高 麗，周笑麗

（西安工業(yè)大學 電信學院，陜西 西安 710032）

心臟病具有突發(fā)性強、發(fā)病危險性高的特點，是威脅人類生命的最嚴重疾病之一，其發(fā)病死亡率在美國、日本和歐洲等國家居第1位，在我國居第3位[1]。心電圖（Electrocardiogram，ECG）是心臟病病理研究、治療和診斷的主要依據(jù)，因此實施的心電監(jiān)護系統(tǒng)對預防和救治此類疾病具有十分重要的意義。

目前國內(nèi)對無線便攜式心電監(jiān)護儀的開發(fā)處于起步階段，因此市場上僅僅是存在便攜式心電監(jiān)護儀，并沒有得到很好的普及。大量資料顯示心電監(jiān)護儀一般是通過DSP,ARM,FPGA以及單片機的方法來實現(xiàn)的，如美國的HeartFAX系統(tǒng)、瑞典的Caliber Trigger Monitor系統(tǒng)、北京世紀今科的藍牙PDA型心電監(jiān)護系統(tǒng)[2]等。這些方法各有千秋，適當?shù)亟鉀Q了某一方面的問題，但往往存在著功耗大，成本高，攜帶不便等缺陷。文中所研究項目的適用對象是亞健康人群以及特殊行業(yè)工作人員,例如運動員、礦井下的工人等，目的是粗略檢查出被檢測人員的身體狀況是否出現(xiàn)異常，只有檢測出異常才能進一步了解具體情況。因此，低功耗的無線心電信號采集系統(tǒng)的研究與設計有重大而深遠的意義。

1 系統(tǒng)設計概述

基于無線網(wǎng)絡的心電監(jiān)護系統(tǒng)示意圖如圖1所示。它主要包括兩部分:心電監(jiān)護終端和醫(yī)院監(jiān)護中心?；颊唠S身攜帶的監(jiān)護終端由它上面的無線模塊通過外界網(wǎng)絡（internet）與監(jiān)護中心服務器相連接。監(jiān)護終端采集并處理患者的心電信號,所得到的心電數(shù)據(jù)通過該鏈路傳輸?shù)奖O(jiān)護中心服務器上,并由服務器上的心電分析軟件進行分析,醫(yī)生則根據(jù)軟件分析結果及自己的判斷來給患者適當?shù)尼t(yī)囑,必要時采取相應的救治措施。

圖1 系統(tǒng)示意圖FIg.1 System diagram

2 系統(tǒng)終端硬件設計

系統(tǒng)終端硬件設計如圖2所示，它是由數(shù)據(jù)采集與調(diào)理電路、MCU微控制器、zigbee通信模塊及電源模塊這幾部分構成。

圖2 系統(tǒng)終端硬件設計框圖Fig.2 Hardware design diagram of the terminal system

2.1 心電信號采集模塊

人體心電信號的頻率[3]主要集中在 0.05～100 Hz，幅度為10 μV～4 mV（典型值為 1 mV），是一種低頻率的微弱雙極性信號。在采集心電信號時，易受到儀器、人體活動等因素的影響，而且還常伴有干擾。其主要干擾首先是基線漂移，一般是由人體呼吸和心肌興奮所引起的，頻率低于1 Hz；其次是肌電干擾，是由肌肉興奮和收縮所致，其頻率范圍在5 Hz～2 kHz之間；再次是工頻干擾，其固定頻率[4]是50 Hz。另外，心電信號具有近場檢測的特點，離開人體微小的距離，就基本上檢測不到信號。針對以上心電信號的特點，調(diào)理電路的示意圖如圖3所示。

圖3 調(diào)理電路示意圖Fig.3 Diagram of signal regulate circuit

對信號調(diào)理電路的要求如下：1）信號放大是必須步驟，而且還應將信號放大到800～1 000倍，使其能夠符合A/D輸入端的要求；2）需盡可能地消除工頻干擾的影響；3）要解決由于呼吸等原因引起的基線漂移的問題；4）需考慮電路的輸入阻抗以及噪聲的問題。

在這部分中心電導聯(lián)方式是首先要解決的問題，目前廣泛應用的是國際標準十二導聯(lián)，分別為Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1～V6。aVR、aVL、aVF、V1～V6 為單極導聯(lián)，Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ導聯(lián)為雙極導聯(lián)，也稱為標準導聯(lián)，標準導聯(lián)的特點是能比較廣泛地反映出心臟的大概情況，如后壁心肌梗塞，心率失常等，在導聯(lián)Ⅱ或者導聯(lián)Ⅲ中可記錄到清晰的波形改變。所以在此選擇使用標準導聯(lián)Ⅲ[5]。

由于人體皮膚是高阻抗，而心電信號比較微弱，且存在多種信號干擾，所以前置放大電路中的芯片選擇顯得尤為重要。根據(jù)心電信號的特點以及電極的提取方式，要求前置級必須滿足以下條件：1）高輸入阻抗；2）高共模抑制比CMRR；3）低噪聲，低溫漂；4）高安全性，以保證人體的絕對安全。這里采用的前置放大器是Analog Devices公司的AD620AN，其主要特點是：電源供應范圍：+2.3～+18 V，高達 120 dB的共模抑制比，輸入偏置 60 μV,溫漂 0.6 μV，輸入阻抗為 1012GΩ,AD620的增益是通過1腳和8腳之間的電阻RG來調(diào)節(jié)的,可達1～1 000倍。增益的計算公式為:

為避免AD620的靜態(tài)工作點處于飽和狀態(tài)，選擇適宜的增益G=7。心電信號幅值屬于毫伏級，為了能清晰得到心電信號，須將信號增大至V（伏）級，即增大1 000倍，所以主放大電路的增益須為143左右。

心電信號中?；煊械皖l和直流干擾,其中,由于金屬電極、導電介質(zhì)和皮膚之間的化學反應而產(chǎn)生的直流偏壓是主要干擾成分,因此設計了截止頻率為0.05 Hz的二階高通濾波器來濾除這部分干擾。相應地,高頻干擾信號通過一個截止頻率為100 Hz的二階低通濾波器予以濾除。此外,采用由輔助運算放大器生成的共模電壓使共模信號反相,經(jīng)限流電阻回送至人體來抑制50 Hz工頻干擾。反相共模信號通過右腿驅動電極回送至人體,這對50 Hz工頻干擾而言是一種深度負反饋,因而可以有效加以抑制[7]。

心電信號經(jīng)過一系列的放大和濾波之后所得到的信號大多還屬于雙極性信號，這些信號最終是要經(jīng)過芯片CC2431將其進行A/D轉換以及其他的信號處理方式通過PC機將其顯示出來，而CC2431芯片的供電電壓為3.3 V，因而主放大電路后須加上電壓匹配電路。

2.2 MCU微控制器模塊

ATmel128L、MSP430等是比較常見常用的處理器，如若選擇它們，則需要再購置Freescale公司的MC13192/MC13193類似的無線收發(fā)器以及與I公司的CC2420芯片功能相同的無線通信芯片，才能使整個系統(tǒng)正常運行，這無形中就增加了系統(tǒng)成本，且從低功耗、體積小等角度考慮也不符合設計的初衷，而如果選擇的片內(nèi)部集成了RF無線收發(fā)功能的處理器，比如片上系統(tǒng)CC2430、CC2431以及EM250等，則這些問題都迎刃而解。此設計選擇芯片CC2431來處理心電信號的數(shù)據(jù)分析。

CC2431是TI公司推出的帶硬件定位引擎的片上系統(tǒng)（SoC）解決方案，內(nèi)部集成了射頻收發(fā)器、工業(yè)標準增強型8051MCU內(nèi)核、128 kB的Flash ROM和8 kB的RAM，具有8路輸入的8－14位的ADC和強大的DMA等功能，并內(nèi)置了ZigBee協(xié)議棧[8]，易于建立低成本的Zigbee網(wǎng)絡，具有一定的市場競爭力。CC2431芯片采用0.18 μm CMOS工藝生產(chǎn)，工作時的電流損耗為27 mA；在接收和發(fā)射模式下，電流損耗分別低于27 mA或25 mA。CC2430/CC2431的休眠模式和轉換到主動模式的超短時間的特性，特別適合那些要求電池壽命非常長的應用。

2.3 無線通信模塊

對于此系統(tǒng)而言，采用ZigBee技術相當便捷。ZigBee技術是一種近距離、低復雜度、低功耗、低速率、低成本的雙向無線通訊技術，主要用于距離短、功耗低且傳輸速率不高的各種電子設備之間進行數(shù)據(jù)傳輸以及典型的有周期性數(shù)據(jù)、間歇性數(shù)據(jù)和低反應時間數(shù)據(jù)傳輸?shù)膽谩?/p>

ZigBee協(xié)議棧由一系列分層結構組成,每一層為上一層提供服務[9]。數(shù)據(jù)實體提供數(shù)據(jù)傳輸服務,管理實體提供其他功能服務。每種服務實體通過服務接入點(SAP)為上層提供接口?；赯igBee網(wǎng)絡軟件分層結構如圖4所示。

圖4 Zigbee體系結構模型Fig.4 Structure model of ZigBee system

2.4 軟件設計

系統(tǒng)的軟件設計主要包括單片機底層軟件和醫(yī)院管理中心上位機監(jiān)護軟件。單片機底層軟件設計使用的是IAR Embedded Workbench（EW8051）集成開發(fā)環(huán)境，并利用 TI提供的帶有操作系統(tǒng)的免費ZigBee2006協(xié)議棧組成強大的網(wǎng)絡。上位機軟件采用C++面向對象語言編寫，內(nèi)含串口驅動程序，通過串口和ZigBee中心節(jié)點連接，負責接收并顯示所采集的數(shù)據(jù)，控制中心對患者的心電數(shù)據(jù)可實時監(jiān)控。軟件流程圖如圖5所示。

圖5 系統(tǒng)軟件流程圖Fig.5 System software flow chart

2.5 電源模塊

心電信號調(diào)理電路主要是由3種放大器來完成：AD620，TLC2254，CC2431。而它們的工作電壓又各不相同，如表1所示，須挑選一種芯片來完成各個電壓間的轉換，使系統(tǒng)能正常工作。芯片AD620AN和TLC2254需要-5 V的電壓供電，因而需要將+5 V的電壓轉換到-5 V，這里采用的芯片是ICL7660；處理器需要+3.3 V的工作電壓，將+5 V的電壓轉化為+3.3 V的電壓，這里采用的是芯片LM1117。

表1 電源管理Tab.1 Power supply manage

3 電路性能檢驗

通過心電信號頻率特性分析，在整個頻段用正弦波輸入，在電路輸出端測得輸出信號，整個頻段信號的放大線性度較好。運用Multisim等相關仿真軟件對電路進行檢測，放大以及濾波效果均為良好，證明此前端電路設計合理。所測瞬態(tài)電流數(shù)值在6.5 mA左右，基本符合低功耗的初衷。

4 結束語

ZigBee網(wǎng)絡是低功耗、低成本、高可靠性的無線傳感器網(wǎng)絡，其在家庭監(jiān)護應用中具有廣闊的前景。文中介紹了一種基于ZigBee網(wǎng)絡的心電信號監(jiān)護系統(tǒng)，體積小便于攜帶，運用ZigBee無線網(wǎng)絡方式使整個系統(tǒng)的成本大大地降低，并且無線網(wǎng)絡的方式使病人的活動范圍不必拘泥于病房之中。這個系統(tǒng)將其擴展之后可以應用于脈搏，血壓，血氧飽和度等等多種人體生理信息的監(jiān)護。

[1]王保華.心電技術面向未來--紀念心電圖機發(fā)明100周年[J].中國醫(yī)療器械雜志，2003，27(6)：390-391.WANG Bao-hua.ECG technology for the future—The 100th anniversary of the invention of electrocardiogram machine[J].Chinese Journal of Medical Instrumentation，2003，27 （6）:390-391.

[2]周瑋寧，施榮，沈邊豐.基于藍牙技術的無線醫(yī)療監(jiān)護系統(tǒng)[J].現(xiàn)代電子技術，2004，27（l）:77-80.ZHOU Wei-ning SHI Rong，SHEN Lian-feng.The wireless medical telemetry system based on bluetooth[J].Modern Electronic Technique，2004，27（1）:77-80.

[3]李鑫.基于ARM、藍牙通信的心電采集系統(tǒng)的設計[D].西安：西北工業(yè)大學，2007.

[4]高秉新.心電向量圖圖譜[M].北京：北京醫(yī)科大學&中國協(xié)和醫(yī)科大學聯(lián)合出版社，1995.

[5]余學飛.現(xiàn)代醫(yī)學電子儀器原理與設計[M].廣州：華南理工大學出版社，2007.

[6]陳鎏.基于DSP的心電信號采集和系統(tǒng)分析[D].西安：西北工業(yè)大學，2007.

[7]呂英俊，楊雪.便攜式醫(yī)療監(jiān)護儀的研制[J].儀器儀表學報，2005，26（8）：484-486.LV Ying-jun，YANG Xue.Research of the portable medical monitor[J].Chinesse Journal of Scientific Instrument，2005，26（8）：484-486.

[8]Chipcon AS.SmartRF CC2430 Preliminary（rev.1.01）[EB/OL].（2005-09-15）.http://rocus.ti.com/docs/prod/folders/print/cc2430.html.

[9]Zig Bee Alliance.Zig Bee specification[EB/OL].（2005-05）[2011-09-20].http://www.zigbee.org.