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一种具有紧凑结构的平面时尚线路板的衬衫的可穿戴式心电信号采集系统

摘要：本文要展示的是一种具有紧凑结构的平面时尚线路板的衬衫的可穿戴式心电信号采集系统。为了方便，该系统从传统的Holter动态心电图监测系统去除了繁琐的连接线。干电极屏幕直接印在织物上，使长期监测不会刺激皮肤。心电监测衬衫利用监控芯片与身体周围的一组电极，电极和互连是使用是为了实现P-FCB耐磨性增强和较低的生产成本。P-FCB电极显示的特点,和原型硬件的实现成功验证提出的概念。

检索词：电极，心电信号(ECG),心电监测，平面时尚电路板(P-FCB)

1. 简介

心脏病是世界上导致死亡的主要原因之一。例如，在美国，2005年有26.6%的人死于心脏病。心脏病的一个特点是，发现的越早，病人的生活质量就会越好。动态心电图（ECG）监测是一种心脏疾病检测的很好的方法；然而，困难来自于无症状的或间歇性的许多慢性心脏问题的性质。因此，长期监测对监测和治疗疾病至关重要[1]。

在检测心脏疾病的第一个方法是临床心电监测系统[图1(a)]，但由于大规格的机器，这个系统是不是合适的动态监测。因此，一些研究试图在日常生活中，连续提供一个心电图监测。一个很好的例子是Holter监测系统[图1(b)]。测试人员穿上并记录他/她在24小时心电数据。然而繁重的导线使得它不方便使用-通常会有六到十根导线穿在身上一整天。此外，湿电极可造成皮肤刺激和干燥引起的信号衰减[2]。因此，这种方法是不适合长期、连续监测。与此同时，又提出了一种基于针织综合传感器的穿戴式健康护理系统[3]。它综合了传感器、电极、导电和阻线连接；它成功地证明了织物的传感元件和记录心电信号的可行性。该系统的唯一的缺点是生产成本高，由于其必须完成加成同盟与常规纱沿，所生产的服装本身期间导电线的针织和互连过程。身体区域网络（BAN）中的数字膏药是另一个例子[4]。一个小补丁集成了一个用电池和工业心电监测，科学和医疗（ISM）频段的无线收发器。这个聪明的方法解决日常生活中的心电监测方便要求：主体可以监测心电数据，然后就把传感器丢掉。然而，安全和干扰的弹性要求健康监测、严格，因此，使用露天无线ISM频带是不合适的。而且，有些人不愿意整天在他们的皮肤上贴着电池。因此，解决方便性和可靠性问题，本文提出了一种可穿戴式心电监护系统具有结构紧凑的平面时尚的电路板（P-FCB）技术为基础的低功耗衬衫[5],[6],[图1(c)]。P-FCB技术使衬衫干电极和互连已低成本监控。

本文的组织结构如下：第二部分描述了提出的连续ECG信号检测系统的概念和结构。在第三节将仔细检查P-FCB，同事干P-FCB的特性也会被详细介绍。第四部分详细说明了该系统的实现和测试结果。最后，第五节总结了论文。

图1 (a) 临床心电监护系统；(b) 传统的Holter检测系统；(c)所设计的带有P-FCB电极的ECG信号采集系统

1. 系统结构

本文所设计的可穿戴式连续心电监护系统由两部分组成：一组P-FCB心电电极和心电监测芯片。为方便起见，监控衬衫去除了导线；互连是基于P-FCB，并且电极直接印在衬衫上，或一块可以贴在衬衫上的小补丁的P-FCB电极。其基本概念是以低成本把所有的繁琐的电线和系统集成到衣服本身。衬衫式服装系统是由一个单一的3.6 V供电，1 / 2节AA大小的锂电池，可连续14天从身体收集数据，无需更换电池。为确保不刺激皮肤的连续监测，在传感器上使用干织物电极。

图1(c)显示了设计的心电图监测衬衫的概念。六对差分电极放置在胸部，而标准胸导联电极放置在传统的动态心电图监测系统。在这张图中，P-FCB电极连接显示器的衬衫故意放在外面（而不是内部）来展示设计概念。在监控过程中，电极被放置在内部，所以他们将直接连接到皮肤。

图2是设计的心电监护系统的框架图。虽然这个版本的心电监护系统的实现因为调试接口和外部存储器而设计成为一个单独的PCB板（除电极和互连），未来的版本将被直接集成在衬衫以及电极。图3展示了了一块直接在织物上粘合的芯片。然后，应用一次成型，在成型后，其机械强度足以承受超过50次机器洗涤。关于P-FCB技术的更多细节将在第三节陈述。

该系统由P-FCB电极、心电监测芯片、8051单片机、外部存储器、调试接口，和一个USB接口组成。开发的心电监测芯片包括一个可编程增益放大器仪表放大器、模数转换器（ADC），压缩加速器，和一个加密块。该芯片的详细架构将在第四部分陈述。由于P-FCB的分辨率（200micro;m），引线键合焊盘的数量是非常有限的，所以，片外元件的数目必须最少；因此，积极使用片上的设备。其结果是，只要九个的片外电容和电阻就可以用来操作心电图监测芯片。

P-FCB允许监控衬衫自由弯曲，紧贴于身体，所以一个测试人员将在监测日常生活中感觉衬衫十分舒适。心电监护芯片连接到一个差分电极对，并队心电图数据进行捕获和存储。

图2 框架图

图3 带芯片的织物

1. 衣服上的干电极

长期使用，传统的Ag / AgCl湿电极会随着电解质凝胶脱水而导致显示信号质量下降。此外，还有关于电解质凝胶的毒理学问题[2]。因此，为了保证连续监测而不造成伤害，使用了织物制成的干电极。本节展P-FCB技术，干燥的P-FCB电极特性也有详细的描述。

1. P-FCB

P-FCB是平面印刷电路对织物[ 5 ]，[ 6 ]。银浆(昌星有限的CSP-3163或Fusikura Kasei公司的Dotite D-500）直接丝网印刷在织物上形成图案电极或电路板；粘贴浆是一种混合的银、聚合物、溶剂、聚酯、环己酮以实现高导电性和粘着性[6]。图4（a）是P-FCB截面的SEM照片（1500times;放大），图4（b）显示的P-FCB表面形貌（100times;放大）。浆料的厚度约为10–30micro;M，和过程的最小分辨率是目前200micro;M.P-FCB电阻范围0.01和60mΩ，通过一个标准的四点探针测量。

图4 (a) P-FCB截面的SEM照片（1500times;放大）,(b)P-FCB表面形貌（100times;放大）

图5显示的P-FCB无源元件，如电感器(a)，电阻(b)和电容器(c)。该电感器外径为30毫米，内径为15毫米，和匝数= 4。该电感器Q = 10.2，L = 0.98micro;H和游荡型电阻R = 85Ω。最后，该电容器由2个35times;20毫米的电极组成，并且被测量为10个NF。这些无源元件在形成完整的系统中是必不可少的。P-FCB也可以用作电线。图6显示了一个P-FCB传输线15厘米长，1毫米宽的带宽，用矢量网络分析仪测量[6]。它的带宽是80兆赫，这是足够的处理生物信号处理。

芯片可以直接连接和模压织物，如图3所示。的P-FCB机械强度是通过洗涤试验测试；在50倍以上，电气特性的变化是可以忽略不计的[6]。因此，监测的衬衫可以很容易地以较低的成本实现，并提高了耐磨性和灵活性。

图5 P-FCB使用的无源器件 (a)电感，(b)电阻，(c)电容

图 6 一个P-FCB线路带宽（15厘米长，1毫米宽）[6]

1. P-FCB上的干电极

一种电解质Ag/AgCl电极是常用的动态心电图监测[图7（a）]。电解质凝胶形成了皮肤和电极之间的导电路径，使皮肤电极阻抗小，得到了信号的稳定接收。然而，有几个原因使得潮湿的类型是不适合的动态心电图连续数天监测。

1. 信号衰减。当电解质凝胶干燥后，皮肤电极阻抗变化，信号质量分级。重新使用该凝胶可以减轻降解，但它不方便这样做。
2. 不便。应用和移除的凝胶型电极是不愉快的为病人和临床医生。这项活动的结果在材料和时间成本。
3. 安全。在银/氯化银电极有毒理学关注电解质凝胶；[ 7 ]表明凝胶成分可能导致皮炎。

为了克服这些缺点，传统的湿电极的长期监测，干电极被认为是作为一种替代的湿电极[3]，[8]-[11]。图7（b）显示在印刷电路板上的金属电极[8]。将电极贴在皮肤上，将成功捕获心电数据。这种类型的电极很方便，不常引起皮肤炎。然而，由于电极是在一个硬塑料板上涂的，在几天内就不舒服了。一个biopoten TiAl光纤传感器（BFS）成功地减轻了刚度用涂层织物丝作为电极[9]。虽然BFS的性能好，其薄膜的生产过程是复杂的，包括，例如随着浸渍技术，电化学沉积，因此太贵了。此外，它使用了一个不方便的有线方法。一种非织造布活性电极[11]是另一种很好的方法，但它仍然涉及繁琐的电线，它不提供直接的芯片集成解决方案。

P-FCB解决了上述的问题，同时。图7（c）表明P-FCB电极。银浆是丝网印刷在织物上；电极的直径是15-25毫米，电极之间的距离是25-35毫米。由于织物的柔韧性，它很好地附着于皮肤的凸性，有效的接触面积增加，所以信号质量优于[8]。这厚的膜过程不涉及任何复杂的过程，所以生产成本相比[9]可以降低。

在干燥的电极，电极皮肤接触阻抗是一个重要的因素。如果阻抗过大，负载效应会降低信号强度，将输入放大器。此外，将引起更多的噪音。然而，测量表明，干电极具有约十倍的接触阻抗比湿型。图8显示测量皮肤电极接触阻抗的P-FCB湿电极。心电信号的带宽是1和200赫兹之间，和湿型约有2–20 KΩ频带内的阻抗。另一方面，一个干燥的P-FCB电极的范围在10和800 KΩ之间的接触阻抗，和较小的电极尺寸、阻抗越大。因此，为了减少负载效应，提出了系统的设计在仪表放大器的输入比传统的系统有更高的输入阻抗。

该传感器补丁有不同的电极，如图7(c)所示。由于电极之间的距离的变化，所捕获的信号强度变化。为了找到最佳的距离是在电极之间，放大后的心电图的幅度（仪表放大器的输出）测量的距离之间的电极。测量设置如图9所示。两P-FCB电极，连接到一个题目的胸部，连接到传感器的补丁，和仪表放大器的输出（IA）在传感器IC是用示波器测量而改变之间距离的电极。该信息的增益是固定的200。图20显示的结果为10毫米直径的圆型电极和一个20 - 20毫米的方形电极：最大信号强度是获得在10厘米的距离，如果距离是足够接近，距离的影响是可以忽略不计。考虑到胸部的大小，电极之间的距离被设置为25至35毫米。

1. 实施和测量结果

图11是心电图监测芯片的结构。它是由一个仪表放大器（IA）和可编程增益放大器，10位SAR ADC，压缩加速器，一个AES-128加密加速器、内部存储器、MCU的I/O接口，和一对P-FCB电极。电极电容耦合到输入。心电信号放大在帽tured IA进入10 B SAR ADC的转换；数据压缩与二级压缩加速器[ 5 ]然后加密，然后存储在内部存储器。高安全性，只使用加速器[ 12 ]。外部存储器可以通过外部存储器接口，如果内部存储器变满。内部存储器是由一个快速模式I²C接口访问。

图 7 电极 (a）湿式（Ag/AgCl电极与电解质）。（b）干型（金属接触）（c）干型（P-FCB）。

图 8 皮肤-电极接触阻抗

图 9 电极距离效应测量装置

图 10 电极间的信号强度与距离

图 11 ECG监控芯片结构

该芯片是由一个3.6伏，1000毫安时电池供电，1 / 2节AA大小。当一个渠道是积极的，3兆瓦的最小功耗的测量，这意味着连续心电图监测，而不更换电池，这意味着14天。这是足够的7天的动态监测，这是跟踪心脏病[1]。

随着电极的心电监护的衬衫使用P-FCB技术实现；电极和互连提供的P-FCB，和监控芯片的辅助试验块作为一个单独的PCB板实现（图12）。尽量减少运动伪影，轻度压力（低于20毫米汞柱）是必需的。因此，运动服是选择的，所以衬衫紧贴主体的身体，因此，电极将坚持身体。电极和互连印制在nonstretchable布通过粘合剂连接到衬衫。当一个受试者穿上监控衬衫时，电极被放置在标的的胸口，并将心电图信号与监控芯片捕获。所提出的系统是实现传统的印刷电路板，除了电极和板之间的互连和衬衫。

图13是测量结果，显示监控系统在连接到胸部时，成功地捕获了心电信号。相比之下，无论是3M红点湿电极和P-FCB干电极交替连接到监控芯片。图13（a）是与湿电极捕获的信号，并且图13（b）被记录在干电极（不在同一时间，但在同一点）。的P-FCB电极具有一点失真：由于P-FCB干电极具有比3M红点电极阻抗越大，捕获的P-FCB心电信号情况下较小，因此，心电信号更容易产生噪声。因此，在IA更增益会减少失真。然而，捕获的心电波形的P-FCB电极充分检测许多心脏问题，特别是心律失常。表一总结了本系统的性能及主要特点。

图 12 ECG监控系统电路板

图13 系统捕获的心电信号 (a)湿电极 (b)P-FCB电极

表1 性能总结

1. 总结

可穿戴式心电采集系统在很长一个时期监测动态心电图与P-FCB技术实现。该系统利用监控干P-FCB电极去除繁琐的连接线来提高耐磨性的衬衫，并与传统的湿法电极，它是免费的从皮肤过敏的问题，因此，适用于长期监测。原型硬件实现成功地验证了所提出的系统，和测量的结果。

参考文献

1. D. Jabaudon, J. Sztajzel, K. Sievert,

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