摘 要：本文闡述了一種新型電極貼式無線低功耗動(dòng)態(tài)心電記錄儀的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)過程。該心電記錄儀主要由電極貼連接模塊、心電前端、主控單元、藍(lán)牙模塊、無線充電模塊、鋰電池、穩(wěn)壓和電源管理模塊組成，采用低功耗心電采集芯片ADS1191和低功耗單片機(jī)MSP430F2112組成信號(hào)采集電路，心電信號(hào)可通過藍(lán)牙模塊發(fā)送至手機(jī)端進(jìn)行顯示和分析；選用鋰電池供電，可采用新型無線充電技術(shù)充電；無外置接口，具備防水功能，體積小、功耗低，可長時(shí)間記錄單導(dǎo)聯(lián)心電信號(hào)，適用于心電信號(hào)的日常實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)。

前言

心電信號(hào)是人類最早研究并應(yīng)用于醫(yī)學(xué)與臨床的生物電信號(hào)之一，相較于其他生物電信號(hào)更易于檢測(cè)，并具有較直觀的規(guī)律性。由于心臟病有突發(fā)性以及長久性等特點(diǎn)，心臟病患者往往需要進(jìn)行長期治療和監(jiān)護(hù)，因此對(duì)患者進(jìn)行長時(shí)間的心電記錄有著極其重要的臨床價(jià)值。長時(shí)間的心電記錄能記錄到普通心電圖檢測(cè)時(shí)患者不易出現(xiàn)的短暫異常心電活動(dòng)，為病情分析提供重要依據(jù)。心電監(jiān)護(hù)儀在20世紀(jì)60年代首次應(yīng)用時(shí)只能監(jiān)測(cè)心電信號(hào)，稱為單參數(shù)監(jiān)護(hù)儀。隨著大規(guī)模集成電路和微處理器的出現(xiàn)，目前的心電監(jiān)護(hù)儀已經(jīng)能監(jiān)測(cè)數(shù)十種參數(shù)。鑒于心電信號(hào)的難識(shí)別性以及心電監(jiān)護(hù)相關(guān)操作的專業(yè)性，心電監(jiān)護(hù)的實(shí)施往往局限于醫(yī)院以及健康機(jī)構(gòu)，患者日常心電監(jiān)護(hù)不易實(shí)施。

可穿戴式醫(yī)療儀器具有生理信號(hào)檢測(cè)和處理、信號(hào)特征提取和數(shù)據(jù)傳輸?shù)然竟δ苣K，可以實(shí)現(xiàn)對(duì)人體的無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測(cè)、診斷和治療。傳統(tǒng)的心電監(jiān)測(cè)儀中，各硬件裝置之間主要通過通信線纜連接，其操作平臺(tái)也基于有線裝置，雖在一定的場(chǎng)合如醫(yī)院以及社區(qū)等有一定的適用性，但卻沒有與現(xiàn)有的個(gè)人通信終端（如移動(dòng)電話、掌上電腦、便攜式電腦等）融合。針對(duì)這種狀況，本研究在保證信號(hào)采集質(zhì)量的前提下，設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一種更為便捷舒適的可穿戴式無線心電記錄儀，采用低功耗心電采集芯片ADS1191和低功耗單片機(jī)MSP430F2112組成信號(hào)采集電路，采集的心電信號(hào)可通過藍(lán)牙傳輸?shù)酵ㄐ沤K端進(jìn)行顯示和分析 ；并利用無線傳輸和無線充電技術(shù)使整個(gè)設(shè)備完全密封，實(shí)現(xiàn)了防水功能，符合醫(yī)療安全標(biāo)準(zhǔn)。

可穿戴式無線心電記錄儀應(yīng)具備功耗低、體積小、處理速度高的特性。本研究采用的心電電極片大小約為30~75 mm。考慮到心電電極貼的支撐能力，本研究預(yù)期的設(shè)備高度約 0.5 cm，重量＜ 30 g。模擬實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，心電電極貼能夠很好地支撐該體積和重量的設(shè)備，并且在運(yùn)動(dòng)的時(shí)候不會(huì)脫落。

心電記錄儀主要由電極貼連接模塊、心電前端、主控單元、藍(lán)牙模塊、無線充電模塊、鋰電池、穩(wěn)壓和電源管理模塊組成。結(jié)構(gòu)框圖，見圖 1。

圖1 可穿戴式無線心電記錄儀結(jié)構(gòu)框圖

1.1 心電數(shù)據(jù)采集部分（模塊A）

設(shè)計(jì)體表心電信號(hào)具有幅值微弱和易受干擾等特點(diǎn)。該模塊采集到的心電信號(hào)經(jīng)過具備高輸入阻抗的差分放大電路進(jìn)行前置放大，抑制零點(diǎn)漂移，減少共模信號(hào)的干擾 ；信號(hào)經(jīng)過進(jìn)一步放大（1000 倍左右）后，再濾除干擾信號(hào)進(jìn)行電平提升 ；然后送入核心處理控制器進(jìn)行處理。該模塊選用 TI 公司的低功耗心電采集芯片 ADS1191 實(shí)現(xiàn)，使心電信號(hào)經(jīng)過濾波、放大、A/D 轉(zhuǎn)換等一系列處理后以 SPI傳輸方式送入低功耗單片機(jī) MSP430F2112 做進(jìn)一步的分析處理；無線傳輸采用適用于袖珍設(shè)備的 HM-6 藍(lán)牙模塊（華茂科技公司生產(chǎn)）實(shí)現(xiàn)。

1.2 電源部分（模塊B）設(shè)計(jì)

無線充電技術(shù)源于無線電力輸送技術(shù)，市場(chǎng)比較主流的無線充電技術(shù)主要通過 3 種方式（電磁感應(yīng)、無線電波及共振作用）實(shí)現(xiàn)。無線充電模塊選用 Qi 無線充電技術(shù)和BQ24201 充電器實(shí)現(xiàn)。Qi 是全球首個(gè)推動(dòng)無線充電技術(shù)的標(biāo)準(zhǔn)化組織 - 無線充電聯(lián)盟（WPC）推出的“無線充電”標(biāo)準(zhǔn)，具備便捷性和通用性兩大特征。Qi 無線充電技術(shù)利用磁共振在充電器與設(shè)備之間的空氣中傳輸電荷，線圈和電容器則在充電器與設(shè)備之間形成共振，實(shí)現(xiàn)電能的高效傳輸，其基本原理是在兩個(gè)線圈間形成共振從而實(shí)現(xiàn)電能的無線傳輸。BQ24201 是一種用于鋰離子電池或者鋰聚合物的充電器，將內(nèi)部高精度電壓調(diào)節(jié)、功率 MOSFET、溫度監(jiān)控、充電狀態(tài)及充電終止電路集成在一個(gè)芯片上 ；外圍元件少，節(jié)省空間及成本。

電源管理模塊選用 BQ24312 作為鋰離子充電器的前端保護(hù)方案，可提供 4.25 V 的過壓保護(hù) ；選用 ADuM5000 實(shí)現(xiàn)電源隔離，ADuM5000 是一款基于 ADI 公司技術(shù)的隔離式 DC/DC 轉(zhuǎn)換器，可為后續(xù)電路提供 5 V 電源隔離。根據(jù)產(chǎn)品需求，心電記錄儀需要執(zhí)行＞ 4 h 的無間斷心電信號(hào)的采集以及發(fā)送工作，對(duì)整體電路進(jìn)行估計(jì)后，本研究擬采用 90 mAH 可充電鋰電池供電。電源部分充電電路圖，見圖 2。鋰電池經(jīng) MIC5205LB穩(wěn)壓芯片為 ADS1191、MSP430F2112 以及藍(lán)牙模塊提供穩(wěn)定的 3.3 V 數(shù)字電壓和模擬電壓。

圖2 電源部分充電電路圖

1.3 嵌入式軟件設(shè)計(jì)

心電記錄儀軟件開發(fā)環(huán)境采用 IAR 公司為 MSP430 單片機(jī)設(shè)計(jì)的交叉編譯器 IAR Embedded Workbench，編寫語言為 C 語言。系統(tǒng)軟件流程圖，見圖 3。為滿足低功耗的設(shè)計(jì)要求，本研究在軟件設(shè)計(jì)上采用如下方法控制功耗 ：

① 按照功能將軟件劃分為幾個(gè)相對(duì)獨(dú)立的模塊，由中斷觸發(fā) ；② 使用軟件控制暫時(shí)不工作的芯片進(jìn)入休眠或空閑狀態(tài) ；③ 采用機(jī)器周期短的程式優(yōu)化各模塊程序，降低整個(gè)系統(tǒng)的實(shí)際運(yùn)行時(shí)間，從而降低系統(tǒng)功耗。

圖3 心電記錄儀軟件流程圖

2.1 系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)

設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)的心電記錄儀實(shí)物圖，見圖 4。由圖 4 可知，記錄儀主要分成兩部分，其直徑均約 30 mm，厚約 5 mm，整體長度約 10 cm，重 25 g ；相互之間的連接線包括地線和電源線；電極貼背部嵌有電極扣，使用時(shí)直接扣在電極貼上。電極貼使用位置為左鎖骨中線下 3 cm 左右，見圖 5。

心電記錄儀心電采集前端ADS1191與處理器MSP430F2112 運(yùn)行時(shí)的功耗為 0.98 mA，藍(lán)牙實(shí)時(shí)發(fā)送數(shù)據(jù)的功耗為 16 mA。圖 6 為一位男性受試者接受測(cè)試時(shí)的心電波形，可以看出，經(jīng)過去噪、平滑等預(yù)處理之后的心電波形穩(wěn)定、基線漂移不明顯，P、QRS、T 波特征明顯，可用于心率失常分析。

圖4 心電記錄儀實(shí)物圖，其中(a)為正面圖，(b)為背面圖。

圖5 心電記錄儀使用示意圖                          圖6 接收端心電波形圖

2.2 系統(tǒng)測(cè)試

（1）輸入阻抗。由信號(hào)發(fā)生器產(chǎn)生“100 mV 10 Hz”的正弦波，串一個(gè) 620 kΩ 的電阻接入心電記錄儀輸入端，實(shí)測(cè)信號(hào)發(fā)生器的正弦信號(hào)幅值 U=98.8 mV，記錄儀輸入端的電壓 U=95.84 mV，通過計(jì)算得知心電記錄儀的輸入阻抗 R=20.07 MΩ。根據(jù)國家心電圖機(jī)標(biāo)準(zhǔn)化文檔規(guī)定，心電圖機(jī)的輸入阻抗須≥ 2.5 MΩ。因此，心電記錄儀的輸入阻抗符合行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)。

（2）頻率響應(yīng)。在測(cè)試電路中，使信號(hào)發(fā)生器的輸出信號(hào)頻率從0.1 Hz到150 Hz發(fā)生連續(xù)變化（即通常說的“掃頻”）并保持幅度 100 mV 不變，在輸出端通過示波器或者其他記錄儀將放大器對(duì)于這種連續(xù)變化的相應(yīng)輸出電平記錄下來，即可得到設(shè)備的頻率響應(yīng)曲線。經(jīng)測(cè)量在 0.1 ～ 150 Hz 的頻帶范圍內(nèi)，心電記錄儀信號(hào)放大倍數(shù)的波動(dòng)幅度為2.37 dB，小于國家規(guī)定的 3 dB，符合要求。

（3）共模抑制比。共模抑制比指的是差模輸入時(shí)的放大倍數(shù)與共模輸入時(shí)的放大倍數(shù)的比值，反應(yīng)了心電圖機(jī)的抗干擾能力。首先測(cè)量共模輸入時(shí)的放大倍數(shù)，從信號(hào)源引入“1.5 V / 50 Hz ”信號(hào)，將其輸入短接的輸入端，信號(hào)源地線接右腳驅(qū)動(dòng)，記錄輸出信號(hào)幅值 ；然后與差分輸入時(shí)的信號(hào)放大倍數(shù)進(jìn)行對(duì)比，經(jīng)計(jì)算共模抑制比為106.4 dB，符合國家心電圖機(jī)標(biāo)準(zhǔn)。

本研究設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)的便攜式心電記錄儀功耗低、體積小，具有如下特點(diǎn) ：① 操作方便 , 測(cè)量簡單 , 設(shè)備廉價(jià) , 易于推廣使用 ；② 測(cè)量無創(chuàng)、安全、準(zhǔn)確、可重復(fù)性強(qiáng) ；③ 可實(shí)時(shí)顯示波形 ；④ 具備無線充電功能。該心電記錄儀產(chǎn)業(yè)化后可廣范用于心電信號(hào)的長期實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)。