如何在不提高心率的情况下将心电图添加到您的可穿戴设备中

在这个设计解决方案中，我们回顾了生物电势理论，以及如何使用连接到胸戴式设备的湿电极或干电极来测量ECG。然后，我们考虑调理ECG信号的挑战，以便以最小的功耗进行精确测量。最后，我们提出了一种由生物电位AFE IC、分立模拟滤波器和PMIC组成的复合解决方案。

介绍

看起来健康和健身监测器的下一件大事将是心电图（ECG）功能，但是如果您的可穿戴设备没有它怎么办？当您的潜在客户群跳上离开的心电图列车时，您会感觉到您的压力水平上升，而您对此无能为力。当然，您无法足够快地将此功能添加到您的可穿戴设备中以赶上？如果只是在可穿戴设备中添加ECG不是那么昂贵和耗时的工作。

也许你终究可以放松一下。在本设计解决方案中，我们回顾了在胸戴式可穿戴设备中测量ECG信号的理论和实践，然后提出了一种复合解决方案，以加快设计工作并显着减少利用这一新兴技术所需的时间。

什么是生物电势？

生物电位测量需要放置两个或多个电极与患者身体的皮肤接触，以检测心脏产生的小电信号。然后将信号调理并发送到微处理器进行存储、计算和/或显示。心电图（ECG或EKG）是与心肌相关的电信号相对于时间的测量和图形表示。R-R间期是心脏周期性电信号的峰值幅度之间的时间，也称为R峰值（图2）。

图2.典型心电图波形中的 R-R 间期。

ECG和R-R测量可用于心率监测，以帮助诊断特定的心脏病，例如心律失常。然而，这些疾病可能难以诊断，因为它们并不总是出现在临床环境中。可穿戴设备使医疗专业人员能够在医院环境之外长时间监测患者。这为他们提供了更多信息，以协助检测和诊断。对于认真的健身爱好者，ECG可以在训练时深入了解峰值运动间隔。

使用胸带进行测量

与皮肤接触的电极（湿式或干式）用于接收ECG信号。通常用于临床用途，它们是湿电极，使用粘性凝胶粘附在身体上。对于胸带或胸带应用，电极是干燥的。电极通常是两个焊盘，制成弹性和导电材料，连接到小型、密封和电池供电的电子电路。电子设备在与主机设备进行无线通信之前提供ECG信号处理和数据转换，通常使用蓝牙。为了保持佩戴舒适的轻质、低调设备，传感器电子设备通常由单个纽扣电池供电。在开始基于胸带的心电图和心率传感器设计时，有几个设计挑战和重要的考虑因素。®

电极和输入电路

电极需要与主体的良好连接，以提供足够振幅的可靠信号以进行检测。电极尺寸和材料特性也会影响检测到的信号质量和电平。虽然使用干电极比使用湿式电极方便得多（您可以穿上和取下它们），但干电极最初放置在身体上时具有非常高的阻抗。这意味着ECG信号可能会衰减，从而产生小信号。这种“干启动”情况通常持续很短的时间，直到佩戴者充分锻炼开始出汗，然后降低阻抗并增加信号电平。为了适应干启动，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水平。此外，虽然在医院环境中测量ECG需要在静止的病人上使用多个电极，但这对于便携式设备的移动佩戴者来说是不切实际的，因为便携式设备的电极数量应保持在最低限度（理想情况下不超过两个，即单通道）。

模拟域中的运动伪像

当身体在运动过程中移动时，有几个因素会干扰信号质量。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导致对ECG信号的干扰。如果要保持ECG信号质量，就必须消除这些运动伪影的这种干扰。通常，来自两个电极焊盘的信号上或共同会出现此类运动伪影，因此模拟前端的共模抑制比（CMRR）需要尽可能高。此外，应该注意的是，传感器电子设备越重，设备在使用时就越有可能反弹，从而产生额外的运动伪影。

功耗

为了保持胸带的舒适性和实用性，外形尺寸必须尽可能保持非侵入式，从而将容纳电子设备和电源的空间（理想情况下是单个纽扣电池）降至最低。反过来，这需要极低的功耗，因为产生的任何热量都可能给佩戴者带来不适，同时也会缩短电池寿命。

集成解决方案

平衡这些关键设计考虑因素具有挑战性。实现准确读数所需的信号质量水平，同时在小巧、耐用、轻便的外形中保持可靠、低功耗的运行并非易事。在下一节中，我们提出了一种逐步的方法，将ECG测量功能添加到胸戴式可穿戴设备中。

第 1 步：模拟前端

检测ECG信号所需的AFE需要几种不同的构建模块。其中包括带低通滤波器的输入放大器、PGA和具有数字滤波选项的高精度ADC。显然，在可穿戴设备的密闭空间中，AFE的离散实现是不可行的。因此，需要采取综合办法。在为胸戴式可穿戴设备选择集成生物电位ECG AFE时，需要注意一些重要的规格和功能。理想情况下，由于前面讨论的原因，它应该使用具有非常高串联电阻（> 500MΩ）和高CMRR（>100dB）的单个输入通道。除了符合 ESD 标准 （IEC61000-4-2） 和 EMI 滤波外，IC 还应能够检测引线是否已连接（即使在睡眠模式下）或在正常工作中它们是否已与佩戴者脱落，同时还具有从过压条件（例如除颤）中快速恢复的能力。此功能必须以尽可能低的功耗提供。

图3显示了满足这些要求的可穿戴设计中使用的完全集成的生物电位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，并且还在同一封装中执行心率检测。类似的ECG AFE IC不执行心率检测，而是依靠微控制器来执行计算，这通常会消耗额外的40μW功率。该AFE的典型电流消耗仅为150μW（比同类器件低近70%），可使用单节纽扣电池供电。它符合IEC60601-2-47 ECG规范，适用于临床和健身应用。

图3.生物电位AFE IC。

步骤 2：设计运动伪影带通滤波器

在将电极信号转换为数字域之前，最好在模拟域中消除或减少运动伪影。实现此目的的主要方法是使用高通和低通滤波器减少带宽。对于示例IC，可以通过将外部电容CHPF连接到CAPP和CAPN引脚来设置单极点高通转折频率，如图4所示。使用的值应将高通转折设置为 5Hz，特别是对于高运动使用，例如大多数运动和健身应用。对于临床应用，这可以低得多，通常低至 0.5Hz 甚至 0.05Hz。当几乎没有运动时，这为诊断提供了更高质量的心电图信息。

图4.输入模拟带通滤波器网络。

图5显示了胸带应用的模拟带通波特图。

图5.胸带的模拟带通滤波器波特图。

CHPF的值为100nF，将高通转折设置为最低5Hz，但对于高运动要求，可能高达7Hz（CHPF的电容为68nF）。低通滤波器由 CAPP 和 CAPN 引脚左侧的组件设置，即 RECGP、RECGN （1MΩ）、CCMEP 和 CCMEN （4.7nF）。这将共模低通转角设置为34Hz，最适合在干启动期间限制衬衫或衣服噪音。限制高端带宽对于衰减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，使得电阻热噪声的和方根（RSS）和ECG通道的输入噪声不应超过单独的输入噪声。不使用差模电容CDME，但建议进行实验，将共模低通滤波器的性能与差模低通滤波器进行比较，因为每种设计都有自己的噪声源。

设计PCB和选择组件的建议：

如果可能，在信号路径中使用C0G型陶瓷电容器，以减少信号失真;对于心电图路径，这包括 C聚氯乙烯， C二甲醚， CCMEP和 C嘀嘀.

将分立元件放置在ECG IC附近，并保持走线尽可能短。对于差分信号（ECGP/E中广核） 保持等长和对称的迹线以保持较高的 CMRR。

在设备下方使用单个接地层（AGND 和 DGND 不应分开）。

第 3 步：电源选项

根据所使用的电池类型，有多种选择可以为整个可穿戴设备供电。最简单的选择是使用线性稳压器（图 6）从纽扣电池创建一个通用的 1.8V 直流电源轨，通常从 3.4V 到 2.2V 不等。但是，这种方法不是特别节能。

图6.简单的线性压差稳压器电源方案。

虽然使用降压稳压器代替LDO可以提高效率，但最佳解决方案是使用PMIC，如图7所示。

图7.PMIC 和 3VDC 纽扣电池。

使用此类解决方案的优点是，PMIC可以为微控制器、模拟前端和数字接口提供单独的电源输出。

总结

我们回顾了生物电势理论以及如何使用连接到胸戴式设备的湿电极或干电极来测量ECG。然后，我们考虑了调理ECG信号的挑战，以便以最小的功耗进行精确测量。最后，我们提出了一种由生物电位AFE IC、分立模拟滤波器和PMIC组成的复合解决方案。该解决方案分析了快速轻松地将心电图功能集成到胸戴式健康和健身可穿戴设备中所需的组件。

审核编辑：郭婷