心脏疾病是威胁人类健康和生命的头号敌人[1]，心电信号是诊断此类疾病的主要依据。对心电信号的采集监测有助于医生对有生命危险的伤病员进行及时有效的救治，在临床中具有广泛的需求。而现有的采集监测仪器多数是有线测量，在实际应用中存在着很大的局限性，主要体现在以下几个方面：首先，医生在测定这些生理参数时，就必须在病人的身边进行，如果病人是传染病患者，其弊端显而易见；其次，病人的这些生理参数需要长时间测定时，要求病人必须在监护病房内而不能自由走动，如果病人不是重症患者，或者正处于恢复期，本来可以自由活动，却因为连接信号线的长度受到本不应该的限制，为其带来很大的不便；另外，体积庞大、便携性不强等缺点也使得手术过程和病房的监护受到局限，更难以应用在院外急救场合。近年来，随着电子信息技术及无线遥测技术的迅速发展，便携式无线生理参数测量设备的研制成为可能，所以，心电信号的无线采集监测成为一个比较热门的研究领域。
1 系统方案设计
本文在对心电信号研究的基础上，基于无线单片机技术设计出了一种便携式无线心电采集装置。系统总体设计方案如图1所示，其中心电采集无线收发从机模块又由心电采集信号调理电路和无线射频收发电路组成。具体流程为：心电采集无线收发从机模块在接收到主机模块无线发送来的采集命令后，将采集到的信号无线发送至主机模块，主机模块再将接收到数据通过串口上传至上位机，并在上位机上监测软件里存储显示出来。

心电信号取自人体表面，信号源阻抗较大，背景噪声强。因此对采集电路有如下要求[2]：(1)高增益，针对心电信号微弱的情况，较高的放大倍数提高系统采集精度；(2)高输入阻抗，由于信号源阻抗高，而心电信号很微弱，若输入阻抗不高，则经分压后的信号就更小，导致心电信号损失严重，且信号源过负荷将导致心电信号发生畸变；(3)高共模抑制比，以消除工频及极化电位的干扰；(4)低噪声，使之不淹没极其微弱且信噪比低的心电信号；(5)低漂移，以防高放大倍数的放大电路出现饱和现象；(6)合适的带宽，以便有效地抑制噪声，防止采样混叠；(7)高安全性，确保人体的绝对安全。根据以上要求，心电采集信号调理电路总体框图如图2所示。

2 硬件设计
心电信号通过医用电极拾取后利用前置放大电路进行初步放大，高性能的前置放大电路对干扰信号能够起到很好的抑制作用。针对心电信号的采集要求，并综合比较目前用于心电前置放大的几种仪表放大器，本装置最终选用了美国Analog Device 公司生产的仪表放大器AD620。
　右腿驱动电路的引入能够进一步提高信号的采集质量，将右腿连接到一个辅助的运算放大器的输出端,这样人体体表的共模信号将反馈到放大器上。通过这个负反馈结构，可大大抑制测量过程中前置放大器输入端共模电压的影响。此外，右腿驱动电路还可以提供电气上的安全性。除了右腿驱动之外，还采取屏蔽驱动的措施来提高整个电路的抗共模干扰能力，保障患者的安全。屏蔽驱动器[3]实际上就是一个同相电压跟随器，将放大器的输出端和屏蔽相连,这样就将屏蔽线和地隔开，并且对于50 Hz的共模干扰信号来说,从人体输入的两路信号是相等的，则由屏蔽驱动器输出的电压和干扰信号大小相等，也就是说，导联线和屏蔽线之间的电压差为0，从而消除了其间的电容，提高了输入电路的阻抗，降低人与地之间的漏电流，保障了患者的安全。带屏蔽驱动、右腿驱动的前置放大电路如图3所示。

图4为无线心电采集装置的滤波电路。滤波电路由截止频率分别为0.05 Hz和100 Hz的高通、低通电路组成的带通滤波电路和50 Hz陷波电路组成。一方面阻断前置放大器可能输出的直流电平，防止后续电路出现饱和；另一方面可以消除混在信号中的各种杂波干扰；而陷波电路则是进一步滤除采集过程中强大的工频干扰。随后心电信号将进入后置放大电路，将其放大至合适范围，此时便可通过无线单片机的数模转换器进行A/D转换,将采集到的模拟心电信号量转化为数字量，以满足无线数据传输的要求。

无线单片机采用基于8051内核的nRF9E5作为心电采集装置的控制核心，数据的采集、存储和无线传输都围绕着nRF9E5展开。nRF9E5[4]是Nordic VLSI公司近年来推出的无线单片机芯片，其内置nRF905的433 MHz/868 MHz/915 MHz收发器、8051兼容微控制器和4路输入10位80 kb/s A/D转换器,单片机全速运行耗电1 mA，1.9～3.6 V低电压工作，待机耗电2 ?滋A最大发射功率为10 dBm，高抗干扰GFSK调制，速率100 kb/s，具有独特的载波监测输出、地址匹配输出、就绪输出。它内置完整的通信协议和CRC，只须通过SPI即可完成所有的无线收发传输，无线通信如同SPI通信一样方便。它的所有功能均在一个5 mm×5 mm芯片上实现，是真正的片上系统SoC。nRF9E5射频收发电路可见参考文献[5]。
3 软件设计
采集装置的软件设计主要包括四大部分：A/D转换数据采集、无线通信、串口数据发送、上位机监测。四个部分不完全独立，相互联系。为了确保数据无线传输的准确可靠，在进行无线通信前须制定收发双方的通信协议。对于nRF9E5来说，每次发送/接收数据都是以数据包的方式来进行的。数据包格式是通信协议的重要部分，nRF9E5的无线数据包格式如下：
　Peramble是前导码,是由硬件自动加上去的；Addr是要发送的接收端地址码；Playload是有效数据(最大32 B)；CRC是CRC校验和，可由内置CRC纠错硬件电路自动加上，可设为8 bit或16 bit。

　MDRS为模块数据返回首字符（1 B）；WLF为无线标志字符(11 B)；MAddr为心电采集模块地址；DADAR为采集到的心电数据(2 B)；MEND为数据包结束符(1 B)。
　收、发模块要实现通信除了应遵循通信协议外，还应对nRF9E5的无线收发部分进行初始化配置。配置参数如表1所示。

　无线收发主机模块和心电采集无线收发从机模块的无线接收程序均采用DR(数据就绪）中断响应接收模式，不同的是无线收发主机模块最后还要把接收完的数据通过串口发送至上位计算机进行监测。主从机各个模块的无线发送程序则是完全相同的，采用函数模块形式编写，直接调用即可。无线收发程序流程图如5、图6所示。

上位机监测软件采用美国NI公司的LabVIEW软件开发完成，它是一种图形化编程语言软件开发环境，采用流程图的形式开发应用程序，其自带的函数库可以用于数据采集、GPIB和串行设备的控制、数据分析、数据显示和数据存储。
4 试验结果及分析
4.1试验方法
试验在江苏大学生物医学实验室进行，分为两个部分，一部分通过数字示波器（普源RIGOL DS1102C）测试心电采集硬件电路的输出波形;另一部分是心电采集数据的实时无线传输及上位机心电波形数据的显示。在试验过程中，应先对试验对象测试部位的皮肤进行酒精擦洗，保持皮肤的清洁，以利于心电信号的拾取。
4.2 结果与分析
图7～图11为心电采集硬件电路通过示波器所测得的波形图。图12为所采集心电数据经过无线传输后在上位机上的心电波形及数据显示图。

由图7可知，经过前置放大而未采取屏蔽驱动抗干扰措施所测得的心电波形中掺杂着诸多干扰杂波信号，只显现出心电波形的大致轮廓。从图8可以看出，经过滤波后的心电波形中干扰杂波信号已有所减少，但还远远不能满足系统设计的需求。图9和图11分别是加了屏蔽驱动后的心电波形，与未加屏蔽驱动前的图8和图10相比较，心电波形中的干扰杂波明显减少，呈现出良好的显示效果。对上面这些波形进行总体分析可以得出硬件电路中屏蔽驱动的加入能起到很好的抗干扰作用，滤波电路、陷波电路对提高心电的信号质量也是有一定作用的。
本文结合以往心电信号采集的经验，针对心电信号的具体特点设计了适合的信号放大调理电路，实现了强噪声背景下人体体表微弱心电信号较高质量的检取。基于无线单片机nRF9E5来实现所采集心电数据的无线传输。为了保证数据传输的正确性和可靠性，制定了无线数据传输协议，并在软件编制中采取了一些校验措施，以确保无线数据传输的正确无误。上位机测试软件以LabVIEW为开发环境，设计了心电数据的监测界面，能够显示存储无线接收来的心电数据波形数据。最后对硬件电路以及整个装置进行了测试，测试表明，装置工作正常，数据采集、无线传输较为准确可靠，说明本装置的设计是切实可行的，能够给同类以及其他生理参数的采
集监测提供借鉴和参考，但仍存在诸多不足之处，比如优化硬件设计电路以改善波形，提高波形质量；上位机软件加入数字滤波功能，以及能够进行心电波形的特征分析等等。这都需要在后续工作中进一步研究。
参考文献
[1] SIAU Keng. Health care informatics[J]. IEEE Transactions on Information Technology in Biomedicine, 2003(7):1-7.
[2] 吴水才,林家瑞,邓云东.一种心电和心室晚电位综合采集电路的设计[J].中国医疗器械杂志,2000,24(1)：20-22.
[3] 沈志刚.基于DSP的动态心电监护仪的研制[D].哈尔滨: 哈尔滨工业大学, 2002.
[4] 李文仲,段朝玉.短距离无线数据通信入门与实践[M].北京:北京航空航天大学出版社,2006.
[5] 迅通科技.nRF9E5中文数据手册[Z].迅通电子科技有限公司,2006.