支持超低功耗物聯(lián)網(wǎng)節(jié)點信號處理設(shè)計的ECG前端IC

當系統(tǒng)設(shè)計師尋找高能效的信號調(diào)理器件時，他們可能會發(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也許會令人沮喪。在搜索低功耗邊緣節(jié)點物聯(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)測器）可能根本不會出現(xiàn)，或因其針對特定應(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)計物聯(lián)網(wǎng)節(jié)點應(yīng)用時稍加考慮。如果更深入地研究，人們會發(fā)現(xiàn)其靈活架構(gòu)實質(zhì)上是一個儀表放大器(IA)和幾個運算放大器，可通過配置形成一些實用的超低功耗信號處理電路，其適用范圍不僅僅限于醫(yī)療或保健應(yīng)用。

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

在此前端示例中，固定增益為100。IA的基準源由高通放大器(HPA)驅(qū)動，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達到任何所需電壓以保持HPSENSE以及IAOUT處于基準電壓。該電路形成一個一階高通濾波器：

對于診斷級ECG，截止頻率通常設(shè)為0.05 Hz，而對于僅檢測心率的保健應(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（1 mV至2 mV）的同時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。另一個益處就是可以抑制IA的失調(diào)和失調(diào)漂移。監(jiān)測關(guān)于基準電壓HPDRIVE將顯示自動校正輸入失調(diào)的反相形式。

圖1. 簡化的單導(dǎo)聯(lián)ECG前端。

雖然此設(shè)計的初衷是針對ECG應(yīng)用，但實際上任何需要放大低頻小信號（I A帶寬<1 kHz）的應(yīng)用都可受益于其低功耗和小尺寸。如果要進行直流測量，則僅需對此電路進行簡單修改。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成為一個單位增益緩沖器。這種方式也會迫使I A基準保持基準電壓。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，則可按照圖3所示修改此電路。這時HPA配置為一個反相放大器，增益為–R2/R1，其輸入為IAOUT的反饋。新的傳遞函數(shù)可簡化如下：

將HPA配置為衰減器（R2 < R1）可實現(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。...........