0引言
长期以来，由于战争、疾病、工伤、自然灾害、交通事故及意外伤害使得成千上万人的脊髓神经受损，作为一种严重的伤残，给患者及其家庭造成了沉重的负担。因此神经的损伤与再生一直是神经科学研究中的一项重要课题。
近年来，生物神经科学家们正在通过信号转导通路、神经营养因子、细胞移植、剔除神经生长抑制因子及基因治疗等方法来治疗脊髓损伤。其中，采用干细胞移植修复脊髓损伤的研究已经取得了阶段性的成果，但到目前为止仍然处于实验室研究阶段00。因此，探索其他治疗途径具有重要意义。在微电子学技术高速发展的时代，集成电路的特征尺寸已进入纳米阶段，应用电子信息科学和技术去重建作为生命重要组成部分的生物神经系统的功能已成为可能。
本文中的微电子神经桥就是利用微电子芯片或模块旁路受损神经传导束，重建因神经通路中断而丧失的功能。其概念的首次提出是在2005年3,在这6年的研究过程中，课题组先后研制了6套微电子神经桥接系统[4_3,但这些系统主要基于分立元件模块的基础上通过PCB板制作而成，开展的动物实验也都是在体外进行的。微电子神经桥接的最终目标是成为体内可植入式器件，除了需要考虑植入装置封装材料的生物相容性之外，首先需要将系统实现微型化，本文介绍了一种采用0.5xmCMOS工艺实现的全集成微电子神经桥系统。
1全集成微电子神经桥系统结构
全集成微电子神经桥系统原理如图1所示。在系统输入端加了带阻值为1kn电阻R01和Rm的ESD保护。在输入端加带电阻Rm和Rm的ESD保护有4个作用，①防止静电击穿，防止输入端悬空。②使两个输入端的静电位为地。两个反向二极管对Id-Vss分压正好使得系统的两个输入端的静电位为零。③有低通滤波作用。R=1kn与输入端的寄生电容构成低通滤波作用（R=R01=R02)。④加R=1kn对缓冲电路来讲影响很小，因为缓冲级输入电阻、信号源内阻都很高。由于电流流经电极和电解质溶液之间使电极电势偏离平衡电极电势的现象称为电极的极化。极化使电极-电解质溶液间的电位发生变化。电极电位往往比要测定的生物电信号强，而且电极电位是一个变化量，因此为了有效地检测生物电信号，应尽量使电极电位趋于恒定，并尽量降低其数值。采用高阻抗的放大器可以降低记录电极的电位值。故紧接着ESD保护电路的输入端采用运算放大器构成的跟随器以提高放大电路的输入阻抗并与两个场效应管M1,M2的源漏间的等效电阻和C1,C2一起构成缓冲隔离级。
为了抑制共模噪声，减少共模噪声引入微电子神经桥系统，由两个低噪声低功耗运算放大器A1与另一运算放大器A2—起构成三运放仪表放大器结构。另有一个运算放大器A1在R和&之间，与M3的源漏间等效电阻和电容Q构成密勒积分器构成电压负反馈，起到抑制直流和低频电压分量和交流賴合的作用。
该系统的低频下限频率为
式中，为Mg对应的漏极电阻，Rg为片外可调电阻，从而使微电子神经桥系统增益可调。
对于可植入式神经假体来说，除了需要考虑生物相容性等问题外，从电子学的角度出发，理想的微电子神经桥芯片系统还需要考虑低功耗、低噪声的问题。微电子神经桥的核心是低噪声低功耗两级运算放大器和轨至轨恒跨导放大器两个单元电路的设计。下面将介绍低噪声低功耗两级运算放大器和轨至轨高增益恒跨导运算放大器的设计。
2单元电路设计
2. 1低功耗两级运算放大器的设计
基本的单级放大器的低频电压增益不够高，这会导致由它构成的反馈放大器具有很低的环路增益和很大的静态增益误差，而且基本单级放大器的输出电压摆幅与输入共模电平有关，在实际应用中无法获得最大的输出摆幅，不能满足要求故本系统采用两级低功耗CMOS运算放大器，如图2所示。
下面对输入级和输出级单独进行小信号分析。放大电路的小信号等效电路如图3所示。图3(a)和（b)分别是差分输入级和输出级的小信号等效电路图。其中图3(a)中假设放大器的两条支路完全匹配，虚线的电容为寄生电容或负载电容。图3(b)中虚线电容为运算放大器的负载电容。由于PMOS管比相同尺寸NMOS的跨导值小，所以两级运算放大器选择PMOS管作为差分输入管，且沟道宽W和沟道长L的乘积足够大。电路的输出级采用电流镜负载的NMOS反相放大电路结构。小信号电压增益实际上是电路跨导值与交流输出电阻的乘积。整个运放的增益为输入级和输出级的增益乘积，即表1为低噪声两级运算放大器的仿真结果,Vdd为电源电压，G为增益，0为相位裕度，s为版图面积，PSRR为电源电压抑制比。因无锡华润上华（CSMC)2P3M0.5pm标准CMOS工艺库中没有提供1/f噪声模型，表中所列等效输入噪声不包括1If噪声分量。
2.2轨至轨高增益恒跨导运算放大器
构成增益级和输出级运算放大器应具有输入输出全摆幅和高增益的特点，同时要求在输入共模电平范围内系统能恒增益放大。在微电子神经桥的增益级及输出级采用全摆幅高增益恒跨导折叠运算放折叠运算放大器具有在输入共模电压变化时保持有效输入跨导不变及高增益的特点。MN1,MN2构成n型输入对管，MP1、MP2构成p型输入对管,MP3、MN3的漏栅相接构成二极管，并相互串联，MP1、MN1、MP3、MN3四个MOS晶体管组成的前馈控制回路，满足设计时使输入管的K相等，MP3和MN3取输入管K的6倍，则式（4)为则输入级的跨导表达式为当p型和n型差分对同时处于饱和状态时，两差分对的偏置电流均为！_/4,流过前馈通路的电流为3!_/4。此时，两个互补差分对偏置电流平方根之和满足关系式（7),为与相关的恒定值。
当输入共模电压较大时，p型差分对管截止，而n型差分对的共源端电压会跟随输入电压升高，使MP3和MN3无法导通，则前馈通路中的电流为零，偏置电流全部用于给n型差分对管提供偏置电流，关系式（7)仍成立。类似地，当输入共模电压较小时，偏置电流全部用于给p型差分对管提供偏置电流，关系式（7)还是成立。这样在输入共模电压发生变化时，输入级跨导可以保持恒定。
全摆幅恒跨导折叠运算放大器的输出级采用AB类共源结构。两个共源晶体管分别由两个同相电流信号驱动，电流求和电路采用浮动电流源。恒跨导运算放大器的增益为
表2所示为全摆幅恒跨导运算放大器仿真结果，P为功耗。
表2全摆幅恒跨导运算放大器仿真结果Tab.2
3微电子神经桥系统版图及仿真
图5是全集成微电子神经桥系统采用无锡华润上华（CSMC)2P3M0.5pm标准CMOS工艺设计的版图，面积为1.21mmX1.18mm。
图6是微电子神经桥系统在SPECTRE中的关于幅频特性曲线仿真结果。仿真结果表明，全集成微电子系统的幅频特性曲线的频带覆盖了神经信号的能量频段°8(100Hz~7kHz),从而从理论上保证神经信号的有效采集及超低频和高频噪声的抑制。表3列出了其他系统性能的仿真结果。由此可看出，系统功耗为3.4mW,远低于前一套®部分集成的微电子神经桥接电路的功耗。
4.结论
微电子神经桥是神经信号再生和功能重建的关键组成部分。本文设计了低功耗两级运算放大器和输入/输出轨至轨运算放大器，并应用两个运算放大器，研究和设计了低功耗、全集成微电子神经桥电路。微电子神经桥系统幅频特性仿真结果表明,系统放大部分的通频带完全覆盖神经信号的频谱范围，且增益足够大，表明该系统适用于神经信号探测和功能电激励。系统功耗仅为3.4mW,使得微电子神经桥向最终实现体内植入迈进了一步。
