梁偉玲，吳超，林建斌，鐘志龍

1.惠州市中心人民醫(yī)院醫(yī)學(xué)工程部，廣東惠州516001；2.惠州市中心人民醫(yī)院招標(biāo)辦公室，廣東惠州516001

前言

據(jù)統(tǒng)計(jì)，心血管病死亡人數(shù)占居民疾病死亡人數(shù)40%以上，居于所有疾病首位，足見其風(fēng)險(xiǎn)性之高。根據(jù)《中國心血管病報(bào)告2017》估算結(jié)果顯示，現(xiàn)在國內(nèi)心血管病患病人數(shù)高達(dá)2.9億，今后10年心血管病患病人數(shù)仍將快速增長［1］。心電圖（Electrocardiogram,ECG）通過電極片記錄心肌細(xì)胞生物電位的變化，是醫(yī)生對患者進(jìn)行心血管疾病診斷（如心肌梗塞、心率異常等）的重要依據(jù)。由于心血管疾病本身具有隱蔽性強(qiáng)，不易察覺的特點(diǎn)，因此早期的ECG監(jiān)測對于篩查、預(yù)防、早期干預(yù)心血管疾病有著十分重要的意義［2］。心電監(jiān)測因其具有無創(chuàng)、快速、直接等優(yōu)點(diǎn)而成為醫(yī)院檢查的首選［3］。

現(xiàn)階段的心電監(jiān)測方法可以分為兩大類：①醫(yī)院重癥科室廣泛使用的心電監(jiān)護(hù)儀，通過心電導(dǎo)聯(lián)線連接病人，實(shí)時(shí)采集受試者的心電信號，并實(shí)時(shí)分析，異常報(bào)警。②動(dòng)態(tài)心電圖，亦稱為Holter，一般連續(xù)監(jiān)測1～7 d，監(jiān)測過程中，將采集的數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)寫入設(shè)備的存儲(chǔ)芯片或存儲(chǔ)卡，監(jiān)測結(jié)束后，將數(shù)據(jù)導(dǎo)入到電腦端，再進(jìn)行分析。第一類設(shè)備的優(yōu)點(diǎn)很明顯，能有效檢查患者的心電、血氧飽和度、血壓等多項(xiàng)參數(shù)，并且診斷結(jié)果準(zhǔn)確，可信度高，但是整機(jī)設(shè)備體積大、價(jià)格昂貴，顯然不適合廣泛使用，另外，導(dǎo)線與設(shè)備的有線連接，令受試者束縛感明顯，設(shè)備不夠便攜［4-6］。第二類設(shè)備通過長時(shí)間的監(jiān)測，一般可以記錄多達(dá)10 萬多次的心電信號，這樣可以大大提高對非持續(xù)性心律失常的檢出率，如間歇性房顫或短暫的心肌缺血發(fā)作［7］，這類設(shè)備的不足：數(shù)據(jù)分析不是實(shí)時(shí)的，如果在監(jiān)測過程中遇到致命性心律失常發(fā)生，如心臟驟?；蚴翌潱荒芗皶r(shí)給出報(bào)警［8］。

針對上述不足，本文提出一種低成本、實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)傳輸?shù)臒o線心電信號采集系統(tǒng)，方便后續(xù)深入開展研究相關(guān)無線物聯(lián)網(wǎng)技術(shù)下的在線Holter技術(shù)。

1 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)分為上位機(jī)和下位機(jī)兩部分。上位機(jī)可以是一臺(tái)普通的電腦或者樹莓派等主機(jī)，配置相應(yīng)的軟件程序和無線通信模塊。下位機(jī)采用開源硬件平臺(tái)Arduino Nano 作為主控模塊，另外，還包括心電采集模塊和無線通信模塊，如圖1所示。

圖1 心電信號采集系統(tǒng)架構(gòu)Fig.1 Architecture of electrocardiogram(ECG)acquisition system

2 主要模塊設(shè)計(jì)

2.1 心電檢測模塊設(shè)計(jì)

心電信號采集模塊采用ADI公司的低功耗、單導(dǎo)聯(lián)心率監(jiān)護(hù)儀模擬前端AD8232［9］。該芯片內(nèi)部集成了儀表放大器、增益放大器、右腿驅(qū)動(dòng)電路、休眠電路、基準(zhǔn)電壓緩沖，內(nèi)置高靈敏度導(dǎo)聯(lián)脫落檢測和自動(dòng)快速恢復(fù)電路，極大地方便開發(fā)應(yīng)用（低成本、低功耗、小尺寸等優(yōu)勢被廣泛應(yīng)用在便攜式健身設(shè)備、遠(yuǎn)程醫(yī)療監(jiān)護(hù)終端、汽車、手表、手機(jī)等多種電子設(shè)備上）［10-11］。根據(jù)數(shù)據(jù)手冊提供的參考電路，設(shè)計(jì)了心電監(jiān)測模塊電路（圖2），前端心電導(dǎo)聯(lián)線將電極片拾取的微弱生理信號，通過模擬前端AD8232進(jìn)行調(diào)理，輸入到二階低通濾波器［12］。實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn)，采用了帶屏蔽層的心電導(dǎo)聯(lián)線，能有效的減小干擾，降低信號的毛刺。

本設(shè)計(jì)中采用Arduino Nano 作為系統(tǒng)的主處理器模塊，Arduino Nano 是一款小巧、全面、基于ATmega328 單片機(jī)的開源硬件平臺(tái)［13］。二階低通濾波器的輸出端接入到Arduino Nano 的模數(shù)轉(zhuǎn)換端口，通過單片機(jī)內(nèi)部的模數(shù)轉(zhuǎn)換，實(shí)現(xiàn)模擬信號到數(shù)字信號的轉(zhuǎn)變。同時(shí)，Arduino Nano還負(fù)責(zé)將采集到的信號和計(jì)算結(jié)果發(fā)送到無線傳輸模塊。

由于心電信號中有用成分的頻率范圍是0.05～100 Hz，根據(jù)奈奎斯特采樣定理，采樣頻率必須大于原始信號最高頻率的2倍以上，采樣之后的數(shù)字信號才能完整地保留原始信號信息，本設(shè)計(jì)采用250 Hz采樣率［14］。

2.2 波形檢測算法設(shè)計(jì)

圖2 心電監(jiān)測模塊電路原理圖Fig.2 Schematic diagram of ECG monitoring module

在波形檢測算法方面，本設(shè)計(jì)采用文獻(xiàn)［15］提出的R 波檢測算法，該方法是基于Pan&Tompkins 的R 波檢測算法的延伸。Pan&Tompkins 算法是Pan 和Tompkins［16］提出的一種至今仍廣泛使用的R 波檢測方法，它通過對心電信號進(jìn)行帶通、差分、平方來消弱P、T波成份和噪聲、突出QRS波群成份，然后設(shè)置閾 值檢測 大 于閾 值 的波峰［17］。文獻(xiàn)［15］中 將Pan&Tompkins 輸出平方項(xiàng)進(jìn)行了滑動(dòng)窗口求和，這樣做的好處是QRS波群的特征進(jìn)一步得到凸顯。此算法的基本信號流程如圖3所示［15］，采集到的信號先輸入一個(gè)帶通濾波器（包含有低通濾波、高通濾波）、再經(jīng)過微分、平方、滑窗積分，以及后續(xù)的閾值更新決策機(jī)制等過程。

圖3 心電信號經(jīng)過帶通濾波的流程圖Fig.3 Flow diagram of ECG signals after bandpass filtering

在算法驗(yàn)證階段，筆者在Matlab 上先對該算法進(jìn)行驗(yàn)證，各個(gè)環(huán)節(jié)的波形如圖4所示。從圖4可以看出，該波形的QRS波特征得到了較好的凸顯。

2.3 通信協(xié)議設(shè)計(jì)

ZigBee協(xié)議棧使用TI公司的Z-Stack協(xié)議棧［18］。基于CC2530的ZigBee模塊內(nèi)部已經(jīng)集成了相關(guān)的協(xié)議［19］。通過生產(chǎn)廠商提供的資料，當(dāng)ZigBee采用點(diǎn)對點(diǎn)方式傳輸數(shù)據(jù)時(shí)，數(shù)據(jù)包格式如表1所示。

表1為一幀完整的數(shù)據(jù)包，共長58 字節(jié)（byte）。其中，發(fā)送端口1字節(jié)，接收端口為1字節(jié)，目標(biāo)地址為16 位二進(jìn)制，對應(yīng)2 字節(jié)，數(shù)據(jù)塊為50 字節(jié)，校驗(yàn)和1 字節(jié)，故數(shù)據(jù)長度為55 字節(jié)，對應(yīng)十六進(jìn)制為0x37。值得一提的是：校驗(yàn)碼僅對數(shù)據(jù)塊的50 字節(jié)進(jìn)行奇校驗(yàn)，校驗(yàn)結(jié)果保存在校驗(yàn)碼的低七位，有效的避免與包頭包尾信息沖突。為了測試系統(tǒng)丟包率，筆者使用兩個(gè)ZigBee 模塊搭建了一個(gè)簡單的測試平臺(tái)。一個(gè)模塊連接Arduino的串行接口，將數(shù)據(jù)塊的數(shù)據(jù)填充為0x55，配置波特率為115 200 bps，配置定時(shí)器200 ms，定時(shí)器中斷子函數(shù)中將數(shù)據(jù)包發(fā)送一次；另一個(gè)模塊通過USB轉(zhuǎn)串口線接入電腦，打開串口調(diào)試助手進(jìn)行計(jì)數(shù)。測試平臺(tái)，持續(xù)測試3個(gè)多小時(shí)，系統(tǒng)運(yùn)行穩(wěn)定，無數(shù)據(jù)包丟失現(xiàn)象。

2.4 上位機(jī)軟件設(shè)計(jì)

為了使上位機(jī)軟件能在不同的操作系統(tǒng)平臺(tái)應(yīng)用，筆者選擇了Python 作為上位機(jī)編程語言，結(jié)合Pyserial（串口通信）和PyQt4（Python圖形界面開發(fā)工具包）兩個(gè)模塊，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)讀取、解包和圖形界面程序心電波形的顯示［20］。上位機(jī)程序設(shè)計(jì)采用了QT內(nèi)部多線程技術(shù)［21］，一個(gè)線程負(fù)責(zé)通過Pyserial 實(shí)時(shí)讀取無線模塊接收的數(shù)據(jù)（模塊接收后存入串口緩沖區(qū)），進(jìn)行解包；一個(gè)線程負(fù)責(zé)將解包的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理和波形繪制。上位機(jī)界面如圖5所示。

3 結(jié)果

圖4 心電信號波形圖Fig.4 ECG waveforms

表1 點(diǎn)對點(diǎn)模式串口數(shù)據(jù)包格式Tab.1 Packet format of point-to-point serial port

首先在Protel 99se 軟件上完成了下位機(jī)端的PCB設(shè)計(jì)，并將各個(gè)模塊焊接調(diào)試好。然后，將心電導(dǎo)聯(lián)線連接心電模擬盒，實(shí)時(shí)采集模擬器的心電信號，將結(jié)果通過ZigBee模塊發(fā)給電腦，然后在電腦端將整個(gè)趨勢描點(diǎn)出來。系統(tǒng)測試圖如圖6所示。

為了驗(yàn)證心電算法的準(zhǔn)確性，先將心電模擬盒設(shè)為固定的心率值，單位：次/min，然后在該心率值的對應(yīng)點(diǎn)上測量3 組數(shù)據(jù)，每組測量5 次數(shù)據(jù)，每次數(shù)據(jù)之間間隔時(shí)間2 min，取其平均值作為每組測試數(shù)據(jù)的心率平均值，相對誤差=（設(shè)定值-均值）/設(shè)定值×100%，依次完成60、80 和120 bpm 的測試，測試結(jié)果記錄在表2中。從表2測試的45 個(gè)點(diǎn)數(shù)據(jù)來看，誤差均小于1%，且均值與模擬盒的值相差不大于1 bpm。

圖5 上位機(jī)界面截圖Fig.5 Screenshot of upper computer interface

圖6 系統(tǒng)測試圖Fig.6 System test

表2 對比心率測試結(jié)果Tab.2 Comparison of heart rate test results

4 結(jié)論

本文搭建了一套基于Arduino Nano 和AD8232的心電信號采集系統(tǒng)，采用ZigBee 無線通信方式傳輸數(shù)據(jù)，采用實(shí)時(shí)心電處理算法對心電信號進(jìn)行預(yù)處理和分析，通過參比心電模擬器的方式驗(yàn)證了系統(tǒng)的準(zhǔn)確性。由于時(shí)間關(guān)系，未能將心電算法中的EC57 標(biāo)準(zhǔn)中規(guī)定的數(shù)據(jù)庫對整個(gè)QRS 波檢測算法進(jìn)行評測。希望以后有機(jī)會(huì)能在這方面進(jìn)行一些深入研究。本設(shè)計(jì)提出的無線心電信號采集系統(tǒng)，為后續(xù)開展心電信號處理研究和心律失常分析等奠定了一定的研究基礎(chǔ)。