穿戴式健康监护传感器节点方案介绍

（一）背景

近年来我们的生活水平发生了翻天覆地的变化，人们对于健康的话题关注度也越来越高，原来面对面看病的形式存在很大的弊端，既浪费资源又浪费时间，已经无法与健康保健的迅速发展并驾齐驱。传感器和计算机及无线网络通信技术的迅速发展，使穿戴式医疗/健康监护成为可能。

与传统的仅仅采集生理信号的便携式监护仪不同，穿戴式医疗/健康监护设备是把生理参数测试技术融于人们日常身上穿的衣服，达到在自然状态下就能获得基本的生理参数。可穿戴设备能够在实时获取生命参数并传送至远端医疗监测中心的同时，使受测对象感到方便与舒适。因此，早期用于航空等特殊领域的穿戴式检测技术已向临床监护、家庭保健方面推广。

利用穿戴式多参数健康监护系统建立无线医疗网络系统，可克服传统有线检测的局限，即使用户扩大了活动范围，也能获得连续的生理参数监控和便捷的通信形式。穿戴式生理参数检测传感器节点是社区医疗和家庭保健系统的监控终端，能通过不同的网络和社会及医院监护中心的远端服务器联系起来，从而迅速传达诊断信息数据并及时报警。

Inel公司开发的Self-managing可穿戴生命信息健康监测系统属于不需要人工操作的监控系统。它可以同时监测许多人的许多参数，包括心电图、血氧饱和度、血压等，极大地提高了医生对大量患者监护的效率。当然，也可用于远程家庭监护、产房的胎儿监护、ICU危重监护等。Intel公司为了迎合更多医疗设备制造商生产的前端检测模块，为该系统提供标准的硬件和软件接口。该系统的结构包括可穿戴生命信息测试模块、低功耗数据采集处理模块和无线收发模块，多个采集模块组成了无线干线网络。

这一部分是基于国内社区和家庭服务的穿戴式监测系统项目，该项目利用ZigBee技术构建人体生理信息检测的智能躯干网，通过穿戴式生理参数无线传感器，为一些慢性病患者、高危人群以及独居老人和儿童提供实时的生命体征信号监测。该系统以CC2430为核心，由穿戴式生理参数检测传感器节点和协调器节点构成。通过针对性设计的穿戴式生理参数检测模块及其低功耗与微型化，能实现多生理信号检测、信号采集和数据无线传送。这里仅介绍可穿戴心电和血氧检测模块及节点低功耗与微型化设计。通过本例可看出，面向具体应用的物联网传感器系统方案需要进行针对性设计（本例体现在检测电路）。

（二）穿戴式生理参数的检测及要求

生理参数体现了组织和器官的工作状况，能够准确判断人体状态是否正常。心电监护是监控心脏的活动，通过持续实时观测人体心脏电活动来了解和分析病情，从而获取精确的、有参考价值的心电活动指标参数。检测心电信号一般采用多导联电极测量方法，对所测信号需要进行信号前置放大，然后经过滤波和电平偏移、放大倍数调整才能得到稳定的心电信号波形。

血氧饱和度SpO2直接反映机体组织供氧状况的好坏，现代医疗中一般都运用透射法测试SpO2，它的测试原理是动脉血液对光的吸收量随动脉搏动而变化的规律。血液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白对波长为660nm的红光和905nm的红外光的吸收量不同，而且相差甚大，通过测量2种波长的光线透过手指动脉血管得到的电信号的强弱得到SpO2。

人体通过呼吸作用，从外界吸取氧然后向外界排放二氧化碳，从而保证身体正常的新陈代谢和各个组织的功能运行。阻抗法测呼吸是现在人体呼吸监控中最常用的一种无创、简单、安全、低价的技术，具体操作是改变胸部电压，然后观察阻抗的变化，最后获取人体呼吸活动的状况。

体温测量通常是使用专门的接触式体温传感器，传感器的温度测量范围必须在20～45℃，而且测量的准确度通常必须达到0.1℃。

脉搏是人类生命的重要标志，脉搏波具有丰富的心血管循环系统的生理和病理信息。脉搏波的测量方法很多，可以通过压力传感器和光电传感器直接测量，也可以通过其他生理信号获得。直接测量除能得到脉搏率外，还能从波形中得到其他信息，但不适用于移动测量。

不同生理参数的特点和测量方法及测量部位各不相同，而且有些参量如血压、脉搏并不适合可移动的穿戴式测量方式直接测量。但要实现穿戴式监护，就必须有可穿戴式传感器来实现这些或其中部分参量的检测，并达到规定的准确性和可靠性等检测质量要求。

除满足检测质量要求外，穿戴式检测还需做到穿戴舒适、携带方便、自然美观。相对于其他便携式设备，穿戴式设备还应体积小、质量轻、功耗低。由于生理信号一般较微弱且随机性强，检测环境的背景噪声大。因此，对传感器的信号调理，除恰当选择或设计符合测量性能与工作方式要求的传感器件外，所用器件还应满足低功耗要求，传感器和数据采集电路应有足够均抗干扰能力。所以，对心电、血氧和呼吸等生理信号的穿戴式检测，需进行针对性设计，以保证采集信号的准确性，并兼顾对节点尺寸和功耗的限制要求。

除此之外，小型化和低功耗也是必不可少的设计要求，以实现可穿戴式监控设备的实用性。

（三）系统结构与方案

监控终端包括生理量传感器节点（下位机部分）和终端监控软件（上位机部分）2部分。生理量传感器节点的功能是收集被监护者的生理信号，使用ZigBee无线网络传送给监控中心。

（四）传感节点硬件的整体结构

针对可穿戴监控系统应用环境的不同，其网络配置、构建和控制将有所不同。如果是一个家庭健康监测系统，其硬件结构分为网络协调器和可穿戴生理量检测传感器节点（以下称为传感器节点）2部分。

网络协调器形成无线网络并对其进行控制。一方面，将数据信息传输到传感器节点；另一方面，保持与智能监控终端的通信。因此，该协调器对微处理器的性能和能量供应有很高的要求。

传感器节点是系统的中心。由于直接佩戴在被监控人身上，节点的大小、结构、质量和供电将直接影响被监控人员。生理参数测试部分与CC2430无线模块分开设计，并与通用接口连接，以达到抗干扰的目的。

在系统中，选用TI公司的CC2430芯片实现基于ZigBee技术的星状无线网络，提升了系统性能，实现了2.4GHz的ISM频段的低成本和低功耗的要求。

（五）电源与低功耗设计

可穿戴式无线网络中的装置使用电池供应电量，电池一个周期的平均工作时间不仅与电池在一定条件下放出的电量有关，也与装置的能量消耗和电源使用效率有关系。如果可穿戴监控设备必须由电池供电，那么除用户的控制之外，还必须从硬件和软件2方面降低能耗，增加电池的工作时间。硬件最大可能的扩展是它的集成，使用新的器件来进行节能以降低能耗；在软件方面，需要设计合理的设备工作模式和节能形势，开发相应算法使节点的运行时间和信号的发射功率自适应。

为了提高节点的耐磨性和减轻节点的重量，节点采用3.7V150mA·h聚合物锂电池供电。由于大多数生理信号是双极信号，所以为了减少误差，大多数监控和护理设备使用双电源。为了降低系统的功耗，保证CC2430和测试模块的工作电压，本例以单电源实现生理信号的提取，即使用单电源仪器放大器INA321和单电源、微功率运算放大器OPA333来获得一些生理信号。同时，为了扩展预供电接口，并考虑到一些生理信号的提取需要双极电源，设计了单双电源转换方案。它从LDO或DCDC器件获得3.3V电压，并通过负电压转换器获得相应的负电压，测得节点的工作电流小于100mA。为了保持电池的生产效率，所选调节器的输出电流为100mA。此示例选择待机模式仅为1μA、低泄漏电流的LDO转换器TPS76933和转换效率为91%的（I=40mA）负电压变换器LM3226，得到±3.3V。

终端节点功率消耗很低，替换一次电池的时间也很长，采用可充电锂离子电池时一定要配置充电管理器。本例采用电池充电管理器BQ24002，它是针对便携式设备的3.7V锂离子电池的智能线性充电管理芯片，通常用于高度集成和有限空间场合。

（六）生理参数采集模块设置

将数据采集模块直接与生理量传感器相连接，进行数据的收集和扩大、滤波、电平的转变和一些信号预处理的工作。

1.心电检测

（1）信号特点与测量技术要求。

心电信号：由心脏里面发出的极其规律和谐的电刺激脉冲，它促使心房、心室的肌肉细胞兴奋，从而有节奏地舒展和紧缩，使身体表面的不同地方形成了不一样的电位差。一般情况下，在身体表面测试到的电位差就是心电信号。

规范的心电图和主要参数：将测量电极放置在身体表面的某个位置，所显示的心电改变的曲线为临床常规心电图（electrocardiogram，ECG）。心电图体现着心脏兴奋的出现、传递和恢复过程中的生物电变化。身体健康的人通常情况下的心率为60～100次/min，心电图的频率为0.05～100Hz，幅度为0.05～5mV。各导联显示出的心电图波形虽然不一样，但都包括一个P波、一个QRS波和一个T波，典型心电图波形如图7-6所示，其中各波的时空特征及表征信息参见相关文献。

心电信号的特点：经过人身体表面电位获取的心电信号是强噪声情况下的生物电信号，其信号十分弱小，范围在0.05～5mV，典型值为1mV。测试这种信号时，必须要扩大信号，并且滤除信号中特定波段的频率；信号频率在0.05～100Hz之间，能量主要汇集在0.5～20Hz；信号不稳定，人体容易受外界的影响，人体内部各个器官之间也会相互联系和影响，也就是说无论是外部还是内部的刺激，都会让心电信号发生改变；人体的不均匀性以及易受外来信号影响，使心电信号易受外界影响，有随机性。

图7-6　心电图波形特征

信号受到的干扰：心电信号检测中的干扰主要来自生理上和技术上。来自生理的干扰为呼吸引起的基线漂移与信号幅度改变（可达ECG信号幅度的15%）和肌肉收缩产生的微伏级电压信号（该信号幅值约为ECG峰-峰值的10%）。来自技术的干扰有50Hz交流电对测量系统的干扰（最大可达ECG幅度峰-峰值的50%）；当电极和皮肤接触时或被测对象和测量系统发生分离导致的电极接触噪声（瞬态干扰电极与皮肤间的阻抗随电极移动发生改变形成的信号源阻抗变化，环境中的电子设备高频扶辐射，此噪声能完全淹没信号。）

心电采集电路的要求：人体心电信号微弱、低频等特点决定了对心电放大的要求十分苟刻，一般要求高共模抑制比，高输入阻抗，噪声小、低漂移，固定通带频率响应。为了获取准确的心电信息，以前的多参数监护心电电路十分复杂，基本由5～12导联的导联系统、前置差动放大、右腿驱动、定标、导联脱落报警、屏蔽驱动、滤波及陷波等电路组成，该方案可得到高保真的信号，但结构过于复杂、能耗较大，不适用于移动监护。

（2）穿戴式心电采集模块设计

穿戴式心电检测仅仅监控和看护病人心电的基本状况，不解析、诊疗，所以可以将传统心电模块进行裁剪。因为通常情况下只关注心电信号中R波是否保持完整，它的能量主要汇集在0.5～30Hz，所以采用截止频率为35Hz的三导联穿戴式心电模块，不仅能阻止工频干预，还能尽可能地保存心电信号的重要能量信息，减小模块的体积。

为减小心电检测模块的体积，满足穿戴要求，本例采用TI公司的单电源心电解决方案来实现穿戴式心电检测模块，既减小功耗也减小体积。

改进的三导联心电采集方案实际上是为了让监护工作更加便捷和舒适，在这个例子中，T1的功耗非常低，并且使用了单电源仪表放大器INA321。

从电极上得到的心电信号的峰值约为1mV，需要放大1000倍才能得到心电图。考虑到克服各种噪声和工频干扰的需要，采用了一种集成差分放大器方案。INA321具有精度高、稳定性好、封装小等优点，其低功耗设计解决了带宽和转换速率问题。它可以直接驱动A/D转换器，因此被选择为提取生理信号的放大器。

心电信号先经RC低通滤波除去高频分量，低通滤波器（由图7-7中的R1、R2、CL和CR组成）的截止频率为300Hz，以保证微弱的心电信号进入差分放大器之前不会被衰减。由于单电源供应电量，不同导联的心电信号有正负之分，因此要施加一个恰当的钳位电压（R10和R10组成），根据CC2430的ADC输入电压范围为0～3.3V，钳位电压设为中间值。

图7-7　心电前置放大电路

INA321输出信号幅值很小，还会受到扰乱，不能正常对数据信息进行处置，所以需要如图7-8所示的有源低通滤波器实现二级放大和滤波。图7-8中U2A、R6和C2组成截止频率为150Hz的低通滤波器，增益为100。图7-9所示为滤波后的心电信号测试结果。

2.SpO2检测

（1）检测原理。血液中全部血红蛋白中含有多少被氧结合的血红蛋白为血氧浓度，用SpO2表示。表达式为：

式中，HbO2——血红蛋白被氧合的含量；Hb——血红蛋白被还原的含量。Hb和HbO2的吸收光谱特性差异是计算血氧饱和度过程中仅需考虑的。

无创和有创是检测SpO2的2种方法。以Lambert-Beer定律为理论基础的无创SpO2检测的实现是通过近红外吸光光度法测定原理的应用。Lambert-Beer定律主要是表述了溶液诸参数与单色光透过某物质均匀溶液后的透射光强的关系。透射光强度如果用I0表示，则透射光强度I可以表示为：

式中：c——溶液的浓度；l——光透过溶液所经路径长度；α——物质吸光系数。

图7-8　二级放大、滤波电路(www.xing528.com)

图7-9　心电信号测试结果

随着动脉波动而变化的动脉血液对光的吸收率这一特点是无创SpO2检测法的基本理论基础。人体的血液不只含有一种溶液，而且不同的成分对光的吸收率有差异，测试部位血液流量受人体动脉搏动的影响，进而影响光吸收量的变化（AC）；肌肉、皮肤、骨骼等非血液组织的光吸收量可认为是一直不变的（DC）。按Lambert-Beer定律，不计入因为反射、散射以及其他因素而造成的衰减，设垂直照射人体的单色光波长为λ、光强为I0，则可以得出通过人体的透射光强度为：

式中：α0——组织内的非脉动成分、c0——静脉血的总吸光系数、l——光路径长度；IDC为经过这部分吸收后得到的透射光强， αHbO2——动脉血液中HbO2的吸光系数、 cHbO2——动脉血液中HbO2的浓度， αHb ——动脉血液中Hb的吸光系数、cHb——动脉血液中Hb的浓度。

若把动脉搏动血管舒张作为条件时，可假定动脉血液光路长度由l增加到Δl，然后对应的透射光强由IDC变化为IDC-IAC，这时上式可变为：

考虑透射光中交流成分占直流量的百分比为远小于1的数值，可近似变成

光路径长度的变化是不知道的，所以入射光通常采用2束不同波长的光，于是可以分别得到2种波长下的IAC/IDC，通过标定，从而按式（7-5）求得SpO2。

有创检测是用血气分析仪抽取动脉血液进行电化学分析，先测量得到动脉氧分压，然后计算出SpO2。该方法不能连续检测，只在特定情况下使用。

（2）电路设计。信号预处理、光源驱动、DC校正及接口、LED亮度增益控制是SpO2检测的几个主要模块。其中，血氧探头的内部由CC2430通过算法实现LED光源的选通与亮度增益控制，它主要负责获取血氧信号。放大增益控制和血氧信号检出的部分为信号预处理部分，光电探测器将透过机体组织的光信号转化为电信号；接口部分实现了血氧模块与CC2430模块的信号相连接。

光源驱动电路：可以用直流或脉冲驱动光源。直流驱动方式易受工频干扰和背景光的影响，因为它要求检测电路有对应2个光源的2个光敏元件，还有2路性能匹配的处理电路。

提高发光二极管的瞬时光强，降低它的功率消耗可以采用脉冲信号驱动，让两路光源交替发光，这样二极管就可以处于瞬时发光状态，共用一个光敏元件接收。本例采用的就是这种方法。

血氧探头具有亮度增益控制和LED驱动，2个平行的LED，—个是660nm，另一个是895nm。为了实现血氧信号的光调制处理，LED驱动采用时分复用控制，还必须优化LED的开关控制，以降低系统功耗，延长光源的寿命。

此示例使用与Nellcor DS-100A接口兼容的血氧探头。

信号调节电路：经过人体组织的混合光信号被光电二极管转换成电流信号。它包含红光、红外光和暗电流信号，信号很弱，因此必须转换成电压信号，并保持电压与电流和低噪声之间的线性关系。当电流信号被I/U转换后，它会被放大2倍。

为了放大光电二极管的微弱输出，选用了低漂移互阻放大器OPA381。为使OPA381在单电源下更好地实现跨阻放大，其输入正端加正偏压（约为0.3V）。跨阻放大器的输出是混合信号，需分离出有用交流信号用于后续SpO2的计算。因此，用于血氧定标的直流分量是用数字IIR滤波器从采样信号中提取的，它以由DACO_B输出作为OPA333（其中OPA333放大的信号仅含血氧信号的交流分量）的输入偏移量的直流分量。为了使输出信号控制在ADC的工作幅度内，可动态调整输入OPA333的偏移DC。

亮度增益控制及DC校正：两路LED的光强控制及交流分量提取都用到DAC。本例用低功耗、四通道电压输出的DAC7573产生3路模拟输出。

3.呼吸检测

（1）呼吸信号检测原理。呼吸信号的频率范围由临床实验可知为0.1～10Hz。压力传感器测量方式、温度传感器测量方式、阻抗法测量方式、体积描记法方式是常用的呼吸信号检测方式，本例选用目前呼吸监测中最为常用的阻抗法测量，适合穿戴式检测。

（2）阻抗法检测呼吸。人体呼吸时随着胸壁肌肉张弛，胸廓交替形变，机体组织的电阻抗将产生交替变化。通过大量的实验证明，肺容积与呼吸阻抗存在一定的正比关系，肺容积越大呼吸阻抗越大。阻抗法测呼吸频率有两电极法和四电极法。两电极法中电极既用来检测胸部阻抗变化，又作为电流激励源。在四电极法中，2个电极检测胸部阻抗变化，另,2个电极作为电流激励源。四电极法安置电极数多，使用不便，临床呼吸监护中普遍采用两电极法，并共用测心电图的导联电极。

（3）电路设计。电路设计通常采取分开设计，因为从模块的独立性去考虑，呼吸与心电模块的电源系统不同，他们之间无共用电极，此法能减少彼此耦合。呼吸检测模块用双电源供电的阻抗法，其原理框图如图7-10所示。图中LL和RA分别代表左腹部电极和右上胸电极。由CC2430集成的Timer产生2路相差半个周期的62.5kHz高频激励信号通过LL和RA加在人体上，注入安全电流。2电极之间电信号调制在高频激励脉冲上，这是由呼吸产生的阻抗变化所引起的。呼吸信号可由该调制信号经过后续解调、滤波和放大后得到，最后采样由CC2430内置ADC模块进行。

图7-10　呼吸检测模块原理框图

前置放大电路：从电极LL和RA上提取的高频脉冲信号上的呼吸信号非常微小，需要在解调和滤波前放大。如图7-11所示，本前置放大电路选用了仪表放大器AD620。

图7-11　前置放大电路

解调电路：为获得人体呼吸阻抗信息，要将经过前置放大的调制信号解调，本例的解调采用二极管检波电路。图7-12所示是所用的半波整流和加法电路构成的全波整流电路。

图7-12　全波整流电路

滤波放大电路：含人体呼吸阻抗信息的信号解调后还含大量直流分量和高频噪声，需在高通和低通滤波处理。解调后的信号为毫安级，要进一步放大，电路如图7-13所示。

图7-13　滤波放大电路

（七）节点微型化与低功耗设计

穿戴式医疗监护设备的基本要求是安全性、低功耗和微型化。穿戴式检测模块的微型化设计的中心思想是采用低功耗器件、硬件时分复用技术和硬件软件化。

1.低功耗设计

便携式设备研究设计的主要目标是减少不必要的能源损失，并且最大限度地降低系统功耗，这样可以延长电池使用时间。系统的低功耗需要硬件设计与软件控制配合和协调，从宏观整体的角度去考虑。

为了减小系统开销，提高系统性能，通常传感器节点由电池供电，这样一来就减少了功耗，不仅缩短用户更换电池的周期，还能延长电池寿命。所以，功耗是我们研究穿戴式产品设计时的一个重要指标。本例从硬件、软件和电源管理策略等方面进行了低功耗的设计。

（1）硬件低功耗设计。降低系统功耗可采用外围器件和低功耗处理器，本例选择微处理器时主要考虑多功能与低功耗。为了防止高压击穿，在能正常驱动后级的情况下，我们通常将悬空引脚接电源或地，还会选择较大阻值的上/下拉电阻。此外，外设中接口控制器功耗较大，易被忽略，对此选择有低功耗模式和软关断功能的CMOS器件。表7-2所示为本例的主要芯片功耗参数。

表7-2　本例中的主要芯片典型功耗参数

续表

（2）软件低功耗设计。软件低功耗的设计通常考虑3方面的因素：编译器、操作系统和应用程序。上层软件的运行和通用I/O、CPU内核、各类总线、无线网络、存储器等硬件部件的驱动是操作系统消耗功率的主要几个方面；应用程序运行和各应用软件的运行是应用软件功耗的主要形式。

（3）系统动态电源管理。根据电池当前状态做出减少电池用量的决策或者负载分布，在保障系统性能的前提下，使电池的当前可用电量与程序运行情况相适应，这样可以延长电池的使用时间。

动态功耗的管理是实现处理器低功耗的方法。通过控制系统或单元在不工作时进入睡眠状态使处理器功耗降到最低。根据系统运行情况决定其何时进入低功耗睡眠状态是动态功耗管理的核心，但弥补状态切换所需的额外时间和能耗只有进入睡眠的时间足够长时才能做到。

电路功耗测试结果在3个工作状态下的节点电流消耗如下。发射时，理论值为27mA，实际测量值为32.7～37.8mA；接收时理论值为25mA，实际测量值为30.2～32.0mA；在等待网络时，实际测量值为50.8mA。在不同的模块中，SpO2检测模块消耗最大功率，总电流为53.3mA。总节点电流小于100mA，满足设计要求。

2.微型化设计

微型化是消费电子产品的设计驱动力。可穿戴产品要解决的重要问题是微型化设计，只有更薄、更轻、更小的监控终端设计，才能满足被监护者的要求。本例主要从以下3点进行细化。

（1）硬件软件化。在不影响信号特征检测效果的前提下，最大化精简模拟电路、软件取代硬件，将效应不明显的模拟滤波改为数字滤波，从而减少数字硬件，降低功耗。

（2）元器件微型化。正在发展的微小封装电子器件使产品微型化成为可能。采用数字接口通信，是通过测量电路与寄存器配置芯片、通道、选择量程等实现传感融合，实现微型化和低功耗的效果。本例中选择了一体化器件，其中CC2430集处理器内核与RF射频于一体。

（3）接口微型化。本例的子母板之间、传感器与数据采集模块之间以及扩展接口采用的都是通用接口，CC2430模块与生理参数检测模块的设计都是采用子母板方式。通过大量采用FFC（柔性扁平线）以及FFC连接器，减小接口器件尺寸。

在这个例子中，CC2430模块的大小是37.8mm×34.2mm。如果天线和周边按钮和LED指示被移除，则可以进一步减少PCB区域。同时，在这个例子中描述的生理参数检测模块，与没有小型化设计的SpO2模块和ECG模块相较，尺寸显著减小，其中ECG模块从30.5mm×62.3mm减小到21.6mm×19.4mm；SpO2模块从96.8mm×70.1mm减至23.5 mm×24.0mm。