心臟疾病是威脅人類健康和生命的頭號敵人[1]，心電信號是診斷此類疾病的主要依據。對心電信號的采集監測有助于醫生對有生命危險的傷病員進行及時有效的救治，在臨床中具有廣泛的需求。而現有的采集監測儀器多數是有線測量，在實際應用中存在著很大的局限性，主要體現在以下幾個方面：首先，醫生在測定這些生理參數時，就必須在病人的身邊進行，如果病人是傳染病患者，其弊端顯而易見；其次，病人的這些生理參數需要長時間測定時，要求病人必須在監護病房內而不能自由走動，如果病人不是重癥患者，或者正處于恢復期，本來可以自由活動，卻因為連接信號線的長度受到本不應該的限制，為其帶來很大的不便；另外，體積龐大、便攜性不強等缺點也使得手術過程和病房的監護受到局限，更難以應用在院外急救場合。近年來，隨著電子信息技術及無線遙測技術的迅速發展，便攜式無線生理參數測量設備的研制成為可能，所以，心電信號的無線采集監測成為一個比較熱門的研究領域。
1 系統方案設計
    本文在對心電信號研究的基礎上，基于無線單片機技術設計出了一種便攜式無線心電采集裝置。系統總體設計方案如圖1所示，其中心電采集無線收發從機模塊又由心電采集信號調理電路和無線射頻收發電路組成。具體流程為：心電采集無線收發從機模塊在接收到主機模塊無線發送來的采集命令后，將采集到的信號無線發送至主機模塊，主機模塊再將接收到數據通過串口上傳至上位機，并在上位機上監測軟件里存儲顯示出來。

    心電信號取自人體表面，信號源阻抗較大，背景噪聲強。因此對采集電路有如下要求[2]：(1)高增益，針對心電信號微弱的情況，較高的放大倍數提高系統采集精度；(2)高輸入阻抗，由于信號源阻抗高，而心電信號很微弱，若輸入阻抗不高，則經分壓后的信號就更小，導致心電信號損失嚴重，且信號源過負荷將導致心電信號發生畸變；(3)高共模抑制比，以消除工頻及極化電位的干擾；(4)低噪聲，使之不淹沒極其微弱且信噪比低的心電信號；(5)低漂移，以防高放大倍數的放大電路出現飽和現象；(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，確保人體的絕對安全。根據以上要求，心電采集信號調理電路總體框圖如圖2所示。

2 硬件設計
    心電信號通過醫用電極拾取后利用前置放大電路進行初步放大，高性能的前置放大電路對干擾信號能夠起到很好的抑制作用。針對心電信號的采集要求，并綜合比較目前用于心電前置放大的幾種儀表放大器，本裝置最終選用了美國Analog Device 公司生產的儀表放大器AD620。
　右腿驅動電路的引入能夠進一步提高信號的采集質量，將右腿連接到一個輔助的運算放大器的輸出端,這樣人體體表的共模信號將反饋到放大器上。通過這個負反饋結構，可大大抑制測量過程中前置放大器輸入端共模電壓的影響。此外，右腿驅動電路還可以提供電氣上的安全性。除了右腿驅動之外，還采取屏蔽驅動的措施來提高整個電路的抗共模干擾能力，保障患者的安全。屏蔽驅動器[3]實際上就是一個同相電壓跟隨器，將放大器的輸出端和屏蔽相連,這樣就將屏蔽線和地隔開，并且對于50 Hz的共模干擾信號來說,從人體輸入的兩路信號是相等的，則由屏蔽驅動器輸出的電壓和干擾信號大小相等，也就是說，導聯線和屏蔽線之間的電壓差為0，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。帶屏蔽驅動、右腿驅動的前置放大電路如圖3所示。

    圖4為無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，防止后續電路出現飽和；另一方面可以消除混在信號中的各種雜波干擾；而陷波電路則是進一步濾除采集過程中強大的工頻干擾。隨后心電信號將進入后置放大電路，將其放大至合適范圍，此時便可通過無線單片機的數模轉換器進行A/D轉換,將采集到的模擬心電信號量轉化為數字量，以滿足無線數據傳輸的要求。

     無線單片機采用基于8051內核的nRF9E5作為心電采集裝置的控制核心，數據的采集、存儲和無線傳輸都圍繞著nRF9E5展開。nRF9E5[4]是Nordic VLSI公司近年來推出的無線單片機芯片，其內置nRF905的433 MHz/868 MHz/915 MHz收發器、8051兼容微控制器和4路輸入10位80 kb/s A/D轉換器,單片機全速運行耗電1 mA，1.9～3.6 V低電壓工作，待機耗電2 ?滋A最大發射功率為10 dBm，高抗干擾GFSK調制，速率100 kb/s，具有獨特的載波監測輸出、地址匹配輸出、就緒輸出。它內置完整的通信協議和CRC，只須通過SPI即可完成所有的無線收發傳輸，無線通信如同SPI通信一樣方便。它的所有功能均在一個5 mm×5 mm芯片上實現，是真正的片上系統SoC。nRF9E5射頻收發電路可見參考文獻[5]。
3 軟件設計
    采集裝置的軟件設計主要包括四大部分：A/D轉換數據采集、無線通信、串口數據發送、上位機監測。四個部分不完全獨立，相互聯系。為了確保數據無線傳輸的準確可靠，在進行無線通信前須制定收發雙方的通信協議。對于nRF9E5來說，每次發送/接收數據都是以數據包的方式來進行的。數據包格式是通信協議的重要部分，nRF9E5的無線數據包格式如下：
　Peramble是前導碼,是由硬件自動加上去的；Addr是要發送的接收端地址碼；Playload是有效數據(最大32 B)；CRC是CRC校驗和，可由內置CRC糾錯硬件電路自動加上，可設為8 bit或16 bit。

　MDRS為模塊數據返回首字符（1 B）；WLF為無線標志字符(11 B)；MAddr為心電采集模塊地址；DADAR為采集到的心電數據(2 B)；MEND為數據包結束符(1 B)。
　收、發模塊要實現通信除了應遵循通信協議外，還應對nRF9E5的無線收發部分進行初始化配置。配置參數如表1所示。

　無線收發主機模塊和心電采集無線收發從機模塊的無線接收程序均采用DR(數據就緒）中斷響應接收模式，不同的是無線收發主機模塊最后還要把接收完的數據通過串口發送至上位計算機進行監測。主從機各個模塊的無線發送程序則是完全相同的，采用函數模塊形式編寫，直接調用即可。無線收發程序流程圖如5、圖6所示。

    上位機監測軟件采用美國NI公司的LabVIEW軟件開發完成，它是一種圖形化編程語言軟件開發環境，采用流程圖的形式開發應用程序，其自帶的函數庫可以用于數據采集、GPIB和串行設備的控制、數據分析、數據顯示和數據存儲。
4 試驗結果及分析
4.1試驗方法
    試驗在江蘇大學生物醫學實驗室進行，分為兩個部分，一部分通過數字示波器（普源RIGOL DS1102C）測試心電采集硬件電路的輸出波形;另一部分是心電采集數據的實時無線傳輸及上位機心電波形數據的顯示。在試驗過程中，應先對試驗對象測試部位的皮膚進行酒精擦洗，保持皮膚的清潔，以利于心電信號的拾取。
4.2 結果與分析
    圖7～圖11為心電采集硬件電路通過示波器所測得的波形圖。圖12為所采集心電數據經過無線傳輸后在上位機上的心電波形及數據顯示圖。

    由圖7可知，經過前置放大而未采取屏蔽驅動抗干擾措施所測得的心電波形中摻雜著諸多干擾雜波信號，只顯現出心電波形的大致輪廓。從圖8可以看出，經過濾波后的心電波形中干擾雜波信號已有所減少，但還遠遠不能滿足系統設計的需求。圖9和圖11分別是加了屏蔽驅動后的心電波形，與未加屏蔽驅動前的圖8和圖10相比較，心電波形中的干擾雜波明顯減少，呈現出良好的顯示效果。對上面這些波形進行總體分析可以得出硬件電路中屏蔽驅動的加入能起到很好的抗干擾作用，濾波電路、陷波電路對提高心電的信號質量也是有一定作用的。
    本文結合以往心電信號采集的經驗，針對心電信號的具體特點設計了適合的信號放大調理電路，實現了強噪聲背景下人體體表微弱心電信號較高質量的檢取。基于無線單片機nRF9E5來實現所采集心電數據的無線傳輸。為了保證數據傳輸的正確性和可靠性，制定了無線數據傳輸協議，并在軟件編制中采取了一些校驗措施，以確保無線數據傳輸的正確無誤。上位機測試軟件以LabVIEW為開發環境，設計了心電數據的監測界面，能夠顯示存儲無線接收來的心電數據波形數據。最后對硬件電路以及整個裝置進行了測試，測試表明，裝置工作正常，數據采集、無線傳輸較為準確可靠，說明本裝置的設計是切實可行的，能夠給同類以及其他生理參數的采
集監測提供借鑒和參考，但仍存在諸多不足之處，比如優化硬件設計電路以改善波形，提高波形質量；上位機軟件加入數字濾波功能，以及能夠進行心電波形的特征分析等等。這都需要在后續工作中進一步研究。
參考文獻
[1] SIAU Keng. Health care informatics[J]. IEEE Transactions on Information Technology in Biomedicine, 2003(7):1-7.
[2] 吳水才,林家瑞,鄧云東.一種心電和心室晚電位綜合采集電路的設計[J].中國醫療器械雜志,2000,24(1)：20-22.
[3] 沈志剛.基于DSP的動態心電監護儀的研制[D].哈爾濱: 哈爾濱工業大學, 2002.
[4] 李文仲,段朝玉.短距離無線數據通信入門與實踐[M].北京:北京航空航天大學出版社,2006.
[5] 迅通科技.nRF9E5中文數據手冊[Z].迅通電子科技有限公司,2006.