設計便攜式心率監護儀時的嚴格要求足以令任何人 頭疼不已。首先
，心髒監護儀必須符合最高安全 性、可靠性和精度標準。設計師還必須應對紐扣 電池有限的電量。一方麵
，要滿足市場對更多功能的需 求，另一方麵，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，可以設計出一款功能更加齊全的低功耗心率 監護儀(HRM)。 低功耗IC最重要的功能是延長HRM所用電池的壽命，HRM 用於實時測量病人的心率，或者把心率記錄下來供以後研 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。數十年以來

，動態心電監護儀和其他便攜式 ECG係統一直采用低電壓電池供電，以確保安全。心髒病 病人或敏感設備最不需要的是突然湧現的“熱”線電壓。 微功耗IC采用低電壓和電流工作，因此能節省電池電量。

 

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 供導聯脫落檢測功能。圖1顯示了HRM設計的框圖。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 以及一個內置12位ADC
、采樣保持放大器和數字處理器的 微型轉換器。處理後的數據送往PC進行顯示。

 

圖1. 微功耗儀表放大器構成出色的心率監護儀輸入放大器

 

微功耗儀表放大器構成出色的輸入放大器， 其低功耗、小 尺寸、整個頻率範圍內的高共模抑製比(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(範圍為 0.2 mV至2 mV)測量難題。對於這種應用，最佳儀表放大器 應當具有高CMMR以便抑製共模信號，例如手術室設備的 線路噪聲或高頻EMI等。軌到軌輸出特性提供寬動態範圍， 支持比典型儀表放大器更高的增益。此外
，設計人員應當 利用微功耗儀表放大器來實現自然RC濾波器
；當放大器之 前使用串聯輸入電阻時
，該RC濾波器可以降低高頻噪聲。

 

在主信號鏈中

，微功耗儀表放大器後接一個積分器反饋網 絡
，利用4.7 F電容和100 k電阻實現，用以設置高通濾波 器的−3 dB截止頻率。它抑製電極的半電池超電勢可能產生 的差分直流失調。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。

 

由於電路采用電池供電
，因此將電路的基準電壓連接到病 人時，就能用作基準電壓
，從而提高共模抑製性能。這對 於測量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

 

本設計假設ECG信號範圍為0.2 mV至2 mV。為防止信號被 箝位並使ADC的動態範圍最大(0 V至1.25 V)，設計中增加 0.625 V偏置。如圖2所示，電阻分壓器和緩衝器產生0.625 V 基準電壓，它也用於偏置ECG信號(見圖1)。

 

圖2. 電阻分壓器和緩衝器產生0.625 V基準電壓

 

導聯脫落檢測

 

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 變為0 V。圖3所示為導聯脫落檢測電路，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脫落檢測電路的輸入端

 

事實上
，導聯脫落檢測電路是一個比較器，遲滯利用一個 放大器實現。用一個高增益比較器來確定輸入電壓是高於 還是低於基準電壓，並輸出一個代表淨差符號的電壓。遲 滯通過少量正反饋消除噪聲導致的不穩定性。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顯示了實現方法。電阻分壓器(R2和R1)產生一個正基準 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 kΩ, R2 = R3 = 2.4 MΩ, 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 聯脫落，比較器的輸出將變為0 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。根據微控製器 的中斷模式不同

，上升沿或高電平可以觸發微控製器的中 斷。當導聯再次接上時，比較器的輸出降至0 V
，下降沿或 低電平可以觸發中斷。

 

微型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換器 中的數字陷波濾波器處理。為此，我們根據200 Hz的采樣 頻率

，設計了一個二階FIR濾波器。陷波濾波器采用極點 零點放置方法，用於抑製50 Hz幹擾。

 

圖5. 監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)用於設計陷波濾 波器。在極點零點圖中，將兩個零點處於±/2相位。對於 200 Hz采樣速率，50 Hz成分將被消除。

 

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

 

零點處於單位圓中—FIR的係數為整數—因此微型轉換器的 計算負擔大為減輕。傳遞函數為：

 

 

可以將該傳遞函數轉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。

根據係數，C代碼如圖7所示。

 

圖8所示為數字陷波濾波器之後的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. 試驗結果符合容許讀取誤差標準

 

心率計算的精度

 

根據“心髒監護儀、心率儀和警報係統”標準ANSI/AAMI EC13:2002，容許的心率儀最小範圍應為30 bpm至200 bpm
， 容許的讀數誤差“不得大於輸入速率的±10%或±5 bpm，以 較大者為準。”

 

該HRM設計利用Fluke MPS450多參數ECG仿真器以不同心 率在HRM板的輸入端產生ECG信號。微型轉換器對電路板 的輸出進行采樣並計算心率值

，然後傳輸至PC顯示出來。

 

功耗

 

HRM設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
，微型轉換 器的功耗為330 μA(使用1 MHz係統內部時鍾)。HRM的總功 耗為660 μA。假設紐扣電池容量為50 mA，則可確保工作約 75小時—對便攜式監護儀來說
，這一續航時間已經非常了 不起—這在很大程度上要歸功於低功耗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，“心髒監護儀、心率儀和警報係 統”，(美國)醫療器械促進協會。

 

Jon Firth和Paul Errico，符合ECG係統要求的低功耗、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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