文摘

血压传感器适合无线生物医学应用的设计和优化。最先进的血压传感器基于压阻传感器在一个完整的惠斯通电桥配置使用低电阻的值,因为相对高灵敏度和低噪声的方法导致的高功率消耗。摘要压电电阻的值是为了减少增加了一个数量级的功耗与文献方法进行比较。微机电系统(MEMS)压力传感器、混合信号电路信号调节电路,和逐次逼近寄存器(SAR)模拟-数字转换器(ADC)的设计、优化和集成在同一衬底使用商业1μCMOS技术。作为优化的结果,我们得到一个数字传感器具有灵敏度高、噪音低(0.002μV / Hz)和低功耗(358μW)。最后,压电电阻噪声不会影响压力传感器的应用程序,因为它的价值低于一半的最低有效位(LSB) ADC。

1。介绍

如今,无线传感器网络应用于广泛的应用[1]。在医疗领域,无线传感器技术的主要优势是,消除电线促进病人自主权,减少潜在的电气危险(2]。一种常见的、也是非常有用的应用程序开发无线传感器在医疗保健是血压测量3]。

然而,任何无线传感器的缺点是电池寿命(4]。因此,电力消耗是一个重要的点在这些特定的传感器的设计。基本上,设计目标是优化的使用在无线传感器电池储存能量。换句话说,延长的生命nonrechargeable电池或减少可充电电池/蓄电池的放电率。

从高水平的角度来看,无线传感器是由三个不同的单位(5]。传感器单元运行测量和产生一个值,一个通信单元传送。第三块是电池/蓄电池单元提供所需的能量传感器和通信单元。

此外,另一个重要的设计关键是无线血压传感器之间的距离和监控设备。显然,血压传感器的功耗优化减少所需的无线传感器的能量。在这种情况下,由于优化节能的过程还用于增加传动功率而不是延长电池寿命。作为总结,优化血液压力传感器的功耗增加无线通信的距离和/或电池寿命。

最先进的血液压力传感器,基于四个电阻在一个完整的惠斯通电桥配置,通常为灵敏度优化(6- - - - - -14)和线性。温度效应在硅压阻传感器灵敏度研究详细(14- - - - - -16]。在[16]分析压敏电阻和电容式硅压力传感器的噪声。他们认为最好的配置,以获得最低的噪声是通过惠斯通电桥配置和电容式压力传感器最佳配置取决于传感器的尺寸。

大部分的压阻传感器被离子注入到薄矽单晶薄膜。典型值是100Ω之间和3 kΩ,3 V和5 V供电,这意味着1马和马50之间的电流消耗,通常5 mA,只有完整的惠斯通电桥没有所需的信号调节电路信号调节电路和至少一个运算放大器是必需的。

这项工作提出了设计的血压传感器和低功耗的优化,低噪声,高灵敏度。这些优化目标之间的冲突。出于这个原因,血液的平衡曲线,详细分析了压力传感器获取最优设计点在我们的应用程序。我们使用一个成熟和商业混合信号技术为1.0μm CMOS工艺(17),包括集成MEMS传感器在同一衬底。

本文组织如下。节2力学性能的薄膜压力传感器是详细分析。最大的变形区域计算和说明。此外,布局尺寸和位置的几个压电电阻- 250年,500年和1000年kΩ-are计算。灵敏度和功耗的分析一个完整的惠斯通电桥和差动放大电路实现最佳功率和灵敏度设计要点提出了部分3。此外,本节介绍了低功率SAR ADC的设计。部分4提供了一个完整的噪声分析对整个设计。比较与其他类似的工作部分所示5。最后,结论提出了部分6。

2。机电分析

技术测量压力需要施加压力的一侧可变形的隔膜和确定膜片变形。硅已经证明是一个优秀的材料构建小型压力传感器。如今,压力传感器构成机械MEMS装置(最大的细分市场18]。

有两种主要的方法传感变形差压时应用于医疗领域的隔膜,电容或压电电阻(19]。电容式压力传感器有低成本、低功耗、高灵敏度相比,压阻传感器。但是他们要求,一般来说,复杂的信号调节电路。压阻压力传感器有成本低和中等/好的灵敏度相比,电容式传感器及其相关电路简单。他们的弱点在于他们消费更多的权力比电容式传感器。最后,压阻传感器在医疗应用程序的主要优势是压敏电阻器从未接触的生物环境(3]。

压阻压力传感器由一个隔膜和至少一个或一个以上的压敏电阻器。这些传感元素放置在或嵌入在隔膜。当压差应用于膜片变形修改每个压敏电阻器的电阻的值。

对于一个给定的商业大部分微加工技术,是不可能修改工艺参数,设计参数/变量是隔膜的尺寸(宽度、长度和厚度),压敏电阻器的形状(布局),和它的位置(位置)。压敏电阻的性能优化血压传感器的灵敏度、温度影响、和噪音是通过调优这些尺寸,形状和位置设计变量。

2.1。机械特性

在本节中,我们分析了膜片的力学行为持续的厚度和广场维度在15个kPa的压差。特别是,我们确定膜行为这种压力时,定位最大变形是在哪里生产的。这些计算是使用中的分析方程(22,23]。

从基尔霍夫假设薄板的弯曲(膜片),矩阵方程的定义如下: 在哪里杨氏模量;是深度轴;协调指的是中间膜的厚度;是泊松系数;和分别是,压力在轴的方向吗和;和的组件是应力张量的主对角线。

和偏转被定义为 在哪里和水平和垂直的维度方面,刚度系数。

生物医学的力学行为分析了硅压力传感器膜片使用1000×1000×10μ米生物医学压力传感器隔膜。表1总结了传感器材料特性(20.,21]。

硅晶片材料是一个正交的(100)。最大化其压阻传感器的灵敏度,传感器是面向边缘法和并行材料方向(20.- - - - - -25)(见图1)。进行数值计算,我们使用有限元法(FEM)分析。应用边界条件如下:(a)隔膜的边缘是固定的,所以我们不网隔膜框架,和(b)的分布式应用是15 kPa的压力。典型的标准的值(22使用),与我们的设计约束。

我们已经计算出变形量,,和•冯•米塞斯应力地图的外部表面隔膜和各自的应变地图,,。图2显示了隔膜的机械三维变形和最大位移为1.6μ米方向。图3显示3 d 40 MPa压力最大的地图中间的隔膜平行的两条边设在方向。压力地图展示了完全相同的映射,但旋转90°。图4礼物二维应变地图一样的外观地图,包括两个最大值的边缘平行设在。最后,图5显示二维应变地图展示了两个最大值和两个极限。然而,对于曼哈顿布局风格这个配置并不是有用的。

2.2。压电电阻优化

在本节中,该指数因子(压敏电阻的元素)或应变因素,由以下方程,给出最大化: 在哪里计价的敏感性;变形沿特定轴吗或;是取决于材料的压阻系数属性(见表2);和是杨氏模量。

表2说明值常量值取决于材料特性,如,这是最大纵向值在一个特定的方向,在我们的案例中方向。因此,下一步是瞄准最好的衡量因素通过优化(3)。如果和是最大的,必须也最大。的最大价值如图4左右的隔膜用红色。

的价值灵敏度(26)代表了压敏电阻的敏感性元素作为他们的压阻系数的函数被称为主要的硅晶体轴,和隔膜上的压力和压敏电阻器的方向角的函数,如图1,是 在哪里

图6说明了一个角的敏感性。最大灵敏度值中间的隔膜。这些值是负的方向设在和积极的方向设在由于压敏电阻特性。

我们确定布局尺寸和位置的名义压电电阻250年,500年和1000年kΩ放在隔膜。这些电阻得足够高,使低功耗微型传感器的压力。

经典的配方为压电电阻(27- - - - - -29日)是使用和使用有限元法实现。压阻系数被称为主要结晶轴硼的浓度= 2.10×10^{+ 19}厘米⁻³(17]。

作为显示在图7压电电阻,布局区域是一个矩形的宽度和长度和分别对水平和垂直的维度。这些矩形是一致的- - -设在的隔膜和集中在两个隔膜边缘,分别为水平和垂直。这是因为最大值的位置和在隔膜,如图3和4。

每一个这些布局区域包含几个压电电阻元素/段和的宽度和厚度(黑层图7)。串行连接在蜿蜒的形状。压敏电阻器之间的连接是通过使用一个低阻力、低压电电阻依赖层(24(蓝色层图7)。个人压电电阻相互分离的一个距离根据最小设计规则。为1.0μ从XFAB m CMOS工艺(XC10),厚度和宽度每个压电电阻的0.4μm和1.2μm,分别。分离他们之间是1.2μm。

数据8和9目前曲线之间的权衡灵敏度和垂直和水平压敏电阻器的长度,分别。在这两个数字,对于一个给定的标称电阻值(250、500和1000 kΩ),灵敏度从一个较低的值并增加最大。这个最大后,敏感性降低传感区域增加它的长度。从这些权衡曲线代表人物8和9、最优设计点(长度)的灵敏度取决于每个曲线上达到最大值。

表3总结了获得优化设计为我们的1000×1000×10分μm压力传感器使用XC10技术过程(17]。列一个是标称电阻。列2和3的尺寸布局区域,和维度,分别。维度标称电阻值成正比。列四个矩形的面积。列五是最大的灵敏度,最后列提供了单个压电电阻的数量(部分)包含在每个矩形。如表所示3,最优维度对水平和垂直位置是300左右μm。最优维度对水平和垂直位置的250年,500年和1000年kΩ是20,40和80μm,分别。

3所示。惠斯登电桥的分析和模拟-数字转换器

使用一个完整的惠斯通电桥测量小电阻变化的隔膜压阻传感器。完整的惠斯登电桥的配置使用,因为它改进的线性度和灵敏度的季度和桥梁的一半。在这个配置中总共四个压电电阻元素使用;两人正压力系数(),另外两个负面系数相同的大小()。

研究的主要结论传统全惠斯通电桥的灵敏度与设计参数(36- - - - - -38)是,为了最大化整个惠斯通电桥的灵敏度,无限权力必须消耗。

我们分析了完整的惠斯登电桥的灵敏度和功耗实现最佳功率和灵敏度设计点。灵敏度()的完整的惠斯通电桥决定了预期的输出电压变化的电源电压比、电阻标称电阻率的变化,并表示为 在哪里代表输出电压,代表了供电电压,压敏电阻的相对阻力变化元素,被认为是所有=,标称电阻的比例从上到下的压敏电阻器,标称电阻的比值在左、右手臂,然后呢探测器的比例是抵抗名义左下角阻力。

总能耗(),它的最小值()对于一个给定的退化率的敏感性是 在哪里桥的供电电压,是探测器阻力,腿底部的标称电阻参考电阻器。因此,对于功耗和阻力最大目标约束,我们可以确定所需的设计参数(,,值)。最低功耗是通过迫使总功耗的导数等于零在给定的敏感性下降。是满足此条件为常数和价值观和一个变量价值。

表4介绍了对比我们的建议和一些文学和商业惠斯通桥。第一列显示了全桥的敏感性(μV / V /毫米汞柱)。第二列比较所有方法的敏感性降低(dB)。第三列的标称电阻(kΩ)。第四列比较功耗(dB)。第六列展品操作范围(毫米汞柱)。最后,最后一列标识方法。另一方面,第一行的礼物最好的文学方法的灵敏度(30.]。另外,最后一行介绍了桥最低的标称电阻(35]。这些方法在敏感性和能耗作为参考比较,分别。

第六列所示,所有桥梁的工作范围是相似的(0-300/375毫米汞柱)。敏感性降低我们的方法是1000年只有4.86 dB kΩ桥。功耗降低我们的方法相比是30.97 dB最低的标称电阻桥(35]。最后,功耗降低为17.65 dB时我们的方法灵敏度相比是最好的解决方案30.]。

此外,我们分析了影响连接的完整惠斯通电桥信号调整器(见图10)。我们使用一个运算放大器(放大器)作为功率降低是我们最关心的,这是有关放大器输入信号调整器中的元素的数量。在这个工作中,所有抗性被称为输入电阻获得的循环。所以,,,的标称电阻桥腿。使用运算放大器模型参数如表所示5。autozero电路(39),图中省略了10放置在运放电路的输入,取消补偿电压。

数据11- - - - - -13显示恒定灵敏度的敏感性和功耗曲线退化因素在桥的输出,对小型和高环路增益(和)的值。一个常数参数是用于这些情节,因为它被证明是一个最佳灵敏度点(37,38]。我们确认,灵敏度阴谋和和不修改信号调整器的负载,除了用吗价值。

图11显示了灵敏度和地图和值和值差分放大器。它可以观察到,对于一个恒定的灵敏度曲线,一个常数比是必需的。和比所需的灵敏度曲线和,分别。虽然我们可以得到相同的比例不同或值,必须指出放大器增益降低,和低和值,最严重的线性与情节,最低值必须确保获得所需的灵敏度约束。

规范化的功耗,而值为每个灵敏度曲线,如图12为和值。我们使用kΩ和V值。它可以观察到,此案,一个优价值存在接近最大限度地减少功耗。值的范围可以从来的力量退化3 dB。这两个最优价值和范围随增益参数()。从观察到的变化来总结了在表6。

作为低值,优化值接近单元,进而是整个惠斯通电桥的最佳值连接到单个电阻检测器。此外,高值,达到较低的最小功率贸易范围扩展,增加了设计空间力量实施约束条件作为最大集成电阻的值。

图13介绍了总能耗不同值。图(13日)情节的规范化的功耗kΩ和。图13 (b)显示了在最佳功率点功耗为每个灵敏度曲线函数的选择在差分放大器的输入值。

虽然标准化的功耗曲线完整的惠斯通电桥不依赖值,它可以指出,运放电路克服了桥梁的功耗消耗高值。减少能耗和促进电阻集成,主要目标是定位的最低值产生没有显著增加总功耗,相应的信号退化和压敏电阻器比()的约束。图13 (b)表明最低功耗运算放大器功耗限制(260μW),最低需要125 kΩ低于25%功率增加这个值,50%的信号退化约束。这个信号退化可以通过使用补偿放大器增益高。如果我们不允许这个信号退化,是发生在一个典型的设计方法,这将有助于一个高得多,这反过来会使布局整合困难。注意,将减少50%的退化信号的信号功率6 dB但也会减少因为减少放大器电阻热噪声功率。

最后,如果我们要求1 V输出电压%,V,权力比运算放大器功耗增加不超过25%,不超过50%的信号退化,由于信噪比降低的限制,并且不能超过4倍比率的标称电阻电桥传感器,由于匹配约束,我们将实现一个最优设计点,,,kΩ,。也就是说,压阻传感器1000 kΩ和250 kΩ是必需的,回路电阻()必须kΩ,差分放大器的输入电阻()必须125 kΩ。

这些参数的仿真结果显示输出电压变化从−1 V + 0.995 V时不同来。总电力消耗是322μw - 62μ在桥和260 WμW在输出电压偏置放大器之巅−2.5 mV。进一步的功率降低,260μW,可以通过使用更高值或允许更高的信号退化。

此外,低功耗设计约束的模拟-数字转换器(ADC)。为了应对这个问题,综述了现有的架构在文献中为了得到一个全面的知识不同替代已知(40,41]。此时,大多数消费元素,通常存在于任何ADC主要是运放的设计。从可用adc的曲目在艺术的状态40),连续近似(SAR)架构是一个低功耗的候选人因为数量的减少运算放大器的设计。最近,SAR ADC基于阈值比较器(42](SAR TC-ADC)展示了性能优越的超低功耗无线传感的应用程序一样。

在特区TC-ADC(见图14)输入差动电压比较,在不同的步骤中,几个子范围的限制。这些子范围首先定义为两部分可表示的值,这些构建之间的限制最高有效位设置为1,其余位设置为0。建立每一个所需的阈值电压比较使用binary-scaled数组切换电容器。从第一个比较决定如果MSB最后值代表输入值必须设置为0或1。下面的子范围定义这之前已经设置和其他两个子范围定义,代表他们的共同限制数量少用以下重量设置为1,然后以类似的方式进行比较。都遵循了这个程序,直到所有位的设置,这个过程被称为叉状分枝的搜索。

为90纳米CMOS技术6-bit TC-ADC展品的功耗3μW和25 MS / s的采样率40 ns。在可用CMOS技术集成在同一衬底MEMS设备和电子产品,1.0μm CMOS工艺从XFAB (XC10), 8位TC-ADC的功耗估计为63μW和运行在一个保守的300 kS的采样率年代,确保不存在缺失的代码。

4所示。噪声分析

由MEMS传感器和换能器阶段基于硅膜片。这个隔膜包含四个压敏电阻元素配置完整的惠斯登电桥电路。桥的输出是输入一个微分放大器基于运放。我们使用一个高增益低噪声放大器()。我们假设噪声主要是由于压阻传感器。

压阻传感器的噪声主要由约翰逊噪声和Hooge噪声(27),可以表示为一个叠加噪声组件,这样

热噪声(43),被称为约翰逊或Johnson-Nyquist噪音,如下: 在哪里玻尔兹曼常数(J / K),是绝对温度(K),是电阻值(Ω)。

Hooge噪声(44]频率成反比。因此,Hooge噪声通常被称为噪音。这种类型的噪音是高度依赖于制造工艺参数,如植入剂量和能量和退火参数:

在(10),是电阻的偏置电压(V),频率(赫兹),自由电荷载体的总数是体积单位(1 /厘米吗³)。这个方程是基于梯状掺杂密度剖面。尺寸、长度(厘米),宽度(cm),和厚度(cm)的梯状,,,,分别。最后,是一个名为Hooge系数的经验系数。最近的研究(27)表明,是dimension-independent参数通常是由于晶格的质量和范围到。

表7总结了所需的数据从以前提供的压阻传感器的主要特征(见表3)来计算噪声。第一列显示了名义换能器的压电电阻值。第二列显示了压敏电阻器的总长度。压电电阻传感器的布局尺寸根据技术设计规则,最低1.2μm和0.4μ米,宽度和厚度,分别。最后,第五列给出了最大实现传感器的灵敏度。

为了评估我们的方法的好处,我们感兴趣的是最坏的情况(WCS)的噪声分析。低功耗数字传感器灵敏度高意味着高名义压电电阻的值。一个更大的名义价值产生更大的约翰逊噪声。所以,之间有一个权衡能耗和热噪声。另一方面,因为压电电阻值与传感器的长度成正比,Hooge噪音减少当压电电阻的标称值增加。此外,Hooge系数取决于工艺流程质量、和值为最坏的情况下(27]。

表8介绍了电压噪音和为每个提出了压阻传感器。供电电压为5.0 V。第一列给出了压电电阻的标称值。第二和第三列显示,约翰逊和Hooge噪声、测量μV和μV /,分别。

图15说明了提出的压阻传感器的光谱响应。以非常低的频率Hooge噪声覆盖了约翰逊噪声。例如,250年的约翰逊噪声kΩ压敏电阻器主要在25.15赫兹;在那之后,约翰逊噪声优于Hooge噪音。在100赫兹约翰逊噪声主要传感器。输出信号达到最大压力下至少有四个数量级在最坏的情况下噪声为0.1赫兹(250 kΩ)。另外,图15展示了我们之前的假设;高的值约翰逊噪声产生增加和减少的Hooge噪音。

表8和图15是基于一个悲观Hooge系数()通常发现在金属电阻(48]。然而,高浓度压敏电阻器Hooge系数远低于金属电阻(49]。运营商的浓度是(1 /厘米³)。这被认为是高度集中,因为大于(50]。因此,最大输出信号之间的比例和压敏电阻器Hooge噪声将会更大。最后,如果我们使用一个完整的惠斯通电桥,输出信号将增加四倍,而噪声电压只是增加了两倍,当考虑到相同的水平和垂直压敏电阻器。

最后,计算总噪声全惠斯通电桥,我们占的最大带宽150 kHz,奈奎斯特频率在300 k / s,这是8位的最高转化频率SAR TC-ADC章节中讨论3。然而,血压传感器应用程序需要的最大带宽125 Hz,避免带外噪声我们添加了一个电容元件(154.15 pF)的反馈电阻放大级(8.26 MΩ),有效地实现了125赫兹的带宽低通滤波器。最低0.1赫兹的频率被认为是集成的约翰逊和Hooge噪音。在这样的条件下,总噪声电压为28.5μV是发现提出了桥接配置的部分3和数据表所示8为8位,低于一半的LSB TC-ADC当考虑桥梁的最大输出信号15.12 mV在全面情况。

5。比较

从文学与无线有关血压传感器、表9介绍了目标性能比较的目的。第一列提供了参考;第二列包含传感器的功耗,信号调整器和转换器。第三列提供了一些见解估计噪声的μV / Hz以下系统的关键部分进行比较。在这项工作中,总噪声电压为28.5μV是发现提出桥配置(见部分4),因为最大的带宽是150 kHz的声音单位频率低于0.002μV /赫兹。系统不包括通信阻塞的区域提出了第四列。最后两列包含CMOS工艺特征尺寸和传感方法(电容和电阻)。比较的目的,我们定义一个品质因数(FoM)链接三个表演,权力,噪音,和面积。FoM的产品噪音和单位面积能耗。最小的FoM更高效的设计是每单位面积能耗和噪音。如表所示9,我们的工作展示FoM的最小值,由于降低了功耗,小区域,噪音。

6。结论

压敏电阻的电阻值元素用于血压传感器从典型的增强100Ω,3 kΩ100 kΩ1000 kΩ,为了减少功耗。这个伟大的增强不降低灵敏度。达到通过压敏电阻器在硅膜的最佳分配和顺向压敏电阻器模式的优化设计。完整的惠斯登电桥的功耗是62μW 1 V输出电压和电阻相对变化量的0.605%和5 V电源电压。这个功耗运算放大器功率消耗的24%,信号调节器。

当完整的惠斯通电桥和信号调节器结合8位SAR TC-ADC操作在300 kHz,总功耗低于400μw .由于运算放大器的低噪声特性,噪声为0.002μV / Hz主要是由于压阻传感器。估计的噪声电压为28.5μV是低于一半的LSB 15.12 mV输出电压信号,桥的最大输出电压在满刻度。

比较与其他出版的结果证明该方法的性能优越。FoM,产品噪音和功耗的单位区域(μW /毫米²×μV / Hz),对于这个工作,0.77与0.80,22.05和1846.15的45]、[46),(47),分别。

设计低功耗模拟压力传感器,结合低功耗ADC,结果在一个低功率数字血压传感器集成在1.0μm CMOS工艺使用相同的基质和适合无线应用程序。

利益冲突

作者宣称没有利益冲突有关的出版。

承认

这项工作是由项目冲浪(tec2014 - 60527 c2 - 1 - r)的西班牙经济和竞争力。