【作 者】潘天文，田青，魏朋博，虞致國(guó)，顧曉峰

物聯(lián)網(wǎng)技術(shù)應(yīng)用教育部工程研究中心，江南大學(xué)電子工程系，無(wú)錫市，214122

0 引言

近年來，隨著生活節(jié)奏的加快和工作壓力的提高，以及我國(guó)人口日趨老齡化[1]，心臟疾病的發(fā)病率不斷攀升。我國(guó)每年約有350萬(wàn)人死于心血管病，每10 s就有一人死于心血管病，心臟疾病已成為威脅人類健康的第一殺手[2]。心臟疾病的預(yù)防和治療刻不容緩。心電信號(hào)的實(shí)時(shí)采集和監(jiān)測(cè)對(duì)醫(yī)生觀察病人的情況有重要意義。醫(yī)院的高精度心電信號(hào)采集設(shè)備，價(jià)格昂貴、使用復(fù)雜且體積龐大，不適合個(gè)人使用。ZigBee是實(shí)現(xiàn)物聯(lián)網(wǎng)系統(tǒng)的重要無(wú)線傳輸技術(shù)[3]，本文設(shè)計(jì)出一個(gè)便攜可穿戴的心電采集檢測(cè)設(shè)備，病人可隨身攜帶，心電數(shù)據(jù)可通過ZigBee無(wú)線傳輸?shù)诫娔X上，可讓醫(yī)生在辦公室通過電腦掌握病人的病理情況，具有一定實(shí)用價(jià)值。

1 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)由傳感器、兩塊CC2530單片機(jī)和PC組成（圖1）。其中一塊單片機(jī)作為終端，完成模擬信號(hào)的采集，計(jì)算以及數(shù)據(jù)發(fā)送功能。另一塊單片機(jī)作為協(xié)調(diào)器，負(fù)責(zé)組網(wǎng)和接收終端發(fā)來的數(shù)據(jù)并且與PC機(jī)通過通用異步收發(fā)模塊(UART)進(jìn)行串口通信。PC機(jī)負(fù)責(zé)在上位機(jī)上對(duì)心電信號(hào)的實(shí)時(shí)監(jiān)控功能。

圖1 系統(tǒng)總體框圖Fig.1 Block diagram of the system

2 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

系統(tǒng)硬件由采集模塊、主控模塊、通信模塊三部分組成。采集模塊為傳感器和CC2530單片機(jī)上的ADC模塊。主控模塊為增強(qiáng)型8051微處理器。通信模塊為CC2530上的ZigBee模塊和UART模塊。

2.1 傳感器

本文采用光電式心率傳感器進(jìn)行人體心電信號(hào)的采集。傳感器采用CC2530單片機(jī)上的3.3 V電壓源供電?；驹硎抢萌梭w組織在血管搏動(dòng)時(shí)造成透光率的不同來測(cè)量脈搏。傳感器原理圖如圖2所示。傳感器由LED光源和光電變換器兩部分組成，通過綁帶固定在手指上。當(dāng)光束透過人體外周血管，由于動(dòng)脈搏動(dòng)充血容積變化導(dǎo)致這束光的透光率發(fā)生改變，此時(shí)由光電變換器接受人體組織反射的光線，轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?hào)。由于脈搏是隨心臟的搏動(dòng)而周期性變化的信號(hào)，動(dòng)脈血管容積也周期性變化因此光電轉(zhuǎn)換器電信號(hào)變化周期就是人的心跳間隔周期。由于心電信號(hào)的信號(hào)幅度很小，容易受到外界的干擾。所以傳感器使用了低通濾波器來濾去高頻噪聲，然后用運(yùn)放MCP6001構(gòu)成放大器電路來放大心電信號(hào)，從而使放大后的信號(hào)可以更好地被單片機(jī)上的ADC采集到。而采集到電壓值的變化周期就是心電波的變化周期，即心跳間隔時(shí)間，從而計(jì)算出心率。

圖2 傳感器原理圖Fig.2 of the sensor

2.2 單片機(jī)

本文采用德州儀器的兩塊CC2530單片機(jī)分別作為終端和協(xié)調(diào)器。CC2530是基于2.4 GHz，ZigBee和RF4CE應(yīng)用的一個(gè)真正的片上系統(tǒng)（System on Chip，SOC）解決方案[4]。CC2530結(jié)合了領(lǐng)先的RF收發(fā)器的優(yōu)良性能，業(yè)界標(biāo)準(zhǔn)的增強(qiáng)型8051 CPU，系統(tǒng)內(nèi)可編程閃存，8 kB RAM和許多其它強(qiáng)大的功能。終端中的ADC模塊負(fù)責(zé)模擬信號(hào)的采集和轉(zhuǎn)換。定時(shí)器模塊負(fù)責(zé)中斷進(jìn)行心電計(jì)算。Zigbee模塊負(fù)責(zé)心電數(shù)據(jù)的發(fā)送。協(xié)調(diào)器負(fù)責(zé)組網(wǎng)以及心電數(shù)據(jù)的接收。協(xié)調(diào)器中的UART模塊負(fù)責(zé)與PC進(jìn)行串口通信，將接收到的心電數(shù)據(jù)傳輸?shù)絇C端。

3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)主要包括終端嵌入式程序設(shè)計(jì)、協(xié)調(diào)器嵌入式程序設(shè)計(jì)和監(jiān)測(cè)驗(yàn)證界面設(shè)計(jì)。終端嵌入式軟件程序設(shè)計(jì)主要包括系統(tǒng)初始化程序、ADC采集轉(zhuǎn)換程序、定時(shí)器中斷程序、心電計(jì)算程序、ZigBee無(wú)線收發(fā)程序。協(xié)調(diào)器嵌入式程序設(shè)計(jì)包括ZigBee組網(wǎng)以及UART通信程序。監(jiān)測(cè)驗(yàn)證界面設(shè)計(jì)主要包括心電數(shù)據(jù)接收、心電波形實(shí)時(shí)顯示以及心率變異性的實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)。

3.1 軟件程序設(shè)計(jì)

終端工作流程如圖3所示，系統(tǒng)初始化后先進(jìn)行采樣轉(zhuǎn)換，然后定時(shí)器進(jìn)行中斷獲取心電數(shù)據(jù)進(jìn)行心電計(jì)算，最后通過ZigBee將數(shù)據(jù)傳輸?shù)絽f(xié)調(diào)器。

圖3 終端工作流程圖Fig.3 Software fl ow chart of the terminal

人體模擬信號(hào)的采集使用終端中的模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器（ADC）模塊。ADC模塊負(fù)責(zé)采樣模擬信號(hào)并轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)。因?yàn)樾碾娦盘?hào)不超過250 Hz，所以根據(jù)奈奎斯特采樣定理，ADC采樣率設(shè)為512 sps。終端中的定時(shí)器模塊用于產(chǎn)生中斷來獲取ADC轉(zhuǎn)換的心電數(shù)據(jù)進(jìn)行心電計(jì)算。無(wú)線傳輸使用單片機(jī)內(nèi)嵌的ZigBee收發(fā)模塊。終端將計(jì)算完成的心電數(shù)據(jù)通過ZigBee模塊發(fā)送給協(xié)調(diào)器。協(xié)調(diào)器通過ZigBee模塊接收心電數(shù)據(jù)，然后通過UART模塊與PC機(jī)進(jìn)行通訊，將終端數(shù)據(jù)送到PC機(jī)上。

3.2 監(jiān)測(cè)驗(yàn)證界面設(shè)計(jì)

監(jiān)測(cè)驗(yàn)證界面包括心電波形監(jiān)測(cè)界面、心率變異性監(jiān)測(cè)界面以及心率變異性分析界面。終端將數(shù)據(jù)通過ZigBee發(fā)送到協(xié)調(diào)器上，協(xié)調(diào)器將接收的心電數(shù)據(jù)通過UART傳輸?shù)絇C端，PC端可以通過監(jiān)控軟件實(shí)時(shí)觀察病人的心電波形、心率以及心率變異性，了解病人的生理狀況。

圖4 心電波形監(jiān)測(cè)圖Fig.4 ECG waveform monitoring

監(jiān)測(cè)界面如圖4所示，監(jiān)測(cè)界面實(shí)現(xiàn)的主要功能有心電波形實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)，心率實(shí)時(shí)顯示。ECG Signal代表實(shí)時(shí)心電波形，Heart Rate代表采集的實(shí)時(shí)心率。

心率變異性（Heart Rate Variability），簡(jiǎn)稱HRV[5]。它反映了心跳間隔時(shí)間的波動(dòng)，是預(yù)測(cè)心臟性猝死和心律失常性事件的一個(gè)有價(jià)值的指標(biāo)。分析HRV的方法主要包括線性分析法和非線性分析法。而非線性分析法主要有散點(diǎn)圖分析法。本文使用散點(diǎn)圖分析法對(duì)心率變異性進(jìn)行分析。

本心率變異性監(jiān)測(cè)界面用散點(diǎn)圖法對(duì)心率變異性進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)，并且保存了所有監(jiān)測(cè)的心跳間隔周期點(diǎn)。如圖5所示，我們實(shí)時(shí)采集健康實(shí)驗(yàn)者的心跳間隔周期點(diǎn)構(gòu)成Poincare[6]散點(diǎn)圖，橫坐標(biāo)n表示這一次心跳間隔周期，單位為ms?？v坐標(biāo)n-1表示上一次心跳間隔周期，單位為ms。散點(diǎn)圖中包含了HRV的線性和非線性的變化趨勢(shì)，正常人的散點(diǎn)圖多集中在45°射線附近[7]，并且散點(diǎn)可構(gòu)成封閉圖形。

圖5 心率變異性實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)圖Fig.5 HRV real-time monitoring

心率變異性實(shí)時(shí)分析，如圖6所示。把心跳間隔周期點(diǎn)連接起來，觀察散點(diǎn)連接構(gòu)成的圖形。正常人的散點(diǎn)圖可以構(gòu)成封閉幾何圖形。而心臟病患者的散點(diǎn)圖不能構(gòu)成封閉的幾何圖形。醫(yī)生可通過散點(diǎn)圖分析，了解受試者自主神經(jīng)功能狀態(tài)，有助于醫(yī)療診斷。

圖6 心率變異性實(shí)時(shí)分析圖Fig.6 HRV real-time analysis

4 系統(tǒng)測(cè)試

系統(tǒng)設(shè)計(jì)完成后，進(jìn)行誤差測(cè)試。心電測(cè)試分別采集實(shí)驗(yàn)者在靜息狀態(tài)下（如表1所示）和運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下（如表2所示）各5組數(shù)據(jù)，對(duì)比標(biāo)準(zhǔn)心率作誤差分析。

表1 靜息狀態(tài)下測(cè)試誤差Tab.1 Test errors under resting state

表2 運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下測(cè)試誤差Tab.2 Test errors under exercise conditions

這10組數(shù)據(jù)最大誤差為3 beat/min，平均誤差為1.6 beat/min。根據(jù)中華人民共和國(guó)醫(yī)藥行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)[8]（誤差≤5 beat/min），可以得出誤差在個(gè)人家庭使用環(huán)境下能夠被接受。

5 結(jié)果與討論

本文設(shè)計(jì)出一種便攜式心電采集監(jiān)測(cè)設(shè)備，能進(jìn)行數(shù)據(jù)的自動(dòng)采集、計(jì)算，并且通過ZigBee無(wú)線發(fā)送到協(xié)調(diào)器上，然后協(xié)調(diào)器通過串口將數(shù)據(jù)傳輸?shù)絇C上，最后通過PC上的上位機(jī)軟件遠(yuǎn)程監(jiān)測(cè)病人的心電數(shù)據(jù)。經(jīng)測(cè)試，該設(shè)備檢測(cè)心率達(dá)到了較高的精度，符合中華人民共和國(guó)醫(yī)藥行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)[8]。并且醫(yī)生可在PC端對(duì)病人的心率變異性進(jìn)行遠(yuǎn)程監(jiān)控，有助于醫(yī)生對(duì)病人的病情進(jìn)行判斷。本系統(tǒng)便攜體積小、成本低、精度高，在生活中具有一定實(shí)用價(jià)值。