詹楚齊 尹凱陽

（武漢理工大學(xué)自動化學(xué)院）

便攜式T波交替檢測系統(tǒng)

詹楚齊 尹凱陽

（武漢理工大學(xué)自動化學(xué)院）

設(shè)計(jì)一種便攜式心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)，該系統(tǒng)通過穿戴式心電監(jiān)護(hù)終端采集患者體表心電信號，經(jīng)過A/D轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號后通過分離式的藍(lán)牙技術(shù)將數(shù)據(jù)傳輸?shù)絇C機(jī)，采用基于SM和MMA算法的分析軟件對T波交替現(xiàn)象進(jìn)行檢測和判定。

T波交替現(xiàn)象；家用便攜式；藍(lán)牙傳輸

0 引言

社會發(fā)展帶來的心理壓力和不良生活習(xí)慣使心血管疾病成為威脅人類健康和生命的主要?dú)⑹?。?jù)美國心臟協(xié)會不完全統(tǒng)計(jì)，美國每年有225萬成人因心源性猝死（sudden cardiac death，SCD）而死亡[1]。SCD的自覺癥狀不明顯，患者如果在短時間內(nèi)得不到及時搶救，極易導(dǎo)致死亡。已有研究表明，T波交替是預(yù)測惡性室性心律失常及心源性猝死的獨(dú)立和具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義的指標(biāo)[2]。由于T波交替癥狀不明顯且發(fā)生時間不確定，需要長時間的觀察診斷，給病人和醫(yī)院造成很多不必要的麻煩，因此便攜式動態(tài)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)對于臨床治療和疾病預(yù)警都有重要意義。

為使患者能夠在家實(shí)時監(jiān)測 T波交替現(xiàn)象且不影響患者日?；顒樱鞠到y(tǒng)采用可穿戴設(shè)備采集患者的心電信號，通過藍(lán)牙無線傳輸技術(shù)將體表采集的心電信號傳輸給上位機(jī)?？紤]到經(jīng)濟(jì)因素，本系統(tǒng)利用家庭大量普及的PC機(jī)作為上位機(jī)，通過心電信號分析軟件，實(shí)現(xiàn)心電信號的處理、標(biāo)定和檢測等功能，完成對T波交替的檢測；并利用藍(lán)牙無線傳輸技術(shù)將體表采集的心電信號傳輸給PC機(jī)，使患者在監(jiān)測時，盡可能減小對日常生活的影響。

1 移動部分的設(shè)計(jì)

患者穿戴的數(shù)據(jù)采集裝置采用3導(dǎo)聯(lián)單通道系統(tǒng)檢測心電信號，導(dǎo)聯(lián)電極采集的心電信號經(jīng)過放大和濾波后達(dá)到A/D轉(zhuǎn)換器輸入范圍，經(jīng)過A/D轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號后，通過串口UART發(fā)送至S3C2440A處理器嵌入式系統(tǒng)，存儲于NandFlash中，最后通過藍(lán)牙無線傳輸給上位機(jī)。

1.1 信號采集和處理電路

心電信號若僅采用單級放大，電路的輸入頻率范圍會變窄，所以本系統(tǒng)使用前置放大電路和末級放大電路對信號進(jìn)行放大。從體表獲取的心電信號，經(jīng)輸入緩沖級處理后，以差分的方式進(jìn)入前置放大電路。前置放大電路的高共模抑制比能有效抑制工頻干擾，但同時會增加放大倍數(shù)，導(dǎo)致運(yùn)放輸出電壓趨于飽和，系統(tǒng)無法正常工作，綜合考慮后設(shè)置前置放大電路放大11.5倍。前置放大電路如圖1所示。高通濾波電路濾除部分低頻干擾信號外還為單電源運(yùn)放提供偏置電壓。低通濾波器置于高通濾波器后端，防止高頻信號形成頻譜混疊，難以恢復(fù)原心電信號的信息。濾波電路如圖2所示。

1.2 低功耗的實(shí)現(xiàn)

便攜式心電監(jiān)護(hù)終端需要長時間穿戴在患者身上，所以其微處理器需要有功耗低、體積小、存儲量大和數(shù)據(jù)處理能力強(qiáng)等特點(diǎn)，綜合考慮后選擇德州儀器公司的MSP430F449IPZ芯片作為前級電路的主控芯片。MSP430是一個以超低功耗為主要特點(diǎn)的單片機(jī)系列，提供了5種低功耗工作模式和1種活動模式。不同低功耗模式系統(tǒng)禁止的時鐘源也不同。在本系統(tǒng)中，ACLK和SMCLK兩個時鐘源需要一直工作，ACLK用于Timer_A和Basic Timer1，SMCLK用于ADC12模塊的內(nèi)核時鐘，所以不能選擇需要關(guān)斷ACLK或SMCLK時鐘源的工作模式，最終選擇低功耗模式0（LPM0）。

圖1 前置放大電路

圖2 濾波電路

1.3 心電數(shù)據(jù)儲存部分

ARMSYS2440-Core核心板的存儲資源為64 M SDRAM，1 GB的NandFlash。據(jù)計(jì)算，監(jiān)護(hù)儀每24小時大概需保存459.54 M的數(shù)據(jù)，所以選擇1 GB的大小。

ARMSYS2440硬件結(jié)構(gòu)中，采用定制的Windows CE BSP包，將與設(shè)計(jì)無關(guān)的驅(qū)動刪除以減少內(nèi)存占用空間。采用 HIVE注冊表（蜂窩注冊表），將NandFlash分成存放系統(tǒng)文件部分和用戶使用部分。存放系統(tǒng)的部分在每次重啟系統(tǒng)后都重新恢復(fù)，速度比較快，而用戶使用部分中的數(shù)據(jù)不會丟失，適合保存檢測到的心電數(shù)據(jù)。

1.4 無線藍(lán)牙模塊

發(fā)送和接收裝置一體化方案存在耗電量大、系統(tǒng)集成困難、患者活動空間受限等缺點(diǎn)，因此將存儲于NandFlash的心電信號，通過分離式無線藍(lán)牙技術(shù)傳輸給上位機(jī)。

本系統(tǒng)采用串口藍(lán)牙模塊HC-0305，可設(shè)置的通信波特率范圍為4800 b/s～1.3 Mb/s。分離式傳輸將獲取和發(fā)送分離，提高了傳輸速度和實(shí)時性。

為確保發(fā)送過程中不出現(xiàn)數(shù)據(jù)遺漏和錯位，在每組數(shù)據(jù)的開頭追加一組校驗(yàn)數(shù)據(jù)段 0xFFFF，原始采樣數(shù)據(jù)最大為0x0FFF，因此不會與校驗(yàn)段相互混淆。除此之外，串口通信發(fā)送的數(shù)據(jù)還包括通道、數(shù)據(jù)和尾校驗(yàn)字符。A/D轉(zhuǎn)換器的采樣頻率為1000 Hz，心電采集部分采集1路心電數(shù)據(jù)和3路加速度數(shù)據(jù)共4路12位數(shù)據(jù)，而串口每次只能發(fā)送1個8位數(shù)據(jù)，所以將數(shù)據(jù)分成2個8位數(shù)據(jù)發(fā)出，據(jù)此將系統(tǒng)波特率設(shè)置為115200 b/s。

通過GetCommState和SetCommState函數(shù)可以在Windows CE串口程序中獲取串口當(dāng)前參數(shù)和設(shè)置串口參數(shù)，因?yàn)閃indows CE不支持重疊I/O操作，所以采用多線程來模擬重疊操作。

2 固定部分的設(shè)計(jì)

固定部分采用家庭中大量普及的PC機(jī)。為使家用PC機(jī)具備T波交替現(xiàn)象的檢測能力，編寫軟件對心電信號進(jìn)行處理和標(biāo)定，通過軟件分析實(shí)現(xiàn)T波交替現(xiàn)象的檢測。為在顯示過程中方便檢索，利用SQLite數(shù)據(jù)庫將標(biāo)定結(jié)果及心率計(jì)算值存入數(shù)據(jù)表。

2.1 心電信號處理

整個心電信號處理部分流程圖如圖3所示。心電采集裝置傳輸?shù)絇C機(jī)的心電信號是二進(jìn)制.bin文件，所以要對其進(jìn)行二進(jìn)制轉(zhuǎn)整型，將文件中的二進(jìn)制數(shù)據(jù)合并成整型數(shù)據(jù)以便濾波處理。

針對體表采集心電信號的特點(diǎn)，本文選用第三方文件 DSP_Filter.cpp和 DSP_Filter.h，文件定義了DSP_Filter類，主要采用FIR濾波原理，可實(shí)現(xiàn)高通、低通、50 Hz帶通濾波。

圖3 心電數(shù)據(jù)存儲與波形顯示流程圖

2.2 心電信號的標(biāo)定

本系統(tǒng)選用PhysioNet提供的WFDB模塊開發(fā)包，實(shí)現(xiàn)心電信號讀取、分析、顯示及標(biāo)注等功能。該模塊還提供了評估心電信號分析算法的工具，用戶可以評估自己算法的效率，而不用自行編制評估程序。

調(diào)用WFDB模塊的可執(zhí)行文件ecgpuwave.exe對指定.dat文件中的心電信號分析，檢測QRS波、T波、R波的起始、峰值和結(jié)束位置，將結(jié)果存入注釋文件中；調(diào)用 rdann.exe進(jìn)程將注釋文件轉(zhuǎn)換成包含標(biāo)定時間、標(biāo)定類型的助記符、標(biāo)定域和輔助信息的.txt文本格式，完成心電信號的標(biāo)定。

2.3 T波交替現(xiàn)象的檢測

心電信號中的 T波交替是導(dǎo)致心律失常的致命因子之一，也是預(yù)測惡性室性心律失常及心源性猝死的獨(dú)立和具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義的指標(biāo)，因此心電信號分析軟件需要有效檢測出T波交替現(xiàn)象。本軟件采用SM（Spectral Method）和 MMA（Modified Moving Average）2種常見算法檢測T波交替現(xiàn)象。

SM算法取128個連續(xù)心搏依次排列，分為奇數(shù)號組和偶數(shù)號組，在T波上進(jìn)行多點(diǎn)同步采樣，計(jì)算出每一個采樣點(diǎn)的電壓值后進(jìn)行平均計(jì)算，通過快速傅立葉變換將每個采樣點(diǎn)的平均電壓值轉(zhuǎn)換成連續(xù)的頻譜。

MMA算法先取一段連續(xù)心搏，對體表心電信號用特殊算法糾正基線漂移并濾除干擾信號，自動檢測并排除異常的心搏記錄。對心電波形做滑動平均修正并依次標(biāo)號，分別取奇數(shù)號和偶數(shù)號依次進(jìn)行漸量中值修正并算出中值。最后對ST-T波形區(qū)域進(jìn)行動態(tài)的時域定量分析，即再次對奇數(shù)和偶數(shù)組糾正基線漂移。

2.4 T波交替現(xiàn)象的判定

標(biāo)定完成后計(jì)算出心率，用于判定是否發(fā)生T波交替現(xiàn)象，心率＝60×采樣頻率÷相鄰兩個QRS 波之間的點(diǎn)數(shù)。

SM算法中每半個變化周期處所有的奇數(shù)心搏和

數(shù)心搏的平均振幅之差就是T波交替幅值。當(dāng)心率大于90次/分鐘或小于110次/分鐘（正常心率下T波交替的危險(xiǎn)程度和預(yù)測價(jià)值高于異常情況下的檢測，所以這個條件主要是確保SM算法的可信度）、交替比率≥3 且T波交替幅值≥1.9 μV時，即判定T波交替呈陽性。

然而SM算法是功率譜分析，體現(xiàn)單位頻帶內(nèi)信號功率隨頻率的變換情況，保留頻譜的幅度信息，但是丟掉了相位信息，無法反映T波交替的幅度和相位變化趨勢，而且功率譜是隨機(jī)過程的統(tǒng)計(jì)平均概念，平穩(wěn)隨機(jī)過程的功率譜才是一個確定函數(shù)，所以SM算法只對時間窗內(nèi)穩(wěn)定的T波交替有效，而不適合對非穩(wěn)態(tài)T波交替進(jìn)行分析，存在一定的局限性。

MMA算法將ST-T波形區(qū)域中的T波終點(diǎn)至P波起點(diǎn)定為噪音測量區(qū)，將QRS波終點(diǎn)至T波終點(diǎn)定為T波交替測量區(qū)，在這兩個區(qū)域內(nèi)比較奇數(shù)組和偶數(shù)組的中值，奇數(shù)組最大差值的平均值即為噪音值，偶數(shù)組最大差值的平均值為T波交替幅值。時域方法的陽性參考值一般為上述SM算法頻域方法的4倍，即判定T波交替呈陽性的判定依據(jù)為T波交替幅值≥7.6 μV、交替比率≥3且持續(xù)1分鐘以上。然而關(guān)于MMA的閾值存在極大爭議，經(jīng)過試驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，取5 μV的閾值時效果較好。

3 T波交替現(xiàn)象檢測結(jié)果

檢測程序運(yùn)行完后，結(jié)果通過圖和文字的形式同時展現(xiàn)，其中SM算法輸出能量譜曲線，MMA算法輸出奇數(shù)號組和偶數(shù)號組波形的中值曲線，相應(yīng)檢測指標(biāo)附在曲線下方，如圖4所示。NTGraph控件先調(diào)用ClearGraph函數(shù)清空之前的圖像結(jié)果，再根據(jù)本次的結(jié)果調(diào)用SetRange、SetElementWidth等函數(shù)調(diào)整坐標(biāo)軸的信息，用繪圖函數(shù)PlotY繪制曲線圖并在圖形下方顯示檢測指標(biāo)，最后同時將3個檢測指標(biāo)交替比率ratio、最大交替幅值amp和檢測結(jié)果positive賦值給結(jié)構(gòu)體Report。當(dāng)positive的值為“1”時表示T波交替呈陽性，為“0”時表示T波交替呈陰性，為“-1”時表示檢測結(jié)果無效。

圖4 輸出檢測結(jié)果

4 結(jié)語

本文完成了便攜式心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)和調(diào)試，該系統(tǒng)將心電監(jiān)護(hù)終端和用于分析 T波交替現(xiàn)象的家庭PC機(jī)分離，通過分離方式的藍(lán)牙技術(shù)在它們之間進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，使患者能夠在家實(shí)時監(jiān)測T波交替現(xiàn)象，預(yù)防心源性猝死，且對患者的日常生活影響較小。該系統(tǒng)還改進(jìn)心電監(jiān)護(hù)系統(tǒng)終端的設(shè)計(jì)，提高了低功耗和便攜性能，方便患者長時間攜帶。

PC機(jī)上的檢測軟件采用SM算法和MMA算法對T波交替現(xiàn)象監(jiān)測，但是2種算法都是基于假定心臟搏動是周期性的，每個周期內(nèi)的基準(zhǔn)點(diǎn)是同相位的，但實(shí)際的心臟搏動是偽周期性的，QT變異或心率波動都會造成正常T波的拉伸或壓縮，周期性的假定不成立，從而導(dǎo)致基于周期性假定的T波提取和排列不準(zhǔn)確，進(jìn)而導(dǎo)致檢測T波交替的算法失效。基于信號分析技術(shù)的發(fā)展，采用偽同步重采樣方法有望從根本上克服上述問題，值得后續(xù)研究。

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尹凱陽，男，1988年生，碩士，研究生，從事檢測技術(shù)與智能儀器的研究工作。

The Portable Detection System of T Wave Alternans

Zhan Chuqi Yin Kaiyang
(College of Automation Engineering, Wuhan University of Technology)

The article discusses a portable detection system of T wave alternans. This system collects the electrocardiogram (ECG) signal on the patient’s body surface through the portable ECG monitoring terminal. The ECG signal is turned to the digital signal via A/D transformation. Then the digital signal is transferred to the personal computer by the Separate Type Bluetooth Transmission. The analysis software based on the SM (Spectral Method) and MMA (Modified Moving Average) will analyze and judge whether the ECG signal is from the T wave alternans.

T Wave Alternans; Portable and Domestic Use; Bluetooth Transmission

詹楚齊，男，1993年生，學(xué)士，本科生，從事檢測技術(shù)與智能儀器的研究工作。E-mail: chuqizhan@gmail.com