【作 者】朱文婕，孔祥勇，孫謙

1 蚌埠醫(yī)學(xué)院 公共基礎(chǔ)學(xué)院，蚌埠市，233030

2 上海理工大學(xué) 醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海市，200093

0 引言

心電圖是通過心電設(shè)備在體表測量心肌電位變化的圖形，是反映人體心臟電活動狀況的一項重要的指標(biāo)[1]。目前，臨床上最常用的心電設(shè)備是常規(guī)心電圖機，也叫靜態(tài)心電圖機。靜態(tài)心電圖機記錄的心電圖能反映心電P-QRS-T波群，常用于臨床精確分析[2]，其設(shè)計原理大多是先采用多級模擬放大器和濾波器進(jìn)行放大/濾波，再用12～ 16位的模數(shù)轉(zhuǎn)換器（analog to digital converter，ADC）進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，然后用微控制器（micro control unit，MCU）進(jìn)行數(shù)字信號處理[3-4]。按照美國心臟協(xié)會規(guī)定，心電信號標(biāo)稱值的幅值范圍為0.05～ 5 mV。由于心電放大器的放大倍數(shù)通常在1 000倍[5]，因此，對于一個心電設(shè)備來說，12位和16位ADC往往可以提供微伏和亞微伏級的分辨率，能夠滿足心電圖記錄的要求。然而，模擬放大器和濾波器均產(chǎn)生內(nèi)部噪聲，多級模擬電路產(chǎn)生的內(nèi)部噪聲遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于每級的累積。此外，在心電信號采集中還伴隨著各種干擾，噪聲和干擾很容易導(dǎo)致整個采集系統(tǒng)的噪聲達(dá)到幾十微伏。對于正常P波來說，肢體導(dǎo)聯(lián)小于0.25 mV，胸前V1～V2導(dǎo)聯(lián)小于0.2 mV。因此，系統(tǒng)噪聲過大會導(dǎo)致P波顯示不清。

近年來，隨著電子技術(shù)的發(fā)展，可穿戴心電設(shè)備和手持式心電設(shè)備的出現(xiàn)使得心電監(jiān)護(hù)從醫(yī)院走向了家用。然而，這些設(shè)備在使用的過程中容易產(chǎn)生干擾，使得心電P-QRS-T波群中往往只有R波能夠顯示，其余心電波形顯示不清。為了解決以上問題，提出了一種高清心電圖記錄方法，可以滿足各種應(yīng)用場景中心電圖精準(zhǔn)分析的要求。

1 方法

1.1 心電信號采集和預(yù)處理

本研究采用直流耦合的低倍數(shù)放大器進(jìn)行放大，然后采用24位高分辨模數(shù)轉(zhuǎn)換器進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，再用32位微處理器進(jìn)行數(shù)字濾波處理，將采集的數(shù)據(jù)存儲在TranFlash（TF）卡中。模擬前端選用ADS1255（TI，USA），微處理器選用PIC32MX系列（Microchip，USA），電源模塊選用TPS63001（TI，USA），TF卡選用SanDisk公司的存儲卡。整個硬件系統(tǒng)如圖1所示。

圖1 高清心電圖硬件系統(tǒng)Fig.1 Diagram for the hardware system of high-definition EEG recorder

1.2 R波位置識別

心電P-R-T波群位置識別方法有很多種，如閾值法、模板匹配法、小波變換法、神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法、數(shù)學(xué)形態(tài)法等[6]。采用了SO等[7-8]提出的SC算法，該算法較為簡便，適用于對心電信號的實時檢測。其基本原理為：對所得的心電信號波形求五點差分，繼而得到對應(yīng)于過零點的斜率，將其與閾值進(jìn)行比較，從而獲得R波群的起點及R波位置。對于時段長度為h的ECG數(shù)據(jù)，其幅度用X(h)表示，則波形的斜率為：

則斜率的閾值為：

若過某點的斜率首次大于閾值，則該點為R波群的起點。將R波起點的高度定為m，起點后最高的點即為R點，R點的實際高度定義為n，計算所得最高點高度max的迭代式為：

則式(2)中的0.7應(yīng)被重新確定為：

其中，i為單極濾波器的過濾參數(shù)。

1.3 信號疊加平均算法

疊加平均算法是檢測心室晚電位中的一項關(guān)鍵技術(shù)[9]。正常情況下，一個完整的心電周期波形包括P波、R波和T波。由于每個心電周期波形之間有著極大的相似性，因此，心電信號是一種典型的準(zhǔn)周期信號。疊加平均算法充分利用了心電信號的準(zhǔn)周期特性、心拍之間形態(tài)的相似性以及噪聲的隨機性來達(dá)到提高信噪比的目的。常用的是時間疊加技術(shù)，即對200～ 300次心搏按時間進(jìn)行疊加，從而把噪聲降低到1 μV以下。在常規(guī)心電圖記錄中，10～30個周期的疊加即可得到比較清晰的心電圖波形。

本研究以R波為分界點進(jìn)行分割、插值并進(jìn)行疊加平均。

對于給定的連續(xù)記錄的心電波形，若讀取N個周期，提取每個周期心電波形的R波，以R波為分界點進(jìn)行分割，對應(yīng)的數(shù)組分別為Ri，其中i=1，2，3，...，N，N為心電波形的周期數(shù)。

由于心率變異性的存在，在固定的采樣率下，每個心電周期數(shù)據(jù)長度不一樣。因此需要對Ri數(shù)組進(jìn)行插值處理，使得每個心電周期的數(shù)據(jù)長度一樣才能進(jìn)行疊加平均處理。常用的插值方法有拉格朗日插值法、牛頓插值法、樣條插值法、線性插值法等[10]。其中拉格朗日插值法通過構(gòu)建多項式進(jìn)行插值，數(shù)據(jù)計算量大，計算復(fù)雜，且容易出現(xiàn)插入負(fù)值的情況，因此不適用于心電波形的插值。牛頓插值法具有繼承性和易變化節(jié)點的特點，但同樣計算復(fù)雜。樣條插值法光滑性好，但插值的光滑性容易導(dǎo)致心電波形的畸變，并且收斂性差，因此也不適用于心電波形的插值。相比之下，線性插值法計算簡單且不會插入負(fù)值，因此，本研究采用線性插值法對Ri數(shù)組進(jìn)行插值。設(shè)已知Ri的兩個相鄰數(shù)據(jù)(x0,y0)，(x1,y1)，插入數(shù)據(jù)記為(x,y)，則根據(jù)線性插值法有：

由式(5)推導(dǎo)可得：

當(dāng)取x為x0、x1的中點時，插入的數(shù)據(jù)為：

通過式(6)可將Ri數(shù)組插值成長度為M的數(shù)組R'i。R'i的第j個元素為R'i(j)，設(shè)疊加后的心電波形為A，對于任意j=1，2，3，...，M，有：

2 實驗方法及結(jié)果

基于上述原理，設(shè)計了心電圖采集裝置，同時基于C#開發(fā)了相應(yīng)的應(yīng)用程序。以下為部分實驗測試結(jié)果。

2.1 安靜狀態(tài)下受試者心電測試

使用一次性凝膠型心電電極片采集一名受試者在安靜狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形，其中一段如圖2所示。P-QRS-T波群中，P波存在噪聲，顯示不夠清晰。將該段心電波形采用疊加平均處理后，波形如圖3所示。可以看出，P-QRS-T所有波群清晰可見，P波清晰，ST段有明顯壓低。因此，該方法能夠降低噪聲干擾，提高靜息狀態(tài)下心電圖的清晰度。

圖2 受試者在安靜狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形Fig.2 ECG waveform in lead V5 of the subject at rest

圖3 采用疊加平均處理后的心電波形Fig.3 ECG waveform after superimposed average processing

2.2 非安靜狀態(tài)下心電測試

使用一次性凝膠型心電電極片采集一名受試者游戲狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形，其中一段如圖4所示。在該段心電波形中，有比較多的肌電干擾，P波顯示不清。經(jīng)過疊加平均處理后的心電波形如圖5所示，P-QRS-T波群非常清晰，可知該方法能較好地克服肌電干擾，進(jìn)而提高心電波形的清晰度。

圖4 受試者游戲狀態(tài)下V5導(dǎo)聯(lián)心電波形Fig.4 ECG waveform in lead V5 in the game state

圖5 經(jīng)過疊加平均處理后的心電波形Fig.5 ECG waveform after superimposed average processing

3 結(jié)論

本研究通過分析心電信號的采集和預(yù)處理方法，同時給出了R波位置的識別方法，進(jìn)而提出一種基于信號疊加平均算法的心電波形處理方法，通過對心電波形進(jìn)行插值和疊加平均計算，有效提高了心電波形的清晰度。最后，通過安靜狀態(tài)下受試者心電波形處理前后的對比，驗證了本方法對外部噪聲具有抑制效果；通過游戲狀態(tài)下受試者心電波形處理前后對比，驗證了本方法對肌電干擾亦具有抑制效果。實驗結(jié)果表明，本方法可以有效地提高心電波形清晰度，具有良好的應(yīng)用前景。