心電圖 (ECG) 學(xué)是一門將心臟離子去極(ionic depolarization) 后轉(zhuǎn)換為分析用可測量電信號的科學(xué)。模擬電子接口到電極/患者設(shè)計中最為常見的難題之一便是優(yōu)化右腿驅(qū)動 (RLD) ，其目的是實現(xiàn)較高的共模性能和穩(wěn)定性。利用 SPICE 分析，可大大簡化這一設(shè)計過程。

 在 ECG 前端中，RLD 放大器具有 Vref 的共模電極偏置，并反饋經(jīng)過反相處理的共模噪聲信號 (enoise_cm)，以降低測量放大器增益級輸入端總噪聲。圖 1 中，源 ECGp 和 ECGn 被分離開，目的是表明 RLD 放大器如何為一部分 ECG信 號提供共模參考點(diǎn)，而這一部分 ECG 信號可在測量放大器 (INA) 的正負(fù)輸入端看到。左臂、右臂和右腿的并聯(lián) RC 組合，代表了集總無源電極連接阻抗（本文后面部分以 52kΩ 和 47nf 表示）。假設(shè) enoise 以寄生方式耦合至輸入，則 enoise_cm 的反饋會降低每個輸入端的總噪聲信號，并使用外部方法過濾剩余噪聲，或者利用測量放大器的共模抑制比 (CMRR) 來對其進(jìn)行抑制。

圖 1  LEAD I 和 RLD 簡易連接

在圖 2、3 和 4 中，我們可以看到共模抑制變化情況，表明共模測試電路具有不同的RLD 放大器增益。這些圖表明，無反饋電阻器（即增益無限）時達(dá)到最佳低頻 CMRR；但是，在現(xiàn)實世界中，對于那些要求在某條輸入放大器引線被拔掉后 RLD 放大器仍能線性運(yùn)行的應(yīng)用來說，去除 DC 通路和/或?qū)?RF 設(shè)置為某個高值或許并不實際。

圖 2 CMRR 與 RLD 增益的關(guān)系

RF =100MΩ
RF =10MΩ
RF =1MΩ
RF =100kΩ
RF =10kΩ

圖 3 CMRR 圖與頻率和 RLD 增益 (RF) 的關(guān)系

No RLD Drive

圖 4   MCRR  RLD 與無 RLD 的關(guān)系

圖 5 小信號脈沖測試電路

圖 6   圖5輸出的曲線圖

一旦確定 RLD 放大器的增益，便可使用圖 5 所示測試電路，并在環(huán)路中注入一個小信號階躍，然后監(jiān)視輸出響應(yīng)情況。這時，響應(yīng)（圖 6 所示）顯示出強(qiáng)輸出振蕩，表明環(huán)路中出現(xiàn)不穩(wěn)定性。引起這種不穩(wěn)定的主要反饋通路是 RLD 放大器周圍的身體/電極/測量放大器反饋通路。圖 7 所示測試電路，允許在一個波特圖上單獨(dú)分析 RLD 放大器的反饋和開環(huán)增益 (AOL) 曲線圖。

圖 7 電極/測量放大器反饋測試電路

圖9所示 1/β（反饋）曲線圖代表了圖 7 模擬結(jié)果。請注意，在沒有外部補(bǔ)償網(wǎng)絡(luò)時，1/β 曲線接近 AOL 曲線，且接近速率 (ROC) >20dB/dec，其表明存在不穩(wěn)定性（證明過程，在此不作討論）。要解決這個問題，需在 RLD 放大器的局部反饋中添加一個串聯(lián) Rc 和 Cc（圖 9 所示 Zc），這樣總 1/β 便與 AOL 曲線交叉，其接近速率 (ROC) ≤ 20dB/dec，且環(huán)路增益相補(bǔ)角> 45°（圖 12）。之后，Zc 成為 20k-30kHz 之間的主要反饋通路。圖 11 顯示了這種新的、經(jīng)過補(bǔ)償之后的 1/β 圖（基于 Rc 和 Cc 差異）。

圖 8 補(bǔ)償網(wǎng)絡(luò)測試電路

圖 9 AOL、1/β 和 Zc

圖 10 補(bǔ)償后的右腿驅(qū)動

 
圖 11 不同 Cc 值的 AOL 和 1/β

圖 12 圖 10 的環(huán)路增益和相位

總之，SPICE 是一種有效的工具，可幫助快速分析和優(yōu)化 RLD 前端電路的性能和穩(wěn)定性。請記住，模型的好壞決定了模擬的質(zhì)量，因此對一些重要規(guī)格建模就十分重要，例如：噪聲、AOL、開環(huán) Zout 以及 CMRR 與頻率關(guān)系等。另外，這項工作應(yīng)在開始分析和設(shè)計以前就完成。