俞文彬， 謝志軍

(寧波大學(xué) 信息科學(xué)與工程學(xué)院， 浙江 寧波 315211)

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基于穿戴式心電信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì)*

俞文彬， 謝志軍

(寧波大學(xué) 信息科學(xué)與工程學(xué)院， 浙江 寧波 315211)

應(yīng)對(duì)當(dāng)前心電信號(hào)(ECG)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的不足，設(shè)計(jì)了一種基于穿戴式心電信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，系統(tǒng)架構(gòu)由AD8232生物芯片、超低功耗微控制器MSP430FR5738以及Micro—SD卡組成。詳細(xì)介紹了系統(tǒng)軟硬件的具體設(shè)計(jì),并提出了一種動(dòng)態(tài)雙閾值的實(shí)時(shí)心率提取算法。通過對(duì)于本系統(tǒng)的功耗測(cè)試與實(shí)時(shí)心率算法的驗(yàn)證，得出本系統(tǒng)具備體積小、低功耗等穿戴式設(shè)備的優(yōu)越性。

心電信號(hào)； AD8232； 低功耗； 實(shí)時(shí)心率算法； 穿戴式設(shè)備

0 引 言

由于傳統(tǒng)心電信號(hào)(ECG)監(jiān)護(hù)儀存在體積大、價(jià)格昂貴以及不易于攜帶等缺點(diǎn)，一些便攜式心電信號(hào)監(jiān)測(cè)裝置便應(yīng)運(yùn)而生了。雖然已有一些便攜式心電監(jiān)測(cè)裝置[1]不僅集成了信號(hào)采集、波形顯示更甚至與相應(yīng)的手機(jī)APP進(jìn)行交互等功能，但是此類便攜式心電裝置還普遍存在的缺陷是功耗較高、戴在人體身上略顯突兀以及在非靜止?fàn)顟B(tài)，對(duì)于實(shí)時(shí)心率節(jié)拍的提取存在較大的誤差。

本文設(shè)計(jì)了一種尺寸極小、功耗超低的可穿戴式心電信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。本系統(tǒng)去除了一般心電信號(hào)監(jiān)測(cè)裝置中屬于雞肋功能的藍(lán)牙通信模塊，取而代之加入了Micro-SD卡模塊。該系統(tǒng)不僅連續(xù)采集人體心電信號(hào)儲(chǔ)存于Micro-SD卡中，同時(shí)實(shí)時(shí)計(jì)算人體的心率，當(dāng)出現(xiàn)心率異常時(shí)可發(fā)出預(yù)警信號(hào)。

1 總體設(shè)計(jì)

本文設(shè)計(jì)的基于穿戴式心電信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)主要由心電信號(hào)采集模塊、微控制器模塊、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)模塊以及為各個(gè)模塊提供工作電壓的電源模塊組成，其總體設(shè)計(jì)框架如圖1所示。心電信號(hào)采集模塊負(fù)責(zé)采集人體微弱的心電信號(hào)，并對(duì)其進(jìn)行濾波放大處理；控制器模塊對(duì)采集模塊預(yù)處理之后的心電信號(hào)進(jìn)行AD采樣，優(yōu)化處理和心率計(jì)算以及對(duì)其他外圍電路的控制；存儲(chǔ)器模塊由Micro-SD卡及其外圍電路組成，將采集到的心電信號(hào)以文本形式存儲(chǔ)。

圖1 系統(tǒng)總體框架圖

2 硬件設(shè)計(jì)

2.1 電源模塊設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)中的心電信號(hào)采集模塊、微控制器模塊以及數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器模塊的工作電壓均為3.3 V，故本系統(tǒng)的電源模塊采用3.3 V電源系統(tǒng)。出于可穿戴式設(shè)備體積小的特點(diǎn)，本系統(tǒng)采用兩粒松下CR1632(單個(gè)供電電壓為3 V，容量為125 mAh)供電，使用LM1117—3.3 V穩(wěn)壓芯片將6 V電壓降為3.3 V作為系統(tǒng)電壓。

2.2 心電信號(hào)采集模塊設(shè)計(jì)

2.2.1 CJMCU—AD8232芯片介紹

心電信號(hào)的頻率范圍為0.05～100 Hz，幅度范圍為0～4 mV，屬于低頻微弱小信號(hào)。心電信號(hào)中混雜著諸多干擾，如肌電噪聲、工頻干擾、基線漂移以及運(yùn)動(dòng)偽跡等，所以,心電信號(hào)采集模塊需在有效提取出微弱的心電信號(hào)的同時(shí)將對(duì)各種噪聲起到最大的抑制。本系統(tǒng)采用CJMCU—AD8232生物芯片為核心器件，搭配相應(yīng)的外圍電路進(jìn)行設(shè)計(jì)。該生物芯片具有在運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下提取、放大以及過濾微弱生物電信號(hào)作用，這使得后級(jí)低功耗A/D轉(zhuǎn)換器(ADC)或微控制器可輕松采樣該生物芯片的輸出信號(hào)。圖2為該芯片的功能框圖，從圖中可知，該生物芯片集成了儀表放大器(100倍)、運(yùn)算放大器、右腿驅(qū)動(dòng)放大器以及導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)電路等，按照該芯片數(shù)據(jù)手冊(cè)搭配以相應(yīng)的外圍電路即可提取系統(tǒng)所需的心電信號(hào)。

圖2 AD8232功能框架圖

2.2.2 0.05 Hz高通濾波器

因心電信號(hào)的頻率范圍為0.05～100 Hz，所以，心電信號(hào)采集電路須濾除0.05 Hz以下的低頻干擾信號(hào)，如基線漂移噪聲[2]。本系統(tǒng)在AD8232生物芯片的儀表放大器輸出端加以簡(jiǎn)單的交流耦合RC實(shí)現(xiàn)雙極點(diǎn)高通濾波器[3]。具體電路如圖3所示。

圖3 高通濾波器電路圖

2.2.3 100 Hz低通濾波器

在活動(dòng)狀態(tài)下，心電信號(hào)中將會(huì)夾雜大量的100 Hz以上的運(yùn)動(dòng)偽跡噪聲，本系統(tǒng)結(jié)合AD8232生物芯片的運(yùn)算放大器搭載簡(jiǎn)單的電阻器和電容器構(gòu)成雙極點(diǎn)低通濾波器[4]消除100 Hz以上的高頻干擾信號(hào)，具體電路如圖4所示。心電信號(hào)采集電路的總增益達(dá)到1100倍，滿足系統(tǒng)要求。

圖4 低通濾波器電路圖

2.2.4 心電信號(hào)采集完整電路

根據(jù)上述設(shè)計(jì)完成以AD8232為主芯片的完整的心電信號(hào)采集電路如圖5所示。

圖5 心電信號(hào)采集模塊電路圖

將LA,RA,RL引腳接上電極片與人體左胸、右胸和右下腹位置相連接，OUTPUT引腳與示波器信號(hào)輸入引腳相連接，上電之后，可觀測(cè)到心電信號(hào)。

2.3 微控制器模塊設(shè)計(jì)

圖6 微控制器接口電路圖

2.4 存儲(chǔ)器模塊設(shè)計(jì)

存儲(chǔ)器模塊通過SPI接口與微控制器進(jìn)行數(shù)據(jù)交互，將人體的心電信號(hào)以文本的形式保存以供后期專業(yè)醫(yī)療人員對(duì)于心電數(shù)據(jù)進(jìn)行分析。為了將系統(tǒng)的尺寸更一步縮小，本系統(tǒng)采用內(nèi)存為32 GB的Micro—SD卡作為存儲(chǔ)器。圖7為存儲(chǔ)器模塊接口電路。

圖7 微控制器接口電路圖

3 軟件設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)的軟件主要有主程序、定時(shí)器中斷程序以及實(shí)時(shí)心率算法程序三部分組成。主程序循環(huán)檢測(cè)是否有定時(shí)器中斷發(fā)生以及實(shí)時(shí)心率是否超出正常范圍；定時(shí)器中斷程序設(shè)定相應(yīng)的時(shí)間進(jìn)入中斷去讀取A/D轉(zhuǎn)換器讀取的心電信號(hào)數(shù)據(jù)后存入Micro—SD中；實(shí)時(shí)心率算法程序?qū)/D轉(zhuǎn)換后的心電信號(hào)數(shù)據(jù)進(jìn)行分析計(jì)算出實(shí)時(shí)心率。

3.1 主程序

主程序完成系統(tǒng)初始化工作之后便進(jìn)入主循環(huán)，在主循環(huán)中等待定時(shí)器中斷和調(diào)用實(shí)時(shí)心率計(jì)算函數(shù)獲取被測(cè)人的實(shí)時(shí)心率，判定心率是否在正常范圍內(nèi)，如超出，則以發(fā)出閃爍LED作為報(bào)警信號(hào)，具體流程如圖8所示。

圖8 主程序時(shí)序圖

3.2 定時(shí)器中斷程序

根據(jù)奈奎斯特采樣定理[6]，當(dāng)采樣頻率大于原始信號(hào)最高頻率的2倍以上，采樣之后的數(shù)字信號(hào)才能完整地保留原始信號(hào)中信息。由于心電信號(hào)中有用成分的最高頻率是100 Hz，采樣頻率必須在200 Hz以上才能確保心電信號(hào)的信息不被丟失。由于采樣頻率越高會(huì)導(dǎo)致功耗越高，本系統(tǒng)采用200 Hz頻率進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換器采樣，故單片機(jī)需要0.005 s進(jìn)一次定時(shí)器中斷，讀取相應(yīng)的值，具體流程如圖9。

圖9 定時(shí)器中斷程序時(shí)序圖

3.3 實(shí)時(shí)心率算法

(4)沖擊能量較大時(shí)，正交各向異形板的四角區(qū)域向上翹起(圖3c)，最大向上位移達(dá)-1.0×10-3 m。

本文設(shè)計(jì)的實(shí)時(shí)心率算法的核心思想是動(dòng)態(tài)雙閾值，以R波波峰值作為其中一個(gè)閾值，以QRS波寬度作為另外一個(gè)閾值。目前的實(shí)時(shí)心率算法都只注重R波波峰這一個(gè)特征值，如文獻(xiàn)[7]中的差分閾值算法，本文經(jīng)過大量的ECG數(shù)據(jù)分析，得出QRS波寬度亦可作為計(jì)算實(shí)時(shí)心率的一個(gè)特征值。

3.3.1 濾除基線漂移

雖然本系統(tǒng)的心電信號(hào)采集電路已對(duì)基線漂移噪聲進(jìn)行了濾波處理，但是心電信號(hào)中或多或少會(huì)存在一些基線漂移噪聲；再者，基線漂移的存在會(huì)對(duì)本算法的準(zhǔn)確性造成較大的誤差，所以,本文選取一種代碼開銷小(降低功耗)的方法對(duì)心電信號(hào)數(shù)據(jù)進(jìn)行預(yù)處理，設(shè)未處理的心電信號(hào)為ECG(i)。

1)首先對(duì)心電信號(hào)取均值

(1)

2)再將ECG數(shù)據(jù)包中的每個(gè)數(shù)據(jù)與平均值做差得到ECG2

(2)

3)找出ECG2中最小的值ECGmin，將ECG2中的每個(gè)數(shù)據(jù)與ECGmin做差，得到基線漂移糾正后的數(shù)據(jù)

(3)

3.3.2 雙動(dòng)態(tài)閾值提取

選取連續(xù)2s的400個(gè)心電信號(hào)數(shù)據(jù)依次找出2個(gè)最大值(2s一般可以找出1～2個(gè)R波波峰)，找到離每個(gè)最大值各自最近的最大值乘以0.7的臨界點(diǎn)，計(jì)算這兩個(gè)臨界點(diǎn)的間距(根據(jù)大量的數(shù)據(jù)研究得出，以200Hz采樣是間距點(diǎn)在6個(gè)左右)，即圖10中標(biāo)注的dqrs，若間距點(diǎn)小于3或者大于10以上，將拋棄這個(gè)最大值，認(rèn)為是一個(gè)干擾，間距點(diǎn)在3～10之間認(rèn)為是一個(gè)正常的R波波峰，將這幾個(gè)最大值進(jìn)行平均后乘以0.7為R波波峰值閾值，將幾個(gè)dqrs進(jìn)行平均置為QRS波寬閾值。

圖10 雙動(dòng)態(tài)閾值提取圖

3.3.3 實(shí)時(shí)心率提取

選取20s的4000個(gè)數(shù)據(jù)存入數(shù)組作為實(shí)時(shí)心率算法樣本數(shù)據(jù)。從第一個(gè)數(shù)據(jù)開始逐一與R波波峰值閾值進(jìn)行比較，若大于，則記錄該數(shù)據(jù)點(diǎn)的下標(biāo)位置n1，同時(shí)將標(biāo)志位Flag置為1，然后尋找比波峰動(dòng)態(tài)閾值小的第一個(gè)數(shù)據(jù)，記錄該數(shù)據(jù)點(diǎn)的下標(biāo)位置為n2，同時(shí)標(biāo)志位Flag清零，計(jì)算Δn=n1-n2.

若Δn在QRS波寬閾值合理范圍內(nèi)，則計(jì)數(shù)器counter加1;否則,略過，認(rèn)為是一個(gè)干擾。如此反復(fù)，直至比較完4 000個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)，則實(shí)時(shí)心率

rate=counter×60/20.

(4)

4 測(cè)試結(jié)果

4.1 系統(tǒng)尺寸測(cè)量

本系統(tǒng)的PCB板子使用AltiumDesignerSummer09軟件繪制，該軟件中具有測(cè)量PCB長(zhǎng)寬功能。在PCB文中的菜單欄選擇Place然后Dimesion(測(cè)量)就可測(cè)量相應(yīng)的參數(shù)。本系統(tǒng)的尺寸測(cè)量結(jié)果如圖11，系統(tǒng)板長(zhǎng)不到4.2cm，寬度不足2.6cm。

圖11 系統(tǒng)尺寸圖

4.2 系統(tǒng)功耗測(cè)試

將電流表與本系統(tǒng)的電源正極串聯(lián)，是本系統(tǒng)處于處于正常監(jiān)測(cè)人體心電信號(hào)工作狀態(tài)，此時(shí)電流表上顯示的電流值即為當(dāng)前電路消耗的平均電流，實(shí)驗(yàn)測(cè)試，本系統(tǒng)的平均電流Iav=2.3mA。本系統(tǒng)采用的兩粒紐扣電池的總?cè)萘繛?50mAh，假設(shè)本系統(tǒng)一天24h全天工作，根據(jù)式(5)

(5)

可知本系統(tǒng)大概可以不間斷監(jiān)測(cè)人體心電信號(hào)4～5天，比當(dāng)前已有的心電信號(hào)監(jiān)測(cè)裝置只能維持1天左右的使用時(shí)間大大的提升，簡(jiǎn)而言之，本系統(tǒng)的功耗非常低。

4.3 實(shí)時(shí)心率算法準(zhǔn)確性測(cè)試

測(cè)驗(yàn)分別使用本文的動(dòng)態(tài)雙閾值心率算法與文獻(xiàn)中的差分閾值算法對(duì)同一組心電數(shù)據(jù)進(jìn)行心率計(jì)算。經(jīng)過多次測(cè)試，測(cè)得結(jié)果如圖12所示，從圖中可知，本系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)雙閾值算法統(tǒng)計(jì)誤差更小。

圖12 兩種算法誤差對(duì)比圖

5 結(jié) 論

本文設(shè)計(jì)的基于穿戴式心電信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)采用先進(jìn)的生物芯片AD8232取代傳統(tǒng)分立式元件設(shè)計(jì)的心電信號(hào)采集電路，不僅體積小，功耗低，而且采集到的信號(hào)失真小；采用最新鐵電存儲(chǔ)技術(shù)的MSP430FR5738作為微控制器，更進(jìn)一步優(yōu)化了本系統(tǒng)的功耗，經(jīng)過測(cè)試本系統(tǒng)能夠不間斷工作4～5天。本文提出的一種動(dòng)態(tài)雙閾值算法用于實(shí)時(shí)心率算法的提取，該算法代碼開銷小，錯(cuò)誤率低。

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Design of ECG monitoring system based on wearable device*

YU Wen-bin， XIE Zhi-jun

(College of Information Science and Engineering,Ningbo University,Ningbo 315211,China)

To deal with shortcomings of current ECG monitoring system,design an ECG monitoring system based on wearable device.This system is mainly composed of an AD8232 biochip,ultra low power consumption Micro-controller MSP430FR5738 and a Micro-SD card.Introduce the specific designs of system software and hardware are introduced detailedly and a realtime heart rate extraction algorithm is proposed with dynamic double threshold value.By testing power consumption of this system and by verifying realtime heart rate algorithm,it is concluded that this system has many advantages of wearable devices,such as small volume and low power consumption.

ECG; AD8232; low power consumption; realtime heart rate algorithm; wearable devices

2015—06—03

國(guó)家自然科學(xué)基金資助項(xiàng)目(60902097)；寧波市自然科學(xué)基金資助項(xiàng)目(2013A610044)；“信息與通信工程”浙江省重中之重學(xué)科開放基金資助項(xiàng)目(XKXL1422);可穿戴多生理參數(shù)監(jiān)護(hù)設(shè)備研發(fā)項(xiàng)目(HK2014000139)

10.13873/J.1000—9787(2015)09—0065—04

TP 302

A

1000—9787(2015)09—0065—04

俞文彬(1989-)，男，浙江紹興人，碩士研究生，研究方向?yàn)闊o線傳感器網(wǎng)絡(luò)、智能可穿戴設(shè)備。