0 引言

    近年來，集成電路在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用越來越常見^[1]，特別是在微型化的可穿戴式醫(yī)療系統(tǒng)中，用于實(shí)時(shí)監(jiān)測人體的重要生理參數(shù)，以達(dá)到預(yù)防高血壓、心臟病等重大疾病的目的。光電容積脈搏波（PPG）是人體重要生理信號之一，基于PPG信號的檢測，可以得到血氧、無袖帶血壓以及心率^[2]等生理信息，因此被廣泛關(guān)注。

    發(fā)光二極管發(fā)光照射皮膚表面，發(fā)生透射或反射，進(jìn)而被光電接收器接收，皮膚、肌肉等部分對光的吸收在整個(gè)血液循環(huán)中保持恒定不變，而皮膚內(nèi)血液容積在心臟作用下呈搏動性變化，使光電接收器接收到的光強(qiáng)度隨之呈脈動性變化，當(dāng)此脈動的光信號轉(zhuǎn)換成的脈動的電信號，便可反映容積脈搏波血流的變化，即光電容積脈搏波^[3]。研究用于PPG信號處理集成電路的設(shè)計(jì)方法，在不影響人們?nèi)粘Ｉ畹那闆r下監(jiān)測人體重要生命信息，不僅對重大疾病的預(yù)防、疾病的監(jiān)控具有重要的實(shí)際意義，而且對于集成電路本身，也是其理論和設(shè)計(jì)方法在低頻率、微弱信號領(lǐng)域的完善過程。

    在設(shè)計(jì)用于PPG信號處理的集成電路時(shí)必須考慮以下幾個(gè)問題：首先，來自于光電接收器的信號由一個(gè)幅度很小的交流分量和一個(gè)幅度很大的直流分量構(gòu)成，比值在0.001-001 5之間^[2，4]。由于幅度差別過大，兩部分不能同時(shí)被處理，因?yàn)檩^大的直流分量會令放大器飽和。為解決這個(gè)問題，可以去除直流分量，或者將直流、交流分離。第二，與電路部分相比，發(fā)光二極管（LED）部分占系統(tǒng)功耗的大部分，因此只追求電路部分低功耗，不能對系統(tǒng)功耗有很大改善。因此，為降低系統(tǒng)功耗，LED將由脈沖驅(qū)動，這需要與光電接收器連接的前端處理電路具備處理脈沖信號的能力。第三，PPG信號的頻率范圍在0.5-16 Hz之間，實(shí)現(xiàn)其處理電路的全集成化是一個(gè)很大的挑戰(zhàn)。

    PPG信號的交流分量包含很多信息，因此，許多研究中抑制掉直流分量，只保留交流分量，例如近紅外心率測量芯片^[2]、帶直流抑制結(jié)構(gòu)的PPG信號前端處理電路^[4-6]等。另外，PPG的直流分量對于生理參數(shù)的監(jiān)測也具有重要意義，例如血氧飽和度的檢測。所以，本文在直流抑制結(jié)構(gòu)的基礎(chǔ)上，設(shè)計(jì)了新的電路結(jié)構(gòu)，可以分別得到光電容積脈搏波信號的直流、交流部分?；诖薖PG信號處理集成電路，可以得到心率、血壓、血氧等重要生理信息，可以廣泛應(yīng)用于穿戴式多生理參數(shù)檢測系統(tǒng)中。

1 電路結(jié)構(gòu)

    文章提出的光電容積脈搏波信號前端處理電路的整體結(jié)構(gòu)如圖1所示，包括直流、交流分離電路，直流分量讀出電路，低通濾波器和矩形波發(fā)生電路。

1.1 直流交流分離電路

    直流、交流分離電路由跨阻放大器、金屬氧化物半導(dǎo)體場效應(yīng)晶體管（MOSFET）、采樣保持電路和反饋環(huán)路中的特殊積分電路構(gòu)成，如圖2(b)所示。電路工作方式為：(1)跨阻放大器將輸入電流轉(zhuǎn)化為電壓，此電壓將被反饋環(huán)路中的積分電路以極低的截止頻率低通濾波，得到接近直流的信號，使得MOSFET M中的電流頻率也接近直流。這樣，輸入信號的直流分量從M流走，直流交流分量分離。(2)當(dāng)輸入信號變化時(shí)，積分電路也將提供給M變化的柵電壓，從而實(shí)現(xiàn)直流、交流分量的動態(tài)分離。

    反饋環(huán)路中的積分電路采用4個(gè)串聯(lián)的MOS-Bipolar器件^[7-8]作為高阻值電阻(阻值大于10¹⁰ Ω)，從而使得積分電路的截止頻率達(dá)到接近直流的10^-6 Hz。積分電路傳輸函數(shù)可以表示為：

    其中，R_eq是MOS-Bipolar器件的等效電阻，A_I是放大器的增益。

    帶反饋環(huán)路的跨阻放大器的傳輸函數(shù)為：

    另外，在本文中LED采用脈沖控制，這樣可降低功耗的同時(shí)也在光電接收器中產(chǎn)生了脈沖電流。但是，為了將光電容積脈搏波信號的直流與交流分量準(zhǔn)確分開^[4]，需要連續(xù)信號，所以加入了采樣保持電路來得到連續(xù)信號。

1.2 直流分量讀出電路

    直流分量讀出電路包括電流檢測單元和跨阻放大器，如圖2(a)所示。MOS管M′與M有相同的寬長比，將復(fù)制M的電流。共源共柵電流鏡用來更準(zhǔn)確地復(fù)制電流，并且將電流輸入至跨阻放大器，從而將電流信號轉(zhuǎn)換為電壓信號。跨阻放大器電阻的選擇需要考慮到既要避免放大器飽和又要得到足夠的增益。

1.3 低通濾波器

    在將光電容積脈搏波信號的直流、交流分量分離后，交流分量將通過低通濾波器讀出。低通濾波器采用R-MOS-C結(jié)構(gòu)^[2]，如圖3所示，它的傳輸函數(shù)表示為：

    其中，R_a是Ma的等效電阻，濾波器的增益由R₂/R₁決定，M_a和M_b作為等效的大阻值可變電阻，濾波器的截止頻率可以通過改變M_a的柵電壓V_a進(jìn)行調(diào)節(jié)，而M_b的柵電壓V_b不會對濾波器的交流特性產(chǎn)生影響，只是影響直流工作點(diǎn)。

1.4 矩形波產(chǎn)生電路

    矩形波產(chǎn)生電路如圖4所示，包括一個(gè)施密特觸發(fā)器、一個(gè)PMOSFET、一個(gè)NMOSFET和一個(gè)電容。MOS管作為大阻值電阻來降低芯片面積。根據(jù)施密特觸發(fā)器的傳輸特性，在初始狀態(tài)V_C=0，V_out=V_DD。C首先通過M_P充電直至V_C=V_T+，V_out=0，通過M_N放電直至V_C=V_T-，V_out=V_DD。

    當(dāng)增加M_N的柵電壓(V_N)時(shí)，M_N的電流增加，放電時(shí)間減少；當(dāng)增加MP的柵電壓(V_P)時(shí)，M_P的電流減小，充電時(shí)間增加。從而可以通過改變V_N和V_P來調(diào)節(jié)所產(chǎn)生的脈沖信號的占空比。

    基于圖4所示的電路，可以得到用于單路光電容積脈搏波信號采集或血氧飽和度測量的控制脈沖信號，如圖5和圖6所示。在血氧飽和度測量中，需要采集在紅外/紅光下的兩路光電容積脈搏波信號，用兩路不重疊的脈沖信號控制。S_S/H表示圖2中采樣保持電路的控制脈沖信號，S_LED表示LED的控制脈沖信號。

2 仿真結(jié)果

    兩個(gè)及四個(gè)MOS-Bipolar器件的電流-電壓特性曲線如圖7所示，可見，此器件具有很大的等效電阻(10¹⁰-10¹¹)。并且根據(jù)仿真及分析結(jié)果，不同寬長比的MOS-Bipolar器件的等效電阻隨著寬長比的增加而增加。

    低通濾波器在不同V_a下的幅頻響應(yīng)曲線如圖8所示，可以看到，可以通過改變V_a來調(diào)節(jié)濾波器的截止頻率。此外，同樣的方法進(jìn)行仿真及分析，V_b不影響交流特性而只影響直流工作點(diǎn)。

    加入濾波器后的輸出電壓幅頻響應(yīng)曲線如圖9所示，對于不同的輸入電流直流值，高通截止頻率及增益為0.07～0.7 Hz及124～124.4 dB。高通截止頻率會略微受到輸入電流的影響，因?yàn)棣?sub>HP=g_MR_F/R_eqC_I，g_M=[2I_DSC_OXu_p(W/L)_M]^1/2。但是，由于光電容積脈搏波信號也是在一定范圍內(nèi)變化，對于不同人，也會有所不同，所以只需要保證高通截止頻率稍低于最低信號頻率即可。

    對于矩形波發(fā)生電路，仿真得到矩形波的低電平及高電平寬度隨V_N及V_P變化的曲線如圖10、圖11所示?？梢钥吹?，當(dāng)V_N為0～0.5 V時(shí)，低電平寬度0.45 s～7.4 μs，當(dāng)V_P為2.7～3.3 V時(shí)，高電平寬度0.96 μs～0.45 s。通過調(diào)節(jié)V_P及V_N，信號頻率變化范圍為1.1 Hz～119.6 kHz，占空比變化范圍為2.13×10^-6～0.99。

3 結(jié)論

    本論文提出了一種新的用于光電容積脈搏波信號處理的集成電路結(jié)構(gòu)，可以將光電容積脈搏波信號的直流、交流成分分開。該結(jié)構(gòu)將應(yīng)用于基于光電容積脈搏波信號處理的可穿戴式多生理參數(shù)檢測中，例如血氧飽和度、心率、血壓等。不僅具有重要的實(shí)際應(yīng)用價(jià)值，也對于集成電路設(shè)計(jì)理論的完善具有參考價(jià)值。

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