基于ESP32的家用心電采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)

王佳軍，孟令軍，薛志凌，李曉宇

（中北大學(xué) 儀器與電子學(xué)院，太原 030051）

心電信號(hào)作為一項(xiàng)人體重要的生命指標(biāo)，與心腦血管、高血壓等疾病息息相關(guān)，對(duì)于心電信號(hào)的采集變得尤為重要。 而傳統(tǒng)醫(yī)療設(shè)備體積大，需要專業(yè)人員操作且價(jià)格高， 難以適用于社區(qū)與家庭。文獻(xiàn)[1]使用多級(jí)放大電路進(jìn)行心電信號(hào)處理，擁有很好的濾波效果， 但使得設(shè)備的體積與功耗增加；文獻(xiàn)[2]設(shè)計(jì)的檢測(cè)系統(tǒng)通過(guò)手指觸摸式金屬電極片獲取心電信號(hào)，方便快速，但沒(méi)有考慮到人體自身產(chǎn)生的噪聲，未對(duì)其進(jìn)行去除。

心電信號(hào)具有幅值小（一般在0.05～4 mV），頻率低（集中在0.05～100 Hz）等特征[3]，是一種低頻微弱生物信號(hào)，很容易受到環(huán)境和自身干擾，擁有強(qiáng)烈的非線性和非平穩(wěn)性[4]。系統(tǒng)前端采集到的心電信號(hào)通常包含人體內(nèi)部噪聲及外部環(huán)境干擾，如基線漂移、工頻干擾、肌電干擾和其他電器設(shè)備干擾[5]，導(dǎo)致信號(hào)波形畸變，無(wú)法提取有用的信號(hào)。 目前，常用的濾波算法有小波變換法[5]、深度學(xué)習(xí)[6]、自適應(yīng)濾波器[7]等。 文獻(xiàn)[8]改進(jìn)小波變換對(duì)肌電干擾做降噪處理，文獻(xiàn)[9]在計(jì)算機(jī)端使用卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)對(duì)心電信號(hào)分析，但由于它們計(jì)算量大，不易于在嵌入式設(shè)備上實(shí)現(xiàn)。

因此，設(shè)計(jì)一種能夠快速采集、降噪、顯示的心電采集系統(tǒng)具有實(shí)際價(jià)值。 本文的主要工作：①通過(guò)器件選型，選擇體積小且功耗低、噪聲小的器件，實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)整體的低功耗、小巧輕便；②采集高質(zhì)量信號(hào)。 通過(guò)選擇低噪聲器件及為采集端添加穩(wěn)壓器防止引入電路板及電源噪聲。 在軟件中，針對(duì)最常見(jiàn)的3 種噪聲：基線漂移、工頻干擾、肌電干擾，設(shè)計(jì)在嵌入式設(shè)備上的算法，盡最大限度地提高信號(hào)質(zhì)量；③利用ESP32 的物聯(lián)網(wǎng)功能，通過(guò)無(wú)線低功耗藍(lán)牙傳輸至手機(jī)APP 端實(shí)時(shí)顯示。

1 系統(tǒng)設(shè)計(jì)

為了提高采集到的心電信號(hào)質(zhì)量和實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)低功耗，對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行方案設(shè)計(jì)。 采集系統(tǒng)由信號(hào)采集模塊、電源模塊、主控模塊組成，用于實(shí)現(xiàn)信號(hào)的采集、處理和顯示，系統(tǒng)框圖如圖1 所示。

圖1 系統(tǒng)設(shè)計(jì)Fig.1 System design

采集模塊使用三導(dǎo)聯(lián)與人體連接，心電信號(hào)通過(guò)外圍電路及芯片內(nèi)部濾波放大后，經(jīng)A/D 轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換獲得數(shù)字信號(hào)。 電源模塊包含兩部分：第一，系統(tǒng)使用鋰電池供電，使用電源管理芯片對(duì)鋰電池進(jìn)行充放電管理，為主控模塊提供5 V 供電電壓；第二，使用低功耗穩(wěn)壓器完成電壓轉(zhuǎn)換，為采集模塊提供3.3 V 工作電壓。主控模塊功能通過(guò)SPI 協(xié)議接收采集模塊發(fā)送的數(shù)字信號(hào)，然后進(jìn)行濾波降噪，通過(guò)低功耗藍(lán)牙廣播至手機(jī)端繪制顯示心電波形。

2 硬件設(shè)計(jì)

2.1 前端采集模塊硬件設(shè)計(jì)

信號(hào)采集模塊作為整個(gè)檢測(cè)系統(tǒng)的第一步也是核心部分，選用TI 公司的一款醫(yī)用級(jí)ADC 集成芯片ADS1292R，其內(nèi)置2 個(gè)PGA 放大器作為ADC前端減小ADC 噪聲和24 位Δ-Σ 高分辨率模數(shù)轉(zhuǎn)換器，具備可調(diào)節(jié)增益、功耗低、可靈活斷電與待機(jī)模式等優(yōu)點(diǎn)[10]，符合本系統(tǒng)便攜式和低功耗的要求。 其高達(dá)120 dB 的共模抑制比[11]以及可將任意一路輸入配置為右腿反饋電路，可有效抑制采集過(guò)程中電源線帶來(lái)的共模干擾。 其關(guān)鍵參數(shù)如表1所示。

表1 ADS1292R 關(guān)鍵參數(shù)Tab.1 ADS1292R key parameter

IN2N 和IN2P 是一組差分通道，輸入心電信號(hào)，可減小共模干擾，通過(guò)R21、C29與R22、C30兩路RC 低通濾波器和芯片內(nèi)部?jī)陕稥MI 濾波，作為采集系統(tǒng)對(duì)信號(hào)的第一步硬件濾波處理。 IN1N 和IN1P 差分通道可用于測(cè)量呼吸，只需要配置寄存器即可。 由人體周圍電力線、電氣設(shè)備電磁輻射產(chǎn)生的電壓，對(duì)于心電信號(hào)的采集是不可忽略的噪聲，ADS1292R內(nèi)部集成了右腿驅(qū)動(dòng)電路，腿部信號(hào)通過(guò)RLDINV經(jīng)過(guò)反向放大器放大，創(chuàng)建一個(gè)負(fù)反饋信號(hào)輸入至片內(nèi)任意通道，起到快速的放電作用[12]，可以有效減少共模干擾，提高共模抑制比。 通過(guò)（AVDD+AVSS）/2抬升電壓，保證芯片能夠檢測(cè)到電壓信號(hào)。 信號(hào)采集電路如圖2 所示。

圖2 信號(hào)采集電路原理Fig.2 Principle of signal acquisition circuit

2.2 主控模塊硬件設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)控制器選擇樂(lè)鑫公司的低功耗ESP32芯片，主頻為240 MHz 具有強(qiáng)大的數(shù)據(jù)處理能力；支持多種低功耗模式，可以應(yīng)對(duì)各種低功耗的應(yīng)用場(chǎng)景，在休眠模式下的功耗不到5 μA，使用電池供電時(shí)可極大地延長(zhǎng)系統(tǒng)工作時(shí)間；具有豐富的外設(shè)接口，包括SPI、UART 等，可以提供強(qiáng)大的控制功能。ESP32 系列最大的特色是集成藍(lán)牙和WIFI 功能，是目前物聯(lián)網(wǎng)系統(tǒng)開(kāi)發(fā)的熱門芯片。 前端ADS1292R通過(guò)SPI 總線與ESP32 通信，一路串口可連接至上位機(jī)，調(diào)試與保存數(shù)據(jù)，通過(guò)低功耗藍(lán)牙與智能手機(jī)相連，實(shí)現(xiàn)心電采集系統(tǒng)的遠(yuǎn)程控制。 電路原理圖如圖3 所示。

圖3 ESP32 電路原理圖Fig.3 ESP32 circuit schematic diagram

2.3 電源模塊硬件設(shè)計(jì)

電源模塊由可充電鋰電池、電池充放電管理單元、電壓轉(zhuǎn)換模塊組成。 采用單節(jié)4.2 V 鋰電池為系統(tǒng)供電，選用IP5306 芯片管理鋰電池充放電，集成了升壓轉(zhuǎn)換器、支持邊充電邊放電等功能的電源管理芯片。 輸入電壓最大為6 V，滿足電路板運(yùn)行所需要電壓。 其典型應(yīng)用電路如圖4 所示。 采用ADI 公司的ADP150 低壓差線性調(diào)節(jié)器，將IP5306 輸出的5 V 電壓轉(zhuǎn)換為3.3 V 電壓，為采集模塊提供超低噪聲、穩(wěn)定的工作電壓。其硬件電路原理圖如圖5 所示。

圖4 IP5306 電路原理圖Fig.4 IP5306 circuit schematic diagram

圖5 ADP150 電路原理圖Fig.5 ADP150 circuit schematic diagram

3 軟件設(shè)計(jì)

3.1 軟件濾波

基線漂移是指心電信號(hào)上下移動(dòng)， 偏移水平基軸的現(xiàn)象。通常是由人體的呼吸和情緒波動(dòng)、電極接觸不良或位移，以及肌肉的顫動(dòng)導(dǎo)致，是一種低頻噪聲[12]。 本文采用IIR 高通濾波器糾正基線漂移[13]，選用橢圓濾波器實(shí)現(xiàn)。 濾波器通帶越平坦，濾波效果越好，通帶波紋設(shè)置為0.006，阻帶衰減越大，對(duì)信號(hào)的阻礙作用越強(qiáng)，設(shè)置為20 dB。

工頻干擾是指心電信號(hào)中混入由市電帶來(lái)的頻率為50 Hz 的噪聲信號(hào)， 對(duì)心電信號(hào)的影響主要表現(xiàn)為波形整體模糊，尤其是與低頻的P 波和T 波有大量重疊[14]。 人體體表的分布電容能夠記錄周圍電磁波以共模干擾的形式輸入系統(tǒng)。 陷波器是一種特殊的IIR 濾波器，在特定頻率處增益為0，其他頻率增益為1，因此，可濾除固定的50 Hz 工頻噪聲。數(shù)字陷波器要求其傳遞函數(shù)零點(diǎn)在單位圓上且對(duì)應(yīng)的有一個(gè)極點(diǎn)與之匹配，使得陷波器過(guò)度帶寬減小，通帶平坦[15]。 其頻響函數(shù)為

傳遞函數(shù)表達(dá)式為

肌電干擾是由于人體皮膚表面分布的電動(dòng)勢(shì)引起，肌肉的運(yùn)動(dòng)導(dǎo)致電位發(fā)生變化。 該類噪聲幅值較小，持續(xù)時(shí)間短，頻率范圍廣，分布在0～2000 Hz，但主要集中在30～300 Hz 之間。 由于肌電噪聲的頻率一般高于心電信號(hào)的有效頻率，本文通過(guò)模擬巴特沃斯濾波器進(jìn)行雙線性變換得到低通數(shù)字濾波器進(jìn)行濾波處理。 其傳遞函數(shù)為

由上式經(jīng)過(guò)雙線性變換法得到數(shù)字濾波器傳遞函數(shù)為

3.2 軟件設(shè)計(jì)

軟件設(shè)計(jì)主要包括采集控制端與手機(jī)端。 采集控制端在系統(tǒng)上電以后，首先進(jìn)行傳感器、外設(shè)與藍(lán)牙模塊初始化，搜索藍(lán)牙，打開(kāi)手機(jī)端軟件，藍(lán)牙連接成功后，進(jìn)入等待狀態(tài)，等待手機(jī)端下發(fā)采集指令，啟動(dòng)采集之后，接收藍(lán)牙端發(fā)送的數(shù)據(jù)并顯示。 手機(jī)端使用Aliyun 平臺(tái)開(kāi)發(fā)，實(shí)時(shí)接收并繪制信號(hào)波形以及控制指令的下發(fā)。 流程如圖6 所示。

圖6 主程序流程Fig.6 Main program flow chart

4 測(cè)試與分析

4.1 數(shù)據(jù)采集測(cè)試

為了驗(yàn)證本系統(tǒng)能否實(shí)時(shí)準(zhǔn)確采集并顯示心電波形。 現(xiàn)對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行測(cè)試，電極片作為系統(tǒng)的最前端與人體連通，會(huì)給檢測(cè)電路引入噪聲，測(cè)試選用硅膠電極片降低檢測(cè)電路噪聲，提高共模抑制比。 通過(guò)三導(dǎo)聯(lián)方式連接至人體雙臂以及腿部，保持身體姿態(tài)平穩(wěn)。 如圖7 所示，系統(tǒng)可以采集到心電信號(hào)，藍(lán)牙連接成功，在APP 可以清晰地顯示波形。

圖7 系統(tǒng)測(cè)試Fig.7 System test

4.2 濾波效果分析

為了驗(yàn)證本系統(tǒng)是否對(duì)基線漂移、工頻干擾、肌電噪聲起到很好的濾除效果，通過(guò)串口將采集系統(tǒng)采集到的原始數(shù)據(jù)及濾波后的數(shù)據(jù)傳輸至上位機(jī)保存為文本文件，使用MATLAB 軟件進(jìn)行繪圖分析，通過(guò)觀察濾波前后，時(shí)域與頻域波形評(píng)價(jià)濾波效果。

由圖8 可知，原始心電信號(hào)在基線附近上下漂移，無(wú)法分辨信號(hào)特征。 濾波后的信號(hào)漂移得到了有效消除。 由圖9 頻譜可以發(fā)現(xiàn)，在0～2 Hz 范圍內(nèi)，帶有基線漂移的頻譜信號(hào)的幅值很大，經(jīng)過(guò)濾波后的心電信號(hào)在該頻率范圍內(nèi)幅值較小，其他頻率分量沒(méi)有受到影響，完整地保留了信號(hào)的特征。 證明該濾波器對(duì)0～2 Hz 的低頻分量有明顯抑制作用。

圖8 含基線漂移濾波前后波形對(duì)比Fig.8 Waveform comparison before and after filtering with baseline drift

圖9 含基線漂移濾波前后頻譜對(duì)比Fig.9 Spectrum comparison before and after filtering with baseline drift

通過(guò)圖10 前后對(duì)比可知， 濾波前P 波段和T波段幾乎被噪聲淹沒(méi)，無(wú)法識(shí)別其整體特征，經(jīng)過(guò)濾波去除干擾之后，其波形可以清晰的顯示。 由圖11 頻譜可以看出，在50 Hz 處較高的峰值完全被濾除，對(duì)周圍47～49 Hz 以及51～53 Hz 處，信號(hào)幅度有輕微的衰減，其他頻率分量幅頻特性并未發(fā)生明顯變化，說(shuō)明該陷波器起到良好作用，可以達(dá)到本設(shè)計(jì)的要求。

圖10 含工頻干擾濾波前后波形對(duì)比Fig.10 Waveform comparison before and after filtering with power-line interference

圖11 含工頻干擾濾波前后頻譜對(duì)比Fig.11 Spectrum comparison before and after filtering with power-line interference

由圖12 時(shí)域信號(hào)可知，原始信號(hào)帶有細(xì)小的波紋，經(jīng)過(guò)低通濾波器后，可以有效地去除大部分高頻噪聲，波形與理想心電信號(hào)波形十分相似。 由圖13 頻譜可知，40～100 Hz 噪聲大部分可以被濾除，但20～40 Hz 有效頻率分量也被部分濾除，造成一定程度的失真。

圖12 含肌電干擾濾波前后波形對(duì)比Fig.12 Waveform comparison before and after filtering with electromyographical interference

圖13 含肌電干擾濾波前后頻譜對(duì)比Fig.13 Spectrum comparison before and after filtering with electromyographical interference

5 結(jié)語(yǔ)

隨著醫(yī)療健康越來(lái)越受到重視，本文研發(fā)了低成本和微型化的心電采集設(shè)備， 設(shè)計(jì)了基于ESP32的家用心電采集系統(tǒng)， 針對(duì)心電信號(hào)易受噪聲影響， 在硬件部分采用ADS1292R 高精度采集模塊，低噪聲電壓轉(zhuǎn)換模塊。 軟件針對(duì)3 種家庭常見(jiàn)噪聲實(shí)現(xiàn)濾波算法，保障心電信號(hào)質(zhì)量。 系統(tǒng)功耗低、體積小，在便攜性上得到了較大的提升，在家庭和社區(qū)醫(yī)療中有很廣闊的應(yīng)用場(chǎng)景。 本系統(tǒng)仍存在優(yōu)化的空間，比如進(jìn)一步提高濾波效果，將采集到的心電數(shù)據(jù)保存至本地文件系統(tǒng)為日后的查看和醫(yī)生輔助治療提供參考。