杜 超，周 淦，劉貴聰，焦 翔，聶殿輝

（華北計(jì)算機(jī)系統(tǒng)工程研究所，北京 100083）

0 引言

我國載人航天事業(yè)飛速發(fā)展，自載人航天工程第五艘飛船神舟五號(hào)成功將首位航天員送入太空以來，截至2022 年1 月已有13 位中國航天員先后乘坐神舟系列飛船進(jìn)入太空。

在載人航天飛行試驗(yàn)任務(wù)的執(zhí)行過程中，地面指揮人員和專家根據(jù)航天員相關(guān)生理參數(shù)，準(zhǔn)確指導(dǎo)并協(xié)助航天員及時(shí)控制航天員系統(tǒng)狀態(tài)，是確保航天員生命安全與任務(wù)成敗的關(guān)鍵環(huán)節(jié)。

在飛船發(fā)射待發(fā)段和上升段，航天員的心電、呼吸等參數(shù)通過遙測(cè)通道實(shí)時(shí)下傳地面指揮系統(tǒng)，地面系統(tǒng)通過建立數(shù)據(jù)模型等方法處理航天員生理參數(shù)，以實(shí)時(shí)準(zhǔn)確地獲得航天員的身體狀況，從而確保航天員的生命安全。因此，建立滿足實(shí)時(shí)性和精度要求的航天員生理遙測(cè)數(shù)據(jù)處理算法，是載人航天工程必須解決的技術(shù)難題。處理航天員心率和呼吸數(shù)據(jù)，實(shí)時(shí)獲得航天員心電波形和呼吸波形，就是典型代表。

目前，工程應(yīng)用中，心率計(jì)算的基礎(chǔ)是R 波檢測(cè)。R波提取的方式有小波變換法[1?2]、神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法[3?4]、模板匹配法[5]和數(shù)學(xué)形態(tài)學(xué)法[6]等。小波變換法的基本原理是對(duì)信號(hào)進(jìn)行連續(xù)小波變換，同時(shí)采用閾值法來檢測(cè)QRS 波群的R 波，小波變換法準(zhǔn)確性較高，但計(jì)算量較大，對(duì)硬件條件要求較高[7]；神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法根據(jù)采樣點(diǎn)預(yù)測(cè)來提取心電特征，需要大量的學(xué)習(xí)和訓(xùn)練，計(jì)算需求較高，較難滿足實(shí)時(shí)運(yùn)算需求；模板匹配法是一種基于統(tǒng)計(jì)識(shí)別的檢測(cè)算法，重復(fù)執(zhí)行率高，耗時(shí)較長。

呼吸波形變化緩慢，幅度易波動(dòng)，呼吸率的計(jì)算有時(shí)域?qū)し逅惴╗8]、包絡(luò)線算法等。這些算法要么由于數(shù)據(jù)干擾導(dǎo)致時(shí)域內(nèi)峰值難以定位，要么因?yàn)榘j(luò)線確定費(fèi)時(shí)費(fèi)力，導(dǎo)致工程應(yīng)用中難以獲得準(zhǔn)確的呼吸數(shù)據(jù)而產(chǎn)生一定的誤差。

所以研究在自主安全條件下既滿足任務(wù)實(shí)時(shí)性、又滿足精度要求的心率與呼吸波形計(jì)算方法，成為工程必要。本文提出的基于自學(xué)習(xí)閾值自動(dòng)調(diào)整的心率計(jì)算R 波檢測(cè)算法，以生理遙測(cè)數(shù)據(jù)為基礎(chǔ)，通過自學(xué)習(xí)判斷閾值進(jìn)行自適應(yīng)修正與調(diào)整，以確保快速確定心率峰值，又有效降低漏檢率，以提高心率波形計(jì)算的實(shí)時(shí)性和精度。基于最小二乘基線擬合的呼吸波形算法，可簡單直觀地確定呼或吸曲線與基線的交點(diǎn)，從而快速得到呼吸率及其變化波形，為地面支持系統(tǒng)快速了解和掌握航天員生理狀態(tài)提供可靠的技術(shù)支撐。

本文根據(jù)國產(chǎn)自主安全軟硬件計(jì)算機(jī)系統(tǒng)要求，模擬構(gòu)建了地面指揮控制中心應(yīng)用場景，利用遙測(cè)數(shù)據(jù)對(duì)本文建立的基于自學(xué)習(xí)閾值動(dòng)態(tài)調(diào)整的心率計(jì)算R 波檢測(cè)算法和基于最小二乘擬合基線的呼吸波形算法進(jìn)行了計(jì)算驗(yàn)證，結(jié)果證明其實(shí)時(shí)性和計(jì)算精度滿足工程應(yīng)用的要求。開發(fā)的可視化心率波形與呼吸波形顯示系統(tǒng)穩(wěn)定可靠，滿足動(dòng)態(tài)、直觀和逼真的要求。

1 心率計(jì)算

心電圖（Electrocardiogram,ECG）信號(hào)是心電活動(dòng)的記錄，具有心率計(jì)算、診斷心臟異常和生物特征識(shí)別等多種生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用[9]，它記錄的是心臟在一段時(shí)間內(nèi)通過在人體身上放置電極而產(chǎn)生的微小電活動(dòng)[10]，反饋了人體的相關(guān)生理和情境信息[11]。ECG 能夠反映人體心臟的健康狀況，某些病變可以通過ECG 波形的異常體現(xiàn)出來[12?13]。ECG 信號(hào)是一種低幅值、低頻率的生理信號(hào)[14]，具有一定的周期性，一段完整的ECG 信號(hào)周期分為P 波、QRS 波群以及T 波，如圖1 所示。

圖1 ECG 信號(hào)典型波形示意

P 波是在正常心房除極過程中除極由右心房至左心房形成的，正常P 波持續(xù)時(shí)間一般不多于0.11 s，振幅一般不超過0.25 mV。PR 段連接了P 波和QRS 波群，信號(hào)上表現(xiàn)為一個(gè)平直段，時(shí)長一般在50～120 ms。QRS 波群表示左右心室在除極過程中受到的電刺激情況，由Q波、R 波和S 波組成，由于心室的肌肉組織遠(yuǎn)比心房發(fā)達(dá)，因此QRS 波群振幅較大，時(shí)長一般為80～120 ms。ST 段將QRS 波群與T 波銜接，正常的ST 段接近基線，時(shí)長一般為80～120 ms。T 波表示心室迅速復(fù)極化過程，時(shí)長通常為160 ms。

相鄰兩個(gè)P 波峰點(diǎn)之間的時(shí)間跨度定義為一個(gè)PP間期，同理，相鄰兩個(gè)R 波峰點(diǎn)之間的時(shí)間跨度定義為一個(gè)RR 間期。心率定義為心電圖中每分鐘內(nèi)PP 間期的個(gè)數(shù)。由于P 波變化率較小，檢測(cè)較為復(fù)雜，而心電波形中QRS 波群變化比較顯著，其中又尤以R 波的變化率最大，因此常用RR 間期的個(gè)數(shù)來計(jì)算心率，R 波檢測(cè)就成為了心率檢測(cè)的基礎(chǔ)。

本文設(shè)計(jì)一種可自學(xué)習(xí)更新閾值的差分閾值法來檢測(cè)R 波。

心率檢測(cè)的過程為首先對(duì)接收到的心電數(shù)據(jù)進(jìn)行差分運(yùn)算處理，根據(jù)最新的閾值判斷檢出R 波，依照自學(xué)習(xí)閾值的計(jì)算方法對(duì)閾值進(jìn)行更新，隨后根據(jù)檢出的R 波計(jì)算心率。若有新的實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)到來，則算法的流程循環(huán)進(jìn)行。心率計(jì)算的流程如圖2 所示。

圖2 心率計(jì)算流程

1.1 差分運(yùn)算處理

對(duì)ECG 原始信號(hào)作差分運(yùn)算，可使QRS 波群更加突出。ECG 信號(hào)整體上具有一定的稀疏性，本文采用的R波檢測(cè)算法以ECG 信號(hào)的一階差分和二階差分序列為計(jì)算樣本。

ECG 原始信號(hào)及作差分運(yùn)算后的波形如圖3 所示。

圖3 ECG 波形及差分運(yùn)算后的波形

對(duì)心電波形作一階差分和二階差分運(yùn)算。將ECG的數(shù)字信號(hào)記為x(n)，第n點(diǎn)的差分值可由以下公式求得：

式中，Δk=x(n+k)-x(n-k)，k=1,2,3,4。

差分處理的算法復(fù)雜度為O(n)。

1.2 自學(xué)習(xí)閾值

心電信號(hào)隨機(jī)性較強(qiáng)，并且存在基線漂移，因此采用自學(xué)習(xí)閾值，即每次都根據(jù)新的信號(hào)值自動(dòng)判斷更新閾值。

首先選取初始閾值，將初始的一段心電數(shù)據(jù)按每一秒劃分成n段，對(duì)各段差分值的最大值累加平均得到閾值。若初始閾值太大會(huì)造成漏檢，太小會(huì)造成錯(cuò)檢，因此取一定比例作為R 波的檢測(cè)閾值T。

其中，Mi為第i段差分值的最大值。

之后在每次檢測(cè)時(shí)閾值都要更新，本文設(shè)計(jì)了閾值自適應(yīng)更新方法，取當(dāng)次值和之前N次值的加權(quán)平均作為新閾值，其中的加權(quán)系數(shù)按如下規(guī)定：

其中，Mcu為當(dāng)前心拍一階差分最大值。

根據(jù)得到的閾值檢測(cè)R 波，當(dāng)差分值大于閾值時(shí)記為A點(diǎn)，求出A點(diǎn)后0.28 s 間隔內(nèi)（當(dāng)前心拍）的一階差分、二階差分最大值。A點(diǎn)后第一次小于1/2 閾值的點(diǎn)記為B1，若A-B1的間隔大于0.1 s，則認(rèn)為找到R 波；否則就再找一個(gè)大于1/2 的閾值的點(diǎn)B2，若B1-B2的間隔小于0.1 s，則認(rèn)為找到R 波。

1.3 計(jì)算心率

實(shí)時(shí)心率的心率值為最近15 s 的平均心率，每1 s心率值刷新計(jì)算一次。連續(xù)兩個(gè)R 波的時(shí)間差為一個(gè)RR 間期，則心率值Rh的計(jì)算公式如下：

其中，N為最近15 s 內(nèi)的RR 間期個(gè)數(shù)，RRi為第i個(gè)RR間期。

2 呼吸率計(jì)算

理論情況下，呼吸波形類似于正弦波，如圖4 所示，從A點(diǎn)到E點(diǎn)是一個(gè)完整的呼吸周期。其中A-B-C表示吸氣過程，C-D-E表示呼氣過程。在航天員生理信息數(shù)據(jù)的處理過程中，呼吸率的計(jì)算方式為每30 s 同向過零點(diǎn)的次數(shù)乘以2。同向過零點(diǎn)指上升過零點(diǎn)或下降過零點(diǎn)，如圖4 所示，A點(diǎn)為上升過零點(diǎn)，C點(diǎn)為下降過零點(diǎn)。

圖4 呼吸波理論波形

在實(shí)際情況下，呼吸的隨機(jī)性較大，波形形態(tài)較復(fù)雜，在較長的時(shí)間跨度內(nèi)基線不再是一條完整的直線，如圖5 所示。

圖5 呼吸波實(shí)際波形

本文設(shè)計(jì)零點(diǎn)檢測(cè)算法計(jì)算呼吸率。呼吸率計(jì)算的流程如圖6 所示。首先對(duì)原始呼吸信號(hào)進(jìn)行分段，在每段區(qū)間內(nèi)對(duì)呼吸波形進(jìn)行回歸分析獲得比較基線，之后依據(jù)獲得的比較基線檢測(cè)過零次數(shù)，根據(jù)過零次數(shù)計(jì)算得到呼吸率。

圖6 呼吸率計(jì)算流程

2.1 擬合基線

零點(diǎn)檢測(cè)算法的核心在于尋找波形的零點(diǎn)，也即波形與基線的交點(diǎn)。雖然呼吸波形的基線在較長的時(shí)間跨度內(nèi)不是一條直線，但在一定的時(shí)間范圍內(nèi)，呼吸波形的基線可以認(rèn)為是一條直線，利用該范圍內(nèi)的呼吸信號(hào)數(shù)據(jù)進(jìn)行線性回歸分析即可得到比較基線。比較基線如圖7 所示。

圖7 呼吸波信號(hào)回歸分析獲得比較基線

將一定時(shí)間范圍內(nèi)的呼吸信號(hào)基線方程記為y=a+bx，利用最小二乘法求解回歸系數(shù)a和b。最小二乘回歸分析原理清晰，在多種領(lǐng)域均有應(yīng)用[15]。呼吸信號(hào)數(shù)據(jù)的殘差平方和為：

回歸系數(shù)a和b使得殘差平方和最小，求解得到a和b即可得到比較基線。得到的比較基線使得各呼吸信號(hào)樣本值到基線的歐氏距離最小。

線性回歸分析的時(shí)間復(fù)雜度為O(n)。

2.2 計(jì)算呼吸率

實(shí)時(shí)呼吸率的呼吸率值為最近30 s 的平均呼吸率。

將呼吸波形信號(hào)與回歸基線比較可得到波形同向過零點(diǎn)的次數(shù)。設(shè)最近30 s 內(nèi)呼吸波形同向過零點(diǎn)的次數(shù)為N，則呼吸率Rb為：

3 準(zhǔn)確率分析

本節(jié)分析前述心率計(jì)算運(yùn)用的R 波檢測(cè)算法和呼吸率計(jì)算運(yùn)用的零點(diǎn)檢測(cè)算法的準(zhǔn)確率。

3.1 R 波檢測(cè)準(zhǔn)確率

本文從生理遙測(cè)數(shù)據(jù)中截取10 段不重復(fù)的心電信號(hào)，利用前述算法進(jìn)行R 波檢測(cè)，檢測(cè)結(jié)果如表1 所示。

表1 R 波檢測(cè)結(jié)果統(tǒng)計(jì)

從結(jié)果統(tǒng)計(jì)可以看出，10 段心電數(shù)據(jù)中第8 段數(shù)據(jù)有1 次誤檢，其他數(shù)據(jù)段沒有誤檢，R 波檢測(cè)的整體準(zhǔn)確率為0.999 038。

3.2 零點(diǎn)檢測(cè)準(zhǔn)確率

從前述數(shù)據(jù)中截取10 段不重復(fù)的呼吸波信號(hào)，利用零點(diǎn)檢測(cè)算法計(jì)算過零次數(shù)，計(jì)算結(jié)果如表2 所示。

表2 零點(diǎn)檢測(cè)結(jié)果統(tǒng)計(jì)

從統(tǒng)計(jì)結(jié)果看出，10 段數(shù)據(jù)中單向過零的檢測(cè)數(shù)量全部與實(shí)際數(shù)量一致，零點(diǎn)檢測(cè)的準(zhǔn)確率為1.000 000。

4 波形顯示

根據(jù)指揮顯示數(shù)據(jù)接收處理軟件架構(gòu)設(shè)計(jì)，采用Qt開發(fā)平臺(tái)，用C++語言開發(fā)出了一套通用化指揮顯示數(shù)據(jù)接收與處理軟件。軟件對(duì)接收到的ECG 心電波形和呼吸波形以及心率和呼吸率的計(jì)算結(jié)果進(jìn)行實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)顯示，軟件的運(yùn)行環(huán)境兼容符合國產(chǎn)自主安全要求的軟硬件條件。

在指揮顯示軟件的設(shè)計(jì)和實(shí)現(xiàn)方面，心電和呼吸波形以由右至左的方式均勻滾動(dòng)顯示，其中心電波形的滾動(dòng)速度固定為25 mm/s，波形變化幅度設(shè)計(jì)為5 mm/mV、10 mm/mV、20 mm/mV 三擋可調(diào)；呼吸波形的滾動(dòng)速度為心電波形滾動(dòng)速度的1/8，幅度同心電波形。軟件同步顯示心率和呼吸率的實(shí)時(shí)計(jì)算結(jié)果，并支持設(shè)置心率和呼吸率的正常值范圍，對(duì)于超出正常值范圍的實(shí)時(shí)心率和呼吸率進(jìn)行告警顯示。生理遙測(cè)數(shù)據(jù)處理顯示軟件如圖8 所示。

圖8 生理信息實(shí)時(shí)顯示

軟件支持設(shè)置1～3 名航天員生理數(shù)據(jù)源，可同時(shí)解析處理3 名航天員的實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)。

5 結(jié)論

本文利用生理遙測(cè)數(shù)據(jù)設(shè)計(jì)算法計(jì)算得到航天員的心率和呼吸率等實(shí)時(shí)生理狀態(tài)，并設(shè)計(jì)顯示軟件將ECG 心電波形和呼吸波形進(jìn)行動(dòng)態(tài)直觀顯示。根據(jù)遙測(cè)數(shù)據(jù)進(jìn)行的測(cè)試結(jié)果表明，心率計(jì)算和呼吸率計(jì)算的實(shí)時(shí)性和計(jì)算精度滿足工程應(yīng)用的要求，解決了在國產(chǎn)自主安全軟硬件條件下快速、準(zhǔn)確計(jì)算心率和呼吸率的技術(shù)難題。研制的心率波形與呼吸率波形可視化顯示系統(tǒng)穩(wěn)定、可靠，能夠滿足醫(yī)學(xué)專家和指揮員實(shí)時(shí)、直觀掌握航天員的生理狀況的需求。