心臟疾病是威脅人類健康和生命的頭號敵人[1]，心電信號是診斷此類疾病的主要依據(jù)。對心電信號的采集監(jiān)測有助于醫(yī)生對有生命危險(xiǎn)的傷病員進(jìn)行及時(shí)有效的救治，在臨床中具有廣泛的需求。而現(xiàn)有的采集監(jiān)測儀器多數(shù)是有線測量，在實(shí)際應(yīng)用中存在著很大的局限性，主要體現(xiàn)在以下幾個(gè)方面：首先，醫(yī)生在測定這些生理參數(shù)時(shí)，就必須在病人的身邊進(jìn)行，如果病人是傳染病患者，其弊端顯而易見；其次，病人的這些生理參數(shù)需要長時(shí)間測定時(shí)，要求病人必須在監(jiān)護(hù)病房內(nèi)而不能自由走動，如果病人不是重癥患者，或者正處于恢復(fù)期，本來可以自由活動，卻因?yàn)檫B接信號線的長度受到本不應(yīng)該的限制，為其帶來很大的不便；另外，體積龐大、便攜性不強(qiáng)等缺點(diǎn)也使得手術(shù)過程和病房的監(jiān)護(hù)受到局限，更難以應(yīng)用在院外急救場合。近年來，隨著電子信息技術(shù)及無線遙測技術(shù)的迅速發(fā)展，便攜式無線生理參數(shù)測量設(shè)備的研制成為可能，所以，心電信號的無線采集監(jiān)測成為一個(gè)比較熱門的研究領(lǐng)域。
1 系統(tǒng)方案設(shè)計(jì)
    本文在對心電信號研究的基礎(chǔ)上，基于無線單片機(jī)技術(shù)設(shè)計(jì)出了一種便攜式無線心電采集裝置。系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)方案如圖1所示，其中心電采集無線收發(fā)從機(jī)模塊又由心電采集信號調(diào)理電路和無線射頻收發(fā)電路組成。具體流程為：心電采集無線收發(fā)從機(jī)模塊在接收到主機(jī)模塊無線發(fā)送來的采集命令后，將采集到的信號無線發(fā)送至主機(jī)模塊，主機(jī)模塊再將接收到數(shù)據(jù)通過串口上傳至上位機(jī)，并在上位機(jī)上監(jiān)測軟件里存儲顯示出來。

    心電信號取自人體表面，信號源阻抗較大，背景噪聲強(qiáng)。因此對采集電路有如下要求[2]：(1)高增益，針對心電信號微弱的情況，較高的放大倍數(shù)提高系統(tǒng)采集精度；(2)高輸入阻抗，由于信號源阻抗高，而心電信號很微弱，若輸入阻抗不高，則經(jīng)分壓后的信號就更小，導(dǎo)致心電信號損失嚴(yán)重，且信號源過負(fù)荷將導(dǎo)致心電信號發(fā)生畸變；(3)高共模抑制比，以消除工頻及極化電位的干擾；(4)低噪聲，使之不淹沒極其微弱且信噪比低的心電信號；(5)低漂移，以防高放大倍數(shù)的放大電路出現(xiàn)飽和現(xiàn)象；(6)合適的帶寬，以便有效地抑制噪聲，防止采樣混疊；(7)高安全性，確保人體的絕對安全。根據(jù)以上要求，心電采集信號調(diào)理電路總體框圖如圖2所示。

2 硬件設(shè)計(jì)
    心電信號通過醫(yī)用電極拾取后利用前置放大電路進(jìn)行初步放大，高性能的前置放大電路對干擾信號能夠起到很好的抑制作用。針對心電信號的采集要求，并綜合比較目前用于心電前置放大的幾種儀表放大器，本裝置最終選用了美國Analog Device 公司生產(chǎn)的儀表放大器AD620。
　右腿驅(qū)動電路的引入能夠進(jìn)一步提高信號的采集質(zhì)量，將右腿連接到一個(gè)輔助的運(yùn)算放大器的輸出端,這樣人體體表的共模信號將反饋到放大器上。通過這個(gè)負(fù)反饋結(jié)構(gòu)，可大大抑制測量過程中前置放大器輸入端共模電壓的影響。此外，右腿驅(qū)動電路還可以提供電氣上的安全性。除了右腿驅(qū)動之外，還采取屏蔽驅(qū)動的措施來提高整個(gè)電路的抗共模干擾能力，保障患者的安全。屏蔽驅(qū)動器[3]實(shí)際上就是一個(gè)同相電壓跟隨器，將放大器的輸出端和屏蔽相連,這樣就將屏蔽線和地隔開，并且對于50 Hz的共模干擾信號來說,從人體輸入的兩路信號是相等的，則由屏蔽驅(qū)動器輸出的電壓和干擾信號大小相等，也就是說，導(dǎo)聯(lián)線和屏蔽線之間的電壓差為0，從而消除了其間的電容，提高了輸入電路的阻抗，降低人與地之間的漏電流，保障了患者的安全。帶屏蔽驅(qū)動、右腿驅(qū)動的前置放大電路如圖3所示。

    圖4為無線心電采集裝置的濾波電路。濾波電路由截止頻率分別為0.05 Hz和100 Hz的高通、低通電路組成的帶通濾波電路和50 Hz陷波電路組成。一方面阻斷前置放大器可能輸出的直流電平，防止后續(xù)電路出現(xiàn)飽和；另一方面可以消除混在信號中的各種雜波干擾；而陷波電路則是進(jìn)一步濾除采集過程中強(qiáng)大的工頻干擾。隨后心電信號將進(jìn)入后置放大電路，將其放大至合適范圍，此時(shí)便可通過無線單片機(jī)的數(shù)模轉(zhuǎn)換器進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換,將采集到的模擬心電信號量轉(zhuǎn)化為數(shù)字量，以滿足無線數(shù)據(jù)傳輸?shù)囊蟆?/p>

     無線單片機(jī)采用基于8051內(nèi)核的nRF9E5作為心電采集裝置的控制核心，數(shù)據(jù)的采集、存儲和無線傳輸都圍繞著nRF9E5展開。nRF9E5[4]是Nordic VLSI公司近年來推出的無線單片機(jī)芯片，其內(nèi)置nRF905的433 MHz/868 MHz/915 MHz收發(fā)器、8051兼容微控制器和4路輸入10位80 kb/s A/D轉(zhuǎn)換器,單片機(jī)全速運(yùn)行耗電1 mA，1.9～3.6 V低電壓工作，待機(jī)耗電2 ?滋A最大發(fā)射功率為10 dBm，高抗干擾GFSK調(diào)制，速率100 kb/s，具有獨(dú)特的載波監(jiān)測輸出、地址匹配輸出、就緒輸出。它內(nèi)置完整的通信協(xié)議和CRC，只須通過SPI即可完成所有的無線收發(fā)傳輸，無線通信如同SPI通信一樣方便。它的所有功能均在一個(gè)5 mm×5 mm芯片上實(shí)現(xiàn)，是真正的片上系統(tǒng)SoC。nRF9E5射頻收發(fā)電路可見參考文獻(xiàn)[5]。
3 軟件設(shè)計(jì)
    采集裝置的軟件設(shè)計(jì)主要包括四大部分：A/D轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)采集、無線通信、串口數(shù)據(jù)發(fā)送、上位機(jī)監(jiān)測。四個(gè)部分不完全獨(dú)立，相互聯(lián)系。為了確保數(shù)據(jù)無線傳輸?shù)臏?zhǔn)確可靠，在進(jìn)行無線通信前須制定收發(fā)雙方的通信協(xié)議。對于nRF9E5來說，每次發(fā)送/接收數(shù)據(jù)都是以數(shù)據(jù)包的方式來進(jìn)行的。數(shù)據(jù)包格式是通信協(xié)議的重要部分，nRF9E5的無線數(shù)據(jù)包格式如下：
　Peramble是前導(dǎo)碼,是由硬件自動加上去的；Addr是要發(fā)送的接收端地址碼；Playload是有效數(shù)據(jù)(最大32 B)；CRC是CRC校驗(yàn)和，可由內(nèi)置CRC糾錯(cuò)硬件電路自動加上，可設(shè)為8 bit或16 bit。

　MDRS為模塊數(shù)據(jù)返回首字符（1 B）；WLF為無線標(biāo)志字符(11 B)；MAddr為心電采集模塊地址；DADAR為采集到的心電數(shù)據(jù)(2 B)；MEND為數(shù)據(jù)包結(jié)束符(1 B)。
　收、發(fā)模塊要實(shí)現(xiàn)通信除了應(yīng)遵循通信協(xié)議外，還應(yīng)對nRF9E5的無線收發(fā)部分進(jìn)行初始化配置。配置參數(shù)如表1所示。

　無線收發(fā)主機(jī)模塊和心電采集無線收發(fā)從機(jī)模塊的無線接收程序均采用DR(數(shù)據(jù)就緒）中斷響應(yīng)接收模式，不同的是無線收發(fā)主機(jī)模塊最后還要把接收完的數(shù)據(jù)通過串口發(fā)送至上位計(jì)算機(jī)進(jìn)行監(jiān)測。主從機(jī)各個(gè)模塊的無線發(fā)送程序則是完全相同的，采用函數(shù)模塊形式編寫，直接調(diào)用即可。無線收發(fā)程序流程圖如5、圖6所示。

    上位機(jī)監(jiān)測軟件采用美國NI公司的LabVIEW軟件開發(fā)完成，它是一種圖形化編程語言軟件開發(fā)環(huán)境，采用流程圖的形式開發(fā)應(yīng)用程序，其自帶的函數(shù)庫可以用于數(shù)據(jù)采集、GPIB和串行設(shè)備的控制、數(shù)據(jù)分析、數(shù)據(jù)顯示和數(shù)據(jù)存儲。
4 試驗(yàn)結(jié)果及分析
4.1試驗(yàn)方法
    試驗(yàn)在江蘇大學(xué)生物醫(yī)學(xué)實(shí)驗(yàn)室進(jìn)行，分為兩個(gè)部分，一部分通過數(shù)字示波器（普源RIGOL DS1102C）測試心電采集硬件電路的輸出波形;另一部分是心電采集數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)無線傳輸及上位機(jī)心電波形數(shù)據(jù)的顯示。在試驗(yàn)過程中，應(yīng)先對試驗(yàn)對象測試部位的皮膚進(jìn)行酒精擦洗，保持皮膚的清潔，以利于心電信號的拾取。
4.2 結(jié)果與分析
    圖7～圖11為心電采集硬件電路通過示波器所測得的波形圖。圖12為所采集心電數(shù)據(jù)經(jīng)過無線傳輸后在上位機(jī)上的心電波形及數(shù)據(jù)顯示圖。

    由圖7可知，經(jīng)過前置放大而未采取屏蔽驅(qū)動抗干擾措施所測得的心電波形中摻雜著諸多干擾雜波信號，只顯現(xiàn)出心電波形的大致輪廓。從圖8可以看出，經(jīng)過濾波后的心電波形中干擾雜波信號已有所減少，但還遠(yuǎn)遠(yuǎn)不能滿足系統(tǒng)設(shè)計(jì)的需求。圖9和圖11分別是加了屏蔽驅(qū)動后的心電波形，與未加屏蔽驅(qū)動前的圖8和圖10相比較，心電波形中的干擾雜波明顯減少，呈現(xiàn)出良好的顯示效果。對上面這些波形進(jìn)行總體分析可以得出硬件電路中屏蔽驅(qū)動的加入能起到很好的抗干擾作用，濾波電路、陷波電路對提高心電的信號質(zhì)量也是有一定作用的。
    本文結(jié)合以往心電信號采集的經(jīng)驗(yàn)，針對心電信號的具體特點(diǎn)設(shè)計(jì)了適合的信號放大調(diào)理電路，實(shí)現(xiàn)了強(qiáng)噪聲背景下人體體表微弱心電信號較高質(zhì)量的檢取?；跓o線單片機(jī)nRF9E5來實(shí)現(xiàn)所采集心電數(shù)據(jù)的無線傳輸。為了保證數(shù)據(jù)傳輸?shù)恼_性和可靠性，制定了無線數(shù)據(jù)傳輸協(xié)議，并在軟件編制中采取了一些校驗(yàn)措施，以確保無線數(shù)據(jù)傳輸?shù)恼_無誤。上位機(jī)測試軟件以LabVIEW為開發(fā)環(huán)境，設(shè)計(jì)了心電數(shù)據(jù)的監(jiān)測界面，能夠顯示存儲無線接收來的心電數(shù)據(jù)波形數(shù)據(jù)。最后對硬件電路以及整個(gè)裝置進(jìn)行了測試，測試表明，裝置工作正常，數(shù)據(jù)采集、無線傳輸較為準(zhǔn)確可靠，說明本裝置的設(shè)計(jì)是切實(shí)可行的，能夠給同類以及其他生理參數(shù)的采
集監(jiān)測提供借鑒和參考，但仍存在諸多不足之處，比如優(yōu)化硬件設(shè)計(jì)電路以改善波形，提高波形質(zhì)量；上位機(jī)軟件加入數(shù)字濾波功能，以及能夠進(jìn)行心電波形的特征分析等等。這都需要在后續(xù)工作中進(jìn)一步研究。
參考文獻(xiàn)
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