将ECG功能添加到可穿戴设备 实现精准心率测量

简介

现在看来，医疗和健身监视器中下一个重要功能将是心电图 (ECG) 功能，但如果你的可穿戴设备没有呢？  你会感觉到自己的压力陡增，因为你的潜在客户群已经跳上了即将出发的ECG列车，而你却只能眼睁睁地看着他们离去。 当然，你没办法在自己的可穿戴设备中快速添加这项功能，那么现在追赶还来得及吗？ 如果只是往可穿戴设备中添加ECG功能，是不会耗费太多成本和时间的。

或许你可以放松一下。在这个设计方案中，我们利用在胸前佩戴的可穿戴设备中测量ECG信号的理论和实践，提出了一个复合解决方案，以加快设计速度并显著减少采用这项新兴技术所需的时间。

什么是电位？

生物电位测量需要将两个或两个以上的电极与患者的身体皮肤接触，以检测心脏产生的小电信号。然后对信号进行调节，并将其发送至微处理器进行存储、计算和/或显示。心电图（ECG或EKG）是与心肌关联的电信号随时间变化的测量和图形表示。R-R间期是指心脏周期性电信号峰值振幅之间的时间间隔，也称为R波峰（图1）。


图1：R-R间期是典型心电图波形。（资料来源：Maxim Integrated）

ECG和R-R测量可用于心率监测，以帮助诊断特定的心脏状况，如心律失常。这些情况可能很难诊断，因为它们在临床环境中不一定表现出来。可穿戴设备为医疗专业人员提供了在医院外长时间监控患者身体状况的能力， 为他们提供更多的信息来帮助检测和诊断。对于认真的健身爱好者，也可以通过心电图洞察训练时的巅峰表现间隔。

胸带测量

与皮肤接触的电极可以是湿电极或干电极，用来接收ECG信号。湿电极用粘性凝胶附着在身体上，通常用于临床诊断。胸带通常使用的是干电极。电极通常是用两个衬垫制成的弹性和导电材料，连接到一个小型、密封、电池供电的电子电路。电子设备先进行ECG信号处理和数据转换，然后一般使用蓝牙®将数据无线传输到主机设备。为了让设备轻薄小巧、佩戴舒适，传感器电子设备通常用一个纽扣电池供电。在开始设计基于胸带的ECG和心率传感器时，有多个设计挑战和重要考虑因素。

电极和输入电路

电极需要与身体有高质量的连接，以提供振幅足够的可靠信号进行检测。电极尺寸和材料特性也会影响检测信号的质量和电平。虽然干电极比湿电极方便很多（可以轻松放上去拿下来），但干电极刚放在身体上时，阻抗非常高。 这意味着ECG信号可能会衰减成为小信号。干电极启动问题通常持续时间很短，等到佩戴者充分锻炼开始出汗，就能降低阻抗并增加信号电平。为应对干电极启动问题，ECG通道模拟电路的输入阻抗应非常高，以便将衰减保持在最小程度。另外，虽然在医院测量心电图可以让患者身体固定并使用多个电极，但对于便携式设备的移动佩戴者来说这并不现实。电极数应尽量减少（理想情况下不超过两个，例如单通道）。

模拟信号中的运动伪影

在锻炼时随着身体的移动，有多个因素会影响信号质量。例如，在跑步或骑自行车时，衣服撞击身体和/或胸带的运动以及电极的运动都会对ECG信号形成干扰。要保持ECG信号质量，就必须从运动伪影中去除这种干扰。 一般情况下，这种运动伪影在来自两个电极垫的信号上都很常见，因此模拟前端的共模抑制比 (CMRR) 需要尽可能高。另外应该注意的是，传感器电子元件越重，在使用时越有可能弹起，从而产生更多的运动伪影。

功耗

为了使胸带保持舒适和实用，在形状上必须尽可能采用非侵入式，让电子设备和电源占用的空间尽量小（理想情况下用一个纽扣电池）。而这必然要求极低的功耗，因为产生的任何热量都可能会让佩戴者感到不适，同时也会缩短电池寿命。

一种集成解决方案

平衡这些关键的设计考虑因素非常具有挑战性。要实现准确读数所需的信号质量水平，同时以小型、耐用、轻便的外形尺寸保持可靠的低功耗运行，这并非易事。在下一节中，我们将提供详细步骤说明如何将ECG测量功能添加到胸前的可穿戴设备中。

第1步：模拟前端

检测ECG信号所需的模拟前端 (AFE) 有几个不同的构成模块， 其中包括一个带低通滤波器的输入放大器、一个可编程增益放大器 (PGA) 和一个带数字滤波选项的高精度模数转换器 (ADC)。显然，在可穿戴设备的有限空间内，分立式AFE是不现实的， 因此集成式AFE就应运而生。在为胸前的可穿戴式装置选择集成式生物电位ECG AFE时，应考虑一些重要的规范和功能。出于前面提到的原因，理想情况下应使用具有极高串联电阻 (> 500MΩ) 和高共模抑制比 (> 100dB) 的单输入通道。除了ESD合规性 (IEC61000-4-2) 和EMI滤波，集成电路 (IC) 还需要能够检测在正常工作状态下引线是已连接（即使在睡眠模式下），还是已与佩戴者分离，同时还要能够从过电压条件（如除颤）快速恢复。此功能必须以尽可能低的功耗提供。

(图2) 显示了满足这些要求的可穿戴设计中使用的全集成生物电位ECG模拟前端的功能框图。该设备的一个优点是，它使用一对电极（单通道）提供ECG波形，并在同一个包中执行心率检测。类似的ECG AFE IC不执行心率检测， 而是依赖微控制器来进行计算，这通常会额外消耗40μW的功率。该AFE的典型电流消耗仅为150μW（几乎比同类部件低70%），可使用单枚纽扣电池供电。它符合IEC60601-2-47 ECG规范，适用于临床和健身应用。


图2：生物电位AFE IC（资料来源：Maxim Integrated）

第2步：设计运动伪影带通滤波器

在将电极信号转换为数字信号之前，最好在模拟信号中除去或减少运动伪影。主要方法是通过使用高通和低通滤波器来减少带宽。对于示例IC，可以通过将外部电容器 (CHPF) 连接到CAPP和CAPN引脚来设置单极高通拐角频率，如(图3) 中所示。所用的值应将高通拐角频率设置为5Hz，特别是对于大运动量应用，如大多数体育和健身应用。对于临床应用来说，这个频率可以低很多，通常低到0.5Hz甚至0.05Hz。当身体不怎么移动或者完全不移动时，会为诊断提供更高质量的ECG信息。


图3：输入模拟带通滤波器网络。（资料来源：Maxim Integrated）

(图4) 显示了胸带应用的模拟带通波特图。


图4：胸带的模拟带通滤波器波特图。（资料来源：Maxim Integrated）

CHPF的值为100nF会将高通拐角频率设置为最小值5Hz，但对于大运动量应用，该频率可以设置到7Hz。这时需要将电容器的CHPF设置为68nF。组件将低通滤波器设置在CAPP和CAPN引脚的左侧，它们是RECGP、RECGN (1MΩ)、CCMEP和CCMEN (4.7nF)。这会将共模低通拐角频率设置为34Hz，最适合在干电极启动期间抑制衬衫或衣服的噪声。限制高端带宽对于减弱静电和高频信号的噪声也很重要。串联电阻RECGP和RECGN的阻抗应受到限制，使得电阻热噪声和ECG通道输入噪声的均方根 (RSS) 不应比单独的输入噪声大很多。不使用差模电容器CDME。尽管如此，我们还是建议做一个实验来比较共模低通滤波器和差模低通滤波器的性能，因为每种设计都可能有自己的噪声源。

设计PCB和选择组件时的建议：

●        尽量在信号通路中使用C0G型陶瓷电容器以减少信号失真；对于ECG通路，这包括CHPF、CDME、CCMEP和 CCMEN。
●        将分立元件放在靠近ECG IC的位置，让信号轨迹尽可能短。差分信号 (ECGP/ECGN) 保持等长对称的轨迹，以保持较高的共模抑制比 (CMRR)。
●        在设备下方使用一个接地层（AGND和DGND不应分开）。

第3步：电源选择

根据所使用的电池类型，有多个选项可以为整个可穿戴设备供电。最简单的选项是使用线性稳压器（图5），从一个典型电压为2.2V到3.4V的纽扣电池生成一个公共1.8V直流电轨。不过这种方法并不是特别节能。


图5：简单的低压差线性稳压器电源方案。（资料来源：Maxim Integrated）

虽然用降压稳压器代替LDO可以提高效率，但最好的解决方案是使用电源管理集成电路 (PMIC)，如(图6)所示。


图6：PMIC和3VDC纽扣电池。（资料来源：Maxim Integrated）

使用这种解决方案的优点是PMIC可以为微控制器、模拟前端和数字接口提供单独的功率输出。

结论

我们复习了生物电位理论，并说明了如何通过连接到胸前设备的湿电极或干电极，利用该理论来测量ECG信号。然后我们讨论了调节ECG信号，以最小功耗进行精确测量所面临的挑战。最后，我们提出了一个复合解决方案，由一个生物电位模拟前端 (AFE) IC、一个分立模拟滤波器和一个电源管理集成电路 (PMIC) 组成。此解决方案包含了将ECG功能快速轻松地集成到胸前佩戴的医疗和健身可穿戴设备所需的组件。


文章来源：贸泽电子