心沖擊圖（BCG）和心電圖（ECG）分別從力學和電學兩個維度實現心臟功能的檢測。通過提取兩種信號相應的特征參數并進行聯合分析，可以反映心臟收縮性能等重要心臟生理指標。針對目前相關采集設備復雜笨重的缺點，本文設計了一種可穿戴式 BCG-ECG 信號聯合采集系統，實現了基于加速度計的 BCG 信號采集和基于導電橡膠電極的 ECG 信號采集。通過采集 6 名健康人的信號，以壓電薄膜采集的 BCG 信號為參考信號，對比信號波形特征，并分析心動周期采集的差異性。設備采集兩種信號的波形特征與標準信號一致，兩種信號在心動周期采集方面與傳統方法無明顯差異。結果表明，該套系統能精確采集人體 BCG 信號和 ECG 信號，為后續在 BCG 信號形成機制以及健康應用方面的研究提供基礎。
引用本文： 肖磊, 李紅利, 張先文, 唐勁天, 李月軍. 一種可穿戴式心沖擊信號-心電信號聯合采集系統. 生物醫學工程學雜志, 2018, 35(5): 727-732. doi: 10.7507/1001-5515.201705039 復制
版權信息： ?四川大學華西醫院華西期刊社《生物醫學工程學雜志》版權所有，未經授權不得轉載、改編
引言
心臟是人體最重要的器官，與人的健康息息相關，臨床上已有心電圖（electrocardiogram，ECG）和超聲心動圖等相關檢查手段。心沖擊圖（ballistocardiogram，BCG）是通過體表無創檢測心臟搏動以及血液流動對人體產生的作用力信號或者體表位移信號，反映心臟的力學特性[1]。BCG 信號最早由 Gordon[2]于 1877 年提出，但對 BCG 信號的科學研究直到 1936 年 Starr 等[3]建立了一個 BCG 信號采集系統才正式開始。早期 BCG 信號研究主要集中于 20 世紀 30 年代到 70 年代，受限于當時的技術，采集設備十分笨重、龐大，限制了 BCG 信號技術的發展。隨著數字信號處理技術、傳感器技術和電子信息技術的發展，壓電薄膜、加速度傳感器廣泛地應用于 BCG 信號采集設備中。同時，各種信號處理方法也被應用于 BCG 信號的處理中。目前，國內外主要圍繞 BCG 信號采集裝置、BCG 信號處理分析、BCG 信號形成機制以及 BCG 信號醫療健康應用四個方面進行研究。國外研究單位主要有斯坦福大學、麻省理工大學、韓國首爾大學等，國內研究單位主要有空軍航空醫學研究所、清華大學、東北大學等。國內研究者主要使用微敏床墊[4]、壓電薄膜[5]、電阻式應變傳感器[6]和壓電陶瓷[7]等傳感器設計較為大型的 BCG 信號采集設備，尚未涉及可穿戴小型化的 BCG 信號采集設備。
ECG 是通過記錄心臟每一個周期的電活動變化來反映心臟健康狀況。自 1895 年荷蘭生理學家 Einthoven 應用弦線電流計記錄以來，ECG 信號采集方式和信號處理方法不斷得到改進。目前，ECG 信號已經成為一種重要的檢測手段在臨床上得到廣泛應用。
圖1
ECG、BCG 信號波形特征
Figure1.
Characteristics of ECG signal and BCG signal waveform
研究者對于 ECG 信號生理意義的研究已經很成熟，而 BCG 信號的生理意義正在被更加深入地研究中。ECG 信號和 BCG 信號特征如圖 1 所示，其中 R 峰為 ECG 信號正向最大值，J 峰為 BCG 信號正向最大值（與心臟射血過程有關），I 峰是心臟收縮早期的下沖尖峰，標志著心臟射血的開始[8]，在同步采集 ECG 信號和 BCG 信號的情況下，J 峰滯后于 R 峰 200～250 ms。聯合采集 ECG 信號和 BCG 信號具有重要意義：一方面，將 ECG 信號作為參考信號可以幫助研究者更加深入地了解 BCG 信號的生理意義[9]；另一方面，獲取 RI 間期和 RJ 間期（ECG 信號 R 峰與 BCG 信號 I、J 峰時間間隔）可以從心臟收縮性能的角度在心臟射血前期對心臟功能指標進行評估，從而判斷心臟健康狀況[10-11]。
壓電薄膜傳感器具有體積小、重量輕的特點，研究者將其集成在輪椅和床墊中，廣泛應用于臥姿和站姿的 BCG 信號采集。基于壓電薄膜的 BCG 信號已被驗證可以用于心動周期檢測、心率變異性分析以及心功能檢測等方面，但其無法實現 BCG 信號采集的小型化和可穿戴化。本文設計并實現了一種可穿戴小型化 BCG-ECG 信號聯合采集系統，采集 6 名健康人信號，并同步采集基于壓電薄膜的 BCG 信號作為參考信號，從信號波形特征和心動周期檢測兩方面對聯合采集系統進行對比測試和分析評價。
1 系統描述
整個系統分為硬件層、固件層和軟件層。
1.1 硬件層
本系統的硬件主要組成部分包括以下 5 個模塊：微處理器（micro control unit，MCU）、BCG 信號采集模塊、ECG 信號采集模塊、電源電池管理模塊、數據傳輸模塊。系統硬件框圖如圖 2 所示。
圖2
硬件層框架圖
Figure2.
Frame diagram of the hardware layer
MCU：系統需要讀取多種芯片數據，并對信號進行實時處理與傳輸。為滿足系統要求，選取 STM32F103CBT6 芯片（意法半導體，意大利）該芯片具有優異的實時性能、豐富的外設功能以及杰出的功耗控制，能滿足系統低功耗、高性能的要求。
BCG 信號采集模塊：選取 MEMS 加速度計 LIS2HH12（意法半導體，意大利）采集 BCG 信號，該芯片測量范圍為–8～+8 g（g 為重力加速度），16 位數據輸出，加速度計將采集的數據通過集成電路總線（inter-integrated circuit，IIC）的通訊方式傳至主控芯片 STM32。
ECG 采集模塊：為了擺脫傳統心電測量需要繁冗接線的束縛，將織物電極編織進背心，通過單導聯方式采集 ECG 信號。由于 ECG 信號非常微弱，幅值在 10 μV～4 mV，故選擇專用于生物電信號片上系統（system on chip，SOC）芯片 ADS1191（德州儀器，美國）作為模擬采集前端，通過 ADS1191 低噪聲可編程放大器對微弱的 ECG 信號進行放大，并通過該芯片高精度 16 位 ADC 進行模數轉換，最后通過串行外設接口（serial peripheral interface，SPI）通訊方式將數據傳至 MCU。
電源電池管理模塊：系統由 3.7 V 鋰電池供電并通過 TPS73733（德州儀器，美國）轉換為 3.3 V 電壓供系統使用，通過 LTC2950（凌力爾特，美國）微功率、寬輸入電壓范圍、按鈕接通/關斷控制器對系統電源進行開關控制。通過 BQ24040 芯片（德州儀器，美國）對鋰電池進行充電，該芯片具有自動啟動、可編程充電電壓和閾值、高精度等特點，能提高系統可靠性。
數據傳輸模塊：將采集的 BCG 信號和 ECG 信號通過 USR-WiFi232-T（有人科技，中國）超低功耗模塊通過通用同步異步收發器（universal synchronous/asynchronous receiver/transmitter，USART）通訊方式發送至軟件層。該模塊體積小、信號強，傳輸范圍廣。
1.2 固件層
固件是寫入 MCU 的程序，負責控制和協調全部硬件的功能。固件層首先進行初始化配置［配置相應通用輸入輸出（general purpose input output，GPIO）接口；配置 ADS1191 芯片；配置 IIC、SPI、USART 三種通訊方式；系統中斷配置］，然后等待與軟件層建立連接，在接收到軟件層開始指令之后，接收來自 MEMS 加速度計的 BCG 信號和來自 ADS1191 的 ECG 信號，接下來存儲并打包數據，最后通過數據傳輸模塊將數據傳輸至軟件層。固件層的工作流程如圖 3 所示。
圖3
固件層流程圖
Figure3.
Flowchart of the firmware layer
1.3 軟件層
軟件層程序基于 Intellij IDEA（JetBrains，捷克）開發平臺，使用 Java 語言編寫，可在電腦終端運行，軟件層包括了驅動層和應用層。驅動層與硬件層進行交互，有以下功能：① 與硬件層建立連接；② 發送開始和結束指令至硬件層；③ 實時接收來自硬件層的數據；④ 對數據進行解包。應用層與用戶進行交互，有以下功能：① 信號的數字濾波；②ECG 信號和 BCG 信號波形的顯示；③ 算法計算心率并顯示；④ 存儲數據，方便日后數據回看和進一步分析。軟件層工作流程如圖 4 所示。
圖4
軟件層流程圖
Figure4.
Flowchart of the software layer
2 系統測試
2.1 測試樣本
本次測試招募了 6 名在校研究生（被測者來自清華大學工程物理系，隨機確定編號為 1–6 號，年齡范圍 24～25 歲，其中男性 5 名，女性 1 名）。所有被測者身體健康，無病史，均為自愿參加本次研究的測試工作。本次測試前 6 名被測者均簽署了知情同意書。使用 EW3106 電子血壓計（松下，日本）和文獻[12]中所述方法測量六名被測者血壓和心率，表 1 為被測者基本信息。
表1
被測者基本信息
Table1.
Basic information of the subjects
2.2 測試設備
測試過程中，使用兩種設備進行信號采集。一是使用本文提出的 BCG-ECG 聯合采集設備采集 ECG 信號和基于加速度計的 BCG 信號，二是采用基于壓電薄膜的采集設備進行 BCG 信號的采集。
基于壓電薄膜的 BCG 信號采集設備由清華大學醫療新技術研究所研發[13]，所采集 BCG 信號作為參考信號。對壓電薄膜表面施加外力，使薄膜產生形變從而引起輸出電荷的變化，是一種適用于采集 BCG 信號的傳感器。在該設備中，壓電薄膜輸出信號首先經過電荷靈敏放大器進行信號放大，然后通過低通濾波器和 50 Hz 陷波器去除高頻噪聲和工頻干擾，最后通過同相放大器并加入直流偏置，使信號變化幅值在 0～2 V 之間。
2.3 測試方法
采集 6 名被測者的 ECG 信號、基于壓電薄膜的 BCG 信號以及基于加速度計的 BCG 信號。測試過程中，被測者始終處于臥姿平靜呼吸狀態，連續采集 5 min 被測者的三種信號。為了保持兩種 BCG 信號同步，在等待信號穩定之后對壓電薄膜 BCG 信號采集設備和 BCG-ECG 聯合采集設備進行 5 s 有規律敲擊，使信號產生畸變，將該畸變信號作為兩種 BCG 信號同步采集的開始信號。
從波形對比和心動周期兩個方面對系統采集的信號進行分析與評價：① 對三種信號進行濾波處理之后，觀察三種信號的波形特征是否明顯，并進行逐心跳對比，以 ECG 信號的 R 峰為心跳位置，觀察 BCG 信號對心跳的跟隨性。② 對 6 名被測者的三種信號通過算法進行心動周期的提取，并進行配對 t 檢驗。
2.4 心動周期提取算法
通過提取 ECG 信號的 RR 間期和 BCG 信號的 JJ 間期來獲得心動周期，采用分段尋峰算法[14]，算法步驟如下：
（1）采用［1，10］Hz 帶通濾波器除去 BCG 信號的高頻噪聲和呼吸信號的影響。
（2）假定心跳間隔（heart beat interval，記為 HBI）為 1 s，將 BCG 信號分成若干段，每一段長度（Seg_Len）為
，即：
 |
（3）在每一段中找到最大值：
 |
其中
。
（4）在最大值中尋找極大值
及其位置
:
 |
其中
。
（5）取（4）中連續三個極大值
，若極大值的間隔小于
，則刪去這三個峰值中最小的。
（6）最終得到的極大值
為 BCG 信號的 J 峰，計算每個極大值所在位置時間間隔即為心動周期。同時使用該算法提取 ECG 信號的 RR 間期。
3 結果
3.1 波形比較
BCG 信號波形的形態一致性是對 BCG 進一步研究與應用的基礎，采用不同傳感器采集到的 BCG 信號波形并不一致，但是包含的信號特征一致。根據上文所述敲擊信號將信號進行同步，將基于壓電薄膜和基于加速度計兩種不同傳感器采集到的 BCG 進行逐心跳對比，隨機截取其中一名被測者的信號，如圖 5 所示從上至下依次為 ECG 信號、基于壓電薄膜采集的 BCG 信號和基于加速度計采集的 BCG 信號。
圖5
一名受試者的三種信號
Figure5.
Three kinds of signals of one subject
心臟收縮射血形成的 IJK 峰是 BCG 波形最主要的三個特征，QRS 波群是 ECG 最主要的特征，從圖 5 中可以看出兩種 BCG 信號的 IJK 波基本一致，且 ECG 信號特征明顯；以 ECG 為參考，兩種 BCG 信號對心臟收縮的跟隨性都很好。如圖 5 所示，以 ECG 信號 R 峰定位的每一次心跳中，兩種設備采集得到的 BCG 信號對心跳的跟隨很好。
3.2 心動周期比較
圖 6 為其中一名被測者 ECG 信號的 R 峰和 BCG 信號的 J 峰算法識別效果（圖中小圓圈為定位結果）。
圖6
算法提取效果
Figure6.
The effect of extractionalgorithm
取每名被測者 500 次心跳，通過上文所述算法提取三種信號的心動周期，取平均值并計算標準差如表 2 所示，將通過 ECG 信號和加速度計 BCG 信號所提取的心動周期，分別與通過壓電薄膜 BCG 信號所提取的心動周期進行配對t校驗，P1 = 0.995，P2 = 0.998，說明通過三種信號提取心動周期的差異并無統計學意義。
表2
心動周期計算結果
Table2.
Results of cardiac cycle calculation
4 總結與展望
通過對比測試表明，基于加速度計的 BCG 信號與基于壓電薄膜的 BCG 信號兩種采集設備記錄的 BCG 信號波形特征明顯，具備標準信號應包含的 HIJK 波峰，以 ECG 信號 R 峰作為心臟收縮參考位置，兩種 BCG 信號對心臟收縮具備極強的跟隨性，并且三種信號的周期性均很明顯。通過基于加速度計的 BCG 信號和基于 ECG 信號提取的心動周期，分別與基于壓電薄膜的 BCG 信號提取的心動周期進行配對 t 校驗，三種信號計算的心動周期沒有明顯差異。因此，本文設計的 BCG-ECG 聯合采集系統性能可滿足要求。該系統能精確采集基于加速度計的 BCG 信號以及 ECG 信號，能夠快速、簡便、無創傷、無副作用、高精度地完成心跳檢測、心率變異性分析和心臟功能檢測。未來需要在臨床上采集患者的相關數據，結合 ECG 信號和 BCG 信號，在信號處理分析、BCG 信號形成機制以及醫療健康應用方面展開更加深入的研究。
引言
心臟是人體最重要的器官，與人的健康息息相關，臨床上已有心電圖（electrocardiogram，ECG）和超聲心動圖等相關檢查手段。心沖擊圖（ballistocardiogram，BCG）是通過體表無創檢測心臟搏動以及血液流動對人體產生的作用力信號或者體表位移信號，反映心臟的力學特性[1]。BCG 信號最早由 Gordon[2]于 1877 年提出，但對 BCG 信號的科學研究直到 1936 年 Starr 等[3]建立了一個 BCG 信號采集系統才正式開始。早期 BCG 信號研究主要集中于 20 世紀 30 年代到 70 年代，受限于當時的技術，采集設備十分笨重、龐大，限制了 BCG 信號技術的發展。隨著數字信號處理技術、傳感器技術和電子信息技術的發展，壓電薄膜、加速度傳感器廣泛地應用于 BCG 信號采集設備中。同時，各種信號處理方法也被應用于 BCG 信號的處理中。目前，國內外主要圍繞 BCG 信號采集裝置、BCG 信號處理分析、BCG 信號形成機制以及 BCG 信號醫療健康應用四個方面進行研究。國外研究單位主要有斯坦福大學、麻省理工大學、韓國首爾大學等，國內研究單位主要有空軍航空醫學研究所、清華大學、東北大學等。國內研究者主要使用微敏床墊[4]、壓電薄膜[5]、電阻式應變傳感器[6]和壓電陶瓷[7]等傳感器設計較為大型的 BCG 信號采集設備，尚未涉及可穿戴小型化的 BCG 信號采集設備。
ECG 是通過記錄心臟每一個周期的電活動變化來反映心臟健康狀況。自 1895 年荷蘭生理學家 Einthoven 應用弦線電流計記錄以來，ECG 信號采集方式和信號處理方法不斷得到改進。目前，ECG 信號已經成為一種重要的檢測手段在臨床上得到廣泛應用。
圖1
ECG、BCG 信號波形特征
Figure1.
Characteristics of ECG signal and BCG signal waveform
研究者對于 ECG 信號生理意義的研究已經很成熟，而 BCG 信號的生理意義正在被更加深入地研究中。ECG 信號和 BCG 信號特征如圖 1 所示，其中 R 峰為 ECG 信號正向最大值，J 峰為 BCG 信號正向最大值（與心臟射血過程有關），I 峰是心臟收縮早期的下沖尖峰，標志著心臟射血的開始[8]，在同步采集 ECG 信號和 BCG 信號的情況下，J 峰滯后于 R 峰 200～250 ms。聯合采集 ECG 信號和 BCG 信號具有重要意義：一方面，將 ECG 信號作為參考信號可以幫助研究者更加深入地了解 BCG 信號的生理意義[9]；另一方面，獲取 RI 間期和 RJ 間期（ECG 信號 R 峰與 BCG 信號 I、J 峰時間間隔）可以從心臟收縮性能的角度在心臟射血前期對心臟功能指標進行評估，從而判斷心臟健康狀況[10-11]。
壓電薄膜傳感器具有體積小、重量輕的特點，研究者將其集成在輪椅和床墊中，廣泛應用于臥姿和站姿的 BCG 信號采集。基于壓電薄膜的 BCG 信號已被驗證可以用于心動周期檢測、心率變異性分析以及心功能檢測等方面，但其無法實現 BCG 信號采集的小型化和可穿戴化。本文設計并實現了一種可穿戴小型化 BCG-ECG 信號聯合采集系統，采集 6 名健康人信號，并同步采集基于壓電薄膜的 BCG 信號作為參考信號，從信號波形特征和心動周期檢測兩方面對聯合采集系統進行對比測試和分析評價。
1 系統描述
整個系統分為硬件層、固件層和軟件層。
1.1 硬件層
本系統的硬件主要組成部分包括以下 5 個模塊：微處理器（micro control unit，MCU）、BCG 信號采集模塊、ECG 信號采集模塊、電源電池管理模塊、數據傳輸模塊。系統硬件框圖如圖 2 所示。
圖2
硬件層框架圖
Figure2.
Frame diagram of the hardware layer
MCU：系統需要讀取多種芯片數據，并對信號進行實時處理與傳輸。為滿足系統要求，選取 STM32F103CBT6 芯片（意法半導體，意大利）該芯片具有優異的實時性能、豐富的外設功能以及杰出的功耗控制，能滿足系統低功耗、高性能的要求。
BCG 信號采集模塊：選取 MEMS 加速度計 LIS2HH12（意法半導體，意大利）采集 BCG 信號，該芯片測量范圍為–8～+8 g（g 為重力加速度），16 位數據輸出，加速度計將采集的數據通過集成電路總線（inter-integrated circuit，IIC）的通訊方式傳至主控芯片 STM32。
ECG 采集模塊：為了擺脫傳統心電測量需要繁冗接線的束縛，將織物電極編織進背心，通過單導聯方式采集 ECG 信號。由于 ECG 信號非常微弱，幅值在 10 μV～4 mV，故選擇專用于生物電信號片上系統（system on chip，SOC）芯片 ADS1191（德州儀器，美國）作為模擬采集前端，通過 ADS1191 低噪聲可編程放大器對微弱的 ECG 信號進行放大，并通過該芯片高精度 16 位 ADC 進行模數轉換，最后通過串行外設接口（serial peripheral interface，SPI）通訊方式將數據傳至 MCU。
電源電池管理模塊：系統由 3.7 V 鋰電池供電并通過 TPS73733（德州儀器，美國）轉換為 3.3 V 電壓供系統使用，通過 LTC2950（凌力爾特，美國）微功率、寬輸入電壓范圍、按鈕接通/關斷控制器對系統電源進行開關控制。通過 BQ24040 芯片（德州儀器，美國）對鋰電池進行充電，該芯片具有自動啟動、可編程充電電壓和閾值、高精度等特點，能提高系統可靠性。
數據傳輸模塊：將采集的 BCG 信號和 ECG 信號通過 USR-WiFi232-T（有人科技，中國）超低功耗模塊通過通用同步異步收發器（universal synchronous/asynchronous receiver/transmitter，USART）通訊方式發送至軟件層。該模塊體積小、信號強，傳輸范圍廣。
1.2 固件層
固件是寫入 MCU 的程序，負責控制和協調全部硬件的功能。固件層首先進行初始化配置［配置相應通用輸入輸出（general purpose input output，GPIO）接口；配置 ADS1191 芯片；配置 IIC、SPI、USART 三種通訊方式；系統中斷配置］，然后等待與軟件層建立連接，在接收到軟件層開始指令之后，接收來自 MEMS 加速度計的 BCG 信號和來自 ADS1191 的 ECG 信號，接下來存儲并打包數據，最后通過數據傳輸模塊將數據傳輸至軟件層。固件層的工作流程如圖 3 所示。
圖3
固件層流程圖
Figure3.
Flowchart of the firmware layer
1.3 軟件層
軟件層程序基于 Intellij IDEA（JetBrains，捷克）開發平臺，使用 Java 語言編寫，可在電腦終端運行，軟件層包括了驅動層和應用層。驅動層與硬件層進行交互，有以下功能：① 與硬件層建立連接；② 發送開始和結束指令至硬件層；③ 實時接收來自硬件層的數據；④ 對數據進行解包。應用層與用戶進行交互，有以下功能：① 信號的數字濾波；②ECG 信號和 BCG 信號波形的顯示；③ 算法計算心率并顯示；④ 存儲數據，方便日后數據回看和進一步分析。軟件層工作流程如圖 4 所示。
圖4
軟件層流程圖
Figure4.
Flowchart of the software layer
2 系統測試
2.1 測試樣本
本次測試招募了 6 名在校研究生（被測者來自清華大學工程物理系，隨機確定編號為 1–6 號，年齡范圍 24～25 歲，其中男性 5 名，女性 1 名）。所有被測者身體健康，無病史，均為自愿參加本次研究的測試工作。本次測試前 6 名被測者均簽署了知情同意書。使用 EW3106 電子血壓計（松下，日本）和文獻[12]中所述方法測量六名被測者血壓和心率，表 1 為被測者基本信息。
表1
被測者基本信息
Table1.
Basic information of the subjects
2.2 測試設備
測試過程中，使用兩種設備進行信號采集。一是使用本文提出的 BCG-ECG 聯合采集設備采集 ECG 信號和基于加速度計的 BCG 信號，二是采用基于壓電薄膜的采集設備進行 BCG 信號的采集。
基于壓電薄膜的 BCG 信號采集設備由清華大學醫療新技術研究所研發[13]，所采集 BCG 信號作為參考信號。對壓電薄膜表面施加外力，使薄膜產生形變從而引起輸出電荷的變化，是一種適用于采集 BCG 信號的傳感器。在該設備中，壓電薄膜輸出信號首先經過電荷靈敏放大器進行信號放大，然后通過低通濾波器和 50 Hz 陷波器去除高頻噪聲和工頻干擾，最后通過同相放大器并加入直流偏置，使信號變化幅值在 0～2 V 之間。
2.3 測試方法
采集 6 名被測者的 ECG 信號、基于壓電薄膜的 BCG 信號以及基于加速度計的 BCG 信號。測試過程中，被測者始終處于臥姿平靜呼吸狀態，連續采集 5 min 被測者的三種信號。為了保持兩種 BCG 信號同步，在等待信號穩定之后對壓電薄膜 BCG 信號采集設備和 BCG-ECG 聯合采集設備進行 5 s 有規律敲擊，使信號產生畸變，將該畸變信號作為兩種 BCG 信號同步采集的開始信號。
從波形對比和心動周期兩個方面對系統采集的信號進行分析與評價：① 對三種信號進行濾波處理之后，觀察三種信號的波形特征是否明顯，并進行逐心跳對比，以 ECG 信號的 R 峰為心跳位置，觀察 BCG 信號對心跳的跟隨性。② 對 6 名被測者的三種信號通過算法進行心動周期的提取，并進行配對 t 檢驗。
2.4 心動周期提取算法
通過提取 ECG 信號的 RR 間期和 BCG 信號的 JJ 間期來獲得心動周期，采用分段尋峰算法[14]，算法步驟如下：
（1）采用［1，10］Hz 帶通濾波器除去 BCG 信號的高頻噪聲和呼吸信號的影響。
（2）假定心跳間隔（heart beat interval，記為 HBI）為 1 s，將 BCG 信號分成若干段，每一段長度（Seg_Len）為
，即：
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（3）在每一段中找到最大值：
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其中
。
（4）在最大值中尋找極大值
及其位置
:
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其中
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（5）取（4）中連續三個極大值
，若極大值的間隔小于
，則刪去這三個峰值中最小的。
（6）最終得到的極大值
為 BCG 信號的 J 峰，計算每個極大值所在位置時間間隔即為心動周期。同時使用該算法提取 ECG 信號的 RR 間期。
3 結果
3.1 波形比較
BCG 信號波形的形態一致性是對 BCG 進一步研究與應用的基礎，采用不同傳感器采集到的 BCG 信號波形并不一致，但是包含的信號特征一致。根據上文所述敲擊信號將信號進行同步，將基于壓電薄膜和基于加速度計兩種不同傳感器采集到的 BCG 進行逐心跳對比，隨機截取其中一名被測者的信號，如圖 5 所示從上至下依次為 ECG 信號、基于壓電薄膜采集的 BCG 信號和基于加速度計采集的 BCG 信號。
圖5
一名受試者的三種信號
Figure5.
Three kinds of signals of one subject
心臟收縮射血形成的 IJK 峰是 BCG 波形最主要的三個特征，QRS 波群是 ECG 最主要的特征，從圖 5 中可以看出兩種 BCG 信號的 IJK 波基本一致，且 ECG 信號特征明顯；以 ECG 為參考，兩種 BCG 信號對心臟收縮的跟隨性都很好。如圖 5 所示，以 ECG 信號 R 峰定位的每一次心跳中，兩種設備采集得到的 BCG 信號對心跳的跟隨很好。
3.2 心動周期比較
圖 6 為其中一名被測者 ECG 信號的 R 峰和 BCG 信號的 J 峰算法識別效果（圖中小圓圈為定位結果）。
圖6
算法提取效果
Figure6.
The effect of extractionalgorithm
取每名被測者 500 次心跳，通過上文所述算法提取三種信號的心動周期，取平均值并計算標準差如表 2 所示，將通過 ECG 信號和加速度計 BCG 信號所提取的心動周期，分別與通過壓電薄膜 BCG 信號所提取的心動周期進行配對t校驗，P1 = 0.995，P2 = 0.998，說明通過三種信號提取心動周期的差異并無統計學意義。
表2
心動周期計算結果
Table2.
Results of cardiac cycle calculation
4 總結與展望
通過對比測試表明，基于加速度計的 BCG 信號與基于壓電薄膜的 BCG 信號兩種采集設備記錄的 BCG 信號波形特征明顯，具備標準信號應包含的 HIJK 波峰，以 ECG 信號 R 峰作為心臟收縮參考位置，兩種 BCG 信號對心臟收縮具備極強的跟隨性，并且三種信號的周期性均很明顯。通過基于加速度計的 BCG 信號和基于 ECG 信號提取的心動周期，分別與基于壓電薄膜的 BCG 信號提取的心動周期進行配對 t 校驗，三種信號計算的心動周期沒有明顯差異。因此，本文設計的 BCG-ECG 聯合采集系統性能可滿足要求。該系統能精確采集基于加速度計的 BCG 信號以及 ECG 信號，能夠快速、簡便、無創傷、無副作用、高精度地完成心跳檢測、心率變異性分析和心臟功能檢測。未來需要在臨床上采集患者的相關數據，結合 ECG 信號和 BCG 信號，在信號處理分析、BCG 信號形成機制以及醫療健康應用方面展開更加深入的研究。
