心臟是人體最重要的器官,它的跳動規(guī)律能夠反應人體狀態(tài)是否正常。心臟的跳動會產生心電信號,將信號提取出來就可作為觀測心臟狀態(tài)的依據(jù)。所以心電信號讀出電路一直是研究熱點。近年來便攜式心臟監(jiān)護系統(tǒng)受到人們的高度關注,因此研究和設計高性能的心電信號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)護系統(tǒng)的心電信號讀出電路的研究與設計,該電路包含五個方面的模塊,分別是系統(tǒng)主放大器、電荷泵電路、導聯(lián)脫落檢測電路、快速恢復電路及軌到軌運算放大器。系統(tǒng)的設計工作分為兩個階段進行:第一階段是完成主放大器的設計和流片測試;第二階段的工作包括對第一階段電路的改進,并設計電荷泵電路、導聯(lián)脫落檢測電路、快速恢復電路和軌到軌運算放大器。本文針對傳統(tǒng)心電信號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)護系統(tǒng)導聯(lián)線會有脫落的情況發(fā)生,本文設計了導聯(lián)脫落檢測模塊;由于系統(tǒng)建立時間過長,本文設計了快速恢復電路,有效降低了建立時間;同時,系統(tǒng)集成了三個相同的軌到軌運算放大器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用于提供基準電壓。電路基于GLOBALFOUNDRIES 0.18μm CMOS工藝進行設計,并對第一階段電路實現(xiàn)了流片,芯片面積為346μm×346μm,測試結果表明:在電源電壓為2V時,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,總輸入?yún)⒖荚肼暈?.78μVrms,功耗為121.6μW,可以消除±140mV的失調電壓。第二階段仿真結果表明:在電源電壓2V時,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)新結果和結論:(1)本文利用積分反饋作為主放大器的失調抑制,有效降低了失調電壓的影響。(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)本文設計的電路具有導聯(lián)檢測功能,豐富了電路功能。上述的設計和研究結果表明,本文所設計的心電信號讀出電路符合設計需求,具有較好的性能,功能較為完善,具有良好的實際意義。
【學位單位】：福州大學
【學位級別】：碩士
【學位年份】：2018
【中圖分類】：TH77;TN911.7
【部分圖文】：

由原來的入院觀察改為隨時隨地預防，而且可以建立完善的心電信號數(shù)據(jù)，為患者的??心電信息隨時監(jiān)控和心臟疾病突發(fā)預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)護設備，其結構如圖１－１所示，通過心電信??號（ＥＣＧ）導聯(lián)線將人體上的心電信號信號輸送到模擬前端（Ａｎａｌｏｇｆｒｏｎｔ－ｅｎｄ），由??模擬前端將ＥＣＧ信號讀出并放大之后，由模擬信號和數(shù)字信號轉換器（Ａ／Ｄｃｏｎｖｅｒｔｅｒ，??ＡＤＣ）轉換成數(shù)字信號，由后級的數(shù)字信號處理器（Ｄｉｇｉｔａｌ?ｓｉｇｎａ丨ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ，ＤＳＰ）??進行處理。原始心電信號非常微弱且干擾信號較多，后級模數(shù)轉換器無法直接采樣，??需要將采集到的心電信號通過一個心電信號讀出電路將有用信號提取，并且將干擾信??號影響降至最�。妫础怠健＿@個心電信號讀出電路即為圖１－１所示的模擬前端，經過心電??信號讀出電路處理過的ＥＣＧ信號通過個后級ＡＤＣ變?yōu)閿?shù)字信號，最后經過嵌入??式系統(tǒng)處理之后的信號即可以診斷心臟狀態(tài)的依據(jù)。由上述便攜式心電監(jiān)護設備結構??可知

２．１心電采集系統(tǒng)理論模型??由于心電信號中包含有較強的干擾電壓，同時考慮電路中的非理想因素，所以需??要對心電采集系統(tǒng)及干擾源進行理論模型分析，圖２－１所示的是典型的三導聯(lián)ＥＣＧ??采集系統(tǒng)示意圖，ＡＭＰ代表的是ＥＣＧ讀出放大器，Ａ、Ｂ、Ｃ是代表三個導聯(lián)電極，??Ａ和Ｂ電極位于心臟部位，電極另一端連接在ＥＣＧ讀出放大器的正負輸入端，Ｃ電??極位于人體右腿處，作為右腿驅動電路的連接電極。如果是兩導聯(lián)ＥＣＧ采集系統(tǒng)，??則沒有Ｃ導聯(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是電力線與三個導聯(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??會造成微弱的干擾電流＆從電力線流入使用者身體，由于這個微弱的電流存在，檢測??設備連接上人體時

＿＿！??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是電力線和導聯(lián)線之間的??耦合電容，ＥＳ虛線框內部是代表ＥＣＧ采集系統(tǒng)等效模型，其中Ｋ是來自ＥＣＧ采集??系統(tǒng)內部電源電壓的紋波干擾信號，Ｚ，是它的等效阻抗，電力線電壓（２２０Ｖ，?５０Ｈｚ）??通過變壓器轉換成低壓時，由于次級繞組之間不匹配和寄生電容等一些非理想因素會??７??
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本文編號：2854256