設(shè)計(jì)便攜式心率監(jiān)護(hù)儀時(shí)的嚴(yán)格要求足以令任何人 頭疼不已。首先，心臟監(jiān)護(hù)儀必須符合最高安全 性、可靠性和精度標(biāo)準(zhǔn)。設(shè)計(jì)師還必須應(yīng)對(duì)紐扣 電池有限的電量。一方面，要滿足市場(chǎng)對(duì)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(wèn)題接踵而來(lái)。

 

幸運(yùn)的是，解決辦法是存在的。運(yùn)用多種最新微功耗、高精度IC芯片，可以設(shè)計(jì)出一款功能更加齊全的低功耗心率 監(jiān)護(hù)儀(HRM)。 低功耗IC最重要的功能是延長(zhǎng)HRM所用電池的壽命，HRM 用于實(shí)時(shí)測(cè)量病人的心率，或者把心率記錄下來(lái)供以后研 究使用。便攜式HRM需要依靠電池長(zhǎng)時(shí)間工作，因此，需 要功耗低。數(shù)十年以來(lái)，動(dòng)態(tài)心電監(jiān)護(hù)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(jì)算心率和顯示ECG波形，同時(shí)還應(yīng)提 供導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)功能。圖1顯示了HRM設(shè)計(jì)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(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 微型轉(zhuǎn)換器。處理后的數(shù)據(jù)送往PC進(jìn)行顯示。

 

圖1. 微功耗儀表放大器構(gòu)成出色的心率監(jiān)護(hù)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(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電池供電型應(yīng)用。高性能 微功耗儀表放大器可解決許多常見(jiàn)的人體皮膚電位(范圍為 0.2 mV至2 mV)測(cè)量難題。對(duì)于這種應(yīng)用，最佳儀表放大器 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。軌到軌輸出特性提供寬動(dòng)態(tài)范圍， 支持比典型儀表放大器更高的增益。此外，設(shè)計(jì)人員應(yīng)當(dāng) 利用微功耗儀表放大器來(lái)實(shí)現(xiàn)自然RC濾波器；當(dāng)放大器之 前使用串聯(lián)輸入電阻時(shí)，該RC濾波器可以降低高頻噪聲。

 

在主信號(hào)鏈中，微功耗儀表放大器后接一個(gè)積分器反饋網(wǎng) 絡(luò)，利用4.7 F電容和100 k電阻實(shí)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(shì)可能產(chǎn)生 的差分直流失調(diào)。微功耗運(yùn)算放大器提供13倍的額外增益 以便放大弱信號(hào)。一個(gè)有源二階低通貝塞爾濾波器消除約 50 Hz以上的信號(hào)。

 

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

 

基準(zhǔn)電壓

 

本設(shè)計(jì)假設(shè)ECG信號(hào)范圍為0.2 mV至2 mV。為防止信號(hào)被 箝位并使ADC的動(dòng)態(tài)范圍最大(0 V至1.25 V)，設(shè)計(jì)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(zhǔn)電壓，它也用于偏置ECG信號(hào)(見(jiàn)圖1)。

 

圖2. 電阻分壓器和緩沖器產(chǎn)生0.625 V基準(zhǔn)電壓

 

導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)

 

如果電極接觸不良，HRM應(yīng)提供警示信號(hào)。當(dāng)電極脫離病 人時(shí)，這些電阻與微功耗儀表放大器輸入端的兩個(gè)20 M 電阻(見(jiàn)圖1)一起使輸入發(fā)生偏移。正常工作時(shí)，微功耗儀 表放大器的輸出是基準(zhǔn)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. 儀表放大器輸出連接至導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)電路的輸入端

 

事實(shí)上，導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)電路是一個(gè)比較器，遲滯利用一個(gè) 放大器實(shí)現(xiàn)。用一個(gè)高增益比較器來(lái)確定輸入電壓是高于 還是低于基準(zhǔn)電壓，并輸出一個(gè)代表凈差符號(hào)的電壓。遲 滯通過(guò)少量正反饋消除噪聲導(dǎo)致的不穩(wěn)定性。單電源供電 時(shí)，需要偏移基準(zhǔn)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)正基準(zhǔn) 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. 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(jì)算：

 

 

正常工作時(shí)，微功耗儀表放大器的輸出應(yīng)是VREF；如果導(dǎo) 聯(lián)脫落，比較器的輸出將變?yōu)? V。當(dāng)比較器的輸出上升到 3.3 V時(shí)，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(dāng)導(dǎo)聯(lián)再次接上時(shí)，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(hào)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(lái)的50 Hz噪聲。采集到的信號(hào)可以通過(guò)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(jì)了一個(gè)二階FIR濾波器。陷波濾波器采用極點(diǎn) 零點(diǎn)放置方法，用于抑制50 Hz干擾。

 

圖5. 監(jiān)護(hù)儀模擬輸出端顯示出從電力線耦合而來(lái)的噪聲

 

MATLAB提供的FDATool工具(如圖6所示)用于設(shè)計(jì)陷波濾 波器。在極點(diǎn)零點(diǎn)圖中，將兩個(gè)零點(diǎn)處于±/2相位。對(duì)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(yùn)用來(lái)自MATLAB的FDATool工具)

 

零點(diǎn)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(jì)算負(fù)擔(dān)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(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(yàn)結(jié)果符合容許讀取誤差標(biāo)準(zhǔn)

 

心率計(jì)算的精度

 

根據(jù)“心臟監(jiān)護(hù)儀、心率儀和警報(bào)系統(tǒng)”標(biāo)準(zhǔn)ANSI/AAMI EC13:2002，容許的心率儀最小范圍應(yīng)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(zhǔn)。”

 

該HRM設(shè)計(jì)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(hào)。微型轉(zhuǎn)換器對(duì)電路板 的輸出進(jìn)行采樣并計(jì)算心率值，然后傳輸至PC顯示出來(lái)。

 

功耗

 

HRM設(shè)計(jì)采用鋰電池或紐扣電池供電，以便可以長(zhǎng)時(shí)間用 在便攜應(yīng)用中，例如運(yùn)動(dòng)監(jiān)護(hù)。應(yīng)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(shí)，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(shí)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(shí)—對(duì)便攜式監(jiān)護(hù)儀來(lái)說(shuō)，這一續(xù)航時(shí)間已經(jīng)非常了 不起—這在很大程度上要?dú)w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(hù)儀、心率儀和警報(bào)系 統(tǒng)”，(美國(guó))醫(yī)療器械促進(jìn)協(xié)會(huì)。

 

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(duì)話》，第29卷第3期，1995年。

 

Reza Moghimi，通過(guò)遲滯根除比較器的不穩(wěn)定性，《模擬 對(duì)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?！赌M對(duì)話》，第29卷第3期， 1995年。

 

 

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