便攜式醫療儀器、助聽(tīng)器和安全監護設備必須長(cháng)時(shí)間靠電池供電操作，但受尺寸限制，無(wú)論是供電電壓還是供電電流都被大幅降低。
許多因素決定了病患監護設備需要采用低電壓和低功耗工作，因而需要采用低功耗、高精度的IC器件。其中一個(gè)因素是電池的持續使用：在Holter監護儀和其他的便攜移動(dòng)式心電圖(ECG)系統中，電池已使用了數十年。作為唯一的電源，低壓電池確保病人(以及設備)在故障條件下不會(huì )接觸到高電源電壓，因此必須使用低功耗IC，以便延長(cháng)電池壽命。影響醫療保健用IC的另一個(gè)決定性因素是，市場(chǎng)要求提供更多的功能，但又不能增加空間、功耗或者成本。
本文介紹了一款利用微功耗IC實(shí)現的低功耗心率監護儀(HRM)。首先將給出HRM的定義，并介紹模擬前端，包括主信號鏈和其他用來(lái)實(shí)現特殊功能的電路；然后提供一種用于設計FIR(數字有限脈沖響應)濾波器的方法；最后，顯示該HRM的實(shí)驗結果，包括心率計算的精度和HRM的功耗。
心率監護儀(HRM)
HRM是一種個(gè)人監護設備，病人可以利用它來(lái)實(shí)時(shí)測量心率，或記錄下來(lái)以供日后研究。HRM的主要功能是計算心率并顯示ECG波形，此外還應提供導聯(lián)脫落檢測。HRM一般是便攜式設備，采用電池供電，因此功耗必須很低。
在本文提出的設計中，HRM的模擬前端利用下列器件構建：微功耗儀表放大器、運算放大器，以及一個(gè)內置12位ADC、采樣保持放大器和數字處理器的微轉換器。處理后的數據送往PC進(jìn)行顯示。
HRM的模擬前端
圖1顯示了該設計的系統框圖。微功耗儀表放大器構成了出色的HRM輸入放大器，其微功耗、小尺寸、整個(gè)頻率范圍內的高共模抑制比(CMMR)、軌到軌輸入和輸出等特性非常適合這種應用。皮膚電位介于0.2mV到2mV。高性能的微功耗儀表放大器可解決許多常見(jiàn)的人體皮膚電位測量難題。對于這種應用，最佳的儀表放大器應當具有高CMMR，以便抑制共模信號，例如手術(shù)室設備的線(xiàn)路噪聲或高頻EMI等。它還應當具有軌到軌輸出的特性，以便提供寬動(dòng)態(tài)范圍，從而提供典型儀表放大器難以實(shí)現的更高增益。此外，當在微功耗儀表放大器(例如，ADI公司的AD8236)之前使用串聯(lián)輸入電阻時(shí)，設計人員應當配置RC濾波器來(lái)降低高頻噪聲。
圖1：低功耗心率監護儀系統框圖。
微功耗儀表放大器后接一個(gè)積分器反饋網(wǎng)絡(luò )。該網(wǎng)絡(luò )利用4.7μF電容和100kΩ電阻實(shí)現，用以設置高通濾波器的-3dB截止頻率。它可以抑制電極的半電池超電勢可能產(chǎn)生的任何差分直流偏移。
微功耗運算放大器可提供13倍的額外增益，用于放大微弱信號。有源二階低通貝塞爾濾波器用于消除約50Hz以上的信號。
因為電路采用電池供電，所以將電路的參考電壓連接到病人，就能使病人作為參考，從而提高共模抑制性能。這對于測量人體產(chǎn)生的ECG信號很重要。請注意，有些機器是從踩踏板獲得電源，因此沒(méi)有使用隔離。
參考電壓
本設計中，假設ECG信號的范圍為0.2mV~2mV。為防止信號被箝位并使ADC的動(dòng)態(tài)范圍達到最大(0V~1.25V)，設計中增加了0.625V偏置。如圖2所示，電阻分壓器和緩沖器產(chǎn)生0.625V參考電壓，它也用于偏置ECG信號(見(jiàn)圖1)。
圖2：參考電壓。
導聯(lián)脫落檢測
如果電極接觸不良，HRM應提供報警信號。若微功耗儀表放大器的輸入端采用2個(gè)20MΩ電阻(見(jiàn)圖1)，當電極脫落人體時(shí)，輸入會(huì )被偏置到固定的電平。正常工作時(shí)，微功耗儀表放大器的輸出是參考電壓；如果一個(gè)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：導聯(lián)脫落檢測。
事實(shí)上，導聯(lián)脫落檢測電路是一個(gè)用放大器實(shí)現的具有遲滯的比較器。單電源供電時(shí)，必須偏置參考電壓，使電路完全在第一象限工作。圖4顯示了實(shí)現方法。電阻分壓器(R2和R1)產(chǎn)生一個(gè)正參考電壓，用以與輸入電壓進(jìn)行比較。圖4中給出了設計直流閾值所用的公式。
圖4：?jiǎn)坞娫垂╇姷谋容^器。
參考圖3，R1=5.1kΩ，R2=R3=2.4MΩ，Vcc=3.3V，Vol=0V，Voh=3.3V。利用圖4中的公式可得：Vtl=0.006983V，Vth=0.013966V，
遲滯=Vth–Vtl=0.006983V。
正常工作時(shí)，微功耗儀表放大器的輸出應為Vref；如果導聯(lián)脫落，比較器的輸出將是0V。當比較器的輸出上升到3.3V時(shí)，微功耗儀表放大器的輸出也是0V。根據微控制器的中斷模式，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(shí)，比較器的輸出將降至0V，下降沿或低電平可以觸發(fā)中斷。
微轉換器中的信號處理
圖5顯示了HRM的模擬輸出。我們可以看到從220V電力線(xiàn)耦合而來(lái)的50Hz噪聲。采集到的信號可以通過(guò)微轉換器中的數字陷波濾波器處理。為此，我們根據200Hz的采樣頻率，設計了一個(gè)二階FIR濾波器。陷波濾波器用于抑制50Hz干擾。所選的設計程序為零極點(diǎn)配置方法。
圖5：HRM的模擬輸出。
我們使用Matlab的FDAtool設計陷波濾波器。圖6所示為FDAtool。在零極點(diǎn)圖中，將兩個(gè)零點(diǎn)配置在±π/2相位處。對于200Hz采樣速率，50Hz分量將被消除。
圖6：FDAtool。
此外，零點(diǎn)配置在單位圓中，FIR的系數為整數，因此，微轉換器的計算負擔大為減輕。下面是傳遞函數：
可以將該傳遞函數轉換為可編程遞歸算法：
該方程式中，n表示當前值，n-1表示前一時(shí)刻的值，依此類(lèi)推。
根據系數，C代碼如圖7所示。
圖7：陷波濾波器的C代碼。
圖8是數字陷波濾波器之后的ECG波形。50Hz噪聲已被消除。
圖8：PC上顯示的ECG波形。
心率計算的精度
根據針對心臟監護儀、心率表和報警的標準ANSI/AAMI EC13:2002，“心率表可容許的最小范圍應為30bpm~200bpm，可容許的讀取誤差不得大于輸入速率的±10%或±5bpm(以較大者為準)。”
我們利用Fluke MPS-450多參數ECG仿真器，在HRM板的輸入端產(chǎn)生ECG信號。心率可以在仿真器上改變。微轉換器對電路板的輸出進(jìn)行采樣，并計算心率。心率值將傳輸到PC以供顯示。表1顯示了該實(shí)驗的結果。
表1：實(shí)驗結果。
功耗
HRM設計采用鋰電池或紐扣電池供電，以便可以長(cháng)時(shí)間使用在便攜應用(例如：運動(dòng)監護)中。應保證模擬前端在1.8V~5V工作。
采用3.3V電源時(shí)，模擬前端板的電流消耗為300μA，微轉換器的電流消耗為330μA(使用1MHz內部系統時(shí)鐘)。HRM的總電流消耗為660μA。假設紐扣電池的容量為50mAh，那么該電池可以保證大約75小時(shí)的工作時(shí)間。 |
