唐 琪，梁劭華，陳志平

（廣東電網(wǎng)公司佛山供電局 廣東 佛山 528000）

當(dāng)今，心臟病幾無地域，年齡之分，對于電網(wǎng)工作人員尤其是巡線工人來說，心臟病的危害尤為嚴(yán)重。心臟病來勢快、發(fā)病急，巡線工人長期工作于惡劣環(huán)境中，平時有心臟異常卻很難發(fā)現(xiàn)，一旦感覺到不適可能為時已晚，很容易錯過最好的診療機(jī)會，因此對心臟病的24小時實時監(jiān)測具有非常重要的意義[1]。心電和心音是監(jiān)測和診斷心臟疾病最常用的兩種方法。國內(nèi)外已經(jīng)有不少便攜式心電監(jiān)測的產(chǎn)品，如蘋果公司的iPhoneECG套和中衛(wèi)萊康的“心博士”心電檢測儀都能實時測量心電圖。但鮮有針對心音監(jiān)測的便攜式裝置的研究，更遑論將兩種系統(tǒng)合二為一的便攜式實時監(jiān)測裝置?；诖?，本文設(shè)計了一款實用性強(qiáng)的實時監(jiān)測裝置，可同時監(jiān)測受檢者的心電信號和心音信號。該監(jiān)測系統(tǒng)具備測量準(zhǔn)確、結(jié)構(gòu)緊湊、低功耗三大特征，可對受檢者進(jìn)行24小時實時監(jiān)測。

1 兩種監(jiān)測系統(tǒng)的統(tǒng)一依據(jù)

從理論上分析，心音信號與心電信號的處理與一般模擬信號的流程相同。都要經(jīng)過放大，濾波，AD轉(zhuǎn)換的過程。從信號本身特征來看，心電為電信號，有效幅值在0.5～5 mV之間，頻率在0.05～120 Hz之間；心音為聲波的振動，有效頻率在20～200 Hz之間[2]。因此兩者都需通過低通和高通濾波器來濾掉范圍以外的頻率，并通過放大器將信號放大到ADC便于處理的幅值范圍。兩種監(jiān)測系統(tǒng)的模擬前端，都可由圖1表示。不同之處在于心電信號可直接由心電電極片獲取，而心音信號必須首先通過拾音頭和駐極體傳聲器將振動轉(zhuǎn)換為電信號，因此兩者選用不同的采集端[3-7]。

圖1 模擬前端Fig.1 Analog front-end

另外，因為兩種信號的頻率范圍不同，若采用傳統(tǒng)的模擬前端，為了分別濾除無效信號，必須采用兩種濾波電路，這會使模擬前端的體積變大，而且模擬域的處理亦會帶來溫漂和噪聲等其他一些問題。所以本文將心電和心音監(jiān)測中傳統(tǒng)的模擬端濾波轉(zhuǎn)移到數(shù)字端，這樣不但避免了溫漂和噪聲，而且通過適當(dāng)?shù)鼐幊炭梢詫Σ煌男盘柌捎貌煌臑V波閾值。因此，若要將心電監(jiān)測和心音監(jiān)測兩種不同的系統(tǒng)結(jié)合起來共用一套設(shè)備，并且要實現(xiàn)該設(shè)備的便攜化和長時間實時監(jiān)測的功能，必須盡可能簡化裝置的電路，縮小裝置的體積，降低裝置的功耗，還必須通過完整的程序來使裝置能夠準(zhǔn)確處理兩種不同信號并能在在兩者之間進(jìn)行有效切換。本文將通過硬件和軟件兩方面的設(shè)計，來實現(xiàn)上述目的。

2 硬件系統(tǒng)設(shè)計

整個監(jiān)測系統(tǒng)可劃分為信號采集裝置、基于Android智能手機(jī)的ECG數(shù)據(jù)記錄儀（顯示儀）以及服務(wù)終端，如圖2所示。其中采集裝置為系統(tǒng)的主體，亦是本文的設(shè)計內(nèi)容。

圖2 監(jiān)測系統(tǒng)Fig.2 Monitoring system

裝置的模擬前端選用TI公司的ADS1294芯片，該芯片功耗極低，且有4個24 Bit的ADC通道，24 Bit的分辨率使得心電和心音信號無需經(jīng)過放大就可以被ADC轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號。兩種信號可以同時采集并在模擬域進(jìn)行處理。ADS1294的數(shù)據(jù)輸出端和控制端都采用SPI協(xié)議，主控器則通過SPI協(xié)議來設(shè)置ADC的采樣模式并接收兩個通道依次發(fā)過來的轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)。裝置的主控器選擇TI公司的MSP430F6單片機(jī)芯片。本設(shè)計充分利用了該單片機(jī)的接口，其中USB接口用于單片機(jī)和PC之間傳輸數(shù)據(jù)；JTAG口用于向單片機(jī)下載程序；時鐘模塊用以矯正時鐘；藍(lán)牙模塊作為單片機(jī)和手機(jī)之間的數(shù)據(jù)通路；Flash用于存儲數(shù)據(jù)；電源管理模塊用于向各部分供電。裝置結(jié)構(gòu)如圖3所示。這樣設(shè)計出的硬件系統(tǒng)不但結(jié)構(gòu)簡單，集成化程度相當(dāng)高，而且功能齊備，可作為產(chǎn)品直接使用。尤為關(guān)鍵的是在各模塊設(shè)計時都充分考慮了功耗問題。

圖3 采集裝置結(jié)構(gòu)Fig.3 Acquisition device structure

主要元件功耗指標(biāo)如下：

鋰電池供電部分：直接接鋰電池供電，工作電壓在3.5～4.7 V之間。包括：電量計、實時時鐘芯片?？傠娏鳎弘娏坑嫻ぷ鳡顟B(tài) 103 μA，休眠 4 μA。 實時時鐘：0.25 μA。

模擬前端：采用一個帶使能端的LDO供電，電壓為3.0 V，每個通道工作時電流不到0.75 mA。

Flash：電壓為3.3 V。讀寫電流小于25 mA，休眠電流小于 10 μA。

MSP430部分：電壓3.3 V。所有系統(tǒng)時鐘處于激活狀態(tài)時電流實測為4 mA左右。

藍(lán)牙部分：電壓為3.3 V，實測匹配電流 20 mA，發(fā)送速率數(shù)據(jù)時約20 mA，匹配完成非發(fā)送狀態(tài)約12 mA，休眠狀態(tài)時為 65 μA。

采集裝置將信號進(jìn)行處理以后就可以發(fā)送給手機(jī)或PC進(jìn)行實時顯示。最后數(shù)據(jù)將存入服務(wù)器的數(shù)據(jù)庫中，以備隨時調(diào)用和分析。

3 軟件系統(tǒng)設(shè)計

為了使系統(tǒng)處于高效的運(yùn)行模式，軟件部分采用中斷模式加以處理。首先對主要模塊進(jìn)行軟件設(shè)計，然后通過適當(dāng)?shù)姆椒▽⒅M合到一起構(gòu)成高效的系統(tǒng)工作流程。而Flash模塊，USB模塊，電源和時鐘模塊等輔助部分的設(shè)計在此不予闡述。

3.1 對模擬前端的控制

首先MSP430對模擬前端ADS1294進(jìn)行控制，來設(shè)置采樣模式并接收轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)，控制流程如圖4所示。本文設(shè)定ADS1294通道一采集心電數(shù)據(jù)，通道二、三采集心音數(shù)據(jù)，心音用兩個通道采集是為了方便后面的消噪處理，各通道的數(shù)據(jù)先后進(jìn)入MSP430，通過選擇不同通道的數(shù)據(jù)來選擇當(dāng)前監(jiān)測何種信號，并通過選擇結(jié)果來處理相應(yīng)的信號。

圖4 配置模擬前端Fig.4 Configure the Analog Front-end

3.2 信號的處理

從模擬前端接收到的信號會含有各自的噪聲和干擾，因此必須對它們進(jìn)行數(shù)字處理，才能得到干凈的波形。對于心電信號來說，影響最大的干擾包括工頻干擾和基線漂移。對于心電信號的處理，詳見作者的另一篇論文《基于“創(chuàng)可貼”式心電監(jiān)測系統(tǒng)的心率提取算法》[8]，處理后的心電波形如圖5所示。

心音信號中同樣含有大量的噪聲，其中包括白噪聲和高頻噪聲。白噪聲在系統(tǒng)中一般表現(xiàn)為共模信號，因此高的共模抑制比可以大幅度的削弱它。而高頻噪聲一般在100 Hz以上，若在安靜的環(huán)境中，只需在嵌入式編程加入100 Hz的數(shù)字低通濾波器就可以較好地抑制噪聲，但若在嘈雜的環(huán)境中監(jiān)測心音信號，各種噪聲幅值會很大，甚至湮沒掉有效信號，圖 6（a）為嘈雜環(huán)境中的原始心音圖，圖 6（b）為其頻譜圖，100 Hz以上的噪聲將信號湮沒掉[9]。

圖5 處理后的心電圖Fig.5 The processed ECG

圖6 原始心音圖及其頻譜Fig.6 Original phonocardiograms and its spectrum

由此看來必須對原始心音信號進(jìn)行處理，本文運(yùn)用了CASA（Computational Auditory Scene Analysis）算法，對心音圖進(jìn)行了去噪處理[10]，分析去噪處理后的心音圖如圖7所示，高頻噪聲已經(jīng)得到很好的抑制，心音的有效信號能夠正常的繪制出來。

圖8 系統(tǒng)狀態(tài)機(jī)Fig.8 System State Machine

3.3 系統(tǒng)綜合設(shè)計流程

心電采集裝置的模塊較多，實時心電監(jiān)測系統(tǒng)的要正常工作必須將各部分軟件設(shè)計結(jié)合起來。在保證各個模塊之間并行不悖的基礎(chǔ)上高效的實現(xiàn)心電實時監(jiān)測的功能。

MSP430上電后首先為各個模塊分配IO口，再設(shè)置主時鐘和各個模塊工作的時鐘，然后對各個模塊進(jìn)行初始化，并判斷電量是否充足。為了在軟件設(shè)計中盡量的節(jié)省功耗，所有數(shù)據(jù)的傳輸模塊 （包括UART口，SPI口，I2C口等）都以中斷觸發(fā)，沒有數(shù)據(jù)傳送時這些模塊都處于休眠狀態(tài)，數(shù)據(jù)傳輸時再喚醒處理。當(dāng)所有初始化操作完成后當(dāng)程序進(jìn)入主循環(huán)。主循環(huán)以狀態(tài)機(jī)的形式進(jìn)行各模塊之間的轉(zhuǎn)換和運(yùn)行。如圖8所示。以此流程設(shè)計系統(tǒng)的運(yùn)行可以保證系統(tǒng)實時高效的進(jìn)行心電監(jiān)測，并大大降低了因程序運(yùn)行而產(chǎn)生的功耗。

4 裝置實物和實測結(jié)果

通過硬件和軟件兩方面的分析論證，最終設(shè)計出一款胸貼式的心電心音采集裝置。該裝置以上下兩塊薄PCB板組成，直徑3 cm，厚度1 cm，裝置上除裝有本文所述的各部分模塊，還裝有心電電極引線，心音拾音頭和駐極體傳聲器，100 mAV的電池，如圖9所示。將裝置貼在人體體表，分別測試心電圖和心音圖，并用智能手機(jī)編寫相應(yīng)的Android程序，最后實測到心電圖和心音圖如圖10所示，其中左圖為心音圖，右圖為心電圖。實際測量中該裝置一直開啟藍(lán)牙做實時的心電或心音監(jiān)測時，可連續(xù)工作8個小時，如果采用異常-報警機(jī)制，（即關(guān)閉藍(lán)牙傳輸，以MSP430分析采樣數(shù)據(jù)，發(fā)現(xiàn)異常后再開啟藍(lán)牙并以手機(jī)繪制波形 ）裝置可連續(xù)工作28個小時，達(dá)到了長時間實時監(jiān)測的目的。

圖10 實測結(jié)果Fig.10 Measured results

5 結(jié) 論

文中首先分析了心電和心音信號的異同，提出一種可同時監(jiān)測兩種信號的裝置。本文先從硬件結(jié)構(gòu)上設(shè)計出適合心電與心音兩種監(jiān)測方式的電路，并且通過對功率和體積的充分考量，采用了集成度高的電路模塊，實現(xiàn)了裝置的小體積和低功耗。然后，通過選擇適當(dāng)?shù)乃惴ǚ謩e對心電信號和心音信號進(jìn)行了去噪處理。通過硬件和軟件兩方面的研究最終設(shè)計出一款可以貼在人體胸口的可以長時間實時監(jiān)測的微型心電心音監(jiān)測裝置。

[1]楊佳雄，焦秉立.無線心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的設(shè)計與實現(xiàn)[D].北京:北京大學(xué)，2007.

[2]Fang W C，Huang H C.Design of heart rate variability processor for portable 3-lead ECG monitoring system-onchip[J].Expert Systems with Applications，2013（40）：1491-1504.

[3]Go A S，Mozaffarian D，Roger VL，et al.Heart disease and stroke statistics—2013 update:a report from the American Heart Association[C]//Circ 2013；127:6-245.

[4]Yoo J，Yan L，Lee S，et al.A wearable ECG acquisition system with compact planar-fashionable circuit board based shirt[C]//IEEE Trans.on Information Technology in Bio-Medicine，2009.

[5]Roman， Nicoleta，DeLiang W，et al.Speech segregation based on sound localization[J].The Journal of the Acoustical Society of America，2003（114）:2236.

[6]Yoo J，Yan L，Lee S，et al.A wearable ECG acquisition system with compact planar-fashionable circuit board based shirt[C].IEEE Trans.on Information Technology in Bio-Medicine，2009.

[7]Giustina D D，Riva M，Belloni F，et al.Embedding a multichannel environmental noise cancellation algorithm into an electronic stethoscope[C]//International Journal of Circuits，Systems and Signal Processing，2011.

[8]唐琪，王灣，楊開，等.基于“創(chuàng)可貼”式心電圖儀的心率算法的實現(xiàn)[J].電子設(shè)計工程，2013（20）:137-140.TANG Qi，WANG Wan，YANG Kai，etal.Heartrate algorithm based on a Band-Aid-like electrocardiogram[J].Electronic Design Engineering，2013（20）:137-140.

[9] Ying-wen Bai，Chao-lin Lu. The embedded digital stethoscope uses the adaptive noise cancellation filter and the type I Chebyshev IIR bandpass filter to reduce the noise of the heart sound[C]//IEEE，2005.

[10]賀專，李冬梅.雙麥克電子聽診器環(huán)境噪聲消除算法研究[D].北京：清華大學(xué)，2012.