微功耗IC消除心率监测器的设计

使用各种最新的微功耗、高精度 IC 组件，可以设计出还具有附加功能的低功耗心率监测器 （HRM）。本文讨论这些组件和功能。

设计便携式心率监测器的严格性足以让任何人患上心绞痛。首先，心脏监护仪必须满足安全性、可靠性和准确性的最高标准。设计人员还必须应对纽扣电池的功率限制。将市场对增加功能但不增加空间、功率或成本的需求添加到需求列表中，胃灼热就会开始。

幸运的是，松了一口气。使用各种最新的微功耗、高精度 IC 组件，可以设计出还具有附加功能的低功耗心率监测器 （HRM）。

低功耗IC最关键的功能是延长HRM的电池寿命，HRM实时测量患者的心率或记录下来以供以后研究。便携式HRM使用电池长时间工作，并且需要低电流消耗。几十年来，低压电池一直被用作动态心电图监护仪和其他便携式心电图系统中的单一电源，以确保安全。心脏病患者或敏感设备最不需要的就是“热”线路电压的冲击。微功率IC工作在低电压和低电流，从而节省电池电量。

人力资源管理的模拟前端

计算心率和显示心电波是HRM的主要目的，它还应提供导联脱落检测。图1显示了人力资源管理设计的框图。模拟前端使用微功率仪表放大器（仪表放大器）和运算放大器（运算放大器）以及微转换器，其中包括12位模数转换器（ADC）、采样保持放大器和数字处理器。处理后的数据被发送到PC进行显示。

图1.微功耗仪表放大器是心率监测器的出色输入放大器

微功耗仪表放大器是出色的输入放大器。低功耗、小尺寸、高共模抑制比 （CMRR） 以及轨到轨输入和输出非常适合电池供电型应用。高性能微功耗仪表放大器解决了测量体表电位的许多典型挑战，范围为0.2 mV至2 mV。此应用的最佳仪表放大器应具有高CMRR，以帮助抑制共模信号，例如来自手术室设备的线路噪声或高频EMI。轨到轨输出有助于宽动态范围，从而实现比典型仪表放大器更高的增益。此外，设计人员应寻找能够实现自然RC滤波器的微功耗仪表放大器，以便在放大器前面使用串联输入电阻时降低高频噪声。

在主信号链中的微功耗仪表放大器之后，是一个积分器反馈网络，由4.7 μF电容和100 kΩ电阻实现，用于设置高通滤波器的−3 dB截止频率。它可抑制电极半电池过电位可能产生的任何差分直流偏移。微功耗运算放大器提供 13× 的额外增益来放大微弱信号。有源二阶低通贝塞尔滤波器可消除大于约50 Hz的信号。

由于该电路由电池供电，因此将电路的基准电压连接到患者允许患者充当基准电压源，从而增加共模抑制。这在测量ECG信号时很重要。请注意，某些机器将通过踩踏产生动力，因此不使用隔离。

参考

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最大化ADC的动态范围（0 V至1.25 V），增加了0.625 V偏置。如图2所示，电阻分压器和缓冲器产生0.625 V基准电压源，该基准电压源也用于偏置ECG信号，如图1所示。

图2.电阻分压器和缓冲器产生0.625 V基准电压源

导联脱落检测

如果电极的电接触不良，HRM 应发出警报。当与微功耗仪表放大器输入端的两个20 MΩ电阻配合使用时（见图1），当电极从患者身上脱落时，电阻会偏移输入。正常工作时，微功耗仪表放大器的输出是基准电压;如果电极脱落，输出变为0 V。 图3显示了导联脱落检测电路;微功耗仪表放大器的输出连接到检测电路的输入端。

图3.仪表放大器输出连接到导联脱落检测电路的输入端

实际上，导联脱落检测电路是一个比较器，其迟滞是使用放大器实现的。高增益比较器确定输入电压是高于还是低于基准电压，并输出表示净差值符号的电压。迟滞通过使用少量的正反馈来消除噪声引起的不稳定性。在单电源操作中，基准电压源必须失调，以使电路完全在第一象限内工作。图 4 显示了如何实现这一点。电阻分压器（R2和R1）产生一个正基准电压，与输入电压进行比较。设计直流阈值的公式如图4所示。

图4.比较器在单电源供电中的工作原理

参考图3，R1 = 5.1 kΩ，R2 = R3 = 2.4 MΩ，V抄送= 3.3 V， V老= 0 V， V哦= 3.3 V. 使用图 4 中的公式，
我们计算：

正常工作时，微功耗仪表放大器的输出应为 V裁判，因此当引线断开时，比较器的输出为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。 根据微控制器的中断模式，上升沿或高电平可以触发微控制器的中断。当引线再次导通时，比较器的输出将降至0V，下降沿或低电平可以触发中断。

微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电源线耦合的50 Hz噪声。采集的信号可由微转换器中的数字陷波滤波器处理。为此，我们设计了一个基于200 Hz采样频率的二阶FIR滤波器。 使用极点零点放置方法，陷波滤波器设计用于抑制50 Hz干扰。

图5.监视器的模拟输出显示从电源线耦合的噪声

来自MATLAB的FDATool（如图6所示）用于设计陷波滤波器。在极点零点图中，两个零点放置在 ±π/2 相位。在 200 Hz 采样率下，将删除 50 Hz 分量。

图6.使用MATLAB的FDATool，数字陷波滤波器旨在消除噪声

零点放在一个单位圆圈中——FIR的系数是整数——因此微转换器的计算负担将大大减少。传递函数如下：

传递函数可以转换为可编程递归算法，

其中：
n，表示现值
n − 1 表示前一瞬间的值，依此类推。
根据系数，C码如图7所示。

图8显示了数字陷波滤波器后的ECG波。50 Hz 噪声已被消除。

图7.陷波滤波器的C代码

图8.心电波，减去噪音，显示在PC上

MPS450 心率（每分）	30	40	60	80	100	120	140	160	180	200
计算值（bpm）	30	40	60	80	100	120	140	160	180	198
读出误差（bpm）	0	0	0	0	0	0	0	0	0	2
读出误差（百分比）	0	0	0	0	0	0	0	0	0	1%

心率计算的准确性

根据心脏监护仪、心率计和警报器的 ANSI/AAMI EC13：2002 标准，允许的最小心率计范围为 30 bpm 至 200 bpm，允许的读数误差“不大于输入速率的 ±10%，或 ±5 bpm，以较大者为准”。

这种HRM设计使用福禄克的MPS450多参数ECG模拟器，以不同的心率在HRM板的输入端生成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，然后将其传输到PC进行显示。

功耗

HRM设计为由锂电池或纽扣电池供电，因此可以长时间用于便携式应用，例如运动监测。应保证模拟前端的工作电压范围为1.8 V至5 V。

采用3.3 V电源时，模拟前端板功耗为300 μA，微转换器功耗为330 μA（使用1 MHz内部系统时钟）。HRM 的总电流消耗为 660 μA。 假设纽扣电池容量为 50 mA，该电池可以确保大约 75 小时的工作时间——对于便携式显示器来说，这是一个非常可观的持续时间——这在很大程度上是由低功耗 IC 实现的。

审核编辑：郭婷