【作 者】于洋，劉靜,2*

1 清華大學(xué)醫(yī)學(xué)院生物醫(yī)學(xué)工程系，北京，100084

2 中國科學(xué)院理化技術(shù)研究所，北京，100190

0 引言

根據(jù)世界衛(wèi)生組織（WHO）統(tǒng)計[1]，目前全世界每年有超過1700萬人死于心血管疾病。臨床醫(yī)學(xué)中，用于對各種心律失常、心室心房肥大、心肌梗死和心肌缺血等病癥檢查的最主要手段就是心電圖檢測，其中心律失常檢測是臨床心電圖中最常見也最為重要的部分。因此，盡管心電圖已發(fā)展有百年歷史，到目前為止仍然沒有任何一項檢查能夠替代它。但常規(guī)心電圖通常采用標準12導(dǎo)聯(lián)，不易捕捉一過性失常；動態(tài)心電圖（Holter）系統(tǒng)則成本昂貴，不便推廣應(yīng)用。因此，尋求一種低成本連續(xù)心電監(jiān)測技術(shù)具有重要的現(xiàn)實意義。

近年來，隨著信息技術(shù)的迅速發(fā)展，手機已經(jīng)成為現(xiàn)代人生活中密不可分的必需品，也已不再只是一個基本的通訊工具，而是融合了大量先進技術(shù)如藍牙、互聯(lián)網(wǎng)等在內(nèi)的綜合電子設(shè)備。在擁有普及率高、價格相對低廉、便于攜帶等優(yōu)點的同時，手機處理器性能的不斷提升，以及智能手機、PDA等高性能手機的不斷出現(xiàn)，使利用手機這一平臺進行技術(shù)開發(fā)與應(yīng)用成為了可能。近幾年來，在基于手機的便攜式醫(yī)療領(lǐng)域的研究方興未艾[2]，尤其在手機心電監(jiān)測方面，學(xué)術(shù)界及產(chǎn)業(yè)界均逐漸展開探索[3,4]。

利用手機進行心電監(jiān)護，既保證了監(jiān)護的連續(xù)性與便攜性，又具有低成本和普及性，代表著未來低成本醫(yī)療的發(fā)展方向與個人健康管理的先進理念。本文旨在實現(xiàn)一種基于手機的無線心電實時監(jiān)護系統(tǒng)，詳細闡述心電采集端硬件結(jié)構(gòu)與手機接收端的軟件設(shè)計方法，并對系統(tǒng)的穩(wěn)定性和可靠性進行測試與評估。

1 系統(tǒng)的總體結(jié)構(gòu)

本文所研制的心電測試系統(tǒng)的總體結(jié)構(gòu)如圖1所示。人體的心電信號，由采集端放大與AD轉(zhuǎn)換變成數(shù)字量，借助藍牙以串行方式發(fā)送到手機上，通過手機上運行的軟件來接收并實時繪制心電波形。而且，手機在后臺將接收到的數(shù)據(jù)加以實時存儲，在有條件的情況下可將數(shù)據(jù)通過存儲介質(zhì)或無線網(wǎng)絡(luò)傳輸?shù)接嬎銠C等大型計算存儲設(shè)備上，以對心電數(shù)據(jù)進行更好的事后分析。

圖1 手機心電監(jiān)護系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖Fig.1 Scheme for the mobile phone based ECG monitoring system

2 心電采集端的實現(xiàn)

2.1 心電采集端整體結(jié)構(gòu)

心電采集端的整體結(jié)構(gòu)如圖2所示，用以實現(xiàn)心電信號的提取、放大、模數(shù)轉(zhuǎn)換及藍牙發(fā)送等功能，其中的心電放大包括前置放大器、高低通濾波、50 Hz陷波、主級放大等多級電路。心電采集端采用了3.3 V單電源供電，要求具有盡量小的體積與質(zhì)量，且要有較長的持續(xù)工作時間，更要保證采集到的心電信號真實可靠。

圖2 心電采集端整體結(jié)構(gòu)Fig.2 Complete configuration for the ECG recording terminal

2.2 心電采集與放大模塊

心電信號檢測屬于在強噪聲背景下檢測超低頻微弱信號，其幅值在mV量級，而頻率范圍在0.05-100 Hz左右。心電放大模塊主要實現(xiàn)的功能是在3.3 V單電源低電壓供電的條件下，實現(xiàn)心電信號的拾取、模擬濾波、陷波及放大等功能，因此包括電極、前置放大器、高低通濾波、50 Hz陷波及主級放大幾部分。

在系統(tǒng)設(shè)計中，前置放大級設(shè)計放大倍數(shù)為7.8倍，主級放大倍數(shù)為49.5倍，這樣總放大倍數(shù)為386.1倍，放大后能滿足A/D轉(zhuǎn)換的幅值要求。在濾波電路的設(shè)計中，由于心電信號的主要能量集中在0.1-50 Hz的范圍內(nèi)，因此設(shè)計上下限截止頻率分別為50 Hz和0.1 Hz。此外，考慮到日常生活環(huán)境中存在的50 Hz工頻干擾，采集模塊中還專門設(shè)計了雙T陷波電路以濾除工頻干擾，理論上對50 Hz信號衰減可達-39.6 dB。

2.3 單片機控制模塊

控制模塊選用了TI公司的MSP430F147芯片，該單片機工作電壓為1.8-3.6 V，功耗極低（2.2 V，1 MHz工作模式下僅為280 uA），且有12位AD轉(zhuǎn)換、16位定時器及32 KB+256 B閃存和2 KB RAM。單片機主要實現(xiàn)A/D采樣、數(shù)字濾波及串口通信三個功能。對于單導(dǎo)聯(lián)的心電信號，單片機利用12位模數(shù)轉(zhuǎn)換器的一個通道進行采樣，采樣率為250 Hz；得到的數(shù)據(jù)通過簡單的數(shù)字濾波器進一步濾除50 Hz干擾，50 Hz成分衰減可達-59.6 dB；最后利用單片機的串口通信模式將數(shù)據(jù)發(fā)送到藍牙模塊。

2.4 藍牙通信模塊

藍牙是一種支持設(shè)備短距離通信（一般10 m內(nèi)）的無線電技術(shù)。能在包括移動電話、PDA、無線耳機、筆記本電腦和相關(guān)外設(shè)等眾多設(shè)備之間進行無線信息交換。藍牙采用分散式網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)以及快跳頻和短包技術(shù)，支持點對點及點對多點的通信，工作在全球通用的2.4 GHz ISM（即工業(yè)、科學(xué)、醫(yī)學(xué)）頻段。其數(shù)據(jù)速率為1 Mbps。

任何有藍牙功能的手機，都可以在心電采集端啟動后搜索到信息，然后輸入握手碼即可實現(xiàn)藍牙模塊與手機的連接，進而通過手機上的軟件接收和讀取心電數(shù)據(jù)。

2.5 電源模塊與功耗

由于心電采集端要保證其便攜性，故不能采用市電供電或手機供電，而是要由電池獨立供電。藍牙模塊、單片機等的標準工作電壓均為3.3 V，因此整個系統(tǒng)的供電均采用3.3 V；考慮到藍牙模塊的功耗，所以選擇常見的大容量手機電池。手機電池的標稱電壓為3.7 V，需要進行電壓轉(zhuǎn)換。電壓轉(zhuǎn)換使用MAX604芯片。

經(jīng)過測試，心電采集端在藍牙連接并傳輸數(shù)據(jù)時工作電流為40mA，按照使用電池為1400mAh（標稱值為1600mAh，但實際不足）計算，則整個心電采集端理論上可連續(xù)工作1400/40=35小時，至少足夠保證使用者連續(xù)佩戴監(jiān)護一天。

3 手機接收端軟件的實現(xiàn)

3.1 手機及開發(fā)環(huán)境

手機型號種類繁多，不同手機帶有的硬件設(shè)備與操作系統(tǒng)也有區(qū)別。本系統(tǒng)選用Acer公司的F900智能手機，它采用Windows Mobile6.1操作系統(tǒng)，三星S3C6410處理器（533MHz），128MB SDRAM及256MB ROM，支持microSD卡擴展存儲器，屏幕分辨率為800×480，支持藍牙及GPS。

Windows Mobile是Microsoft公司用于Pocket PC和Smartphone的軟件平臺。在Windows Mobile平臺上運行的軟件，同一般Windows PC操作系統(tǒng)中的程序類似，可利用C++或C#編程，但是相對PC上的函數(shù)或類庫要少一些。

3.2 軟件界面

本系統(tǒng)接收端軟件為一個基于Windows Mobile操作系統(tǒng)開發(fā)的MFC程序，在使用前，需要首先打開手機的藍牙功能并與啟動后的心電采集端配對，配對成功后手機即會自動存儲該藍牙設(shè)備及配對碼。

啟動軟件后，手機屏幕將首先顯示歡迎界面，如圖3(a)所示。兩秒后，進入軟件應(yīng)用界面，如圖3(b)所示，在此界面上可進行串口參數(shù)的設(shè)置。手機同心電采集端建立連接后后可實時將心電波形顯示在屏幕上，并且實時進行數(shù)據(jù)的后臺存儲與心率計算。與心電采集端連接后的界面如圖3(c)所示。

圖3 手機心電監(jiān)測系統(tǒng)軟件界面Fig.3 Software interface for the mobile phone based ECG monitoring system

3.3 軟件功能

接收端軟件實現(xiàn)的主要功能包括與采集端建立數(shù)據(jù)連接，對心電波形進行實時顯示，完成波形數(shù)據(jù)與波形圖像的保存，以及R波檢測與心率計算等幾項功能。由此，可實現(xiàn)個人心電數(shù)據(jù)的連續(xù)監(jiān)護與初步分析，并將數(shù)據(jù)保存下來，借助無線通訊網(wǎng)絡(luò)或移動存儲介質(zhì)將心電數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移到PC機上，作進一步的分析。繼而，建立個人心電數(shù)據(jù)庫，實現(xiàn)個人健康信息的高效管理。

對于接收到的數(shù)據(jù)不僅需進行波形的實時顯示，還要將數(shù)據(jù)存儲起來，以進行更為詳細的事后分析或在更長的時間范圍內(nèi)加以觀察與評估。本軟件可以在后臺實時地將接收到的心電數(shù)據(jù)、用戶名及測量時間等數(shù)據(jù)自動存儲。同時，由于圖片具有直觀性，且在各種設(shè)備上均可觀看，因此對波形進行截屏也是十分有意義的。用戶可以手動將屏幕上的波形截取后存儲為bmp圖片。數(shù)據(jù)及圖片都會存儲在默認路徑下的指定文件夾中。

3.4 R波檢測與心率計算

除了單純的接收數(shù)據(jù)、顯示及存儲外，本軟件對數(shù)據(jù)還進行了進一步的分析與處理，實現(xiàn)R波檢測與心率計算。R波檢測采用了差分閾值法中的幅度法。

在進行R波的檢測之前，首先需要對數(shù)據(jù)作進一步的處理，在增強R峰同時抑制P波和T波的干擾，因此要對數(shù)據(jù)進行差分濾波。差分公式為：

其中，Vt=3ts- 8ts, ts為采樣時間間隔。那么如上公式的離散表達式為

濾波器的Z變換形式為

通常情況下，P波、T波的頻率在0～9 Hz，處于相對較低的頻率范圍，而QRS波群的頻率則在0～30 Hz，處在相對較高的頻率范圍。該濾波器的最大增益在25 Hz，增益12 dB，而在9 Hz處的增益僅為0.8 dB，很好的抑制了低頻成分，增強了高頻成分。一段實際的心電波形在濾波前后的對比如圖4所示?？梢钥闯觯瑸V波后P波與T波都被很好地抑制，而QRS波群則得到了增強。一次心電周期的波形在經(jīng)過差分濾波后變成一個上升沿、下降沿斜率、幅度均很大的尖峰，利用動態(tài)閾值及幅度法就可很容易地檢測到R波及計算心率。

圖4 原始信號與差分濾波后信號（k=5）Fig.4 Original signal and signal after difference filtering (k=5)

正常人心率不會高于300bpm，因此如果判斷出一次R-R間期少于50個點（0.2s），則認為第二次檢測到的是干擾，不計為一次R波?？紤]到由于存在早搏，可能確實存在兩個間距小于0.2秒的R波，且當(dāng)成人正常情況下R-R間期小于0.6秒即為心動過速。因此，當(dāng)判斷出R-R間期短于150點（0.6秒）時，就會自動在存儲的數(shù)據(jù)中加一個“tag”標記，以便回放處理時便于重點分析。

3.5 軟件系統(tǒng)資源開銷

本軟件文件大小為1.61 MB，在啟動并建立連接后，內(nèi)存消耗為304KB。進行截圖后保存為一個800×480的24位bmp文件，文件的大小為750 KB。存儲2min的數(shù)據(jù)大小為183 KB，由此可以推算1h的數(shù)據(jù)量約為183×30=5490 KB≈5.4 MB，一天24h的數(shù)據(jù)量約為5.4×24≈130 MB。

對于目前大多數(shù)手機而言，程序內(nèi)存都可以達到幾十MB至數(shù)百MB，存儲內(nèi)存也有數(shù)百MB，因此這樣的數(shù)據(jù)量并不大。而且，很多手機都有microSD Card擴展槽，目前常用的SD卡均可達到2 GB～4 GB的存儲量，因此本軟件運行空間很大。

4 系統(tǒng)測試與評估

在實現(xiàn)了系統(tǒng)的軟硬件后，還需要對系統(tǒng)的可靠性作進一步驗證，以評估所采集到的心電信號是否真實可信，從而確保具有臨床價值。此外，還需要驗證系統(tǒng)在采集心電時可能存在的干擾，如手機的通信、用戶的運動狀況等的影響規(guī)律。對于系統(tǒng)可靠性、穩(wěn)定性的驗證，也是探討系統(tǒng)多方面、普適性應(yīng)用的重要前提。

4.1 與常規(guī)心電圖比較

為了驗證心電采集端心電波形的真實可靠性，本系統(tǒng)通過與OTE Biomedica公司（現(xiàn)已成為Esoate公司）的商用Personal C1單通道12導(dǎo)聯(lián)自動心電圖儀同時進行測量，將得到的波形進行比對，以考察該系統(tǒng)采集結(jié)果的準確可信度。

由于受臨床實驗條件所限，僅對兩名20～25歲的健康青年男性的心電波形進行了比較，主要是對手機心電監(jiān)護系統(tǒng)的波形同常規(guī)12導(dǎo)聯(lián)中的V4或V5導(dǎo)聯(lián)（由于電極貼放位置會略有偏差）作對比，結(jié)果如圖5所示。由兩組圖可以看出，手機心電測量的波形均較為接近V5導(dǎo)聯(lián)。由于手機心電每秒鐘采樣點數(shù)為250個，因此，可算出受試者A、B兩次R波時間間隔分別約為0.8 s和0.9 s。心電圖機走紙速度為25 mm/s，圖紙上每個最小格代表0.04 s，由此可以算出在常規(guī)心電圖上測得受試者A、B的R波時間間隔分別約0.8 s和0.9 s，由此可見，在波形的實時性上，手機心電測量的結(jié)果是準確無誤的。其他如R-T間期時長等參量的測量結(jié)果也比較吻合，這里不再一一列舉。上述結(jié)果證實了系統(tǒng)可實現(xiàn)高質(zhì)量的心電采集，具有良好的實用性。

4.2 手機通信使用時的影響

圖5 兩名健康受試者手機心電、V4、V5波形對比：Fig 5. Comparison on two participants’ mobile phone ECG, V4 and V5 waves

通常情況下，手機的高頻載波信號不會對設(shè)備產(chǎn)生影響，但GSM手機還會產(chǎn)生很多低頻信號（2.2 Hz～217 Hz，尤其是217Hz及其諧波）[5]，該信號不會影響藍牙通訊，但是對心電采集端可能會造成干擾。在實際應(yīng)用此系統(tǒng)時，手機在作為心電接收端的同時仍然要作為通信工具，因此判斷手機的通話及短信操作可能對系統(tǒng)造成的影響也有很重要的意義。

當(dāng)有電話呼入時，我們所測得的一組典型心電波形如圖6所示。從中可以看出，當(dāng)電話剛剛呼入時(圖6(a))，干擾是較高頻率且較為強烈，以致使心率的計算也產(chǎn)生了較大誤差；當(dāng)進入呼叫等待的狀態(tài)后，干擾的幅度與頻率呈較大幅度的減小，R波、T波也更加容易辨認，并且心率的計算在尚未接通或掛斷的情況下基本回到了正確范圍(圖6(b))。進一步的實驗證明，電話呼出及收發(fā)短信過程中信號的干擾也與之類似。

當(dāng)手機進行通話時，顯示的心電波形如圖7所示?？梢钥闯?，手機通話干擾幾乎可以被忽略。

圖6 電話呼入時的波形Fig 6. ECG waves during phone call

以上研究雖然沒有進行嚴格的頻率、幅度等量化分析，但單就定性的從波形來看，手機的通信功能主要在

圖7 通話建立后顯示的波形Fig 7. ECG wave after communication was set up on the phone

呼入、呼出及收發(fā)短信的過程中會對心電采集端的波形造成干擾，且這種干擾隨距離衰減，通常在1米以外就基本消失了，而手機通話在接通后基本不再會對心電波形產(chǎn)生干擾。

4.3 運動干擾與偽跡

本系統(tǒng)采集的心電導(dǎo)聯(lián)主要選擇模擬胸導(dǎo)聯(lián)（V4或V5導(dǎo)聯(lián)），距離心臟近，因此信號強度也更大，相對肢體I導(dǎo)聯(lián)較不易受到干擾，用戶一般的小幅身體動作，如打呵欠、上肢動作等，基本都不會對波形的基線、幅度等產(chǎn)生影響或造成干擾。

對于軀干部位的大幅運動或全身性的運動影響情況，通過如下實驗進行評測。軀干部位的大幅或高強度運動主要通過讓受試者做俯臥撐來實現(xiàn)，波形如圖8所示。從中可以看出，人體作俯臥撐運動中引入了很多較為高頻的肌電噪聲，有時使波形基線出現(xiàn)較大幅度的漂移，但對R波影響不大，因此對心率的判斷影響也較小。

圖8 俯臥撐時顯示的波形Fig 8. ECG wave during push-up of human body

全身性的運動可分為走動類較平緩的運動和跑跳類較激烈的運動。平穩(wěn)走路時的波形如圖9所示，基本上與靜止時差別不大；激烈運動時的波形如圖10所示，主要特點是出現(xiàn)一些較大幅度但較低頻的波動，基線相對較穩(wěn)定，對R波及心率判斷的影響很小。

總體而言，較為劇烈的全身或局部運動對波形會產(chǎn)生諸如肌電等干擾，或使基線出現(xiàn)一定漂移，但對R波及心率計算影響不大。

圖9 走路時顯示的波形Fig 9. ECG wave during walking

圖10 跑跳時顯示的波形Fig 10. ECG wave during running and jumping

5 小結(jié)

本文首先闡述了手機心電監(jiān)測技術(shù)的現(xiàn)實意義，并給出一個基于手機的人體心電無線監(jiān)測系統(tǒng)的實現(xiàn)方案，對其采集端和接收端的軟硬件設(shè)計進行了較為詳盡的闡述。在實現(xiàn)新系統(tǒng)后，還通過系列代表性實驗對其可靠性與穩(wěn)定性進行了測評，初步證明了新系統(tǒng)的數(shù)據(jù)可信性與健康診斷價值。同時還考察了不同類型干擾可能帶來的影響。這些結(jié)果有重要的實際參考價值。由于手機使用的普遍性與廉價性，基于手機的人體心電監(jiān)測技術(shù)代表著未來低成本醫(yī)療的一個極為重要的發(fā)展方向。而且，手機用戶的獨立性與平臺的通用性，也體現(xiàn)了普適性個人健康管理的先進理念。

致謝：

感謝清華-裕元醫(yī)學(xué)科學(xué)研究基金及中國科學(xué)院低成本醫(yī)療技術(shù)研究基金的資助。

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