Los circuitos integrados de micropotencia eliminan la acidez estomacal de los diseños de monitores de frecuencia cardíaca

piensa brevemente

Utilizando una variedad de los últimos componentes IC de micropotencia y alta precisión, se puede diseñar un monitor de frecuencia cardíaca (HRM) de baja potencia que también incluye funciones adicionales. Este artículo describe estos componentes y características.

Los rigores de diseñar un monitor de frecuencia cardíaca portátil son suficientes para provocarle a cualquiera un caso de angina. Primero, los monitores cardíacos deben cumplir con los más altos estándares de seguridad, confiabilidad y precisión. Los diseñadores también deben lidiar con las limitaciones de energía de las baterías monocelda. Agregue la demanda del mercado de funcionalidad adicional, pero sin aumento de espacio, potencia o costo a la lista de requisitos, y la acidez de estómago se asienta.

Afortunadamente, hay alivio. Utilizando una variedad de los últimos componentes IC de micropotencia y alta precisión, se puede diseñar un monitor de frecuencia cardíaca (HRM) de baja potencia que también incluye funciones adicionales.

La función más importante de los circuitos integrados de bajo consumo es prolongar la duración de la batería de un HRM, que mide la frecuencia cardíaca de un paciente en tiempo real o la registra para su estudio posterior. Los HRM portátiles funcionan con baterías durante largos períodos de tiempo y requieren un bajo consumo de corriente. Las baterías de bajo voltaje se han utilizado durante muchos años como la única fuente de alimentación en los monitores Holter y otros sistemas de ECG portátiles para garantizar la seguridad. Lo último que necesita un paciente cardíaco o un equipo sensible es un corte de línea de voltaje "caliente". Los microcircuitos integrados funcionan con bajo voltaje y baja corriente, lo que ahorra energía de la batería.

MALA parte delantera analógica

El objetivo principal de HRM es calcular la frecuencia cardíaca y mostrar las ondas de ECG, y también debe proporcionar detección de derivaciones. La Figura 1 muestra el diagrama de bloques del diseño HRM. El front-end analógico utiliza amplificadores de instrumentación de micropotencia (in-amps) y amplificadores operacionales (op amps), así como un microconvertidor, que incluye un convertidor de analógico a digital (ADC) de 12 bits, un convertidor de muestreo y adquisición. y procesador digital. Los datos procesados ​​se envían a una computadora para su visualización.

Figura 1. Un microamplificador integrado es un excelente amplificador de entrada para monitorear la frecuencia cardíaca

Un microamplificador de entrada es un excelente amplificador de entrada. La baja potencia, el tamaño pequeño, la alta relación de rechazo de modo común (CMRR) sobre frecuencia y la entrada y salida de riel a riel son ideales para aplicaciones alimentadas por batería. Un amplificador de micropotencia de alto rendimiento resuelve muchos de los desafíos típicos de medir el potencial de la superficie del cuerpo, que oscila entre 0,2 mV y 2 mV. El mejor amplificador de entrada para esta aplicación debe tener un CMRR alto para ayudar a rechazar señales de modo común, como ruido de línea o EMI de alta frecuencia del equipo de la sala de operaciones. La salida de riel a riel facilita un amplio rango dinámico, lo que permite mayores ganancias que los amplificadores típicos. Además, los diseñadores deben buscar amplificadores de entrada de micropotencia que implementen un filtro RC natural que reduzca el ruido de alta frecuencia cuando se utilizan resistencias de entrada en serie frente al amplificador.

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Después del amplificador de entrada de micropotencia en la cadena de señal principal, se implementó una red de retroalimentación integradora con un capacitor de 4.7 μF y una resistencia de 100 kΩ para establecer la frecuencia de corte de -3 dB desde el filtro de paso alto. Rechaza cualquier compensación de CC diferencial que pueda desarrollarse a partir de la sobretensión de la semicelda del electrodo. Un amplificador operacional de micropotencia proporciona una ganancia adicional de 13x para amplificar la señal débil. Un filtro Bessel activo de paso bajo de segundo orden suprime las señales por encima de los 50 Hz.

Dado que el circuito funciona con batería, conectar el voltaje de referencia del circuito al paciente permite que el paciente actúe como referencia, lo que aumenta el rechazo del modo común. Esto es importante cuando se miden las señales de ECG. Tenga en cuenta que algunas máquinas generan energía al pedalear, por lo que no se utiliza aislamiento.

Referencia

Este diseño supone que la señal de ECG está entre 0,2 mV y 2 mV. Para evitar que la señal se bloquee y maximizar el rango dinámico del ADC (0 V a 1,25 V), se agrega una polarización de 0,625 V. Como se muestra en la Figura 2, un divisor de resistencia y un búfer generan una referencia de 0,625 V, que también se utiliza para polarizar la señal de ECG, como se muestra en la Figura 1.

Figura 2. Un divisor de resistencia y un búfer generan una referencia de 0,625 V

El HRM debe proporcionar una alerta si un electrodo hace un contacto eléctrico deficiente. Cuando se usa junto con dos resistencias de 20 MΩ en las entradas del amplificador de entrada de micropotencia (consulte la Figura 1), las resistencias compensan las entradas cuando un electrodo cae de un paciente. En funcionamiento normal, el voltaje de referencia es la salida del amplificador de micropotencia; si un electrodo cae, la salida pasa a 0 V. La figura 3 muestra el circuito para detectar la ausencia de un cable; la salida del amplificador de micropotencia está conectada a la entrada del circuito detector.

Figura 3. La salida en amperios se conecta a la entrada del circuito del detector de cables

De hecho, el circuito de detección de desacoplamiento es un comparador de histéresis realizado mediante un amplificador. Un comparador de alta ganancia determina si un voltaje de entrada es mayor o menor que un voltaje de referencia y genera un voltaje que representa el signo de la diferencia neta. La histéresis elimina la inestabilidad del ruido mediante el uso de pequeñas cantidades de retroalimentación positiva. En operación con suministro único, la referencia debe cambiarse para que el circuito opere completamente en el primer trimestre. La figura 4 muestra cómo se puede lograr esto. El divisor de resistencia (R2 y R1) crea un voltaje de referencia positivo que se compara con la entrada. Las ecuaciones de diseño de la puerta de CC se muestran en la Figura 4.

Figura 4. Operación del comparador en operación de suministro único

Con referencia a la Figura 3, R1 = 5,1 kΩ, R2 = R3 = 2,4 MΩ, VCC = 3,3 V, VLO = 0V, vVaya = 3,3 V. Utilizando la fórmula de la Figura 4,
calculamos:

Ecuación 1

En funcionamiento normal, la salida V debe ser un micro amplificador de potenciaÁRBITRO, por lo que la salida del comparador es 0 V cuando el cable está apagado. La salida del amplificador de micropotencia también es 0 cuando la salida del comparador aumenta a 3,3 V. Según el modo de interrupción del microcontrolador, el flanco ascendente o el nivel alto pueden interrumpir el microcontrolador. Cuando el cable se vuelve a encender, la salida del comparador cae a 0 V y el flanco descendente o el nivel bajo pueden activar la interrupción.

Procesamiento de señales en el microconvertidor

La figura 5 muestra la salida analógica del HRM. Podemos ver ruido de 50 Hz junto con una línea de alimentación de 220 V. La señal recibida se puede procesar con un filtro de muesca digital en el microondas. Para ello se diseñó un filtro FIR de segundo orden, basado en una frecuencia de muestreo de 200 Hz. Usando el método de colocación de polo cero, el filtro de muesca fue diseñado para suprimir la interferencia de 50 Hz.

Figura 5. El monitoreo de la salida de la salida muestra ruido además de la línea de alimentación.

FDATool MATLAB, que se muestra en la Figura 6, se utilizó para diseñar el filtro superior. En el diagrama de polos y ceros, se colocan dos ceros en un paso de ±π/2. Con una frecuencia de muestreo de 200 Hz, se eliminará el componente de 50 Hz.

Figura 6. Utilizando FDATool de MATLAB, se diseña un filtro de muesca digital para eliminar el ruido

Los ceros se colocan en un círculo unitario, el coeficiente del FIR es su número entero, por lo que la carga computacional del microconvertidor se reducirá significativamente. La función de transferencia es la siguiente:

ecuación 2

La función de transferencia se puede convertir en un algoritmo recursivo programable,

Ecuación 3

lugar:
nosignifica valor actual
n − 1 significa el valor en el instante anterior, y así sucesivamente.
Según el coeficiente, el código C se muestra en la Figura 7.

La Figura 8 muestra la onda de ECG después el filtro de muesca digital. Se elimina el ruido de 50 Hz.

Figura 7. Filtro de muesca de código C

Figura 8. Forma de onda de ECG, menos ruido, mostrada en una computadora

Tabla 1. Los resultados del experimento cumplen con el estándar de error de lectura permitido
Frecuencia cardíaca MPS450 (lpm)30406080100120140160180200
Valor calculado (lpm)30406080100120140160180198
Error de lectura (lpm)2
Error de lectura (porcentaje)1%

Precisión del cálculo de la frecuencia cardíaca

El rango mínimo permitido del medidor de frecuencia cardíaca es de 30 lpm a 200 lpm, con un error de lectura permitido de "no más de ±10 % de la frecuencia de entrada, o ±5 lpm, lo que sea mayor", de acuerdo con las normas ANSI/AAMI EC13 : 2002 para monitores de frecuencia cardíaca, medidores de frecuencia cardíaca y alarmas.

Este diseño de HRM utiliza un simulador de ECG multiparámetro Fluke MPS450 para generar la señal de ECG en la entrada de la placa HRM a diferentes frecuencias cardíacas. El microconvertidor toma muestras de la salida de la tarjeta y calcula el valor de la frecuencia cardíaca, que luego se transfiere a una computadora para su visualización.

Consumo de energía

El HRM está diseñado para funcionar con baterías de litio o monocelda, de modo que pueda utilizarse en aplicaciones portátiles, como el seguimiento deportivo, durante un largo período de tiempo. La parte frontal analógica debería funcionar de 1,8 V a 5 V.

Con un suministro de 3,3 V, la interfaz analógica consume 300 µA y el microconvertidor consume 330 µA (usando un reloj de sistema interno de 1 MHz). El consumo de corriente total del HRM es de 660 µA. Suponiendo que la capacidad de la batería de una sola celda es de 50 mA, la batería puede proporcionar alrededor de 75 horas de tiempo de funcionamiento, una cantidad de tiempo muy respetable para un monitor portátil, que podría ser más en los circuitos integrados de baja potencia.

Referencias

AD8236. Amplificador de instrumentación de 40 µMicropower con cero distorsión diagonal. Dispositivos analógicos, Inc., 2009.

ANSI/AAMI EC13:2002. msgstr "Monitores cardíacos, medidores de frecuencia cardíaca y alarmas". Asociación para el Avance de la Instrumentación Médica. 2007.

Firth, Jon y Errico, Paul. Una selección de circuitos integrados de baja potencia y bajo voltaje para las necesidades del sistema de ECG. Diálogo analógico, volumen 29, número 3, 1995.

Maghimi, Reza. Tratar la inestabilidad comparativa con histéresis. Diálogo analógico, volumen 34, número 7, 2000.

Sokolov, Steve. Microamplificadores de potencia de muy baja tensión (VS <3 V, yoSY < 500 µA)—Selección y uso. Diálogo analógico, volumen 29, número 3, 1995.

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