心臟病（heart disease）是心臟疾病的總稱，包括風(fēng)濕性心臟病、先天性心臟病、高血壓性心臟病、冠心病、心肌炎等各種心臟病，對(duì)心電信號(hào)的采集監(jiān)測(cè)有助于醫(yī)生對(duì)有生命危險(xiǎn)的傷病員進(jìn)行及時(shí)有效的救治，而現(xiàn)有的采集監(jiān)測(cè)儀器多數(shù)是有線測(cè)量，在實(shí)際應(yīng)用中存在著很大的局限性，病人的這些生理參數(shù)需要長(zhǎng)時(shí)間測(cè)定時(shí)，要求病人必須在監(jiān)護(hù)病房?jī)?nèi)而不能自由走動(dòng)，另外，體積龐大、便攜性不強(qiáng)等缺點(diǎn)也使得手術(shù)過(guò)程和病房的監(jiān)護(hù)受到局限，更難以應(yīng)用在院外急救場(chǎng)合。心電信號(hào)的無(wú)線采集監(jiān)測(cè)成為一個(gè)比較熱門的研究領(lǐng)域。

　　1 系統(tǒng)方案設(shè)計(jì)

　　基于無(wú)線單片機(jī)技術(shù)設(shè)計(jì)出了一種便攜式無(wú)線心電采集裝置。系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)方案如圖1所示，其中心電采集無(wú)線收發(fā)從機(jī)模塊又由心電采集信號(hào)調(diào)理電路和無(wú)線射頻收發(fā)電路組成。具體流程為：心電采集無(wú)線收發(fā)從機(jī)模塊在接收到主機(jī)模塊無(wú)線發(fā)送來(lái)的采集命令后，將采集到的信號(hào)無(wú)線發(fā)送至主機(jī)模塊，主機(jī)模塊再將接收到數(shù)據(jù)通過(guò)串口上傳至上位機(jī)。

　　實(shí)測(cè)的心電信號(hào)不可避免地存在一些強(qiáng)干擾和噪聲，如何在強(qiáng)背景干擾和噪聲下準(zhǔn)確提取出有用的心電信號(hào)， 是心臟病智能診斷的一個(gè)重要內(nèi)容。提出一種新的基于小波熵的弱心電信號(hào)去噪方法，先將信號(hào)小波分解，再對(duì)不同分解尺度上的高頻系數(shù)進(jìn)行小波熵閾值的量化處理，然后利用一層小波分解的低頻系數(shù)分量和經(jīng)過(guò)閾值處理的不同尺度的高頻小波系數(shù)分量，組成進(jìn)行信號(hào)重構(gòu)所需要的系數(shù)分量進(jìn)行重構(gòu)，將嚴(yán)重的干擾和噪聲去掉，實(shí)現(xiàn)有效信號(hào)的提取。

　　心電信號(hào)取自人體表面，信號(hào)源阻抗較大，背景噪聲強(qiáng)，對(duì)采集電路有如下要求：（1）高增益，針對(duì)心電信號(hào)微弱的情況，較高的放大倍數(shù)提高系統(tǒng)采集；（2）高輸入阻抗，由于信號(hào)源阻抗高，而心電信號(hào)很微弱，若輸入阻抗不高，則經(jīng)分壓后的信號(hào)就更小，導(dǎo)致心電信號(hào)損失嚴(yán)重，且信號(hào)源過(guò)負(fù)荷將導(dǎo)致心電信號(hào)發(fā)生畸變；（3）高共模抑制比，以消除工頻及極化電位的干擾；（4）低噪聲，使之不淹沒(méi)極其微弱且信噪比低的心電信號(hào)；（5）低漂移，以防高放大倍數(shù)的放大電路出現(xiàn)飽和現(xiàn)象；（6）合適的帶寬，以便有效地抑制噪聲，防止采樣混疊；（7）高安全性，確保人體的安全。心電采集信號(hào)調(diào)理電路總體框圖如圖2所示。

　　2 硬件設(shè)計(jì)

　　心電信號(hào)通過(guò)醫(yī)用電極拾取后利用前置放大電路進(jìn)行初步放大，高性能的前置放大電路對(duì)干擾信號(hào)能夠起到很好的抑制作用。

　　右腿驅(qū)動(dòng)電路的引入能夠進(jìn)一步提高信號(hào)的采集質(zhì)量，將右腿連接到一個(gè)輔助的運(yùn)算放大器的輸出端，通過(guò)這個(gè)負(fù)反饋結(jié)構(gòu)，可大大抑制測(cè)量過(guò)程中前置放大器輸入端共模電壓的影響。除了右腿驅(qū)動(dòng)之外，還采取屏蔽驅(qū)動(dòng)的措施來(lái)提高整個(gè)電路的抗共模干擾能力，屏蔽驅(qū)動(dòng)器實(shí)際上就是一個(gè)同相電壓跟隨器，將放大器的輸出端和屏蔽相連，這樣就將屏蔽線和地隔開(kāi)，從人體輸入的兩路信號(hào)是相等的，則由屏蔽驅(qū)動(dòng)器輸出的電壓和干擾信號(hào)大小相等，從而消除了其間的電容，提高了輸入電路的阻抗，降低人與地之間的漏電流，保障了患者的安全。電路如圖3所示。

　　圖4為無(wú)線心電采集裝置的濾波電路。濾波電路由截止頻率分別為0.05 Hz和100 Hz的高通、低通電路組成的帶通濾波電路和50 Hz陷波電路組成。一方面阻斷前置放大器可能輸出的直流電平，防止后續(xù)電路出現(xiàn)飽和；另一方面可以消除混在信號(hào)中的各種雜波干擾；而陷波電路則是進(jìn)一步濾除采集過(guò)程中強(qiáng)大的工頻干擾。隨后心電信號(hào)將進(jìn)入后置放大電路，將其放大至合適范圍，此時(shí)便可通過(guò)無(wú)線單片機(jī)的數(shù)模轉(zhuǎn)換器進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，將采集到的模擬心電信號(hào)量轉(zhuǎn)化為數(shù)字量。

　　無(wú)線單片機(jī)采用基于8051內(nèi)核的nRF9E5作為心電采集裝置的控制，數(shù)據(jù)的采集、存儲(chǔ)和無(wú)線傳輸都圍繞著nRF9E5展開(kāi)。nRF9E5[4]是Nordic VLSI公司近年來(lái)推出的無(wú)線單片機(jī)芯片，其內(nèi)置nRF905的433 MHz/868 MHz/915 MHz收發(fā)器、8051兼容微控制器和4路輸入10位80 kb/s A/D轉(zhuǎn)換器，單片機(jī)全速運(yùn)行耗電1 mA，1.9～3.6 V低電壓工作，待機(jī)耗電滋發(fā)射功率為10 dBm，高抗干擾GFSK調(diào)制，速率100 kb/s，具有獨(dú)特的載波監(jiān)測(cè)輸出、地址匹配輸出、就緒輸出。它內(nèi)置完整的通信協(xié)議和CRC，只須通過(guò)SPI即可完成所有的無(wú)線收發(fā)傳輸，它的所有功能均在一個(gè)5 mm×5 mm芯片上實(shí)現(xiàn)。

　　3 軟件設(shè)計(jì)

　　采集裝置的軟件設(shè)計(jì)主要包括四大部分：A/D轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)采集、無(wú)線通信、串口數(shù)據(jù)發(fā)送、上位機(jī)監(jiān)測(cè)。四個(gè)部分不完全獨(dú)立，相互聯(lián)系。為了確保數(shù)據(jù)無(wú)線傳輸?shù)臏?zhǔn)確可靠，在進(jìn)行無(wú)線通信前須制定收發(fā)雙方的通信協(xié)議。nRF9E5的無(wú)線數(shù)據(jù)包格式如下：

　　Peramble是前導(dǎo)碼，是由硬件自動(dòng)加上去的；Addr是要發(fā)送的接收端地址碼；Playload是有效數(shù)據(jù)；CRC是CRC校驗(yàn)和，可由內(nèi)置CRC糾錯(cuò)硬件電路自動(dòng)加上，可設(shè)為8 bit或16 bit。

　　MDRS為模塊數(shù)據(jù)返回首字符；WLF為無(wú)線標(biāo)志字符；MAddr為心電采集模塊地址；DADAR為采集到的心電數(shù)據(jù)；MEND為數(shù)據(jù)包結(jié)束符。

　　收、發(fā)模塊要實(shí)現(xiàn)通信除了應(yīng)遵循通信協(xié)議外，還應(yīng)對(duì)nRF9E5的無(wú)線收發(fā)部分進(jìn)行初始化配置。配置參數(shù)如表1所示。

　　無(wú)線收發(fā)主機(jī)模塊和心電采集無(wú)線收發(fā)從機(jī)模塊的無(wú)線接收程序均采用DR中斷響應(yīng)接收模式，不同的是無(wú)線收發(fā)主機(jī)模塊還要把接收完的數(shù)據(jù)通過(guò)串口發(fā)送至上位計(jì)算機(jī)進(jìn)行監(jiān)測(cè)。主從機(jī)各個(gè)模塊的無(wú)線發(fā)送程序則是完全相同的，采用函數(shù)模塊形式編寫，無(wú)線收發(fā)程序流程圖如5、圖6所示。

　　LabVIEW是一種程序開(kāi)發(fā)環(huán)境，由美國(guó)國(guó)家儀器公司研制開(kāi)發(fā)的，類似于C和BASIC開(kāi)發(fā)環(huán)境，但是LabVIEW與其他計(jì)算機(jī)語(yǔ)言的顯著區(qū)別是：其他計(jì)算機(jī)語(yǔ)言都是采用基于文本的語(yǔ)言產(chǎn)生代碼，而LabVIEW使用的是圖形化編輯語(yǔ)言G編寫程序，產(chǎn)生的程序是框圖的形式。它是一種圖形化編程語(yǔ)言軟件開(kāi)發(fā)環(huán)境，采用流程圖的形式開(kāi)發(fā)應(yīng)用程序，其自帶的函數(shù)庫(kù)可以用于數(shù)據(jù)采集、GPIB和串行設(shè)備的控制、數(shù)據(jù)分析、數(shù)據(jù)顯示和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)。

　　4 試驗(yàn)結(jié)果及分析

　　4.1試驗(yàn)方法

　　試驗(yàn)分為兩個(gè)部分，一部分通過(guò)數(shù)字示波器測(cè)試心電采集硬件電路的輸出波形；另一部分是心電采集數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)無(wú)線傳輸及上位機(jī)心電波形數(shù)據(jù)的顯示。

　　4.2 結(jié)果與分析

　　圖7～圖11為心電采集硬件電路通過(guò)示波器所測(cè)得的波形圖。圖12為所采集心電數(shù)據(jù)經(jīng)過(guò)無(wú)線傳輸后在上位機(jī)上的心電波形及數(shù)據(jù)顯示圖。

　　由圖7可知，經(jīng)過(guò)前置放大而未采取屏蔽驅(qū)動(dòng)抗干擾措施所測(cè)得的心電波形中摻雜著諸多干擾雜波信號(hào)，只顯現(xiàn)出心電波形的大致輪廓。從圖8可以看出，經(jīng)過(guò)濾波后的心電波形中干擾雜波信號(hào)已有所減少，圖9和圖11分別是加了屏蔽驅(qū)動(dòng)后的心電波形，與未加屏蔽驅(qū)動(dòng)前的圖8和圖10相比較，心電波形中的干擾雜波明顯減少，對(duì)上面這些波形進(jìn)行總體分析可以得出硬件電路中屏蔽驅(qū)動(dòng)的加入能起到很好的抗干擾作用，濾波電路、陷波電路對(duì)提高心電的信號(hào)質(zhì)量也是有一定作用的。

　　以往心電信號(hào)采集的經(jīng)驗(yàn)，針對(duì)心電信號(hào)的具體特點(diǎn)設(shè)計(jì)了適合的信號(hào)放大調(diào)理電路，實(shí)現(xiàn)了強(qiáng)噪聲背景下人體體表微弱心電信號(hào)較高質(zhì)量的檢取?；跓o(wú)線單片機(jī)nRF9E5來(lái)實(shí)現(xiàn)所采集心電數(shù)據(jù)的無(wú)線傳輸。上位機(jī)測(cè)試軟件以LabVIEW為開(kāi)發(fā)環(huán)境，設(shè)計(jì)了心電數(shù)據(jù)的監(jiān)測(cè)界面，能夠顯示存儲(chǔ)無(wú)線接收來(lái)的心電數(shù)據(jù)波形數(shù)據(jù)。對(duì)硬件電路以及整個(gè)裝置進(jìn)行了測(cè)試，測(cè)試表明，裝置工作正常，數(shù)據(jù)采集、無(wú)線傳輸較為準(zhǔn)確可靠，說(shuō)明本裝置的設(shè)計(jì)是切實(shí)可行的，能夠給同類以及其他生理參數(shù)的采集監(jiān)測(cè)提供借鑒和參考，但仍存在諸多不足之處，比如優(yōu)化硬件設(shè)計(jì)電路以改善波形，提高波形質(zhì)量；上位機(jī)軟件加入數(shù)字濾波功能，以及能夠進(jìn)行心電波形的特征分析等等。