感应呼吸传感器的制造方法
感应呼吸传感器的制造方法
【技术领域】
[0001]本发明总体上涉及感应传感器，具体地用于感测对象的呼吸参数(例如频率和体积)。
【背景技术】
[0002]美国专利5，913，830公开了一种用于测量胸部或腹部的周长和横截面积的变化的感应体积描记法呼吸传感器。传感器包括导体回路，其具有当人穿上它呼吸时导体平行于传感器扩展和收缩的方向运行的(“不活跃”)段，以及导体包括在横向方向上的突转弯管的(“活跃”)段。当传感器被拉伸时，弯管改变形状，导致导体回路的电感的变化。
[0003]然而，美国专利5，913，830没有公开关于感测电路的任何细节，两种类型的电路被常规地用于测量电感变化。第一类型的电路是LC振荡器，其将感测线圈用作储能元件。振荡器频率指示电感。该电路具有LC振荡器可以将其频率锁定到具有接近于储能频率的频率的外部磁场的缺点。例如，当穿上相同测量设备的两个人靠近彼此时，或当存在由例如在接近于LC振荡器的共振的频率处操作的无线电发射器生成的电磁场时，这能够发生。第二类型的电路使用由高频周期信号(例如在1MHz)驱动的分压器。分压器包括参考阻抗和感应元件。分压器输出电压的幅度指示电感。当对象呼吸时，感应传感器通常具有大约ΙμΗ的电感以及高达ΙΟΟηΗ的变化。在1MHz的频率处，ΙΟΟηΗ的电感对应于0.628Ω的阻抗。这意味着，为了提取可测量信号，大电流必须被用于生成可使用分压器输出电压，与低功率要求冲突，或者非常小的输出电压必须被放大，与低功率和低成本要求冲突，或者必须采用更高的操作频率，其与低功率要求冲突。
【发明内容】
[0004]本发明的目的是提供一种改进的感应呼吸传感器。该目的通过根据权利要求1所述的传感器实现。
[0005]根据本发明，感应呼吸传感器包括感应换能器和感测电路，所述感应换能器被配置为当经受(由呼吸引起的)机械变形时，产生可变电感。感测电路包括互阻抗放大器，所述互阻抗放大器具有参考输入部、感测输入部和输出部。感测输入部被可操作地连接到感应换能器，并且互阻抗放大器被配置为将来自输出部的电流驱动到感测输入部，使得感测输入部上的电压遵循被应用到参考输入部的电压，并且引起指示电流的输出部上的电压。具体地，互阻抗放大器包括第一晶体管和第二晶体管。第一晶体管包括第一连接(收集器或漏极)、第二连接(发射器或源极)和第三连接(基极或栅极)，所述第一晶体管的第一连接和第二连接被操作地连接在互阻抗放大器的感测输入部与输出部之间。第二晶体管也包括第一连接(收集器或漏极)、第二连接(发射器或源极)和第三连接(基极或栅极)，所述第二晶体管的第二连接被连接到参考输入部，第二晶体管的第一连接被连接到第一晶体管的第三连接，并且第二晶体管的第三连接被连接到感测输入部。在下文中，根据所考虑的晶体管是双极结型晶体管还是场效应晶体管，术语“第一连接”指定收集器或漏极，术语“第二连接”指定发射器或源极，以及术语“第三连接”指定基极或栅极。
[0006]本领域技术人员将认识到，第一晶体管和第二晶体管共同形成负反馈控制回路，其中第一晶体管是致动器，并且第二晶体管充当控制器。在双极结型晶体管的情况下，第二晶体管的基极-发射器电压差控制跨第二晶体管的收集器-发射器电流。在收集器处，这转化为电压，其被应用到第一晶体管的基极，并且控制第一晶体管，使得感测输入部上的电压倾向于(drawn toward)参考输入部的电压。在场效晶体管的情况下，除了基极、发射器和收集器端被栅极、源极和漏极端取代，功能是类似的。
[0007]与具有被应用在其基极的参考电压的一个晶体管的解决方案相比，具有第一晶体管和第二晶体管的反馈回路的优点在于大大地减少了(近似等于第二晶体管的当前增益的因子)输入阻抗。与上述分压器方法相比较，互阻抗放大器的输出部上得到的电压不需要高增益放大，其导致更低的功率要求和潜在地更低的生产成本。
[0008]优选地，感应换能器通过耦合电容器被AC耦合到感测输入部，以便防止直流电流流过感应换能器。耦合电容器也能够被布置为与感应换能器串联。
[0009]根据本发明的优选实施例，感应呼吸传感器包括信号生成器，其被操作地连接到参考输入部，信号生成器被配置为向参考输入部应用交流电压(例如具有包括在从10kHz至100MHz，优选从10kHz至1MHz的范围内的频率)。例如，信号生成器能够包括低通滤波器，所述低通滤波器被连接到产生方波的微控制器的数字信号输出部。在这种情况下，滤波器的截止频率优选被选择，使得滤波器抑制基频的谐波，在其输出部产生正弦波。
[0010]优选地，感应呼吸传感器包括同步整流器，所述同步整流器被操作地连接到互阻抗放大器的输出部，用于将交流电压转化成指示阻抗或电感的直流电压。
[0011]信号生成器优选包括与第二晶体管匹配的晶体管，匹配晶体管的发射器或源极与第二晶体管的第二连接连接。通过使用匹配的双极结型晶体管，补偿第二晶体管的前向基极-发射器结型电压。当采用匹配的M0SFET代替时，相同的补偿技术能够被用于补偿栅极-源极电压。
[0012]根据本发明的优选实施例，互阻抗放大器(在下文中被称为第一互阻抗放大器)被操作地连接到在其第一端的感应换能器，并且感应呼吸传感器包括具有参考输入部、感测输入部和输出部的第二互阻抗放大器，第二互阻抗放大器的感测输入部被操作地连接到在其第二端的感应换能器。第二互阻抗放大器被配置为将来自第二互阻抗放大器的输出部的电流驱动到第二互阻抗放大器的感测输入部，使得第二互阻抗放大器的感测输入部上的电压遵循被应用到第二互阻抗放大器的参考输入部的电压，并且引起指示电流的第二互阻抗放大器的输出部上的电压。具体地，第二互阻抗放大器包括第三晶体管和第四晶体管。第三晶体管包括第一连接、第二连接和第三连接，第三晶体管的第一连接和第二连接被操作地连接在第二互阻抗放大器的感测输入部与第二互阻抗放大器的输出部之间。第四晶体管也包括第一连接、第二连接和第三连接，第四晶体管的第二连接被连接到第二互阻抗放大器的参考输入部，第四晶体管的第一连接被连接到第三晶体管的第三连接，并且第四晶体管的第三连接被连接到第二互阻抗放大器的感测输入部。
[0013]在该实施例中，可以以差分模式操作感应换能器。优选地，这使用被操作地连接到第一互阻抗放大器的参考输入部并且具有与第二互阻抗放大器的参考输入部的相反极性的信号生成器来实现，由此所述信号生成器被配置为生成第一互阻抗放大器的参考输入部与第二互阻抗放大器的参考输入部之间的交流电压差。
[0014]信号生成器可以包括低通滤波器，所述低通滤波器被连接到微控制器的数字信号输出部。
[0015]感应呼吸传感器可以包括同步整流器，例如其经由多路转换器或开关被操作地连接到第一互阻抗放大器的输出部以及第二互阻抗放大器的输出部。
[0016]优选地，提供与第二晶体管匹配的第五晶体管以及与第四晶体管匹配的第六晶体管，第五晶体管的发射器或源极与第二晶体管的第二连接进行连接，并且第六晶体管的发射器或源极与第四晶体管的第二连接进行连接，以便补偿第二晶体管和第四晶体管的前向基极-发射器结型电压或栅极-源极电压。
【附图说明】
[0017]参考附图根据若干非限定性实施例的以下详细描述，本发明的其他详情和优点将是显而易见的。
[0018]图1是根据本发明的第一优选实施例的感应呼吸传感器的方框示意图；
[0019]图2是图1的感应呼吸传感器的优选实施方案的方框示意图；
[0020]图3是根据本发明的第二优选实施例的感应呼吸传感器的方框示意图；
[0021]图4是根据本发明的第三优选实施例的感应呼吸传感器的方框示意图。
[0022]图例:
[0023]10感应呼吸传感器
[0024]12感应换能器
[0025]14、14’互阻抗放大器 [0026]16、16’感测输入部
[0027]18、18，参考输入部
[0028]20、20，输出部
[0029]22同步整流器
[0030]23ADC 输入部[0031 ]24 微控制器
[0032]26方波输出部
[0033]28低通滤波器
[0034]30、30’晶体管
[0035]32、32’电阻器
[0036]34、34’晶体管
[0037]36耦合电容器
[0038]38、38’电阻器
[0039]40、40’电阻器
[0040]42混合器
[0041]42’多路转换器(开关)
[0042]43方波输出部
[0043]44低通滤波器
[0044]46放大器
[0045]48电阻器
[0046]50电阻器
[0047]52电容器
[0048]54电容器[0〇49]56反相放大器
[0050]58、58，电容器[0051 ]60、60’电阻器
[0052]62、62’匹配晶体管
[0053]64、64’电阻器
[0054]66、66’电阻器
【具体实施方式】
[0055]图1示出了根据本发明的优选实施例的感应呼吸传感器10的方框示意图。呼吸传感器10包括感应换能器12，所述感应换能器具有当感应换能器12被机械变形时改变的电感。例如，感应换能器12能够是具有可变回路区、线圈等的导体回路。感应换能器12被连接到互阻抗放大器14的感测输入部16。当呼吸传感器正在操作时，互阻抗放大器14将电流驱动到感测输入部16，使得感测输入部上的电压遵循被应用到互阻抗放大器14的参考输入部18的交流参考电压。从而在互阻抗放大器的输出部20上产生的交流电压指示流进感测输入部16的电流。交流输出电压通过同步整流器22被转换成直流电压。整流信号被输入到微控制器24的模拟信号输入部23，其被配置为将模拟信号转化成数字信号并且执行评估(例如，对呼吸速率、呼吸体积等的确定)。
[0056]微控制器24在其方波输出部26生成频率优选在10kHz与1MHz之间范围内的频率的方波。低通滤波器28将方波转换成正弦波，而在同时将幅度衰减为在10mV和100mV之间范围内的值。得到的正弦波电压被应用到互阻抗放大器的参考输入部，其与晶体管30的发射器相关联。晶体管30将在其基极与发射器之间的电压放大，并且生成指示所述电压差的收集器电流。晶体管30的收集器经由电阻器32被连接到电压源。因此，在晶体管30的收集器-发射器路径上消耗(drawn)的电流导致在收集器上的对应电压，其被应用到晶体管34的基极。晶体管34的发射器电压(S卩，感测输入部16上的电压)遵循在晶体管34的基极处的电压。向晶体管30的基极应用发射器电压，借此关闭由晶体管30和34组成的反馈回路。关于振幅和相位，反馈回路将晶体管34的发射器处的电压保持大体等于晶体管30的发射器电压。
[0057]经由耦合电容器36向感应换能器12应用在感测输入部16处的交流电压。电容器36的阻抗被选择基本上小于在操作频率处的感应换能器12的阻抗。利用感应换能器的约ΙμΗ的电感和1MHz的操作频率，例如，可以使用lyF的电容。
[0058]电阻器38设置晶体管34的DC偏置电流，并且被选择具有大于在操作频率处的感应换能器12的阻抗的阻抗。由于反馈回路，跨感应换能器12与耦合电容器36的串联连接的交流电压基本上等于在滤波器28的输出部处的交流电压。因此，通过感应换能器12的电感和在滤波器28的输出部上的AC电压基本上定义流进晶体管34的发射器的AC电流。基本上相同的AC电流流出晶体管34的收集器。在该应用中能够忽略归因于晶体管34的有限电流增益的误差。归因于电阻器40，AC电流导致在互阻抗放大器14的输出部20上的成比例的AC电压(测量电压)。
[0059]然后，利用同步整流器22，输出AC电压被转化成DC电压。混合器42将测量电压与在微控制器24的输出部43处提供的方波混合。该方波具有与在输出部26处提供的方波相同的频率，但是微控制器24被配置为修改方波之间的相位差。混合信号被供应到低通滤波器44，其去除高频分量并且传递得到的DC电压通过DC放大器46到微控制器24的ADC输入部23。与当使用上述分压器方法时所要求的放大器的增益相比较，放大器46的增益能够略小。
[0060]通过测量跨晶体管34的收集器的复电流的虚数部分，微控制器能够确定在感测输入部16与地面之间的复阻抗的电抗部分。这通过关于被应用到互阻抗放大器14的参考输入部的正弦波施加控制混合器42的方波的90°-相移来实现。类似地，通过测量跨晶体管34的收集器的复电流的实数部分，能够确定在感测输入部16与地面之间的复阻抗的电阻部分。在这种情况下，微控制器施加关于被应用到互阻抗放大器14的参考输入部的正弦波的控制混合器42的方波的0°-相移。通过组合电阻部分和电抗部分来获得在感测输入部16与地面之间的复阻抗。
[0061]在范例性配置中，选择参数如下:电阻器38为500 Ω，电阻器40为1000 Ω以及电阻器32为6000 Ω，晶体管30和34是2N3904类型，以及供电电压被选择为V+ = 3V。
[0062]晶体管34和30的反馈回路的优点在于，与省略晶体管30和电阻器32并且向晶体管34的基极应用AC参考电压的配置相比较，大大减少了互阻抗放大器的输入阻抗。在不具有反馈回路的情况下，当操作例如具有1.2mA的DC电流的晶体管34时，输入阻抗近似为27mV/
1.2mA = 22.5 Ω。该输入电阻将与0.628Ω的感应传感器的可变阻抗(假设电感变化为1 OOnH并且操作频率为1MHz)共同形成分压器，导致因子43的信号损失。在具有反馈回路的情况下，S卩，在图1的情形中，互阻抗放大器14的输入电阻被减少大约等于晶体管30的电流增益的因子，其针对类型2N3904晶体管通常为100。由此，提高的输入电阻仅仅总计为大约0.225Ω。
[0063]图2图示了图1的实施例的优选实施方案。具体地，图2图示了同步整流器22的范例性实施方案。通过多路转换器42’代替混合器42的混合功能，其在差分放大器46的反相输入部与非反相输入部之间交替地切换测量电压。低通滤波器44包括在每个分支中形成RC滤波器的电阻器48、50和电容器52、54。差分放大器46将低通滤波器的差放大，并且将产生的DC电压传递到ADC输入部23。
[0064]图3示出了感应呼吸传感器的另一优选实施例。图1中的电路被复制，并且以差分的方式测量被连接在互阻抗放大器14、14’的感测输入部16、16’之间的感应换能器12的阻抗。这具有基本上衰减经由感应换能器12或换能器缆线进入电路的共模噪声的优点。
[0065]第一互阻抗放大器14和第二互阻抗放大器14’是相同的配置。在图3中，由此，互阻抗放大器14的部件已经被给出与在互阻抗放大器14中的其相同副本相同的参考标记，后面有“角分”符号(‘)用于适当的区别。对于互阻抗放大器14和14’的配置的详细描述，由此，读者可以参考图1和相应解释。
[0066]在图3图示的实施例中，通过低通滤波器28输出的正弦波被供应具有与互阻抗放大器14和14’的参考输入部18和18’相反的极性。反相放大器56将由低通滤波器28输出的正弦波反转。正弦波的反相副本被耦合到具有电容器58和电阻器60的互阻抗放大器14的参考输入部18，而正弦波的非反相副本被耦合到具有电容器58’和电阻器60’的互阻抗放大器14’的参考输入部18’。电容器58和58’大体是相同的。对于电阻器60和60’同样如此。归因于反馈回路，在感测输入部16上的电压基本上等于低通滤波器28的反相输出，并且在感测输入部16’的电 压基本上等于低通滤波器28的输出。通过同步整流器22同步地调整在晶体管34和34’的收集器之间的电压差。
[0067]在图4中示出了感应呼吸传感器的又一优选实施例。在图1至3中图示的电路具有晶体管34、34’的DC偏置电流分别取决于晶体管30和30’的前向BE结型电压的缺点。在图4中的电路使用附加的晶体管62和62，和偏置电阻器64、64 ’、66、66 ’解决该问题。晶体管30和62形成了第一匹配晶体管对，并且晶体管30’和62’形成第二匹配晶体管对。电阻器64和66定义在晶体管62的基极处的DC偏置电压。晶体管62的DC偏置发射器电压等于DC偏置基极电压减去晶体管62的前向BE结型电压。晶体管30的DC偏置基极电压等于晶体管30的DC偏置发射器电压加上晶体管30的前向BE结型电压。通过使用对于晶体管30和62的匹配晶体管，晶体管30的DC偏置基极电压导致基本上等于晶体管62的DC偏置基极电压，其由供电电压(V+)和电阻器64和66来定义。由此，通过晶体管30的DC偏置基极电压除以电阻器38的电阻来定义晶体管34的DC偏置电流。因此，通过供电电压、电阻64、66和38来定义晶体管34的DC偏置电流。以与晶体管34的DC偏置电流相同的方式定义晶体管34’的DC偏置电流。
[0068]尽管已经详细描述了具体实施例，本领域的技术人员将认识到，鉴于本公开的整体教导，能够发展对这些详情的各个修改和变更。例如，在实施例中使用的双极结型晶体管能够由M0SFET或结型场效晶体管(JFET)来代替。因此，所公开的具体布置意味着仅仅是图示性的，并且不限于本发明的范围，其将要给出附加权利要求的所有方面以及其任何和所有等效方案。
【主权项】
1.一种感应呼吸传感器(10)，包括 感应换能器(12)，其被配置为，当经受机械变形时，产出可变电感； 互阻抗放大器(14)，其具有参考输入部(18)、感测输入部(16)和输出部(20)，所述感测输入部被操作地连接到所述感应换能器，所述互阻抗放大器被配置为将来自所述输出部的电流驱动到所述感测输入部，使得所述感测输入部上的电压遵循所述参考输入部上的电压，并且引起指示所述电流的所述输出部上的电压； 其中，所述互阻抗放大器包括 第一晶体管(34)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第一连接是收集器或漏极，所述第二连接是发射器或源极，并且所述第三连接是基极或栅极，所述第一晶体管的所述第一连接和所述第二连接被操作地连接在所述感测输入部与所述输出部之间； 第二晶体管(30)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第二晶体管的所述第一连接是收集器或漏极，所述第二晶体管的所述第二连接是发射器或源极，并且所述第二晶体管的所述第三连接是基极或栅极，所述第二晶体管的所述第二连接被连接到所述参考输入部，所述第二晶体管的所述第一连接被连接到所述第一晶体管的所述第三连接，并且所述第二晶体管的所述第三连接被连接到所述感测输入部。2.根据权利要求1所述的感应呼吸传感器，包括耦合电容器(36)，其被布置为与被操作地连接到所述感测输入部的所述感应换能器串联。3.根据权利要求1或2所述的感应呼吸传感器，包括信号生成器(26、28)，其被操作地连接到所述参考输入部，所述信号生成器被配置为向所述参考输入部应用交流电压。4.根据权利要求3所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括低通滤波器(28)，所述低通滤波器被连接到微控制器(24)的数字信号输出部(26)。5.根据权利要求3或4所述的感应呼吸传感器，包括同步整流器(22)，其被操作地连接到所述输出部。6.根据权利要求3至5中的任一项所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括与所述第二晶体管匹配的晶体管(62)，其中，所述匹配晶体管的发射器或源极与所述第二晶体管的所述第二连接进行连接。7.根据权利要求1或2所述的感应呼吸传感器， 其中，所述互阻抗放大器(14)，在下文中被称为第一互阻抗放大器，被操作地连接到在其第一端的所述感应换能器， 其中，所述感应呼吸传感器包括第二互阻抗放大器(14’)，所述第二互阻抗放大器具有参考输入部(18’)、感测输入部(16’)和输出部(20’)，所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部被操作地连接到在其第二端的所述感应换能器，所述第二互阻抗放大器被配置为将来自所述第二互阻抗放大器的所述输出部的电流驱动到所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部，使得所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部上的电压遵循被应用到所述第二互阻抗放大器的所述参考输入部的电压，并且引起指示所述电流的所述第二互阻抗放大器的所述输出部上的电压； 其中，所述第二互阻抗放大器包括 第三晶体管(34’)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第三晶体管的所述第一连接是收集器或漏极，所述第三晶体管的所述第二连接是发射器或源极，并且所述第三晶体管的所述第三连接是基极或栅极，所述第三晶体管的所述第一连接和所述第二连接被操作地连接在所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部与所述第二互阻抗放大器的所述输出部之间； 第四晶体管(30’)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第四晶体管的所述第一连接是收集器或漏极，所述第四晶体管的所述第二连接是发射器或源极，并且所述第四晶体管的所述第三连接是基极或栅极，所述第四晶体管的所述第二连接被连接到所述第二互阻抗放大器的所述参考输入部，所述第四晶体管的所述第一连接被连接到所述第三晶体管的所述第三连接，并且所述第四晶体管的所述第三连接被连接到所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部。8.根据权利要求7所述的感应呼吸传感器，包括信号生成器(26、28)，其被操作地连接到所述第一互阻抗放大器的所述参考输入部并且具有与所述第二互阻抗放大器的所述参考输入部的相反极性，所述信号生成器被配置为生成在所述第一互阻抗放大器(14)的所述参考输入部与第二互阻抗放大器(14’)的所述参考输入部之间的交流电压差。9.根据权利要求8所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括低通滤波器(28)，所述低通滤波器被连接到微控制器(24)的数字信号输出部(26)。10.根据权利要求8或9所述的感应呼吸传感器，包括同步整流器(22)，其被操作地连接到所述第一互阻抗放大器(14)的所述输出部(20)以及所述第二互阻抗放大器(14’)的所述输出部(20’)。11.根据权利要求8至10中的任一项所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括与所述第二晶体管(30)匹配的第五晶体管(62)和与所述第四晶体管(30’)匹配的第六晶体管(62’)，其中，所述第五晶体管的所述发射器或源极与所述第二晶体管的所述第二连接进行连接，并且其中，所述第六晶体管的所述发射器或源极与所述第四晶体管的所述第二连接进行连接。
【专利摘要】一种感应呼吸传感器(10)包括感应换能器(12)和感测电路。所述感测电路包括互阻抗放大器TIA(14)，所述感测电路的感测输入部(16)被操作地连接到感应换能器。TIA被配置为将来自其输出部(20)的电流驱动到感测输入部，使得在感测输入部上的电压遵循被应用到参考输入部(18)的电压，以及引起指示所述电流的所述输出部上的电压。TIA包括第一晶体管(34)和第二晶体管(30)。第一晶体管的收集器或漏极和发射器或源极被操作地连接在TIA的感测输入部与输出部之间。第二晶体管的发射器或源极被连接到参考输入部，第二晶体管的收集器或漏极被连接到第一晶体管的基极或栅极，并且第二晶体管的基极或栅极被连接到感测输入部。
【IPC分类】H03F1/08, A61B5/08
【公开号】CN105491947
【申请号】CN201480047299
【发明人】L·拉梅施
【申请人】Iee国际电子工程股份公司
【公开日】2016年4月13日
【申请日】2014年8月18日
【公告号】EP3038528A1, US20160198979, WO2015028335A1
【技术领域】
[0001]本发明总体上涉及感应传感器，具体地用于感测对象的呼吸参数(例如频率和体积)。
【背景技术】
[0002]美国专利5，913，830公开了一种用于测量胸部或腹部的周长和横截面积的变化的感应体积描记法呼吸传感器。传感器包括导体回路，其具有当人穿上它呼吸时导体平行于传感器扩展和收缩的方向运行的(“不活跃”)段，以及导体包括在横向方向上的突转弯管的(“活跃”)段。当传感器被拉伸时，弯管改变形状，导致导体回路的电感的变化。
[0003]然而，美国专利5，913，830没有公开关于感测电路的任何细节，两种类型的电路被常规地用于测量电感变化。第一类型的电路是LC振荡器，其将感测线圈用作储能元件。振荡器频率指示电感。该电路具有LC振荡器可以将其频率锁定到具有接近于储能频率的频率的外部磁场的缺点。例如，当穿上相同测量设备的两个人靠近彼此时，或当存在由例如在接近于LC振荡器的共振的频率处操作的无线电发射器生成的电磁场时，这能够发生。第二类型的电路使用由高频周期信号(例如在1MHz)驱动的分压器。分压器包括参考阻抗和感应元件。分压器输出电压的幅度指示电感。当对象呼吸时，感应传感器通常具有大约ΙμΗ的电感以及高达ΙΟΟηΗ的变化。在1MHz的频率处，ΙΟΟηΗ的电感对应于0.628Ω的阻抗。这意味着，为了提取可测量信号，大电流必须被用于生成可使用分压器输出电压，与低功率要求冲突，或者非常小的输出电压必须被放大，与低功率和低成本要求冲突，或者必须采用更高的操作频率，其与低功率要求冲突。
【发明内容】
[0004]本发明的目的是提供一种改进的感应呼吸传感器。该目的通过根据权利要求1所述的传感器实现。
[0005]根据本发明，感应呼吸传感器包括感应换能器和感测电路，所述感应换能器被配置为当经受(由呼吸引起的)机械变形时，产生可变电感。感测电路包括互阻抗放大器，所述互阻抗放大器具有参考输入部、感测输入部和输出部。感测输入部被可操作地连接到感应换能器，并且互阻抗放大器被配置为将来自输出部的电流驱动到感测输入部，使得感测输入部上的电压遵循被应用到参考输入部的电压，并且引起指示电流的输出部上的电压。具体地，互阻抗放大器包括第一晶体管和第二晶体管。第一晶体管包括第一连接(收集器或漏极)、第二连接(发射器或源极)和第三连接(基极或栅极)，所述第一晶体管的第一连接和第二连接被操作地连接在互阻抗放大器的感测输入部与输出部之间。第二晶体管也包括第一连接(收集器或漏极)、第二连接(发射器或源极)和第三连接(基极或栅极)，所述第二晶体管的第二连接被连接到参考输入部，第二晶体管的第一连接被连接到第一晶体管的第三连接，并且第二晶体管的第三连接被连接到感测输入部。在下文中，根据所考虑的晶体管是双极结型晶体管还是场效应晶体管，术语“第一连接”指定收集器或漏极，术语“第二连接”指定发射器或源极，以及术语“第三连接”指定基极或栅极。
[0006]本领域技术人员将认识到，第一晶体管和第二晶体管共同形成负反馈控制回路，其中第一晶体管是致动器，并且第二晶体管充当控制器。在双极结型晶体管的情况下，第二晶体管的基极-发射器电压差控制跨第二晶体管的收集器-发射器电流。在收集器处，这转化为电压，其被应用到第一晶体管的基极，并且控制第一晶体管，使得感测输入部上的电压倾向于(drawn toward)参考输入部的电压。在场效晶体管的情况下，除了基极、发射器和收集器端被栅极、源极和漏极端取代，功能是类似的。
[0007]与具有被应用在其基极的参考电压的一个晶体管的解决方案相比，具有第一晶体管和第二晶体管的反馈回路的优点在于大大地减少了(近似等于第二晶体管的当前增益的因子)输入阻抗。与上述分压器方法相比较，互阻抗放大器的输出部上得到的电压不需要高增益放大，其导致更低的功率要求和潜在地更低的生产成本。
[0008]优选地，感应换能器通过耦合电容器被AC耦合到感测输入部，以便防止直流电流流过感应换能器。耦合电容器也能够被布置为与感应换能器串联。
[0009]根据本发明的优选实施例，感应呼吸传感器包括信号生成器，其被操作地连接到参考输入部，信号生成器被配置为向参考输入部应用交流电压(例如具有包括在从10kHz至100MHz，优选从10kHz至1MHz的范围内的频率)。例如，信号生成器能够包括低通滤波器，所述低通滤波器被连接到产生方波的微控制器的数字信号输出部。在这种情况下，滤波器的截止频率优选被选择，使得滤波器抑制基频的谐波，在其输出部产生正弦波。
[0010]优选地，感应呼吸传感器包括同步整流器，所述同步整流器被操作地连接到互阻抗放大器的输出部，用于将交流电压转化成指示阻抗或电感的直流电压。
[0011]信号生成器优选包括与第二晶体管匹配的晶体管，匹配晶体管的发射器或源极与第二晶体管的第二连接连接。通过使用匹配的双极结型晶体管，补偿第二晶体管的前向基极-发射器结型电压。当采用匹配的M0SFET代替时，相同的补偿技术能够被用于补偿栅极-源极电压。
[0012]根据本发明的优选实施例，互阻抗放大器(在下文中被称为第一互阻抗放大器)被操作地连接到在其第一端的感应换能器，并且感应呼吸传感器包括具有参考输入部、感测输入部和输出部的第二互阻抗放大器，第二互阻抗放大器的感测输入部被操作地连接到在其第二端的感应换能器。第二互阻抗放大器被配置为将来自第二互阻抗放大器的输出部的电流驱动到第二互阻抗放大器的感测输入部，使得第二互阻抗放大器的感测输入部上的电压遵循被应用到第二互阻抗放大器的参考输入部的电压，并且引起指示电流的第二互阻抗放大器的输出部上的电压。具体地，第二互阻抗放大器包括第三晶体管和第四晶体管。第三晶体管包括第一连接、第二连接和第三连接，第三晶体管的第一连接和第二连接被操作地连接在第二互阻抗放大器的感测输入部与第二互阻抗放大器的输出部之间。第四晶体管也包括第一连接、第二连接和第三连接，第四晶体管的第二连接被连接到第二互阻抗放大器的参考输入部，第四晶体管的第一连接被连接到第三晶体管的第三连接，并且第四晶体管的第三连接被连接到第二互阻抗放大器的感测输入部。
[0013]在该实施例中，可以以差分模式操作感应换能器。优选地，这使用被操作地连接到第一互阻抗放大器的参考输入部并且具有与第二互阻抗放大器的参考输入部的相反极性的信号生成器来实现，由此所述信号生成器被配置为生成第一互阻抗放大器的参考输入部与第二互阻抗放大器的参考输入部之间的交流电压差。
[0014]信号生成器可以包括低通滤波器，所述低通滤波器被连接到微控制器的数字信号输出部。
[0015]感应呼吸传感器可以包括同步整流器，例如其经由多路转换器或开关被操作地连接到第一互阻抗放大器的输出部以及第二互阻抗放大器的输出部。
[0016]优选地，提供与第二晶体管匹配的第五晶体管以及与第四晶体管匹配的第六晶体管，第五晶体管的发射器或源极与第二晶体管的第二连接进行连接，并且第六晶体管的发射器或源极与第四晶体管的第二连接进行连接，以便补偿第二晶体管和第四晶体管的前向基极-发射器结型电压或栅极-源极电压。
【附图说明】
[0017]参考附图根据若干非限定性实施例的以下详细描述，本发明的其他详情和优点将是显而易见的。
[0018]图1是根据本发明的第一优选实施例的感应呼吸传感器的方框示意图；
[0019]图2是图1的感应呼吸传感器的优选实施方案的方框示意图；
[0020]图3是根据本发明的第二优选实施例的感应呼吸传感器的方框示意图；
[0021]图4是根据本发明的第三优选实施例的感应呼吸传感器的方框示意图。
[0022]图例:
[0023]10感应呼吸传感器
[0024]12感应换能器
[0025]14、14’互阻抗放大器 [0026]16、16’感测输入部
[0027]18、18，参考输入部
[0028]20、20，输出部
[0029]22同步整流器
[0030]23ADC 输入部[0031 ]24 微控制器
[0032]26方波输出部
[0033]28低通滤波器
[0034]30、30’晶体管
[0035]32、32’电阻器
[0036]34、34’晶体管
[0037]36耦合电容器
[0038]38、38’电阻器
[0039]40、40’电阻器
[0040]42混合器
[0041]42’多路转换器(开关)
[0042]43方波输出部
[0043]44低通滤波器
[0044]46放大器
[0045]48电阻器
[0046]50电阻器
[0047]52电容器
[0048]54电容器[0〇49]56反相放大器
[0050]58、58，电容器[0051 ]60、60’电阻器
[0052]62、62’匹配晶体管
[0053]64、64’电阻器
[0054]66、66’电阻器
【具体实施方式】
[0055]图1示出了根据本发明的优选实施例的感应呼吸传感器10的方框示意图。呼吸传感器10包括感应换能器12，所述感应换能器具有当感应换能器12被机械变形时改变的电感。例如，感应换能器12能够是具有可变回路区、线圈等的导体回路。感应换能器12被连接到互阻抗放大器14的感测输入部16。当呼吸传感器正在操作时，互阻抗放大器14将电流驱动到感测输入部16，使得感测输入部上的电压遵循被应用到互阻抗放大器14的参考输入部18的交流参考电压。从而在互阻抗放大器的输出部20上产生的交流电压指示流进感测输入部16的电流。交流输出电压通过同步整流器22被转换成直流电压。整流信号被输入到微控制器24的模拟信号输入部23，其被配置为将模拟信号转化成数字信号并且执行评估(例如，对呼吸速率、呼吸体积等的确定)。
[0056]微控制器24在其方波输出部26生成频率优选在10kHz与1MHz之间范围内的频率的方波。低通滤波器28将方波转换成正弦波，而在同时将幅度衰减为在10mV和100mV之间范围内的值。得到的正弦波电压被应用到互阻抗放大器的参考输入部，其与晶体管30的发射器相关联。晶体管30将在其基极与发射器之间的电压放大，并且生成指示所述电压差的收集器电流。晶体管30的收集器经由电阻器32被连接到电压源。因此，在晶体管30的收集器-发射器路径上消耗(drawn)的电流导致在收集器上的对应电压，其被应用到晶体管34的基极。晶体管34的发射器电压(S卩，感测输入部16上的电压)遵循在晶体管34的基极处的电压。向晶体管30的基极应用发射器电压，借此关闭由晶体管30和34组成的反馈回路。关于振幅和相位，反馈回路将晶体管34的发射器处的电压保持大体等于晶体管30的发射器电压。
[0057]经由耦合电容器36向感应换能器12应用在感测输入部16处的交流电压。电容器36的阻抗被选择基本上小于在操作频率处的感应换能器12的阻抗。利用感应换能器的约ΙμΗ的电感和1MHz的操作频率，例如，可以使用lyF的电容。
[0058]电阻器38设置晶体管34的DC偏置电流，并且被选择具有大于在操作频率处的感应换能器12的阻抗的阻抗。由于反馈回路，跨感应换能器12与耦合电容器36的串联连接的交流电压基本上等于在滤波器28的输出部处的交流电压。因此，通过感应换能器12的电感和在滤波器28的输出部上的AC电压基本上定义流进晶体管34的发射器的AC电流。基本上相同的AC电流流出晶体管34的收集器。在该应用中能够忽略归因于晶体管34的有限电流增益的误差。归因于电阻器40，AC电流导致在互阻抗放大器14的输出部20上的成比例的AC电压(测量电压)。
[0059]然后，利用同步整流器22，输出AC电压被转化成DC电压。混合器42将测量电压与在微控制器24的输出部43处提供的方波混合。该方波具有与在输出部26处提供的方波相同的频率，但是微控制器24被配置为修改方波之间的相位差。混合信号被供应到低通滤波器44，其去除高频分量并且传递得到的DC电压通过DC放大器46到微控制器24的ADC输入部23。与当使用上述分压器方法时所要求的放大器的增益相比较，放大器46的增益能够略小。
[0060]通过测量跨晶体管34的收集器的复电流的虚数部分，微控制器能够确定在感测输入部16与地面之间的复阻抗的电抗部分。这通过关于被应用到互阻抗放大器14的参考输入部的正弦波施加控制混合器42的方波的90°-相移来实现。类似地，通过测量跨晶体管34的收集器的复电流的实数部分，能够确定在感测输入部16与地面之间的复阻抗的电阻部分。在这种情况下，微控制器施加关于被应用到互阻抗放大器14的参考输入部的正弦波的控制混合器42的方波的0°-相移。通过组合电阻部分和电抗部分来获得在感测输入部16与地面之间的复阻抗。
[0061]在范例性配置中，选择参数如下:电阻器38为500 Ω，电阻器40为1000 Ω以及电阻器32为6000 Ω，晶体管30和34是2N3904类型，以及供电电压被选择为V+ = 3V。
[0062]晶体管34和30的反馈回路的优点在于，与省略晶体管30和电阻器32并且向晶体管34的基极应用AC参考电压的配置相比较，大大减少了互阻抗放大器的输入阻抗。在不具有反馈回路的情况下，当操作例如具有1.2mA的DC电流的晶体管34时，输入阻抗近似为27mV/
1.2mA = 22.5 Ω。该输入电阻将与0.628Ω的感应传感器的可变阻抗(假设电感变化为1 OOnH并且操作频率为1MHz)共同形成分压器，导致因子43的信号损失。在具有反馈回路的情况下，S卩，在图1的情形中，互阻抗放大器14的输入电阻被减少大约等于晶体管30的电流增益的因子，其针对类型2N3904晶体管通常为100。由此，提高的输入电阻仅仅总计为大约0.225Ω。
[0063]图2图示了图1的实施例的优选实施方案。具体地，图2图示了同步整流器22的范例性实施方案。通过多路转换器42’代替混合器42的混合功能，其在差分放大器46的反相输入部与非反相输入部之间交替地切换测量电压。低通滤波器44包括在每个分支中形成RC滤波器的电阻器48、50和电容器52、54。差分放大器46将低通滤波器的差放大，并且将产生的DC电压传递到ADC输入部23。
[0064]图3示出了感应呼吸传感器的另一优选实施例。图1中的电路被复制，并且以差分的方式测量被连接在互阻抗放大器14、14’的感测输入部16、16’之间的感应换能器12的阻抗。这具有基本上衰减经由感应换能器12或换能器缆线进入电路的共模噪声的优点。
[0065]第一互阻抗放大器14和第二互阻抗放大器14’是相同的配置。在图3中，由此，互阻抗放大器14的部件已经被给出与在互阻抗放大器14中的其相同副本相同的参考标记，后面有“角分”符号(‘)用于适当的区别。对于互阻抗放大器14和14’的配置的详细描述，由此，读者可以参考图1和相应解释。
[0066]在图3图示的实施例中，通过低通滤波器28输出的正弦波被供应具有与互阻抗放大器14和14’的参考输入部18和18’相反的极性。反相放大器56将由低通滤波器28输出的正弦波反转。正弦波的反相副本被耦合到具有电容器58和电阻器60的互阻抗放大器14的参考输入部18，而正弦波的非反相副本被耦合到具有电容器58’和电阻器60’的互阻抗放大器14’的参考输入部18’。电容器58和58’大体是相同的。对于电阻器60和60’同样如此。归因于反馈回路，在感测输入部16上的电压基本上等于低通滤波器28的反相输出，并且在感测输入部16’的电 压基本上等于低通滤波器28的输出。通过同步整流器22同步地调整在晶体管34和34’的收集器之间的电压差。
[0067]在图4中示出了感应呼吸传感器的又一优选实施例。在图1至3中图示的电路具有晶体管34、34’的DC偏置电流分别取决于晶体管30和30’的前向BE结型电压的缺点。在图4中的电路使用附加的晶体管62和62，和偏置电阻器64、64 ’、66、66 ’解决该问题。晶体管30和62形成了第一匹配晶体管对，并且晶体管30’和62’形成第二匹配晶体管对。电阻器64和66定义在晶体管62的基极处的DC偏置电压。晶体管62的DC偏置发射器电压等于DC偏置基极电压减去晶体管62的前向BE结型电压。晶体管30的DC偏置基极电压等于晶体管30的DC偏置发射器电压加上晶体管30的前向BE结型电压。通过使用对于晶体管30和62的匹配晶体管，晶体管30的DC偏置基极电压导致基本上等于晶体管62的DC偏置基极电压，其由供电电压(V+)和电阻器64和66来定义。由此，通过晶体管30的DC偏置基极电压除以电阻器38的电阻来定义晶体管34的DC偏置电流。因此，通过供电电压、电阻64、66和38来定义晶体管34的DC偏置电流。以与晶体管34的DC偏置电流相同的方式定义晶体管34’的DC偏置电流。
[0068]尽管已经详细描述了具体实施例，本领域的技术人员将认识到，鉴于本公开的整体教导，能够发展对这些详情的各个修改和变更。例如，在实施例中使用的双极结型晶体管能够由M0SFET或结型场效晶体管(JFET)来代替。因此，所公开的具体布置意味着仅仅是图示性的，并且不限于本发明的范围，其将要给出附加权利要求的所有方面以及其任何和所有等效方案。
【主权项】
1.一种感应呼吸传感器(10)，包括 感应换能器(12)，其被配置为，当经受机械变形时，产出可变电感； 互阻抗放大器(14)，其具有参考输入部(18)、感测输入部(16)和输出部(20)，所述感测输入部被操作地连接到所述感应换能器，所述互阻抗放大器被配置为将来自所述输出部的电流驱动到所述感测输入部，使得所述感测输入部上的电压遵循所述参考输入部上的电压，并且引起指示所述电流的所述输出部上的电压； 其中，所述互阻抗放大器包括 第一晶体管(34)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第一连接是收集器或漏极，所述第二连接是发射器或源极，并且所述第三连接是基极或栅极，所述第一晶体管的所述第一连接和所述第二连接被操作地连接在所述感测输入部与所述输出部之间； 第二晶体管(30)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第二晶体管的所述第一连接是收集器或漏极，所述第二晶体管的所述第二连接是发射器或源极，并且所述第二晶体管的所述第三连接是基极或栅极，所述第二晶体管的所述第二连接被连接到所述参考输入部，所述第二晶体管的所述第一连接被连接到所述第一晶体管的所述第三连接，并且所述第二晶体管的所述第三连接被连接到所述感测输入部。2.根据权利要求1所述的感应呼吸传感器，包括耦合电容器(36)，其被布置为与被操作地连接到所述感测输入部的所述感应换能器串联。3.根据权利要求1或2所述的感应呼吸传感器，包括信号生成器(26、28)，其被操作地连接到所述参考输入部，所述信号生成器被配置为向所述参考输入部应用交流电压。4.根据权利要求3所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括低通滤波器(28)，所述低通滤波器被连接到微控制器(24)的数字信号输出部(26)。5.根据权利要求3或4所述的感应呼吸传感器，包括同步整流器(22)，其被操作地连接到所述输出部。6.根据权利要求3至5中的任一项所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括与所述第二晶体管匹配的晶体管(62)，其中，所述匹配晶体管的发射器或源极与所述第二晶体管的所述第二连接进行连接。7.根据权利要求1或2所述的感应呼吸传感器， 其中，所述互阻抗放大器(14)，在下文中被称为第一互阻抗放大器，被操作地连接到在其第一端的所述感应换能器， 其中，所述感应呼吸传感器包括第二互阻抗放大器(14’)，所述第二互阻抗放大器具有参考输入部(18’)、感测输入部(16’)和输出部(20’)，所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部被操作地连接到在其第二端的所述感应换能器，所述第二互阻抗放大器被配置为将来自所述第二互阻抗放大器的所述输出部的电流驱动到所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部，使得所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部上的电压遵循被应用到所述第二互阻抗放大器的所述参考输入部的电压，并且引起指示所述电流的所述第二互阻抗放大器的所述输出部上的电压； 其中，所述第二互阻抗放大器包括 第三晶体管(34’)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第三晶体管的所述第一连接是收集器或漏极，所述第三晶体管的所述第二连接是发射器或源极，并且所述第三晶体管的所述第三连接是基极或栅极，所述第三晶体管的所述第一连接和所述第二连接被操作地连接在所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部与所述第二互阻抗放大器的所述输出部之间； 第四晶体管(30’)，其具有第一连接、第二连接和第三连接，所述第四晶体管的所述第一连接是收集器或漏极，所述第四晶体管的所述第二连接是发射器或源极，并且所述第四晶体管的所述第三连接是基极或栅极，所述第四晶体管的所述第二连接被连接到所述第二互阻抗放大器的所述参考输入部，所述第四晶体管的所述第一连接被连接到所述第三晶体管的所述第三连接，并且所述第四晶体管的所述第三连接被连接到所述第二互阻抗放大器的所述感测输入部。8.根据权利要求7所述的感应呼吸传感器，包括信号生成器(26、28)，其被操作地连接到所述第一互阻抗放大器的所述参考输入部并且具有与所述第二互阻抗放大器的所述参考输入部的相反极性，所述信号生成器被配置为生成在所述第一互阻抗放大器(14)的所述参考输入部与第二互阻抗放大器(14’)的所述参考输入部之间的交流电压差。9.根据权利要求8所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括低通滤波器(28)，所述低通滤波器被连接到微控制器(24)的数字信号输出部(26)。10.根据权利要求8或9所述的感应呼吸传感器，包括同步整流器(22)，其被操作地连接到所述第一互阻抗放大器(14)的所述输出部(20)以及所述第二互阻抗放大器(14’)的所述输出部(20’)。11.根据权利要求8至10中的任一项所述的感应呼吸传感器，其中，所述信号生成器包括与所述第二晶体管(30)匹配的第五晶体管(62)和与所述第四晶体管(30’)匹配的第六晶体管(62’)，其中，所述第五晶体管的所述发射器或源极与所述第二晶体管的所述第二连接进行连接，并且其中，所述第六晶体管的所述发射器或源极与所述第四晶体管的所述第二连接进行连接。
【专利摘要】一种感应呼吸传感器(10)包括感应换能器(12)和感测电路。所述感测电路包括互阻抗放大器TIA(14)，所述感测电路的感测输入部(16)被操作地连接到感应换能器。TIA被配置为将来自其输出部(20)的电流驱动到感测输入部，使得在感测输入部上的电压遵循被应用到参考输入部(18)的电压，以及引起指示所述电流的所述输出部上的电压。TIA包括第一晶体管(34)和第二晶体管(30)。第一晶体管的收集器或漏极和发射器或源极被操作地连接在TIA的感测输入部与输出部之间。第二晶体管的发射器或源极被连接到参考输入部，第二晶体管的收集器或漏极被连接到第一晶体管的基极或栅极，并且第二晶体管的基极或栅极被连接到感测输入部。
【IPC分类】H03F1/08, A61B5/08
【公开号】CN105491947
【申请号】CN201480047299
【发明人】L·拉梅施
【申请人】Iee国际电子工程股份公司
【公开日】2016年4月13日
【申请日】2014年8月18日
【公告号】EP3038528A1, US20160198979, WO2015028335A1
最新回复(0)