使用各種最新的微功耗、高精度 IC 組件，可以設計出還具有附加功能的低功耗心率監測器 （HRM）。本文討論這些組件和功能。

設計便攜式心率監測器的嚴格性足以讓任何人患上心絞痛。首先，心臟監護儀必須滿足安全性、可靠性和準確性的最高標準。設計人員還必須應對紐扣電池的功率限制。將市場對增加功能但不增加空間、功率或成本的需求添加到需求列表中，胃灼熱就會開始。

幸運的是，松了一口氣。使用各種最新的微功耗、高精度 IC 組件，可以設計出還具有附加功能的低功耗心率監測器 （HRM）。

低功耗IC最關鍵的功能是延長HRM的電池壽命，HRM實時測量患者的心率或記錄下來以供以后研究。便攜式HRM使用電池長時間工作，并且需要低電流消耗。幾十年來，低壓電池一直被用作動態心電圖監護儀和其他便攜式心電圖系統中的單一電源，以確保安全。心臟病患者或敏感設備最不需要的就是“熱”線路電壓的沖擊。微功率IC工作在低電壓和低電流，從而節省電池電量。

人力資源管理的模擬前端

計算心率和顯示心電波是HRM的主要目的，它還應提供導聯脫落檢測。圖1顯示了人力資源管理設計的框圖。模擬前端使用微功率儀表放大器（儀表放大器）和運算放大器（運算放大器）以及微轉換器，其中包括12位模數轉換器（ADC）、采樣保持放大器和數字處理器。處理后的數據被發送到PC進行顯示。

圖1.微功耗儀表放大器是心率監測器的出色輸入放大器

微功耗儀表放大器是出色的輸入放大器。低功耗、小尺寸、高共模抑制比 （CMRR） 以及軌到軌輸入和輸出非常適合電池供電型應用。高性能微功耗儀表放大器解決了測量體表電位的許多典型挑戰，范圍為0.2 mV至2 mV。此應用的最佳儀表放大器應具有高CMRR，以幫助抑制共模信號，例如來自手術室設備的線路噪聲或高頻EMI。軌到軌輸出有助于寬動態范圍，從而實現比典型儀表放大器更高的增益。此外，設計人員應尋找能夠實現自然RC濾波器的微功耗儀表放大器，以便在放大器前面使用串聯輸入電阻時降低高頻噪聲。

在主信號鏈中的微功耗儀表放大器之后，是一個積分器反饋網絡，由4.7 μF電容和100 kΩ電阻實現，用于設置高通濾波器的?3 dB截止頻率。它可抑制電極半電池過電位可能產生的任何差分直流偏移。微功耗運算放大器提供 13× 的額外增益來放大微弱信號。有源二階低通貝塞爾濾波器可消除大于約50 Hz的信號。

由于該電路由電池供電，因此將電路的基準電壓連接到患者允許患者充當基準電壓源，從而增加共模抑制。這在測量ECG信號時很重要。請注意，某些機器將通過踩踏產生動力，因此不使用隔離。

參考

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最大化ADC的動態范圍（0 V至1.25 V），增加了0.625 V偏置。如圖2所示，電阻分壓器和緩沖器產生0.625 V基準電壓源，該基準電壓源也用于偏置ECG信號，如圖1所示。

圖2.電阻分壓器和緩沖器產生0.625 V基準電壓源

導聯脫落檢測

如果電極的電接觸不良，HRM 應發出警報。當與微功耗儀表放大器輸入端的兩個20 MΩ電阻配合使用時（見圖1），當電極從患者身上脫落時，電阻會偏移輸入。正常工作時，微功耗儀表放大器的輸出是基準電壓;如果電極脫落，輸出變為0 V。 圖3顯示了導聯脫落檢測電路;微功耗儀表放大器的輸出連接到檢測電路的輸入端。

圖3.儀表放大器輸出連接到導聯脫落檢測電路的輸入端

實際上，導聯脫落檢測電路是一個比較器，其遲滯是使用放大器實現的。高增益比較器確定輸入電壓是高于還是低于基準電壓，并輸出表示凈差值符號的電壓。遲滯通過使用少量的正反饋來消除噪聲引起的不穩定性。在單電源操作中，基準電壓源必須失調，以使電路完全在第一象限內工作。圖 4 顯示了如何實現這一點。電阻分壓器（R2和R1）產生一個正基準電壓，與輸入電壓進行比較。設計直流閾值的公式如圖4所示。

圖4.比較器在單電源供電中的工作原理

參考圖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. 使用圖 4 中的公式，
我們計算：

正常工作時，微功耗儀表放大器的輸出應為 V裁判，因此當引線斷開時，比較器的輸出為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。 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。當引線再次導通時，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220 V電源線耦合的50 Hz噪聲。采集的信號可由微轉換器中的數字陷波濾波器處理。為此，我們設計了一個基于200 Hz采樣頻率的二階FIR濾波器。 使用極點零點放置方法，陷波濾波器設計用于抑制50 Hz干擾。

圖5.監視器的模擬輸出顯示從電源線耦合的噪聲

來自MATLAB的FDATool（如圖6所示）用于設計陷波濾波器。在極點零點圖中，兩個零點放置在 ±π/2 相位。在 200 Hz 采樣率下，將刪除 50 Hz 分量。

圖6.使用MATLAB的FDATool，數字陷波濾波器旨在消除噪聲

零點放在一個單位圓圈中——FIR的系數是整數——因此微轉換器的計算負擔將大大減少。傳遞函數如下：

傳遞函數可以轉換為可編程遞歸算法，

其中：
n，表示現值
n ? 1 表示前一瞬間的值，依此類推。
根據系數，C碼如圖7所示。

圖8顯示了數字陷波濾波器后的ECG波。50 Hz 噪聲已被消除。

圖7.陷波濾波器的C代碼

圖8.心電波，減去噪音，顯示在PC上

心率計算的準確性

根據心臟監護儀、心率計和警報器的 ANSI/AAMI EC13：2002 標準，允許的最小心率計范圍為 30 bpm 至 200 bpm，允許的讀數誤差“不大于輸入速率的 ±10%，或 ±5 bpm，以較大者為準”。

這種HRM設計使用福祿克的MPS450多參數ECG模擬器，以不同的心率在HRM板的輸入端生成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，然后將其傳輸到PC進行顯示。

功耗

HRM設計為由鋰電池或紐扣電池供電，因此可以長時間用于便攜式應用，例如運動監測。應保證模擬前端的工作電壓范圍為1.8 V至5 V。

采用3.3 V電源時，模擬前端板功耗為300 μA，微轉換器功耗為330 μA（使用1 MHz內部系統時鐘）。HRM 的總電流消耗為 660 μA。 假設紐扣電池容量為 50 mA，該電池可以確保大約 75 小時的工作時間——對于便攜式顯示器來說，這是一個非常可觀的持續時間——這在很大程度上是由低功耗 IC 實現的。

審核編輯：郭婷