微功耗IC免除心率监护仪的后顾之忧

内容提要

运用多种最新微功耗、高精度IC芯片,可以设计出一款功 能更加齐全的低功耗心率监护仪(HRM)。本文旨在讨论这 些芯片和功能。

设计便携式心率监护仪时的严格要求足以令任何人 头疼不已。首先,心脏监护仪必须符合最高安全 性、可靠性和精度标准。设计师还必须应对纽扣 电池有限的电量。一方面,要满足市场对更多功能的需 求,另一方面,又不能增大空间、功率或成本,令人头疼 的问题接踵而来。

幸运的是,解决办法是存在的。运用多种最新微功耗、高精度IC芯片,可以设计出一款功能更加齐全的低功耗心率 监护仪(HRM)。 低功耗IC最重要的功能是延长HRM所用电池的寿命,HRM 用于实时测量病人的心率,或者把心率记录下来供以后研 究使用。便携式HRM需要依靠电池长时间工作,因此,需 要功耗低。数十年以来,动态心电监护仪和其他便携式 ECG系统一直采用低电压电池供电,以确保安全。心脏病 病人或敏感设备最不需要的是突然涌现的“热”线电压。 微功耗IC采用低电压和电流工作,因此能节省电池电量。

HRM的模拟前端

HRM的主要目的是计算心率和显示ECG波形,同时还应提 供导联脱落检测功能。图1显示了HRM设计的框图。模拟 前端利用下列器件构建:微功耗仪表放大器、运算放大器 以及一个内置12位ADC、采样保持放大器和数字处理器的 微型转换器。处理后的数据送往PC进行显示。

图1. 微功耗仪表放大器构成出色的心率监护仪输入放大器

微功耗仪表放大器构成出色的输入放大器, 其低功耗、小 尺寸、整个频率范围内的高共模抑制比(CMMR)、轨到轨 输入和输出等特性非常适合这种电池供电型应用。高性能 微功耗仪表放大器可解决许多常见的人体皮肤电位(范围为 0.2 mV至2 mV)测量难题。对于这种应用,最佳仪表放大器 应当具有高CMMR以便抑制共模信号,例如手术室设备的 线路噪声或高频EMI等。轨到轨输出特性提供宽动态范围, 支持比典型仪表放大器更高的增益。此外,设计人员应当 利用微功耗仪表放大器来实现自然RC滤波器;当放大器之 前使用串联输入电阻时,该RC滤波器可以降低高频噪声。

在主信号链中,微功耗仪表放大器后接一个积分器反馈网 络,利用4.7 F电容和100 k电阻实现,用以设置高通滤波 器的−3 dB截止频率。它抑制电极的半电池超电势可能产生 的差分直流失调。微功耗运算放大器提供13倍的额外增益 以便放大弱信号。一个有源二阶低通贝塞尔滤波器消除约 50 Hz以上的信号。

由于电路采用电池供电,因此将电路的基准电压连接到病 人时,就能用作基准电压,从而提高共模抑制性能。这对 于测量ECG信号很重要。注意,有些机器是从踩踏板获得 电源,因此不使用隔离。

基准电压

本设计假设ECG信号范围为0.2 mV至2 mV。为防止信号被 箝位并使ADC的动态范围最大(0 V至1.25 V),设计中增加 0.625 V偏置。如图2所示,电阻分压器和缓冲器产生0.625 V 基准电压,它也用于偏置ECG信号(见图1)。

图2. 电阻分压器和缓冲器产生0.625 V基准电压

导联脱落检测

如果电极接触不良,HRM应提供警示信号。当电极脱离病 人时,这些电阻与微功耗仪表放大器输入端的两个20 M 电阻(见图1)一起使输入发生偏移。正常工作时,微功耗仪 表放大器的输出是基准电压;如果一个电极脱落,输出将 变为0 V。图3所示为导联脱落检测电路,微功耗仪表放大 器的输出端连接到检测电路的输入端。

图3. 仪表放大器输出连接至导联脱落检测电路的输入端

事实上,导联脱落检测电路是一个比较器,迟滞利用一个 放大器实现。用一个高增益比较器来确定输入电压是高于 还是低于基准电压,并输出一个代表净差符号的电压。迟 滞通过少量正反馈消除噪声导致的不稳定性。单电源供电 时,需要偏移基准电压,使电路完全在第一象限工作。图 4显示了实现方法。电阻分压器(R2和R1)产生一个正基准 电压,用以与输入电压进行比较。图4中给出了设计直流 阈值所用的公式。

图4. 比较器在单电源条件下的工作原理

参考图3, R1 = 5.1 kΩ, R2 = R3 = 2.4 MΩ, VCC = 3.3 V, VOL = 0 V, VOH = 3.3 V. 我们用图4中的公式计算:

Equation 1

 

正常工作时,微功耗仪表放大器的输出应是VREF;如果导 联脱落,比较器的输出将变为0 V。当比较器的输出上升到 3.3 V时,微功耗仪表放大器的输出也是0 V。根据微控制器 的中断模式不同,上升沿或高电平可以触发微控制器的中 断。当导联再次接上时,比较器的输出降至0 V,下降沿或 低电平可以触发中断。

微型转换器中的信号处理

图5显示了HRM的模拟输出。我们可以看到从220 V电力线 耦合而来的50 Hz噪声。采集到的信号可以通过微型转换器 中的数字陷波滤波器处理。为此,我们根据200 Hz的采样 频率,设计了一个二阶FIR滤波器。陷波滤波器采用极点 零点放置方法,用于抑制50 Hz干扰。

图5. 监护仪模拟输出端显示出从电力线耦合而来的噪声

MATLAB提供的FDATool工具(如图6所示)用于设计陷波滤 波器。在极点零点图中,将两个零点处于±/2相位。对于 200 Hz采样速率,50 Hz成分将被消除。

图6. 数字陷波滤波器旨在消除噪声 (运用来自MATLAB的FDATool工具)

零点处于单位圆中—FIR的系数为整数—因此微型转换器的 计算负担大为减轻。传递函数为:

Equation 2

 

可以将该传递函数转换为可编程递归算法,

Equation 3

 

其中:
n, 表示当前值
n-1表示前一时刻的值,依此类推。
根据系数,C代码如图7所示。

图8所示为数字陷波滤波器之后的ECG波形。50 Hz噪声已被 消除。

图7. 陷波滤波器的C代码

图8. PC上显示的ECG波形(减去噪声)

 

表1. 试验结果符合容许读取误差标准
MPS450心率(bpm) 30 40 60 80 100 120 140 160 180 200
计算值(bpm) 30 40 60 80 100 120 140 160 180 198
读取误差(bpm) 0 0 0 0 0 0 0 0 0 2
读取误差(%) 0 0 0 0 0 0 0 0 0 1%

心率计算的精度

根据“心脏监护仪、心率仪和警报系统”标准ANSI/AAMI EC13:2002,容许的心率仪最小范围应为30 bpm至200 bpm, 容许的读数误差“不得大于输入速率的±10%或±5 bpm,以 较大者为准。”

该HRM设计利用Fluke MPS450多参数ECG仿真器以不同心 率在HRM板的输入端产生ECG信号。微型转换器对电路板 的输出进行采样并计算心率值,然后传输至PC显示出来。

功耗

HRM设计采用锂电池或纽扣电池供电,以便可以长时间用 在便携应用中,例如运动监护。应保证模拟前端能够采用 1.8 V到5 V的电压工作。

采用3.3 V电源时,模拟前端板的功耗为300 μA,微型转换 器的功耗为330 μA(使用1 MHz系统内部时钟)。HRM的总功 耗为660 μA。假设纽扣电池容量为50 mA,则可确保工作约 75小时—对便携式监护仪来说,这一续航时间已经非常了 不起—这在很大程度上要归功于低功耗IC。

 

参考电路

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

ANSI/AAMI EC13:2002,“心脏监护仪、心率仪和警报系 统”,(美国)医疗器械促进协会。

Jon Firth和Paul Errico,符合ECG系统要求的低功耗、低电 压IC选择,《模拟对话》,第29卷第3期,1995年。

Reza Moghimi,通过迟滞根除比较器的不稳定性,《模拟 对话》,第34卷第7期,2000年。

Steve Sockolov,超低电压、微功耗放大器(VS < 3 V, ISY < 500 μA)—的选择与使用。《模拟对话》,第29卷第3期, 1995年。

作者

David Guo

David Guo

David Guo 是ADI公司位于北京的中国应用支持部门的一名现场应用工程师。获得北京理工大学机电工程硕士学位后,他在长峰集团工作过两年,担任导航终端硬件工程师。他于2007年加入ADI公司。