吳官勝 韋海成 李群 肖明霞

關(guān)鍵詞： 心電信號(hào)采集; 脈搏信號(hào)采集; 濾波延遲; 多通道信號(hào); 延遲補(bǔ)償; 信號(hào)同步

中圖分類號(hào)： TN911.23?34; TP394.1; TH691.9 ? ? ?文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼： A ? ? ? ? ? ?文章編號(hào)： 1004?373X（2019）14?0041?05

Research on filtering delay compensation of ECG and PPG

multi?channel signal acquisition system

WU Guansheng1， WEI Haicheng1， LI Qun2， XIAO Mingxia1

（1. School of Electrical and Information Engineering， North Minzu University， Yinchuan 750021， China;

2. Laboratory Construction and Management Department， North Minzu University， Yinchuan 750021， China）

Abstract： Multi?channel synchronous acquisition of ECG and PPG signals is the basis of nondestructive cardiovascular health risk assessment studies. In order to solve the problem of filtering delay in ECG and PPG signal acquisition， a scheme for ECG and PPG signal acquisition and compensation is proposed， which makes the acquisition system realize the true synchronization. In this scheme， the delay of each circuit unit in ECG and PPG signal acquisition process is estimated by simulation， the delay of the two signal acquisition processes is measured by means of the signal generated by the function generator， and then the measured results are compared with the simulation results. On this basis， the phases of the ECG and PPG signals are adjusted to compensate the delays of the signals. Finally the absolute synchronization of the signals is achieved. The experimental results show that the hardware delay of ECG and PPG multi?channel acquisition system is mainly concentrated in the filtering process. According to the test， the actual delay value between the two groups of signal channels in the existing design scheme is 2.012 ms， and the delay can be reduced to 0.01 ms and 99.95% by delay compensation， which lays a hardware foundation for the follow?up research on cardiovascular health monitoring algorithm and has high practical value.

Keywords： ECG signal acquisition; PPG signal acquisition; filtering delay; multi?channel signal; delay compensation; signal synchronization

脈搏（PPG）和心電（ECG）信號(hào)包含人體基本和重要的生理參數(shù)[1?2]。特別是在心血管健康評(píng)估算法研究中，PPG和ECG信號(hào)的嚴(yán)格同步是后續(xù)多信息融合計(jì)算的基礎(chǔ)和必要條件[3]，對于中老年慢性疾病患者和心血管疾病的治療具有非常重要的臨床意義[4]。因此，研究PPG和ECG信號(hào)在采集電路中的延遲問題及其解決方案顯得尤為重要，是醫(yī)學(xué)工程領(lǐng)域的一個(gè)重要的研究內(nèi)容[5?6]。

已有文獻(xiàn)中對ECG和PPG信號(hào)的同步采集進(jìn)行了深入研究：韓國成等人提出一種心電信號(hào)與脈搏信號(hào)的特征提取方法，文獻(xiàn)中采用低功耗芯片MSP430設(shè)計(jì)心電與脈搏電路對信號(hào)進(jìn)行采集與顯示[7];錢建秋等提出一種心電信號(hào)與脈搏信號(hào)同步采集系統(tǒng)的實(shí)現(xiàn)方法，該系統(tǒng)采用芯片S3C2440對心電信號(hào)與脈搏信號(hào)進(jìn)行同步采集與顯示[8];張愛華等人提出一種脈搏圖像與心電信號(hào)的多信息同步采集與再現(xiàn)的方法，該方法通過CCD相機(jī)和壓電傳感器分別對脈搏信號(hào)和心電信號(hào)進(jìn)行采集，最后使用數(shù)據(jù)采集卡將采集到的信號(hào)傳輸?shù)缴衔粰C(jī)進(jìn)行顯示[9]。然而，上述文獻(xiàn)均圍繞了心電與脈搏信號(hào)的采集方法進(jìn)行研究，并沒有對數(shù)據(jù)采集過程中的延時(shí)問題展開具體討論。

對多路生理信號(hào)序列進(jìn)行協(xié)同分析時(shí)，信號(hào)之間的影響和延遲就顯得尤為重要[10]。例如，在進(jìn)行心血管生理信號(hào)的分析過程中，為了描述心跳信號(hào)在身體四肢末端血管微循環(huán)的變化，需要確保采集到的信號(hào)是同步的，這就需要考慮采集系統(tǒng)同步性問題。

為了分析和研究ECG和PPG信號(hào)在同一時(shí)刻的變化以及從心跳傳導(dǎo)到手指末端細(xì)微的時(shí)間變化，就需要對采集到的ECG和PPG信號(hào)進(jìn)行延遲分析，明確兩種信號(hào)之間的延遲，避免采集電路延遲對兩路信號(hào)間生理分析產(chǎn)生影響。為此，本文擬通過分析采集電路延時(shí)仿真和實(shí)測變化來研究兩種信號(hào)采集電路中的延遲差異，并對該差異進(jìn)行補(bǔ)償，確保ECG信號(hào)和PPG信號(hào)采集和處理的絕對同步，為兩種信號(hào)生理變化分析提供保證。

1 ?ECG和PPG信號(hào)采集平臺(tái)設(shè)計(jì)

每個(gè)ECG信號(hào)的R?R間隔都對應(yīng)一個(gè)PPG信號(hào)的峰值。從醫(yī)學(xué)的角度解釋：每一個(gè)心電周期，由于心臟的周期性收縮與舒張導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)血液變化，而變化的血液容積對血管壁產(chǎn)生的壓力時(shí)高時(shí)低，導(dǎo)致動(dòng)脈管壁也隨之產(chǎn)生變化，生成一個(gè)脈搏信號(hào)。因此，PPG和ECG信號(hào)應(yīng)當(dāng)同步。

ECG和PPG信號(hào)均屬于微弱生物電信號(hào)，微弱生物電信號(hào)本身幅值較低，在獲取、轉(zhuǎn)換、傳輸過程中容易受到環(huán)境及電路噪聲影響，從而影響信號(hào)采集。因此，需要一套完整的信號(hào)放大和降噪處理電路[11]。一般來說，微弱生物電信號(hào)的放大過程通常包括儀表放大、濾波、直流放大等電路單元[12]。在設(shè)計(jì)過程中需要選擇合適的傳感器和電源模塊，同時(shí)調(diào)整儀表放大、后置放大和濾波電路的參數(shù)，實(shí)現(xiàn)ECG和PPG信號(hào)的高增益、高輸出阻抗、高共模抑制比、低噪聲的放大輸出過程。ECG和PPG多通道采集電路框圖見圖1。

從圖1可以看到，ECG和PPG信號(hào)放大、濾波等電路的參數(shù)設(shè)計(jì)不同，會(huì)導(dǎo)致心電信號(hào)與脈搏信號(hào)采集過程存在不同延遲，這種延遲使得同步的兩路信號(hào)不再同步，影響了后續(xù)分析過程的準(zhǔn)確性。為了使采集到的信號(hào)仍然保持同步變化，就需要在某一路電路中加入延時(shí)補(bǔ)償。

1.1 傳感器選用

ECG采集使用的壓電傳感器主要將心肌生物電信號(hào)轉(zhuǎn)換成后續(xù)電路能夠處理的電壓信號(hào)[4]。對于心電信號(hào)來說，它的頻率范圍主要集中在0.05～100 Hz，電壓范圍在1 mV左右;而主要能量范圍在0.05～45 Hz，其中QRS波段集中在10～20 Hz，系統(tǒng)采集的心電信號(hào)幅值[5]為0.98～19.8 Hz。

PPG采集使用的是紅外傳感器，主要通過940 nm的紅外光投射將血液脈動(dòng)信號(hào)轉(zhuǎn)換成后續(xù)電路能處理的電壓信號(hào)。對脈搏信號(hào)來說，它的頻率集中在0～20 Hz，電壓范圍在1～10 mV，并且大部分能量集中在0～10 Hz，系統(tǒng)中脈搏信號(hào)的幅值為0.48～10 Hz。

1.2 ?前置放大電路的設(shè)計(jì)

無論傳感器端采集到的是ECG信號(hào)還是PPG信號(hào)，都需要通過兩級(jí)放大，并且前置放大倍數(shù)不宜太大。前置放大電路采用儀表放大器INA128進(jìn)行放大。利用INA128的差動(dòng)輸入，可以將外在環(huán)境的信號(hào)進(jìn)行小部分濾除。儀表放大器的放大倍數(shù)G為：

[G=1+50 000Rg] ? ? ? ? ? ? ?（1）

式中：G表示增益;[Rg]表示調(diào)節(jié)電阻，通過改變它的大小可以對放大倍數(shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)。

在心電采集過程中，通過將壓電傳感器采集到的心電信號(hào)輸入儀表放大器，經(jīng)過測量得到系統(tǒng)在此處放大10倍左右（放大倍數(shù)太大會(huì)引入不必要的噪聲）。[Rg]在此處取值為5.6 [kΩ]。在脈搏采集過程中，光電傳感器將采集到的脈搏信號(hào)使用儀表放大器INA128進(jìn)行放大，利用差動(dòng)輸入，可將外界環(huán)境的雜波信號(hào)進(jìn)行小部分濾除，脈搏信號(hào)在此處不做太多放大，避免將不必要的信號(hào)放大。系統(tǒng)中脈搏信號(hào)放大倍數(shù)為1.5倍，[Rg]在此處取值為100 [kΩ]。

1.3 ?低通濾波模塊

低通濾波電路采用芯片TL074CN，從成本與濾波性能考慮，本文擬采用二階濾波器進(jìn)行濾波。低通濾波的截止頻率為：

[fL=12πRLCL] ? ? ? ? ? ? ? （2）

式中：[fL]表示低通濾波截止頻率;[RL]表示濾波電路中的電阻;[CL]表示濾波電路中的電容。

心電信號(hào)的低通濾波范圍在0～19.8 Hz，它既可以很好地保存心電信號(hào)的RRI序列，又可以降低采集過程工頻的干擾[6]。由式（2）計(jì)算可得濾波電路中的電阻RL為80 [kΩ]，濾波電路中的電容CL為0.1 [μF]。

脈搏信號(hào)的濾波范圍在0～10 Hz，低通濾波器將高于設(shè)定的特定頻率濾除，以降低雜波信號(hào)造成的影響。PPG硬件電路低通濾波器設(shè)定的截止頻率為10 Hz，由式（2）可以得到濾波電路中的電阻RL為160 [kΩ]，濾波電路中的電容CL為0.1 [μF]。

1.4 ?高通濾波模塊

通過低通濾波電路后可以將高于截止頻率的波形濾除，然后使用高通濾波將低于截止頻率的信號(hào)濾除[8]。高通濾波器同樣采用運(yùn)放芯片TL074CN，為了降低雜波信號(hào)造成的影響本文擬采用二階高通濾波器。高通濾波器參數(shù)選取為：

[fH=12πRHCH] ? ? ? ? ? ?（3）

式中：[fH]表示高通濾波截止頻率;[RH]表示濾波電路中的電阻;[CH]表示濾波電路中的電容。

為保證QRS波段不失真，心電信號(hào)濾波的截止頻率范圍設(shè)定為0.98 Hz。由式（3）可以得到濾波電路中的電阻RH為8.2 [kΩ]，濾波電路中的電容CH為1 [μF]。

脈搏信號(hào)的高通濾波由心電信號(hào)的頻率范圍可知，要保證信號(hào)不失真，脈搏信號(hào)的高通濾波的截止頻率為0.48 Hz，由式（3）可以得到濾波電路中的電阻RH為162 [kΩ]，濾波電路中的電容CH為1 [μF]。

1.5 后置放大模塊

對經(jīng)過一系列濾波電路濾除干擾信號(hào)后的心電信號(hào)和脈搏信號(hào)進(jìn)行放大處理，在后置放大電路中脈搏信號(hào)放大15倍左右，心電信號(hào)放大100倍左右。

2 ?ECG和PPG采集延時(shí)分析

在系統(tǒng)設(shè)計(jì)過程中，心電信號(hào)與脈搏信號(hào)的頻率范圍不同，會(huì)使系統(tǒng)中的各模塊設(shè)計(jì)存在一定的差異。這種差異會(huì)使信號(hào)采集系統(tǒng)產(chǎn)生延時(shí)。

2.1 ?ECG和PPG采集延時(shí)原因分析

心電與脈搏信號(hào)同步采集系統(tǒng)可以分為儀表放大、濾波電路、后置放大3個(gè)部分。在心電與脈搏同步采集電路中的放大倍數(shù)不同，會(huì)造成同步系統(tǒng)產(chǎn)生一定的延時(shí)。

心電信號(hào)的頻率范圍與脈搏信號(hào)的頻率范圍不同導(dǎo)致電路設(shè)計(jì)過程中的頻率截止范圍的不同，從而導(dǎo)致同步系統(tǒng)產(chǎn)生延時(shí)。同時(shí)，心電信號(hào)與脈搏信號(hào)的采集電路后置放大倍數(shù)不同，也對同步系統(tǒng)產(chǎn)生延時(shí)[8]。

2.2 ?ECG和PPG采集電路實(shí)際延時(shí)分析

通過Multisum對系統(tǒng)電路進(jìn)行仿真，可以得到采集系統(tǒng)理論上的時(shí)間差，同時(shí)采用函數(shù)發(fā)生器產(chǎn)生方波，逐級(jí)輸入到各級(jí)電路中分別測量它們之間的延時(shí)。如表1所示，心電信號(hào)和脈搏信號(hào)在軟件仿真結(jié)果和實(shí)測結(jié)果都存在一定的時(shí)間延時(shí)。

從表1可以看出，當(dāng)傳感器采集到的脈搏與心電信號(hào)在經(jīng)過前置放大、濾波電路、后置放大電路后都會(huì)產(chǎn)生延時(shí)，并且延時(shí)主要產(chǎn)生在濾波電路中。為了使心電信號(hào)與脈搏信號(hào)采集系統(tǒng)同步，在心電采集過程中加入2.012 ms的時(shí)間補(bǔ)償。

3 ?實(shí)驗(yàn)結(jié)果及討論

為了進(jìn)一步分析ECG和PPG多通道信號(hào)采集系統(tǒng)實(shí)際的延遲情況，擬搭建ECG和PPG采集電路系統(tǒng)平臺(tái)，平臺(tái)采用多通路數(shù)字信號(hào)源作為多路信號(hào)的輸入，采用示波器作為信號(hào)延遲測試的接收。

圖2為測量延時(shí)電路儀器。實(shí)驗(yàn)時(shí)，通過多通路數(shù)字信號(hào)源產(chǎn)生幅度為 1 mV，頻率為30 Hz的同頻同相的同步方波信號(hào)代替?zhèn)鞲衅鞑杉降臄?shù)據(jù)，通過示波器分析經(jīng)過實(shí)際電路后的信號(hào)的延時(shí)情況。

將得出的心電信號(hào)與脈搏信號(hào)的時(shí)間差引入采集系統(tǒng)中，可以對兩者之間的時(shí)間差進(jìn)行補(bǔ)償，使得信號(hào)在一定誤差范圍內(nèi)可以同步采集。

圖3為同一方波下的波形示意圖。在驗(yàn)證同步性問題時(shí)，本文通過將同步的方波信號(hào)輸入到電路系統(tǒng)中，判斷采集系統(tǒng)經(jīng)過時(shí)間補(bǔ)償后的同步性。

圖4為經(jīng)過時(shí)間補(bǔ)償后的系統(tǒng)采集波形，經(jīng)過系統(tǒng)采集后，實(shí)現(xiàn)了心電信號(hào)與脈搏信號(hào)的同步精度。通過延時(shí)補(bǔ)償后，能夠消除電路引起的延遲，確保兩種信號(hào)采集的真實(shí)性。圖5為經(jīng)過同步驗(yàn)證后，實(shí)際采集到的數(shù)據(jù)。

4 ?結(jié) ?論

由于心電信號(hào)與脈搏信號(hào)頻率范圍不同，同步采集的濾波過程會(huì)產(chǎn)生一定的延時(shí)，從而影響所測信號(hào)的同步性。因此，本文對心電信號(hào)與脈搏信號(hào)采集過程的濾波延時(shí)進(jìn)行逐級(jí)測量，通過實(shí)際延時(shí)與理論值進(jìn)行對比，得出實(shí)際測量過程兩種信號(hào)的時(shí)間差，并對測量信號(hào)的時(shí)間差進(jìn)行一定的補(bǔ)償，使測量信號(hào)可以實(shí)際意義上同步。

為了驗(yàn)證兩種信號(hào)的時(shí)間差，本文擬采用多通路數(shù)字信號(hào)源產(chǎn)生的方波信號(hào)輸入采集系統(tǒng)，逐級(jí)測量各個(gè)模塊的延時(shí)，并與Multisim測量的結(jié)果進(jìn)行對比。最后，對補(bǔ)償后的電路進(jìn)行分析，得到通過補(bǔ)償后的電路的延時(shí)降低為0.001 ms，降低到99.95%。

注：本文通訊作者為韋海成。

參考文獻(xiàn)

[1] 遲相林，周建華，時(shí)萍，等.短時(shí)心率變異性非線性分析方法及其在臨床醫(yī)學(xué)中的應(yīng)用[J].生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2016（1）：193?200.

CHI Xianglin， ZHOU Jianhua， SHI Ping， et al. Analysis methods of short?term non?linear heart rate variability and their application in clinical medicine [J]. Journal of biomedical engineering， 2016（1）：193?200.

[2] 劉紅奪兒，朱逸，湛萍，等.短時(shí)非線性方法用于心率變異性分析[J].中國生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào)，2015，34（2）：229?236.

LIU Hongduoer， ZHU Yi， ZHAN Ping， et al. The application of short?term nonlinear methods to heart rate variability analysis [J]. Chinese journal of biomedical engineering， 2015， 34（2）： 229?236.

[3] 徐久強(qiáng)，藺弘濟(jì)，李晗，等.基于心電與脈搏波的血壓檢測算法的改進(jìn)[J].東北大學(xué)學(xué)報(bào)（自然科學(xué)版），2014，35（1）：33?37.

XU Jiuqiang， LIN Hongji， LI Han， et al. Improvement of blood pressure measurement based on ECG and PPG [J]. Journal of Northeastern University （Natural science）， 2014， 35（1）： 33?37.

[4] 王琦，張愛華.心電脈搏信息融合在亞健康狀態(tài)識(shí)別中的應(yīng)用[J].生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2009，29（6）：1181?1185.

WANG Qi， ZHANG Aihua. The application of pulse and electrocardiogram data fusion to identify sub?health state [J]. Journal of biomedical engineering， 2009， 26（6）： 1181?1185.

[5] 張麗娜，周潤景，武佩，等.基于心電、脈搏波信號(hào)的動(dòng)脈硬化無創(chuàng)檢測[J].生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2016，36（4）：631?638.

ZHANG Lina， ZHOU Runjing， WU Pei， et al. Study on non?invasive detection of atherosclerosis based on electrocardiogram and pulse wave signals [J]. Journal of biomedical engineering， 2016， 36（4）： 631?638.

[6] 嚴(yán)結(jié)實(shí)，劉呂娜.帶限周期信號(hào)均勻采樣的同步性判據(jù)研究[J].電器與能效管理技術(shù)，2018（12）：36?41.

YAN Jieshi， LIU Luna. Research on synchronization criterion for uniform sampling of band Limited periodic signals [J]. Electrical appliances and energy efficiency management technology， 2018（12）： 36?41.

[7] 韓國成，古旺，朱健銘，等.基于脈搏?心電的便攜式血壓儀的研制[J].生物醫(yī)學(xué)工程研究，2017，36（2）：143?145.

HAN Guocheng， GU Wang， ZHU Jianming， et al. Design of portable blood pressure monitor based on photoplethysmography?electrocardiogram [J]. Journal of biomedical engineering research， 2017， 36（2）： 143?145.

[8] 錢建秋，忻尚芝，侯文.手指脈搏血氧飽和度光電檢測裝置的研制[J].上海理工大學(xué)學(xué)報(bào)，2010，32（2）：179?182.

QIAN Jianqiu， XIN Shangzhi， HOU Wen. Design of photoplethysmography system detecting blood pulse oxygen saturation signal of finger [J]. Journal of University of Shanghai for Science and Technology， 2010， 32（2）： 179?182.

[9] 張愛華，孔令杰.基于脈搏圖像與心電信號(hào)的多信息同步采集與再現(xiàn)[J].計(jì)算機(jī)測量與控制，2010，18（12）：2901?2903.

ZHANG Aihua， KONG Lingjie. Synchronous acquisition and dynamic representation of multi ?information based on pulse images and ECG [J]. Computer measurement & control， 2010， 18（12）： 2901?2903.

[10] 李春龍，徐衛(wèi)林，韋保林，等.一種適用于生物電信號(hào)處理的全集成五階Gm?C低通濾波器[J].現(xiàn)代電子技術(shù)，2018，41（4）：83?87.

LI Chunlong， XU Weiling， WEI Baolin， et al. A fully integrated fifth?order Gm?C low?pass filter suitable for bioelectrical signal processing [J]. Modern electronics technique， 2018， 41（4）： 83?87.

[11] 李皙茹.基于光電容積描記法的人體生理參數(shù)動(dòng)態(tài)測量技術(shù)研究[D].合肥：中國科學(xué)技術(shù)大學(xué)，2017.

LI Xiru. The research on dynamic measurement of human physiological parameters based on photoplethysmography [D]. Hefei：University of Science and Techonology of China， 2017.

[12] 宋勐翔，陳蘭嵐.基于ADS1298和STM32F407的心電采集與顯示系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J].現(xiàn)代電子技術(shù)，2015，38（13）：141?144.

SONG Mengxiang， CHEN Lanlan. Design of electrocardiogram acquisition and display system based on ADS1298 and STM32F407 [J]. Modern electronics technique， 2015， 38（13）： 141?144.