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关于使用低功耗心电监测仪实时检测心房颤抖

Greg Hayes, Paul D Teal

惠灵顿维多利亚大学，新西兰

摘要

本次实验通过相关研究，明确微型低功率心电图监测系统能够实时且自动检测心房颤动的可行性。某心理研究网通过使用MIT心律失常的数据，从而制定和测试有关心律失常的检测方案。这个方案由五个节拍和五个节奏探测器构建而成，并通过进一步的分成了2个部分，最终得到了关于检测心房颤动的最后回归值。试验表明，可检测到正常窦性心律的93.06%的敏感性和95.08%的特异性，心房颤动的94.76%敏感性和92.48%的特异性。构建的目标装置的快速构建性、高效的运算法则都是为了进行信号处理和分类处理。96小时连续运行功耗测量为30MW。信号的子带滤波和心跳间隔的计算测量为每8ms 2.1ms，和心脏每次跳动检测通过每10.2ms检测的分类器进行分类检测。这项研究表明，使用低功耗，低成本，微型心电图监测器实时检测心房颤动是可行的。

1、介绍

随着人口老龄化，其所需的医疗服务不断增加，从而加重了国家的负担。一种突出的心脏情况对社会产生越来越大的影响，那就是心房颤动（简称房颤），这是一种在心脏中心房与心室的节拍不同步的状态 。虽然在这种情况下，其不一定能够威胁到正常生活，但是没有注意的患者发生中风的几率是正常人的五倍 [ 1 ]，而且可能发生长期的心脏损害。通常情况下，老年人易发病，但有一些公认的精英运动员 也患有阵发性房颤，这对他们的竞争能力产生了不利的影响。目前，心房颤动是通过心脏病专家用房颤的心电图（ECG）检测的波形，可以是纸张或电子形式。然而，有越来越多的医院开始使用自动化系统来进行检测。

当前，如动态心电图监测存储后来分析的心电图波形等新技术。有一些用作做基本的心律失常 检测，但很少有人去将心律失常进行类型的划分。像飞利浦医疗DXL心电算法[ 2 ]中使用了一些 飞利浦产品，包括高端心电监测和精密 心电图判读系统。尽管自动心电图检测软件非常先进且昂贵，但是有经验的心脏医生仍然会“过读”自动化解释。

随着数字信号处理和电子设备的进步，如今存在一个机会去开发一个小型的，低功耗的心电图监测系统，其可以达到自动检测前端心房颤动的目的。其在降低医疗费用，管理病人和检测以前未知的心脏问题上都有着理想的效果。

在本文中，我们调查了能否通过其他方法检测出心房颤动。以及能否运用新的算法来创造出微型的，低功耗设备。第3节介绍了相关替代方法和对实验进行了验证。第4节详细介绍了这些实验的研究结果，并在目标设备的实施上给出了一个简短的描述。第5节进行了总结。

1. 背景

心脏，简单来说就是类似身体其他肌体一样的肌体。然而，它有一些显著的生理差异使得其主要作用类似于一个泵。它有一个非常复杂的系统来控制心脏肌体活动，通过两大腔（心房）和底部的两个腔室（心室）来创建一个有效的泵送机构。

该泵的循环是由窦房结引起心房的肌肉收缩而产生电脉冲启动，因此泵送血液从心房进入心室。这种电脉冲通过心房以波浪的形式检测和引导他对心室的束。在传导中允许心室在收缩和泵血之前存在一个小的延迟，将心室充满血液并且运送血液到身体的其他部分。当心脏有房颤，心房运行不正常和正常窦性心律窦房结产生的定时脉冲（NSR）（图1A）就会失去焦点。相反，心房的随机电活动引起不同的心跳间隔（图1b）。

(a) 正常窦性心律

(b)心房颤动

图1.ecg形态

这种在心电图中表现出随机的电活动提供三个重要的诊断线索来判断心脏是在心房颤动[ 3 ]。他们分别是是：

不规则的RR间期。

失踪的P波。

高频心房活动。

这三个生理功能是检测AF的重要前提，然而在P波和高频率心房活动的存在的情况下，他们是很难通过其他方法检测进行研究从而确定房颤的发作。

由于数字信号处理（DSP）的出现，大量的研究已经采用DSP技术来实现心脏健康问题的自动诊断，包括房颤。马尔可夫模型[ 4 ]的使用，使隐藏的心电波形被分解成测量P波时限段。得出的结论是，P波时限对于检测AF是不相关的。小波也已经被用于段心电波形[ 5 ]，通过研究发现，它对P波、T波的起始点检测的指标是不可靠的。然而，小的变化在心电图波形中已被检测到[ 6 ]并且用于通过施加的小波变换的信号去监测心房震颤和通过分析统计信息来监测心房震颤。利用平稳的小波[ 7 ]变换检测AF已经被证实是成功的，因此消除了取消QRS波和建立一套统计结果的功能的需要；其使用了“一个有效的分类器去区分房颤和非AF段”的心电信号。对于QRS波检测方法包括在时域中的边坡矢量波形[ 8 ]和利用Teager能量算子[ 9 ]。在所有这些报告中进行的研究，纯粹是为了证实是否心电图特征能否被检测到，但却没有建立可以在设备执行的检测任务中的算法。

1. 方法

如上所述，P波是检测心房是否颤动一个重要的因素。P波由于其形态和变幅的不一致很难被检测。高频率的心房活动的存在也同样很难被检测，因为它通常被屏蔽的噪音和其他心脏动乱所屏蔽。只要QRS波的检测是可靠的，那么RR间期就很容易被追踪到。NSR的RR间隔很整齐， 只有小的节拍之间的变化。对比在心房颤抖时的RR间期，其具有更大的RR间期的变化。

然而，当心脏正在经受其他心律失常如二联或三联时也会出现类似的大变化。二联由房性早搏引起的心律失常（一）或心室（V）收缩每隔一拍发生；三联引起每隔两拍的发生。为了帮助提高对A心脏跳动的检测，N和V节拍也被包括在了检测的跳动中，因为 （左）和左（升）束支阻滞。基于此我们认为，如果节拍型和多样性可以被可靠地检测到，则心律失常类型可以更好地确定。通过排除其他的心律失常的原因，确定它就是房颤的原因。因此，我们提出检测AF的RR间期的变化是可以通过确定节拍的类型 。

1. 结论

我们已经论述了一种检测心房震颤的方法其包含了两种类型：基于节拍类型和基于节奏类型。节拍的分类产生了比预期更好的分类精度。为了避免A类的节拍形式类似于N型的检测导致A类的检测结果差强人意，但令人惊讶的是，从其他的分类中确定了他们各自的击败类型，考虑到他们被设置为“一个反对一切 ”分类。节奏分类也产生了可接受的精度，即使敏感性和特异性的特征在90%以下范围也远远超过了预期。通过结合节拍和节奏分类的输出作为心律失常分类的参考，其整体的检测率是可以接受的，考虑到简单特征的提取方法和目标设备的原本应用及其有限的处理能力，所选择的微控制器是具有一个硬件乘法器的，能够执行“乘法和积累”的指令，这非常适合于DSP的应用，但是有一个最高工作时钟的速率只有25MHz，这大大低于专门的数字信号处理器。

在目标的设置上已经使用了它本地汇编语言进行了算法的开发。唯一的问题是在整数/定点格式上是否支持向量机的编码。为了克服这个困难，我们正在进行进一步的工作。这项研究表明，设计一个微型的，低功耗的心电图监测仪器来实时检测心房颤动是可行的。而改进的特征提取方法将会被进一步验证，而且微调的学习机器将会被创造成一个测试监视器。

通过压电传感器测定动脉脉搏波的速度

J mclaughlin1，mmcneill1，B和P D mccormack2 braun1

1北爱尔兰生物工程中心、阿尔斯特大学jordanstown，海滨路，

安特里姆岛，bt37 0qb，英国

2伊利诺伊大学生物工程系，芝加哥摩根街851，

IL 60607-7052，美国

收到14一月2003，在最后的形式16，四月2003

出版4六月2003

在网上stacks.iop.org/pm/24/693

摘要

动脉脉搏的波速度(APWV)是用于测量外周动脉血管弹性(或刚度)的。这里脉冲指的是对压力脉冲,而不是流脉冲多普勒的超声测量。压力脉冲速度变化范围从12msminus;1到15msminus;1,而正常动脉的速度范围在7msminus;1到9 msminus;1。

本项目的是为了开发一个快速和易于使用的系统，从而测定外周动脉脉搏的波速度。PWV测量的原理是基于两个不同位置同时测量两个脉冲波，如在手腕的桡动脉和在肘上的肱动脉。通过确定这些点之间的脉冲传输时间和两者之间的距离，然后计算脉冲的波速度。压力脉冲检测是通过使用2个压电传感器将其进行机械变形，在输出触点会产生一个可测量的电压。变形产生的电压首先被放大和滤波，然后用数据采集卡进行数字化。从传感器获得的数据分析，包括过滤过程中的三种不同方法：PWV计算互相关、峰值和脉搏率的测定。

以人类为主题的测量是为了优化数据采集和分析的技术。例如，它被发现最好的程序是使用弹性带进行单独传感器。升级的数据分析是一个应该被删除的额外软件模块，实际上是先驱者或无效的测量。通过优化系统，一个涉及22至32岁之间的受试者研究完成了（血压都是正常的）。动脉脉搏波速度被确定从6米minus;1到12米minus;1的覆盖范围，对成人来说平均标准偏差小于2.5米minus;1。虽然结果略高，但接近公布的APWV数据。结果表明，重复的结果可以由现有的PWV获取和分析系统获得。

关键词：动脉脉搏波速度，aPWV，非侵入性，压力脉冲，压电传感器，弹性，刚度，外周

1、介绍

动脉脉搏波速度的测量（APWV）是一种用来测量外周血管病生理变化的方法。其包括压力脉冲轮廓，动脉弹性，脉动流，复杂的血管阻抗和心脏的工作。在过去30年或更长时间中有许多与年龄和动脉疾病的研究，基于动脉脉冲传播中血管病理和扩张性特性（malindzak和梅瑞狄斯1970，麦克马克1981，佩尔森et al 2001，拉姆齐1995，威尔金森1998）。从临床的角度来看，尽管在一定程度上取得了成功，却由于很难控制患者的参数的影响（自主神经系统，病人的运动，等等）。早期确定APWV的方法是沿动脉段的两点脉冲压力直接进行测量和测量脉冲缓冲时间段的长度。但是这种调查仅限于动物，通常是狗。

Malindzak和Meredith （ 1970）通过对麻醉犬进行管腔内压力测量脉搏波在两个站点（近端和远端）沿腹主动脉轴传导速度的记录，从而将数据进行了比较研究。非侵入性的方法包括血流多普勒（McCormack1981）和组织多普勒（ Persson的等人，2001 ），这些都是人类在接受测试时使用的传感器。在比较研究中以上都是必需的，因为脉冲的速度测量由于流体的粘度并不同于真实脉冲速度（ TAPWV ），存在反射组件（从分叉，狭窄及周围血管床），并因改变动脉壁的弹性组合物。所有这些原因都在改变脉动波的特性，这样导致所测量的是一个明显的脉搏波的传导速度（ AAPWV ） 。而真正的PWV是动脉压脉冲的速度无论在哪个压力波下都会无限均质（传播的长度比大得多波长） 。为了更加可靠地预测动脉壁的弹性参数（刚性），加强重视动脉系统机制的理解，准确得到动脉脉搏波传导速度的精确测量。由于建模的外周动脉段薄壁各向同性，不可压缩的管包含不可压缩的氮化铟镓（非粘性的流体），然后采集与墙的弹性有关的数据构成Moens-Kortweg方程（ Moens的1878 ） ，C0 = radic; （ Eh/2Rrho; ）（1）其中h是壁厚， R是管腔半径，E是壁的弹性模量，rho;是的流体（血液）的密度。

用于这项工作的传感器技术涉及与在聚偏二氟乙烯(PVDF)下的压电效应,它对材料产生了输出电压三种测定动脉脉搏波速度的方法分别是是: foot-to-foot APWV;peak-to-peak APWV and cross-correlation APWV。其中FFAPWV和CCAPWV的方法对数据是不敏感的, 比如PPAPWV方法下压力波反射在动脉树的分支等,。平均值和标准偏差则是这三种方法分别要计算且比较的。

lsquo;Foot-to-footrsquo;APWV (FFAPWV)。 这是基于压力脉冲波速度的“脚”或前缘。脚的到达的时间脉冲波在两个位置间沿动脉被记录。Delta;t是到达时间之差和Delta;s是两个记录位置(近端和远端)之间的距离,FFAPWV是

FFAPWV =Delta;s /Delta;t。

lsquo;Peak-to-peakrsquo;APWV (PPAPWV)。 这是完全类似于FFAPWV，只是观测的点是脉冲波的两个的山峰(近端和远端)

PPAPWV =Delta;s /Delta;t。

Apparent pulse wave velocity (AAPWV)。压力波可以表示为一个傅里叶级数,

P (t) = P0 Pn (nomega;t theta;n)

P0是流体压力,n是谐波数,Pn是第n次谐波的振幅和相位角的theta;n是第n次谐波。

空间变化速度的阶段下一个谐波是基于两个沿着动脉同时测量压力距离Delta;s,与明显的动脉脉搏波速度(AAPWV)由以下方程表示,

AAPWVn = (Delta;s) n(f)(360 ^o)/(theta;x1—theta;x2)

在AAPWVn是明显的脉搏波速度的第n次谐波,f是心率、theta;x1是相角为近端谐波n和theta;x2是相角为远端谐波n。

Cross-correlation PWV.。如果动脉脉冲在近端测量位置代表的压力时间序列P(x1,t)、远端位置P(x2,t)和互关联系数的Phi;x1,x2(tau;),然后有一个最大值Phi;将在某个时间滞后。

相关函数可以表示为

Phi;x1,x2(tau;)=(1 / T) P(x1, tau;)P(x2, tau;)dt。 剩余内容已隐藏，支付完成后下载完整资料

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