《一种多导睡眠监测仪.pdf》由会员分享，可在线阅读，更多相关《一种多导睡眠监测仪.pdf（13页珍藏版）》请在专利查询网上搜索。
1、(10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201520784682.X (22)申请日 2015.10.10 A61B 5/00(2006.01) (73)专利权人 北京怡和嘉业医疗科技有限公司 地址 100036 北京市海淀区阜成路 115 号丰 裕写字楼 A 座 110 号 (72)发明人 苏厚城 庄志 (74)专利代理机构 北京博雅睿泉专利代理事务 所 ( 特殊普通合伙 ) 11442 代理人 马佑平 杨国权 (54) 实用新型名称 一种多导睡眠监测仪 (57) 摘要 本实用新型公开了一种多导睡眠监测仪 , 具 有口鼻气流通道、 设置在口鼻气流通道上的用于 监测呼吸气流和或。
2、人体气道压力的传感器(1)、 前置放大器 (2)、 及带通滤波器 (3)， 其中， 传感器 (1)的输出端与前置放大器(2)的输入端连接， 以 对传感器 (1) 输出的包含鼾声信号的电信号进行 放大处理 ； 带通滤波器 (3) 的输入端与前置放大 器(2)的输出端连接， 且带通滤波器(3)的滤波通 带与鼾声信号的频率范围一致， 以通过带通滤波 器 (3) 输出经放大的鼾声信号。本实用新型多导 睡眠监测仪可以减少硬件资源的占用， 进而降低 生产成本。 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)实用新型专利 权利要求书2页 说明书6页 附图4页 CN 205041370。
3、 U 2016.02.24 CN 205041370 U 1/2 页 2 1.一种多导睡眠监测仪， 具有口鼻气流通道及设置在所述口鼻气流通道上的用于监测 呼吸气流和 或人体气道压力的传感器 (1)， 其特征在于， 还包括前置放大器 (2) 和带通滤 波器 (3)， 所述传感器 (1) 的输出端与所述前置放大器 (2) 的输入端连接， 以通过所述前置 放大器 (2) 对所述传感器 (1) 输出的包含有鼾声信号的电信号进行放大处理 ； 所述前置放 大器 (2) 的输出端与所述带通滤波器 (3) 的输入端连接， 且所述带通滤波器 (3) 的滤波通 带与所述鼾声信号的频率范围一致， 以通过所述带通滤波。
4、器 (3) 输出经放大的鼾声信号。 2.根据权利要求 1 所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述传感器 (1) 为以差分形 式输出所述电信号的差分式传感器， 所述前置放大器包括差分放大电路， 且所述差分放大 电路的正、 负输入端 (VOUT+、 VOUT-) 作为所述前置放大器 (2) 的输入端分别与所述传感器 (1) 的正、 负输出端对应连接。 3.根据权利要求1所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述带通滤波器(3)包括有源 高通滤波电路 (31) 和有源低通滤波电路 (32)， 且所述有源高通滤波电路 (31) 和所述有源 低通滤波电路 (32) 串联连接在所述带通滤波器 (3) 。
5、的输入端与所述带通滤波器 (3) 的输 出端之间。 4.根据权利要求 3 所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述有源高通滤波电路 (31) 包括基于第一运算放大器 (U31A) 实现的同相高通放大电路 (31A)。 5.根据权利要求 4 所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述有源高通滤波电路 (31) 还包括积分电容 (C14) 和微分电容 (C13)， 所述同相高通放大电路 (31A) 的反馈电阻 (R28) 与所述积分电容 (C14) 并联连接， 其中， 所述反馈电阻 (R28) 连接在所述第一运算放大器 (U31A) 的反相输入端与所述第一运算放大器 (U31A) 的输出端之间 。
6、； 所述同相高通放大电 路 (31A) 的反相输入电阻 (R26) 与所述微分电容 (C13) 串联连接在所述第一运算放大器 (U31A) 的反相输入端与第一基准电源 (REF1) 之间， 或者串联连接在所述第一运算放大器 (U31A) 的反相输入端与模拟地之间。 6.根据权利要求 4 所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述有源高通滤波电路 (31) 还包括基于第二运算放大器 (U31B) 实现的反相高通放大电路 (31B)， 所述同相高通放大电 路 (31A) 和所述反相高通放大电路 (31B) 串联连接在所述有源高通滤波电路 (31) 的输入 端与所述有源高通滤波电路(31)的输出端之。
7、间， 且所述同相高通放大电路(31A)相对所述 反相高通放大电路 (31B) 前置。 7.根据权利要求 6 所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述有源高通滤波电路 (31) 还包括第一二极管 (D1) 和第二二极管 (D2)， 所述反相高通放大电路 (31B) 的反馈电阻 (R27) 与所述第一二极管 (D1) 串联连接在所述第二运算放大器 (U31B) 的反相输入端与所 述第二运算放大器 (U31B) 的输出端之间， 且所述第一二极管 (D1) 的阴极直接或者间接与 所述第二运算放大器 (U31B) 的反相输入端连接 ； 所述第二二极管 (D2) 的阳极与所述第二 运算放大器 (U31B。
8、) 的反相输入端连接， 且所述第二二极管 (D2) 的阴极与所述第二运算放 大器 (U31B) 的输出端连接。 8.根据权利要求3至7中任一项所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述有源高通滤 波电路 (31) 相对所述有源低通滤波电路 (32) 前置。 9.根据权利要求 8 所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述有源低通滤波电路 (32) 包括 RC 低通滤波电路 (32B) 和基于第三运算放大器 (U32) 实现的同相低通放大电路 权 利 要 求 书 CN 205041370 U 2 2/2 页 3 (32A)， 且所述 RC 低通滤波电路 (32B) 连接在所述同相低通放大电路 (。
9、32A) 的输出端与所 述有源低通滤波电路 (32) 的输出端 (PHAC) 之间。 10.根据权利要求 1 至 7 中任一项所述的多导睡眠监测仪， 其特征在于， 所述传感器 (1) 为压力传感器。 权 利 要 求 书 CN 205041370 U 3 1/6 页 4 一种多导睡眠监测仪 技术领域 0001 本实用新型涉及鼾声监测技术领域， 更具体地， 本实用新型涉及一种多导睡眠监 测仪。 背景技术 0002 睡眠约占人们生命的三分之一， 如今睡眠障碍已成为多数人关注的健康问题， 引起医学界特别关注的睡眠障碍是睡眠中伴有呼吸暂停的鼾症， 即睡眠呼吸暂停综合征 (sleep apnea synd。
10、rome,SAS)， 由于多导睡眠图 (Polysomnogram,PSG) 是目前诊断睡眠呼 吸暂停综合征的 “金标准” ， 因此， 临床上均是通过多导睡眠监测仪获取患者的多导睡眠图 进行诊断， 而鼾声作为诊断患者睡眠呼吸暂停的重要生理参数， 已成为多导睡眠监测仪必 不可少的辅助监测项目， 因此， 鼾声传感器就成为多导睡眠监测仪的标准配置。 常用鼾声传 感器按照使用方式分类主要包括咪头式鼾声传感器和喉振式鼾声传感器， 按照感应原理分 类主要包括阻抗式感应原理和电容式感应原理， 即在给鼾声传感器施加稳定的电压源后， 鼾声传感器自身的阻抗或者容抗会在受到外界声音震动的刺激时发生变化， 进而引起鼾。
11、声 传感器输出的电压信号发生变化， 这样， 便可通过获取并识别该电压信号来监测鼾声事件。 0003 由于该种监测鼾声事件的方式需要在鼾声监测通道单独设置一个鼾声传感器， 因 此， 其不但会占用多导睡眠监测仪的硬件资源， 不利于降低成本， 而且还需要患者在进行睡 眠监测时额外多配戴一个鼾声传感器， 降低了仪器的使用便捷性和舒适性。 另外， 该种监测 鼾声事件的方式在监测效果方面也不是十分理想， 这主要体现在 ： 咪头式鼾声传感器易于 引入外界噪声信号， 会引起鼾声事件的误判 ； 喉振式鼾声传感器虽然可以有效避免外界噪 声信号的干扰， 但是这种传感器必须与患者的皮肤接触， 容易引起患者的不适感， 。
12、而且多数 需要使用医用胶带固定， 容易脱落导致监测无效。 实用新型内容 0004 本实用新型解决了现有多导睡眠监测仪因需要在鼾声监测通道单独设置一个鼾 声传感器来监测鼾声事件所带来的占用硬件资源及不利于降低成本的问题。 0005 根据本实用新型的一个方面， 提供了一种多导睡眠监测仪， 具有口鼻气流通道及 设置在所述口鼻气流通道上的用于监测呼吸气流和 或人体气道压力的传感器， 其还包括 前置放大器和带通滤波器， 所述传感器的输出端与所述前置放大器的输入端连接， 以通过 所述前置放大器对所述传感器输出的包含有鼾声信号的电信号进行放大处理 ； 所述前置放 大器的输出端与所述带通滤波器的输入端连接， 。
13、且所述带通滤波器的滤波通带与所述鼾声 信号的频率范围一致， 以通过所述带通滤波器输出经放大的鼾声信号。 0006 优选的是， 所述传感器为以差分形式输出所述电信号的差分式传感器， 所述前置 放大器包括差分放大电路， 且所述差分放大电路的正、 负输入端作为所述前置放大器的输 入端与所述传感器的正、 负输出端对应连接。 0007 优选的是， 所述带通滤波器包括有源高通滤波电路和有源低通滤波电路， 且所述 说 明 书 CN 205041370 U 4 2/6 页 5 有源高通滤波电路和所述有源低通滤波电路串联连接在所述带通滤波器的输入端与所述 带通滤波器的输出端之间。 0008 优选的是， 所述有源。
14、高通滤波电路包括基于第一运算放大器实现的同相高通放大 电路。 0009 优选的是， 所述有源高通滤波电路还包括积分电容和微分电容， 所述同相高通放 大电路的反馈电阻与所述积分电容并联连接， 其中， 所述反馈电阻连接在所述第一运算放 大器的反相输入端与所述第一运算放大器的输出端之间 ； 所述同相高通放大电路的反相输 入电阻与所述微分电容串联连接在所述第一运算放大器的反相输入端与第一基准电源之 间， 或者串联连接在所述第一运算放大器的反相输入端与模拟地之间。 0010 优选的是， 所述有源高通滤波电路还包括基于第二运算放大器实现的反相高通放 大电路， 所述同相高通放大电路和所述反相高通放大电路串联。
15、连接在所述有源高通滤波电 路的输入端与所述有源高通滤波电路的输出端之间， 且所述同相高通放大电路相对所述反 相高通放大电路前置。 0011 优选的是， 所述有源高通滤波电路还包括第一二极管和第二二极管， 所述反相高 通放大电路的反馈电阻与所述第一二极管串联连接在所述第二运算放大器的反相输入端 与所述第二运算放大器的输出端之间， 且所述第一二极管的阴极直接或者间接与所述第二 运算放大器的反相输入端连接 ； 所述第二二极管的阳极与所述第二运算放大器的反相输入 端连接， 且所述第二二极管的阴极与所述第二运算放大器的输出端连接。 0012 优选的是， 所述有源高通滤波电路相对所述有源低通滤波电路前置。。
16、 0013 优选的是， 所述有源低通滤波电路包括 RC 低通滤波电路和基于第三运算放大器 实现的同相低通放大电路， 且所述 RC 低通滤波电路连接在所述同相低通放大电路的输出 端与所述有源低通滤波电路的输出端之间。 0014 优选的是， 所述传感器为压力传感器。 0015 本实用新型的一个技术效果在于， 对于本实用新型的多导睡眠监测仪， 由于其是 利用自身配置的用于在口鼻气流通道上监测呼吸气流和 / 或人体气道压力的传感器采集 鼾声信号， 因此， 本实用新型的多导睡眠监测仪无需为监测鼾声事件额外多配置一个鼾声 传感器， 这明显可以有效解决现有多导睡眠监测仪因需要在鼾声监测通道单独设置一个鼾 声。
17、传感器来监测鼾声事件所带来的占用硬件资源及不利于降低成本的问题。而且， 由于本 实用新型多导睡眠监测仪是通过带通滤波器从设置在口鼻气流通道上的传感器输出的电 信号中过滤得到鼾声信号， 因此， 其中的传感器基本不会引入外界干扰信号， 也无需与患者 的皮肤直接接触， 这说明本实用新型多导睡眠监测仪还可以有效解决现有的利用鼾声传感 器监测鼾声事件所存在的抗干扰性差、 易于引起患者不适的问题。 附图说明 0016 构成说明书的一部分的附图描述了本实用新型的实施例， 并且连同说明书一起用 于解释本实用新型的原理。 0017 图 1 为本实用新型多导睡眠监测仪采集鼾声信号的方框原理图 ； 0018 图 2。
18、 为图 1 中带通滤波器的一种实施结构的方框原理图 ； 0019 图 3 为图 1 所示前置放大器的一种实施结构的电路原理图 ； 说 明 书 CN 205041370 U 5 3/6 页 6 0020 图 4 为图 2 中带通滤波器的有源高通滤波电路的一种实施结构的电路原理图 ； 0021 图 5 为图 4 中有源高通滤波电路的同相高通放大电路的电路原理图 ； 0022 图 6 为图 4 中有源高通滤波电路的反相高通放大电路的电路原理图 ； 0023 图 7 为图 2 中带通滤波器的有源低通滤波电路的一种实施结构的电路原理图。 0024 附图标记说明 ： 0025 1 ： 传感器 ； 2 ： 。
19、前置放大器 ； 0026 U2 ： 运算放大器 ； VOUT+ ： 差分放大电路的正输入端 ； 0027 AVCC ： 供电电源的正极 ； VOUT- ： 差分放大电路的负输入端 ； 0028 AGND ： 供电电源的负极 ； REF ： 基准电源 ； 0029 R1、 R2、 R3、 R4 ： 电阻 ； 3 ： 带通滤波器 ； 0030 31 ： 有源高通滤波电路 ； 31A ： 同相高通放大电路 ； 0031 U31A ： 第一运算放大器 ； SIGO ： 同相高通放大电路的输入端 ； 0032 R28 ： 反馈电阻 ； R32 ： 同相输入电阻 ； 0033 R26 ： 反相输入电阻 ；。
20、 C13 ： 微分电容 ； 0034 C14 ： 积分电容 ； C18 ： 滤波电容 ； 0035 31B ： 反相高通放大电路 ； U31B ： 第二运算放大器 ； 0036 R33 ： 同相输入电阻 ； R29 ： 反相输入电阻 ； 0037 C17 ： 滤波电容 ； REF1 ： 第一基准电源 ； 0038 R27 ： 反馈电阻 ； D1 ： 第一二极管 ； 0039 D2 ： 第二二极管 ； 32 ： 有源低通滤波电路 ； 0040 32A ： 同相低通放大电路 ； 32B ： RC 低通滤波电路 ； 0041 U32 ： 第三运算放大器 ； R30 ： 同相输入电阻 ； 0042 R。
21、37 ： 反相输入电阻 ； R35 ： 反馈电阻 ； 0043 C20 ： 滤波电容 ； R31 ： 电阻 ； 0044 C16、 C19 ： 电容 ； PHAC ： 有源低通滤波电路的输出端 ； 0045 REF2 ： 第二基准电源。 具体实施方式 0046 现在将参照附图来详细描述本实用新型的各种示例性实施例。应注意到 ： 除非另 外具体说明， 否则在这些实施例中阐述的部件和步骤的相对布置、 数字表达式和数值不限 制本实用新型的范围。 0047 以下对至少一个示例性实施例的描述实际上仅仅是说明性的， 决不作为对本实用 新型及其应用或使用的任何限制。 0048 对于相关领域普通技术人员已知的。
22、技术和设备可能不作详细讨论， 但在适当情况 下， 所述技术和设备应当被视为说明书的一部分。 0049 在这里示出和讨论的所有例子中， 任何具体值应被解释为仅仅是示例性的， 而不 是作为限制。因此， 示例性实施例的其它例子可以具有不同的值。 0050 应注意到 ： 相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项， 因此， 一旦某一项在一 个附图中被定义， 则在随后的附图中不需要对其进行进一步讨论。 说 明 书 CN 205041370 U 6 4/6 页 7 0051 本实用新型为了解决现有多导睡眠监测仪因需要在鼾声监测通道单独设置一个 鼾声传感器来监测鼾声事件所带来的占用硬件资源及不利于降低成本的问。
23、题， 提供了一种 经改进的多导睡眠监测仪， 该多导睡眠监测仪利用自身配置的设置在口鼻气流通道上的传 感器采集鼾声信号， 其中， 该传感器原本是被设置为用于采集口鼻气流信号和 / 或人体气 道压力信号(即CPAP压力信号)， 因此， 多导睡眠监测仪还具有用于从传感器输出的电信号 中过滤得到口鼻气流信号的滤波器和 / 或用于从传感器输出的电信号中过滤得到人体气 道压力信号的滤波器， 其中， 口鼻气流信号的频率范围通常为 0.5Hz 15Hz， 人体气道压力 信号的频率范围通常低于0.1Hz。 这样， 本实用新型的多导睡眠监测仪便可通过一个现有监 测口鼻气流信号和 / 或人体气道压力信号的压力传感器。
24、同时监测到鼾声信号， 这明显可以 减少硬件资源的占用， 降低多导睡眠监测仪的成本。为此， 如图 1 所示， 本实用新型多导睡 眠监测仪还包括前置放大器2和带通滤波器3， 该传感器1可以是能够感应口鼻气流变化的 任何类型的传感器， 例如压力传感器、 加速度传感器、 压电式传感器， 特别是压力传感器， 该 压力传感器的可以为表压压力传感器、 绝压压力传感器、 差压压力传感器， 该传感器 1 的输 出端与前置放大器 2 的输入端连接， 以通过前置放大器 2 对传感器 1 输出的包含有鼾声信 号的电信号进行放大处理， 在此， 由于传感器 1 是设置在口鼻气流通道上， 因此， 该电信号 通常还包括呼吸气。
25、流信号和人体气道压力信号 ； 该带通滤波器 3 的输入端与前置放大器 2 的输出端连接， 且带通滤波器 3 的滤波通带与鼾声信号的频率范围一致， 其中， 该鼾声信号 的频率范围通常为10Hz100Hz， 这样， 将前置放大器2输出的经放大的电信号输入至带通 滤波器 3， 便可获得经放大的鼾声信号。 0052 另外， 由于传感器 1 是在专用的口鼻气流通道上直接采集鼾声信号， 因此， 一方面 传感器 1 基本不会引入外界干扰信号， 这说明本实用新型的多导睡眠监测仪具有抗干扰性 较强的优点 ； 另一方面传感器 1 无需与患者的皮肤直接接触， 这说明本实用新型的多导睡 眠监测仪具有使用舒适度较高的优。
26、点。 0053 为了提高多导睡眠监测仪的抗共模干扰的能力， 上述传感器 1 优选采用以差分形 式输出上述电信号的差分式传感器， 即传感器 1 具有正、 负输出端， 二者输出振幅相等、 相 位相反的两路电信号 ； 为此， 上述前置放大器2可包括差分放大电路， 而该传感器1的正、 负 输出端则应该与差分放大电路的正、 负输入端对应连接， 而且该前置放大器 2 可以仅包括 该差分放大电路， 也可以还包括与差分放大电路串联连接的其他放大电路及 / 或其他处理 电路。 0054 图 3 示出了一种可供选择的差分放大电路， 在图 3 所示实施例中， 传感器 1 的正、 负电源输入端分别与供电电源的正、 负。
27、极 AVCC、 AGND 对应连接， 且供电电源的负极 AGND 接 模拟地。 该差分放大电路包括运算放大器U2， 该运算放大器U2与传感器1采用相同的供电 电源供电， 其正、 负电源输入端分别与供电电源的正、 负极 AVCC、 AGND 对应连接 ； 运算放大 器 U2 的反相输入端一支路经电阻 R3 与差分放大电路的负输入端 VOUT- 连接， 另一支路经 电阻 R4 与运算放大器 U2 的输出端连接 ； 运算放大器 U2 的同相输入端一支路经电阻 R1 与 差分放大电路的正输入端 VOUT+ 连接， 另一支路经电阻 R2 与基准电源 REF 连接， 以在运算 放大器 U2 采用单电源供电。
28、的情况下通过基准电源 REF 为运算放大器 U2 提供偏置电压， 进 而保证运算放大器 U2 的输出不失真， 在此， 如果运算放大器 U2 采用双电源供电， 则另一支 路可经电阻R2直接与模拟地连接， 而无需与基准电源REF连接 ； 运算放大器U2的输出端即 说 明 书 CN 205041370 U 7 5/6 页 8 为差分放大电路的输出端 ； 其中， 电阻 R1 和电阻 R3 的阻值应该相等， 电阻 R2 和电阻 R4 的 阻值应该相等。 0055 本实用新型的多导睡眠监测仪可以采用滤波通带满足鼾声信号的频率范围的任 何一种带通滤波器， 上述带通滤波器 3 可以基于一个运算放大器结合电阻和。
29、电容实现， 优 选的是， 如图2所示， 上述带通滤波器3包括有源高通滤波电路31和有源低通滤波电路32， 且有源高通滤波电路 31 和有源低通滤波电路 32 串联连接在带通滤波器 3 的输入端与带通 滤波器 3 的输出端之间， 以对经放大的电信号顺序进行高通滤波和低通滤波， 或者顺序进 行低通滤波和高通滤波， 该种结构相对通过一个运算放大器实现的带通滤波器有利于实现 较宽的滤波通带。另外， 由于干扰信号大多为高频信号， 为了提高带通滤波器 3 的效率， 如 图 2 所示， 在带通滤波器 3 中， 优选是使有源高通滤波电路 31 相对有源低通滤波电路 32 前 置， 即输入至带通滤波器 3 中的。
30、电信号先经过有源高通滤波电路 31 进行高通滤波处理， 再 经过有源低通滤波电路 32 进行低通滤波处理。 0056 为了实现鼾声信号的进一步放大， 上述有源高通滤波电路31可以包括如图4和图 5 所示的基于第一运算放大器 U31A 实现的同相高通放大电路 31A， 图 5 示出了一种可供选 择的典型同相高通放大电路， 在该同相高通放大电路 31A 中， 第一运算放大器 U31A 同样由 上述供电电源供电， 其正、 负电源输入端分别与供电电源的正、 负极 AVCC、 AGND 对应连接 ； 该第一运算放大器 U31A 的同相输入端一支路经滤波电容 C18 与同相高通放大电路的输入 端 SIGO。
31、 连接， 另一支路经同相输入电阻 R32 与第一基准电源 REF1 连接， 其中， 该第一基准 电源 REF1 通常取至供电电源的中点 ； 第一运算放大器 U31A 的反相输入端一支路经反馈电 阻 R28 与第一运算放大器 U31A 的输出端连接， 另一支路经反相输入电阻 R26 与第一基准电 源 REF1 连接 ； 而第一运算放大器 U31A 的输出端则为同相高通放大电路 31A 的输出端。在 有源高通滤波电路 31 相对有源低通滤波电路 32 前置的实施例中， 上述同相高通放大电路 31A 的输入端 SIGO 可以直接作为带通滤波器 3 的输入端与前置放大器 2 的输出端连接。 0057 。
32、为了在上述同相高通放大电路 31A 的基础上提高有源高通滤波电路 31 的抗干扰 能力及过滤效率， 如图 4 所示， 该有源高通滤波电路 31 还可以包括积分电容 C14 和微分电 容 C13， 其中， 第一运算放大器 U31A 的反馈电阻 R28 与该积分电容 C14 并联连接 ； 第一运算 放大器 U31A 的反相输入电阻 R26 与该微分电容 C13 串联连接在第一运算放大器 U31A 的反 相输入端与第一基准电源 REF1 之间。 0058 为了提高有源高通滤波电路 31 的过滤性能， 该有源高通滤波电路 31 可以采用分 级滤波的结构， 因此， 该有源高通滤波电路 31 还可以包括如。
33、图 4 和图 6 所示的基于第二运 算放大器 U31B 实现的反相高通放大电路 31B， 具体为该同相高通放大电路 31A 和反相高通 放大电路 31B 串联连接在有源高通滤波电路 31 的输入端与有源高通滤波电路 31 的输出端 之间， 且同相高通放大电路31A相对反相高通放大电路31B前置， 即输入至有源高通滤波电 路 31 中的电信号先经过同相高通放大电路 31A， 再经过反相高通放大电路 31B。 0059 图 6 示出了一种可供选择的典型反相高通放大电路 31B， 在该反相高通放大电路 31B 中， 第二运算放大器 U31B 同样由上述供电电源供电， 其正、 负电源输入端分别与供电电。
34、 源的正、 负极 AVCC、 AGND 对应连接 ； 第二运算放大器 U31B 的反相输入端一支路经反相输入 电阻 R29 和滤波电容 C17 的串联结构与反相高通放大电路 31B 的输入端连接， 另一支路经 反馈电阻 R27 与第二运算放大器 U31B 的输出端连接 ； 第二运算放大器 U31B 的同相输入端 说 明 书 CN 205041370 U 8 6/6 页 9 经同相输入电阻 R33 与第一基准电源 REF1 连接 ； 该第二运算放大器 U31B 的输出端即为反 相高通放大电路 31B 的输出端。 0060 参照对基准电源 REF 的说明， 在第一运算放大器 U31A 和第二运算放。
35、大器 U31B 采 用双电源供电的情况下， 有源高通滤波电路 31 的与第一基准电源 REF1 连接的电位点均可 直接与模拟地连接。 0061 为了便于后续模块对带通滤波器 3 输出的经放大的鼾声信号做进一步的处理， 以 实现监测鼾声事件的目的， 如图 4 所示， 该有源高通滤波电路 31 还可以包括第一二极管 D1 和第二二极管D2， 以通过第一二极管D1和第二二极管D2对输入至有源高通滤波电路31中 的电信号进行整形处理， 其中， 反相高通放大电路 31B 的反馈电阻 R27 与第一二极管 D1 串 联连接在第二运算放大器 U31B 的反相输入端与第二运算放大器 U31B 的输出端之间， 。
36、且该 第一二极管 D1 的阴极直接与第二运算放大器 U31B 的反相输入端连接， 或者经过反馈电阻 R27 间接与第二运算放大器 U31B 的反相输入端连接 ； 第二二极管 D2 正向连接在第二运算 放大器 U31B 的反相输入端与第二运算放大器 U31B 的输出端之间， 即第二二极管 D2 的阳极 与第二运算放大器 U31B 的反相输入端连接。 0062 该有源低通滤波电路 32 可包括基于第三运算放大器 U32 实现的同相低通放大电 路 32A， 图 7 示出了一种可供选择的典型同相低通放大电路 32A， 在该同相低通放大电路 32A 中， 第三运算放大器 U32 同样由上述供电电源供电，。
37、 其正、 负电源输入端分别与供电电 源的正、 负极 AVCC、 AGND 对应连接， 第三运算放大器 U32 的同相输入端一支路经同相输入 电阻 R30 与同相低通放大电路 32A 的输入端连接， 另一支路经滤波电容 C20 与第二基准电 源REF2连接 ； 第三运算放大器U32的反相输入端一支路经反相输入电阻R37与第二基准电 源 REF2 连接， 另一支路经反馈电阻 R35 与第三运算放大器 U32 的输出端连接， 其中， 第二基 准电源REF2通常取至供电电源的中点， 而且在第三运算放大器U32采用双电源供电的情况 下， 有源低通滤波电路32的与第二基准电源REF2连接的电位点均可直接与。
38、模拟地连接 ； 该 第三运算放大器 U32 的输出端即为同相低通放大电路 32A 的输出端。 0063 为了提高有源低通滤波电路 32 的过滤性能， 如图 7 所示， 该有源低通滤波电路 32 还可以包括RC低通滤波电路32B， 以提高同相低通放大电路32A的输出端的抗干扰性， 并实 现与后续 AD 转换模块的阻抗匹配， 具体为， 该 RC 低通滤波电路 32B 包括连接于同相低通放 大电路 32A 的输出端与有源低通滤波电路的输出端 PHAC 之间的电阻 R31， 及连接于有源低 通滤波电路的输出端 PHAC 与数字地之间的电容 C19。该有源低通滤波电路的输出端 PHAC 可以直接作为带通。
39、滤波器 3 的输出端。 0064 另外， 上述各实施例主要重点描述与其他实施例的不同之处， 但本领域技术人员 应当清楚的是， 上述各实施例可以根据需要单独使用或者相互结合使用。 0065 虽然已经通过示例对本实用新型的一些特定实施例进行了详细说明， 但是本领域 的技术人员应该理解， 以上示例仅是为了进行说明， 而不是为了限制本实用新型的范围。 本 领域的技术人员应该理解， 可在不脱离本实用新型的范围和精神的情况下， 对以上实施例 进行修改。本实用新型的范围由所附权利要求来限定。 说 明 书 CN 205041370 U 9 1/4 页 10 图 1 图 2 图 3 说 明 书 附 图 CN 205041370 U 10 2/4 页 11 图 4 图 5 说 明 书 附 图 CN 205041370 U 11 3/4 页 12 图 6 说 明 书 附 图 CN 205041370 U 12 4/4 页 13 图 7 说 明 书 附 图 CN 205041370 U 13 。