可穿戴式心電監護系統設計及實現

薛詩靜，高帥鋒，周平

東南大學 生物科學與醫學工程學院，江蘇 南京 210096

可穿戴式心電監護系統設計及實現

薛詩靜，高帥鋒，周平

東南大學 生物科學與醫學工程學院，江蘇 南京 210096

可穿戴醫療設備的舒適性、耐用性越來越受到人們的重視。本文采用了導電織物作為心電監護終端的心電電極，并根據織物電極的特點設計了可穿戴心電采集系統。系統主要包含兩個部分：心電采集模擬前端和單片機系統。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進行進一步的放大和濾波，以得到病人高信噪比的穩定心電波形。單片機系統中采用TI公司的MSP430F149型號芯片作為微處理器。由微處理器控制將心電模擬信號轉化為數字信號，并寫入Flash內。最后可以和電腦串口進行通信，上傳Flash內部的心電數據。Flash芯片采用華邦W25Q256 芯片，內存為256 Mbits，以150 Hz采樣頻率可以連續存儲病人24 h的心電信號。

織物電極；可穿戴設備；Flash；心電監測

0 前言

心血管疾病是現代工業社會中對人類生命威脅最大的疾病。目前，我國心腦血管疾病患者已經超過2.7億人，每年死于心腦血管疾病近300萬人。且心血管疾病發病時具有很大的突然性，失去了寶貴的早期診斷救治時間，導致嚴重的后果，因此最好的方法是防患于未然。日常的心臟監護是保證病人生命安全的重要手段，通過日常監護預先發現異常征兆，可為及時救治贏得時間[1]。

通過心電信號對人體心臟情況進行日常監控，是心臟監護的有效途徑。傳統心電監護采用的AgCl 電極長期使用易引起皮膚過敏等不適反應，不適合在日常生活中使用。近些年來，眾多學者與研究機構對可穿戴式心電采集技術進行了研究，以便能夠在日常活動的狀態下實時采集到穿戴者的心電數據。早在十幾年前，織物電極就已經開始在可穿戴式人體健康監測系統中使用[2]。織物電極不同于傳統的導體電極，它在測量心電信號時直接和皮膚接觸，不需要使用電解凝膠或者粘合劑，非常適合于長時間的心電監測，并且可以擴展應用到生理監測、遠程醫療、電子協助和運動醫學等很多領域。目前已有采用繃帶式或是緊身衣式的形式來設計心電監測系統[3-4]。

由于沒有粘合劑的使用，織物電極和皮膚接觸位置的阻抗會大大增高，容易受到噪聲的干擾，影響了獲得心電信號的質量，同時人體運動所帶來的電極和皮膚的相對運動也會造成接觸阻抗的改變，從而影響信號的穩定性。本文根據織物電極的特點設計了可穿戴式心電采集系統，可在日常活動下采集到穩定的高信噪比心電信號。

1 系統結構

本文根據織物電極的特點，設計了心電檢測電路，并基于MSP430單片機完成心電信號的長時間采集以及存儲傳輸的功能。本系統主要包括兩個電路模塊，分別是心電模擬前端調理電路和MSP430系統外圍電路。系統的結構，見圖1：

圖1 心電監護系統整體結構圖

可穿戴式心電監護系統可實現以下功能：① 心電信號采集、存儲功能。根據心電信號的頻譜特征設置心電信號的采樣頻率為150 Hz，AD采樣分辨率12bit，終端可保存病人24 h心電數據，并且可根據需求擴展Flash容量實現更長時間的采集存儲；② 心電信號的上傳功能，用于實現醫生對病人心臟情況的離線分析；③ 系統低功耗。

1.1 心電模擬前端設計

心電模擬前端實現了心電信號的提取、放大和濾波功能。心電模擬前端的結構框圖，見圖2：

圖2 模擬前端電路結構圖

織物電極作為心電測量終端的接觸電極。織物電極屬干電極，電極的阻抗相對于傳統的黏貼式AgCL-Ag 電極阻抗高，且它不需要使用粘合劑和凝膠膜，接觸不固定會造成接觸阻抗的改變，這給我們提取人體心電信號造成了一定的困難。高阻抗的干電極容易受到噪聲的干擾，噪聲來源主要是運動偽差和電力線干擾[5]。通常較為有效的方法是在電極后面接一個緩沖放大器，其作用就是將高阻抗信號轉化為低阻抗信號，低阻抗信號不易受到噪音的干擾[5-6]。

AC 交流耦合電路[7,8]用于將提取到微弱的心電信號有效地耦合到后面的信號處理電路中，電路結構見圖3。該電路由電容和電阻構成一個無源高通濾波器。如果R2C1=R3C2=τ，那么電路的傳遞函數為，截止頻率為。在選擇參數的時候，電阻阻值越大越好。大阻值的電阻能帶來較高的輸入阻抗，方便信號的提取。同時根據心電信號的頻譜特征設計無源高通濾波器的截止頻率為0.5 Hz。選定該AC交流耦合的參數值為：R1=R2=R3=R4=1.5 MΩ，C1=C2=200 nF。同時該交流耦合電路起到了抑制電極端直流偏置電壓的作用，可以防止微小信號出現飽和現象。

圖3 交流耦合電路

電路中采用了兩級放大方案，首先采用儀表運放對兩路差分信號進行放大，再經過0.5 Hz高通濾波、40 Hz低通濾波和50 Hz雙T陷波處理后，對處理后的信號進行二級放大，將心電信號幅值放大到伏級別，用于匹配處理器MSP430 的AD 采樣范圍。心電信號99%的能量集聚在了0～40 Hz頻帶范圍內，所以本系統設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，同時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。

同時系統中還增加了右腿驅動反饋電路用于降低人體共模信號對心電信號的影響。

1.2 MSP430 系統硬件設計

MSP430系統實現了對心電模擬信號的AD采樣，和心電數據存儲功能，并能夠與電腦進行串口通信，上傳采集到的心電數據，為醫生提供數據分析。單片機系統設計框圖，見圖4：

圖4 單片機系統結構圖

考慮到系統的低功耗性，微處理器我們選擇TI公司的MSP430F149 型號芯片。單片機內部集成12位ADC、SPI和串口通信等功能模塊，滿足本系統需求。根據心電信號的頻譜特點及電路設計獲取的心電頻譜范圍，設置心電信號采樣頻率為150 Hz。心電監護系統存儲模塊選用的是華邦的W25Q256 flash 芯片，內存大小為256 Mb，以150 Hz 采樣頻率計算，每次采樣存儲2個字節，該芯片可以連續存儲病人24 h的心電數據。MSP430通過SPI接口與W25Q256 Flash芯片相連接，通過SPI通信方式實現Flash的讀寫操作。系統采用單片機內部集成的UART接口與上位機進行串口通信，上傳Flash內部存儲的數據。為了方便用戶的使用，本文中采用PL2303 芯片實現串口轉USB的功能，用戶直接使用USB 線與電腦連接進行通信。

1.3 系統低功耗設計

本可穿戴式心電監護終端用于實現病人日常生活中長時間的心電信號采集和存儲，所以系統的低功耗型和電池的續航能力是本文中所考慮的重點。

基于低功耗的實現，系統采用了以下幾點設計：① 模擬電路設計方面選用低功耗模擬器件。本系統的儀表運放選擇了TI 公司的INA333 型號芯片，運算放大器選用的是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放大；② 微控制器選擇了低功耗芯片MSP430設計完成；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，正常工作狀態下電流消耗0.5 mA，掉電狀態下電流消耗1 μ A；④ 數據上傳時采用了USB接口代替電池實現系統供電；⑤ 整個系統采用的是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。系統中采用了TI 公司型號為TLV70030 的線性穩壓器，用以固定輸出3.0 V電壓。

2 單片機程序設計

本系統軟件設計主要實現將模擬信號轉化為數字信號，然后將數字信號寫入Flash內存儲，并能和上位機進行通信。系統主要由4個功能模塊組成：按鍵中斷用于控制AD采樣的開啟和停止；AD采樣將模擬信號轉化為數字信號；單片機對Flash讀寫和單片機與PC進行串口通信。單片機主程序流程見圖5。

圖5 單片機系統主程序流程圖

2.1 單片機主程序設計

系統上電后，單片機系統主程序開始工作，首先完成各模塊的初始化，主要包括時鐘、串口設置、SPI設置和ADC采樣設置的初始化工作，然后開啟總中斷，進入主循環程序。主循環程序通過標志位“sign”判斷上位機是否發送命令，并在接收到不同命令時進行相應操作。接收到“發送”命令時，單片機通過串口通信方式將Flash內部數據上傳，并在數據發送結束后，發送結束標志字；接收到“擦除”命令時，主程序進行Flash擦除操作，此時擦除操作會持續一段時間，需等待單片機發送擦除結束標志字方可進行下一項操作。

2.2 單片機中斷服務程序

單片機程序中，采用中斷方式實現按鍵中斷、心電信號的AD采樣與數據存儲以及與上位機串口通信中命令的接收、數據發送的功能。中斷服務程序的流程圖，見圖6～7。

圖6 按鍵中斷服務程序

圖7 AD中斷服務程序

按鍵按下喚起按鍵中斷服務程序，在按鍵中斷服務程序中通過判斷標志位“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，開啟AD采樣；第二次按下，停止AD采樣。AD轉換完成后進入AD中斷服務程序。在AD 中斷服務程序中，將采樣得到的數據寫入Flash 中，并通過設置時間延遲調整AD 的采樣頻率（150 Hz）。該采樣頻率可以在AD中斷中對IO口輸出進行“異或”操作產生方波來測試。串口中斷服務程序用于接收上位機發送的命令，并對接收到的命令進行解析，根據相應的命令標記標志位“sign”，用于主程序的循環判斷。

3 實驗結果

繃帶式織物心電電極的結構，見圖8。

圖8 繃帶式織物電極

繃帶兩端為金纖維織物，相當于心電測量的兩個導聯。中間是導電織物的構成的罩，用于覆蓋設備，可以有效的降低外界電磁干擾，起到屏蔽的作用[10]。

本可穿戴式心電監測終端的使用場景是日常生活，為了確保日常活動下心電信號的質量，為此設計了以下實驗方案：① 選取10名測試對象，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 每位測試者做以下動作：靜止、走路、手臂大幅度擺動走路，以秒表計時，持續時間20s，兩種動作中間靜止10s。使用數據采集卡對采集到的數據進行顯示，見圖9。

圖9 三種測量狀態下的心電波形

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。走路狀態下，心電波形有輕微的漂移，對P波和T波的檢測帶來一定影響，但QRS波群仍保持完好。而手臂大幅度運動時會帶來上身胸部較大的運動，造成織物電極和皮膚相對的有較大的位移，采集到的心電波形會有較大畸變。但是改變后又會馬上恢復，重新測得質量較好的波形。所以在對波形進行評估時，可以去掉波形畸變的部分。通過上述三種情況下的實驗測試，可以驗證本文的可穿戴式心電采集系統可以實現普通運動情況下心電信號的監測。

4 結論

隨著可穿戴設備的發展，可穿戴式心電監測設備方面的研究也越來越多。為了提高可穿戴心電監測設備在使用中的穩定性、舒適性和耐用性，本文采用了導電織物作為心電監護終端的心電電極，并根據織物電極的特點設計了可穿戴式心電采集系統，該系統可以連續采集存儲病人24 h的心電信號，并將心電數據上傳電腦。通過10人的心電信號質量測試，驗證了該系統可以在日常活動狀態下采集到高信噪比的穩定心電信號。

[1] 張和君, 張躍, 周炳坤. 遠程心電監護軟件系統的設計與實現 [J].計算機工程與應用, 2006, 42(15): 219-224.

[2] PACELLI M, LORIGA G, TACCINI N, et al. Sensing fabrics for monitoring physiological and biomechanical variables: E-textile solutions[C].proceedings of the Proceedings of the 3rd IEEEEMBS, F, 2006

[3] LAMPARTH S, FUHRHOP S, KIRST M, et al. A mobile device for textile-integrated long-term ECG monitoring[C] proceedings of the World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering, September 7-12, 2009, Munich, Germany Springer, F, 2009

[4] JOHNSTONE J A, FORD P A, HUGHES G, et al. Bioharness?Multivariable Monitoring Device: Part. I: Validity [J]. Journal of sports science & medicine, 2012, 11(3): 400.

[5] MER R ITT C R, NAGLE H T, GR ANT E. Fabric-based active electrode design and fabrication for health monitoring clothing [J]. Information Technology in Biomedicine, IEEE Transactions on, 2009, 13(2): 274-280.

[6] KANG T-H, MER R ITT C R, GR ANT E, et al. Nonwoven fabric active electrodes for biopotential measurement during normal daily activity [J]. Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, 2008, 55(1): 188-195.

[7] LEE H-C, LEE C-S, HSIAO Y-M, et al. An ECG front-end subsystem for portable physiological monitoring applications[C]. proceedings of the Electric Information and Control Engineering (ICEICE), 2011 International Conference on, F, 2011 IEEE.

[8] SPINELLI E M, PALL S-ARENY R, MAYOSKY M A. AC-coupled front-end for biopotential measurements [J]. Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, 2003, 50(3): 391-395.

[9] INSTR UMENTS T. Ina333 datasheet [J]. Available on: http:// focus ti com/lit/ds/symlink/tps61130 pdf/lit/ds/symlink/ina333 pdf, 2009,

[10] Lee SH,Jung SM,Lee CK, et al. Wearable ECG Monitoring System Using Conductive Fabrics and Active Electrodes[C].13th International Conference on Human-Computer Interaction,2009

Design and Implementation of Wearable ECG Monitor

XUE Shi-jing, GAO Shuai-feng, ZHOU Ping
School of Biological Science and Medical Engineering, Southeast University, Nanjing Jiangsu 210096, China

With advantages of comfort and durability, wearable medical devices have received people’s more and more attention. This paper chooses the conductive fabric as the ECG electrodes of ECG monitor, and designs the wearable ECG acquisition system according to the characteristics of the fabricbased active electrodes. The system mainly consists of two parts: ECG acquisition analog front-end part and MCU system. ECG acquisition analog front-end amplifies weak ECG signals collected from fabric-based active electrodes and fi ltered them to get high SNR and stable ECG waveform of the patient. MCU system model uses MSP430F149 chip from TI Company as the microprocessor, which converts ECG analog signal into digital signals, then the signals were written to Flash. The ECG data is sent to the computer through serial interface for further analysis. Winbond’s W25Q256 Flash chip is adopted as the storage medium with memory 256 Mbits. It can continuously store a patient’s ECG data for 24 h at 150 Hz sampling frequency.

fabric-based electrode; wearable devices; Flash; ECG monitor

R197.39

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2015.01.002

1674-1633(2015)01-0006-04

2014-10-05

作者郵箱：capzhou@163.com