采用SOC 芯片的便携式无线心电监护系统

袁海波，戴 爽，肖步文，薛鸿飞，张 健，李传南

(1.吉林大学a.集成光电子学国家重点联合实验室;b.电子科学与工程学院，长春130012;2.无锡华润华晶微电子有限公司，江苏无锡214061)

0 引言

心脑血管疾病已经成为威胁人们健康与生命的主要因素之一，其主要致死特征是突发急性，如急性冠脉综合征、恶性心律失常等，并且其中70%以上发生在医院外，由于未能及时进行早期救治而导致死亡［1，2］。2013年8月国家心血管病中心发布《中国心血管病报告2012》指出，我国心血管病患病人数为2.9亿，每年约350万人死于心血管病，居各种死因之首［3］。

心电图(ECG:Electro Cardio Gram)检查作为心血管疾病常规检查项目之一，是临床诊断的重要依据［2，4］。由于心血管事件具有突发性、无规律性、短暂性和高致死性等症状，早期诊断和及时治疗对降低心血管疾病的死亡率至关重要［5］。因此，人们把注意力转移至院前发现和防治等，如在家里发现和防治，以进一步降低心源性猝死的发生率，尤其是随着我国快速步入老年化社会和独生子女父母养老问题加重的情况下，心血管疾病的院前发现和防治显得更有意义。传统心电图机的信号采集和处理电路较为复杂，人体电极采集到的ECG信号一般经过电磁干扰(EMI:Electro Magnetic Interference)抑制电路、由常规放大器芯片构成的EGC信号放大和滤波后，再结合ADC(Analog to Digital Converter)芯片和微处理器等部件进行处理、打印［6，7］，是由多芯片和多部件组成的较复杂系统，存在体积庞大、功耗和成本较高等不足。因此，家用便携式心电监护仪不适合采用这种多芯片多部件技术方案。

针对这种需求，美国德州仪器推出了一种面向ECG与脑电图应用的全集成的模拟前端芯片ADS1298，该SOC(System on Chip)芯片，内部集成了8个低噪声可编程增益放大器(PGA:Programmable Gain Amplifier)、8个有源EMI滤波器以及导联脱落检测、右腿驱动(RLD:Right Leg Drive)、威尔逊中心终端与戈德伯格终端等信号处理电路，还包含8路24位ADC及数字信号输出接口等电路。与分立式多芯片电路方案相比，可将元件数量及功耗降低95%，大大简化了心电采集和处理电路的设计。同时芯片的功耗仅为1 mW，大大降低了系统的功耗，提高了设备的便携性与患者监护的移动性［8，9］。

笔者采用模拟前端芯片ADS1298作为心电监护系统的核心芯片之一，以高速、低功耗的单时钟机器周期单片机STC12LE5A60S2作为主控MCU(Micro Control Unit)，结合Zigbee无线网络［10，11］，设计了一种低功耗便携式的心电监护系统。该设计适合家庭心电监护使用，增强了患者的安全感和生活舒适感。系统还可通过无线传输将心电信号传输到计算机，乃至互联网上的其他监护和诊治场所，可望实现对患者全天候的远程医疗监护。

1 系统结构与原理

心电信号是一种典型的人体生物电信号，心电信号有许多特点［9，11，12］:首先，ECG信号是一种源于人体内部的微弱电信号，其幅度仅为0.05～5 mV，且信号信噪比低;其次，信号频率主要集中在0.05～100 Hz，极易受到人体周围存在的电磁信号干扰，如50 Hz工频干扰等;另外，信号取自人体表面，信号源内阻很大，因此，放大器必须有极高的输入阻抗，以减小失真和误差。

模拟前端SOC芯片ADS1298可充分满足ECG的应用需求，其输入参考噪声典型值仅为4 μVpp，共模抑制比为115 dB，优于100 dB的国际标准，芯片输入阻抗极高，约为1 000 MΩ。

笔者设计的心电信号采集系统框图如图1所示，包括信号预处理、模拟前端SOC电路、数据处理与无线传输以及上位机等部分。

图1 心电监护系统的总体框图Fig.1 Block diagram of the ECG monitoring system

心电信号通过带屏蔽驱动的标准5导联线输入到心电模拟前端芯片ADS1298，ECG信号滤波放大和AD转换后通过SPI(Serial Peripheral Interface)接口传送给MCU，并将数据存于Flash存储芯片中。最后由MCU发送给上位机，送达由LabVIEW编写的上位机程序，实现心电信号的显示、保存等操作。

模拟前端SOC芯片ADS1298的外围硬件电路主要包括供电电路、心电信号预处理电路、RLD电路、屏蔽驱动电路等。

ECG电极RA(Right Arm)、RL(Right Leg)、LA(Left Arm)和LL(Left Leg)采集的信号在输入模拟前端SOC芯片ADS1298前，经过图2所示的电路预处理，其作用是对采集的信号进行限幅和低通滤波，以避免静电损伤和部分滤除外界干扰。之后，心电信号经ADS1298内部的有源EMI电路、PGA放大后进入24位Δ∑ADC完成模数转换，再送至与MCU相连的SPI接口，MCU采用高速、低功耗的单时钟机器周期单片机STC12LE5A60S2。

50 Hz工频干扰是生物电测量中最主要的共模干扰，除了选取具有高共模抑制比的前置放大器外，采用右腿驱动是抑制共模干扰最常用、最有效的方法［13］。图3为系统的右腿驱动电路，信号从ADS1298内的前级放大电路输出点A提取，放大后接到人体右腿电极RL，干扰信号因此形成深度负反馈而被高度抑制。

图2 心电信号预处理电路Fig.2 The preprocessing circuit for ECG signals

图3 右腿驱动电路图Fig.3 Diagram of the right－leg driving circuit

抗干扰理论与实践证明，在传输弱信号的电缆线的屏蔽层加上一定电位时，将大大减小由屏蔽层与芯线之间分布电容耦合引入的干扰。图4所示电路为运放TLV2221构成的屏蔽驱动电路，输入信号来自图3电路的RLD_OUT端，此时电缆线的屏蔽层电位被抬高到RLD_OUT信号的电位，从而减小导联线上的干扰。除此之外，图2预处理电路中的二阶低通滤波以及芯片内部的EMI电路也可有效降低各种噪声的影响。

图4 屏蔽驱动电路Fig.4 The driving circuit for shield cable

系统软件包括单片机程序和上位机程序两部分。

单片机程序采用C51语言编写，程序流程图如图5所示。系统上电后首先初始化，同时配置模拟前端SOC芯片ADS1298;之后进行导联脱落检测，确认电极与人体正常连接后，开始ECG信号采集;模拟前端SOC芯片完成一次AD转换后，其引脚置低，以此触发单片机外部中断，单片机通过SPI总线读取数据，并将数据暂存在Flash芯片中。最后发送给上位机，也可通过Zigbee或 WIFI(Wireless Fidelity)等无线方式发送给上位机。系统中采用Zigbee模块DRF1605H与上位机实现无线数据传输，不仅可在上位机完成ECG信号的进一步处理和显示等功能，而且还可将ECG数据通过互联网远程传输到如医院等监护和诊治场所。

图5 单片机程序流程图Fig.5 The flow chart of MCU program

上位机程序采用LabVIEW编写，主要实现心电数据的接收和显示等功能，包括前面板、框图程序和图表/连接器3部分。前面板用于模拟仪器界面;框图程序由端口、节点、图框和连线构成，相当于传统程序的源代码;图表/连接器是子程序被其他程序调用的接口［14，15］。系统的LabVIEW程序框图如图6所示，LabVIEW通过“VISA读取”函数得到串口发送的心电信号数据，再经过软件完成数模转换等处理，并在前面板中显示ECG信号波形。

图6 心电监护系统的上位机LabVIEW程序框图Fig.6 Diagram of the LabVIEW program for the ECG monitoring system

系统采用3节电池供电，也可外接4.5 V左右的直流电源。由电源变换芯片TPS73230构成的电源电路可将接入的4.5 V电源变换为稳定的3.0 V，为系统的芯片如ADS1298、MCU和无线通讯模块等供电。

2 调试及实验结果

模拟前端SOC芯片ADS1298是一种高度集成的ECG测量芯片，信号从人体电极接入，芯片完成干扰抑制、放大、ADC等处理后通过SPI接口输出数字信号。为方便电路调试，芯片提供了两种内部测试方式:直流供电电平测试和芯片内部自带的1 mV方波信号测试。

供电电平测试时，为避免PGA饱和，将其增益设置为1。芯片内ADC的参考电压VREF为2.4 V，ADC以24位二进制补码输出，最大输出量为7FFFFFh，而最小输出量为800 000 h。实验中，供电电平测试值设置为芯片供电电压3.0 V的中值1.5 V，实际测到的数据稳定在4FFD00h～4FFDFFh之间，任取一组测到的数据如4FFDBFh，则可得测试电压V=4FFDBFh× 2.4≅1.499 8 V，输出数据OUT223－1 4FFD00h～4FFDFFh的总波动小于Δ V( Δ V=0FFh ×2.4V=36.6 μV)。该测试表明芯片内部供电正2 223－1常，芯片内部的部分硬件(如PGA、单片机接口电路)以及程序各种操作(如寄存器的配置)正常。

采用芯片内部自带方波信号测试时，同样配置PGA增益为1，数据输出到单片机后送给上位机软件进行计算、分析及显示。图7为测得的内部方波信号，可以看出，其峰值为2 mV，周期为1 s。此项测试表明，模拟前端SOC芯片ADS1298以及系统电路与软件工作正常，可以进行心电信号的测量。

测量ECG信号时，PGA增益设置为6，设置戈德伯格中心电位作为放大器的反相输入。图8即为采用加压单极左下肢导联(AVF:Augmented Vector Foot)［2，3，12］时测到的人体心电信号。测量电极采用市售的表面镀有氯化银薄膜的柔性电极片，分别贴在人体的左胸、右胸、左腿和右腿，并接入预处理电路的信号端子RA、RL、LA和LL。该信号由模拟前端SOC芯片ADS1298测量后，通过单片机存储或上传到上位机的LabVIEW程序处理显示，结果表明，设计的系统电路及程序能正常工作。

通过多路复用器切换可测量各通道的输出参考噪声，测试条件为低功耗模式，取采样率为250 SPS，PGA增益设置为1。以第7通道为例，上位机显示的系统噪声信号如图9所示，测试结果表明，其噪声Vpp在10 μV左右。图8中实际测到的人体心电信号幅度在10 mV左右，可以看出，系统测到的心电信号远大于噪声的幅度，其噪声抑制能力较强，噪声对ECG信号测量的影响很小。

图7 芯片内部1 mV方波信号的测量结果Fig.7 Measured result of 1 mV square wave signal internal the SOC

图8 采用加压单极左下肢导联时测到的人体心电信号Fig.8 Measured ECG signal with aVF lead

图9 上位机显示的系统输出噪声信号Fig.9 Measured output noise of the ECG monitoring system on computer

3 结 语

笔者采用高度集成的ECG模拟前端SOC芯片ADS1298，实现了一种便携式、低功耗、高精度的ECG无线监护系统。结果表明，其噪声较小，ECG信号测量可靠。与传统心电图机相比，该系统在体积、功耗和成本等方面具有较大优势，为便携式ECG测量设备提供了一种技术方案，便于实现对患者进行全天候动态ECG监护，不仅使患者具有一定的自由度，也增强了患者的安全感，在家用心电监护领域具有较强的潜力与竞争力。

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