一种可穿戴式多参数心脏活动监测设备的设计

张翼，宾光宇，吴水才

北京工业大学 生命科学与生物工程学院，北京 100124

引言

随着社会经济的发展，国民生活方式发生了深刻的变化。尤其是人口老龄化及城镇化进程的加速，中国心血管病危险因素流行趋势明显，导致了心血管病的发病人数持续增加[1]。心脏系统疾病的防治和诊断成为医学界面临的重要课题之一。心电、心音和心冲击信号是人体重要生理信号，携带大量生理健康信息，可用于冠心病、心律失常等心血管疾病的诊断和预防。

在心电方面，国内一系列穿戴式心电贴设备获得了国家食品药品监督管理总局认证，例如东方泰华研发的“心仪”、迈瑞的Mr.Wear等。美国Zio公司的irhythm心电贴、美敦力公司的SEEQ MCT远程心电监测系统也获得了食品药品监督管理局的认证。此外基于导电织物的胸带等也得到大家的关注[2]。

传统心音设备基于心音探头[3]或者基于驻极体麦克风传感器进行信号采集[4]，这种传感器体积比较大，比较难实现穿戴式应用。Zhang等[5]提出了一种基于数字麦克风的穿戴式心音采集设备，有效的降低了心音设备的体积和功耗。

传统的心冲击信号基于压电薄膜传感器[6]和电阻应变式称重传感器[7]。这些设备体积比较大，无法穿戴式使用。Castiglioni等[8]和He等[9]团队利用加速度传感器设计穿戴式心冲击信号采集装置，有效地解决了心冲击装置的小型化问题。

心电、心音和心冲击信号从不同方面衡量心脏活动情况，联合多参数的分析可以获得射血前期，心输出量等指标[9]。因此本研究设计一种能够从多个参数监测心脏活动情况的可穿戴式设备，该设备的所有单元集成在两个心电电极片大小的空间内，在人体合适的部位贴上两个心电电极片，把设备安装在心电电极扣上即可实现心电、心音和心冲击图3种信号的同步采集。希望该设备能够长时间佩戴，采集使用者的3种心脏相关信号。

1　需求分析和系统设计

本文研制的多参数心脏活动监测设备的主要需求有如下几点：体积小，重量轻，易于使用；多信号采集，能同步采集心电、心音和心冲击信号；具有基于蓝牙的无线数据传输功能；功耗低，可以能长时间连续的数据采集。根据心电电极贴的大小和承载能力考虑，本设计将全部模块集成于两个心电电极片大小的空间内，并将整个设备的重量降低到40 g以下，可以直接由两片心电电极贴支撑。多参数心脏活动监测设备由如下几个模块组成：BLE蓝牙低功耗SoC nRF51822、心电数据采集模块、心音数据采集模块、加速度模块、电源管理模块。系统设计框图，见图1。

图1　系统设计框图

1.1　硬件设计

1.1.1主控芯片

可穿戴式多参数心脏活动监测设备的主控芯片采用nRF52832蓝牙低功耗SoC，nRF52832是Nordic推出的知名BLE SoC的nRF51822的续作，它面向蓝牙低功耗和2.4 GHz超低功耗无线应用，并带来更强大的、拥有64 MHz的处理器工作频率的Cortex-M4F核心和更低的功耗，丰富的外设功能，以及新DMA直接内存存取功能。

1.1.2心电数据采集模块

心电数据采集模块通过医用心电电极贴获取心电信号，由于心电信号具有幅值小且极易受到干扰的特点，在心电数据采集部分采用差分放大电路进行放大，以减小共模信号的干扰。该部分选用TI公司推出的16位模拟前端ADS1191，ADS1191高度集成了电磁干扰滤波器，可编程增益放大器、右腿驱动电路和导联脱落检测电路。ADS1191中集成的可编程增益放大器采用差分输入输出，提供多种可调放大增益，而且放大器的共模抑制比高达115 dB，能有效抑制共模噪声。ADS1191与传统分列式元件电路相比，在功耗，体积以及稳定性上有明显优势。

1.1.3心音数据采集模块

传统心音数据采集模块多采用心音探头配合A/D转换电路的方式[10]。虽然这种方式具有灵敏度高、信噪比高和抗干扰能力强的特点，但是由于其体积过大不益于集成，所以在本设计中选用体积更小的MP34DB02 MEMS数字麦克风作为心音传感器。MP34DB02是意法半导体推出的超紧凑型、低功耗、MEMS数字麦克风。该模块具有62.6 dB的信噪比，120 dB SPL声学过载点，相较于传统心音探头在收音能力上没有弱势，但由于其全指向的收音特点，在抗干扰能力上有所欠缺。通过外部覆盖的吸音材质和外壳上的共鸣腔，可以有效改善其抗干扰能力[8,11-13]。

1.1.4加速度模块

加速度模块选用大量应用智能手机的BMA280芯片。BMA280是博世推出的一款数字输出的低功耗三轴加速度传感器[14]。BMA280集成了如敲击检测、自由落体检测等多种可编程运动检测功能。BMA280有着最高0.244 mg的测量精度，可以感应到由心脏机械活动产生的振动波所引起的身体震动，实现心冲击图的描绘[15]。

1.1.5电源管理模块

在电源模块中选用微芯的MCP73831作为锂电池充电管理模块，选用德州仪器（TI）的TLV70033高精度、低噪声、高电源抑制比低压降线性稳压器，为主控芯片以及其他传感器模块供电单元。由于心电信号容易受到其他信号的干扰，所以为心电采集模块单独配制一颗TLV70033，以减小电源对心电信号的干扰。

1.2　嵌入式程序设计

开发平台选用Keil公司2013年10月正式推出的Keil MDK v5，该版本使用uVision5 IDE集成开发环境，是目前针对ARM微控制器，尤其是ARM Cortex-M内核微控制器最佳的一款集成开发工具。整个嵌入式程序运行流程图，见图2。

图2　嵌入式程序运行流程图

首先在开机上电之后，开启蓝牙广播，等待与上位机连接；初始化加速度传感BMA280，开启敲击检测，以实现某些用户交互功能。考虑到降低功耗，在开始采集数据之前断开心电采集模块电源；并设置若没有上位机60 s内没有发起连接，便进入睡眠模式。然后在连接到上位机并接收到开始命令后，初始化心电数据采集模块与心音数据采集模块，开始采集心音、心电以及加速度信号。心电信号以及加速度信号设定采样率在1000 Hz。由于数字麦克风多以16 kHz采样频率的PDM格式提供声音数据，而人听觉比较敏感的心音信号集中于40～400 Hz的频带，将心音信号降采样到1000 Hz[3]。为了防止在蓝牙闪断时丢失数据，将采集的数据打包压缩后存入发送缓存区，在蓝牙连接稳定时通过蓝牙发送到上位机。最后在收到上位机停止命令之后取消初始化心电以及心音数据采集模块，保持蓝牙连接180 s若没有收到命令，则进入睡眠模式。

2　系统测试

可穿戴式多参数心脏活动监测设备实物，见图3。该设备实物尺寸为110 mm×34 mm×10 mm，重量为32 g。在监测心脏活动时，通过电极扣连接心电电极贴，直接贴在胸部。由于心音和心冲击信号为音频信号和加速度信号，需要被监测人员在相对安静的环境下保持静坐和呼吸均匀，以减小环境中噪音和身体运动对心音和心冲击信号的影响。通过PC端上位机软件可以自动搜索并连接监测仪，分3路通道绘制并储存心电图、心音图和心冲击图。同时多参数心脏活动监测设备可以连接蓝牙路由，通过蓝牙路由不仅可以提高监测设备的传输距离和信号质量，还可以实现蓝牙转Wi-Fi，通过互联网将数据传到云端。

图3　可穿戴式多参数心脏活动监测设备实物

由上位机界面（图4）可见图中实时采集的心电信号整体稳定，无明显基线漂移；心音信号第一心音（S1）、第二心音（S2）波形明显；心冲击信号和上面两种信号相关性较好。可以看出该设备可是实现心电、心音和心冲击图3种信号的同步采集。

由于心音和心冲击图缺乏相应的国家标准，我们仅仅对设备进行了心电部分的器械检验。最终共模抑制比为106.1 dB，输入阻抗20.05 Mohm，频率响应在0.1～150 Hz的频带范围内，信号放大倍数的波动幅度为2.36 dB，均达到了国家标准YY 0885-2013动态心电图系统安全和基本性能专用要求。

图4　上位机实测图

3　总结

本研究研制了一种可穿戴式多参数心脏活动监测设备，该设备能方便、准确的采集心电信号、心音信号和心冲击信号，并将数据通过BLE传送到PC端软件，实时显示心电、心音和心冲击多路信号的同步采集。本设备使用MEMS数字麦克风代替传统的心音探头、使用加速度传感器采集心冲击信号，极大减小了心音和心冲击信号数据采集模块的体积；采用高度集成的心电采集模块，在功耗，体积以及稳定性得到显著优化，提高可穿戴式多参数心脏活动监测设备的便携性、易用性和稳定性。

然而该设备也面临着许多问题。由于加速度传感器的测量原理，人体活动会影响心冲击图，目前在运动状态下无法测量到稳定的心冲击图信号[16-17]。而外周环境的声音干扰会导致心音信号采集失败。因此本设备目前只能在安静状态下稳定的获取3种信号，比较适合睡眠时监测。下一步我们将开展基于这3种信号的智能分析方法研究，希望能够自动测量射血前期、心输出量等指标，同时实现心电、心音信号异常的自动判别。并逐步进行临床试验，希望能够在心衰等疾病的诊断方面开展一些研究。

[参考文献]

[1] 中国心血管病报告编写组.《中国心血管病报告2016》概要[J].中国循环杂志,2017,32(6).

[2] 薛诗静,高帅锋,周平.可穿戴式心电监护系统设计及实现[J].中国医疗设备,2015,30(1):6-9.

[3] 郭军涛,林森财,侯开江,等.基于HKY06A心音传感器的心音信号提取[J].中国医疗设备,2008,23(3):15-16.

[4] 唐琪,梁劭华,陈志平.基于嵌入式的微型心电心音监测装置的设计[J].电子设计工程,2014(19):156-159.

[5] Zhang TT,Ser W,Daniel GYT,et al.Sound based heart rate monitoring for wearable systems[A].International Conference on Body Sensor Networks.IEEE Computer Society[C].New York:IEEE,2010:139-143.

[6] 张晶,曹欣荣,唐劲天,等.压电薄膜式心冲击图信号采集系统的设计与实现[J].生命科学仪器,2013,11(5):57-62.

[7] 王艳华,刘佳,孙吉宁.心冲击图信号采集与处理系统的设计与实现[J].生物医学工程研究,2010,29(4):240-244.

[8] Castiglioni P,Faini A,Parati G,et al.Wearable seismocardiography[A].Engineering in Medicine and Biology Society,2007.International Conference of the IEEE[C].New York:IEEE,2007:3954-3957.

[9] He DD,Winokur E,Sodini C.An ear-worn vital signs monitor[J].IEEE Trans Biomed Eng,2015,62(2):2547.

[10] 元秀华,谢定.心音信号测量中的噪音干扰分析与滤除方法[J].中国现代医学杂志,1999(6):65-65.

[11] Nizan Y.Applications of the Biofeedback Technique and Cardio Vascular Monitoring:US,US 20030149344 A1[P].2003.

[12] Mundt CW,Montgomery KN,Udoh UE,et al.Multiparameter wearable physiologic monitoring system for space and terrestrial applications[J].IEEE Trans Inf Technol Biomed,2005,9(3):382-391.

[13] Yoo J,Yan L,Lee S,et al.A wearable ECG acquisition aystem with compact planar-fashionable circuit board-based shirt[J].IEEE Trans Inf Technol Biomed,2009,13(6):897-902.

[14] Spinelli EM,Pallàsareny R,Mayosky MA.AC-coupled frontend for biopotential measurements[J].IEEE Trans Biomed Eng,2003,50(3):391-395.

[15] Pacelli M,Loriga G,Taccini N,et al.Sensing fabrics for monitoring physiological and biomechanical variables:e-textile solutions[A].IEEE/EMBS International Summer School on Medical Devices and BIOSENSORS[C].New York:IEEE,2006:1-4.[16] Merritt CR,Nagle HT,Grant E.Fabric-based active electrode design and fabrication for health monitoring clothing[A].IEEE Transactions on Information Technology in Biomedicine A Publication of the IEEE Engineering in Medicine & Biology Society[C].New York:IEEE,2009,3(2):274-280.

[17] Lamparth S,Fuhrhop S,Kirst M,et al.A mobile device for textile-integrated long-term ECG monitoring[A].World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering[C].Germany:Munich,2009,278-281.