在這個設計解決方案中，我們回顧了生物電勢理論，以及如何使用連接到胸戴式設備的濕電極或干電極來測量ECG。然后，我們考慮調理ECG信號的挑戰，以便以最小的功耗進行精確測量。最后，我們提出了一種由生物電位AFE IC、分立模擬濾波器和PMIC組成的復合解決方案。

介紹

看起來健康和健身監測器的下一件大事將是心電圖（ECG）功能，但是如果您的可穿戴設備沒有它怎么辦？當您的潛在客戶群跳上離開的心電圖列車時，您會感覺到您的壓力水平上升，而您對此無能為力。當然，您無法足夠快地將此功能添加到您的可穿戴設備中以趕上？如果只是在可穿戴設備中添加ECG不是那么昂貴和耗時的工作。

也許你終究可以放松一下。在本設計解決方案中，我們回顧了在胸戴式可穿戴設備中測量ECG信號的理論和實踐，然后提出了一種復合解決方案，以加快設計工作并顯著減少利用這一新興技術所需的時間。

什么是生物電勢？

生物電位測量需要放置兩個或多個電極與患者身體的皮膚接觸，以檢測心臟產生的小電信號。然后將信號調理并發送到微處理器進行存儲、計算和/或顯示。心電圖（ECG或EKG）是與心肌相關的電信號相對于時間的測量和圖形表示。R-R間期是心臟周期性電信號的峰值幅度之間的時間，也稱為R峰值（圖2）。

圖2.典型心電圖波形中的 R-R 間期。

ECG和R-R測量可用于心率監測，以幫助診斷特定的心臟病，例如心律失常。然而，這些疾病可能難以診斷，因為它們并不總是出現在臨床環境中。可穿戴設備使醫療專業人員能夠在醫院環境之外長時間監測患者。這為他們提供了更多信息，以協助檢測和診斷。對于認真的健身愛好者，ECG可以在訓練時深入了解峰值運動間隔。

使用胸帶進行測量

與皮膚接觸的電極（濕式或干式）用于接收ECG信號。通常用于臨床用途，它們是濕電極，使用粘性凝膠粘附在身體上。對于胸帶或胸帶應用，電極是干燥的。電極通常是兩個焊盤，制成彈性和導電材料，連接到小型、密封和電池供電的電子電路。電子設備在與主機設備進行無線通信之前提供ECG信號處理和數據轉換，通常使用藍牙。為了保持佩戴舒適的輕質、低調設備，傳感器電子設備通常由單個紐扣電池供電。在開始基于胸帶的心電圖和心率傳感器設計時，有幾個設計挑戰和重要的考慮因素。?

電極和輸入電路

電極需要與主體的良好連接，以提供足夠振幅的可靠信號以進行檢測。電極尺寸和材料特性也會影響檢測到的信號質量和電平。雖然使用干電極比使用濕式電極方便得多（您可以穿上和取下它們），但干電極最初放置在身體上時具有非常高的阻抗。這意味著ECG信號可能會衰減，從而產生小信號。這種“干啟動”情況通常持續很短的時間，直到佩戴者充分鍛煉開始出汗，然后降低阻抗并增加信號電平。為了適應干啟動，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水平。此外，雖然在醫院環境中測量ECG需要在靜止的病人上使用多個電極，但這對于便攜式設備的移動佩戴者來說是不切實際的，因為便攜式設備的電極數量應保持在最低限度（理想情況下不超過兩個，即單通道）。

模擬域中的運動偽像

當身體在運動過程中移動時，有幾個因素會干擾信號質量。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導致對ECG信號的干擾。如果要保持ECG信號質量，就必須消除這些運動偽影的這種干擾。通常，來自兩個電極焊盤的信號上或共同會出現此類運動偽影，因此模擬前端的共模抑制比（CMRR）需要盡可能高。此外，應該注意的是，傳感器電子設備越重，設備在使用時就越有可能反彈，從而產生額外的運動偽影。

功耗

為了保持胸帶的舒適性和實用性，外形尺寸必須盡可能保持非侵入式，從而將容納電子設備和電源的空間（理想情況下是單個紐扣電池）降至最低。反過來，這需要極低的功耗，因為產生的任何熱量都可能給佩戴者帶來不適，同時也會縮短電池壽命。

集成解決方案

平衡這些關鍵設計考慮因素具有挑戰性。實現準確讀數所需的信號質量水平，同時在小巧、耐用、輕便的外形中保持可靠、低功耗的運行并非易事。在下一節中，我們提出了一種逐步的方法，將ECG測量功能添加到胸戴式可穿戴設備中。

第 1 步：模擬前端

檢測ECG信號所需的AFE需要幾種不同的構建模塊。其中包括帶低通濾波器的輸入放大器、PGA和具有數字濾波選項的高精度ADC。顯然，在可穿戴設備的密閉空間中，AFE的離散實現是不可行的。因此，需要采取綜合辦法。在為胸戴式可穿戴設備選擇集成生物電位ECG AFE時，需要注意一些重要的規格和功能。理想情況下，由于前面討論的原因，它應該使用具有非常高串聯電阻（> 500MΩ）和高CMRR（>100dB）的單個輸入通道。除了符合 ESD 標準 （IEC61000-4-2） 和 EMI 濾波外，IC 還應能夠檢測引線是否已連接（即使在睡眠模式下）或在正常工作中它們是否已與佩戴者脫落，同時還具有從過壓條件（例如除顫）中快速恢復的能力。此功能必須以盡可能低的功耗提供。

圖3顯示了滿足這些要求的可穿戴設計中使用的完全集成的生物電位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，并且還在同一封裝中執行心率檢測。類似的ECG AFE IC不執行心率檢測，而是依靠微控制器來執行計算，這通常會消耗額外的40μW功率。該AFE的典型電流消耗僅為150μW（比同類器件低近70%），可使用單節紐扣電池供電。它符合IEC60601-2-47 ECG規范，適用于臨床和健身應用。

圖3.生物電位AFE IC。

步驟 2：設計運動偽影帶通濾波器

在將電極信號轉換為數字域之前，最好在模擬域中消除或減少運動偽影。實現此目的的主要方法是使用高通和低通濾波器減少帶寬。對于示例IC，可以通過將外部電容CHPF連接到CAPP和CAPN引腳來設置單極點高通轉折頻率，如圖4所示。使用的值應將高通轉折設置為 5Hz，特別是對于高運動使用，例如大多數運動和健身應用。對于臨床應用，這可以低得多，通常低至 0.5Hz 甚至 0.05Hz。當幾乎沒有運動時，這為診斷提供了更高質量的心電圖信息。

圖4.輸入模擬帶通濾波器網絡。

圖5顯示了胸帶應用的模擬帶通波特圖。

圖5.胸帶的模擬帶通濾波器波特圖。

CHPF的值為100nF，將高通轉折設置為最低5Hz，但對于高運動要求，可能高達7Hz（CHPF的電容為68nF）。低通濾波器由 CAPP 和 CAPN 引腳左側的組件設置，即 RECGP、RECGN （1MΩ）、CCMEP 和 CCMEN （4.7nF）。這將共模低通轉角設置為34Hz，最適合在干啟動期間限制襯衫或衣服噪音。限制高端帶寬對于衰減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，使得電阻熱噪聲的和方根（RSS）和ECG通道的輸入噪聲不應超過單獨的輸入噪聲。不使用差模電容CDME，但建議進行實驗，將共模低通濾波器的性能與差模低通濾波器進行比較，因為每種設計都有自己的噪聲源。

設計PCB和選擇組件的建議：

如果可能，在信號路徑中使用C0G型陶瓷電容器，以減少信號失真;對于心電圖路徑，這包括 C聚氯乙烯， C二甲醚， CCMEP和 C嘀嘀.

將分立元件放置在ECG IC附近，并保持走線盡可能短。對于差分信號（ECGP/E中廣核） 保持等長和對稱的跡線以保持較高的 CMRR。

在設備下方使用單個接地層（AGND 和 DGND 不應分開）。

第 3 步：電源選項

根據所使用的電池類型，有多種選擇可以為整個可穿戴設備供電。最簡單的選擇是使用線性穩壓器（圖 6）從紐扣電池創建一個通用的 1.8V 直流電源軌，通常從 3.4V 到 2.2V 不等。但是，這種方法不是特別節能。

圖6.簡單的線性壓差穩壓器電源方案。

雖然使用降壓穩壓器代替LDO可以提高效率，但最佳解決方案是使用PMIC，如圖7所示。

圖7.PMIC 和 3VDC 紐扣電池。

使用此類解決方案的優點是，PMIC可以為微控制器、模擬前端和數字接口提供單獨的電源輸出。

總結

我們回顧了生物電勢理論以及如何使用連接到胸戴式設備的濕電極或干電極來測量ECG。然后，我們考慮了調理ECG信號的挑戰，以便以最小的功耗進行精確測量。最后，我們提出了一種由生物電位AFE IC、分立模擬濾波器和PMIC組成的復合解決方案。該解決方案分析了快速輕松地將心電圖功能集成到胸戴式健康和健身可穿戴設備中所需的組件。

審核編輯：郭婷