便攜式醫(yī)療儀器、助聽器和安全監(jiān)護(hù)設(shè)備必須長時(shí)間靠電池供電操作，但受尺寸限制，無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(jiān)護(hù)設(shè)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(xù)使用：在Holter監(jiān)護(hù)儀和其他的便攜移動(dòng)式心電圖(ECG)系統(tǒng)中，電池已使用了數(shù)十年。作為唯一的電源，低壓電池確保病人(以及設(shè)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，以便延長電池壽命。影響醫(yī)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(xiàn)的低功耗心率監(jiān)護(hù)儀(HRM)。首先將給出HRM的定義，并介紹模擬前端，包括主信號(hào)鏈和其他用來實(shí)現(xiàn)特殊功能的電路；然后提供一種用于設(shè)計(jì)FIR(數(shù)字有限脈沖響應(yīng))濾波器的方法；最后，顯示該HRM的實(shí)驗(yàn)結(jié)果，包括心率計(jì)算的精度和HRM的功耗。
心率監(jiān)護(hù)儀(HRM)
HRM是一種個(gè)人監(jiān)護(hù)設(shè)備，病人可以利用它來實(shí)時(shí)測(cè)量心率，或記錄下來以供日后研究。HRM的主要功能是計(jì)算心率并顯示ECG波形，此外還應(yīng)提供導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)。HRM一般是便攜式設(shè)備，采用電池供電，因此功耗必須很低。
在本文提出的設(shè)計(jì)中，HRM的模擬前端利用下列器件構(gòu)建：微功耗儀表放大器、運(yùn)算放大器，以及一個(gè)內(nèi)置12位ADC、采樣保持放大器和數(shù)字處理器的微轉(zhuǎn)換器。處理后的數(shù)據(jù)送往PC進(jìn)行顯示。
HRM的模擬前端
圖1顯示了該設(shè)計(jì)的系統(tǒng)框圖。微功耗儀表放大器構(gòu)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(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應(yīng)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的人體皮膚電位測(cè)量難題。對(duì)于這種應(yīng)用，最佳的儀表放大器應(yīng)當(dāng)具有高CMMR，以便抑制共模信號(hào)，例如手術(shù)室設(shè)備的線路噪聲或高頻EMI等。它還應(yīng)當(dāng)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(xiàn)的更高增益。此外，當(dāng)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(shè)計(jì)人員應(yīng)當(dāng)配置RC濾波器來降低高頻噪聲。
圖1：低功耗心率監(jiān)護(hù)儀系統(tǒng)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(xiàn)，用以設(shè)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(shì)可能產(chǎn)生的任何差分直流偏移。
微功耗運(yùn)算放大器可提供13倍的額外增益，用于放大微弱信號(hào)。有源二階低通貝塞爾濾波器用于消除約50Hz以上的信號(hào)。
因?yàn)殡娐凡捎秒姵毓╇�，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(duì)于測(cè)量人體產(chǎn)生的ECG信號(hào)很重要。請(qǐng)注意，有些機(jī)器是從踩踏板獲得電源，因此沒有使用隔離。
參考電壓
本設(shè)計(jì)中，假設(shè)ECG信號(hào)的范圍為0.2mV~2mV。為防止信號(hào)被箝位并使ADC的動(dòng)態(tài)范圍達(dá)到最大(0V~1.25V)，設(shè)計(jì)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(hào)(見圖1)。
圖2：參考電壓。
導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)
如果電極接觸不良，HRM應(yīng)提供報(bào)警信號(hào)。若微功耗儀表放大器的輸入端采用2個(gè)20MΩ電阻(見圖1)，當(dāng)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(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)電路，微功耗儀表放大器的輸出端連接到檢測(cè)電路的輸入端。
圖3：導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)。
事實(shí)上，導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)電路是一個(gè)用放大器實(shí)現(xiàn)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(xiàn)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(shè)計(jì)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(yīng)為Vref；如果導(dǎo)聯(lián)脫落，比較器的輸出將是0V。當(dāng)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(jù)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(dāng)導(dǎo)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(zhuǎn)換器中的信號(hào)處理
圖5顯示了HRM的模擬輸出。我們可以看到從220V電力線耦合而來的50Hz噪聲。采集到的信號(hào)可以通過微轉(zhuǎn)換器中的數(shù)字陷波濾波器處理。為此，我們根據(jù)200Hz的采樣頻率，設(shè)計(jì)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(shè)計(jì)程序?yàn)榱銟O點(diǎn)配置方法。
圖5：HRM的模擬輸出。
我們使用Matlab的FDAtool設(shè)計(jì)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(duì)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，F(xiàn)IR的系數(shù)為整數(shù)，因此，微轉(zhuǎn)換器的計(jì)算負(fù)擔(dān)大為減輕。下面是傳遞函數(shù)：
可以將該傳遞函數(shù)轉(zhuǎn)換為可編程遞歸算法：
該方程式中，n表示當(dāng)前值，n-1表示前一時(shí)刻的值，依此類推。
根據(jù)系數(shù)，C代碼如圖7所示。
圖7：陷波濾波器的C代碼。
圖8是數(shù)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(jì)算的精度
根據(jù)針對(duì)心臟監(jiān)護(hù)儀、心率表和報(bào)警的標(biāo)準(zhǔn)ANSI/AAMI EC13:2002，“心率表可容許的最小范圍應(yīng)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(zhǔn))。”
我們利用Fluke MPS-450多參數(shù)ECG仿真器，在HRM板的輸入端產(chǎn)生ECG信號(hào)。心率可以在仿真器上改變。微轉(zhuǎn)換器對(duì)電路板的輸出進(jìn)行采樣，并計(jì)算心率。心率值將傳輸?shù)絇C以供顯示。表1顯示了該實(shí)驗(yàn)的結(jié)果。
表1：實(shí)驗(yàn)結(jié)果。
功耗
HRM設(shè)計(jì)采用鋰電池或紐扣電池供電，以便可以長時(shí)間使用在便攜應(yīng)用(例如：運(yùn)動(dòng)監(jiān)護(hù))中。應(yīng)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(zhuǎn)換器的電流消耗為330μA(使用1MHz內(nèi)部系統(tǒng)時(shí)鐘)。HRM的總電流消耗為660μA。假設(shè)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。 |
