高 麗，周笑麗

（西安工業大學 電信學院，陜西 西安 710032）

心臟病具有突發性強、發病危險性高的特點，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，因此實施的心電監護系統對預防和救治此類疾病具有十分重要的意義。

目前國內對無線便攜式心電監護儀的開發處于起步階段，因此市場上僅僅是存在便攜式心電監護儀，并沒有得到很好的普及。大量資料顯示心電監護儀一般是通過DSP,ARM,FPGA以及單片機的方法來實現的，如美國的HeartFAX系統、瑞典的Caliber Trigger Monitor系統、北京世紀今科的藍牙PDA型心電監護系統[2]等。這些方法各有千秋，適當地解決了某一方面的問題，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的研究與設計有重大而深遠的意義。

1 系統設計概述

基于無線網絡的心電監護系統示意圖如圖1所示。它主要包括兩部分:心電監護終端和醫院監護中心。患者隨身攜帶的監護終端由它上面的無線模塊通過外界網絡（internet）與監護中心服務器相連接。監護終端采集并處理患者的心電信號,所得到的心電數據通過該鏈路傳輸到監護中心服務器上,并由服務器上的心電分析軟件進行分析,醫生則根據軟件分析結果及自己的判斷來給患者適當的醫囑,必要時采取相應的救治措施。

圖1 系統示意圖FIg.1 System diagram

2 系統終端硬件設計

系統終端硬件設計如圖2所示，它是由數據采集與調理電路、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，調理電路的示意圖如圖3所示。

圖3 調理電路示意圖Fig.3 Diagram of signal regulate circuit

對信號調理電路的要求如下：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，分別為Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1～V6。aVR、aVL、aVF、V1～V6 為單極導聯，Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ導聯為雙極導聯，也稱為標準導聯，標準導聯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Ⅱ或者導聯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來調節的,可達1～1 000倍。增益的計算公式為:

為避免AD620的靜態工作點處于飽和狀態，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。

心電信號中常混有低頻和直流干擾,其中,由于金屬電極、導電介質和皮膚之間的化學反應而產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，才能使整個系統正常運行，這無形中就增加了系統成本，且從低功耗、體積小等角度考慮也不符合設計的初衷，而如果選擇的片內部集成了RF無線收發功能的處理器，比如片上系統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據分析。

CC2431是TI公司推出的帶硬件定位引擎的片上系統（SoC）解決方案，內部集成了射頻收發器、工業標準增強型8051MCU內核、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，并內置了ZigBee協議棧[8]，易于建立低成本的Zigbee網絡，具有一定的市場競爭力。CC2431芯片采用0.18 μm CMOS工藝生產，工作時的電流損耗為27 mA；在接收和發射模式下，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據傳輸以及典型的有周期性數據、間歇性數據和低反應時間數據傳輸的應用。

ZigBee協議棧由一系列分層結構組成,每一層為上一層提供服務[9]。數據實體提供數據傳輸服務,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。基于ZigBee網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

系統的軟件設計主要包括單片機底層軟件和醫院管理中心上位機監護軟件。單片機底層軟件設計使用的是IAR Embedded Workbench（EW8051）集成開發環境，并利用 TI提供的帶有操作系統的免費ZigBee2006協議棧組成強大的網絡。上位機軟件采用C++面向對象語言編寫，內含串口驅動程序，通過串口和ZigBee中心節點連接，負責接收并顯示所采集的數據，控制中心對患者的心電數據可實時監控。軟件流程圖如圖5所示。

圖5 系統軟件流程圖Fig.5 System software flow chart

2.5 電源模塊

心電信號調理電路主要是由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。所測瞬態電流數值在6.5 mA左右，基本符合低功耗的初衷。

4 結束語

ZigBee網絡是低功耗、低成本、高可靠性的無線傳感器網絡，其在家庭監護應用中具有廣闊的前景。文中介紹了一種基于ZigBee網絡的心電信號監護系統，體積小便于攜帶，運用ZigBee無線網絡方式使整個系統的成本大大地降低，并且無線網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護。

[1]王保華.心電技術面向未來--紀念心電圖機發明100周年[J].中國醫療器械雜志，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療監護系統[J].現代電子技術，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的設計[D].西安：西北工業大學，2007.

[4]高秉新.心電向量圖圖譜[M].北京：北京醫科大學&中國協和醫科大學聯合出版社，1995.

[5]余學飛.現代醫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分析[D].西安：西北工業大學，2007.

[7]呂英俊，楊雪.便攜式醫療監護儀的研制[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.