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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。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量難題。對于這種應(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，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。 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。有源二階低通貝塞爾濾波器用于消除約50Hz以上的信號。 因?yàn)殡娐凡捎秒姵毓╇姡詫㈦娐返膮⒖茧妷哼B接到病人，就能使病人作為參考，從而提高共模抑制性能。這對于測量人體產(chǎn)生的ECG信號很重要。請注意，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信號的范圍為0.2mV~2mV。為防止信號被箝位并使ADC的動態(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(見圖1)。 導(dǎo)聯(lián)脫落檢測 如果電極接觸不良，HRM應(yīng)提供報(bào)警信號。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。 事實(shí)上，導(dǎo)聯(lián)脫落檢測電路是一個(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。 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。 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。對于200Hz采樣速率，50Hz分量將被消除。 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)： 心率計(jì)算的精度 根據(jù)針對心臟監(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。心率可以在仿真器上改變。微轉(zhuǎn)換器對電路板的輸出進(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. 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。 |
