摘 要：可穿戴醫(yī)療設(shè)備的舒適性、耐用性越來(lái)越受到人們的重視。本文采用了導(dǎo)電織物作為心電監(jiān)護(hù)終端的心電電極，并根據(jù)織物電極的特點(diǎn)設(shè)計(jì)了可穿戴心電采集系統(tǒng)。系統(tǒng)主要包含兩個(gè)部分：心電采集模擬前端和單片機(jī)系統(tǒng)。心電采集模擬前端主要將織物式心電電極采集到的微弱心電信號(hào)進(jìn)行進(jìn)一步的放大和濾波，以得到病人高信噪比的穩(wěn)定心電波形。單片機(jī)系統(tǒng)中采用TI公司的MSP430F149型號(hào)芯片作為微處理器。由微處理器控制將心電模擬信號(hào)轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號(hào)，并寫(xiě)入Flash內(nèi)。最后可以和電腦串口進(jìn)行通信，上傳Flash內(nèi)部的心電數(shù)據(jù)。Flash芯片采用華邦W25Q256 芯片，內(nèi)存為256 Mbits，以150 Hz采樣頻率可以連續(xù)存儲(chǔ)病人24 h的心電信號(hào)。

　　0 前言

　　心血管疾病是現(xiàn)代工業(yè)社會(huì)中對(duì)人類(lèi)生命威脅最大的疾病。目前，我國(guó)心腦血管疾病患者已經(jīng)超過(guò) 2.7 億人，每年死于心腦血管疾病近 300 萬(wàn)人。且心血管疾病發(fā)病時(shí)具有很大的突然性，失去了寶貴的早期診斷救治時(shí)間，導(dǎo)致嚴(yán)重的后果，因此最好的方法是防患于未然。日常的心臟監(jiān)護(hù)是保證病人生命安全的重要手段，通過(guò)日常監(jiān)護(hù)預(yù)先發(fā)現(xiàn)異常征兆，可為及時(shí)救治贏得時(shí)間。

　　通過(guò)心電信號(hào)對(duì)人體心臟情況進(jìn)行日常監(jiān)控，是心臟監(jiān)護(hù)的有效途徑。傳統(tǒng)心電監(jiān)護(hù)采用的 AgCl 電極長(zhǎng)期使用易引起皮膚過(guò)敏等不適反應(yīng)，不適合在日常生活中使用。近些年來(lái)，眾多學(xué)者與研究機(jī)構(gòu)對(duì)可穿戴式心電采集技術(shù)進(jìn)行了研究，以便能夠在日?；顒?dòng)的狀態(tài)下實(shí)時(shí)采集到穿戴者的心電數(shù)據(jù)。早在十幾年前，織物電極就已經(jīng)開(kāi)始在可穿戴式人體健康監(jiān)測(cè)系統(tǒng)中使用?？椢镫姌O不同于傳統(tǒng)的導(dǎo)體電極，它在測(cè)量心電信號(hào)時(shí)直接和皮膚接觸，不需要使用電解凝膠或者粘合劑，非常適合于長(zhǎng)時(shí)間的心電監(jiān)測(cè)，并且可以擴(kuò)展應(yīng)用到生理監(jiān)測(cè)、遠(yuǎn)程醫(yī)療、電子協(xié)助和運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)等很多領(lǐng)域。目前已有采用繃帶式或是緊身衣式的形式來(lái)設(shè)計(jì)心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。

　　由于沒(méi)有粘合劑的使用，織物電極和皮膚接觸位置的阻抗會(huì)大大增高，容易受到噪聲的干擾，影響了獲得心電信號(hào)的質(zhì)量，同時(shí)人體運(yùn)動(dòng)所帶來(lái)的電極和皮膚的相對(duì)運(yùn)動(dòng)也會(huì)造成接觸阻抗的改變，從而影響信號(hào)的穩(wěn)定性。本文根據(jù)織物電極的特點(diǎn)設(shè)計(jì)了可穿戴式心電采集系統(tǒng)，可在日?；顒?dòng)下采集到穩(wěn)定的高信噪比心電信號(hào)。

　　1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

　　本文根據(jù)織物電極的特點(diǎn)，設(shè)計(jì)了心電檢測(cè)電路，并基于 MSP430 單片機(jī)完成心電信號(hào)的長(zhǎng)時(shí)間采集以及存儲(chǔ)傳輸?shù)墓δ堋１鞠到y(tǒng)主要包括兩個(gè)電路模塊，分別是心電模擬前端調(diào)理電路和 MSP430 系統(tǒng)外圍電路。系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)，見(jiàn)圖 1：

　　可穿戴式心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)可實(shí)現(xiàn)以下功能 ：① 心電信號(hào)采集、存儲(chǔ)功能。根據(jù)心電信號(hào)的頻譜特征設(shè)置心電信號(hào)的采樣頻率為 150 Hz，AD 采樣分辨率 12bit，終端可保存病人 24 h 心電數(shù)據(jù)，并且可根據(jù)需求擴(kuò)展 Flash 容量實(shí)現(xiàn)更長(zhǎng)時(shí)間的采集存儲(chǔ) ；② 心電信號(hào)的上傳功能，用于實(shí)現(xiàn)醫(yī)生對(duì)病人心臟情況的離線分析 ；③ 系統(tǒng)低功耗。

　　1.1 心電模擬前端設(shè)計(jì)

　　心電模擬前端實(shí)現(xiàn)了心電信號(hào)的提取、放大和濾波功能。心電模擬前端的結(jié)構(gòu)框圖，見(jiàn)圖 2 ：

　　圖2 模擬前端電路結(jié)構(gòu)圖

　　織物電極作為心電測(cè)量終端的接觸電極?？椢镫姌O屬干電極，電極的阻抗相對(duì)于傳統(tǒng)的黏貼式 AgCL-Ag 電極阻抗高，且它不需要使用粘合劑和凝膠膜，接觸不固定會(huì)造成接觸阻抗的改變，這給我們提取人體心電信號(hào)造成了一定的困難。高阻抗的干電極容易受到噪聲的干擾，噪聲來(lái)源主要是運(yùn)動(dòng)偽差和電力線干擾。通常較為有效的方法是在電極后面接一個(gè)緩沖放大器，其作用就是將高阻抗信號(hào)轉(zhuǎn)化為低阻抗信號(hào)，低阻抗信號(hào)不易受到噪音的干擾。

　　AC 交流耦合電路用于將提取到微弱的心電信號(hào)有效地耦合到后面的信號(hào)處理電路中，電路結(jié)構(gòu)見(jiàn)圖 3。該電路由電容和電阻構(gòu)成一個(gè)無(wú)源高通濾波器。如果R2C1=R3C2=τ，那么電路的傳遞函數(shù)為，截止頻率為 。在選擇參數(shù)的時(shí)候，電阻阻值越大越好。大阻值的電阻能帶來(lái)較高的輸入阻抗，方便信號(hào)的提取。同時(shí)根據(jù)心電信號(hào)的頻譜特征設(shè)計(jì)無(wú)源高通濾波器的截止頻率為0.5Hz。選定該AC交流耦合的參數(shù)值為：。同時(shí)該交流耦合電路起到了抑制電極端流偏置電壓的作用，可以防止微小信號(hào)出現(xiàn)飽和現(xiàn)象。

　　圖3 交流耦合電路

　　電路中采用了兩級(jí)放大方案，首先采用儀表運(yùn)放對(duì)兩路差分信號(hào)進(jìn)行放大，再經(jīng)過(guò) 0.5 Hz 高通濾波、40 Hz 低通濾波和 50 Hz 雙 T 陷波處理后，對(duì)處理后的信號(hào)進(jìn)行二級(jí)放大，將心電信號(hào)幅值放大到伏級(jí)別，用于匹配處理器MSP430 的 AD 采樣范圍。心電信號(hào) 99% 的能量集聚在了0~40 Hz 頻帶范圍內(nèi)，所以本系統(tǒng)設(shè)置低通濾波器截止頻率為 40 Hz，只獲取 0~40 Hz 頻帶的心電信號(hào)，同時(shí)低通濾波去掉了大部分的 50 Hz 工頻干擾。后面再加 50 Hz 陷波起到雙重濾波的效果。同時(shí)系統(tǒng)中還增加了右腿驅(qū)動(dòng)反饋電路用于降低人體共模信號(hào)對(duì)心電信號(hào)的影響。

　　1.2 MSP430 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

　　MSP430 系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)了對(duì)心電模擬信號(hào)的 AD 采樣，和心電數(shù)據(jù)存儲(chǔ)功能，并能夠與電腦進(jìn)行串口通信，上傳采集到的心電數(shù)據(jù)，為醫(yī)生提供數(shù)據(jù)分析。單片機(jī)系統(tǒng)設(shè)計(jì)框圖，見(jiàn)圖 4 ：

　　圖4 單片機(jī)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖

　　考慮到系統(tǒng)的低功耗性，微處理器我們選擇 TI 公司的MSP430F149 型號(hào)芯片。單片機(jī)內(nèi)部集成 12 位 ADC、SPI 和串口通信等功能模塊，滿足本系統(tǒng)需求。根據(jù)心電信號(hào)的頻譜特點(diǎn)及電路設(shè)計(jì)獲取的心電頻譜范圍，設(shè)置心電信號(hào)采樣頻率為 150 Hz。心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)存儲(chǔ)模塊選用的是華邦的 W25Q256 flash 芯片，內(nèi)存大小為 256 Mb，以 150 Hz 采樣頻率計(jì)算，每次采樣存儲(chǔ) 2 個(gè)字節(jié)，該芯片可以連續(xù)存儲(chǔ)病人 24 h 的心電數(shù)據(jù)。MSP430 通過(guò) SPI 接口與W25Q256 Flash 芯片相連接，通過(guò) SPI 通信方式實(shí)現(xiàn) Flash的讀寫(xiě)操作。系統(tǒng)采用單片機(jī)內(nèi)部集成的 UART 接口與上位機(jī)進(jìn)行串口通信，上傳 Flash 內(nèi)部存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)。為了方便用戶的使用，本文中采用 PL2303 芯片實(shí)現(xiàn)串口轉(zhuǎn) USB 的功能，用戶直接使用 USB 線與電腦連接進(jìn)行通信。

　　1.3 系統(tǒng)低功耗設(shè)計(jì)

　　本可穿戴式心電監(jiān)護(hù)終端用于實(shí)現(xiàn)病人日常生活中長(zhǎng)時(shí)間的心電信號(hào)采集和存儲(chǔ)，所以系統(tǒng)的低功耗型和電池的續(xù)航能力是本文中所考慮的重點(diǎn)。

　　基于低功耗的實(shí)現(xiàn)，系統(tǒng)采用了以下幾點(diǎn)設(shè)計(jì) ：① 模擬電路設(shè)計(jì)方面選用低功耗模擬器件。本系統(tǒng)的儀表運(yùn)放選擇了 TI 公司的 INA333 型號(hào)芯片，運(yùn)算放大器選用的是TI 的 OPA333 系列芯片。這兩款芯片均是低電壓、低功耗精密放大器，可采用單電源供電，供電電壓范圍為 1.8 ~5.5 V，且適合于電池供電。具有優(yōu)秀的共模抑制比和較小的溫度漂移，非常適用于微小的生理信號(hào)放大 ；② 微控制器選擇了低功耗芯片 MSP430 設(shè)計(jì)完成 ；③ Flash 選擇了華邦公司的低功耗芯片 W25Q256，該芯片工作電壓在 2.7~3.6 V 之間，正常工作狀態(tài)下電流消耗 0.5 mA，掉電狀態(tài)下電流消耗 1 μA ；④ 數(shù)據(jù)上傳時(shí)采用了 USB 接口代替電池實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)供電 ；⑤ 整個(gè)系統(tǒng)采用的是 3.0 V 單電源供電可充電鋰電池，電池電壓范圍為 3.7~4.2 V。系統(tǒng)中采用了 TI 公司型號(hào)為 TLV70030 的線性穩(wěn)壓器，用以固定輸出 3.0 V 電壓。

　　2 單片機(jī)程序設(shè)計(jì)

　　本系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)主要實(shí)現(xiàn)將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號(hào)，然后將數(shù)字信號(hào)寫(xiě)入 Flash 內(nèi)存儲(chǔ)，并能和上位機(jī)進(jìn)行通信。系統(tǒng)主要由 4 個(gè)功能模塊組成 ：按鍵中斷用于控制 AD 采樣的開(kāi)啟和停止 ；AD 采樣將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號(hào) ；單片機(jī)對(duì) Flash 讀寫(xiě)和單片機(jī)與 PC 進(jìn)行串口通信。單片機(jī)主程序流程見(jiàn)圖 5。

　　圖5 單片機(jī)系統(tǒng)主程序流程圖

　　2.1 單片機(jī)主程序設(shè)計(jì)

　　系統(tǒng)上電后，單片機(jī)系統(tǒng)主程序開(kāi)始工作，首先完成各模塊的初始化，主要包括時(shí)鐘、串口設(shè)置、SPI 設(shè)置和ADC 采樣設(shè)置的初始化工作，然后開(kāi)啟總中斷，進(jìn)入主循環(huán)程序。主循環(huán)程序通過(guò)標(biāo)志位“sign”判斷上位機(jī)是否發(fā)送命令，并在接收到不同命令時(shí)進(jìn)行相應(yīng)操作。接收到“發(fā)送”命令時(shí)，單片機(jī)通串口通信方式將 Flash 內(nèi)部數(shù)據(jù)上傳，并在數(shù)據(jù)發(fā)送結(jié)束后，發(fā)送結(jié)束標(biāo)志字；接收到“擦除”命令時(shí)，主程序進(jìn)行 Flash 擦除操作，此時(shí)擦除操作會(huì)持續(xù)一段時(shí)間，需等待單片機(jī)發(fā)送擦除結(jié)束標(biāo)志字方可進(jìn)行下一項(xiàng)操作。

　　2.2 單片機(jī)中斷服務(wù)程序

　　單片機(jī)程序中，采用中斷方式實(shí)現(xiàn)按鍵中斷、心電信號(hào)的 AD 采樣與數(shù)據(jù)存儲(chǔ)以及與上位機(jī)串口通信中命令的接收、數(shù)據(jù)發(fā)送的功能。中斷服務(wù)程序的流程圖，見(jiàn)圖 6~7。

　　圖6 按鍵中斷服務(wù)程序     圖7  AD中斷服務(wù)程序

　　按鍵按下喚起按鍵中斷服務(wù)程序，在按鍵中斷服務(wù)程序中通過(guò)判斷標(biāo)志位“keyfig”的值判斷按鍵是第一次按下還是第二次按下。第一次按下，開(kāi)啟 AD 采樣；第二次按下，停止 AD 采樣。AD 轉(zhuǎn)換完成后進(jìn)入 AD 中斷服務(wù)程序。在AD 中斷服務(wù)程序中，將采樣得到的數(shù)據(jù)寫(xiě)入 Flash 中，并通過(guò)設(shè)置時(shí)間延遲調(diào)整 AD 的采樣頻率（150 Hz）。該采樣頻率可以在 AD 中斷中對(duì) IO 口輸出進(jìn)行“異或”操作產(chǎn)生方波來(lái)測(cè)試。串口中斷服務(wù)程序用于接收上位機(jī)發(fā)送的命令，并對(duì)接收到的命令進(jìn)行解析，根據(jù)相應(yīng)的命令標(biāo)記標(biāo)志位“sign”，用于主程序的循環(huán)判斷。

　　3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

　　繃帶式織物心電電極的結(jié)構(gòu)，見(jiàn)圖 8。

　　圖8 繃帶式織物電極

　　繃帶兩端為金纖維織物，相當(dāng)于心電測(cè)量的兩個(gè)導(dǎo)聯(lián)。中間是導(dǎo)電織物的構(gòu)成的罩，用于覆蓋設(shè)備，可以有效的降低外界電磁干擾，起到屏蔽的作用。

　　可穿戴式心電監(jiān)測(cè)終端的使用場(chǎng)景是日常生活，為了確保日?；顒?dòng)下心電信號(hào)的質(zhì)量，為此設(shè)計(jì)了以下實(shí)驗(yàn)方案 ：① 選取 10 名測(cè)試對(duì)象，5 名男生，5 名女生 ；② 織物電極以繃帶的形式佩戴在胸部（男生佩戴位置 ：胸部 ；女生佩戴位置 ：比男生靠下，在胸骨劍突部位）；③ 每位測(cè)試者做以下動(dòng)作 ：靜止、走路、手臂大幅度擺動(dòng)走路，以秒表計(jì)時(shí)，持續(xù)時(shí)間 20s，兩種動(dòng)作中間靜止 10s。使用數(shù)據(jù)采集卡對(duì)采集到的數(shù)據(jù)進(jìn)行顯示，見(jiàn)圖 9。

　　從采集到的心電波形中可以看到在靜止和走路情況下，均能獲得較好的波形。走路狀態(tài)下，心電波形有輕微的漂移，對(duì) P 波和 T 波的檢測(cè)帶來(lái)一定影響，但 QRS 波群仍保持完好。而手臂大幅度運(yùn)動(dòng)時(shí)會(huì)帶來(lái)上身胸部較大的運(yùn)動(dòng)，造成織物電極和皮膚相對(duì)的有較大的位移，采集到的心電波形會(huì)有較大畸變。但是改變后又會(huì)馬上恢復(fù)，重新測(cè)得質(zhì)量較好的波形。所以在對(duì)波形進(jìn)行評(píng)估時(shí)，可以去掉波形畸變的部分。通過(guò)上述三種情況下的實(shí)驗(yàn)測(cè)試，可以驗(yàn)證本文的可穿戴式心電采集系統(tǒng)可以實(shí)現(xiàn)普通運(yùn)動(dòng)情況下心電信號(hào)的監(jiān)測(cè)。

　　4 結(jié)論

　　隨著可穿戴設(shè)備的發(fā)展，可穿戴式心電監(jiān)測(cè)設(shè)備方面的研究也越來(lái)越多。為了提高可穿戴心電監(jiān)測(cè)設(shè)備在使用中的穩(wěn)定性、舒適性和耐用性，本文采用了導(dǎo)電織物作為心電監(jiān)護(hù)終端的心電電極，并根據(jù)織物電極的特點(diǎn)設(shè)計(jì)了可穿戴式心電采集系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以連續(xù)采集存儲(chǔ)病人 24 h 的心電信號(hào)，并將心電數(shù)據(jù)上傳電腦。通過(guò) 10 人的心電信號(hào)質(zhì)量測(cè)試，驗(yàn)證了該系統(tǒng)可以在日?；顒?dòng)狀態(tài)下采集到高信噪比的穩(wěn)定心電信號(hào)。