基于光電容積脈搏波的心血管多參數檢測系統

張振強， 陳真誠， 顧 爽， 韓慧茹

(桂林電子科技大學電子工程與自動化學院， 桂林 541004)

隨著現代社會人們工作，生活方式和飲食結構改變，肥胖人口逐年增加，導致越來越多人患高血壓、心臟病等心腦血管疾病。據《中國心血管健康與疾病報告2019概要》顯示，中國心血管病患病率持續上升，心血管病患病人數接近3.3億，2017年心血管病死亡率占農村和城市死因的45.91%和43.56%，排在首位，每5例死亡中就有2例死于心血管病[1]。心血管疾病給人類健康帶來了極大的危害，對心血管疾病防控顯得尤為重要。

中國學者基于脈搏波心血管參數檢測系統開展了大量研究。周建南[2]提出的基于多路光電容積脈搏波描記法(photoplethysmography, PPG)的心血管參數檢測系統的設計和實現，該系統通過下位機采集多路光電容積脈搏波描記法(photoplethysmography，PPG)和心電信號(electrocardiogram，ECG)，上位機接收下位機采集到信號并使用MATLAB軟件進行波形形態分析,不足之處在于信號波形形態分析在MATLAB軟件上實現，沒有實現心血管參數的實時顯示，該系統測量操作復雜，且需要一定的專業知識。也有人提出基于ARM(advanced RISC machine)的心血管參數檢測系統的實現[3],但是該系統使用的壓力脈搏傳感器采集的脈搏波信號和傳感器的放置以及施加外力有關，不具備光電容積脈搏波的穩定性。龐宇等[4]提出一種適用監護場景的心率、血氧飽和度和血壓參數測量系統設計，但是血壓測量使用傳統的袖套式，給測量帶來了不便。也有其他人都對人體多參數檢測系統進行了研究，但是都存在著檢測參數較少，操作復雜等原因[5-6]。在此背景下，本文設計了一種基于光電容積脈搏波的心血管多參數檢測系統。

1 心血管參數檢測原理

1.1 脈搏波檢測原理

1938年，Hertzman提出了PPG，一種檢測人體脈搏波的方法[7]。使用發射管與接收管組成光路檢測，發射光進入人體組織，被人體組織(如肌肉、骨骼、靜脈、動脈等)吸收，吸收量一般是恒定不變的，構成脈搏波的直流分量(DC)，而心臟收縮引起的血液容積變化會改變光的吸收量并在直流分量基礎上產生波動，構成脈搏波的交流分量(AC)。PPG分量示意圖如圖1所示，光電接收管接收光信號轉變為電信號，描記出光電容積脈搏波。

圖1 PPG分量示意圖

1.2 心率檢測原理

從第一聲心臟跳動開始計數,每分鐘跳動的次數被定義為心率[8]。人體心率檢測可以分為靜態檢測和動態檢測，動態檢測可以準確檢測運動狀態下心率[9]。正常人脈搏波信號一個周期波形可以清晰對應心臟跳動一次的過程，所以通過PPG信號可以提取出人體心率。脈搏波周期T可以通過相鄰兩個波峰之間的采樣點N和采樣率F確定，人體心率P可以由脈搏波周期計算，它們之間存在的關系為

(1)

1.3 血氧飽和度檢測原理

血液中血氧濃度即為血氧飽和度，它是被氧結合的氧合血紅蛋白(oxygenated hemoglobin, HbO2)的容量占全部可結合的血紅蛋白(hemoglobin， Hb)的容量的百分比[10]。基于光電容積脈搏波描記法的無創檢測血氧飽和度方法，是根據朗伯-比爾(Lamber-Beer)定律，針對血液中的氧合血紅蛋白(HbO2)和還原血紅蛋白(Hb)對不同波長的光的吸收特性不同的原理，據此得到血氧飽和度值。圖2為Hb和HbO2吸光特性曲線。血氧飽和度計算公式為

圖2 Hb和HbO2吸光特性曲線

SpO2=AR2+BR+C

(2)

1.4 血壓無創檢測原理

研究發現容積脈搏波二次微分后的加速脈搏波各特征點能很好地反映血液微循環過程，分析各特征點提取出脈搏波傳導時間 (pulse wave transit time, PWTT)，它能較準確地反映血液從心臟射出到傳遞至手指末端毛細血管并反射匯合的時間[11]。脈搏波傳導時間反映動脈彈性和可擴張性，受到血管容積和血管壁彈性的影響，血壓的變化會導致血管容積和血管壁彈性變化，進而引起脈搏波傳導時間改變[12]。通過對光電容積脈搏波二次微分處理得到加速脈搏波，提取加速脈搏波各特征點確定脈搏波傳導時間，圖3為光電容積脈搏波和對應加速脈搏波，A—C段為脈搏波傳導時間。研究表明：在一定范圍內，PWTT和動脈血壓之間呈線性相關，且這種關系在某一個體，在一段時間內相對穩定[11]。Payne[13]研究發現收縮壓和脈搏波傳導時間具有很好地相關性，收縮壓PS和PWTT之間存在的關系為

圖3 光電容積脈搏波和對應加速脈搏波

PS=B+APWTT

(3)

舒張壓(PD)、收縮壓(PS)之間存在的關系為

PD=C+DPS

(4)

式(4)中：D為常數。

由式(3)、式(4)可計算出收縮壓和舒張壓。

2 系統硬件總體設計

系統硬件總體設計框圖如圖4所示，該系統選用S5PV210的MCU(microcontroller unit)作為硬件系統的主控，主要設計了透射式指端PPG信號采集及濾波電路。透射式指端PPG信號采集及濾波電路，由H橋驅動電路驅動發光二極管發出不同波長光，濾波電路對接收二極管采集的PPG信號實現硬件濾波。

圖4 系統硬件總體設計框圖

2.1 H橋發光二極管驅動電路

圖5為H橋驅動電路，由兩個PNP(positive negative positive)和兩個NPN(negative positive negative)的雙極晶體管(bipolar junction transistor，BJT)，外加電阻構成，橋中間連接發光二極管，當發光二極管正向導通時，二極管發出660 nm紅光，逆向導通時二極管發904 nm紅外光，該電路工作電壓為3.3 V。R_CON、IR_CON連接主控GPIO(general purpose input output)口，R_INTERSITY、IR_INTERSITY連接主控DAC(digital -to-analog converter)接口。主控通過控制R_CON和IR_CON高低電平，控制發光二極管發出紅光和紅外光，通過R_INTERSITY和IR_INTERSITY控制發光二極管發出紅光和紅外光的強度。

圖5 H橋驅動電路

2.2 濾波電路

圖6為光電容積脈搏波采集及濾波電路，由3個集成運算放大器外加電阻和電容構成，工作電壓為3.3 V。集成運放A設計為一個電壓跟隨器，3.3 V的電壓經過串聯兩個相同電阻實現1/2分壓，分壓之后經過電壓跟隨器，輸出1.65 V電壓；集成運放B設計為一個RC(resistance and capacitance)低通有源濾波器，截止頻率為18.54 Hz；集成運放C設計為一個RC高通有源濾波器，截止頻率為0.451 5 Hz。光電接收管接收光信號，將光信號轉化為模擬的電壓信號，該信號和電壓跟隨器的輸出電壓一起作為低通濾波器的輸入，經過低通濾波器濾波，在經過高通濾波器濾波，實現對光電容積脈搏波硬件濾波。人體脈搏波的信號頻率在1～15 Hz，濾波之后可以有效消除基線漂移，白噪聲和工頻噪聲，最后通過PulseWave接口輸出脈搏波信號。

圖6 濾波電路

3 系統軟件設計

系統軟件由系統初始化程序和基于光電容積脈搏波的多元信息處理算法程序組成。系統初始化主要完成電源置鎖、DDR(double data rate)內存初始化、GPIO口初始化、ADC(analog-to-digital converter)和DAC初始化、串口初始化、定時器初始化、系統時鐘初始化；基于光電容積脈搏波的多元信息處理算法程序，包括PPG濾波平滑、血氧飽和度、心率、血壓測量程序。

3.1 PPG濾波平滑處理

為了對PPG信號進行特征提取，需要在軟件算法上對PPG信號進行濾波處理，在保證波形特征的基礎上使波形更加平滑。設計了窗口大小為8個單位的均值濾波算法程序和截止頻率為10 Hz的FIR(finite impulse response)低通數字濾波算法程序，對采樣得到PPG信號先進行均值濾波在進行低通濾波處理。圖7為濾波前后對比。

圖7 濾波前后對比

3.2 血氧飽和度測量

主控控制660 nm紅光和905 nm紅外光以200 Hz頻率交替閃爍，分別采集紅光和紅外光發光下兩個通道PPG信號，每采集200個數據點對信號處理一次。首先需要對采集的兩個通道PPG信號濾波平滑，之后采用直流跟隨算法分別除去兩個通道PPG信號自身直流分量幅值得到交流分量幅值，對交流信號幅值求平方和，結果開平方根得到平均功率，計算兩個通道PPG信號的平均功率比R，計算5次R值取平均，由式(2)計算出血氧飽和度值。軟件流程圖如圖8所示。

圖8 血氧飽和度測量流程圖

3.3 心率測量

心率測量軟件流程圖如圖9所示，采集紅光單通道下PPG信號并濾波平滑處理，預處理之后的PPG信號做一次差分，得到差分信號，根據差分信號特點找到PPG信號一個周期內的所有極大值點，對所有的極大值點篩選，大于閾值點確定為PPG信號一個周期內的最大值，該最大值就是脈搏波的波峰，識別PPG信號相鄰的兩個波峰位置，確定兩個波峰之間的采樣點N和采樣率F，由式(1)計算出心率。

圖9 心率測量流程圖

3.4 血壓測量

血壓測量流程圖如圖10所示，采集紅光單通道下PPG信號并濾波平滑處理，預處理之后的PPG信號做兩次差分，得到加速脈搏波信號，對加速脈搏波信號特征點(圖3中A—C)提取，提取出脈搏波傳導時間PWTT，由式(3)和式(4)計算出收縮壓和舒張壓。

圖10 血壓測量流程圖

4 系統性能實驗

4.1 系統準確性實驗

為了檢測所設計系統的測量誤差，設計系統準確性實驗，使用設計的系統和市面上標準測量儀器進行對比。實驗準備條件：招募11名志愿者，準備一個溫度控制在26 ℃的房間，酒精棉若干，所設計的檢測系統，深圳京柏醫療科技股份有限公司生產的指夾式脈搏血氧儀，歐姆龍有限公司生產的電子血壓計。實驗步驟：受試者在26 ℃的房間休息5 min，使用酒精棉清潔受試者手指，采用所設計檢測系統測量受試者心率、血氧飽和度、血壓參數，測量時保證受試者端坐，并使手指與心臟保持齊平，測量完成后記錄受試者的各項測量參數。然后使用深圳京柏醫療科技股份有限公司生產的指夾式脈搏血氧儀測量受試者血氧飽和度和心率，歐姆龍有限公司生產的電子血壓計測量受試者血壓，記錄標準儀器測量的心率、血氧飽和度、血壓。按照上述過程測量11名受試者的各項參數，并記錄測量結果。表1為11名志愿者使用本系統測量的心率、血氧飽和度、血壓和標準儀器測量結果對比表。圖11為所設計系統測量圖,該系統分為指端脈搏波采集和主機處理顯示兩部分。

圖11 系統測量參數

由表1可知：心率平均測量誤差為3 次/min，最大測量誤差為5 次/min；血氧飽和度平均測量誤差為0.9%，最大測量誤差為2%；收縮壓平均測量誤差為5.09 mmHg(1 mmHg≈133.32 Pa),誤差標準差為2.66 mmHg；舒張壓平均測量誤差為3.27 mmHg，誤差標準差為1.29 mmHg，滿足ANSI/AA-MI國際電子血壓儀標準。

表1 實驗儀器和標準儀器測量結果對比

4.2 系統重復性實驗

設計實驗檢測本文設計系統的重復性。實驗條件：招募1名志愿者，準備一個溫度控制在26 ℃的房間，酒精棉若干，設計的檢測系統。實驗步驟：受試者在26 ℃的房間休息5 min，使用酒精棉清潔受試者手指，每隔1 min使用所設計檢測系統測量受試者心率、血氧飽和度、血壓參數，測試5次，測量時保證受試者端坐，并使手指與心臟保持齊平，測量完成后記錄受試者的各項測量參數。表2為重復性數據，其中RSD(relative standard deviation)為相對標準偏差，MU(measurement uncertainty)為自由度等于4、置信概率95%的測量不確定度。由表2可知，各項測量參數RSD均在5%以內，且各項測量參數的測量不確定度表明，測量數據有效、可信，本系統重復性較好。

表2 重復性數據

5 結論

設計了一種基于光電容積脈搏波的心血管多參數檢測系統，可以無創、快速檢測人體多種生理生化參數。該系統實時測量顯示血氧飽和度、心率、血壓人體重要生理參數。在實際測量實驗中表現良好，具有良好的測量準確性。本文系統不足之處在于測試人員數據集較小且集中為正常人群，后續研究中，將擴大測試人員數據集，對不同人群測試。