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簡介 現在看來，醫療和健身監視器中下一個重要功能將是心電圖 (ECG) 功能，但如果你的可穿戴設備沒有呢？ 你會感覺到自己的壓力陡增，因為你的潛在客戶群已經跳上了即將出發的ECG列車，而你卻只能眼睜睜地看著他們離去。 當然，你沒辦法在自己的可穿戴設備中快速添加這項功能，那么現在追趕還來得及嗎？ 如果只是往可穿戴設備中添加ECG功能，是不會耗費太多成本和時間的。 或許你可以放松一下。在這個設計方案中，我們利用在胸前佩戴的可穿戴設備中測量ECG信號的理論和實踐，提出了一個復合解決方案，以加快設計速度并顯著減少采用這項新興技術所需的時間。 什么是電位？ 生物電位測量需要將兩個或兩個以上的電極與患者的身體皮膚接觸，以檢測心臟產生的小電信號。然后對信號進行調節，并將其發送至微處理器進行存儲、計算和/或顯示。心電圖（ECG或EKG）是與心肌關聯的電信號隨時間變化的測量和圖形表示。R-R間期是指心臟周期性電信號峰值振幅之間的時間間隔，也稱為R波峰（圖1）。 
圖1：R-R間期是典型心電圖波形。（資料來源：Maxim Integrated） ECG和R-R測量可用于心率監測，以幫助診斷特定的心臟狀況，如心律失常。這些情況可能很難診斷，因為它們在臨床環境中不一定表現出來。可穿戴設備為醫療專業人員提供了在醫院外長時間監控患者身體狀況的能力， 為他們提供更多的信息來幫助檢測和診斷。對于認真的健身愛好者，也可以通過心電圖洞察訓練時的巔峰表現間隔。 胸帶測量 與皮膚接觸的電極可以是濕電極或干電極，用來接收ECG信號。濕電極用粘性凝膠附著在身體上，通常用于臨床診斷。胸帶通常使用的是干電極。電極通常是用兩個襯墊制成的彈性和導電材料，連接到一個小型、密封、電池供電的電子電路。電子設備先進行ECG信號處理和數據轉換，然后一般使用藍牙®將數據無線傳輸到主機設備。為了讓設備輕薄小巧、佩戴舒適，傳感器電子設備通常用一個紐扣電池供電。在開始設計基于胸帶的ECG和心率傳感器時，有多個設計挑戰和重要考慮因素。 電極和輸入電路 電極需要與身體有高質量的連接，以提供振幅足夠的可靠信號進行檢測。電極尺寸和材料特性也會影響檢測信號的質量和電平。雖然干電極比濕電極方便很多（可以輕松放上去拿下來），但干電極剛放在身體上時，阻抗非常高。 這意味著ECG信號可能會衰減成為小信號。干電極啟動問題通常持續時間很短，等到佩戴者充分鍛煉開始出汗，就能降低阻抗并增加信號電平。為應對干電極啟動問題，ECG通道模擬電路的輸入阻抗應非常高，以便將衰減保持在最小程度。另外，雖然在醫院測量心電圖可以讓患者身體固定并使用多個電極，但對于便攜式設備的移動佩戴者來說這并不現實。電極數應盡量減少（理想情況下不超過兩個，例如單通道）。 模擬信號中的運動偽影 在鍛煉時隨著身體的移動，有多個因素會影響信號質量。例如，在跑步或騎自行車時，衣服撞擊身體和/或胸帶的運動以及電極的運動都會對ECG信號形成干擾。要保持ECG信號質量，就必須從運動偽影中去除這種干擾。 一般情況下，這種運動偽影在來自兩個電極墊的信號上都很常見，因此模擬前端的共模抑制比 (CMRR) 需要盡可能高。另外應該注意的是，傳感器電子元件越重，在使用時越有可能彈起，從而產生更多的運動偽影。 功耗 為了使胸帶保持舒適和實用，在形狀上必須盡可能采用非侵入式，讓電子設備和電源占用的空間盡量小（理想情況下用一個紐扣電池）。而這必然要求極低的功耗，因為產生的任何熱量都可能會讓佩戴者感到不適，同時也會縮短電池壽命。 一種集成解決方案 平衡這些關鍵的設計考慮因素非常具有挑戰性。要實現準確讀數所需的信號質量水平，同時以小型、耐用、輕便的外形尺寸保持可靠的低功耗運行，這并非易事。在下一節中，我們將提供詳細步驟說明如何將ECG測量功能添加到胸前的可穿戴設備中。 第1步：模擬前端 檢測ECG信號所需的模擬前端 (AFE) 有幾個不同的構成模塊， 其中包括一個帶低通濾波器的輸入放大器、一個可編程增益放大器 (PGA) 和一個帶數字濾波選項的高精度模數轉換器 (ADC)。顯然，在可穿戴設備的有限空間內，分立式AFE是不現實的， 因此集成式AFE就應運而生。在為胸前的可穿戴式裝置選擇集成式生物電位ECG AFE時，應考慮一些重要的規范和功能。出于前面提到的原因，理想情況下應使用具有極高串聯電阻 (> 500MΩ) 和高共模抑制比 (> 100dB) 的單輸入通道。除了ESD合規性 (IEC61000-4-2) 和EMI濾波，集成電路 (IC) 還需要能夠檢測在正常工作狀態下引線是已連接（即使在睡眠模式下），還是已與佩戴者分離，同時還要能夠從過電壓條件（如除顫）快速恢復。此功能必須以盡可能低的功耗提供。 (圖2) 顯示了滿足這些要求的可穿戴設計中使用的全集成生物電位ECG模擬前端的功能框圖。該設備的一個優點是，它使用一對電極（單通道）提供ECG波形，并在同一個包中執行心率檢測。類似的ECG AFE IC不執行心率檢測， 而是依賴微控制器來進行計算，這通常會額外消耗40μW的功率。該AFE的典型電流消耗僅為150μW（幾乎比同類部件低70%），可使用單枚紐扣電池供電。它符合IEC60601-2-47 ECG規范，適用于臨床和健身應用。
圖2：生物電位AFE IC（資料來源：Maxim Integrated） 第2步：設計運動偽影帶通濾波器 在將電極信號轉換為數字信號之前，最好在模擬信號中除去或減少運動偽影。主要方法是通過使用高通和低通濾波器來減少帶寬。對于示例IC，可以通過將外部電容器 (CHPF) 連接到CAPP和CAPN引腳來設置單極高通拐角頻率，如(圖3) 中所示。所用的值應將高通拐角頻率設置為5Hz，特別是對于大運動量應用，如大多數體育和健身應用。對于臨床應用來說，這個頻率可以低很多，通常低到0.5Hz甚至0.05Hz。當身體不怎么移動或者完全不移動時，會為診斷提供更高質量的ECG信息。
圖3：輸入模擬帶通濾波器網絡。（資料來源：Maxim Integrated） (圖4) 顯示了胸帶應用的模擬帶通波特圖。
圖4：胸帶的模擬帶通濾波器波特圖。（資料來源：Maxim Integrated） CHPF的值為100nF會將高通拐角頻率設置為最小值5Hz，但對于大運動量應用，該頻率可以設置到7Hz。這時需要將電容器的CHPF設置為68nF。組件將低通濾波器設置在CAPP和CAPN引腳的左側，它們是RECGP、RECGN (1MΩ)、CCMEP和CCMEN (4.7nF)。這會將共模低通拐角頻率設置為34Hz，最適合在干電極啟動期間抑制襯衫或衣服的噪聲。限制高端帶寬對于減弱靜電和高頻信號的噪聲也很重要。串聯電阻RECGP和RECGN的阻抗應受到限制，使得電阻熱噪聲和ECG通道輸入噪聲的均方根 (RSS) 不應比單獨的輸入噪聲大很多。不使用差模電容器CDME。盡管如此，我們還是建議做一個實驗來比較共模低通濾波器和差模低通濾波器的性能，因為每種設計都可能有自己的噪聲源。 設計PCB和選擇組件時的建議： ● 盡量在信號通路中使用C0G型陶瓷電容器以減少信號失真；對于ECG通路，這包括CHPF、CDME、CCMEP和 CCMEN。 ● 將分立元件放在靠近ECG IC的位置，讓信號軌跡盡可能短。差分信號 (ECGP/ECGN) 保持等長對稱的軌跡，以保持較高的共模抑制比 (CMRR)。 ● 在設備下方使用一個接地層（AGND和DGND不應分開）。 第3步：電源選擇 根據所使用的電池類型，有多個選項可以為整個可穿戴設備供電。最簡單的選項是使用線性穩壓器（圖5），從一個典型電壓為2.2V到3.4V的紐扣電池生成一個公共1.8V直流電軌。不過這種方法并不是特別節能。
圖5：簡單的低壓差線性穩壓器電源方案。（資料來源：Maxim Integrated） 雖然用降壓穩壓器代替LDO可以提高效率，但最好的解決方案是使用電源管理集成電路 (PMIC)，如(圖6)所示。
圖6：PMIC和3VDC紐扣電池。（資料來源：Maxim Integrated） 使用這種解決方案的優點是PMIC可以為微控制器、模擬前端和數字接口提供單獨的功率輸出。 結論 我們復習了生物電位理論，并說明了如何通過連接到胸前設備的濕電極或干電極，利用該理論來測量ECG信號。然后我們討論了調節ECG信號，以最小功耗進行精確測量所面臨的挑戰。最后，我們提出了一個復合解決方案，由一個生物電位模擬前端 (AFE) IC、一個分立模擬濾波器和一個電源管理集成電路 (PMIC) 組成。此解決方案包含了將ECG功能快速輕松地集成到胸前佩戴的醫療和健身可穿戴設備所需的組件。 文章來源：貿澤電子 |
