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微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂

發布時間:2020-08-12 來源:David Guo 責任編輯:wenwei

【導讀】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)。本文旨在討論這 些芯片和功能。
 
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,心臟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。一方面,要滿足市場對更多功能的需 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 用于實時測量病人的心率,或者把心率記錄下來供以后研 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系統一直采用低電壓電池供電,以確保安全。心臟病 病人或敏感設備最不需要的是突然涌現的“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。處理后的數據送往PC進行顯示。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
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(范圍為 0.2 mV至2 mV)測量難題。對于這種應用,最佳儀表放大器 應當具有高CMMR以便抑制共模信號,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范圍, 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,微功耗儀表放大器后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。它抑制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。
 
由于電路采用電池供電,因此將電路的基準電壓連接到病 人時,就能用作基準電壓,從而提高共模抑制性能。這對 于測量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信號范圍為0.2 mV至2 mV。為防止信號被 箝位并使ADC的動態范圍最大(0 V至1.25 V),設計中增加 0.625 V偏置。如圖2所示,電阻分壓器和緩沖器產生0.625 V 基準電壓,它也用于偏置ECG信號(見圖1)。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
圖2. 電阻分壓器和緩沖器產生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。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
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于 還是低于基準電壓,并輸出一個代表凈差符號的電壓。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。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
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中的公式計算:
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
 
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。根據微控制器 的中斷模式不同,上升沿或高電平可以觸發微控制器的中 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,用于抑制50 Hz干擾。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
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)用于設計陷波濾 波器。在極點零點圖中,將兩個零點處于±/2相位。對于 200 Hz采樣速率,50 Hz成分將被消除。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
圖6. 數字陷波濾波器旨在消除噪聲 (運用來自MATLAB的FDATool工具)
 
零點處于單位圓中—FIR的系數為整數—因此微型轉換器的 計算負擔大為減輕。傳遞函數為:
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
 
可以將該傳遞函數轉換為可編程遞歸算法,
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
 
其中:
 
n, 表示當前值
n-1表示前一時刻的值,依此類推。
根據系數,C代碼如圖7所示。
 
圖8所示為數字陷波濾波器之后的ECG波形。50 Hz噪聲已被 消除。
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
圖7. 陷波濾波器的C代碼
 
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
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
微功耗IC免除心率監護儀的后顧之憂
 
心率計算的精度
 
根據“心臟監護儀、心率儀和警報系統”標準ANSI/AAMI EC13:2002,容許的心率儀最小范圍應為30 bpm至200 bpm, 容許的讀數誤差“不得大于輸入速率的±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 的輸出進行采樣并計算心率值,然后傳輸至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系統內部時鐘)。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,“心臟監護儀、心率儀和警報系 統”,(美國)醫療器械促進協會。
 
Jon Firth和Paul Errico,符合ECG系統要求的低功耗、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?!赌M對話》,第29卷第3期, 1995年。
 
 
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