心臟是人體最重要的器官,它的跳動(dòng)規(guī)律能夠反應(yīng)人體狀態(tài)是否正常。心臟的跳動(dòng)會(huì)產(chǎn)生心電信號(hào),將信號(hào)提取出來就可作為觀測心臟狀態(tài)的依據(jù)。所以心電信號(hào)讀出電路一直是研究熱點(diǎn)。近年來便攜式心臟監(jiān)護(hù)系統(tǒng)受到人們的高度關(guān)注,因此研究和設(shè)計(jì)高性能的心電信號(hào)讀出電路具有重要的意義。本論文主要完成了用于心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的心電信號(hào)讀出電路的研究與設(shè)計(jì),該電路包含五個(gè)方面的模塊,分別是系統(tǒng)主放大器、電荷泵電路、導(dǎo)聯(lián)脫落檢測電路、快速恢復(fù)電路及軌到軌運(yùn)算放大器。系統(tǒng)的設(shè)計(jì)工作分為兩個(gè)階段進(jìn)行:第一階段是完成主放大器的設(shè)計(jì)和流片測試;第二階段的工作包括對第一階段電路的改進(jìn),并設(shè)計(jì)電荷泵電路、導(dǎo)聯(lián)脫落檢測電路、快速恢復(fù)電路和軌到軌運(yùn)算放大器。本文針對傳統(tǒng)心電信號(hào)讀出電路共模抑制比不夠高、輸入共模范圍受限、片外元件較多及信號(hào)干擾較多等問題,作了如下措施:采用電流反饋型儀表放大器并加入失調(diào)抑制電路作為系統(tǒng)主放大器。并通過采用電荷泵來提高輸入共模范圍;考慮到監(jiān)護(hù)系統(tǒng)導(dǎo)聯(lián)線會(huì)有脫落的情況發(fā)生,本文設(shè)計(jì)了導(dǎo)聯(lián)脫落檢測模塊;由于系統(tǒng)建立時(shí)間過長,本文設(shè)計(jì)了快速恢復(fù)電路,有效降低了建立時(shí)間;同時(shí),系統(tǒng)集成了三個(gè)相同的軌到軌運(yùn)算放大器A1、A2、A3,其中A1用于提供低通濾波和額外的增益,A2用于抑制電力線干擾,A3用于提供基準(zhǔn)電壓。電路基于GLOBALFOUNDRIES 0.18μm CMOS工藝進(jìn)行設(shè)計(jì),并對第一階段電路實(shí)現(xiàn)了流片,芯片面積為346μm×346μm,測試結(jié)果表明:在電源電壓為2V時(shí),電路3dB帶寬為2kHz,總諧波失真為-64dB,共模抑制比為120dB,在0.1Hz～100Hz的范圍內(nèi),總輸入?yún)⒖荚肼暈?.78μVrms,功耗為121.6μW,可以消除±140mV的失調(diào)電壓。第二階段仿真結(jié)果表明:在電源電壓2V時(shí),系統(tǒng)主放大器3dB帶寬為2kHz,總諧波失真為-75.4dB,共模抑制比為118dB,在2kHz帶寬下總輸入?yún)⒖荚肼暈?.85μVrms,電荷泵輸出電壓為3.9V,軌到軌運(yùn)算放大器A1、A2、A3的帶寬為448kHz,直流增益為126dB。本文有如下創(chuàng)新結(jié)果和結(jié)論:(1)本文利用積分反饋?zhàn)鳛橹鞣糯笃鞯氖д{(diào)抑制,有效降低了失調(diào)電壓的影響。(2)本文采用電荷泵升壓電路,將系統(tǒng)主放大器輸入級(jí)的電源電壓升高兩倍,使得輸入共模范圍高于系統(tǒng)供電電壓。(3)本文設(shè)計(jì)的電路具有導(dǎo)聯(lián)檢測功能,豐富了電路功能。上述的設(shè)計(jì)和研究結(jié)果表明,本文所設(shè)計(jì)的心電信號(hào)讀出電路符合設(shè)計(jì)需求,具有較好的性能,功能較為完善,具有良好的實(shí)際意義。
【學(xué)位單位】：福州大學(xué)
【學(xué)位級(jí)別】：碩士
【學(xué)位年份】：2018
【中圖分類】：TH77;TN911.7
【部分圖文】：

由原來的入院觀察改為隨時(shí)隨地預(yù)防，而且可以建立完善的心電信號(hào)數(shù)據(jù)，為患者的??心電信息隨時(shí)監(jiān)控和心臟疾病突發(fā)預(yù)警提供了可靠的手段［３１。??本文研究的課題背景是便攜式心電監(jiān)護(hù)設(shè)備，其結(jié)構(gòu)如圖１－１所示，通過心電信??號(hào)（ＥＣＧ）導(dǎo)聯(lián)線將人體上的心電信號(hào)信號(hào)輸送到模擬前端（Ａｎａｌｏｇｆｒｏｎｔ－ｅｎｄ），由??模擬前端將ＥＣＧ信號(hào)讀出并放大之后，由模擬信號(hào)和數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)換器（Ａ／Ｄｃｏｎｖｅｒｔｅｒ，??ＡＤＣ）轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)，由后級(jí)的數(shù)字信號(hào)處理器（Ｄｉｇｉｔａｌ?ｓｉｇｎａ丨ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ，ＤＳＰ）??進(jìn)行處理。原始心電信號(hào)非常微弱且干擾信號(hào)較多，后級(jí)模數(shù)轉(zhuǎn)換器無法直接采樣，??需要將采集到的心電信號(hào)通過一個(gè)心電信號(hào)讀出電路將有用信號(hào)提取，并且將干擾信??號(hào)影響降至最�。妫础怠�。這個(gè)心電信號(hào)讀出電路即為圖１－１所示的模擬前端，經(jīng)過心電??信號(hào)讀出電路處理過的ＥＣＧ信號(hào)通過個(gè)后級(jí)ＡＤＣ變?yōu)閿?shù)字信號(hào)，最后經(jīng)過嵌入??式系統(tǒng)處理之后的信號(hào)即可以診斷心臟狀態(tài)的依據(jù)。由上述便攜式心電監(jiān)護(hù)設(shè)備結(jié)構(gòu)??可知

２．１心電采集系統(tǒng)理論模型??由于心電信號(hào)中包含有較強(qiáng)的干擾電壓，同時(shí)考慮電路中的非理想因素，所以需??要對心電采集系統(tǒng)及干擾源進(jìn)行理論模型分析，圖２－１所示的是典型的三導(dǎo)聯(lián)ＥＣＧ??采集系統(tǒng)示意圖，ＡＭＰ代表的是ＥＣＧ讀出放大器，Ａ、Ｂ、Ｃ是代表三個(gè)導(dǎo)聯(lián)電極，??Ａ和Ｂ電極位于心臟部位，電極另一端連接在ＥＣＧ讀出放大器的正負(fù)輸入端，Ｃ電??極位于人體右腿處，作為右腿驅(qū)動(dòng)電路的連接電極。如果是兩導(dǎo)聯(lián)ＥＣＧ采集系統(tǒng)，??則沒有Ｃ導(dǎo)聯(lián)電極。??Ｓｉ??圖２－丨ＥＣＧ采集系統(tǒng)示意圖??ＥＣＧ采集系統(tǒng)干擾源模型如圖２－２所示Ｍ，ＬＩ、Ｌ２分別代表電力線和大地，ＡＣ??表示放大器共模參考。＆和分別是電力線與人體、大地和人體之間的耦合電容。??ＣＷ、Ｃｅ２、Ｃｋ是電力線與三個(gè)導(dǎo)聯(lián)電極的耦合電容。厶／、Ｚｅ２、Ｚｅｊ是電極等效阻抗。??Ｚｒｆ和Ｚｃ；、乙２分別是檢測設(shè)備輸入端差模阻抗和共模阻抗，２＆是放大器的隔離阻抗。??表示放大器與地之間的隔離程度。人體與電力線ＣＰ，人體與大地之間的耦合電容Ｇ??會(huì)造成微弱的干擾電流＆從電力線流入使用者身體，由于這個(gè)微弱的電流存在，檢測??設(shè)備連接上人體時(shí)

＿＿！??圖２－３人體與采集系統(tǒng)干擾源等效模型??上文是對心電采集系統(tǒng)干擾源的定性分析，對干擾源的定量分析需要對圖２－２所??示的模型進(jìn)一步的簡化。如圖２－３是人體ＥＣＧ采集過程的等效模型是對圖２－??２進(jìn)一步的簡化，Ｚ，／和Ｚ，２是人體等效阻抗。Ｃｃ／、Ｃｃ２、（ｈ是電力線和導(dǎo)聯(lián)線之間的??耦合電容，ＥＳ虛線框內(nèi)部是代表ＥＣＧ采集系統(tǒng)等效模型，其中Ｋ是來自ＥＣＧ采集??系統(tǒng)內(nèi)部電源電壓的紋波干擾信號(hào)，Ｚ，是它的等效阻抗，電力線電壓（２２０Ｖ，?５０Ｈｚ）??通過變壓器轉(zhuǎn)換成低壓時(shí)，由于次級(jí)繞組之間不匹配和寄生電容等一些非理想因素會(huì)??７??
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本文編號(hào)：2854256