基于nRF9E5的運(yùn)動心率采集和無線發(fā)送處理系統(tǒng)

1、第27卷 第1期2008年 2月北京生物醫(yī)學(xué)工程Be ijing B i omed i ca l Eng i neering V o. l 27 N o. 1F ebrua ry 2008 基金項目: 十五 規(guī)劃國家級課題(BL A010107 資助作者單位:清華大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程系(北京 100084作者簡介:張鑫(1980! , 男, 碩士研究生基于n RF9E5的運(yùn)動心率采集和無線發(fā)送處理系統(tǒng)張鑫 王培勇 時永樂摘 要 基于nRF9E5的運(yùn)動心率采集和無線發(fā)送處理系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)了心率的無線發(fā)送、處理和顯示。系統(tǒng)充分利用了n R F9E5片內(nèi)集成的n R F905無線收發(fā)器和8051內(nèi)核, 在體積

2、、重量等方面都取得了很大的突破; 心率濾波中所采用的措施有效地濾除了噪聲對心率信號的干擾, 使得心率波形更加直觀、清晰, 確保了本系統(tǒng)適用于運(yùn)動過程中的心率數(shù)據(jù)采集。關(guān)鍵詞 心率; 心電; 無線收發(fā); nRF9E5中圖分類號 R318 04 文獻(xiàn)標(biāo)識碼 A 文章編號 1002 3208(2008 01 0078 04Th e d evelopm en t of k i n e m atic heart rate m easure m ent and w ireless tran s m issi on syste m based on nRF 9E 5 Z H AN G X in , WAN

3、G P ei yong, S H I Yong le D epart m ent of B iom e d ical Eng i neering , T singhua Universit y, Beijing 100084Ab stract # T he k i ne m atic heart ra te m easurement and w ire l ess trans m ission sy stem based on nRF9E5is able to re al ti m e w i re l ess trans m it , process and display heart ra

4、 te curve . T hanks to the on chi p nRF905and 8051i n n RF 9E5, t he syste m reduces a l o t i n bo t h w eigh t and vo l u m e . M o reover , an effic i ent filter processi ng dig ital hea rt rate si gna lm akes t he curve mo re readable and l eg i b l e t han ever . T hese i m prove m ents m ake t

5、he sy stem m ore su itab le for m easuri ng the heart rate of pati ents o r athletes in m oving .K ey words # heart ra te ; ECG; w ire l ess T rans m issi on ; nRF9E5心率作為自主神經(jīng)在竇房結(jié)水平相互作用的反映, 它與人體心臟功能和狀態(tài)密切相關(guān), 近年來在醫(yī)學(xué)和運(yùn)動醫(yī)學(xué)領(lǐng)域受到了廣泛的關(guān)注。在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中監(jiān)測心率的主要手段是通過心電監(jiān)護(hù)儀, 而運(yùn)動醫(yī)學(xué)中是采用腕式心率表或心率計。前者適用于靜息狀態(tài)下的患者, 后者適用于運(yùn)動員自身去觀看

6、。因此如果要實(shí)時監(jiān)測處于運(yùn)動中人體的心率信號, 這兩種方法都是不適用的。為了使醫(yī)生或教練員能夠?qū)崟r監(jiān)測運(yùn)動中患者或運(yùn)動員的心率信號, 研制便攜式運(yùn)動心率實(shí)時采集和無線傳輸系統(tǒng)是非常必要的。此前, 本實(shí)驗室已完成基于單片機(jī)M SP430的心率采集系統(tǒng)。它是通過不斷提取心臟跳動時兩個相鄰心電R 波的時間間期(TR, 實(shí)現(xiàn)心率的瞬時記錄。該系統(tǒng)在與肌氧含量進(jìn)行同步試驗的研究中發(fā)揮了重要作用, 但是試驗過程中也發(fā)現(xiàn)這套系統(tǒng)在體積、能耗和穩(wěn)定性上仍有一定的缺陷, 給使用帶來了不便。而且隨著電子技術(shù)水平的提高, 先進(jìn)的電子器件在醫(yī)療領(lǐng)域使用越來越多, 新型的芯片和片上系統(tǒng)使得無線的遠(yuǎn)距離傳輸成為可能, 因

7、此作者開發(fā)了基于nRF9E5的無線心率采集系統(tǒng)。1 系統(tǒng)概述此系統(tǒng)用nRF9E5集成的nRF905433/868/915MH z 收發(fā)器、8051兼容的微控制器和內(nèi)置電壓調(diào)整模塊構(gòu)成無線模塊。系統(tǒng)原理如圖1所示。圖1 心率無線發(fā)送處理系統(tǒng)的框圖F i g 1 Gen era l fra m e of the w hol e s yste m其中, 一級無線的是從心電傳感器到無線轉(zhuǎn)發(fā)器, 它的作用是把經(jīng)過濾波處理之后的心電信號發(fā)送到無線轉(zhuǎn)發(fā)器。二級無線是在無線轉(zhuǎn)發(fā)器和無線,本系統(tǒng)除了在硬件方面進(jìn)行提高以外, 在軟件方面也進(jìn)行了改進(jìn)。PC 接收到心率信號后, 根據(jù)人體心率信號的特點(diǎn)進(jìn)行濾波。這種濾

8、波方法, 不同于傳統(tǒng)的運(yùn)動心率采集的5s 心率平均法(衰減了有效信號, 也不同于以前系統(tǒng)中使用的閾值心率鑒別法。最終, 通過軟硬件兩方面的改進(jìn), 使得這套系統(tǒng)的性能大幅度提高。2 心率信號的提取與無線發(fā)送2 1 心電電極和心率傳感器心率信號的提取由心電電極和心電傳感器兩部分組成。心電電極把采集到的心臟活動的微弱電信號傳給心電傳感器, 后者的功能是對接收到的心電信號進(jìn)行放大、濾波、R 波處理、脈沖整形和調(diào)制, 然后把處理后的信號發(fā)送到無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器。該傳感器與常規(guī)的心率記錄儀相比, 做工精細(xì), 耗電量小, 具有相當(dāng)高的抗干擾和抗振動能力。使用時通過導(dǎo)電橡膠固定到胸部外側(cè), 當(dāng)人體運(yùn)動時仍可以貼緊

9、胸廓, 不易松動, 也不會影響人體的正常運(yùn)動。2 2 心率信號的無線發(fā)送心率傳感器發(fā)送的心律信號最遠(yuǎn)距離是1m, 而心率的監(jiān)測范圍往往要求大于1m, 因此必須提高心率信號的發(fā)送范圍。心率傳感器裝置在胸廓, 為了不影響人體的正常運(yùn)動, 在體積和重量方面有嚴(yán)格的要求, 因此不能簡單地通過提高心律傳感器的功率來實(shí)現(xiàn)發(fā)送范圍的擴(kuò)大。在本系統(tǒng)中使用nRF9E5組成的無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器實(shí)現(xiàn)這部分功能。無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器的原理框圖如圖2 所示。圖2 無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器的框圖F i g 2 Th e fra m e ofW ireless Trans m itter, 5mm, 這樣可以使得無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器體積僅有3c m

10、 (寬 4c m (高 1c m (厚, 它可以固定在人體的腰部或大腿外側(cè), 不會影響人體的運(yùn)動。通過它, 使得心率信號的發(fā)送范圍達(dá)到150m 。無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器中的無線接收諧振回路接收心電傳感器發(fā)出的心電信號, 因此必須頻點(diǎn)準(zhǔn)確、接收靈敏度高和選頻性好。選頻之后進(jìn)行心電信號的放大、濾波處理, 然后通過帶有回差效應(yīng)的施密特觸發(fā)器, 使得心電信號中的一個R 波對應(yīng)一個脈沖信號。脈沖信號可以使nRF9E5片內(nèi)8051產(chǎn)生中斷, 開啟定時器進(jìn)行計時。根據(jù)定時器的計數(shù), 就可以得到心率的數(shù)值。nRF9E5使用Nordic VLSI 公司的ShockBurstTM進(jìn)行高速的數(shù)據(jù)傳輸。與射頻數(shù)據(jù)相關(guān)的協(xié)議由

11、nRF9E5片內(nèi)的nRF905收發(fā)器自動處理。集成的8051只用簡單的SPI 接口便能和nRF905進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸。ShockBurst TM實(shí)現(xiàn)低速數(shù)據(jù)輸入, 高速數(shù)據(jù)輸出, 從而降低了系統(tǒng)的平均能耗。在ShockBurst T M發(fā)送方式下, nRF9E5自動給要發(fā)送的數(shù)據(jù)加上前綴和CRC 校驗。當(dāng)收發(fā)器準(zhǔn)備發(fā)射數(shù)據(jù)時, 首先進(jìn)入接收方式并探測所工作的信道是否空閑, 當(dāng)數(shù)據(jù)發(fā)送完后, 數(shù)據(jù)準(zhǔn)備好寄存器位(DR 會通知M C U 數(shù)據(jù)已經(jīng)處理完畢。具體的流程是:%微控制器通過SPI 接口發(fā)送心率數(shù)值, 按時序把接收機(jī)的地址和發(fā)送的數(shù)據(jù)傳送給nRF905, SPI 接口的速率在通信協(xié)議和器件配置

12、時確定。&微控制器置高TRX _CE和TX _EN,激發(fā)nRF905的ShockBurst TM發(fā)送。nRF905進(jìn)行ShockBurst TM發(fā)送:射頻寄存器自動開啟; 數(shù)據(jù)打包(加字頭和CRC 校驗碼; 發(fā)送數(shù)據(jù)包; 發(fā)送完成, 數(shù)據(jù)準(zhǔn)備好引腳置高。(AUTO _RETRAN被置高, nRF905不斷重發(fā), 直到TRX_CE被置低。當(dāng)TRX _CE被置低, nRF905發(fā)送過程完成, 自動進(jìn)入空閑模式?？臻e模式有利于減小工作電流, 從空閑模式到發(fā)送模式或接收模式的啟動時間比較短。在空閑模式下, nRF905內(nèi)部的部分晶體振蕩器處于工作狀態(tài)。由于nRF905是在每次心率信號到來時處于

13、工作狀態(tài), 其他時間是空閑狀態(tài), 因此無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器79第1期 基于n R F9E5的運(yùn)動心率采集和無線發(fā)送處理系統(tǒng)3 心率信號的接收nRF9E5片內(nèi)的nRF905可以完成無線收發(fā)功能, 因此心率接收器部分! ! ! 無線信號接收器也是基于nRF9E 5設(shè)計的, 使用ShockBurst T M接收模式。當(dāng)出現(xiàn)nRF9E5工作信道內(nèi)的射頻載波時, 載波檢測引腳(CD 被置高, 這個特性很好地避免了同一工作頻率下不同發(fā)射器數(shù)據(jù)包之間的碰撞。載波檢測的標(biāo)準(zhǔn)一般比靈敏度低5dB , 比如, 靈敏度為-100dB m, 載波檢測功能探測低至-105dB m 的載波。也就是說, 載波低于-105dB m

14、, 載波檢測信號為低(一般為0, 高于-95dB m, 則載波檢測信號為高(一般為VDD, 介于-10595dBm 之間, 載波檢測信號可能為低也可能為高。無線信號接收器的原理框圖如圖3 所示。圖3 無線信號接收器和分析系統(tǒng)的框圖Fi g 3 The f ra m e ofw i rel ess recei ver andanal ys i s s yste m無線數(shù)據(jù)傳輸系統(tǒng)有點(diǎn)對點(diǎn)、點(diǎn)對多點(diǎn)和多點(diǎn)對多點(diǎn)三種。本系統(tǒng)只有一個數(shù)據(jù)終端, 因此采用點(diǎn)對點(diǎn)方式。整個系統(tǒng)中, 無線信號轉(zhuǎn)發(fā)器與接收器之間的無線通信采用433MH z 的頻段作為載波頻率。在ShockBurst TM接收方式下, 當(dāng)收到

15、一個有效地址的射頻數(shù)據(jù)包時, 地址匹配寄存器位(AM 和數(shù)據(jù)準(zhǔn)備好寄存器位(DR 通知片內(nèi)8051把數(shù)據(jù)讀出。具體的流程是:%當(dāng)TRX_CE為高、TX_EN為低時, nRF905進(jìn)入ShockBurst T M接收模式;&650 s 后, nRF905開始不斷監(jiān)測, 等待接收數(shù)據(jù);當(dāng)nRF905檢測到同一頻段的載波時, 載波檢測引腳被置高;(當(dāng)接收到一個相匹配的地址時, 地址匹配引腳被置高;當(dāng)一個正確的數(shù)據(jù)包接收完畢, nRF905自, 好引腳置高;+8051把TRX _CE置低, nRF905進(jìn)入空閑模式;, 8051通過SPI 口, 以一定的速率把數(shù)據(jù)移到微控制器內(nèi)。當(dāng)所有的數(shù)據(jù)接

16、收完畢, nRF905把數(shù)據(jù)準(zhǔn)備好引腳和地址匹配引腳置低, nRF905此時可以進(jìn)入ShockBurst TM接收模式、ShockBurst T M發(fā)送模式或空閑模式。接收到心率數(shù)值后, nRF9E5通過片內(nèi)集成的UART 接口把數(shù)值傳送到PC 機(jī)的串行接口, 波特率為115200bps , 8位數(shù)據(jù)位, 1位停止位, 無校驗位。4 PC 機(jī)接收和處理心率信號nRF9E5通過UART 發(fā)送心率數(shù)據(jù)給PC 機(jī), 它用串行接口進(jìn)行接收, 115200bps 的波特率確保采樣到的心率信號能夠及時發(fā)送到PC 機(jī), 傳送一次心率僅需694 s 。PC 機(jī)上的后續(xù)分析軟件是使用V isua lB asic

17、 開發(fā)的心率實(shí)時顯示分析系統(tǒng)。它實(shí)現(xiàn)了對心率信號進(jìn)行濾波處理, 同時也具有實(shí)時顯示, 保存, 讀取和分析心率數(shù)據(jù)的功能。4 1 心率數(shù)據(jù)的濾波處理當(dāng)運(yùn)動員在運(yùn)動場上做劇烈運(yùn)動, 如百米賽跑時, 由于肢體擺動幅度加大, 頻率加快, 容易產(chǎn)生干擾信號, 此時的心率的波形如圖4(a 所示, 個別數(shù)值突然的跳變使得波形不能正確反映運(yùn)動員的心率。產(chǎn)生這種跳變主要有兩個原因:%劇烈運(yùn)動使得導(dǎo)電電極隨著胸廓的起伏產(chǎn)生微小位移, 這時心電電極不能緊密地接觸到胸廓; &無線信號傳輸過程中也比較容易受其他信號的干擾, 如近距離的手機(jī)無線電波。抑制位移干擾的方法是通過使用彈性比較好的橡膠帶固定導(dǎo)電電極, 盡

18、可能減小電極隨著人體運(yùn)動而產(chǎn)生的移動。其次, 在電極上涂一層導(dǎo)電膏, 這樣即使電極與胸廓之間有相對位移, 電極仍然可以接收到心電信號。對于后者, 是電磁波之間的相互干擾, 通過軟件上的濾波消除這種干擾。從生理學(xué)中可知, 人體各個組織的活動是有一定的慣性的, 不會在瞬間產(chǎn)生劇烈的、大幅度的跳變, 心臟的節(jié)律也不例外。大量的實(shí)驗結(jié)果發(fā)現(xiàn), 通80北京生物醫(yī)學(xué)工程 第27卷 圖4 心率信號的濾波處理(a 原始信號; (b 加變化率濾波后的信號;(c 均值濾波后的信號F i g 4 Process heart rate s i gn al s w ith filters (a or i gi nal

19、si gna; l (b usi ng a 20as a filter ;(c average heart rate s i gnalsa =HR 1-HR 0t心率變化率不超過20次/s, 因此可以通過變化率a 20次/s作為濾波的一個條件。使用這種濾波方法對圖4(a 中的心率數(shù)據(jù)處理后, 波形如圖4(b 所示, 有效的去除掉了大幅度的跳變信號。但是(b 中波形仍然不夠光滑, 有很多尖峰。再通過均值處理得到圖4(c, 可以看到心率波形已經(jīng)很光滑, 而且有效的心率信號也沒有受到影響。4 2 心率信號的分析目前對心率的分析主要是觀察運(yùn)動中的最大心率, 其次是160次/s以上的心率持續(xù)時間, 通過軟件上放大、縮小和翻頁按鈕可以觀察在整個運(yùn)動過程中, 心率的變化情況; 同時可以觀察最大心率和在某個數(shù)值以上心率的持續(xù)時間, 這為醫(yī)生和教練員分析患者或運(yùn)動員的心率狀態(tài)提供了一個切實(shí)可行的手段。此方法