支持超低功耗物聯(lián)網(wǎng)節(jié)點(diǎn)信號(hào)處理設(shè)計(jì)的ECG前端IC

當(dāng)系統(tǒng)設(shè)計(jì)師尋找高能效的信號(hào)調(diào)理器件時(shí)，他們可能會(huì)發(fā)現(xiàn)，市面上能夠在100 uA電源電流下工作的IC很少，而其中具有小型封裝的器件就更是屈指可數(shù)了。對(duì)于日益增多的無線傳感器網(wǎng)絡(luò)(WSN)，電池壽命和電路板空間逐漸成為關(guān)鍵性規(guī)范，因此缺少可供使用的選項(xiàng)也許會(huì)令人沮喪。在搜索低功耗邊緣節(jié)點(diǎn)物聯(lián)網(wǎng)器件的過程中，某些模擬前端IC（比如可穿戴產(chǎn)品的心率監(jiān)測(cè)器）可能根本不會(huì)出現(xiàn)，或因其針對(duì)特定應(yīng)用而不予考慮。然而有一款ADI ECG前端IC，它可以工作于50 uA電源電流下并具有小巧的2 mm × 1.7 mm WLCSP封裝，這款器件值得您在設(shè)計(jì)物聯(lián)網(wǎng)節(jié)點(diǎn)應(yīng)用時(shí)稍加考慮。如果更深入地研究，人們會(huì)發(fā)現(xiàn)其靈活架構(gòu)實(shí)質(zhì)上是一個(gè)儀表放大器(IA)和幾個(gè)運(yùn)算放大器，可通過配置形成一些實(shí)用的超低功耗信號(hào)處理電路，其適用范圍不僅僅限于醫(yī)療或保健應(yīng)用。

簡(jiǎn)化的單導(dǎo)聯(lián)心電圖(ECG)前端如圖1所示。它包括一個(gè)間接電流模式IA，具有獨(dú)立的傳遞函數(shù)：

在此前端示例中，固定增益為100。IA的基準(zhǔn)源由高通放大器(HPA)驅(qū)動(dòng)，該放大器配置為反饋網(wǎng)絡(luò)中的積分器，其輸入連接到IAOUT，通過外部電容和電阻設(shè)置截止頻率。HPA將迫使HPDRIVE達(dá)到任何所需電壓以保持HPSENSE以及IAOUT處于基準(zhǔn)電壓。該電路形成一個(gè)一階高通濾波器：

對(duì)于診斷級(jí)ECG，截止頻率通常設(shè)為0.05 Hz，而對(duì)于僅檢測(cè)心率的保健應(yīng)用，設(shè)為7 Hz可能比較合適。高通濾波器函數(shù)能夠解如何在放大高頻ECG信號(hào)（1 mV至2 mV）的同時(shí)抑制大直流半電池電位（因電極/皮膚接觸而導(dǎo)致）以及與ECG測(cè)量相關(guān)的低頻基線漂移的問題。由于直流半電池電位（高達(dá)300 mV）抑制發(fā)生在IA的輸入端，因此這種架構(gòu)能夠獲得很大的增益。另一個(gè)益處就是可以抑制IA的失調(diào)和失調(diào)漂移。監(jiān)測(cè)關(guān)于基準(zhǔn)電壓HPDRIVE將顯示自動(dòng)校正輸入失調(diào)的反相形式。

圖1. 簡(jiǎn)化的單導(dǎo)聯(lián)ECG前端。

雖然此設(shè)計(jì)的初衷是針對(duì)ECG應(yīng)用，但實(shí)際上任何需要放大低頻小信號(hào)（I A帶寬<1 kHz）的應(yīng)用都可受益于其低功耗和小尺寸。如果要進(jìn)行直流測(cè)量，則僅需對(duì)此電路進(jìn)行簡(jiǎn)單修改。圖2顯示固定增益為100的直流耦合I A。就是將圖1中的R和C去掉，并將HPSENSE短接到HPDRIVEA，從而使HPA成為一個(gè)單位增益緩沖器。這種方式也會(huì)迫使I A基準(zhǔn)保持基準(zhǔn)電壓。在此情況下應(yīng)考慮到I A的失調(diào)電壓。

圖2. 固定增益為100的直流耦合IA。

如果增益為100太高，或帶寬為1 kHz太低，則可按照?qǐng)D3所示修改此電路。這時(shí)HPA配置為一個(gè)反相放大器，增益為–R2/R1，其輸入為IAOUT的反饋。新的傳遞函數(shù)可簡(jiǎn)化如下：

將HPA配置為衰減器（R2 < R1）可實(shí)現(xiàn)低于100的增益。由于差分輸入的限值為300 mV，為確保電路的穩(wěn)定性，建議增益不應(yīng)低于10。下表中列出了一些可供考慮的增益配置。...........