文獻標識碼： A
DOI：10.16157/j.issn.0258-7998.2015.08.019
中文引用格式： 凌振寶，李姝妍，張銘，等. 基于ZigBee技術的無導聯線動態心電監測儀設計[J].電子技術應用，2015，41(8)：66-69.
英文引用格式： Ling Zhenbao，Li Shuyan，Zhang Ming，et al. Design of wireless dynamic ECG monitoring device based on ZigBee technology[J].Application of Electronic Technique，2015，41(8)：66-69.
0 引言
心臟作為人體最重要的一個器官[1]，是人體血液循環的推進劑，其重要性是不言而喻的。心電信號能從多角度、多層面對心臟的狀態信息進行反映，因此心電監測系統對于由心臟引起的諸類疾病的臨床診斷和治療具有非常突出的實用價值[2]。常規心電圖記錄時間短，對診斷有一定的局限性。動態心電圖可以較全面地記錄心電信號的改變，發現心臟的各類異常情況，為臨床診斷和治療提供了重要依據[3]。
目前，醫療上使用的多為有導聯線的動態心電監測裝置，這限制了患者的活動范圍，存在較強的束縛感。同時，導聯線牽拉會扯動電極導致心電圖記錄的間斷或者使基線發生變化，從而影響心電信號的質量。動態心電監測系統已向無線方向發展，即利用無線網絡實現實時的遠程心電監測[4]。無線網絡與心電監測系統的結合，使醫生能夠實時得到心電數據，有利于對突發心臟病進行即時的診斷和治療，從而挽救生命[5]。因此，研究一種無導聯線的動態心電監測儀具有十分重要的意義。
1 系統整體結構設計
系統主要由心電信號采集與預處理、無線傳輸和上位機顯示三大部分組成，其中心電信號預處理部分包括主放大電路、高通濾波電路、50 Hz陷波電路、低通濾波電路、二次放大電路、右腿驅動電路、加法器電路；無線傳輸部分包括ZigBee終端節點和ZigBee主控節點。系統總體框圖如圖1所示。
心電電極輸出的心電信號經放大、濾波等預處理后，通過A/D前置驅動電路使心電信號的幅值在A/D模塊工作電壓范圍之間，抬升后的心電信號在CC2530芯片內置的14位A/D模塊進行轉換，并存儲在相應的寄存器內，之后數據由ZigBee節點接收并將其發送至上位機。
2 硬件設計與實現
2.1 采集電極與預處理電路
目前，醫療上最常用的采集心電信號的電極為一次性無紡布電極片，使用這種電極片存在操作復雜、皮膚過敏和使用次數有限等問題。為此，本系統制作了以導電布為材料的電極。導電布具有極佳的導電性，用導電布制成的電極柔軟貼膚，在提高舒適度的同時解決了無紡布電極片的幾大缺點，十分適用于動態心電監測。
心電信號的幅度范圍是5 μV～4 mV[6]，必須先對其進行放大，采用兩級放大，總放大倍數為350倍。由于電極采集的心電信號中含有基線漂移、工頻干擾、高頻干擾等噪聲，所以在放大過程還需進行濾波處理，濾除干擾，從而獲得較理想的心電信號。預處理電路如圖2所示。
2.2 主放大電路
系統采用兩級放大，主放大電路選用AD620芯片，它具有低輸入偏置電流、低噪聲、高精度及低功耗等特點[7]，特別適合ECG等醫療應用。
其增益計算公式為：
由式(1)可知，電路的增益可以通過調節電阻Rg的大小來改變。AD620的增益調節范圍為1～1 000，由于降低主放大電路的增益可以達到減少共模干擾的目的，所以主放大電路的增益不應過大，本設計中，Rg=8.25 kΩ，增益約為7。二級放大選用OP07放大器，放大倍數為50倍。
人體會受到電磁干擾，這種干擾會掩蓋生物信號，使得心電信號難以測量，因此，在電路中需要添加右腿驅動電路來消除干擾噪聲。本質上，右腿驅動電路就是一個共模電壓并聯負反饋電路，起到一個快速放電的作用，可以有效衰減人體所帶的共模電壓。
2.3 濾波和50 Hz陷波電路
心電信號采集時，人的呼吸、肌電和輕微運動等都會產生干擾，這些干擾會使信號產生基線漂移，為了降低基線漂移的影響，設計一個二階高通濾波器，從而實現基線校直，同時還可以降低極化電壓的干擾，二階高通濾波器的截止頻率設置為0.3 Hz。放大后的心電信號中還存在高頻干擾，為了濾除高頻干擾，選用具有輸出噪聲低、動態特性好、設計簡單等優點的MAX275芯片進行二階巴特沃斯低通濾波，其截止頻率約為130 Hz。
50 Hz的工頻干擾是由于工頻電磁場作用于測量裝置與人體之間的環路所致，對心電信號是一種干擾源，需要對其進行濾除。本設計采用通用性較強的UAF42芯片來實現50 Hz陷波，其設計簡單、具有高精度頻率和Q值，解決了使用雙T帶阻濾波電路具有的問題[8]。因此，用UAF42芯片設計陷波器可以穩定高效地實現50 Hz陷波，設計的陷波電路如圖3所示。
3 軟件設計
上位機通過串口與ZigBee接收模塊連接實現數據傳輸，利用MATLAB軟件編程，實現心電數據的接收并通過MATLAB圖形界面進行心電信號波形的實時顯示、存儲，同時進行初步診斷及狀態提示。
3.1 數據采集與無線傳輸
ZigBee終端節點主要由CC2530芯片及外圍電路組成，實現心電信號的A/D轉換并將轉換后的心電信號進行無線發送。
CC2530芯片內置的ADC模塊支持14位A/D轉換，系統采用其ADC模塊進行數據轉換即可。CC2530芯片的端口0引腳可用作ADC輸入，則設置P0.0引腳為ADC的單端輸入，同時對ADCCON3寄存器進行配置來控制轉換通道、參考電壓和抽取率。使用ADC的端口0引腳作為ADC輸入端，同時必須將APCFG寄存器中的相應位置1。將ADC轉換結果的高位存儲在ADCH寄存器，低位存儲在ADCL寄存器中[9]。
ADC的轉換時間為：
由于ADC的轉換時間為0.2 ms，采樣頻率設置為500 Hz，則采樣時間間隔為2 ms，采樣時間足夠大不會影響ADC的轉換。系統上電后，ZigBee終端等待A/D轉換命令，接收到命令后啟動定時器，每2 ms進行一次A/D轉換。轉換結束后，將轉換結果發送至ZigBee主控節點。發送程序流程圖如圖4所示。
ZigBee主控節點接收ZigBee終端節點發送的數據，并將該數據通過串口發送至上位機進行心電信號的實時顯示。接收程序流程圖如圖5所示。
3.2 小波分析去噪
心電信號由多個波段組成,各波頻率不相同, 是一種非線性、非平穩的微弱信號,具有較強的隨機性和隨機噪聲。肌電信號、50 Hz工頻干擾、高頻電磁場干擾等一系列的干擾信號都混在最初采集到的心電信號中，這些干擾會與心電信號產生混疊，使心電信號產生畸變導致心電信號波形的改變[10]。僅僅依靠硬件電路是不能夠完全濾除噪聲達到預期效果的，想要得到理想的波形，還需要對系統進行軟件方面的設計，采用小波分析的方法，利用MATLAB軟件對心電信號進行去噪。去噪軟件流程圖如圖6所示。
首先從接收到的數據中選擇一個導聯的數據，確定分解層次之后對心電信號進行小波分解；分解后，選擇一個閾值對各個分解尺度下的高頻系數進行軟閾值量化處理；最后,根據各系數對心電信號進行小波重構。
4 實驗結果與分析
為驗證本系統的實用性，選擇兩組測試者進行試驗，采用重復對比的方法，對同一個測量者在同一時期分別使用設計儀器（儀器編號為1）和Holter儀器（儀器編號為2），同時對二位測試者進行動態心電監測。
A為健康者，年齡24歲，心血管功能正常；B為心臟病患者，年齡49歲，心血管功能異常，病史2年以上。測試后，儀器給出自動診斷結果，即平均心率、最快心率、最慢心律、總心搏數等參數，醫生根據兩個儀器的監測記錄給出診斷結果，將兩者的診斷結果進行對比。表1與表2為設計儀器與Holter儀器對測試者A、B的診斷結果對比，表3為儀器的自動診斷結果相對誤差。
為測試本系統對干擾的靈敏度，測試過程中，兩組測試者均首先保持平躺狀態30 min，采集靜止時的心電信號；然后兩組測試者進行30 min慢跑，采集運動狀態下的心電信號。測試結束后，分別提取靜止狀態下和運動狀態下的心電圖進行分析和診斷，對比靜止狀態下和運動狀態下儀器的相對誤差率。表4為測試者A、B在靜止和運動狀態下儀器自動診斷結果的相對誤差對比。
從上述結果可以看出，儀器準確性較高，與Holter儀器的相對誤差均不大于5%；對于不同體質人，即健康者和心臟病患者的測試結果誤差均在允許范圍內；但對靜止和運動兩種狀態的測試結果誤差差距較大，表明儀器對運動導致的低頻漂移有較高的靈敏度。
5 結論
本文設計的基于ZigBee技術的無導聯線動態心電監測儀降低了被測者的不適感，在多種噪聲干擾中提取出了心電信號，通過軟件進行優化處理，最終得到有效、可靠的心電數據，具有很強的便攜性和實用性，同時具有電路設計簡單、操作方便、顯示直觀等特點，既滿足了用戶實時監護觀察心電圖形，又使得數據傳輸和復用更加方便。通過測試，儀器準確性較高,相對誤差不大于5%，實現了無導聯線的動態心電監測，滿足了患者在家中進行心電監護的要求，可以為患者就醫提供一定的依據，有一定的醫用價值和應用前景。
參考文獻
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