許多因素決定了病患監護設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。其中一個因素是電池的持續使用：在Holter監護儀和其他的便攜移動式心電圖(ECG)系統中，電池已使用了數十年。作為唯一的電源，低壓電池確保病人(以及設備)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。影響醫療保健用IC的另一個決定性因素是，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實現的低功耗心率監護儀(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現特殊功能的電路;然后提供一種用于設計FIR(數字有限脈沖響應)濾波器的方法;最后，顯示該HRM的實驗結果，包括心率計算的精度和HRM的功耗。

心率監護儀(HRM)

HRM是一種個人監護設備，病人可以利用它來實時測量心率，或記錄下來以供日后研究。HRM的主要功能是計算心率并顯示ECG波形，此外還應提供導聯脫落檢測。HRM一般是便攜式設備，采用電池供電，因此功耗必須很低。

在本文提出的設計中，HRM的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轉換器。處理后的數據送往pC進行顯示。

HRM的模擬前端

圖1顯示了該設計的系統框圖。微功耗儀表放大器構成了出色的HRM輸入放大器，其微功耗、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應用。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。對于這種應用，最佳的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。它還應當具有軌到軌輸出的特性，以便提供寬動態范圍，從而提供典型儀表放大器難以實現的更高增益。此外，當在微功耗儀表放大器(例如，ADI公司的AD8236)之前使用串聯輸入電阻時，設計人員應當配置RC濾波器來降低高頻噪聲。

微功耗儀表放大器后接一個積分器反饋網絡。該網絡利用4.7μF電容和100kΩ電阻實現，用以設置高通濾波器的-3dB截止頻率。它可以抑制電極的半電池超電勢可能產生的任何差分直流偏移。微功耗運算放大器可提供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。

因為電路采用電池供電，所以將電路的參考電壓連接到病人，就能使病人作為參考，從而提高共模抑制性能。這對于測量人體產生的ECG信號很重要。請注意，有些機器是從踩踏板獲得電源，因此沒有使用隔離。

參考電壓

本設計中，假設ECG信號的范圍為0.2mV~2mV.為防止信號被箝位并使ADC的動態范圍達到最大(0V~1.25V)，設計中增加了0.625V偏置。如圖2所示，電阻分壓器和緩沖器產生0.625V參考電壓，它也用于偏置ECG信號(見圖1)。

圖2:參考電壓。

導聯脫落檢測

如果電極接觸不良，HRM應提供報警信號。若微功耗儀表放大器的輸入端采用2個20MΩ電阻(見圖1)，當電極脫落人體時，輸入會被偏置到固定的電平。正常工作時，微功耗儀表放大器的輸出是參考電壓;如果一個電極脫落，輸出將變為0V.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。

圖3:導聯脫落檢測

事實上，導聯脫落檢測電路是一個用放大器實現的具有遲滯的比較器。單電源供電時，必須偏置參考電壓，使電路完全在第一象限工作。圖4顯示了實現方法。電阻分壓器(R2和R1)產生一個正參考電壓，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。

圖4:單電源供電的比較器

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，微功耗儀表放大器的輸出應為Vref;如果導聯脫落，比較器的輸出將是0V.當比較器的輸出上升到3.3V時，微功耗儀表放大器的輸出也是0V.根據微控制器的中斷模式，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，比較器的輸出將降至0V,下降沿或低電平可以觸發中斷。

微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220V電力線耦合而來的50Hz噪聲。采集到的信號可以通過微轉換器中的數字陷波濾波器處理。為此，我們根據200Hz的采樣頻率，設計了一個二階FIR濾波器。陷波濾波器用于抑制50Hz干擾。所選的設計程序為零極點配置方法。

圖5:HRM的模擬輸出

我們使用Matlab的FDAtool設計陷波濾波器。圖6所示為FDAtool.在零極點圖中，將兩個零點配置在±π/2相位處。對于200Hz采樣速率，50Hz分量將被消除。

圖6:FDAtool

此外，零點配置在單位圓中，FIR的系數為整數，因此，微轉換器的計算負擔大為減輕。下面是傳遞函數：

可以將該傳遞函數轉換為可編程遞歸算法：

該方程式中，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7:陷波濾波器的C代碼。圖8是數字陷波濾波器之后的ECG波形。50Hz噪聲已被消除。

圖8:pC上顯示的ECG波形。

心率計算的精度

根據針對心臟監護儀、心率表和報警的標準ANSI/AAMIEC13:2002,“心率表可容許的最小范圍應為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)。”

我們利用FlukeMpS-450多參數ECG仿真器，在HRM板的輸入端產生ECG信號。心率可以在仿真器上改變。微轉換器對電路板的輸出進行采樣，并計算心率。心率值將傳輸到pC以供顯示。表1顯示了該實驗的結果。

表1:實驗結果

功耗

HRM設計采用鋰電池或紐扣電池供電，以便可以長時間使用在便攜應用(例如：運動監護)中。應保證模擬前端在1.8V~5V工作。

采用3.3V電源時，模擬前端板的電流消耗為300μA,微轉換器的電流消耗為330μA(使用1MHz內部系統時鐘)。HRM的總電流消耗為660μA.假設紐扣電池的容量為50mAh,那么該電池可以保證大約75小時的工作時間。