可穿戴式心电监护系统设计及实现

2015-03-31 18:05:48来源: 《中国医疗设备》
    摘 要:可穿戴医疗设备的舒适性、耐用性越来越受到人们的重视。本文采用了导电织物作为心电监护终端的心电电极,并根据织物电极的特点设计了可穿戴心电采集系统。系统主要包含两个部分:心电采集模拟前端和单片机系统。心电采集模拟前端主要将织物式心电电极采集到的微弱心电信号进行进一步的放大和滤波,以得到病人高信噪比的稳定心电波形。单片机系统中采用TI公司的MSP430F149型号芯片作为微处理器。由微处理器控制将心电模拟信号转化为数字信号,并写入Flash内。最后可以和电脑串口进行通信,上传Flash内部的心电数据。Flash芯片采用华邦W25Q256 芯片,内存为256 Mbits,以150 Hz采样频率可以连续存储病人24 h的心电信号。

  0 前言

  心血管疾病是现代工业社会中对人类生命威胁最大的疾病。目前,我国心脑血管疾病患者已经超过 2.7 亿人,每年死于心脑血管疾病近 300 万人。且心血管疾病发病时具有很大的突然性,失去了宝贵的早期诊断救治时间,导致严重的后果,因此最好的方法是防患于未然。日常的心脏监护是保证病人生命安全的重要手段,通过日常监护预先发现异常征兆,可为及时救治赢得时间。

  通过心电信号对人体心脏情况进行日常监控,是心脏监护的有效途径。传统心电监护采用的 AgCl 电极长期使用易引起皮肤过敏等不适反应,不适合在日常生活中使用。近些年来,众多学者与研究机构对可穿戴式心电采集技术进行了研究,以便能够在日常活动的状态下实时采集到穿戴者的心电数据。早在十几年前,织物电极就已经开始在可穿戴式人体健康监测系统中使用。织物电极不同于传统的导体电极,它在测量心电信号时直接和皮肤接触,不需要使用电解凝胶或者粘合剂,非常适合于长时间的心电监测,并且可以扩展应用到生理监测、远程医疗、电子协助和运动医学等很多领域。目前已有采用绷带式或是紧身衣式的形式来设计心电监测系统。

  由于没有粘合剂的使用,织物电极和皮肤接触位置的阻抗会大大增高,容易受到噪声的干扰,影响了获得心电信号的质量,同时人体运动所带来的电极和皮肤的相对运动也会造成接触阻抗的改变,从而影响信号的稳定性。本文根据织物电极的特点设计了可穿戴式心电采集系统,可在日常活动下采集到稳定的高信噪比心电信号。

  1 系统结构

  本文根据织物电极的特点,设计了心电检测电路,并基于 MSP430 单片机完成心电信号的长时间采集以及存储传输的功能。本系统主要包括两个电路模块,分别是心电模拟前端调理电路和 MSP430 系统外围电路。系统的结构,见图 1:

  可穿戴式心电监护系统可实现以下功能 :① 心电信号采集、存储功能。根据心电信号的频谱特征设置心电信号的采样频率为 150 Hz,AD 采样分辨率 12bit,终端可保存病人 24 h 心电数据,并且可根据需求扩展 Flash 容量实现更长时间的采集存储 ;② 心电信号的上传功能,用于实现医生对病人心脏情况的离线分析 ;③ 系统低功耗

  1.1 心电模拟前端设计

  心电模拟前端实现了心电信号的提取、放大和滤波功能。心电模拟前端的结构框图,见图 2 :

  图2 模拟前端电路结构图

    织物电极作为心电测量终端的接触电极。织物电极属干电极,电极的阻抗相对于传统的黏贴式 AgCL-Ag 电极阻抗高,且它不需要使用粘合剂和凝胶膜,接触不固定会造成接触阻抗的改变,这给我们提取人体心电信号造成了一定的困难。高阻抗的干电极容易受到噪声的干扰,噪声来源主要是运动伪差和电力线干扰。通常较为有效的方法是在电极后面接一个缓冲放大器,其作用就是将高阻抗信号转化为低阻抗信号,低阻抗信号不易受到噪音的干扰。

  AC 交流耦合电路用于将提取到微弱的心电信号有效地耦合到后面的信号处理电路中,电路结构见图 3。该电路由电容和电阻构成一个无源高通滤波器。如果R2C1=R3C2=τ,那么电路的传递函数为,截止频率为 。在选择参数的时候,电阻阻值越大越好。大阻值的电阻能带来较高的输入阻抗,方便信号的提取。同时根据心电信号的频谱特征设计无源高通滤波器的截止频率为0.5Hz。选定该AC交流耦合的参数值为:。同时该交流耦合电路起到了抑制电极端流偏置电压的作用,可以防止微小信号出现饱和现象。

  图3 交流耦合电路

  电路中采用了两级放大方案,首先采用仪表运放对两路差分信号进行放大,再经过 0.5 Hz 高通滤波、40 Hz 低通滤波和 50 Hz 双 T 陷波处理后,对处理后的信号进行二级放大,将心电信号幅值放大到伏级别,用于匹配处理器MSP430 的 AD 采样范围。心电信号 99% 的能量集聚在了0~40 Hz 频带范围内,所以本系统设置低通滤波器截止频率为 40 Hz,只获取 0~40 Hz 频带的心电信号,同时低通滤波去掉了大部分的 50 Hz 工频干扰。后面再加 50 Hz 陷波起到双重滤波的效果。同时系统中还增加了右腿驱动反馈电路用于降低人体共模信号对心电信号的影响。

  1.2 MSP430 系统硬件设计

  MSP430 系统实现了对心电模拟信号的 AD 采样,和心电数据存储功能,并能够与电脑进行串口通信,上传采集到的心电数据,为医生提供数据分析。单片机系统设计框图,见图 4 :

  图4 单片机系统结构图

  考虑到系统的低功耗性,微处理器我们选择 TI 公司的MSP430F149 型号芯片。单片机内部集成 12 位 ADC、SPI 和串口通信等功能模块,满足本系统需求。根据心电信号的频谱特点及电路设计获取的心电频谱范围,设置心电信号采样频率为 150 Hz。心电监护系统存储模块选用的是华邦的 W25Q256 flash 芯片,内存大小为 256 Mb,以 150 Hz 采样频率计算,每次采样存储 2 个字节,该芯片可以连续存储病人 24 h 的心电数据。MSP430 通过 SPI 接口与W25Q256 Flash 芯片相连接,通过 SPI 通信方式实现 Flash的读写操作。系统采用单片机内部集成的 UART 接口与上位机进行串口通信,上传 Flash 内部存储的数据。为了方便用户的使用,本文中采用 PL2303 芯片实现串口转 USB 的功能,用户直接使用 USB 线与电脑连接进行通信。

  1.3 系统低功耗设计

  本可穿戴式心电监护终端用于实现病人日常生活中长时间的心电信号采集和存储,所以系统的低功耗型和电池的续航能力是本文中所考虑的重点。

  基于低功耗的实现,系统采用了以下几点设计 :① 模拟电路设计方面选用低功耗模拟器件。本系统的仪表运放选择了 TI 公司的 INA333 型号芯片,运算放大器选用的是TI 的 OPA333 系列芯片。这两款芯片均是低电压、低功耗精密放大器,可采用单电源供电,供电电压范围为 1.8 ~5.5 V,且适合于电池供电。具有优秀的共模抑制比和较小的温度漂移,非常适用于微小的生理信号放大 ;② 微控制器选择了低功耗芯片 MSP430 设计完成 ;③ Flash 选择了华邦公司的低功耗芯片 W25Q256,该芯片工作电压在 2.7~3.6 V 之间,正常工作状态下电流消耗 0.5 mA,掉电状态下电流消耗 1 μA ;④ 数据上传时采用了 USB 接口代替电池实现系统供电 ;⑤ 整个系统采用的是 3.0 V 单电源供电可充电锂电池,电池电压范围为 3.7~4.2 V。系统中采用了 TI 公司型号为 TLV70030 的线性稳压器,用以固定输出 3.0 V 电压。

  2 单片机程序设计

  本系统软件设计主要实现将模拟信号转化为数字信号,然后将数字信号写入 Flash 内存储,并能和上位机进行通信。系统主要由 4 个功能模块组成 :按键中断用于控制 AD 采样的开启和停止 ;AD 采样将模拟信号转化为数字信号 ;单片机对 Flash 读写和单片机与 PC 进行串口通信。单片机主程序流程见图 5。

  图5 单片机系统主程序流程图2.1 单片机主程序设计

  系统上电后,单片机系统主程序开始工作,首先完成各模块的初始化,主要包括时钟、串口设置、SPI 设置和ADC 采样设置的初始化工作,然后开启总中断,进入主循环程序。主循环程序通过标志位“sign”判断上位机是否发送命令,并在接收到不同命令时进行相应操作。接收到“发送”命令时,单片机通串口通信方式将 Flash 内部数据上传,并在数据发送结束后,发送结束标志字;接收到“擦除”命令时,主程序进行 Flash 擦除操作,此时擦除操作会持续一段时间,需等待单片机发送擦除结束标志字方可进行下一项操作。

    2.1 单片机主程序设计

  系统上电后,单片机系统主程序开始工作,首先完成各模块的初始化,主要包括时钟、串口设置、SPI 设置和ADC 采样设置的初始化工作,然后开启总中断,进入主循环程序。主循环程序通过标志位“sign”判断上位机是否发送命令,并在接收到不同命令时进行相应操作。接收到“发送”命令时,单片机通串口通信方式将 Flash 内部数据上传,并在数据发送结束后,发送结束标志字;接收到“擦除”命令时,主程序进行 Flash 擦除操作,此时擦除操作会持续一段时间,需等待单片机发送擦除结束标志字方可进行下一项操作。

  2.2 单片机中断服务程序

  单片机程序中,采用中断方式实现按键中断、心电信号的 AD 采样与数据存储以及与上位机串口通信中命令的接收、数据发送的功能。中断服务程序的流程图,见图 6~7。

  图6 按键中断服务程序     图7 AD中断服务程序

  按键按下唤起按键中断服务程序,在按键中断服务程序中通过判断标志位“keyfig”的值判断按键是第一次按下还是第二次按下。第一次按下,开启 AD 采样;第二次按下,停止 AD 采样。AD 转换完成后进入 AD 中断服务程序。在AD 中断服务程序中,将采样得到的数据写入 Flash 中,并通过设置时间延迟调整 AD 的采样频率(150 Hz)。该采样频率可以在 AD 中断中对 IO 口输出进行“异或”操作产生方波来测试。串口中断服务程序用于接收上位机发送的命令,并对接收到的命令进行解析,根据相应的命令标记标志位“sign”,用于主程序的循环判断。

  3 实验结果

  绷带式织物心电电极的结构,见图 8。

  图8 绷带式织物电极

  绷带两端为金纤维织物,相当于心电测量的两个导联。中间是导电织物的构成的罩,用于覆盖设备,可以有效的降低外界电磁干扰,起到屏蔽的作用。

  可穿戴式心电监测终端的使用场景是日常生活,为了确保日常活动下心电信号的质量,为此设计了以下实验方案 :① 选取 10 名测试对象,5 名男生,5 名女生 ;② 织物电极以绷带的形式佩戴在胸部(男生佩戴位置 :胸部 ;女生佩戴位置 :比男生靠下,在胸骨剑突部位);③ 每位测试者做以下动作 :静止、走路、手臂大幅度摆动走路,以秒表计时,持续时间 20s,两种动作中间静止 10s。使用数据采集卡对采集到的数据进行显示,见图 9。

  从采集到的心电波形中可以看到在静止和走路情况下,均能获得较好的波形。走路状态下,心电波形有轻微的漂移,对 P 波和 T 波的检测带来一定影响,但 QRS 波群仍保持完好。而手臂大幅度运动时会带来上身胸部较大的运动,造成织物电极和皮肤相对的有较大的位移,采集到的心电波形会有较大畸变。但是改变后又会马上恢复,重新测得质量较好的波形。所以在对波形进行评估时,可以去掉波形畸变的部分。通过上述三种情况下的实验测试,可以验证本文的可穿戴式心电采集系统可以实现普通运动情况下心电信号的监测。

  4 结论

  随着可穿戴设备的发展,可穿戴式心电监测设备方面的研究也越来越多。为了提高可穿戴心电监测设备在使用中的稳定性、舒适性和耐用性,本文采用了导电织物作为心电监护终端的心电电极,并根据织物电极的特点设计了可穿戴式心电采集系统,该系统可以连续采集存储病人 24 h 的心电信号,并将心电数据上传电脑。通过 10 人的心电信号质量测试,验证了该系统可以在日常活动状态下采集到高信噪比的稳定心电信号。

 

  

 

 


关键字:心电  监护  实现

编辑:鲁迪 引用地址:http://www.eeworld.com.cn/medical_electronics/2015/0331/article_5598.html
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