基于穿戴式心電信號監測系統設計*

俞文彬， 謝志軍

(寧波大學 信息科學與工程學院， 浙江 寧波 315211)

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基于穿戴式心電信號監測系統設計*

俞文彬， 謝志軍

(寧波大學 信息科學與工程學院， 浙江 寧波 315211)

應對當前心電信號(ECG)監測系統的不足，設計了一種基于穿戴式心電信號監測系統，系統架構由AD8232生物芯片、超低功耗微控制器MSP430FR5738以及Micro—SD卡組成。詳細介紹了系統軟硬件的具體設計,并提出了一種動態雙閾值的實時心率提取算法。通過對于本系統的功耗測試與實時心率算法的驗證，得出本系統具備體積小、低功耗等穿戴式設備的優越性。

心電信號； AD8232； 低功耗； 實時心率算法； 穿戴式設備

0 引 言

由于傳統心電信號(ECG)監護儀存在體積大、價格昂貴以及不易于攜帶等缺點，一些便攜式心電信號監測裝置便應運而生了。雖然已有一些便攜式心電監測裝置[1]不僅集成了信號采集、波形顯示更甚至與相應的手機APP進行交互等功能，但是此類便攜式心電裝置還普遍存在的缺陷是功耗較高、戴在人體身上略顯突兀以及在非靜止狀態，對于實時心率節拍的提取存在較大的誤差。

本文設計了一種尺寸極小、功耗超低的可穿戴式心電信號監測系統。本系統去除了一般心電信號監測裝置中屬于雞肋功能的藍牙通信模塊，取而代之加入了Micro-SD卡模塊。該系統不僅連續采集人體心電信號儲存于Micro-SD卡中，同時實時計算人體的心率，當出現心率異常時可發出預警信號。

1 總體設計

本文設計的基于穿戴式心電信號監測系統主要由心電信號采集模塊、微控制器模塊、數據存儲模塊以及為各個模塊提供工作電壓的電源模塊組成，其總體設計框架如圖1所示。心電信號采集模塊負責采集人體微弱的心電信號，并對其進行濾波放大處理；控制器模塊對采集模塊預處理之后的心電信號進行AD采樣，優化處理和心率計算以及對其他外圍電路的控制；存儲器模塊由Micro-SD卡及其外圍電路組成，將采集到的心電信號以文本形式存儲。

圖1 系統總體框架圖

2 硬件設計

2.1 電源模塊設計

本系統中的心電信號采集模塊、微控制器模塊以及數據存儲器模塊的工作電壓均為3.3 V，故本系統的電源模塊采用3.3 V電源系統。出于可穿戴式設備體積小的特點，本系統采用兩粒松下CR1632(單個供電電壓為3 V，容量為125 mAh)供電，使用LM1117—3.3 V穩壓芯片將6 V電壓降為3.3 V作為系統電壓。

2.2 心電信號采集模塊設計

2.2.1 CJMCU—AD8232芯片介紹

心電信號的頻率范圍為0.05～100 Hz，幅度范圍為0～4 mV，屬于低頻微弱小信號。心電信號中混雜著諸多干擾，如肌電噪聲、工頻干擾、基線漂移以及運動偽跡等，所以,心電信號采集模塊需在有效提取出微弱的心電信號的同時將對各種噪聲起到最大的抑制。本系統采用CJMCU—AD8232生物芯片為核心器件，搭配相應的外圍電路進行設計。該生物芯片具有在運動狀態下提取、放大以及過濾微弱生物電信號作用，這使得后級低功耗A/D轉換器(ADC)或微控制器可輕松采樣該生物芯片的輸出信號。圖2為該芯片的功能框圖，從圖中可知，該生物芯片集成了儀表放大器(100倍)、運算放大器、右腿驅動放大器以及導聯脫落檢測電路等，按照該芯片數據手冊搭配以相應的外圍電路即可提取系統所需的心電信號。

圖2 AD8232功能框架圖

2.2.2 0.05 Hz高通濾波器

因心電信號的頻率范圍為0.05～100 Hz，所以，心電信號采集電路須濾除0.05 Hz以下的低頻干擾信號，如基線漂移噪聲[2]。本系統在AD8232生物芯片的儀表放大器輸出端加以簡單的交流耦合RC實現雙極點高通濾波器[3]。具體電路如圖3所示。

圖3 高通濾波器電路圖

2.2.3 100 Hz低通濾波器

在活動狀態下，心電信號中將會夾雜大量的100 Hz以上的運動偽跡噪聲，本系統結合AD8232生物芯片的運算放大器搭載簡單的電阻器和電容器構成雙極點低通濾波器[4]消除100 Hz以上的高頻干擾信號，具體電路如圖4所示。心電信號采集電路的總增益達到1100倍，滿足系統要求。

圖4 低通濾波器電路圖

2.2.4 心電信號采集完整電路

根據上述設計完成以AD8232為主芯片的完整的心電信號采集電路如圖5所示。

圖5 心電信號采集模塊電路圖

將LA,RA,RL引腳接上電極片與人體左胸、右胸和右下腹位置相連接，OUTPUT引腳與示波器信號輸入引腳相連接，上電之后，可觀測到心電信號。

2.3 微控制器模塊設計

圖6 微控制器接口電路圖

2.4 存儲器模塊設計

存儲器模塊通過SPI接口與微控制器進行數據交互，將人體的心電信號以文本的形式保存以供后期專業醫療人員對于心電數據進行分析。為了將系統的尺寸更一步縮小，本系統采用內存為32 GB的Micro—SD卡作為存儲器。圖7為存儲器模塊接口電路。

圖7 微控制器接口電路圖

3 軟件設計

本系統的軟件主要有主程序、定時器中斷程序以及實時心率算法程序三部分組成。主程序循環檢測是否有定時器中斷發生以及實時心率是否超出正常范圍；定時器中斷程序設定相應的時間進入中斷去讀取A/D轉換器讀取的心電信號數據后存入Micro—SD中；實時心率算法程序對A/D轉換后的心電信號數據進行分析計算出實時心率。

3.1 主程序

主程序完成系統初始化工作之后便進入主循環，在主循環中等待定時器中斷和調用實時心率計算函數獲取被測人的實時心率，判定心率是否在正常范圍內，如超出，則以發出閃爍LED作為報警信號，具體流程如圖8所示。

圖8 主程序時序圖

3.2 定時器中斷程序

根據奈奎斯特采樣定理[6]，當采樣頻率大于原始信號最高頻率的2倍以上，采樣之后的數字信號才能完整地保留原始信號中信息。由于心電信號中有用成分的最高頻率是100 Hz，采樣頻率必須在200 Hz以上才能確保心電信號的信息不被丟失。由于采樣頻率越高會導致功耗越高，本系統采用200 Hz頻率進行A/D轉換器采樣，故單片機需要0.005 s進一次定時器中斷，讀取相應的值，具體流程如圖9。

圖9 定時器中斷程序時序圖

3.3 實時心率算法

(4)沖擊能量較大時，正交各向異形板的四角區域向上翹起(圖3c)，最大向上位移達-1.0×10-3 m。

本文設計的實時心率算法的核心思想是動態雙閾值，以R波波峰值作為其中一個閾值，以QRS波寬度作為另外一個閾值。目前的實時心率算法都只注重R波波峰這一個特征值，如文獻[7]中的差分閾值算法，本文經過大量的ECG數據分析，得出QRS波寬度亦可作為計算實時心率的一個特征值。

3.3.1 濾除基線漂移

雖然本系統的心電信號采集電路已對基線漂移噪聲進行了濾波處理，但是心電信號中或多或少會存在一些基線漂移噪聲；再者，基線漂移的存在會對本算法的準確性造成較大的誤差，所以,本文選取一種代碼開銷小(降低功耗)的方法對心電信號數據進行預處理，設未處理的心電信號為ECG(i)。

1)首先對心電信號取均值

(1)

2)再將ECG數據包中的每個數據與平均值做差得到ECG2

(2)

3)找出ECG2中最小的值ECGmin，將ECG2中的每個數據與ECGmin做差，得到基線漂移糾正后的數據

(3)

3.3.2 雙動態閾值提取

選取連續2s的400個心電信號數據依次找出2個最大值(2s一般可以找出1～2個R波波峰)，找到離每個最大值各自最近的最大值乘以0.7的臨界點，計算這兩個臨界點的間距(根據大量的數據研究得出，以200Hz采樣是間距點在6個左右)，即圖10中標注的dqrs，若間距點小于3或者大于10以上，將拋棄這個最大值，認為是一個干擾，間距點在3～10之間認為是一個正常的R波波峰，將這幾個最大值進行平均后乘以0.7為R波波峰值閾值，將幾個dqrs進行平均置為QRS波寬閾值。

圖10 雙動態閾值提取圖

3.3.3 實時心率提取

選取20s的4000個數據存入數組作為實時心率算法樣本數據。從第一個數據開始逐一與R波波峰值閾值進行比較，若大于，則記錄該數據點的下標位置n1，同時將標志位Flag置為1，然后尋找比波峰動態閾值小的第一個數據，記錄該數據點的下標位置為n2，同時標志位Flag清零，計算Δn=n1-n2.

若Δn在QRS波寬閾值合理范圍內，則計數器counter加1;否則,略過，認為是一個干擾。如此反復，直至比較完4 000個數據點，則實時心率

rate=counter×60/20.

(4)

4 測試結果

4.1 系統尺寸測量

本系統的PCB板子使用AltiumDesignerSummer09軟件繪制，該軟件中具有測量PCB長寬功能。在PCB文中的菜單欄選擇Place然后Dimesion(測量)就可測量相應的參數。本系統的尺寸測量結果如圖11，系統板長不到4.2cm，寬度不足2.6cm。

圖11 系統尺寸圖

4.2 系統功耗測試

將電流表與本系統的電源正極串聯，是本系統處于處于正常監測人體心電信號工作狀態，此時電流表上顯示的電流值即為當前電路消耗的平均電流，實驗測試，本系統的平均電流Iav=2.3mA。本系統采用的兩粒紐扣電池的總容量為250mAh，假設本系統一天24h全天工作，根據式(5)

(5)

可知本系統大概可以不間斷監測人體心電信號4～5天，比當前已有的心電信號監測裝置只能維持1天左右的使用時間大大的提升，簡而言之，本系統的功耗非常低。

4.3 實時心率算法準確性測試

測驗分別使用本文的動態雙閾值心率算法與文獻中的差分閾值算法對同一組心電數據進行心率計算。經過多次測試，測得結果如圖12所示，從圖中可知，本系統的動態雙閾值算法統計誤差更小。

圖12 兩種算法誤差對比圖

5 結 論

本文設計的基于穿戴式心電信號監測系統采用先進的生物芯片AD8232取代傳統分立式元件設計的心電信號采集電路，不僅體積小，功耗低，而且采集到的信號失真??；采用最新鐵電存儲技術的MSP430FR5738作為微控制器，更進一步優化了本系統的功耗，經過測試本系統能夠不間斷工作4～5天。本文提出的一種動態雙閾值算法用于實時心率算法的提取，該算法代碼開銷小，錯誤率低。

[1] 龐 宇,鄧 璐,林金朝,等.基于形態濾波的心電信號去除基線漂移方法[J].物理學報,2014(9):428-433.

[2] 孫旭東,張 躍.基于AD8232和MLX90615的心電與體溫測量系統設計[J].傳感器與微系統,2014,33(9):81-84.

[3] 邵毅全,何 強,趙 楊,等.基于二階濾波器的高階帶通濾波器設計和仿真[J].激光雜志,2013(1):25-27.

[4] 史 燕.用Matlab改進電子技術課程濾波器實驗[J].實驗技術與管理,2014(12):107-109.

[5] 劉敬松,張樹人,李言榮.鐵電存儲技術[J].物理與工程,2002(2):37-40.

[6]MishaliM,EldarYC,DounaevskyO,etal.Xampling:Analogtodigitalatsub-Nyquistrates[J].IETCircuits,Devices&System,2011,5(1):8-20.

[7]FangWaichi,HuangHsiang-chen.Designofheartratevariabilityprocessorforportable3-leadECGmonitoringsystem-on-chip[J].ExpertSystemwithApplications,2013,40(5):1491-1504.

Design of ECG monitoring system based on wearable device*

YU Wen-bin， XIE Zhi-jun

(College of Information Science and Engineering,Ningbo University,Ningbo 315211,China)

To deal with shortcomings of current ECG monitoring system,design an ECG monitoring system based on wearable device.This system is mainly composed of an AD8232 biochip,ultra low power consumption Micro-controller MSP430FR5738 and a Micro-SD card.Introduce the specific designs of system software and hardware are introduced detailedly and a realtime heart rate extraction algorithm is proposed with dynamic double threshold value.By testing power consumption of this system and by verifying realtime heart rate algorithm,it is concluded that this system has many advantages of wearable devices,such as small volume and low power consumption.

ECG; AD8232; low power consumption; realtime heart rate algorithm; wearable devices

2015—06—03

國家自然科學基金資助項目(60902097)；寧波市自然科學基金資助項目(2013A610044)；“信息與通信工程”浙江省重中之重學科開放基金資助項目(XKXL1422);可穿戴多生理參數監護設備研發項目(HK2014000139)

10.13873/J.1000—9787(2015)09—0065—04

TP 302

A

1000—9787(2015)09—0065—04

俞文彬(1989-)，男，浙江紹興人，碩士研究生，研究方向為無線傳感器網絡、智能可穿戴設備。