基于陷波器的心沖擊信號提取電路設計

馮靜達，焦學軍，李啟杰，曹 勇，姜 勁，傅嘉豪，郭婭美，楊涵鈞

（中國航天員科研訓練中心人因工程重點實驗室，北京100094）

1 引言

心沖擊（Ballistocardiography，BCG）信號由Gordon發現，Starr等［1］驗證了BCG對肌肉收縮的敏感性及可反映心臟活動的特點。隨著傳感和測量技術的發展，壓電薄膜、電阻應變式傳感器、加速度傳感器等被廣泛應用于BCG信號采集［2］，使其測量精度不斷提高。Inan［3］研究表明利用BCG信號進行心率測量和心率變異性分析的可靠性。與心電圖（Electrocardiograph，ECG）相比，采集BCG信號無需使用電極，具有非接觸式測量、監測成本低、檢測方便快捷等優勢。歐洲航天局（ESA）多次在拋物線飛行中采集BCG信號驗證了失重條件下BCG采集的可行性［4］。通過穿戴式設備可以實現對航天員BCG信號的長時間連續低負荷采集，達到監測航天員生理參數，評價睡眠質量的目的。

呼吸波是一項反映人體生命體征的重要信號，無論使用何種傳感器，原始信號中BCG和呼吸波總是疊加在一起，且呼吸信號幅值遠大于BCG信號，是BCG信號最主要的干擾。濾除呼吸波的BCG信號采集電路通常使用2類方法：一類是直接采集混合信號后采取數字濾波的方法；第二類是在模擬電路中加入帶通濾波器對呼吸波進行抑制。

第一類方法利用呼吸波（0.2～0.4 Hz）［6］和BCG（1～20 Hz）［7］信號頻域分離的特點，通過數字信號處理將2種信號分離。張先文［8］、Daniel［9］和Brüser等［10］采取電荷靈敏前置放大器和主放大器兩級放大方式，將混合信號放大至模數轉換器（Analog to Digital Converter，ADC）的最佳采樣幅值，進行模數轉換，隨后通過數字濾波器、小波變換等方法提取BCG信號。Vehkaoja等［13］和Zhu等［14］分別在前端電路中引入了0.15～30 Hz和0.16～5 Hz的模擬帶通濾波器，但濾波器的主要目的是濾除噪聲干擾，模擬電路輸出仍有呼吸波。該方法優勢是前端電路相對簡單，無需更多的有源模擬器件，但BCG信號的信噪比較低。由于呼吸占據信號的主要幅值，導致ADC的動態檢測范圍不能得到有效利用，從而要求相對較高的ADC采樣精度以保證BCG信號能夠達到足夠的分辨率。此類方法多采用分辨率為16位的ADC［10］，增加了數字電路設計成本。

第二類方法通過模擬帶通濾波器在模擬端進行初步分離。Alvarado-Serrano等［15］設計了具有0.5 Hz一階高通響應的電荷放大器、0.5 Hz高通響應的無源一階高通濾波器和20 Hz有源低通濾波器來提取BCG信號。Pinheiro等［17］采用通帶頻率0.7～1.5 Hz的四階有源帶通濾波器提取BCG信號。此類方法的問題在于：呼吸波和BCG信號頻帶接近，中間過渡帶窄，通過仿真得到的0.5 Hz二階無源高通濾波器幅頻特性曲線可以發現，模擬高通濾波器的過渡帶衰減較慢。Alvarado-Serrano等［15］采集受試者坐位BCG信號的呼吸波幅值比平臥位要小，相對容易濾除呼吸波。苗旭等［16］為減小過渡帶，提高了模擬濾波器的階數，設計此類濾波器不但穩定性差，且需要的阻容原件多，增加了設計難度和成本。

基于以上問題，本文提出一種基于陷波器的BCG信號采集電路，該電路能將壓電式傳感器輸出的信號，在模擬端實現BCG信號和呼吸波的高質量濾波分離，實現呼吸波信號和BCG信號同步檢測和采集，陷波器對窄帶信號具有更好的抑制效果且電路形式固定，便于設計，改進后的電路對心肺功能監護、疾病篩查和睡眠質量分析具有重要應用價值。

2 方法

2.1 電路設計

BCG信號具有可長時間連續低負荷采集的特點，因此平臥位采集是BCG信號更理想的應用環境。針對受試者仰臥狀態下呼吸和BCG產生的壓力信號特征，本文設計具有分離呼吸波和BCG信號功能的信號檢測電路。整個采集系統由傳感器、前置電荷放大電路、低通濾波電路、信號分離電路、二級放大電路等組成，如圖1所示。

圖1 采集系統結構框圖Fig.1 Block diagram of sam p ling system structure

呼吸和BCG產生的微小壓力信號使EMFi（Electro Mechanical Film）薄膜壓電傳感器厚度發生微小的變化，誘導出相應表面電極層上感應電荷的變化，在外電路中表現為短路電流或開路電壓；前置電荷放大電路對電荷信號進行初步放大并轉換為電壓信號；由低通濾波器濾除高頻干擾和環境噪聲；之后由信號分離電路對呼吸波和BCG信號進行分離；最后由二級放大電路分別將分離后的兩路信號以合適增益放大，以便進行ADC采樣及輸出至示波器檢測。

2.1.1 電荷放大電路

BCG采集裝置一般采用電阻應變式傳感器［2］或壓電薄膜。EMFi是一種具有特殊蜂窩結構的薄聚丙烯（PP）材料，EMFi傳感器具有電容性質，EMFi材料在薄膜厚度方向上的靈敏度非常高，但在橫向方向只有厚度方向的約1%。

壓電傳感器可以等效為并聯電容器和電阻的電流源或者串聯電容器和電阻的電壓源。如果采用電壓放大電路，則電纜電容會影響輸出電壓，因此移動或更換電纜都會對電路輸出產生影響。電荷放大器將傳感器短接，可將線纜電容影響排除，輸出只與圖2中反饋電容C2和電阻R2有關。

圖2 電荷放大電路圖Fig.2 Charge amplifier circuit

2.1.2 低通濾波電路

低通濾波電路主要作用是濾除信號中高頻噪聲成分。BCG信號中的大多數相關成分存在于1～20 Hz頻帶內［7］，而呼吸信號主要集中在0.2～0.4 Hz［8］。如果僅測量心率，則可以使用較低的頻率范圍。本電路選用二階巴特沃斯低通濾波器（圖3），為保證最大限度保留有用信息，將模擬低通濾波器通帶范圍設定在0～20 Hz范圍內，以濾除信號中混雜的高頻噪聲。

2.1.3 基于陷波器的BCG分離電路

經過低通濾波器的信號是呼吸和BCG混合信號，具有以下特點：

1）呼吸信號幅值遠大于BCG信號。不同測量姿勢下，2種信號的相對幅值略有不同，受試者臥姿狀態下呼吸信號幅值在BCG信號的5倍以上；

圖3 二階低通濾波電路圖Fig.3 Second-order low-pass filter circuit

2）2 種信號頻率較低。BCG信號頻率在20 Hz以下，呼吸波信號頻率在0.5 Hz以下；

3）2 種信號頻帶范圍接近，2種信號頻帶雖不重疊，但相隔不到1 Hz，非常接近。

由于混合信號上述特點，濾除呼吸波的帶通濾波器需要精確的截止頻率和極窄的過渡帶。設計此類模擬濾波器需要較高的階數和精度極高的阻、容元件，有時甚至需要多個阻、容元件組合使用，不但浪費大量硬件資源、增加電路設計成本，還容易衰減有用信號、引入其他噪聲。

根據呼吸波信號頻帶窄、幅值大的特點，本文設計中心頻率在0.3 Hz的雙T型陷波器（圖4）濾除呼吸波信號。雙T型陷波器中，R、C支路的對稱程度直接決定了陷波器的衰減性能，所以選擇2只相同型號、相同阻、容值的器件并聯來嚴格保證R與R/2和C和與2C之間的對稱關系。中心角頻率為式（1）：

為了最大程度濾除呼吸波信號，同時又不損失BCG信號，要求陷波器具有合適的品質因數（Q值）。Q值越大，體現在幅頻特性曲線上就是谷間距變窄，對中心頻率以外的信號衰減越小；Q值越小，體現在幅頻特性曲線上就是谷間距變寬。針對以上問題，電路中引入正反饋并加入一個Q值調節電位器R19。在實際測量中，通過電路采集效果調整電位器阻值靈活改變Q值，達到對呼吸波最佳濾除效果。圖5為通過TI公司的TINA仿真軟件對陷波器電路進行仿真得到電路的波特圖，由仿真可知，陷波器電路中心頻率為0.27 Hz，對0.2～0.4 Hz信號能夠達到-10 dB以上的衰減。

2.2 試驗設計

受試者為6名男性志愿者，平均年齡（28±2.19）歲，身體健康，無心血管疾病或疾病史。

圖4 陷波器電路圖Fig.4 Notch filter circuit

圖5 陷波器電路波特圖Fig.5 Notch Bode plot

試驗設備為依照上文所述自主設計制作的BCG/ECG聯合采集電路，ECG采集部分依托AD8232芯片設計。采用STM32F107芯片內置的12位AD轉換器對模擬電路輸出信號進行采樣，通過串口將BCG和ECG2路信號發送至上位機，上位機通過基于MATLAB軟件開發的程序接收數據并儲存。

試驗分為準備和采集2個階段，志愿者先在硬木板試驗床上靜臥10min，達到平穩靜息狀態，然后通過本文設計的信號采集電路對受試者平臥位狀態下的BCG信號進行10 min連續采集，在BCG信號采集同時，同步采集受試者單導聯心電圖（Electrocardiogram，ECG），作為BCG信號心率提取的判斷標準。

2.3 檢測指標

采用波形觀察和定量分析2個方面評價改進電路對測量效果的影響。

參照相關研究［8］定義檢測準確率（Precision）和查全率（Sensitivity）綜合評價心率檢測，見式（2）、式（3）：

其中RP（R Position）為以ECG為標準定位的R波總數，JP（J-wave Position）為準確定位J波的BCG信號個數。OP（Omit Position）為算法未能識別出產生心跳的BCG信號個數。

4.3 結果

圖6為1名受試者的信號采集模擬電路輸出結果，示波器參數設置橫軸為時間，每大格代表1 s，縱軸為信號幅值，每大格為1 V。第一路為呼吸波信號；第二路為BCG信號，由于二級放大電路采用了反相放大器，因此BCG信號的J波向下，采集結果中可以觀察到明顯的J波峰值。

圖6 輸出呼吸波和BCG波形Fig.6 Respiratory and BCG waveform

圖7分別為6名受試者采集到的試驗原始BCG數據。Daniel等［9］采用典型的混合信號直接采集方法，采集到的信號如圖8所示。對比發現，呼吸信號被本文設計的陷波器很好的抑制，輸出信號為較為純凈的BCG信號。

圖7 6名受試者采集的BCG信號Fig.7 BCG signals collected from six subjects

圖8 Daniel等采集到的BCG原始波形［9］Fig.8 Original BCG signal collected by Daniel［9］

為進一步分析本文設計的電路對BCG信號的提取質量，使用提取的BCG信號進行心率檢測。通過截止頻率20 Hz的IIR數字濾波器消除信號中混有的高頻噪聲，并通過分段函數擬合法進一步去除基線。原始信號經過預處理后不采用其他提取算法，直接通過峰值檢測提取心率。圖9為通過峰值檢測法提取到的BCG信號J波波峰。

圖9 BCG信號心率提取Fig.9 Heart rate extraction from BCG signal

將BCG信號中因肢體運動而導致超出放大器量程的BCG以及對應的ECG信號段去除后，從6名受試者ECG數據中共提取了R波3876個，通過峰值檢測確提取了3842個R波對應的BCG信號J波，平均識別準確率達到了99.12%，心率提取結果對比見表1。可以看出，6名受試者的檢測準確率全部達到97%以上。通過加入陷波器，電路很好的消除了呼吸對BCG的影響，采集的數據可以幾乎不用處理就能提取心率。識別錯誤主要是L波波峰值過高導致，發生漏檢或多檢情況較少，因此查全率高于檢測準確率。

表1 心率提取結果Table 1 Heart rate extraction results

4 結論

本文在分析薄膜壓電傳感器原理基礎上，針對呼吸波和BCG信號特點設計了一套信號采集電路。采集電路設計簡單、成本低、功耗小，便攜性高，采集到的信號可以通過簡單的峰值檢測方法有效提取心率信息，在無明顯身體運動干擾的數據中，平均識別準確率達到了99.12%。

研究表明，通過加入模擬陷波器可以有效抑制BCG信號中的呼吸波，提高BCG信號的提取質量。研究可應用于航天員心率長期監測、睡眠研究，并為后續研究便攜式監測設備開發提供可靠的硬件基礎。