低失调运算放大器电路Fig.2 Circuit of the low-offset operational amplifier

仪表运算放大器是高性能生理信号采集系统中非常关键的模块。传统的仪表运算放大器设计采用电阻匹配的三运放结构，因此其性能强烈依赖于电阻的匹配，通常需要采取价格高昂的外部电阻激光修饰技术［11］。为了克服电阻反馈网络需要高度匹配的缺点，采用了电流镜结构的新颖设计技术［12］。该仪表运算放大器由低失调运算放大器以及内置数字接口电路的电阻网络组成，其结构如图3所示，数字接口电路可实现外部数字信号对电路增益的选择。在图3中，Vin+与 Vin－为人体身上探测到的差分生理信号。电路的差分增益为

外部选择信号通过译码器实现对电阻网络的电阻值选择，即选择不同的Ra阻值，从而实现仪表运算放大器的不同增益的设置。

图3 增益可调仪表运算放大器结构Fig.3 Block diagram of the GPIA

2.3 电流-电压转换器

电流－电压转换器在电流源信号的采集中至关重要，由于电流源信号一般由光电二极管获得，信号幅度比较低(如nA级)，且伴随大的暗电流。因此，要实现电流源生理信号的采集，需要设计线性度高、噪声抑制能力强的电流－电压转换器。图4显示了本研究提出的电流－电压转换器的电路，包含核心转换电路、误差反馈电路以及偏置电路。核心转换电路利用 MOS管的等效输出跨阻，实现电流－电压的转换。误差放大器的设计在电路中形成负反馈网络［13］，从而提高电路的转换增益。

图4 电流-电压转换器电路Fig.4 Circuit of the I-V converter

2.4 多路选择器/逐次逼近式ADC

图5(a)所示为多路选择器，以及8位 SAR ADC的电路结构。ADC由采样保持电路(SHA)、D/A转换器(DAC)、比较器以及SAR逻辑模块组成，其基于R－2R梯形的二进制权重阵列结构如图5(b)所示。它采用电阻值为R及2R的级联电阻架构，这种方式通过等值匹配电阻有利于提高电路的转换精度。通过外部通道选择信号的控制，多路选择器可以实现不同通道的信号采集，再经ADC量化输出。在本设计中，每个通道中通过增益可调仪表运算放大器调制后的信号再经多路选择器与ADC接口，其信号量化的采样率范围为1～500 kS/s。

图5 SAR ADC系统框图。(a)MUX/SAR ADC模块;(b)二进制权重R-2R阵列Fig.5 System diagram of the SAR ADC.(a)block diagram of MUX/SAR ADC;(b)binary-weighted R-2R array

2.5 基准源/偏置电路

在基准源设计中，采用了一种新颖的全MOSFET结构的电源电压及温度补偿技术，其基本的原理为两个具有与电源电压(或温度)相同依赖特性的输出变量通过减法器相减，从而获得电源电压(或温度)补偿的输出［14］。系统中的不同偏置电流与偏置电压则通过偏置电路获得。

3 测试结果与讨论

本研究提出基于多通道生理信号采集的模拟前端集成电路芯片，采用SMIC混合信号0.18－μm 1P6M CMOS工艺制作，整个芯片的核心电路面积为1.36 mm2(未包含带静电保护的Pads)，该芯片的显微照片如图6所示，芯片测试采用自行设计的PCB电路板平台(如图7所示)，测试环境温度为26℃，电源电压为1.8 V。

图6 模拟前端集成电路芯片的显微照片Fig.6 Microphotograph of the analogue front-end IC

图7 PCB电路板测试平台及芯片的bonding照片Fig.7 PCB test platform and photograph of chip bonding

采用1.8 V单电源供电，在频率为500 Hz、幅度为500 mVp－p的正弦信号输入下，低失调运放消耗的电流为19.3 μA。图8(a)所示为低失调运算放大器的跟随特性测试波形，其中运算放大器配置为单位增益跟随器。芯片测试结果显示，该运放输入与输出电压之间有良好的跟随特性。图8(b)所示为输入失调电压与共模输入电压之间的关系，输入平均失调电压为75 μV，在共模输入范围内，其输入失调电压最大值为96.3 μV。增益可调仪表放大器的频率响应曲线如图9所示，测试结果显示该仪表放大器的可调增益范围为30～70 dB。

图8 低失调运放的瞬态特性测试。(a)跟随特性测试:输入波形为幅度为0～1.8 V的锯齿波;(b)输入失调电压与输入共模电压的关系曲线Fig.8 Measured transient performance of the low offset OPA.(a)following characteristic of the OPA:input rampwave of 0～1.8 V;(b)input offset voltage vs input common mode voltage

图9 GPIA频率响应曲线测试Fig.9 Measured frequency response of the GPIA

采用1.8 V电压供电，ADC工作在250 kS/s采样率下的功耗测试为704 μW(未包含 S/H电路)，DNL的测试结果范围为 －1～+1.4 LSB，INL的测试结果范围为－2～+2 LSB。

经受试者知情同意，该模拟前端集成电路采用Ag/AgCl心电电极检测人体的实时心电(ECG)信号波形(如图10所示)，其增益设置为50 dB。从测试结果可知，该芯片可以实现 ECG信号的检测，但是信号伴随的噪声较大。一方面由于PCB板信号走线过长，且由于电极与芯片的导联线直接采用导线相连，使得实验过程中引入的环境干扰噪声过大，主要表现为强的工频干扰;另一方面该芯片中尚未集成陷波滤波电路，因此芯片设计除考虑低噪声、低输入失调特性外，为限制工频干扰，高性能的低通陷波滤波电路的设计也是必要的。另外，采用合理的PCB板电路设计以及导联屏蔽互联线，也将进一步提高生理信号采集的质量。

图10 采用模拟前端电路测试的实时ECG信号Fig.10 Real ECG signal measured with the analogue front-end IC

芯片的主要性能测试结果如表2所示。从表中可以看到，该模拟前端集成电路具有较高的CMRR，低的输入失调电压和可调增益。整个系统全集成在一个面积较小的芯片上，内部集成ADC模块，将调制信号量化输出，为多种生理信号的实时采集与微处理器的连接提供了良好的接口电路。为适应便携式、更高精度生物医学信号采集的应用，提高ADC线性度及降低其功耗将是未来的设计重点之一。另外，芯片在测试实时生理信号时存在噪声干扰较大的问题，因此低噪声的前级预处理电路设计、可变截止频率的低通陷波滤波器设计，也将是未来改进设计的重点。

表2 模拟前端集成电路性能的测试结果Tab.2 Measured performance summary of the AFE IC

4 结论

本研究提出并设计了一款基于多通道生理信号采集的模拟前端集成电路，电路包含增益可调仪表运放及ADC。为适应不同生理信号采集的需要，电路设计为多通道结构且增益可调。特别地，电路中设计的电流－电压转换器可以进行电流源生理信号的采集。该芯片采用 SMIC 0.18－μm混合信号1P6M的工艺制作，其核心电路的芯片面积为1.36 mm2。测试结果显示，该模拟前端集成电路具有低的输入失调电压、高的CMRR，内部集成的8位 SAR ADC能将模拟通道采集的信号进行较高质量的量化输出，该芯片能够基本满足多种生理信号同时采集及便携式应用的要求。

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