一、神经刺激器耦合方式的探讨（论文文献综述）
刘洋[1]（2020）在《生物医用高效率磁谐振无线能量收发芯片研究与设计》文中研究说明随着智慧医疗、智能健康的快速发展,应用于穿戴式/植入式生物医用设备的无线能量传输技术具有重要研究价值。现有无线能量传输的方式分为磁谐振式、磁感应式、电场耦合式、微波辐射式和超声波式。其中磁谐振式以其传输距离远、绕射强、辐射低、功率覆盖范围广和可广播式供电等特点,在生物医用设备中广泛应用。考虑到生物体的移动性、安全性以及植入式设备的空间局限,磁谐振无线能量传输技术在输出功率、效率、传输范围和体积等方面存在技术挑战。本文提出了一种高效率高集成度磁谐振无线能量传输总体解决方案,基于该方案,研制了2套无线能量收发系统:针对大功率应用,提出了一套基于前馈型恒压/恒流控制的升压式大功率无线能量收发系统,解决升压式结构环路稳定性问题;针对小功率应用,提出了一套自动跟踪分裂频率的宽范围小功率无线能量收发系统,实现宽耦合范围和负载范围的无线能量传输。基于0.18μm CMOS工艺,对上述两套系统的关键芯片进行了流片验证。1.研发的升压式大功率收发系统芯片集成了高效差分Class-D功率放大器、串联谐振有源整流器、前馈型恒压/恒流控制升压式DC-DC转换器等关键电路。芯片测试结果表明,当工作频率为6.78MHz,在15mm的传输距离上,最大输出电压为4.2V,最大输出功率为1.6W,整流效率为94.94%,转换效率为85.44%,整个系统效率为53.82%。发射和接收的芯片面积分别为0.59mm2和0.65mm2。系统符合A4WP充电标准,满足除颠器、人工心脏等大功率医用设备供电需求。其主要创新点如下:（1）提出整流器和升压式DC-DC转换器相结合的能量接收拓扑,构建前馈型控制机制,创新性地利用前级输出电流不随负载和充电时间变化的特性,产生后级DC-DC转换器所需的占空比,无需传统的输出电流检测和反馈机制,在保证控制环路稳定性同时,实现了无线恒压/恒流充电。（2）提出串联谐振有源整流器的反向电流补偿技术,通过在比较器的输入端引入失调电压,补偿反向电流,提高了能量转换效率;同时针对过补偿问题,引入抑制多次导通的逻辑控制电路,实现了无线能量高效、可靠接收。该技术还可用于并联谐振有源整流器。2.研发的宽范围小功率收发系统芯片集成了自动跟踪分裂频率的恒压发射电路、自动幅度控制电路和并联谐振有源整流器等关键电路。芯片测试结果表明:工作频率为1～13.56MHz,当负载为500Ω时,在5～15mm的传输距离范围内,传输效率保持80.15%以上,最大转换效率为90.94%,且最大输出功率为24.59m W;当传输距离为10mm时,在50～1000Ω负载范围内,输出电压基本保持3.7V不变,最大输出功率为129.7m W。发射和接收的芯片面积分别为0.31mm2和0.37mm2。系统满足脑电采集、视觉假体等小功率医用设备供电需求。其主要创新点如下:（1）基于电路模型和耦合模模型,分别推导传输效率、输出功率、输入输出电压比与耦合距离及负载的理论数学关系,两套理论结果均得出宽耦合、宽负载范围的传输条件是系统工作频率等于分裂频率,理论结果的一致性进一步表明传输条件正确性。（2）提出基于电感电容振荡器结构的新型线圈驱动方式,以及功率和效率自适应调节机制,无需传统功率放大器、额外的功率调节和最大效率追踪电路;同时在振荡器的输出引入自动幅度控制,保证发射电压恒定。当耦合距离或负载发生变化时,利用变压器耦合的双模振荡器工作在分裂频率的特性,系统自动调节工作频率至分裂频率,一方面,保证了在宽耦合范围内,传输效率和输出功率保持恒定;另一方面保证在宽负载范围内,输出电压恒定。本论文所研制的两套无线能量传输系统,不仅可满足生物医用设备的供电需求,还可以为无线电力传输、携能通信等领域提供一定的技术参考。
张巧云[2]（2020）在《基于心电信号的迷走神经自适应电刺激系统》文中认为迷走神经作为十二对脑神经中行程最长、分布范围最广的混合性脑神经,可调节循环、呼吸、消化三个系统。近年来,迷走神经刺激术（Vagus Nerve Stimulation,VNS）在治疗癫痫、镇痛、抑郁、心衰等方面被广泛应用,疗效也得到了广泛认可。但VNS的作用机制尚未明确,最佳参数组合尚未确定,在临床研究中,仅建议由低到高逐渐增加参数以顺应组织抵抗力。并且传统开环VNS系统刺激参数多为经验参数,参数设置的合理性无法进行有效地评估。为此,一种能根据患者生理信号的变化自适应调节刺激参数的VNS系统将会大大提高VNS的安全性和有效性。本文基于心电信号（Electrocardiogram,ECG）设计一款微型VNS自适应调节系统,具体内容如下:系统前端硬件电路的设计:该电路模块主要包括刺激器硬件电路和ECG前端采集电路两个子模块。刺激器硬件电路主要包括宽带放大电路和压控恒流源电路。宽带放大电路主要采用宽带电流反馈型运放（AD811）对数字可编程频率合成器（AD9850）输出的刺激波形进行放大实现调幅功能;恒流源电路主要是将电压信号转化为电流信号,实现恒流刺激。ECG前端采集电路主要是对ECG进行放大和滤除各种噪声。放大电路主要采用仪表放大器（AD620）与高精度运放（OPA1177）实现对心电信号1000倍左右的放大;滤波电路主要采用贝塞尔滤波器设计低通和高通滤波器和双T型陷波器滤除50Hz工频干扰。微处理器模块的设计:该模块（STC89C52）为整个系统的控制核心,主要作用在于控制AD9850输出参数可调的刺激波形,从而实现ECG的A/D转换和实时处理以及反馈调节刺激参数。无线蓝牙模块的设计:该模块（HC-06）实现系统与手机之间的无线数据传输,增加了系统与外设之间的数据传输方式。上位机模块的设计:上位机使用Eclipse开发可以将实时心率、平均心率以及心电信号波形显示、存储的Android软件。系统测试:为了验证系统设计的准确性,对系统的软硬件进行了功能测试。其包括对恒流源电路线性度和恒流性的测试、刺激波形和刺激参数的测试、ECG采集电路整体性的测试、微处理器间的通信测试以及上位机软件测试。通过对系统整体的测试,系统能够输出有效刺激波形、实现ECG的采集和实时处理以及自适应调节刺激参数等功能。本系统初步建立闭环VNS系统,为闭环VNS系统设备的研发提供一定思路,为实验室VNS的研究提供基础。
吴米雪[3]（2019）在《视觉假体中能量无线传输系统设计》文中指出视觉假体是人工恢复视觉的一种重要手段,它将体外采集到的图像信息通过皮肤信道无线传输到体内,植入体内的刺激器根据接收到的信息控制电极阵列产生微电流,刺激未受损的神经元产生光幻视,在一定程度上恢复患者的视力。而体内植入的刺激器需要稳定地供能才能正常工作,因此需要为视觉假体设计能量传输单元。本文基于线圈互感耦合原理,设计了一种可植入、无污染、高效率的经皮能量无线传输系统,应用于视神经视觉假体装置中为其稳定供能。本文的研究内容包括:第一,体外能量发送和体内能量接收电路的整体设计,搭建电路并采用Multisim 10.0.1软件仿真验证能量无线传输系统功能,得到体内接收电路的参数。第二,将体内能量接收电路转换为可集成的有源单元,基于SMIC 0.18μm CMOS工艺,利用Cadence Spectre软件设计有源全波整流器、BUCK DC-DC转换器来提高能量无线传输效率和系统稳定性。第三,利用LSK调制解调原理,采用Multisim 10.0.1软件设计体内数据反向传输单元,并在体外添加解调电路,对植入体的信息进行实时监测。实验结果显示,系统可为体内刺激器提供稳定的0.9V直流工作电压,以及最高20mA的负载电流。在弱耦合的条件下,系统的能量传输效率达35.1%。本文所设计的视觉假体能量无线传输系统避免了有线传输引起的生物组织感染、皮肤穿孔等问题,提高了能量传输效率,对视觉假体的能量传输方式研究有一定的参考意义。
薛若男[4]（2019）在《用于视觉假体的低功耗神经刺激器设计》文中指出在这个主要靠眼睛去获取信息的时代,失明给人们生活的方方面面都带来了巨大的阻碍,而且医疗负担的增加和生产力的下降会造成巨大的社会成本。随着各个学科的发展与进步,神经修复技术使人们看到了恢复盲人视觉功能的希望,使得视觉假体成为国内外的研究热点。本文提出了一种视神经刺激器结构,完成了模拟电路的设计并进行仿真,对部分电路的版图进行设计和后仿。本文设计的视神经刺激器包括刺激电流产生电路、电荷平衡电路和电极监控电路三部分,结合了衬底驱动技术,将电源电压降低为0.9V以实现低功耗设计。刺激电流产生电路中的DAC电路采用了分段式电流型结构,实现了高匹配度与芯片面积的折中,改进了传统正负电流产生电路的结构,以便于在低电压下使用。基于SMIC 0.18μm工艺库对电路进行设计和仿真,结果表明刺激电流产生电路可以产生符合设计要求的正负双向刺激电流,电流脉冲的脉宽和幅值可控。DAC电路的功耗为0.12mW,刺激电流产生电路的整体功耗约为1.9mW。电荷平衡电路中采用无静态功耗的两级动态比较器,正确实现了电荷堆积状态的判断。电极监控电路中的SAR ADC电路采用了一种低耗能的DAC电容网络开关方式,与传统结构开关方式相比,DAC电容网络消耗的开关能量减少了93.74%,仿真结果表明在输入频率为53.906kHz,采样频率200kHz的情况下,SNDR为49.51 dB,SFDR为61.29dB,有效位数为7.93bit,功耗仅为20nW。
杨瑞东[5]（2019）在《面向动物机器人神经刺激器无线充电系统的设计与仿真研究》文中指出动物机器人具有灵活敏捷、环境适应性强等特点,在复杂环境搜救、战场信息收集等方面具有极高的应用价值。在动物机器人行为控制实验过程中,动物机器人神经刺激器使用微型电池供电,工作时长受到限制,为能使神经刺激器持续工作,本文提出了一种基于无线充电的供电方案。本文采用磁耦合谐振式无线充电方案,该方案适用于中短距离小功率器件的充电。首先分别基于耦合模理论和电路理论对无线充电系统进行了建模和分析,并分析了影响其传输性能的几个重要因素,为无线充电系统的设计奠定了理论基础。基于理论分析完成了系统的高频控制信号发生模块、高频逆变模块、谐振耦合电路和整流调压电路的设计。在硬件设计过程中,为了减小接收线圈的重量和尺寸对动物运动的影响,提出并设计了非对称的谐振线圈结构。为解决小尺寸接收线圈接收能量不足的情况,设计了一种两发射线圈对应单接收线圈的线圈布局。随后对上述系统的各部分的性能进行了仿真分析。基于SABER软件元件库中的可调系数的耦合模块,对谐振耦合电路的传输性能进行了仿真分析。利用MULTISIM软件仿真验证了高频控制信号发生模块、高频逆变模块、整流调压电路设计的正确性。并进一步地利用MATLAB和HFSS软件对线圈磁场的空间分布强度和增益进行了分析,得出以下结论:大尺寸发射线圈对应小尺寸接收线圈的结构可以抑制频率分裂;两发射线圈同向工作方式的最大传输功率是单发射线圈工作最大传输功率的两倍多;基于仿真所得到的传输功率与传输距离的关系,确定出最大传输功率时的传输距离。最后,根据以上的理论分析和仿真结果搭建出了整个系统的硬件实验平台,并在硬件实验平台上进行了传输功率的实验。实验结果显示传输距离为5厘米时的最大传输功率为15W,验证了本文所提出的动物机器人神经刺激器无线充电方案的可行性。
费泰然[6]（2019）在《植入式神经刺激器无线供电与无线通信系统研究与设计》文中认为近年来,可植入医疗设备（Implantable Medical Devices,IMDs）因对人类器官类及神经类疾病良好的辅助治疗效果,成为许多科研机构和高校热门的研究课题。其中,可植入脑神经刺激器作为其中较为复杂的一员,对其本身技术的研究取得了很大的进步,但在临床应用的过程中,却遭遇了一些“瓶颈”,其中最大的问题就是能量供给问题。众所周知,任何电子产品都不能缺少电源而工作,对于植入式脑神经刺激器来说更是如此。使用传统的植入式电池,虽然能够解决供电问题却会受到电池容量和使用寿命的限制,需要定期进行外科手术更换电池,这会给患者带来巨大的痛苦。因此,需要新的能量供应方式,以满足植入式脑神经刺激器不间断稳定供电的需求。此外,与药物治疗类似,植入式脑神经刺激器也需要根据不同患者的病情差异人为地控制“剂量”。本文通过对植入式脑神经刺激器及相关无线供电与无线通信技术的充分调研,在传统磁耦合谐振无线供电（Magnetic Coupled Resonator Wireless Power Transfer,MCR-WPT）系统的基础上,提出一种可穿戴四线圈无线通信与无线供电系统。通过加入PC端用户图形界面（GUI）、功率调节电路及无线通信设备等模块,实现了对植入式脑神经刺激器的恒压高效率无线供电及对植入式脑神经刺激器工作参数的实时调节。当传输线圈间耦合程度变化引起接收端功率变化时,系统通过闭环调节发射功率来稳定接收功率,实现接收端电压恒定,并且用户可以在PC端监控供电状态以及调节刺激器工作参数。本文还对接收端的同步整流电路进行了优化设计,提出了新的同步整流控制电路,通过在比较器中加入迟滞,消除了AC信号抖动引起的同步信号逻辑错误,并且对于整流PMOS管采用电容驱动的方式实现提前关断,消除了关断延时引起的相位错误。实验测试结果表明,采用优化设计的同步整流方式在整流效率方面相较于传统二极管整流提高了10%以上;四线圈系统在开环小尺寸接收线圈的条件下,能量传输效率（Power Transfer Efficiency,PTE）在传输距离为8cm时能够达到8.1%,闭环工作时,能够恒定接收电压并完成对工作参数调节数据的实时传递,系统具有良好的工作稳定性。
韦玲玲[7]（2019）在《无线高压脑深部电刺激器的研究与设计》文中研究指明脑深部电刺激器（Deep Brain Stimulation,DBS）对癫痫、帕金森氏症、阿尔茨海默病等神经系统疾病具有一定的治疗效果已经得到临床证实。采用无线能量和数据传输的DBS可以克服传统的原电池供电的DBS使用周期短和占用空间大等缺点。有研究指出,高密度的电刺激对神经系统疾病具有更好的治疗效果。若要实现高密度的电刺激,就需要较多的刺激通道,植入到人体的刺激电极的直径比较小,其阻抗就会比较大,采用较高的刺激电压才能获到达到治疗效果的刺激电流。因此设计一款无线能量和数据传输的高压脑深部电刺激器具有重要的研究意义。本文通过对植入式电刺激器的发展进行调研和分析,设计了一款无线能量和数据传输的高压脑深部电刺激器。所设计的无线高压脑深部电刺激器采用感应耦合的能量传输方式和ASK的数据调制方式实现了能量和数据的稳定传输。具有高电源抑制比无片外电容的LDO为系统提供了±1.5V的直流低压,电流源型的无线高压传输结构为系统提供了±10V的直流高压,后端数据遥测电路实现了系统能量的闭环控制。数据和时钟恢复电路实现了控制信号和时钟的恢复,并通过电平转换电路实现了控制信号低压到高压的转换。电容串联形成的电压衰减器,将储存电容上的电压从高压范围衰减至低压范围,实现了±10V直流高压对储存电容的可控充电。放电电容选择电路和放电电极选择电路实现了储存电容放电对数的和放电通道的选择。电荷平衡电路实现了注入正负电荷数量的平衡。电路是在TSMC 0.18μm high voltage CMOS工艺下进行设计,使用Cadence-Spectre软件进行仿真。仿真结果表明,所设计的无线高压脑深部电刺激器芯片能向神经组织提供刺激幅值可调、刺激脉宽可调、正负电压刺激先后顺序和间隔可调的指数衰减型电刺激,正电压刺激可达10V,负电压刺激可达-10V,实现了高压刺激功能,满足高密度电刺激的需求。
朱桂杰[8]（2018）在《应用于植入式医疗设备的能量效率优化技术研究》文中研究表明随着植入式医疗技术的飞速发展,将植入式刺激器应用于治疗人类疾病的方法已经越来越普遍。相比于传统的药物治疗,植入式神经刺激是在人体内植入电路,使用电流刺激的形式进行疾病治疗,具有针对性强的优点。为了延长植入式电路的使用寿命,降低工作时的温升,对电路的功耗和效率有严格的要求。作为植入式器件中功耗占比最高的电路,刺激输出级的功耗和效率优化就显得非常重要。此外,无线能量传输作为植入式电路的供电方式之一,在植入式器件中的应用普遍。无线供电的效率大小直接影响到无线供电时的损耗及温升,因此对无线能量传输的效率优化也是非常必要的。针对植入式刺激器输出级的效率优化,本文在输出级中引入SEPIC变换器,用于动态调节刺激电压,降低电流源损耗。此外,针对SEPIC变换器自身的效率优化,采用动态栅宽控制技术来提高变换器在宽负载范围内的效率。为了进一步提高输出级能量效率,本文研究了一种新型的刺激方式:高频刺激。高频刺激能够消除输出级的电流源损耗,以及多通道输出额外损耗,大大提升效率。针对传统高频刺激中的动态范围有限问题,本文提出使用双源非交叠高频刺激来拓展输出电流范围。在无线能量传输中,能量传输效率与负载阻抗有关,存在一个最优负载阻抗使得效率最高。本文通过整流桥进行阻抗变换,使得系统在较宽负载范围内都能取得较高的效率。本论文完成了植入式神经刺激器的能量效率优化,主要包括刺激输出级和无线能量传输的效率优化。在刺激输出级的效率优化中,首先针对SEPIC变换器进行优化并流片,采用CSMC 0.8μm BCD工艺。测试结果显示,在电源电压为3.7V,负载电阻为500Ω时,SEPIC输出电压为0.3V12V,相应的电流大小为0.624mA。当电流大于6mA时,效率大于70%,最高效率为78%。对于高频刺激,采用PCB原型电路进行双源非交叠高频刺激电路的设计;测试结果显示,双源非交叠高频刺激能够将输出电流拓展一倍,效率提升达40%。对于无线能量传输的优化,则是采用电路仿真进行验证。仿真结果表明,当负载电阻为100Ω1500Ω,耦合系数为0.050.25时,采用阻抗变换方式能有效提升无线能量传输效率。
金永亮[9]（2018）在《无线脑深部开关电容型刺激器系统的研究与设计》文中研究说明长期以来,对于运动性障碍、癫痫、帕金森等神经性疾病的治疗通常依赖于药物治疗和非药物治疗两种方式,这两种方法都有一定的功效,但是都存在着一定的不足,应用上受到很多限制。近年来,随着微电子技术的发展,植入式医疗设备（Implantable Device,IMD）获得了广泛关注。临床证明,植入式医疗设备具有对人体损伤小,并发症小,可逆等优点,但是传统的植入式医疗设备需要在胸腔植入较大体积的原电池进行供电,在手术难度和机械制作方面都有很大的难度。因此,设计一种可以具有无线能量传输、低功耗、系统控制强和安全系数高等特点的植入式电刺激器就显得尤为重要。本文在查阅大量文献的基础上,分析总结了脑深部电刺激器的电刺激机理与发展现状;分析总结几种脑深部电刺激器结构与工作原理,深入研究了脑深部电刺激器设计的各项关键技术,包括供电技术、电容充电技术、电荷平衡、高能效技术等。结合脑深部电刺激器微型化、高能效的设计要求,提出了一种基于无线能量传输的脑深部开关电容刺激器,并详细论述了方案的可行性。整个脑深部开关电容刺激器分为体外控制部分和体内刺激器两部分,论文重点分析研究体内刺激器的设计方法。该电路系统主要包括:电源管理模块、电容充电控制模块、电容充电模块、电荷管理模块、通道选择模块、放电极性选择模块以及放电电容数量选择模块。相比于其它几种刺激器结构,本文设计的脑深部开关电容刺激器可以直接从次级线圈接受电压为存储电容充电,大大提升了能效。并且开关电容刺激器的刺激波形为指数衰减脉冲,相比于其余几种刺激波形来说,指数衰减波形可以在相同能量下更有效的激活神经组织,提升了刺激效率。为了提升安全系数,本文采用电荷检测的方式来控制发送到神经组织中的正负电荷,消除组织中电荷积累对机体造成的损伤。本文设计的电路系统基于TSMC 0.35μm 1-poly 6-metal混合信号CMOS工艺,使用Cadence-Spectre进行电路仿真,论证了系统各个模块的可行性。仿真结果显示,在13.56MHz的输入载波下,刺激器工作稳定,正负电容对充电电压最大可以达到±1.2V,分16级可调。电极处的刺激电流最大可以达到5.04mA,分64级可调。
刘俊丞[10]（2018）在《高压无线功能性电刺激系统关键模块的研究与设计》文中研究表明可植入式医疗器械（Implantable Medical Devices,IMDs）已经被临床证明是一种用来缓和神经系统疾病的有效治疗手段,因此提升IMDs的能量效率和性能十分关键。相比于植入式电池的皮下有线供电,通过皮肤进行无线能量传输是目前唯一能够解决电池尺寸以及功率受限问题并且提升IMDs性能的方案。另一方面,IMDs中的能量传输结构应该具有较高的能量转换效率（Power Conversion Efficiency,PCE）,并且能够工作在更小的接收功率以及较远的传输距离下。因此设计一款具有无线能量传输、通用可配置、高效率、低功耗等特点的功能性电刺激器具有非常重大的研究意义。本文通过对功能性神经电刺激器的发展现状进行调研和分析,提出了一些可用于高恒流电压无线功能性电刺激器系统的关键模块。本文所提出的新型的无线能量传输结构——电流源型无线能量传输（current-based wireless power transmission,CWPT）结构,有效地提高了经皮无线能量传输的传输效率和接收端（Rx）的输出电压。与传统感应能量传输结构不同的是,CWPT结构是把接收端（Rx）的LC回路当作一个电流源而不是电压源。这使得CWPT结构即使去掉了需要较多电容和二极管的DC-DC电荷泵或AC-DC倍压器等结构,还是能够达到非常高的能量传输效率和电压转换效率;无线数据传输模块负责恢复出所接收到的调制信号;时钟恢复模块的功能是恢复系统所需的时钟信号;刺激控制模块则是结合数据信号和时钟信号产生低压控制信号,通过电平转换器实现低压信号对CWPT结构输出高电压的控制。本文所设计的电路采用TSMC 0.18μm高压BCD工艺在Cadence-Spectre等软件下进行电路设计和仿真。仿真结果表明,在1MHz交流输入下,CWPT模块能给刺激器提供高达±10V以上的直流电压,实现多种强度的电流刺激;在13.56MHz的交流输入下,无线数据恢复模块能够成功接收并解调出28 bit的数据信号,提供给系统其它各模块;时钟恢复和刺激控制等模块也能够提供正确有效的时钟和控制信号。
二、神经刺激器耦合方式的探讨（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、神经刺激器耦合方式的探讨（论文提纲范文）
（1）生物医用高效率磁谐振无线能量收发芯片研究与设计（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景和选题意义 |
| 1.2 生物医用无线能量传输技术国内外研究现状 |
| 1.2.1 在脑电、神经信号采集微系统中的应用 |
| 1.2.2 在视觉假体、人工心脏中的应用 |
| 1.2.3 在胶囊内窥镜中的应用 |
| 1.2.4 在血压、血糖、眼压监测仪中的应用 |
| 1.3 论文的研究内容及技术指标 |
| 1.4 论文的组织结构 |
| 1.5 本章小结 |
| 第二章 磁耦合式无线能量传输理论设计 |
| 2.1 磁耦合式无线能量传输方式和标准 |
| 2.1.1 磁谐振和磁感应耦合的原理和对比分析 |
| 2.1.2 无线能量传输频段和标准 |
| 2.2 磁谐振无线能量传输系统的建模方法 |
| 2.2.1 基于互感电路理论的系统模型 |
| 2.2.2 基于耦合模理论的系统模型 |
| 2.2.3 两种模型在无线能量传输系统中的对比分析 |
| 2.3 无线能量发射和功率控制方式研究 |
| 2.3.1 基于功率放大器的能量产生和发射 |
| 2.3.2 基于电感电容振荡器的能量产生和发射 |
| 2.3.3 发射功率的调节方法 |
| 2.3.4 能量发射和发射功率调节方法的对比 |
| 2.4 无线能量接收和功率控制方式研究 |
| 2.4.1 基于有源整流技术的能量接收 |
| 2.4.2 基于Class-E整流技术的能量接收 |
| 2.4.3 输出功率的调节方法 |
| 2.4.4 能量接收和输出功率调节方法的对比 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 生物医用高效率磁谐振无线收发系统解决方案 |
| 3.1 生物医用高效率磁谐振无线能量收发系统总体架构 |
| 3.2 系统的传输特性、频率特性和主要参数分析 |
| 3.3 基于前馈型恒压/恒流控制的升压式大功率无线能量收发系统 |
| 3.4 自动跟踪分裂频率的宽范围小功率无线能量收发系统 |
| 3.5 关键电路指标设计 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 基于前馈型恒压/恒流控制的升压式大功率无线能量收发芯片研究与设计 |
| 4.1 高效差分Class-D功率放大芯片设计 |
| 4.2 基于前馈型恒压/恒流控制的升压式能量接收芯片设计 |
| 4.2.1 基于反向电流补偿的串联谐振有源整流电路 |
| 4.2.2 前馈型恒压/恒流控制升压式DC-DC转换电路 |
| 4.2.3 基于开关电容结构超低功耗的带隙基准源电路 |
| 4.3 平面螺旋结构的收发线圈设计 |
| 4.4 基于前馈型恒压/恒流控制的升压式能量收发芯片测试与分析 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 自动跟踪分裂频率的宽范围小功率无线能量收发芯片研究与设计 |
| 5.1 自动跟踪分裂频率的恒压发射芯片设计 |
| 5.1.1 宽范围无线能量传输条件的分析 |
| 5.1.2 自动跟踪分裂频率的低复杂度能量发射电路 |
| 5.1.3 自动幅度控制电路 |
| 5.2 基于反向电流补偿的并联谐振有源整流芯片设计 |
| 5.3 平面螺旋结构的收发线圈设计 |
| 5.4 自动跟踪分裂频率的宽范围无线能量收发芯片测试与分析 |
| 5.5 本章小结 |
| 总结与展望 |
| 一、论文的研究工作总结 |
| 二、研究展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间取得的研究成果 |
| 致谢 |
| 附件 |
（2）基于心电信号的迷走神经自适应电刺激系统（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 研究背景及意义 |
| 1.2 迷走神经刺激术的发展 |
| 1.3 神经电刺激器的研究现状 |
| 1.4 神经电生理基础 |
| 1.4.1 神经纤维特性 |
| 1.4.2 神经电刺激 |
| 1.5 心电信号基础 |
| 1.5.1 心电信号的产生 |
| 1.5.2 心电信号的特征 |
| 1.6 本文研究的主要内容 |
| 2 系统方案设计 |
| 2.1 系统设计需求分析 |
| 2.2 系统总体方案设计 |
| 3 系统前端硬件电路设计 |
| 3.1 迷走神经电刺激器硬件电路设计 |
| 3.1.1 迷走神经电刺激器设计基础 |
| 3.1.2 迷走神经电刺激器设计框图 |
| 3.1.3 刺激波形发生单元 |
| 3.1.4 宽带放大电路 |
| 3.1.5 压控恒流源电路 |
| 3.2 心电信号前端采集电路设计 |
| 3.2.1 心电信号前端采集电路设计基础 |
| 3.2.2 心电信号前端采集电路设计框图 |
| 3.2.3 采集跟随电路 |
| 3.2.4 信号放大电路 |
| 3.2.5 多级滤波电路 |
| 3.2.6 右腿驱动电路 |
| 3.3 系统电源电路设计 |
| 3.3.1 降压(+3.3V)电路设计 |
| 3.3.2 单相转双相电压电路设计 |
| 3.3.3 升压(±15V)电路设计 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 微处理器的设计 |
| 4.1 微处理器硬件设计 |
| 4.1.1 最小系统的设计 |
| 4.1.2 A/D模块硬件设计 |
| 4.2 微处理器软件设计 |
| 4.2.1 脉冲发生单元软件设计 |
| 4.2.2 A/D模块软件设计 |
| 4.2.3 微处理器间的通信 |
| 4.3 本章小结 |
| 5 蓝牙模块的设计 |
| 5.1 蓝牙模块硬件设计 |
| 5.2 蓝牙模块软件设计 |
| 5.2.1 蓝牙模块与手机通信 |
| 5.2.2 上位机软件设计 |
| 5.3 本章小结 |
| 6 系统综合测试 |
| 6.1 迷走神经电刺激器测试 |
| 6.1.1 压控恒流源电路测试 |
| 6.1.2 迷走神经刺激器输出波形测试 |
| 6.2 心电信号前端采集电路测试 |
| 6.3 微处理器间的通信测试 |
| 6.4 上位机软件测试 |
| 6.5 本章小结 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
（3）视觉假体中能量无线传输系统设计（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1 绪论 |
| 1.1 课题研究背景及意义 |
| 1.2 视觉假体国内外发展概况 |
| 1.3 植入式经皮能量无线传输技术发展现状及趋势 |
| 1.4 论文主要研究内容及结构安排 |
| 2 视觉假体中能量无线传输系统的研究与分析 |
| 2.1 能量无线传输系统的基本结构 |
| 2.2 能量无线传输系统的工作模式 |
| 2.3 能量无线传输系统的原理分析 |
| 2.3.1 体内外能量耦合传输 |
| 2.3.2 体内能量整流 |
| 2.3.3 体内直流电压稳压转换 |
| 2.3.4 反向数据传输 |
| 2.4 本章小结 |
| 3 能量无线传输系统的整体设计 |
| 3.1 能量无线传输系统的整体框架 |
| 3.2 各模块功能介绍 |
| 3.2.1 能量发送及接收 |
| 3.2.2 有源全波整流器及电压限幅 |
| 3.2.3 BUCK DC-DC转换器 |
| 3.2.4 LSK反向数据调制和解调 |
| 3.3 系统主要参数设计 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 能量无线传输系统的主要模块设计及仿真 |
| 4.1 能量发送和接收电路 |
| 4.1.1 E类功率放大电路 |
| 4.1.2 交流—直流电压转换电路 |
| 4.1.3 正向能量传输整体仿真 |
| 4.2 有源全波整流电路 |
| 4.2.1 改进的有源全波整流器电路 |
| 4.2.2 直流电压限幅电路 |
| 4.2.3 整流器整体仿真 |
| 4.3 BUCK DC-DC转换器 |
| 4.3.1 主要设计指标 |
| 4.3.2 带隙基准电路 |
| 4.3.3 误差放大器电路 |
| 4.3.4 PWM比较器电路 |
| 4.3.5 振荡器及斜坡补偿电压产生电路 |
| 4.3.6 峰值电流采样电路 |
| 4.3.7 死区时间控制及驱动电路 |
| 4.3.8 LDO稳压器 |
| 4.3.9 BUCK DC-DC整体仿真 |
| 4.4 LSK反向数据传输 |
| 4.4.1 LSK体内数据调制 |
| 4.4.2 LSK体外数据解调 |
| 4.4.3 反向数据传输整体仿真 |
| 4.5 本章小结 |
| 5 系统整体仿真 |
| 5.1 系统仿真整体结构 |
| 5.2 系统启动与关断过程 |
| 5.3 系统稳态输出电压及能量传输效率 |
| 5.4 系统动态特性 |
| 5.5 本章小结 |
| 6 论文总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
（4）用于视觉假体的低功耗神经刺激器设计（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 1.绪论 |
| 1.1 课题的研究背景及意义 |
| 1.2 视觉假体的研究现状 |
| 1.2.1 视皮层视觉假体 |
| 1.2.2 视网膜视觉假体 |
| 1.2.3 视神经视觉假体 |
| 1.2.4 视觉假体的功耗 |
| 1.3 论文主要研究内容和章节安排 |
| 1.3.1 论文研究内容 |
| 1.3.2 论文章节安排 |
| 2.视神经刺激器及低压低功耗技术介绍 |
| 2.1 视神经电刺激器简介 |
| 2.1.1 视神经刺激器的结构及功能 |
| 2.1.2 视神经电刺激器的刺激参数 |
| 2.1.3 视神经电刺激器的电极控制 |
| 2.2 低压低功耗集成电路设计 |
| 2.2.1 浮栅技术 |
| 2.2.2 衬底驱动技术 |
| 2.3 本章小结 |
| 3 视神经刺激器的设计 |
| 3.1 神经刺激器的结构和功能 |
| 3.1.1 视神经刺激器总体结构 |
| 3.1.2 各部分电路功能介绍 |
| 3.2 视神经刺激器的参数 |
| 3.2.1 视神经刺激器的刺激参数 |
| 3.2.2 视神经刺激器低功耗的设计 |
| 3.3 电流产生电路的设计和仿真 |
| 3.3.1 DAC电路设计 |
| 3.3.2 带隙基准 |
| 3.3.3 正负电流产生电路 |
| 3.4 本章小结 |
| 4 保护电路的设计和仿真 |
| 4.1 电荷平衡电路 |
| 4.1.1 电荷平衡电路的结构 |
| 4.1.2 电荷平衡电路的设计 |
| 4.1.3 电荷平衡电路仿真 |
| 4.2 电极监控电路 |
| 4.2.1 前置放大电路 |
| 4.2.2 滤波电路 |
| 4.2.3 SAR ADC简介 |
| 4.2.4 低功耗SAR ADC的结构设计 |
| 4.2.5 整体电路仿真 |
| 4.3 本章小结 |
| 5 系统仿真 |
| 5.1 刺激电流产生电路仿真 |
| 5.1.1 刺激功能仿真 |
| 5.1.2 电源电压波动对输出的影响 |
| 5.1.3 工艺角对刺激电流输出的影响 |
| 5.2 电荷平衡电路仿真 |
| 5.3 电极监控电路的仿真 |
| 5.4 本章小结 |
| 6.总结 |
| 致谢 |
| 参考文献 |
（5）面向动物机器人神经刺激器无线充电系统的设计与仿真研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 变量注释表 |
| 1 绪论 |
| 1.1 选题背景及研究意义 |
| 1.2 国内外发展现状 |
| 1.3 神经刺激器无线充电方案 |
| 1.4 论文的结构和内容安排 |
| 2 磁耦合谐振式无线电能传输系统理论分析 |
| 2.1 耦合模理论分析 |
| 2.2 电路理论分析 |
| 2.3 传输性能分析 |
| 2.4 本章小结 |
| 3 磁耦合谐振式无线电能传输系统的设计 |
| 3.1 总体方案规划 |
| 3.2 高频控制信号发生模块的选择与设计 |
| 3.3 高频逆变模块的选择与设计 |
| 3.4 谐振耦合电路的设计 |
| 3.5 整流调压电路的设计 |
| 3.6 本章小结 |
| 4 磁耦合谐振式无线电能传输系统的软件仿真分析 |
| 4.1 谐振耦合结构的仿真分析 |
| 4.2 各个模块的仿真分析 |
| 4.3 线圈传输特性的仿真分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 5 磁耦合谐振无线充电系统实验验证 |
| 5.1 发射部分 |
| 5.2 接收部分 |
| 5.3 充电系统的传输功率验证 |
| 5.4 本章小结 |
| 6 总结与展望 |
| 6.1 总结 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 作者简历 |
| 致谢 |
| 学位论文数据集 |
（6）植入式神经刺激器无线供电与无线通信系统研究与设计（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景与意义 |
| 1.2 国内外研究现状 |
| 1.2.1 植入式脑神经刺激器研究现状 |
| 1.2.2 无线能量传输技术研究现状 |
| 1.2.3 植入式医疗设备无线通信技术研究现状 |
| 1.3 研究内容 |
| 1.4 论文结构 |
| 第二章 磁耦合谐振无线能量传输技术原理分析 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 MCR-WPT技术基本原理 |
| 2.2.1 谐振电路 |
| 2.2.2 耦合回路的建模 |
| 2.3 本章小结 |
| 第三章 无线供电与无线通信系统设计 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 系统概述 |
| 3.3 系统主要模块原理分析与设计 |
| 3.3.1 逆E类功率放大器 |
| 3.3.2 四线圈谐振网络 |
| 3.3.3 自适应功率调节电路 |
| 3.3.4 同步整流 |
| 3.3.5 用户图形界面 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 系统仿真与测试结果分析 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 主要模块仿真与测试结果分析 |
| 4.2.1 逆E类功率放大器仿真测试结果 |
| 4.2.2 功率调节模块测试结果 |
| 4.2.3 同步整流仿真测试结果 |
| 4.3 系统实验测试结果分析 |
| 4.3.1 系统测试平台搭建 |
| 4.3.2 实验测试结果分析 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 总结与展望 |
| 5.1 论文总结 |
| 5.2 不足与展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间的学术活动及成果情况 |
| 1)参加的学术交流与科研项目 |
| 2)发表的学术论文(含专利和软件着作权)及竞赛成果 |
（7）无线高压脑深部电刺激器的研究与设计（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景和研究意义 |
| 1.2 国内外研究现状 |
| 1.3 未来发展趋势 |
| 1.4 论文大纲 |
| 第二章 无线高压脑深部电刺激器的结构和设计原理 |
| 2.1 无线高压脑深部电刺激器的系统结构及其工作原理 |
| 2.2 无线高压脑深部电刺激器的设计指标 |
| 2.3 无线高压脑深部电刺激器的能量传输 |
| 2.4 无线高压脑深部电刺激器的电源管理 |
| 2.4.1 低压电源管理单元 |
| 2.4.2 高压无线能量传输 |
| 2.5 无线高压脑深部电刺激器的数据传输 |
| 2.6 无线高压脑深部电刺激器的闭环能量控制 |
| 2.7 无线高压脑深部电刺激器的刺激方式 |
| 2.8 小结 |
| 第三章 无线高压脑深部电刺激器的设计 |
| 3.1 无线高压脑深部电刺激器的系统结构 |
| 3.2 电源管理模块和电流源型无线能量传输模块 |
| 3.2.1 阈值补偿整流电路 |
| 3.2.2 高电源抑制比无片外电容LDO |
| 3.2.3 电流源型无线高压能量传输 |
| 3.3 数据恢复模块、时钟恢复和后端数据遥测模块 |
| 3.3.1 数据恢复模块 |
| 3.3.2 时钟控制模块 |
| 3.3.3 后端数据遥测模块 |
| 3.4 电容充电控制模块 |
| 3.5 放电电容对数选择模块、电荷平衡模块、电极选择模块 |
| 3.6 本章小结 |
| 第四章 激器的仿真结果和分析 |
| 4.1 电源管理模块和电流源型无线高压能量传输结构仿真结果 |
| 4.1.1 电源管理模块仿真结果 |
| 4.1.2 电流源型无线高压能量传输结构仿真结果 |
| 4.2 数据恢复模块、时钟控制模块和后端数据遥测模块仿真结果 |
| 4.2.1 数据恢复模块仿真结果 |
| 4.2.2 时钟控制模块仿真结果 |
| 4.2.3 后端数据遥测模块仿真结果 |
| 4.3 电容充电模块仿真结果 |
| 4.4 整体仿真结果 |
| 4.5 本章小结 |
| 第五章 总结和展望 |
| 5.1 论文工作总结 |
| 5.2 未来工作展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间的学术活动及成果情况 |
（8）应用于植入式医疗设备的能量效率优化技术研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| abstract |
| 第1章 引言 |
| 1.1 研究背景 |
| 1.2 能量效率优化难点概述 |
| 1.3 论文的主要工作与创新 |
| 1.4 论文的组织结构 |
| 第2章 输出级DC-DC变换器设计 |
| 2.1 直流变换器概述 |
| 2.1.1 直流变换器应用需求 |
| 2.1.2 低压差稳压器 |
| 2.1.3 电荷泵 |
| 2.1.4 电感型直流变换器 |
| 2.2 输出级DC-DC设计要求及实现结构 |
| 2.2.1 输出级DC-DC应用需求及设计指标 |
| 2.2.2 直流变换器实现形式 |
| 2.2.3 电感型DC-DC变换器分类 |
| 2.2.4 输出级变换器的适用形式 |
| 2.3 输出级DC-DC控制方式 |
| 2.3.1 SEPIC基本工作原理 |
| 2.3.2 反馈控制方式分类 |
| 2.3.3 SEPIC具体控制实现形式 |
| 2.4 DC-DC变换器功耗和效率分析 |
| 2.4.1 SEPIC功耗分析 |
| 2.4.2 SEPIC效率优化 |
| 2.5 DC-DC宽负载范围效率提升 |
| 2.6 本章小结 |
| 第3章 输出级DC-DC电路实现及仿真 |
| 3.1 系统设计及指标 |
| 3.2 SEPIC电路设计考虑 |
| 3.3 SEPIC变换器电路设计 |
| 3.4 带隙基准 |
| 3.5 数模转换器 |
| 3.6 误差放大器 |
| 3.7 钳压电路 |
| 3.8 三角波产生电路 |
| 3.9 PWM比较器 |
| 3.10 死区时间驱动器 |
| 3.11 本章小结 |
| 第4章 输出级DC-DC芯片测试 |
| 4.1 带隙测试结果 |
| 4.2 数模转换器测试结果 |
| 4.3 三角波电路测试结果 |
| 4.3.1 控制电压VFREQ=0.9V |
| 4.3.2 控制电压VFREQ=1.5V |
| 4.3.3 控制电压VFREQ=2.5V |
| 4.3.4 三角波测试总结 |
| 4.4 死区时间驱动器测试结果 |
| 4.5 SEPIC输出电压与效率测试结果 |
| 4.6 SEPIC变换器测试总结及分析 |
| 4.7 本章小结 |
| 第5章 高频刺激输出级设计 |
| 5.1 传统刺激输出级的缺陷 |
| 5.2 高频刺激原理与优势 |
| 5.3 传统高频刺激理论分析及缺点 |
| 5.4 双源非交叠高频刺激 |
| 5.5 改进型高频刺激实现与测试 |
| 5.5.1 双源非交叠高频刺激原型电路实现 |
| 5.5.2 双源非交叠高频刺激电路测试设置 |
| 5.5.3 死区时间驱动波形 |
| 5.5.4 单源输出波形 |
| 5.5.5 双源输出波形 |
| 5.5.6 刺激输出平均电流 |
| 5.5.7 刺激输出效率 |
| 5.6 本章小结 |
| 第6章 无线能量传输优化设计 |
| 6.1 无线能量传输基本原理 |
| 6.2 无线能量传输效率优化 |
| 6.3 整流桥阻抗变换实现 |
| 6.4 负反馈控制原理分析 |
| 6.5 耦合效率优化分析 |
| 6.6 仿真设置和参数记录 |
| 6.7 仿真结果 |
| 6.7.1 整流桥2X/1X模式电压增益比值 |
| 6.7.2 VR值与k和 RL关系 |
| 6.7.3 耦合效率和系统效率 |
| 6.7.4 效率优化分析总结 |
| 6.8 本章小结 |
| 第7章 总结与展望 |
| 7.1 总结 |
| 7.2 展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历、在学期间发表的学术论文与研究成果 |
（9）无线脑深部开关电容型刺激器系统的研究与设计（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 研究背景与研究意义 |
| 1.1.1 神经刺激 |
| 1.1.2 植入式微电子设备 |
| 1.2 国内外研究现状 |
| 1.3 发展趋势 |
| 1.4 论文大纲 |
| 第二章 无线脑深部电刺激器系统结构和设计原理 |
| 2.1 植入式脑深部电刺激器的系统结构及工作原理 |
| 2.2 植入式脑深部电刺激器供电模块 |
| 2.2.1 AC-DC整流器 |
| 2.2.2 LDO稳压器 |
| 2.3 无线DBS分类 |
| 2.4 小结 |
| 第三章 无线脑深部开关电容刺激器设计 |
| 3.1 SCS系统的设计指标 |
| 3.2 无线电容充电系统 |
| 3.2.1 电容充电概念 |
| 3.2.2 充电时间和效率分析 |
| 3.2.3 感应电容充电系统的实现 |
| 3.3 高能效开关电容系统 |
| 3.3.1 SCS架构 |
| 3.3.2 电路设计描述 |
| 3.3.3 DAC |
| 3.4 能量管理模块 |
| 3.4.1 阈值电压补偿整流器 |
| 3.4.2 无片外电容LDO |
| 3.5 放电电容数量选择电路 |
| 3.6 放电极性选择器与通道选择电路 |
| 3.7 电路具体实现分析 |
| 3.7.1 电容充电控制模块 |
| 3.7.2 电路工作时序 |
| 3.8 小结 |
| 第四章 SCS系统的仿真结果分析 |
| 4.1 无线能量传输仿真结果 |
| 4.2 电源管理模块仿真结果 |
| 4.2.1 AC-DC整流器输出电压 |
| 4.2.2 LDO稳压器输出电压 |
| 4.3 电容充电仿真结果 |
| 4.3.1 电容充电控制模块仿真结果图 |
| 4.3.2 电容充电结果 |
| 4.4 电荷检测模块仿真结果 |
| 4.5 电极放电仿真结果 |
| 4.6 仿真结果比较 |
| 4.7 本章小结 |
| 第五章 总结和展望 |
| 5.1 论文工作总结 |
| 5.2 未来工作展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间的学术活动及成果情况 |
（10）高压无线功能性电刺激系统关键模块的研究与设计（论文提纲范文）
| 致谢 |
| 摘要 |
| abstract |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 背景介绍 |
| 1.2 国内外的研究现状 |
| 1.3 发展方向 |
| 1.4 论文大纲 |
| 第二章 无线功能性电刺激器的结构和工作原理 |
| 2.1 功能性电刺激器结构和工作原理 |
| 2.2 功能性电刺激器的供电来源 |
| 2.3 功能性电刺激器的电源管理单元 |
| 2.3.1 AC-DC整流器 |
| 2.3.2 整流器的阈值电压补偿技术 |
| 2.4 功能性电刺激器的无线数据通信 |
| 2.4.1 NFC技术 |
| 2.4.2 ASK调制解调原理 |
| 2.5 本章小结 |
| 第三章 高恒流压无线能量传输结构分析与设计 |
| 3.1 采用升压方式的高压无线能量传输结构 |
| 3.2 采用降压方式的高压无线能量传输结构 |
| 3.3 电流源型无线能量传输结构 |
| 3.3.1 CWPT结构概述 |
| 3.3.2 CWPT结构的电路原理 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 高恒流电压刺激器关键电路设计 |
| 4.1 功能性电刺激器关键模块结构图 |
| 4.2 数据接收恢复模块 |
| 4.2.1 OOK解调电路 |
| 4.2.2 PPM-CDR电路 |
| 4.2.3 串并转换输出电路 |
| 4.2.4 数据编码 |
| 4.3 时钟接收恢复模块 |
| 4.4 刺激控制模块 |
| 4.4.1 时钟信号控制模块 |
| 4.4.2 刺激信号控制模块 |
| 4.5 电平转换器设计 |
| 4.6 本章小结 |
| 第五章 刺激器关键电路的仿真结果分析 |
| 5.1 CWPT结构仿真结果 |
| 5.2 数据接收恢复模块仿真结果 |
| 5.3 时钟接收恢复模块仿真结果 |
| 5.4 刺激控制模块仿真结果 |
| 5.5 本章小结 |
| 第六章 总结与展望 |
| 6.1 论文工作总结 |
| 6.2 改进工作与展望 |
| 参考文献 |
| 攻读硕士学位期间的学术活动及成果情况 |
| 1)参加的学术交流与科研项目 |
| 2)发表的学术论文(含专利和软件着作权) |
四、神经刺激器耦合方式的探讨（论文参考文献）
- [1]生物医用高效率磁谐振无线能量收发芯片研究与设计[D]. 刘洋. 华南理工大学, 2020(05)
- [2]基于心电信号的迷走神经自适应电刺激系统[D]. 张巧云. 大连理工大学, 2020(02)
- [3]视觉假体中能量无线传输系统设计[D]. 吴米雪. 西安理工大学, 2019(08)
- [4]用于视觉假体的低功耗神经刺激器设计[D]. 薛若男. 西安理工大学, 2019(08)
- [5]面向动物机器人神经刺激器无线充电系统的设计与仿真研究[D]. 杨瑞东. 山东科技大学, 2019(05)
- [6]植入式神经刺激器无线供电与无线通信系统研究与设计[D]. 费泰然. 合肥工业大学, 2019(01)
- [7]无线高压脑深部电刺激器的研究与设计[D]. 韦玲玲. 合肥工业大学, 2019(01)
- [8]应用于植入式医疗设备的能量效率优化技术研究[D]. 朱桂杰. 清华大学, 2018(04)
- [9]无线脑深部开关电容型刺激器系统的研究与设计[D]. 金永亮. 合肥工业大学, 2018(02)
- [10]高压无线功能性电刺激系统关键模块的研究与设计[D]. 刘俊丞. 合肥工业大学, 2018(02)