一種基于體域網(wǎng)的非線性加窗心電系統(tǒng)設(shè)計研究*

郭 超 張景濤 郭 娟 魏占禎

1.北京電子科技學(xué)院，北京市 100070；2.桂林電子科技大學(xué)北海校區(qū)，北海市 536000

0 引言

體域網(wǎng)(Body Area Network，BAN)是近年來的新興概念，是基于物聯(lián)網(wǎng)高度發(fā)達(dá)的無線傳感器網(wǎng)絡(luò)，輔以泛在計算和集中式信息處理技術(shù)[1]，通過設(shè)立在身體周圍的便攜式傳感設(shè)備建立針對個人生物醫(yī)學(xué)信號的全方位立體化監(jiān)測系統(tǒng)。而在所有的生理信號中，心電信號(E-lectrocardiogram，ECG)是判斷人體健康水平的一個非常重要的指標(biāo)。普通心電信號采集需要被測量人以平躺姿勢靜止不動，通過十二導(dǎo)聯(lián)法獲取一段非常穩(wěn)定清晰的圖像。這樣采集的心電信號可靠性極高，但時效性很差[2]。事實上更多的心臟問題發(fā)病于患者運動態(tài)，短時測量結(jié)果并不可靠。設(shè)計基于體域網(wǎng)的心電信號采集與傳輸設(shè)備可以有效解決攜帶設(shè)備笨重的問題。體域網(wǎng)的特征即低功耗、實時性強、便于攜帶。用戶可以通過體域網(wǎng)內(nèi)傳感器進行實時心電信號采集，通過網(wǎng)關(guān)節(jié)點發(fā)送至數(shù)據(jù)處理中心，或在節(jié)點處直接進行數(shù)據(jù)簡單分析、處理和可視化呈現(xiàn)，這樣的心電檢測可以實時反應(yīng)患者情況，遇到緊急情況可及時發(fā)出告警信息，且小型化設(shè)備不易帶來其他問題，使用也較為簡單[3]。同時保留了其他生理信號如位移、血壓、體溫等數(shù)據(jù)采集的接口，綜合診斷更為科學(xué)準(zhǔn)確。

目前基于體域網(wǎng)的心電信號研究主要集中在采集、傳輸、處理、QRS特征波識別和分析幾個方面。Nilanjan Day等人提出了一種低功耗可穿戴式無線ECG監(jiān)測設(shè)備[4]。Sahoo Prasan等人提出了一種新的心臟數(shù)據(jù)采集方法，并將心電和多通道地震心電數(shù)據(jù)結(jié)合分析，采用預(yù)警系統(tǒng)監(jiān)測人的心臟活動[5]。Banerjee Santo等人引入梯度交叉遞歸和平均梯度交叉遞歸密度的概念，設(shè)計算法來分析被測者的心電信號特征[6]。Acharya U.Rajendra等人提出采用卷積神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)技術(shù)來自動檢測不同的心電片段[7]。國內(nèi)針對心電信號也提出了多種研究理論。Yang X等人提出了一種基于自適應(yīng)噪聲和小波閾值的完整集成經(jīng)驗?zāi)Ｊ椒纸獾男碾妶D信號去噪和基線漂移校正方法[8]。Wang J等人開發(fā)了一種可穿戴式心電檢測器，采用脈沖無線電(IR)型HBC技術(shù)，在可穿戴式體域網(wǎng)場景下，在人體上傳輸生命信號[9]。Liao W等人定量評估了6.8 MHz無線電力傳輸系統(tǒng)可穿戴心電圖上的電磁干擾，利用電磁場分析技術(shù)推導(dǎo)出帶可穿戴心電的人體與地面之間的共模電壓，并通過電路仿真或測量得到可穿戴心電輸出處的干擾電壓[10]。

以上的研究大多使用Matlab對已有信號進行濾波、識別和分析，在理論仿真上增加心電信號的精確性而無法工程實現(xiàn)；部分研究信號采集的項目也著重于硬件精度和抗干擾能力的提升?？傮w上現(xiàn)有研究忽略了軟件濾波對系統(tǒng)總體濾波效果的提升。

針對上述問題，本文設(shè)計了一種基于體域網(wǎng)的心電信號采集與傳輸系統(tǒng)。該系統(tǒng)硬件設(shè)計共由藍(lán)牙、處理器、傳感器、電極以及電源五個功能模塊組成；軟件設(shè)計以非線性加窗中值濾波法為基礎(chǔ)進行心電信號濾波算法的改進，通過含均值濾波思想的改進中值濾波法對提取的原始心電信號進行軟件濾波，并以MIT-BIH標(biāo)準(zhǔn)心電信號為參照標(biāo)準(zhǔn)，計算信噪比和均方差以驗證其濾波效果。

1 信號采集與傳輸設(shè)備硬件設(shè)計

本文設(shè)計了如圖1所示的基于體域網(wǎng)的心電信號采集與傳輸設(shè)備硬件系統(tǒng)，形成可用信號后無線傳輸至PC可視化呈現(xiàn)。系統(tǒng)需具有以下特點：

(1)小型化：基于體域網(wǎng)設(shè)計本系統(tǒng)，要求系統(tǒng)體積較小，便于隨身攜帶采集信號。

(2)低功耗：基于體域網(wǎng)設(shè)計本系統(tǒng)，要求系統(tǒng)由電池供電，且支持連續(xù)采集和處理信號，因此系統(tǒng)需采用低功耗元器件。

(3)穩(wěn)定性好：基于體域網(wǎng)設(shè)計本系統(tǒng)，要求系統(tǒng)可在受測者非靜止?fàn)顟B(tài)下獲得良好的波形信號，因此需采用屏蔽性能較好的電極電纜。

(4)時鐘頻率適當(dāng)：頻域分析可知，心電信號頻率范圍為0-100Hz，有用信息集中于10Hz以下的低頻部分，因此根據(jù)奈奎斯特抽樣定理，單片機的采樣頻率至少為200Hz。因此應(yīng)選擇合適的單片機并設(shè)置其時鐘頻率符合要求。

(5)無線傳輸：基于體域網(wǎng)設(shè)計本系統(tǒng)，要求系統(tǒng)可進行無線組網(wǎng)通信，應(yīng)采取短距離無線傳輸協(xié)議，如藍(lán)牙等。

圖1 硬件整體設(shè)計圖

系統(tǒng)選用心電傳感器AD8232進行心電信號采集。該傳感器抗噪聲性能好，可以避免多種噪聲干擾從而對微弱的心電信號進行提取、過濾和增益，搭配低功耗ADC或EMCU(嵌入式微處理器)可較好地實現(xiàn)復(fù)雜情況中的心電信號的采集提取。AD8232通過預(yù)置高通雙極點有源濾波器濾波，對運動偽差干擾有較好的濾波效果，針對電極半電池電位也可以部分濾除。使用該濾波器密耦合一個儀表放大器，提升了心電信號檢測的單極增益，實現(xiàn)更好的高通濾波。同時通過一個無輸入的約束運放制作一個一個無使用約束運算放大器來創(chuàng)建一個三階全極點低通有源濾波器，實現(xiàn)更好的低通濾波?？赏ㄟ^綜合設(shè)置這兩種濾波器實現(xiàn)針對心電信號特征的濾波。

心電信號為毫伏(mV)級，有效信號很容易受到大量噪聲干擾，因此結(jié)合AD8232設(shè)計預(yù)處理放大電路，提高對不良影響的共模抑制。預(yù)處理放大電路應(yīng)具備高增益的特點，提升心電信號強度，需對有效信號其進行放大，但考慮到系統(tǒng)零漂和保證共模抑制比，采用多級放大電路，且需提升前級輸入阻抗。系統(tǒng)選用AD8232 Band Pass Designer設(shè)計放大和濾波電路，相較于默認(rèn)設(shè)計值，將R3增大至500Kohm，使高通濾波器截止頻率趨近0Hz，調(diào)整R4為R5的兩倍且使R4與R6相等，均設(shè)計為1000Kohm，使低通濾波器截止頻率略高于100Hz，同時保持共模抑制比與初始化時的數(shù)據(jù)相近。由于心電信號的有效部分主要集中在0～100Hz，因此設(shè)計這樣的濾波器信號預(yù)處理放大電路可有效提升原始信號質(zhì)量。

信號處理電路以Arduino UNO為核心，采集來自AD8232的ECG信號數(shù)據(jù)，通過燒寫的軟件濾波程序進行數(shù)據(jù)處理后，驅(qū)動HC-06或直接使用USB串口通信實現(xiàn)Arduino UNO與PC的數(shù)據(jù)交互。無線通信傳輸方式選用藍(lán)牙技術(shù)，藍(lán)牙技術(shù)由愛立信公司于1994年提出，其特點是傳輸速度快，功耗低，體積小，成本低，應(yīng)用廣泛，且藍(lán)牙4.0協(xié)議后其安全性優(yōu)于其他幾種短距離無線傳輸方式。

2 信號降噪原理及實現(xiàn)

ECG信號基本上是毫伏級生物電信號，其非常容易受到環(huán)境噪聲的影響?；隗w域網(wǎng)設(shè)計一個心電信號采集與傳輸裝置，受測者是運動的或是不穩(wěn)定的。隨著受測者呼吸頻率變化、衣物與皮膚摩擦導(dǎo)致皮膚表面阻抗變化，肌肉緊張時產(chǎn)生肌電信號，裝置內(nèi)部電荷累積導(dǎo)致電容變化等情況出現(xiàn)，在ECG信號的采集期間引入了各種干擾。因此，減少干擾有利于后續(xù)及逆行波形分析。

心電信號中主要包括以下四種常見干擾：工頻干擾：固定頻率干擾，由儀器元件內(nèi)部振蕩引起，一般出現(xiàn)在50Hz左右。

基線漂移：前置放大器的直流偏置漂移、人體輕微移動和呼吸引起的10Hz以內(nèi)的干擾，基線漂移使整個心電信號伏載于一個正弦波上下起伏。

電極干擾：電極電阻和極化電位突變，或電極在皮膚表面的迅速移動所產(chǎn)生的階躍信號。

肌電干擾：由肌肉震顫產(chǎn)生的高頻信號，幾乎可淹沒除QRS波群之外所有的波形。

2.1 中值濾波原理

中值濾波(Median filter)是一種典型的非線性濾波技術(shù)，其數(shù)學(xué)基礎(chǔ)基于統(tǒng)計學(xué)排序思想，計算某一點信號值左右兩側(cè)鄰域內(nèi)所有點值排序后的中值作為該點最終值，去掉信號值中的極大極小值，以去除脈沖噪聲和其他的一些孤立噪聲。中值濾波后的信號值更接近于典型值，描繪圖像時有明顯的柔化邊緣特性。中值濾波同樣采取設(shè)置窗函數(shù)的方式，但相較于普通線性濾波器，中值濾波不再是加權(quán)運算。

2.2 中值濾波算法應(yīng)用于心電信號降噪

針對心電信號，中值濾波可有效去除基線漂移和電極干擾。中值濾波器數(shù)學(xué)描述為：假設(shè)x＝{x(1)，x(2)，…，x(L)} 是實數(shù)列長度L，也可稱為長L信號。x加方的信號是x＝{x(-k＋1)，x(-k＋2)，...，x(k＋L)} 來滿足：

對于每個n，1≤n≤L，使用x(1)(n)的符號，2k＋1實數(shù)如下：x(n-k)，x(n-k＋1)，...，x(n)，...，x(n＋k-1)，x(n＋k)。中間的數(shù)字由小到大重新排列，稱作x＝{x(1)(1)，x(1)(2)，...，x(1)(L)}是符號x窗寬2k＋1中值濾波器；x(1)(L)也可進行窗寬2k＋1中值濾波，結(jié)果記做x(2)(L)，x(p)＝{x(p)(1)，x(p)(2)，...，x(p)(L)}在與2k＋1及x的P次窗寬后，中值濾波大體上可變?yōu)樯鲜鼋Y(jié)果[11]。

在一個心動周期繪制的ECG中，相較于基準(zhǔn)幅值和頻率，P波、QRS波群和T波的幅值和頻率都要更高，因此采用中值濾波，可以使用這些特征波形去除更高的值，留下的即是信號中去除基線漂移的部分。

一段心電信號其典型值應(yīng)大體連續(xù)，電極干擾常表現(xiàn)為短時尖峰脈沖，采用加窗中值濾波，窗內(nèi)的異常值會被中值代替，從而達(dá)到去除電極干擾的效果。

心電信號中常存在的工頻干擾為固定頻率，穩(wěn)定的工頻干擾既可通過中值濾波濾除，又可通過均值濾波濾除——時域上幅值相同的固定頻率的信號值的中位數(shù)與均值都為0，即濾波后的信號基本與基線水平。此處選擇使用中值濾波去除工頻干擾。

設(shè)計中值濾波流程框圖如圖2所示，具體實現(xiàn)使用冒泡排序法。

此處FILTER_N即為窗口大小。

圖2 中值濾波流程框圖

由于心電信號噪聲多樣性，中值濾波無法濾除周期性較強，頻率較多樣的肌電干擾。且R波和S波幅值相差較大，受其影響僅使用中值濾波會使波形的S-T段異常抬起，P-T段變窄，造成ECG失真。

3 改進中值濾波算法應(yīng)用于心電信號降噪

針對中值濾波應(yīng)用中出現(xiàn)的無法濾除肌電干擾和波形異常的情況，在中值濾波器的基礎(chǔ)上結(jié)合線性均值濾波器的優(yōu)點加以改進，設(shè)定長度為n的窗口，計算左右鄰域所有值排序?qū)ふ襫的中位點，再利用窗口函數(shù)進行平滑加權(quán)求和的運算，或者某種卷積運算，求n個中值的均值，以其均值作為這一段窗口內(nèi)n×n個數(shù)據(jù)的代替。

其數(shù)學(xué)原理可表示為：在與2k＋1及x的P次窗寬后，中值濾波可變?yōu)榻Y(jié)果如下：

注意此處的FILTER_N與普通中值濾波器不同，普通的中值濾波器窗口大小設(shè)置為100時效果較好，此處經(jīng)多次嘗試測量，令FILTER_N＝13，即總采樣點為169時濾波效果較好。

4 結(jié)果展示與分析

心電信號是一種產(chǎn)生于心臟的生物弱電信號，其電壓幅值范圍為10μV-4mV，典型電壓值為1mV，頻率范圍為0.05-100Hz，一段正常的心電信號中有大量直流成分，除去直流，其中90%的心電信號頻譜能量集中在0.25-35Hz之間[12]。

心電信號的常見噪聲中，工頻干擾常出現(xiàn)在50Hz左右；基線漂移集中于0.05-2Hz，一般不超過10Hz；電極干擾為短時尖峰脈沖信號；肌電干擾幅值低且頻譜分布廣。

4.1 數(shù)據(jù)分析方法

本文采用Matlab對采集的心電信號進行頻譜分析，在受測者靜息狀態(tài)下連續(xù)測量了原始心電數(shù)據(jù)，中值濾波后的心電數(shù)據(jù)和改進中值濾波后的心電數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)以文本形式存儲，但使用時為了控制變量方便進行比對，三段數(shù)據(jù)統(tǒng)一取用前342個值。心電信號主要頻率集中在0-100Hz，因此根據(jù)奈奎斯特抽樣定理，采樣頻率不得低于200Hz。

本文前述的系統(tǒng)所采集的數(shù)據(jù)均為十六進制，將其轉(zhuǎn)化為十進制后數(shù)值在0-600之間，不符合心電信號典型電壓值標(biāo)準(zhǔn)，因此在分析前需對數(shù)據(jù)進行簡單處理。由于心電信號典型電壓值為1mV，因此對數(shù)據(jù)逐位除以平均電壓值，使整組數(shù)據(jù)在統(tǒng)計學(xué)上的平均值接近1。

本文使用FFT對數(shù)據(jù)進行分析。FFT即快速傅里葉變換，通過選取采樣點數(shù)N將信號擴展為N個一組，假設(shè)采樣頻率Fs，采樣點數(shù)N，F(xiàn)FT后的結(jié)果為一個N點復(fù)數(shù)，其絕對值為該頻率的幅度特性，一般情況下N為2的整數(shù)次冪。除幅度特性外，計算功率譜密度展示信號功率分布情況，直觀體現(xiàn)能量在頻域上的分布。平穩(wěn)隨機過程ξT(ω)的平均功率為：

ξ(t)的功率譜密度：

這樣的平均功率等于各個頻率分量所貢獻的功率的連續(xù)和，功率譜密度是描述頻域中隨機過程的統(tǒng)計特性的最重要的數(shù)字特征。

4.2 降噪評價指標(biāo)

本文采用以下幾種降噪評價指標(biāo)：

信噪比定義如下：

均方根誤差定義如下：

4.3 信號分析結(jié)果

首先分別導(dǎo)入原始心電信號，中值濾波后的信號和改進中值濾波后的信號，繪制時域波形如圖3所示，觀察圖像可得原始心電信號具有較大干擾，很難辨識各特征波形；中值濾波圖像可辨認(rèn)QRS波群，但S-T段異常抬起，P-T段變窄，尚存一定的干擾；改進中值濾波波形清晰，但信號幅值有所降低。

圖3 信號時域波形圖

進行FFT變換后，得到頻域信號。繪制幅值頻譜圖，如圖4所示，觀察圖像可清晰地看出原始信號、中值濾波信號和改進中值濾波信號都有一個較大的直流分量，原始信號在50Hz處產(chǎn)生了明顯的工頻干擾，在40-50Hz之間出現(xiàn)了明顯的肌電干擾；中值濾波后50Hz處工頻干擾消除，40-50Hz之間肌電干擾減弱，在其余波段肌電干擾也有所減弱，在0-20Hz區(qū)間的信號幅值下降，降低基線漂移；改進中值濾波后，在0-20Hz低頻處濾波效果良好，10-20Hz處幾個明顯非典型幅值被濾除，20-100Hz幅值繼續(xù)下降。

圖4 信號幅度頻譜圖

繪制功率譜圖像，如圖5所示，觀察圖像驗證上述結(jié)論可信。為進行對比，選取MIT-BIH標(biāo)準(zhǔn)心電數(shù)據(jù)庫220號數(shù)據(jù)，繪制其時域波形圖、幅度頻譜圖和功率譜圖，結(jié)果如圖6所示，以該數(shù)據(jù)和分析結(jié)果為標(biāo)準(zhǔn)，觀察可得標(biāo)準(zhǔn)心電信號在0-20Hz范圍內(nèi)幅度與功率非常集中。

圖5 信號功率譜圖

圖6 標(biāo)準(zhǔn)心電信號時域、幅頻、功率譜圖

以該理想信號為基礎(chǔ)進行信噪比計算，可得原始信號信噪比原始信號 SNR1為-7.241551 dB，RMSE1為1.866509；中值濾波信號 SNR2為-6.545421 dB，RMSE2為 1.722755；改進中值濾波信號 SNR3為-6.479846 dB，RMSE3為1.709798。可以看出，改進中值濾波信號信噪比高于中值濾波信號信噪比高于原始信號信噪比，改進中值濾波均方根誤差小于中值濾波信號均方根誤差小于原始信號均方根誤差，證明濾波算法及其改進有效。

5 結(jié)束語

本文主要研究分析了體域網(wǎng)架構(gòu)，了解體域網(wǎng)特點及發(fā)展現(xiàn)狀，闡明了實現(xiàn)基于體域網(wǎng)心電信號采集與傳輸?shù)囊饬x和可行性，設(shè)計了基于體域網(wǎng)的心電信號采集與傳輸?shù)挠布到y(tǒng)，整體上分為信號采集、信號處理和信號傳輸三部分。針對心電信號的四種主要干擾，采用了中值濾波算法進行處理，針對中值濾波算法的不足，提出在中值濾波中融入線性均值濾波思想進行改進，提高心電信號信噪比，降低均方根誤差。最后對原始信號和濾波后的信號進行頻譜分析、計算，驗證算法有效。本文設(shè)計的系統(tǒng)著重研究了軟件濾波對系統(tǒng)總體濾波效果的提升。