本文闡述了一種新型電極貼式無線低功耗動態心電記錄儀的設計與實現過程。該心電記錄儀主要由電極貼連接模塊、心電前端、主控單元、藍牙模塊、無線充電模塊、鋰電池、穩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MSP430F2112組成信號采集電路，心電信號可通過藍牙模塊發送至手機端進行顯示和分析；選用鋰電池供電，可采用新型無線充電技術充電；無外置接口，具備防水功能，體積小、功耗低，可長時間記錄單導聯心電信號，適用于心電信號的日常實時監護。
0 前言
心電信號是人類最早研究并應用于醫學與臨床的生物電信號之一，相較于其他生物電信號更易于檢測，并具有較直觀的規律性。由于心臟病有突發性以及長久性等特點，心臟病患者往往需要進行長期治療和監護，因此對患者進行長時間的心電記錄有著極其重要的臨床價值。長時間的心電記錄能記錄到普通心電圖檢測時患者不易出現的短暫異常心電活動，為病情分析提供重要依據。心電監護儀在20世紀60年代首次應用時只能監測心電信號，稱為單參數監護儀。隨著大規模集成電路和微處理器的出現，目前的心電監護儀已經能監測數十種參數。鑒于心電信號的難識別性以及心電監護相關操作的專業性，心電監護的實施往往局限于醫院以及健康機構，患者日常心電監護不易實施。
可穿戴式醫療儀器具有生理信號檢測和處理、信號特征提取和數據傳輸等基本功能模塊，可以實現對人體的無創連續監測、診斷和治療。傳統的心電監測儀中，各硬件裝置之間主要通過通信線纜連接，其操作平臺也基于有線裝置，雖在一定的場合如醫院以及社區等有一定的適用性，但卻沒有與現有的個人通信終端（如移動電話、掌上電腦、便攜式電腦等）融合。針對這種狀況，本研究在保證信號采集質量的前提下，設計并實現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MSP430F2112組成信號采集電路，采集的心電信號可通過藍牙傳輸到通信終端進行顯示和分析 ；并利用無線傳輸和無線充電技術使整個設備完全密封，實現了防水功能，符合醫療安全標準。
1 系統結構及設計
可穿戴式無線心電記錄儀應具備功耗低、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，本研究預期的設備高度約 0.5 cm，重量＜ 30 g。模擬實驗結果表明，心電電極貼能夠很好地支撐該體積和重量的設備，并且在運動的時候不會脫落。
心電記錄儀主要由電極貼連接模塊、心電前端、主控單元、藍牙模塊、無線充電模塊、鋰電池、穩壓和電源管理模塊組成。結構框圖，見圖 1。
圖1 可穿戴式無線心電記錄儀結構框圖
1.1 心電數據采集部分（模塊A）
設計體表心電信號具有幅值微弱和易受干擾等特點。該模塊采集到的心電信號經過具備高輸入阻抗的差分放大電路進行前置放大，抑制零點漂移，減少共模信號的干擾 ；信號經過進一步放大（1000 倍左右）后，再濾除干擾信號進行電平提升 ；然后送入核心處理控制器進行處理。該模塊選用 TI 公司的低功耗心電采集芯片 ADS1191 實現，使心電信號經過濾波、放大、A/D 轉換等一系列處理后以 SPI傳輸方式送入低功耗單片機 MSP430F2112 做進一步的分析處理；無線傳輸采用適用于袖珍設備的 HM-6 藍牙模塊（華茂科技公司生產）實現。
1.2 電源部分（模塊B）設計
無線充電技術源于無線電力輸送技術，市場比較主流的無線充電技術主要通過 3 種方式（電磁感應、無線電波及共振作用）實現。無線充電模塊選用 Qi 無線充電技術和BQ24201 充電器實現。Qi 是全球首個推動無線充電技術的標準化組織 - 無線充電聯盟（WPC）推出的“無線充電”標準，具備便捷性和通用性兩大特征。Qi 無線充電技術利用磁共振在充電器與設備之間的空氣中傳輸電荷，線圈和電容器則在充電器與設備之間形成共振，實現電能的高效傳輸，其基本原理是在兩個線圈間形成共振從而實現電能的無線傳輸。BQ24201 是一種用于鋰離子電池或者鋰聚合物的充電器，將內部高精度電壓調節、功率 MOSFET、溫度監控、充電狀態及充電終止電路集成在一個芯片上 ；外圍元件少，節省空間及成本。
電源管理模塊選用 BQ24312 作為鋰離子充電器的前端保護方案，可提供 4.25 V 的過壓保護 ；選用 ADuM5000 實現電源隔離，ADuM5000 是一款基于 ADI 公司技術的隔離式 DC/DC 轉換器，可為后續電路提供 5 V 電源隔離。根據產品需求，心電記錄儀需要執行＞ 4 h 的無間斷心電信號的采集以及發送工作，對整體電路進行估計后，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 MIC5205LB穩壓芯片為 ADS1191、MSP430F2112 以及藍牙模塊提供穩定的 3.3 V 數字電壓和模擬電壓。
圖2 電源部分充電電路圖
1.3 嵌入式軟件設計
心電記錄儀軟件開發環境采用 IAR 公司為 MSP430 單片機設計的交叉編譯器 IAR Embedded Workbench，編寫語言為 C 語言。系統軟件流程圖，見圖 3。為滿足低功耗的設計要求，本研究在軟件設計上采用如下方法控制功耗 ：
① 按照功能將軟件劃分為幾個相對獨立的模塊，由中斷觸發 ；② 使用軟件控制暫時不工作的芯片進入休眠或空閑狀態 ；③ 采用機器周期短的程式優化各模塊程序，降低整個系統的實際運行時間，從而降低系統功耗。
圖3 心電記錄儀軟件流程圖
2 系統實現及測試
2.1 系統實現
設計并實現的心電記錄儀實物圖，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 運行時的功耗為 0.98 mA，藍牙實時發送數據的功耗為 16 mA。圖 6 為一位男性受試者接受測試時的心電波形，可以看出，經過去噪、平滑等預處理之后的心電波形穩定、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 系統測試
（1）輸入阻抗。由信號發生器產生“100 mV 10 Hz”的正弦波，串一個 620 kΩ 的電阻接入心電記錄儀輸入端，實測信號發生器的正弦信號幅值 U=98.8 mV，記錄儀輸入端的電壓 U=95.84 mV，通過計算得知心電記錄儀的輸入阻抗 R=20.07 MΩ。根據國家心電圖機標準化文檔規定，心電圖機的輸入阻抗須≥ 2.5 MΩ。因此，心電記錄儀的輸入阻抗符合行業標準。
（2）頻率響應。在測試電路中，使信號發生器的輸出信號頻率從0.1 Hz到150 Hz發生連續變化（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于這種連續變化的相應輸出電平記錄下來，即可得到設備的頻率響應曲線。經測量在 0.1 ～ 150 Hz 的頻帶范圍內，心電記錄儀信號放大倍數的波動幅度為2.37 dB，小于國家規定的 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的放大倍數與共模輸入時的放大倍數的比值，反應了心電圖機的抗干擾能力。首先測量共模輸入時的放大倍數，從信號源引入“1.5 V / 50 Hz ”信號，將其輸入短接的輸入端，信號源地線接右腳驅動，記錄輸出信號幅值 ；然后與差分輸入時的信號放大倍數進行對比，經計算共模抑制比為106.4 dB，符合國家心電圖機標準。
3 結論
本研究設計并實現的便攜式心電記錄儀功耗低、體積小，具有如下特點 ：① 操作方便 , 測量簡單 , 設備廉價 , 易于推廣使用 ；② 測量無創、安全、準確、可重復性強 ；③ 可實時顯示波形 ；④ 具備無線充電功能。該心電記錄儀產業化后可廣范用于心電信號的長期實時監護。