設(shè)計便攜式心率監(jiān)護儀時的嚴格要求足以令任何人 頭疼不已。首先，心臟監(jiān)護儀必須符合最高安全 性、可靠性和精度標準。設(shè)計師還必須應對紐扣 電池有限的電量。一方面，要滿足市場對更多功能的需 求，另一方面，又不能增大空間、功率或成本，令人頭疼 的問題接踵而來。

 

幸運的是，解決辦法是存在的。運用多種最新微功耗、高精度IC芯片，可以設(shè)計出一款功能更加齊全的低功耗心率 監(jiān)護儀(HRM)。 低功耗IC最重要的功能是延長HRM所用電池的壽命，HRM 用于實時測量病人的心率，或者把心率記錄下來供以后研 究使用。便攜式HRM需要依靠電池長時間工作，因此，需 要功耗低。數(shù)十年以來，動態(tài)心電監(jiān)護儀和其他便攜式 ECG系統(tǒng)一直采用低電壓電池供電，以確保安全。心臟病 病人或敏感設(shè)備最不需要的是突然涌現(xiàn)的“熱”線電壓。 微功耗IC采用低電壓和電流工作，因此能節(jié)省電池電量。

 

HRM的模擬前端

 

HRM的主要目的是計算心率和顯示ECG波形，同時還應提 供導聯(lián)脫落檢測功能。圖1顯示了HRM設(shè)計的框圖。模擬 前端利用下列器件構(gòu)建：微功耗儀表放大器、運算放大器 以及一個內(nèi)置12位ADC、采樣保持放大器和數(shù)字處理器的 微型轉(zhuǎn)換器。處理后的數(shù)據(jù)送往PC進行顯示。

 

圖1. 微功耗儀表放大器構(gòu)成出色的心率監(jiān)護儀輸入放大器

 

微功耗儀表放大器構(gòu)成出色的輸入放大器， 其低功耗、小 尺寸、整個頻率范圍內(nèi)的高共模抑制比(CMMR)、軌到軌 輸入和輸出等特性非常適合這種電池供電型應用。高性能 微功耗儀表放大器可解決許多常見的人體皮膚電位(范圍為 0.2 mV至2 mV)測量難題。對于這種應用，最佳儀表放大器 應當具有高CMMR以便抑制共模信號，例如手術(shù)室設(shè)備的 線路噪聲或高頻EMI等。軌到軌輸出特性提供寬動態(tài)范圍， 支持比典型儀表放大器更高的增益。此外，設(shè)計人員應當 利用微功耗儀表放大器來實現(xiàn)自然RC濾波器；當放大器之 前使用串聯(lián)輸入電阻時，該RC濾波器可以降低高頻噪聲。

 

在主信號鏈中，微功耗儀表放大器后接一個積分器反饋網(wǎng) 絡(luò)，利用4.7 F電容和100 k電阻實現(xiàn)，用以設(shè)置高通濾波 器的−3 dB截止頻率。它抑制電極的半電池超電勢可能產(chǎn)生 的差分直流失調(diào)。微功耗運算放大器提供13倍的額外增益 以便放大弱信號。一個有源二階低通貝塞爾濾波器消除約 50 Hz以上的信號。

 

由于電路采用電池供電，因此將電路的基準電壓連接到病 人時，就能用作基準電壓，從而提高共模抑制性能。這對 于測量ECG信號很重要。注意，有些機器是從踩踏板獲得 電源，因此不使用隔離。

 

基準電壓

 

本設(shè)計假設(shè)ECG信號范圍為0.2 mV至2 mV。為防止信號被 箝位并使ADC的動態(tài)范圍最大(0 V至1.25 V)，設(shè)計中增加 0.625 V偏置。如圖2所示，電阻分壓器和緩沖器產(chǎn)生0.625 V 基準電壓，它也用于偏置ECG信號(見圖1)。

 

圖2. 電阻分壓器和緩沖器產(chǎn)生0.625 V基準電壓

 

導聯(lián)脫落檢測

 

如果電極接觸不良，HRM應提供警示信號。當電極脫離病 人時，這些電阻與微功耗儀表放大器輸入端的兩個20 M 電阻(見圖1)一起使輸入發(fā)生偏移。正常工作時，微功耗儀 表放大器的輸出是基準電壓；如果一個電極脫落，輸出將 變?yōu)? V。圖3所示為導聯(lián)脫落檢測電路，微功耗儀表放大 器的輸出端連接到檢測電路的輸入端。

 

圖3. 儀表放大器輸出連接至導聯(lián)脫落檢測電路的輸入端

 

事實上，導聯(lián)脫落檢測電路是一個比較器，遲滯利用一個 放大器實現(xiàn)。用一個高增益比較器來確定輸入電壓是高于 還是低于基準電壓，并輸出一個代表凈差符號的電壓。遲 滯通過少量正反饋消除噪聲導致的不穩(wěn)定性。單電源供電 時，需要偏移基準電壓，使電路完全在第一象限工作。圖 4顯示了實現(xiàn)方法。電阻分壓器(R2和R1)產(chǎn)生一個正基準 電壓，用以與輸入電壓進行比較。圖4中給出了設(shè)計直流 閾值所用的公式。

 

圖4. 比較器在單電源條件下的工作原理

 

參考圖3, R1 = 5.1 k?, R2 = R3 = 2.4 M?, VCC = 3.3 V, VOL = 0 V, VOH = 3.3 V. 我們用圖4中的公式計算：

 

 

正常工作時，微功耗儀表放大器的輸出應是VREF；如果導 聯(lián)脫落，比較器的輸出將變?yōu)? V。當比較器的輸出上升到 3.3 V時，微功耗儀表放大器的輸出也是0 V。根據(jù)微控制器 的中斷模式不同，上升沿或高電平可以觸發(fā)微控制器的中 斷。當導聯(lián)再次接上時，比較器的輸出降至0 V，下降沿或 低電平可以觸發(fā)中斷。

 

微型轉(zhuǎn)換器中的信號處理

 

圖5顯示了HRM的模擬輸出。我們可以看到從220 V電力線 耦合而來的50 Hz噪聲。采集到的信號可以通過微型轉(zhuǎn)換器 中的數(shù)字陷波濾波器處理。為此，我們根據(jù)200 Hz的采樣 頻率，設(shè)計了一個二階FIR濾波器。陷波濾波器采用極點 零點放置方法，用于抑制50 Hz干擾。

 

圖5. 監(jiān)護儀模擬輸出端顯示出從電力線耦合而來的噪聲

 

MATLAB提供的FDATool工具(如圖6所示)用于設(shè)計陷波濾 波器。在極點零點圖中，將兩個零點處于±/2相位。對于 200 Hz采樣速率，50 Hz成分將被消除。

 

圖6. 數(shù)字陷波濾波器旨在消除噪聲 (運用來自MATLAB的FDATool工具)

 

零點處于單位圓中—FIR的系數(shù)為整數(shù)—因此微型轉(zhuǎn)換器的 計算負擔大為減輕。傳遞函數(shù)為：

 

 

可以將該傳遞函數(shù)轉(zhuǎn)換為可編程遞歸算法，

 

 

其中：

 

n, 表示當前值

n-1表示前一時刻的值，依此類推。

根據(jù)系數(shù)，C代碼如圖7所示。

 

圖8所示為數(shù)字陷波濾波器之后的ECG波形。50 Hz噪聲已被 消除。

 

圖7. 陷波濾波器的C代碼

 

圖8. PC上顯示的ECG波形(減去噪聲)

 

表1. 試驗結(jié)果符合容許讀取誤差標準

 

心率計算的精度

 

根據(jù)“心臟監(jiān)護儀、心率儀和警報系統(tǒng)”標準ANSI/AAMI EC13:2002，容許的心率儀最小范圍應為30 bpm至200 bpm， 容許的讀數(shù)誤差“不得大于輸入速率的±10%或±5 bpm，以 較大者為準。”

 

該HRM設(shè)計利用Fluke MPS450多參數(shù)ECG仿真器以不同心 率在HRM板的輸入端產(chǎn)生ECG信號。微型轉(zhuǎn)換器對電路板 的輸出進行采樣并計算心率值，然后傳輸至PC顯示出來。

 

功耗

 

HRM設(shè)計采用鋰電池或紐扣電池供電，以便可以長時間用 在便攜應用中，例如運動監(jiān)護。應保證模擬前端能夠采用 1.8 V到5 V的電壓工作。

 

采用3.3 V電源時，模擬前端板的功耗為300 μA，微型轉(zhuǎn)換 器的功耗為330 μA(使用1 MHz系統(tǒng)內(nèi)部時鐘)。HRM的總功 耗為660 μA。假設(shè)紐扣電池容量為50 mA，則可確保工作約 75小時—對便攜式監(jiān)護儀來說，這一續(xù)航時間已經(jīng)非常了 不起—這在很大程度上要歸功于低功耗IC。

 

參考電路

 

AD8236. 40 μA微功耗、零交越失真儀表放大器，ADI公 司，2009年。

 

ANSI/AAMI EC13:2002，“心臟監(jiān)護儀、心率儀和警報系 統(tǒng)”，(美國)醫(yī)療器械促進協(xié)會。

 

Jon Firth和Paul Errico，符合ECG系統(tǒng)要求的低功耗、低電 壓IC選擇，《模擬對話》，第29卷第3期，1995年。

 

Reza Moghimi，通過遲滯根除比較器的不穩(wěn)定性，《模擬 對話》，第34卷第7期，2000年。

 

Steve Sockolov，超低電壓、微功耗放大器(VS < 3 V， ISY < 500 μA)—的選擇與使用。《模擬對話》，第29卷第3期， 1995年。

 

 

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