無創心血管功能參數檢測儀的研制

艾海明，李京，張毅，王東明，王衛東（通信作者）

1 北京開放大學科學技術學院 （北京 100081）；2 深圳市宇辰智能有限公司 （廣東深圳518000）；3 解放軍總醫院醫療器械研發與臨床評價中心 （北京 100853）

心血管疾病包括內膜增生、動脈粥樣硬化、高血壓、高脂血癥和冠心病等，已成為危害人類健康的重大公共衛生難題[1]。研究表明，心血管疾病是病理特征長期積累的結果，并伴隨著血流動力學和血液流變指標的改變[2]。心搏出量、心輸出量等心血管功能參數對于探究心血管疾病的形成機制、臨床診斷及預防具有顯著的生理和病理意義[3-5]。近年來，光電容積脈搏波描記術（photoplethysmographic，PPG）由于其不易受干擾、廉價易得、實時快速等特點，在新型血流動力學監測裝置研制中發揮了重要作用[6]。本研究采用PPG 設計了一種無創心血管功能參數檢測儀，可無創檢測人體心搏出量、心輸出量、外周阻力、心搏指數、心臟指數，現報道如下。

1 整體框架方案

1.1 心血管功能參數檢測算法

1.1.1 PPG 信號測量原理算法

當強度為I0單色光入射到均勻物質時，對應光電檢測器接收的出射光強度I 為：

式中， ε（λ）為物質對波長λ 的摩爾消光系數，c 為吸光物質濃度，d 為光程長。

1.1.2 心血管功能參數檢測算法

PPG 信號波形參數（K）值定義為[7]：

式中，Pm、 Ps、Pd分別為平均動脈壓、收縮壓、舒張壓。

體表面積（body surface area，BSA）定義為[7]：

式中，T、W 分別為人體身高（cm）和體質量（kg）。

心輸出量（cardiac output，CO）計算公式如下：

心搏出量（stroke volume，SV）計算公式如下：

心臟指數（cardiacindex，CI）計算公式如下：

心搏指數（stroke index，SI）計算公式如下：

外周阻力（total peripheral resistance，TPR）計算公式如下：

1.2 總體框架結構

該檢測儀采用反射模式采集PPG 信號并選用腳趾作為測量部位，其總體框架結構包括光電傳感器、PPG 模擬前端、nRF52832微控制器模塊、液晶顯示模塊、電池充電及電源管理模塊、心電監測模塊等，見圖1。該檢測儀的主要工作流程為，由光電傳感器等組成的模擬終端模塊通過透射模式采集腳趾PPG 信號及心電采集模塊采集的心電信號，并通過藍牙協議將所測得數據傳輸至上位機。

圖1 系統架構框圖

2 硬件設計

2.1 NELLCOR 血氧探頭

NELLCOR 血氧探頭傳感器由雙發射管和光敏二極管組成，通過轉接電纜連接至主機。本研究為采集腳趾的脈搏波波形，將NELLCOR 血氧探頭改為反射式，腳趾輕踩血氧探頭即可采集人體腳趾的血流波形，見圖2。

圖2 NELLCOR 血氧探頭

2.2 主控制器和藍牙模塊

控制電路采用Nordic 公司型號為nRF52832的主控芯片，該芯片是一款功能強大、高度靈活的超低功耗多協議系統藍牙單芯片，可作為嵌入式2.4 GHz 無線傳輸收發器，非常適用于集成低功耗藍牙、高級網絡協議（advanced network tools，ANT）和2.4 GHz 超低功耗需求的無線應用；nRF52832芯片可在1.7 ～3.6 V 的電源電壓下工作；當任務操作不需要時，所有獨立的外設和時鐘均可提供完全的斷電靈活性，從而將功耗降至最低；此外，nRF52832芯片資源廣泛，同時可以內置低功耗藍牙協議棧，方便基于低功耗藍牙的開發，TI 公司心電檢測電路芯片ADS1291、PPG 信號檢測電路芯片AFE4400與微控制器通過串行外設接口（serial peripheral interface， SPI）協議進行數據通信，高清液晶屏（liquid crystal display， LCD）通過集成電路（inter-integrated circuit，I2C）協議進行通信，同時微控制器通過通用輸入/輸出接口（general-purpose input/output，GPIO）控制穩壓芯片的使能引腳，進而控制電源開關進行電源管理，見圖3。

圖3 主控制器電路

2.3 心電檢測電路

由于心電信號微弱且存在工頻干擾、電極噪聲等，因此，本研究選取兩路高集成度、采樣率高達8 KSPS 的24位高分辨率ADC，可實現同步采樣，模數轉換器內置可編程增益，支持1、2、3、4、6、8、12倍放大，高達-105 dB的共模抑制比，內部具有右腿驅動放大和導聯脫落檢測電路及可持續斷電檢測芯片ADS1291，見圖4。信號輸入經過保護電路、低通RC 濾波器進入ADS1291的1通道，經過ADS1291內部處理及ADC 采樣得到心電數據，并通過SPI接口傳輸至控制器，相比于構建模擬電路，不僅減小了電路規模，而且提高了電路的可靠性。

圖4 心電檢測電路

2.4 PPG 信號檢測電路

為了降低研發難度，增加電路可靠性，PPG 信號檢測采用了TI 公司AFE4400系列芯片。該芯片集成了LED 驅動電路和信號調理電路，可實現PPG 信號采集、處理等功能，提高了系統性能，有利于信號波形標準化，且降低了功耗及設計復雜度；此外，為防止輸入輸出端出現靜電損壞芯片，增加了保護電路BAV99W，見圖5。

圖5 PPG 信號檢測電路

2.5 電源管理模塊

充電模塊采用內部PMOSFET 架構，具有防倒充功能的LY4057D。充電電壓固定于4.35 V，而充電電流可通過一個電阻器進行外部設置。當充電電流達到最終浮充電壓后降至設定值的1/10時，LY4057D 將自動終止充電循環，見圖6（a）。為保障整個系統和硬件的穩定供電，將電池的電壓分別經過LN1121P332MR 輸出3.3 V 為主控電路供電，經過SGM3110-5.0YN6輸出5 V 為心電采集電路供電，經過WL2805-V2.8輸出2.8 V 和WL2805-V1.8輸出1.8 V 為LCD供電，見圖6（b）。

圖6 電源管理模塊電路

3 算法軟件設計

3.1 噪聲濾波算法

運動偽跡扭曲PPG 信號波形及幅值等信息，由于PPG信號具有擬周期性且頻譜能量主要分布于其諧波成分上，故采用梳狀濾波器。算法過程為[8]：（1）6層小波去噪抑制較強烈的運動偽跡；（2）快速傅里葉變換（fast Fourier transform，FFT）將信號時域變換成頻域；（3）通過基頻峰索引位置獲取PPG 周期信息；（4）基于周期信息設計梳狀濾波器。由于人體呼吸或肌肉抖動易引起PPG 信號波形基線漂移，我們采用三次樣條插值擬合基線法，即給定（n+1）個數據點，則數據集可分為n 段，用n 段三次多項式在每2 個連續給定數據點之間構建一個三次樣條，見下式：

式中， mi為函數S（x）在給定點xi（i=0,1,...,n）的微商值。

3.2 二階兩點差分閾值算法

自動尋找脈搏波波形起始點和終點并準確分離出脈搏波周期，即自動判波。由于PPG 信號噪聲干擾及人工判波經驗差異大，本研究提出二階兩點差分閾值算法。算法過程為：（1）先將采集到的脈搏波數據進行前向差分（后項減前項），由一階導數的概念可知，該差分的過零點即脈搏波的起始點；（2）某些非正常波形中這個拐點不明顯，需要對一階差分數據再進行一次差分，通過二階差分中的過零點即可準確地將脈搏波起始點分離出來；（3）具體實現為在脈搏波一階差分數據中尋找上升支過閾值的點，然后在其前8個點內尋找過零點，如遇過零點則將其存儲起來，否則，對差分數據再進行一次差分運算，按上述過程尋找二階差分的過零點，該點即為脈搏波的起始點。

3.3 軟件設計

軟件開發使用C 語言編程實現，并采用模塊化程序設計，架構上分為nRF52832主控模塊、主控制器與AFE4400間SPI 通信模塊、信號濾波模塊、信號處理結果模塊及顯示模塊。軟件工作流程為：（1）系統上電初始化，包括SPI 初始化、AFE4400初始化等；（2）腳趾端PPG 信號采集、濾波處理；（3）波形繪制、心血管功能參數計算；（4）計算結果IPS 液晶屏顯示。

4 結果

無創心血管功能參數檢測儀可檢測人體的PPG，并能實現PPG 信號濾波及自動判波，見圖7。通過輸入測試者個人信息，如身高、體質量等，通過心血管功能參數檢測算法可計算出其心血管功能參數，結果見圖8。

圖7 二階兩點差分閾值算法在MCU 的運行結果

圖8 心血管功能參數評價結果

5 小結

自動判波技術是血流動力學光電容積脈搏波無創檢測技術的難點，常用的五點差分閾值法至少需要5個數據點，計算存在2T 時間延遲，其濾波功能將差分數據變得“圓滑”，增加了后續查找拐點的難度；相比于五點差分閾值法，二階兩點差分閾值法自動判波準確度更高，可將心律不齊、早搏、漏搏等病態波形起點及波形幅值較小的脈搏波波形起始點分離出來。

本研究基于PPG 原理實現了無創心血管功能參數檢測儀的研制，該檢測儀體積小巧、操作簡單、功能可靠，且具有可穿戴方便、低功耗及成本低等特點，可用于家庭、醫院、社區醫療心血管功能健康狀況診斷及實時監測。