0 引言

    心臟作為人體最重要的一個器官^[1]，是人體血液循環(huán)的推進(jìn)劑，其重要性是不言而喻的。心電信號能從多角度、多層面對心臟的狀態(tài)信息進(jìn)行反映，因此心電監(jiān)測系統(tǒng)對于由心臟引起的諸類疾病的臨床診斷和治療具有非常突出的實用價值^[2]。常規(guī)心電圖記錄時間短，對診斷有一定的局限性。動態(tài)心電圖可以較全面地記錄心電信號的改變，發(fā)現(xiàn)心臟的各類異常情況，為臨床診斷和治療提供了重要依據(jù)^[3]。

    目前，醫(yī)療上使用的多為有導(dǎo)聯(lián)線的動態(tài)心電監(jiān)測裝置，這限制了患者的活動范圍，存在較強(qiáng)的束縛感。同時，導(dǎo)聯(lián)線牽拉會扯動電極導(dǎo)致心電圖記錄的間斷或者使基線發(fā)生變化，從而影響心電信號的質(zhì)量。動態(tài)心電監(jiān)測系統(tǒng)已向無線方向發(fā)展，即利用無線網(wǎng)絡(luò)實現(xiàn)實時的遠(yuǎn)程心電監(jiān)測^[4]。無線網(wǎng)絡(luò)與心電監(jiān)測系統(tǒng)的結(jié)合，使醫(yī)生能夠?qū)崟r得到心電數(shù)據(jù)，有利于對突發(fā)心臟病進(jìn)行即時的診斷和治療，從而挽救生命^[5]。因此，研究一種無導(dǎo)聯(lián)線的動態(tài)心電監(jiān)測儀具有十分重要的意義。

1 系統(tǒng)整體結(jié)構(gòu)設(shè)計

    系統(tǒng)主要由心電信號采集與預(yù)處理、無線傳輸和上位機(jī)顯示三大部分組成，其中心電信號預(yù)處理部分包括主放大電路、高通濾波電路、50 Hz陷波電路、低通濾波電路、二次放大電路、右腿驅(qū)動電路、加法器電路；無線傳輸部分包括ZigBee終端節(jié)點和ZigBee主控節(jié)點。系統(tǒng)總體框圖如圖1所示。

    心電電極輸出的心電信號經(jīng)放大、濾波等預(yù)處理后，通過A/D前置驅(qū)動電路使心電信號的幅值在A/D模塊工作電壓范圍之間，抬升后的心電信號在CC2530芯片內(nèi)置的14位A/D模塊進(jìn)行轉(zhuǎn)換，并存儲在相應(yīng)的寄存器內(nèi)，之后數(shù)據(jù)由ZigBee節(jié)點接收并將其發(fā)送至上位機(jī)。

2 硬件設(shè)計與實現(xiàn)

2.1 采集電極與預(yù)處理電路

    目前，醫(yī)療上最常用的采集心電信號的電極為一次性無紡布電極片，使用這種電極片存在操作復(fù)雜、皮膚過敏和使用次數(shù)有限等問題。為此，本系統(tǒng)制作了以導(dǎo)電布為材料的電極。導(dǎo)電布具有極佳的導(dǎo)電性，用導(dǎo)電布制成的電極柔軟貼膚，在提高舒適度的同時解決了無紡布電極片的幾大缺點，十分適用于動態(tài)心電監(jiān)測。

    心電信號的幅度范圍是5 μV～4 mV^[6]，必須先對其進(jìn)行放大，采用兩級放大，總放大倍數(shù)為350倍。由于電極采集的心電信號中含有基線漂移、工頻干擾、高頻干擾等噪聲，所以在放大過程還需進(jìn)行濾波處理，濾除干擾，從而獲得較理想的心電信號。預(yù)處理電路如圖2所示。

2.2 主放大電路

    系統(tǒng)采用兩級放大，主放大電路選用AD620芯片，它具有低輸入偏置電流、低噪聲、高精度及低功耗等特點^[7]，特別適合ECG等醫(yī)療應(yīng)用。

    其增益計算公式為：

    由式(1)可知，電路的增益可以通過調(diào)節(jié)電阻R_g的大小來改變。AD620的增益調(diào)節(jié)范圍為1～1 000，由于降低主放大電路的增益可以達(dá)到減少共模干擾的目的，所以主放大電路的增益不應(yīng)過大，本設(shè)計中，R_g=8.25 kΩ，增益約為7。二級放大選用OP07放大器，放大倍數(shù)為50倍。

    人體會受到電磁干擾，這種干擾會掩蓋生物信號，使得心電信號難以測量，因此，在電路中需要添加右腿驅(qū)動電路來消除干擾噪聲。本質(zhì)上，右腿驅(qū)動電路就是一個共模電壓并聯(lián)負(fù)反饋電路，起到一個快速放電的作用，可以有效衰減人體所帶的共模電壓。

2.3 濾波和50 Hz陷波電路

    心電信號采集時，人的呼吸、肌電和輕微運動等都會產(chǎn)生干擾，這些干擾會使信號產(chǎn)生基線漂移，為了降低基線漂移的影響，設(shè)計一個二階高通濾波器，從而實現(xiàn)基線校直，同時還可以降低極化電壓的干擾，二階高通濾波器的截止頻率設(shè)置為0.3 Hz。放大后的心電信號中還存在高頻干擾，為了濾除高頻干擾，選用具有輸出噪聲低、動態(tài)特性好、設(shè)計簡單等優(yōu)點的MAX275芯片進(jìn)行二階巴特沃斯低通濾波，其截止頻率約為130 Hz。

    50 Hz的工頻干擾是由于工頻電磁場作用于測量裝置與人體之間的環(huán)路所致，對心電信號是一種干擾源，需要對其進(jìn)行濾除。本設(shè)計采用通用性較強(qiáng)的UAF42芯片來實現(xiàn)50 Hz陷波，其設(shè)計簡單、具有高精度頻率和Q值，解決了使用雙T帶阻濾波電路具有的問題^[8]。因此，用UAF42芯片設(shè)計陷波器可以穩(wěn)定高效地實現(xiàn)50 Hz陷波，設(shè)計的陷波電路如圖3所示。

3 軟件設(shè)計

    上位機(jī)通過串口與ZigBee接收模塊連接實現(xiàn)數(shù)據(jù)傳輸，利用MATLAB軟件編程，實現(xiàn)心電數(shù)據(jù)的接收并通過MATLAB圖形界面進(jìn)行心電信號波形的實時顯示、存儲，同時進(jìn)行初步診斷及狀態(tài)提示。

3.1 數(shù)據(jù)采集與無線傳輸

    ZigBee終端節(jié)點主要由CC2530芯片及外圍電路組成，實現(xiàn)心電信號的A/D轉(zhuǎn)換并將轉(zhuǎn)換后的心電信號進(jìn)行無線發(fā)送。

    CC2530芯片內(nèi)置的ADC模塊支持14位A/D轉(zhuǎn)換，系統(tǒng)采用其ADC模塊進(jìn)行數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換即可。CC2530芯片的端口0引腳可用作ADC輸入，則設(shè)置P0.0引腳為ADC的單端輸入，同時對ADCCON3寄存器進(jìn)行配置來控制轉(zhuǎn)換通道、參考電壓和抽取率。使用ADC的端口0引腳作為ADC輸入端，同時必須將APCFG寄存器中的相應(yīng)位置1。將ADC轉(zhuǎn)換結(jié)果的高位存儲在ADCH寄存器，低位存儲在ADCL寄存器中^[9]。

    ADC的轉(zhuǎn)換時間為：

    由于ADC的轉(zhuǎn)換時間為0.2 ms，采樣頻率設(shè)置為500 Hz，則采樣時間間隔為2 ms，采樣時間足夠大不會影響ADC的轉(zhuǎn)換。系統(tǒng)上電后，ZigBee終端等待A/D轉(zhuǎn)換命令，接收到命令后啟動定時器，每2 ms進(jìn)行一次A/D轉(zhuǎn)換。轉(zhuǎn)換結(jié)束后，將轉(zhuǎn)換結(jié)果發(fā)送至ZigBee主控節(jié)點。發(fā)送程序流程圖如圖4所示。

    ZigBee主控節(jié)點接收ZigBee終端節(jié)點發(fā)送的數(shù)據(jù)，并將該數(shù)據(jù)通過串口發(fā)送至上位機(jī)進(jìn)行心電信號的實時顯示。接收程序流程圖如圖5所示。

3.2 小波分析去噪

    心電信號由多個波段組成,各波頻率不相同, 是一種非線性、非平穩(wěn)的微弱信號,具有較強(qiáng)的隨機(jī)性和隨機(jī)噪聲。肌電信號、50 Hz工頻干擾、高頻電磁場干擾等一系列的干擾信號都混在最初采集到的心電信號中，這些干擾會與心電信號產(chǎn)生混疊，使心電信號產(chǎn)生畸變導(dǎo)致心電信號波形的改變^[10]。僅僅依靠硬件電路是不能夠完全濾除噪聲達(dá)到預(yù)期效果的，想要得到理想的波形，還需要對系統(tǒng)進(jìn)行軟件方面的設(shè)計，采用小波分析的方法，利用MATLAB軟件對心電信號進(jìn)行去噪。去噪軟件流程圖如圖6所示。

    首先從接收到的數(shù)據(jù)中選擇一個導(dǎo)聯(lián)的數(shù)據(jù)，確定分解層次之后對心電信號進(jìn)行小波分解；分解后，選擇一個閾值對各個分解尺度下的高頻系數(shù)進(jìn)行軟閾值量化處理；最后,根據(jù)各系數(shù)對心電信號進(jìn)行小波重構(gòu)。

4 實驗結(jié)果與分析

    為驗證本系統(tǒng)的實用性，選擇兩組測試者進(jìn)行試驗，采用重復(fù)對比的方法，對同一個測量者在同一時期分別使用設(shè)計儀器（儀器編號為1）和Holter儀器（儀器編號為2），同時對二位測試者進(jìn)行動態(tài)心電監(jiān)測。

    A為健康者，年齡24歲，心血管功能正常；B為心臟病患者，年齡49歲，心血管功能異常，病史2年以上。測試后，儀器給出自動診斷結(jié)果，即平均心率、最快心率、最慢心律、總心搏數(shù)等參數(shù)，醫(yī)生根據(jù)兩個儀器的監(jiān)測記錄給出診斷結(jié)果，將兩者的診斷結(jié)果進(jìn)行對比。表1與表2為設(shè)計儀器與Holter儀器對測試者A、B的診斷結(jié)果對比，表3為儀器的自動診斷結(jié)果相對誤差。

    為測試本系統(tǒng)對干擾的靈敏度，測試過程中，兩組測試者均首先保持平躺狀態(tài)30 min，采集靜止時的心電信號；然后兩組測試者進(jìn)行30 min慢跑，采集運動狀態(tài)下的心電信號。測試結(jié)束后，分別提取靜止?fàn)顟B(tài)下和運動狀態(tài)下的心電圖進(jìn)行分析和診斷，對比靜止?fàn)顟B(tài)下和運動狀態(tài)下儀器的相對誤差率。表4為測試者A、B在靜止和運動狀態(tài)下儀器自動診斷結(jié)果的相對誤差對比。

    從上述結(jié)果可以看出，儀器準(zhǔn)確性較高，與Holter儀器的相對誤差均不大于5%；對于不同體質(zhì)人，即健康者和心臟病患者的測試結(jié)果誤差均在允許范圍內(nèi)；但對靜止和運動兩種狀態(tài)的測試結(jié)果誤差差距較大，表明儀器對運動導(dǎo)致的低頻漂移有較高的靈敏度。

5 結(jié)論

    本文設(shè)計的基于ZigBee技術(shù)的無導(dǎo)聯(lián)線動態(tài)心電監(jiān)測儀降低了被測者的不適感，在多種噪聲干擾中提取出了心電信號，通過軟件進(jìn)行優(yōu)化處理，最終得到有效、可靠的心電數(shù)據(jù)，具有很強(qiáng)的便攜性和實用性，同時具有電路設(shè)計簡單、操作方便、顯示直觀等特點，既滿足了用戶實時監(jiān)護(hù)觀察心電圖形，又使得數(shù)據(jù)傳輸和復(fù)用更加方便。通過測試，儀器準(zhǔn)確性較高,相對誤差不大于5%，實現(xiàn)了無導(dǎo)聯(lián)線的動態(tài)心電監(jiān)測，滿足了患者在家中進(jìn)行心電監(jiān)護(hù)的要求，可以為患者就醫(yī)提供一定的依據(jù)，有一定的醫(yī)用價值和應(yīng)用前景。

參考文獻(xiàn)

[1] 杜雷雷.高性能心電信號采集模塊的搭建與應(yīng)用驗證[D].深圳：中國科學(xué)院大學(xué)深圳先進(jìn)技術(shù)研究所，2013.

[2] 王科寧.基于DSP的心電監(jiān)測系統(tǒng)的研究與設(shè)計[D].蘭州：西北師范大學(xué)，2012.

[3] 劉群，洪大慶.動態(tài)心電圖儀的臨床應(yīng)用與進(jìn)展[J].醫(yī)療裝備，2003，16(7)：22.

[4] 李肅義，楊美玲，丁梅，等.動態(tài)心電采集記錄系統(tǒng)的發(fā)展與展望[J].生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2012(29)：175-178.

[5] 郭繼鴻，張萍.動態(tài)心電圖學(xué)[M].北京：人民衛(wèi)生出版社，2003.

[6] 潘健勇，董齊芬，潘浩，等.基于無線傳感網(wǎng)的遠(yuǎn)程心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)研究與設(shè)計[J].東南大學(xué)學(xué)報，2010，40(1)：167-171.

[7] 金海龍，湯立志，杜君.基于ZigBee技術(shù)的心電監(jiān)測儀[C].中國儀器儀表學(xué)會第九屆青年學(xué)術(shù)會議論文集.北京：《儀器儀表學(xué)報》雜志社，2007.

[8] 顏良，陳儒軍，劉石，等.基于UAF42通用濾波芯片的50 Hz陷波器設(shè)計[J].儀器儀表學(xué)報，2006，27(8)：924-927.

[9] 王青，吳小培.基于ZigBee無線網(wǎng)絡(luò)的心電監(jiān)測系統(tǒng)的設(shè)計與實現(xiàn)[J].工業(yè)控制計算機(jī)，2011，24(4)：18-20.

[10] 李昕，王秀清，宋佳霖，等.心電信號預(yù)處理方法研究與評價[J].測試技術(shù)學(xué)報，2008(1)：31-37.