李紅利，于 軍，肖 磊，張先文，李月軍

（1.天津工業(yè)大學 電氣工程與自動化學院，天津 300387；2.清華大學 粒子技術(shù)與輻射成像教育部重點實驗室，北京 100084；3.杭申集團有限公司技術(shù)開發(fā)部，杭州 311234）

心臟是人體最重要的器官，與人的健康息息相關(guān)。心血管疾病是當前國人面臨的最大健康問題之一，但是心血管疾病患者往往突然發(fā)病，現(xiàn)有的臨床檢查手段無法長期跟蹤監(jiān)測患者情況。為了更好地預防和管理心血管疾病，有必要設(shè)計一款可穿戴設(shè)備以便對心血管慢性疾病患者進行長期連續(xù)的監(jiān)測。

心沖擊圖（BCG）信號是由于心臟搏動和血液在大動脈流動而引起的人體對外壓力或體表位移的變化，反應(yīng)了心臟的力學特性[1-2]，是一種非接觸式、無感覺的心臟監(jiān)護方法。BCG 信號最早由Gordon[3]于1877年提出，但對BCG 信號的科學研究直到1936年Staar等[4]建立了一個BCG 信號采集系統(tǒng)才正式開始。早期BCG 信號研究主要集中于20 世紀30年代到70年代，受限于當時的技術(shù)，采集設(shè)備十分笨重、龐大，限制了BCG 信號技術(shù)的發(fā)展。但隨著數(shù)字信號處理技術(shù)和傳感器技術(shù)的發(fā)展，壓電薄膜、加速度傳感器廣泛地應(yīng)用于BCG 信號采集設(shè)備中，但目前采集設(shè)備大多還處在原理樣機的階段[5-7]。同時，各種信號處理方法也被應(yīng)用于BCG 信號的處理中，用于心跳定位與特征提取，例如Jansen 等[8]提出的模板匹配算法，Passasmaa等[9]提出的聚類定位心跳的方法，Kortelainen 等[10]提出的基于倒頻譜的心率計算方法。ECG 信號檢查是一種傳統(tǒng)的臨床心臟檢查方法，隨著傳感器技術(shù)和信號處理技術(shù)的發(fā)展，心電圖（ECG）的測量變得越來越簡單快捷，ECG 信號采集設(shè)備和信號處理技術(shù)已經(jīng)十分成熟[11-13]。許多臨床疾病會造成氧供給的缺乏，這將直接影響細胞正常的新陳代謝，對心血管慢性疾病患者來說，血氧飽和度的長期監(jiān)測顯得尤為重要[14-15]。

本文設(shè)計并實現(xiàn)了一種可穿戴多生理信號采集系統(tǒng)，從硬件、固件和軟件3 個方面實現(xiàn)了心沖擊信號、心電信號、脈搏血氧信號的聯(lián)合采集。與以往只能測試單個信號的設(shè)備相比，此設(shè)備可同時測量3 種信號并實時顯示在移動端APP 上，既可用于對病人的日常護理監(jiān)測，也可作為健康監(jiān)測的依據(jù)，穿戴簡單，操作方便，隨時可以測試，不需要專業(yè)操作人員。

1 系統(tǒng)描述

整個系統(tǒng)分為3 層：硬件層、固件層和軟件層。系統(tǒng)整體框架如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)整體框圖Fig.1 Block diagram of whole system

1.1 硬件層

本系統(tǒng)的硬件部分包括以下6 個模塊：微處理器（micro control unit，MCU）、BCG 信號采集模塊、ECG信號采集模塊、脈搏血氧信號采集模塊、電池電源管理模塊、WiFi 模塊。系統(tǒng)硬件框架如圖2所示，硬件實物如圖3所示。

圖2 系統(tǒng)硬件框架圖Fig.2 Block diagram of hardware

圖3 硬件實物圖Fig.3 Hardware picture

（1）微處理器設(shè)計：由于本文提出的可穿戴設(shè)備無法裝載大體積大容量電池，同時需要讀取多種芯片數(shù)據(jù)，并對信號進行實時處理與傳輸，因此，為滿足系統(tǒng)要求，本文選取STM32L476 芯片（意法半導體，意大利）。該芯片具有優(yōu)異的實時性能、豐富的外設(shè)功能和杰出的功耗控制，能滿足系統(tǒng)低功耗、高性能的要求。

（2）BCG 信號采集模塊：目前采集BCG 信號的新型設(shè)備體積較大，為了實現(xiàn)BCG 信號采集的可穿戴化，本文選取微機電系統(tǒng)（micro-electro-mechanical systems，MEMS）加速度計LIS2HH12（意法半導體，意大利）來采集BCG 信號，該加速度計具有小型化、高靈敏度的特點，分辨率為16 位，測量范圍±2 g，加速度計將采集的數(shù)據(jù)通過集成電路總線（inter-intergrated circuit，IIC）傳至MCU。

（3）ECG 信號采集模塊：為了擺脫傳統(tǒng)心電測量需要繁冗接線的束縛，本文采用圖4所示柔性織物干電極，通過單導聯(lián)方式采集心電信號。該電極由鍍銀尼龍紗線刺繡而成，并在這些刺繡電極表面通過電化學方法沉積AgCl。由于心電信號非常微弱，幅值在0.01～4 mV，本文選擇專用于生物電信號片上系統(tǒng)（system on chip，SOC）的芯片ADS1292（德州儀器，美國）作為模擬采集前端。通過ADS1292 低噪聲可編程放大器對微弱的心電信號進行放大，并通過該芯片的高精度24位ADC 進行模數(shù)轉(zhuǎn)換，最后通過串行外設(shè)接口（serial peripheral interface，SPI）將數(shù)據(jù)傳至MCU。

圖4 織物干電極實物圖Fig.4 Physical map of fabric dry electrode

（4）脈博血氧信號采集模塊：選取AFE4400（德州儀器，美國）作為血氧信號采集的模擬前端。該器件集成了模數(shù)轉(zhuǎn)換器、LED 發(fā)射部件、故障檢測診斷部件，具有靈活性高、功耗低、性能高的特點，適用于可穿戴小型化血氧信號采集裝置，AFE4400 將采集的血氧信號通過SPI 的通訊方式傳至MCU。

（5）電池電源管理模塊：系統(tǒng)由3.7 V 鋰電池供電，并通過TPS73733 轉(zhuǎn)換為3.3 V 電壓供系統(tǒng)使用，通過LTC2950 微功率、寬輸入電壓范圍、按鈕接通/關(guān)斷控制器對系統(tǒng)電源進行開關(guān)控制。通過BQ24040 芯片對鋰電池進行充電，該芯片具有自動啟動、可編程充電電壓和閾值、高精度等特點，能提高系統(tǒng)可靠性。

（6）WiFi 模塊：通過USR-C210（有人科技，中國）超低功耗模塊接收來自APP 端的指令，并發(fā)送BCG、ECG 和脈搏血氧3 種信號。該模塊具有體積小、功耗低、信號強的特點。

1.2 固件層

（1）系統(tǒng)首先進行初始化，即配置相應(yīng)通用輸入/輸出（general purpose input output）；配置IIC、SPI、USART 3 種通訊方式；系統(tǒng)中斷配置；配置ADS1292、AFE4400、LIS2HH12 3 種芯片。

（2）然后系統(tǒng)進入待機模式，等待接收來自移動端APP（軟件層）的指令。

（3）當軟件層與系統(tǒng)建立連接之后，進入喚醒模式。

（4）最后，系統(tǒng)根據(jù)軟件層指令進行交互，發(fā)送相應(yīng)信號數(shù)據(jù)，此時系統(tǒng)處于工作模式。

1.3 軟件層

上位機程序基于Intellij IDEA（JetBrains 公司，捷克）開發(fā)平臺，使用Java 語言編寫，在安卓終端運行，與系統(tǒng)硬件進行交互。軟件層與硬件層通過WiFi 建立連接后，實時接收來自硬件層的數(shù)據(jù)，并對硬件層采集的ECG 信號、BCG 信號和血氧信號進行數(shù)據(jù)包的解析；在軟件層中植入數(shù)字濾波算法，濾除3 種信號的各類干擾和噪聲，對處理后的3 種信號進行波形顯示。

2 系統(tǒng)測試

2.1 測試方法

選取實驗室5 名健康人樣本，其中男性4 名，女性1 名，基本信息如表1所示。在測試前使用EW3106電子血壓計（松下，日本）和文獻[16]中所述方法測量血壓和心率。

表1 被測者基本信息Tab.1 Basic information of testees

從穿戴舒適性、系統(tǒng)功耗和信號質(zhì)量3 個方面對系統(tǒng)進行測試：

（1）穿截舒適性。本系統(tǒng)可穿戴實現(xiàn)形式如圖5所示，該設(shè)備穿著在胸部上方，血氧探頭采取可拆卸式。測試系統(tǒng)的穿戴舒適性時，被測者進行正常的活動[17]，當被測者感覺到不適或者出現(xiàn)其他問題使得測試無法進行時，停止測試并統(tǒng)計測試時長和出現(xiàn)問題。

圖5 系統(tǒng)可穿戴實現(xiàn)形式Fig.5 Wearing form of wearable system

（2）系統(tǒng)功耗。測試方法如圖6所示，將系統(tǒng)硬件與一個阻值為2.2 Ω、精度為1%的電阻串聯(lián)，使用可編程直流電源DP832（普源，中國）對其進行供電。在固件層中為系統(tǒng)設(shè)計了待機模式、工作模式、喚醒模式3 種工作模式，分別測試3 種模式下電阻兩端的電壓和電流，以此獲取系統(tǒng)功耗。

圖6 系統(tǒng)功耗測試原理Fig.6 Principle of system power test

（3）信號質(zhì)量。測試時讓被測者處于坐姿平靜呼吸的狀態(tài)，測試2 min 被測者信號并保存數(shù)據(jù)；通過安卓端進行直觀的信號觀察，保存數(shù)據(jù)；通過Matlab 統(tǒng)計5名被測者2 min 內(nèi)通過BCG 和ECG 得出的心跳次數(shù)和通過脈搏血氧信號得到的脈率，進行對比分析。

2.2 結(jié)果分析

2.2.1 穿戴舒適性

整個設(shè)備質(zhì)量只有245 g，在持續(xù)2.5 h 的測試過程中，5 名被測者并未發(fā)現(xiàn)有任何不適感。

2.2.2 系統(tǒng)功耗

在工作電壓一樣的前提下，用電流表示功耗信息更直觀，更符合專業(yè)習慣，所以本文采用電流大小代替功率的高低來做對比?？纱┐髟O(shè)備對功耗控制要求較高，本文通過選取功耗較低的芯片和對固件進行優(yōu)化設(shè)計來控制系統(tǒng)功耗。表2為3 種模式下實際測量得到的電流和理論電流對比。由表2可知，實際測量的電流大于理論電流，這可能是由于電路板的雜散電流影響每個元器件的功耗所導致的。

表2 理論電流和實際電流對比Tab.2 Comparison between theoretical current and actual current

2.2.3 信號質(zhì)量

系統(tǒng)采集的3 種信號效果如圖7所示。

圖7 移動端APP 波形顯示Fig.7 Display of waveform in mobile terminal APP

由圖7可以看出：3 種信號波形特征明顯；ECG 信號QRS 波群特征明顯[18]；脈搏血氧信號波形中主波、降中峽和重博波特征明顯[19]；BCG 信號HIJK 波群特征明顯[20]。其中，信號顯示不連續(xù)的原因為：每種信號繪制方式為繪制完每一個單獨的信號顯示屏之后，從屏幕左側(cè)開始重新繪制。

統(tǒng)計5 名被測者2 min 的BCG 信號J 峰和ECG信號R 峰得到心跳次數(shù)，通過脈搏血氧波形得到脈率，如表3所示。

表3 2 min 內(nèi)被測者心跳次數(shù)和脈搏次數(shù)統(tǒng)計Tab.3 Heart rate and pulse rate of testees in 2 min

表3中出現(xiàn)同一名被測者2 種心跳次數(shù)和脈搏次數(shù)不一致的情況，這是因為相比于ECG 信號的R峰，BCG 信號的J 峰和脈搏血氧信號的峰值有一定時間的滯后，在2 min 的信號中，最后一次心跳發(fā)生之后，這次心跳對應(yīng)的BCG 信號和脈搏血氧信號因為滯后特點沒有顯示。

3 結(jié) 論

本文設(shè)計并實現(xiàn)了一種高性能小型化可穿戴多生理信號采集裝置，從穿戴舒適性、系統(tǒng)功耗對采集裝置進行測試，得到以下結(jié)論：

（1）本文可穿戴多生理信號采集裝置在長時間穿戴過程中不會出現(xiàn)任何不適感覺，不影響使用者的正常活動；較目前繁冗的監(jiān)護設(shè)備，該采集裝置小型輕便，滿足了患者對于長時間連續(xù)監(jiān)測和活動便利的要求。

（2）本文采集裝置通過硬件和軟件結(jié)合的方式實現(xiàn)低功耗，所設(shè)計的3 種工作模式中，最大工作電流為12.512 mA，滿足長時間連續(xù)監(jiān)測的要求

（3）3 種信號的波形特征明顯，對3 種信號波峰進行逐心跳對比，結(jié)果表明本文設(shè)計的多生理信號采集系統(tǒng)能夠精確地獲取BCG、ECG 和脈搏血氧信號，能夠快速、簡便、無創(chuàng)傷、無副作用、高精度地完成心血管功能檢測。

未來還需要臨床采集一些病人的相關(guān)數(shù)據(jù)進行分析處理，一方面以ECG 信號和脈搏血氧信號為參考，探究BCG 信號對于一些心血管疾病的病理特征；另一方面，對ECG 信號、BCG 信號和脈搏血氧信號進行聯(lián)合分析，探究心血管疾病生理學機理，為后續(xù)在軟件上植入診斷算法奠定基礎(chǔ)。