许多因素决定了病患监护设备需要采用低电压和低功耗工作，因而需要采用低功耗、高精度的IC器件。其中一个因素是电池的持续使用：在Holter监护仪和其他的便携移动式心电图(ECG)系统中，电池已使用了数十年。作为唯一的电源，低压电池确保病人(以及设备)在故障条件下不会接触到高电源电压，因此必须使用低功耗IC,以便延长电池寿命。影响医疗保健用IC的另一个决定性因素是，市场要求提供更多的功能，但又不能增加空间、功耗或者成本。
本文介绍了一款利用微功耗IC实现的低功耗心率监护仪(HRM)。首先将给出HRM的定义，并介绍模拟前端，包括主信号链和其他用来实现特殊功能的电路;然后提供一种用于设计FIR(数字有限脉冲响应)滤波器的方法;最后，显示该HRM的实验结果，包括心率计算的精度和HRM的功耗。
心率监护仪(HRM)
HRM是一种个人监护设备，病人可以利用它来实时测量心率，或记录下来以供日后研究。HRM的主要功能是计算心率并显示ECG波形，此外还应提供导联脱落检测。HRM一般是便携式设备，采用电池供电，因此功耗必须很低。
在本文提出的设计中，HRM的模拟前端利用下列器件构建：微功耗仪表放大器、运算放大器，以及一个内置12位ADC、采样保持放大器和数字处理器的微转换器。处理后的数据送往pC进行显示。
HRM的模拟前端
图1显示了该设计的系统框图。微功耗仪表放大器构成了出色的HRM输入放大器，其微功耗、小尺寸、整个频率范围内的高共模抑制比(CMMR)、轨到轨输入和输出等特性非常适合这种应用。皮肤电位介于0.2mV到2mV.高性能的微功耗仪表放大器可解决许多常见的人体皮肤电位测量难题。对于这种应用，最佳的仪表放大器应当具有高CMMR,以便抑制共模信号，例如手术室设备的线路噪声或高频EMI等。它还应当具有轨到轨输出的特性，以便提供宽动态范围，从而提供典型仪表放大器难以实现的更高增益。此外，当在微功耗仪表放大器(例如，ADI公司的AD8236)之前使用串联输入电阻时，设计人员应当配置RC滤波器来降低高频噪声。
微功耗仪表放大器后接一个积分器反馈网络。该网络利用4.7μF电容和100kΩ电阻实现，用以设置高通滤波器的-3dB截止频率。它可以抑制电极的半电池超电势可能产生的任何差分直流偏移。微功耗运算放大器可提供13倍的额外增益，用于放大微弱信号。有源二阶低通贝塞尔滤波器用于消除约50Hz以上的信号。
因为电路采用电池供电，所以将电路的参考电压连接到病人，就能使病人作为参考，从而提高共模抑制性能。这对于测量人体产生的ECG信号很重要。请注意，有些机器是从踩踏板获得电源，因此没有使用隔离。
参考电压
本设计中，假设ECG信号的范围为0.2mV~2mV.为防止信号被箝位并使ADC的动态范围达到最大(0V~1.25V)，设计中增加了0.625V偏置。如图2所示，电阻分压器和缓冲器产生0.625V参考电压，它也用于偏置ECG信号(见图1)。
图2:参考电压。
导联脱落检测
如果电极接触不良，HRM应提供报警信号。若微功耗仪表放大器的输入端采用2个20MΩ电阻(见图1)，当电极脱落人体时，输入会被偏置到固定的电平。正常工作时，微功耗仪表放大器的输出是参考电压;如果一个电极脱落，输出将变为0V.图3所示为导联脱落检测电路，微功耗仪表放大器的输出端连接到检测电路的输入端。
图3:导联脱落检测
事实上，导联脱落检测电路是一个用放大器实现的具有迟滞的比较器。单电源供电时，必须偏置参考电压，使电路完全在第一象限工作。图4显示了实现方法。电阻分压器(R2和R1)产生一个正参考电压，用以与输入电压进行比较。图4中给出了设计直流阈值所用的公式。
图4:单电源供电的比较器
参考图3,R1=5.1kΩ，R2=R3=2.4MΩ，Vcc=3.3V,Vol=0V,Voh=3.3V.利用图4中的公式可得：Vtl=0.006983V,Vth=0.013966V,
迟滞=Vth–Vtl=0.006983V.
正常工作时，微功耗仪表放大器的输出应为Vref;如果导联脱落，比较器的输出将是0V.当比较器的输出上升到3.3V时，微功耗仪表放大器的输出也是0V.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。当导联再次接上时，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220V电力线耦合而来的50Hz噪声。采集到的信号可以通过微转换器中的数字陷波滤波器处理。为此，我们根据200Hz的采样频率，设计了一个二阶FIR滤波器。陷波滤波器用于抑制50Hz干扰。所选的设计程序为零极点配置方法。
图5:HRM的模拟输出
我们使用Matlab的FDAtool设计陷波滤波器。图6所示为FDAtool.在零极点图中，将两个零点配置在±π/2相位处。对于200Hz采样速率，50Hz分量将被消除。
图6:FDAtool
此外，零点配置在单位圆中，FIR的系数为整数，因此，微转换器的计算负担大为减轻。下面是传递函数：
可以将该传递函数转换为可编程递归算法：
该方程式中，n表示当前值，n-1表示前一时刻的值，依此类推。
根据系数，C代码如图7所示。
图7:陷波滤波器的C代码。图8是数字陷波滤波器之后的ECG波形。50Hz噪声已被消除。
图8:pC上显示的ECG波形。
心率计算的精度
根据针对心脏监护仪、心率表和报警的标准ANSI/AAMIEC13:2002,“心率表可容许的最小范围应为30bpm~200bpm,可容许的读取误差不得大于输入速率的±10%或±5bpm(以较大者为准)。”
我们利用FlukeMpS-450多参数ECG仿真器，在HRM板的输入端产生ECG信号。心率可以在仿真器上改变。微转换器对电路板的输出进行采样，并计算心率。心率值将传输到pC以供显示。表1显示了该实验的结果。
表1:实验结果
功耗
HRM设计采用锂电池或纽扣电池供电，以便可以长时间使用在便携应用(例如：运动监护)中。应保证模拟前端在1.8V~5V工作。
采用3.3V电源时，模拟前端板的电流消耗为300μA,微转换器的电流消耗为330μA(使用1MHz内部系统时钟)。HRM的总电流消耗为660μA.假设纽扣电池的容量为50mAh,那么该电池可以保证大约75小时的工作时间。
