一種心電和呼吸信號的采集與異常分析裝置＊

吳艷瑋，張小京，麻鳳娟

（西南科技大學信息工程學院，四川綿陽 621010）

呼吸是人體與外界進行氣體交換以保證正常機體功能運轉的最基本的生理活動，單位時間內機體的呼吸次數被稱為呼吸頻率，呼吸頻率是急性功能性呼吸障礙的重要指標。心臟在每個心動周期中，由起搏點、心房、心室相繼興奮，伴隨著生物電的變化，這些生物電的變化稱為心電（ECG）。心電的監測對心率異常、心律紊亂等疾病的診斷和治療有著重要作用。

現有的一些便攜式設備如智能手環等只能對心率進行計算和顯示，并且存在一定的誤差而不能監測人體的呼吸頻率。同時，在臨床中，呼吸頻率的測量也只能靠專業人員的實際測量和估算得到大概數據，測量不方便而且效果不好。所以設計一種能實時檢測呼吸頻率和心率的便攜式設備對人體的生命健康具有較為深遠的意義。

1 技術原理

目前檢測呼吸頻率的方法主要有接觸式、非接觸式以及間接測量3 種。接觸式呼吸頻率的檢測通常是利用人在呼吸過程中由于呼氣和吸氣的交替引起食道和胸腹部產生周期性的形變，通過監測該形變的周期性來采集人體的呼吸頻率。非接觸式呼吸頻率的檢測一般采用溫度傳感器或氣體濃度傳感器。將人在呼吸過程中鼻腔內外的溫度差或鼻腔呼出氣體濃度的改變轉化為電信號進行測量。呼吸頻率的間接測量一般為呼吸阻抗測量法。阻抗式呼吸檢測方法是將胸腔測量區域等效為一個介質均勻、阻抗均勻分布的整體[1]。引起胸阻抗變化的主要因素是呼吸運動，人體呼吸時空氣會進入或排出肺泡，引起人體胸腔容積增大或縮小，由此導致人體胸阻抗的大小變化?；诖嗽頇z測人體胸阻抗的變化規律，就可以間接監測人體呼吸。

目前檢測心率的方法主要有光電容積脈搏波描記法和心電信號測量法2 種。光電容積脈搏波描記法通常是一束固定波長的光束照射皮膚表面，光束將通過透射或反射的方式把光傳送到光電接收器，皮膚內的血液容積在心臟的作用下呈搏動性變化，當心臟收縮時外周血容量最多，光吸收量也最大，檢測到的光強度就最小，在心臟舒張時，則反之。故光接收器接收到的光強度會隨之呈脈動性變化。心電信號測量法通常是通過檢測人體的心電波形來計算出心率[2]。在心電信號測量法計算心率時，首先經過濾波處理，濾除雜波后得到比較理想的心電信號。其次檢測R 波尖峰，得到R-R 時間，進而計算出瞬時心率。

2 總體設計

本文的總體設計框圖如圖1 所示。由3.7 V 鋰電池為整個系統供電，利用ADS1292 的2 個通道采集心電和呼吸阻抗數據并與單片機通信，單片機處理、計算數據得出心率和呼吸頻率。OLED 將計算出的數據進行顯示。另外，單片機通過無線串口模塊將心率和呼吸頻率上傳至上位機進行波形和數據的顯示。

圖1 總體設計框圖

3 硬件設計

本文使用+3.3 V 單電源和地線的方式為ADS1292供電[3]。芯片左端12、13 引腳為模擬端和數字端電源供電，經過電容退耦后接入，可有效減少分布電容和分布電感帶來的內部噪聲。13 引腳接入地端，間接地使整體電路中的地端與負電源端的電位相等。9 引腳、10 引腳作用是分別為同向和反向反饋電壓。11 引腳、27 引腳分別接入105 的旁路電容，作用是吸收器件的交流成分（比如電源的紋波效應）。RESP_MODP 和RESP_MODN 引腳作用是調節輸出調制頻率，其頻率可設置為32 kHz 或者64 kHz。R42 和R44 作用是限制輸出電流，防止漏電流對人體造成傷害。呼吸通道接有47 nF 的濾波電容，心電通道接有4.7 nF 的濾波電容。

4 軟件設計

4.1 QT 圖形界面設計

4.1.1 QT 串口設計及數據的讀取

此部分的設計主要是利用QtSerialPort 查閱QT 官方的函數，并使用文檔進行串口的讀寫以及串口波特率等的設置。在QT 中根據單片機傳輸數據的幀格式去解析數據包，將需要的數據提取出來通過相應的槽函數便可實現顯示功能。幀格式包括幀頭和幀尾以及數據，因此在接收端應首先判斷幀頭，當其檢測到了幀頭才能保證數據正確。

4.1.2 QT 繪制波形圖

本文需要用QT 實現動態的波形顯示，該部分運用到QT charts 去實現動態繪圖，其基本思路是在靜態的基礎上，前一時刻與后一時刻的坐標軸固定，整個圖像往前移一個單位，接著在空出的最后一個位置繪制新的曲線，這樣便實現了動態實時顯示，這么做的前提是X軸的顯示范圍足夠大。從這個思路的相對面來看，就是把坐標軸往后移一個單位。在QT 中存在一個scroll 就是基于這種思路去實現動態的繪圖，QT中的appand 函數可以實現在原有基礎上去添加數據。利用這種思路和函數通過相應的程序即可實現動態顯示波形。

4.2 呼吸阻抗信號的濾波處理

由于ADS1292R 呼吸阻抗信號采集電路使用雙極胸導聯方式采集信號，因此采集到的信號會受到高頻噪聲干擾、50 Hz 工頻干擾、基線漂移以及肌電干擾，而呼吸信號頻率較低、幅值較大，因此可以采用截止頻率為0.43 Hz 的RC 數字低通濾波器去除信號中的高頻噪聲，并用中值濾波去除基線漂移[4]。圖2 為采集到的原始呼吸信號數據，波形存在較多毛刺，經過相應的濾波去噪之后可得到較為清晰穩定的呼吸阻抗波形，如圖3 所示。

圖2 原始呼吸阻抗波

圖3 濾波后的呼吸阻抗波

4.3 基于動態差分閾值的呼吸頻率檢測算法

由于傅里葉變換法不能直接反映出信號頻率隨時間的變化特征，呼吸頻率檢測實時性較差，且所能檢測到的呼吸頻率范圍有限。故本文選用動態差分閾值法檢測呼吸頻率。具體算法流程如下。

第一，開始測量前，先取一定長度的數據，對其進行分析，獲取初始差分閾值T1以及初始幅度閾值上下限值T2和T3。

第二，利用初始閾值開始查詢第一個呼吸波的峰值點，設點ni、ni+1、ni+2的幅值分別為Ai、Ai+1、Ai+2，如果滿足：

則點ni+1應為呼吸信號上升段的一點。從點ni+1后尋找符合條件的點，即可能為對應呼吸信號的一個峰值點，設點ni+1后任意相鄰的4 個點為nk、nk+1、nk+2、nk+3，幅值分別為Ak、Ak+1、Ak+2、Ak+3，如果滿足：

則nk+2可能為一個呼吸波的波峰，其幅度記為Anew，若Anew滿足：則確定nk+2為一個峰值點，否則繼續檢測。

第三，在呼吸信號時間序列中檢測到新的峰值點后開始更新閾值，并依據上一步的算法檢測下一個新的呼吸波信號峰值點。

第四，依據一定時間內檢測出的峰值點的個數計算呼吸頻率。

4.4 心電信號的濾波處理

使用FIR（Finite Impulse Response，有限長單位沖激響應濾波器）帶通濾波器消除ECG 的基線漂移和肌電信號[5]。

長度為N的FIR 輸出對應于輸入時間序列x（n）的關系由一種有限卷積和的形式給出，具體形式如下：

符合要求的低通濾波器的頻率響應是Hd（ejw）。假定通帶截止頻率是w c，如果希望其幅頻特性｜Hd（ejw）｜=1，相頻特性φ（w）=0，那么此濾波器的單位抽樣響應：

hd（n）是以hd（0）為對稱的sinc 函數，這樣的系統是非因果的，物理是不可實現的。如果把hd（n）截斷，假如?。?），…，同時把截斷后的hd（n）移動相位，結果如下式：

則h（n）為因果序列，同時長度不是無窮大，長度為M+1。令，就能計算出設計的濾波器傳遞系數，H（z）頻率響應式Hd（ejw）具有線性相位。

以上即為設計FIR 帶通濾波器的具體原理。因為帶通濾波器只存在零點，所以能十分方便地獲得性能非常優的通帶和阻帶衰減效果。如果想要獲得性能更優的衰減效果，通常需要H（z）的階數比較高，也就是M取值比較大。

由于心電信號的能量范圍大部分集中在0.5～45 Hz，本文選定0.5～45 Hz 的帶通濾波器來過濾采用頻率為500 Hz 的肌電信號，則0.5～45 Hz 的通帶范圍對應圓周頻率范圍為0.002π～0.180π。即通帶截止頻率是0.002π，最高截止頻率是0.18π。

4.5 基于幅度閾值法的心率檢測算法

經過濾波處理后，得到了比較理想的心電信號，接著選取心電信號的3～5 個周期，將這3～5 個周期內的心電數據取平均得到均值X，然后用X向R波尖峰方向偏移固定比例作為幅度閾值來檢測R波尖峰，得到R-R 時間，進而計算出瞬時心率。

5 系統測試

為了測試本系統對人體心率及呼吸頻率的檢測精度，采用以下方式進行實驗。由志愿者同時佩戴本系統裝置與多生理參數監測儀，每位志愿者完成2 次測試，將本系統得到的結果與多生理參數監測儀得到的結果進行對比，如表1 和表2 所示。

表1 呼吸頻率對比測試

綜上，本系統對于人體心率和呼吸頻率的檢測誤差控制在±2 次以內，能夠滿足實際應用。

6 結束語

經多方面測試，證明了本系統對于人體心率和呼吸頻率的檢測有著較高精度，并對人體的心電和呼吸狀態能夠起到監測和預警作用。系統具有集成度高、功耗低、便攜性強、實用性強等特點，對于一些心肺疾病的早期篩查、早期診斷有一定的輔助作用。

表2 心率對比測試