低功耗心率檢測(cè)儀設(shè)計(jì)

摘要：根據(jù)人體真實(shí)信號(hào)I導(dǎo)聯(lián)，以MSP430F5529 Launchpad系統(tǒng)板為核心，設(shè)計(jì)了一種便攜無(wú)線(xiàn)心電監(jiān)視儀。硬件上采用TI公司的高性能模擬器件，以提取微弱的QRS波形的同時(shí)，使功耗降到最低；軟件上實(shí)現(xiàn)了信號(hào)調(diào)制、信號(hào)處理，準(zhǔn)確計(jì)算心率；顯示上以安卓手機(jī)作為終端，靠藍(lán)牙進(jìn)行通訊。實(shí)驗(yàn)樣機(jī)的初步測(cè)量結(jié)果表明，在安靜狀態(tài)下，心電信號(hào)無(wú)失真、心率測(cè)量誤差在3%內(nèi)。本文網(wǎng)絡(luò)版地址：http：//www.eepw.com.cn/ article/266044.htm

關(guān)鍵詞：心電；便攜式； 藍(lán)牙通訊； MSP430F5529

DOI： 10.3969/j.issn.1005-5517.2014.11.001

1 引言

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，因此日常的心臟監(jiān)護(hù)就成為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，及時(shí)給予救治。同時(shí)，心電圖作為心臟電活動(dòng)在體表的綜合表現(xiàn)，是診斷心臟疾病、評(píng)價(jià)心臟功能的重要依據(jù)之一。

實(shí)時(shí)的心電監(jiān)護(hù)是十分有必要的。以準(zhǔn)確的檢測(cè)為前提，以便攜、低功耗為目的，我們需要使用盡可能小而且高性能的器件，設(shè)計(jì)出最小的高準(zhǔn)確度低功耗電路。并且通過(guò)藍(lán)牙模塊傳輸?shù)浆F(xiàn)在每個(gè)人都擁有并且使用時(shí)間相當(dāng)長(zhǎng)的手機(jī)上進(jìn)行心電波形和心率的顯示，方便使用。

我們選擇使用TI提供的高性能超低功耗的MSP430F430 LaunchPad作為開(kāi)發(fā)平臺(tái)，以及TI公司生產(chǎn)的高性能低功耗器件如OPA2333、INA333等進(jìn)行各放大、濾波模塊的構(gòu)建。在更為普及的Android平臺(tái)上編寫(xiě)手機(jī)端程序，接收經(jīng)單片機(jī)采樣計(jì)算的數(shù)據(jù)，顯示波形及心率。需要解決的問(wèn)題有50Hz工頻干擾，人體生理信號(hào)的低信噪比易失真的特性，功耗的控制，心率計(jì)算算法的選擇和手機(jī)端的實(shí)現(xiàn)。

2 系統(tǒng)方案

在便攜式的心率監(jiān)測(cè)系統(tǒng)中，系統(tǒng)的低功耗和穩(wěn)定性越高對(duì)病人越好。因此我們盡量精簡(jiǎn)該系統(tǒng)的硬件和選擇低功耗的芯片，通過(guò)多次測(cè)試來(lái)確定系統(tǒng)的穩(wěn)定性。圖1是系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)框圖，處理核心是高性能的MSP430F5529。系統(tǒng)硬件主要由前端電路模塊，來(lái)采集人體的心電信號(hào)，并進(jìn)行適當(dāng)?shù)姆糯蠛蜑V波處理提取微弱的心電信號(hào)；再通過(guò)MSP430內(nèi)部的AD采樣功能將模擬的電壓信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；無(wú)線(xiàn)傳輸模塊主要是無(wú)線(xiàn)發(fā)射模塊，采用了TI公司的CC2540，它通過(guò)標(biāo)準(zhǔn)的UART口與微控制器實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)通信；顯示模塊由手機(jī)來(lái)完成；電源模塊采用TLV70030芯片，它可以固定輸出電壓3V，用于給單片機(jī)、無(wú)線(xiàn)模塊、前端電路供電。系統(tǒng)軟件在結(jié)構(gòu)上分為主控程序、信號(hào)處理模塊、無(wú)線(xiàn)通信模塊。先將信號(hào)通過(guò)簡(jiǎn)單的數(shù)字濾波處理，再分析信號(hào)的幅值周期等信息來(lái)計(jì)算心率；最后將心電信號(hào)和心率進(jìn)行發(fā)送和顯示。本文主要介紹完整的硬件系統(tǒng)設(shè)計(jì)和軟件設(shè)計(jì)。

3 硬件設(shè)計(jì)

3.1 電源模塊

為了數(shù)字電路和單片機(jī)的供電，我們將電源設(shè)置為3V的單電源供電模式。選擇3V的同時(shí)也為了降低功耗。采用鋰電池供電，鋰電池的電壓范圍在3.7V-4.2V，為了獲得穩(wěn)定的3V電壓，我們選用TLV70030線(xiàn)性穩(wěn)壓器。經(jīng)過(guò)比較，TLV70030具有低壓降、低功耗、輸出噪音小的優(yōu)點(diǎn)。

系統(tǒng)采用單電源供電，無(wú)法放大負(fù)半軸的信號(hào)。為了使得模擬電路采集到的心電信號(hào)在調(diào)理過(guò)程中獲得最大的動(dòng)態(tài)范圍，需要設(shè)定Vcc/2 的半電位參考電平。通過(guò)簡(jiǎn)單的電阻分壓后，通過(guò)電壓跟隨器實(shí)現(xiàn)阻抗匹配，使得后級(jí)電路不會(huì)對(duì)參考電平產(chǎn)生影響。

3.2 放大模塊

心電信號(hào)幅值為10m V-5mV，其典型值為1mV，非常微弱，在處理時(shí)，若要求輸出電平達(dá)到1V左右，則放大倍數(shù)要做到1000倍左右。為抑制電路的零點(diǎn)漂移，提高共模抑制比，系統(tǒng)放大電路應(yīng)采用多級(jí)實(shí)現(xiàn)。為了抑制工頻干擾以及所測(cè)量的參數(shù)外的其他生理作用的干擾，須采用了差動(dòng)放大形式。要求放大器具有較高的共模抑制比。

我們選用了3級(jí)放大。第一級(jí)放大我們選擇的INA333儀表放大器具有超高輸入阻抗，極其良好的共模抑制比100dB，低輸入偏移，低輸出阻抗。經(jīng)計(jì)算放大倍數(shù)：

二級(jí)放大和后級(jí)放大：經(jīng)過(guò)一級(jí)放大后信號(hào)幅值已經(jīng)足夠，可以進(jìn)行濾波處理；為了顯示波形美觀(guān)和AD采樣的準(zhǔn)確，將兩級(jí)放大放在最后。一方面，信號(hào)通過(guò)儀表放大后，存在基線(xiàn)漂移，需要通過(guò)高通濾波器才能繼續(xù)放大，防止信號(hào)的截止；另一方面，信號(hào)先濾波再進(jìn)行后級(jí)放大有利于濾波的效果。我們同樣選用性能優(yōu)秀的OPA2333來(lái)作為放大器件。以實(shí)現(xiàn)放大后信號(hào)無(wú)失真，低噪聲等需求。為了提高輸入阻抗，我們選用同向比例放大器。二級(jí)放大的放大倍數(shù)分別為：

3.3 右腿驅(qū)動(dòng)模塊

心電測(cè)量?jī)x周?chē)浑娏€(xiàn)所包圍，不管有無(wú)電流通過(guò)，它與電極線(xiàn)之間總存在靜電耦合電容，由電容耦合所引起的位移電流將通過(guò)皮膚-電極接觸阻抗接地并形成共模電壓干擾。通常，采用右腿驅(qū)動(dòng)電路是減小位移電流干擾所普遍采用的有效方法。設(shè)計(jì)如圖3所示。

3.4 濾波模塊

心電信號(hào)的有效頻率范圍在0-100Hz，但是環(huán)境中含有大量的噪聲，為了得到準(zhǔn)確的心電波形，濾波則非常重要。首先為了去除肌電噪音和電極極化電壓帶來(lái)的直流分量，要通過(guò)一個(gè)0.5Hz的2階有源高通濾波器；為了濾掉環(huán)境中的大量高頻干擾，我們使用了100Hz的2階低通Butterworth低通濾波器；對(duì)心電信號(hào)帶來(lái)最大干擾的就是50Hz的工作頻率，本設(shè)計(jì)中的心電采集系統(tǒng)采用電池供電，從電路上減少了工頻干擾。但工頻噪聲仍會(huì)以電磁波輻射的形式對(duì)電路造成影響，在電極前端耦合進(jìn)電路系統(tǒng)，嚴(yán)重影響采集到的心電信號(hào)質(zhì)量，所以我們選用了可調(diào)Q值的雙T帶阻濾波器，濾除50Hz的工頻干擾。綜上，我們選用OPA2333來(lái)設(shè)計(jì)濾波電路。OPA2333的優(yōu)良性能（特別是低功耗和低溫漂）符合設(shè)計(jì)需求。通過(guò)濾波和放大我們得到較好的心電波形，如圖4。

4 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

系統(tǒng)軟件在結(jié)構(gòu)上分為主控程序、AD采集模塊、信號(hào)處理模塊、無(wú)線(xiàn)通信模塊。系統(tǒng)上電后，主控程序讀取啟動(dòng)參數(shù)，完成各個(gè)模塊的初始化。當(dāng)掃描到有手機(jī)發(fā)來(lái)的開(kāi)始信號(hào)，開(kāi)始AD采樣，當(dāng)采樣達(dá)到預(yù)定數(shù)量后，對(duì)信號(hào)進(jìn)行數(shù)字濾波處理，再計(jì)算得到心率。系統(tǒng)軟件的流程圖如圖5所示。

4.1 心率算法描述

計(jì)算心率也就是計(jì)算每?jī)蓚€(gè)R峰之間的時(shí)間，所以找到R峰的準(zhǔn)確位置則是關(guān)鍵。我們?cè)谶B續(xù)信號(hào)通過(guò)找到倒數(shù)為0的值來(lái)找到峰值，而在采樣得到的離散信號(hào)理中則通過(guò)差分來(lái)找到峰值。為了顯示的心電波形更真實(shí)，我們的采樣率為100Hz。為了配合手機(jī)顯示模塊，每次采樣700個(gè)點(diǎn)，而計(jì)算的心率則為在這段時(shí)間內(nèi)的平均心率。在顯示結(jié)束后再立刻開(kāi)始采樣，刷新現(xiàn)有數(shù)據(jù)。然后一直重復(fù)執(zhí)行來(lái)獲得相對(duì)的實(shí)時(shí)心率。通過(guò)差分求極點(diǎn)的算法較為準(zhǔn)確，可以有效地算出心率。首先進(jìn)行預(yù)處理：用簡(jiǎn)單的5點(diǎn)平滑濾波法，去除采樣數(shù)據(jù)的小誤差。為了排除干擾，我們將R峰幅值的70%作為一個(gè)閾值，小于這個(gè)值的都置為0，不影響后面的判斷。接著進(jìn)行心率計(jì)算：將信號(hào)進(jìn)行兩次差分，將每個(gè)值為-2的點(diǎn)（若某個(gè)點(diǎn)的值為-2，則表示該點(diǎn)相對(duì)于前一個(gè)點(diǎn)呈增加趨勢(shì)，而后一個(gè)點(diǎn)相對(duì)于該店呈減少趨勢(shì)，可知這個(gè)點(diǎn)是我們尋找的峰值）的下標(biāo)儲(chǔ)存且標(biāo)記。

4.2 手機(jī)端 Android 應(yīng)用

1.使用說(shuō)明：

（1）點(diǎn)擊開(kāi)啟藍(lán)牙開(kāi)啟手機(jī)藍(lán)牙并連接使用的藍(lán)牙模塊，點(diǎn)擊波形顯示在中央的白色畫(huà)布顯示波形，點(diǎn)擊開(kāi)始采樣可以向藍(lán)牙模塊發(fā)送開(kāi)始信息。

（2）當(dāng)所連接的藍(lán)牙模塊有數(shù)據(jù)傳輸時(shí)，心率會(huì)顯示心率數(shù)值，如果心率低于50字體變?yōu)辄S色并閃爍，若高于90字體變?yōu)榧t色并閃爍以起到報(bào)警作用。

（3）若有數(shù)據(jù)傳入的同時(shí)正在顯示波形，則畫(huà)布上會(huì)顯示經(jīng)藍(lán)牙模塊傳輸?shù)牟ㄐ巍?/p>

2.系統(tǒng)設(shè)計(jì)如圖7。

3.具體實(shí)現(xiàn)：

（1）使用Eclipse平臺(tái)進(jìn)行手機(jī)端Android程序編寫(xiě)，使用Android4.2.2系統(tǒng)華為手機(jī)進(jìn)行調(diào)試。

（2）藍(lán)牙線(xiàn)程：采用輸入輸出流操作，將藍(lán)牙模塊傳輸?shù)男盘?hào)讀取到一個(gè)字節(jié)（Byte）數(shù)組存儲(chǔ)，第一位為心率數(shù)值可顯示為0～255，后面數(shù)據(jù)為波形數(shù)據(jù)，傳輸?shù)嚼L圖線(xiàn)程進(jìn)行波形的繪制。心率數(shù)值通過(guò)信息句柄傳輸?shù)経I線(xiàn)程，顯示心率并對(duì)超限心率進(jìn)行報(bào)警。

（3）繪圖線(xiàn)程：先對(duì)背景坐標(biāo)軸進(jìn)行繪制，使用打點(diǎn)的方法將讀入的波形數(shù)據(jù)繪制在畫(huà)布上，并且對(duì)橫坐標(biāo)計(jì)數(shù)，當(dāng)運(yùn)行到屏幕最后時(shí)再?gòu)念^開(kāi)始逐步刷新波形。

4.3 單片機(jī)軟件模塊

4.3.1 AD采樣模塊

因?yàn)橐獙⒛M信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，再進(jìn)行數(shù)據(jù)處理，所以AD采樣十分重要。5529內(nèi)部有高性能的12位的ADC，轉(zhuǎn)換速率快，采樣值精確。使用單通道重復(fù)采樣模式，我們運(yùn)用定時(shí)器B來(lái)觸發(fā)采樣，為了波形顯示的完整和信號(hào)的準(zhǔn)確我們將采樣率設(shè)為100Hz。因?yàn)槭謾C(jī)屏幕一次能顯示700個(gè)點(diǎn)，所以我們每次采樣700個(gè)點(diǎn)來(lái)顯示波形并且計(jì)算心率。在中斷中將采樣值存儲(chǔ)到數(shù)組中，以采樣次數(shù)來(lái)控制采樣的結(jié)束，到達(dá)700個(gè)點(diǎn)后，關(guān)閉中斷，終止采樣。等待手機(jī)接收完數(shù)據(jù)，再次采樣重復(fù)上述步驟。

4.3.2 無(wú)線(xiàn)傳輸模塊

運(yùn)用UART傳輸模式，通過(guò)串口輸出、輸入數(shù)據(jù)，和手機(jī)通訊。當(dāng)接收到手機(jī)發(fā)送過(guò)來(lái)的開(kāi)始信號(hào)時(shí)，啟動(dòng)整個(gè)程序。等到采樣計(jì)算完畢，再通過(guò)藍(lán)牙將數(shù)據(jù)發(fā)送到手機(jī)端。無(wú)線(xiàn)傳輸模塊主要是無(wú)線(xiàn)發(fā)射模塊，采用了TI公司的CC2540，它通過(guò)標(biāo)準(zhǔn)的UART口與微控制器實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)通信，將數(shù)據(jù)發(fā)送到手機(jī)上，MCU可以訪(fǎng)問(wèn)和控制藍(lán)牙的基本寄存器，發(fā)送各種工作指令，寫(xiě)入發(fā)送數(shù)據(jù)，讀出接受數(shù)據(jù)。

5 評(píng)測(cè)與結(jié)論

5.1 功耗及輸出噪聲測(cè)試

MSP430和藍(lán)牙的的工作電壓均較寬，為了減小功耗，我們的工作電壓為3V。在工作狀態(tài)下，用電流表加入預(yù)設(shè)的測(cè)試端口測(cè)量電流。經(jīng)測(cè)試整個(gè)系統(tǒng)功耗為0.027W，其中模擬前端的功耗僅為0.00051W。將模擬前端電路輸入端短接在地上，測(cè)試整個(gè)系統(tǒng)輸出端的噪聲。噪聲峰峰值為4.08mV，有效值為12.8mV。

由此可知，特別是模擬前端比較省電，總的功耗較低且輸出噪聲較低。

5.2 心率計(jì)算測(cè)試

采用人體真實(shí)導(dǎo)聯(lián)，靜態(tài)狀態(tài)下測(cè)試。運(yùn)用心電圖機(jī)，型號(hào)為ECG-6511。將出紙速率設(shè)置為25mm/s；將基線(xiàn)鍵調(diào)到合適的位置；選擇濾波按鍵去除基電漂移和高頻噪音，選擇一導(dǎo)聯(lián)。調(diào)節(jié)好后，以圖紙來(lái)計(jì)算心率。為了測(cè)試準(zhǔn)確的普遍性，一共選擇3位同學(xué)來(lái)做了心電實(shí)驗(yàn)來(lái)檢測(cè)。A、B、C為3位同學(xué)的代號(hào)，1～8為實(shí)驗(yàn)次數(shù)。因?yàn)槭侨梭w真實(shí)信號(hào)，我們只能將心率范圍變化在一個(gè)較小的范圍。準(zhǔn)確率97%，可見(jiàn)心率計(jì)算較為準(zhǔn)確。

5.3 結(jié)語(yǔ)

以低功耗和便攜為向?qū)В驹O(shè)計(jì)有效地克服了測(cè)量信號(hào)的漂移和噪聲干擾，提高了測(cè)量精度，精簡(jiǎn)了硬件電路的設(shè)計(jì)和體積，有效的降低了設(shè)計(jì)成本。同時(shí)，實(shí)驗(yàn)的結(jié)果表明了系統(tǒng)具備一定的測(cè)量精度和穩(wěn)定性。

參考文獻(xiàn)：

[1] Datasheet， Texas Instruments INA333. \"Micro-Power （50μA）.\" Zer？-Drift-to-Rail Out Instrumentation Amplifier （Oct. 2008） 26.

[2] KORHONEN I， PARKKA J， VAN GILS M. Health monitoring in the home of the future [J]. Engineering in Medicine and Biology Magazine， IEEE， 2003， 22（3）： 66-73.

[3]Hanke T， Charitos EI， Stierle U， et al. Twenty-four-hour Holter monitor follow-up does not provide accurate heart rhythm status after surgical atrial fibrillation ablation therapy： Up to 12 months experience with a novel permanently implantable heart rhythm monitor device. Circulation， 2009； 120 （11 suppl.）：S177–S184.

[4]Jabaudon D， Sztajzel J， Sievert K， et al. Usefulness of ambulatory 7-day ECG monitoring for the detection of atrial fibrillation and flutter after acute stroke and transient ischemic attack. Stroke， 2004； 35： 1647–1651.

[5] JOVANOV E， GELABERT P， ADHAMI R， et al. Real time Holter monitoring of biomedical signals； proceedings of the DSP Technology and Education conference DSPS， F， 1999[C].