基于光電容積脈搏波的心血管多參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)

張振強(qiáng)， 陳真誠， 顧 爽， 韓慧茹

(桂林電子科技大學(xué)電子工程與自動(dòng)化學(xué)院， 桂林 541004)

隨著現(xiàn)代社會(huì)人們工作，生活方式和飲食結(jié)構(gòu)改變，肥胖人口逐年增加，導(dǎo)致越來越多人患高血壓、心臟病等心腦血管疾病。據(jù)《中國心血管健康與疾病報(bào)告2019概要》顯示，中國心血管病患病率持續(xù)上升，心血管病患病人數(shù)接近3.3億，2017年心血管病死亡率占農(nóng)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(duì)心血管疾病防控顯得尤為重要。

中國學(xué)者基于脈搏波心血管參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)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(shù)檢測(cè)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)和實(shí)現(xiàn)，該系統(tǒng)通過下位機(jī)采集多路光電容積脈搏波描記法(photoplethysmography，PPG)和心電信號(hào)(electrocardiogram，ECG)，上位機(jī)接收下位機(jī)采集到信號(hào)并使用MATLAB軟件進(jìn)行波形形態(tài)分析,不足之處在于信號(hào)波形形態(tài)分析在MATLAB軟件上實(shí)現(xiàn)，沒有實(shí)現(xiàn)心血管參數(shù)的實(shí)時(shí)顯示，該系統(tǒng)測(cè)量操作復(fù)雜，且需要一定的專業(yè)知識(shí)。也有人提出基于ARM(advanced RISC machine)的心血管參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)的實(shí)現(xiàn)[3],但是該系統(tǒng)使用的壓力脈搏傳感器采集的脈搏波信號(hào)和傳感器的放置以及施加外力有關(guān)，不具備光電容積脈搏波的穩(wěn)定性。龐宇等[4]提出一種適用監(jiān)護(hù)場(chǎng)景的心率、血氧飽和度和血壓參數(shù)測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)，但是血壓測(cè)量使用傳統(tǒng)的袖套式，給測(cè)量帶來了不便。也有其他人都對(duì)人體多參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)進(jìn)行了研究，但是都存在著檢測(cè)參數(shù)較少，操作復(fù)雜等原因[5-6]。在此背景下，本文設(shè)計(jì)了一種基于光電容積脈搏波的心血管多參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)。

1 心血管參數(shù)檢測(cè)原理

1.1 脈搏波檢測(cè)原理

1938年，Hertzman提出了PPG，一種檢測(cè)人體脈搏波的方法[7]。使用發(fā)射管與接收管組成光路檢測(cè)，發(fā)射光進(jìn)入人體組織，被人體組織(如肌肉、骨骼、靜脈、動(dòng)脈等)吸收，吸收量一般是恒定不變的，構(gòu)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(huì)改變光的吸收量并在直流分量基礎(chǔ)上產(chǎn)生波動(dòng)，構(gòu)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(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?hào)，描記出光電容積脈搏波。

圖1 PPG分量示意圖

1.2 心率檢測(cè)原理

從第一聲心臟跳動(dòng)開始計(jì)數(shù),每分鐘跳動(dòng)的次數(shù)被定義為心率[8]。人體心率檢測(cè)可以分為靜態(tài)檢測(cè)和動(dòng)態(tài)檢測(cè)，動(dòng)態(tài)檢測(cè)可以準(zhǔn)確檢測(cè)運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下心率[9]。正常人脈搏波信號(hào)一個(gè)周期波形可以清晰對(duì)應(yīng)心臟跳動(dòng)一次的過程，所以通過PPG信號(hào)可以提取出人體心率。脈搏波周期T可以通過相鄰兩個(gè)波峰之間的采樣點(diǎn)N和采樣率F確定，人體心率P可以由脈搏波周期計(jì)算，它們之間存在的關(guān)系為

(1)

1.3 血氧飽和度檢測(cè)原理

血液中血氧濃度即為血氧飽和度，它是被氧結(jié)合的氧合血紅蛋白(oxygenated hemoglobin, HbO2)的容量占全部可結(jié)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(chuàng)檢測(cè)血氧飽和度方法，是根據(jù)朗伯-比爾(Lamber-Beer)定律，針對(duì)血液中的氧合血紅蛋白(HbO2)和還原血紅蛋白(Hb)對(duì)不同波長的光的吸收特性不同的原理，據(jù)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(jì)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(chuàng)檢測(cè)原理

研究發(fā)現(xiàn)容積脈搏波二次微分后的加速脈搏波各特征點(diǎn)能很好地反映血液微循環(huán)過程，分析各特征點(diǎn)提取出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間 (pulse wave transit time, PWTT)，它能較準(zhǔn)確地反映血液從心臟射出到傳遞至手指末端毛細(xì)血管并反射匯合的時(shí)間[11]。脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間反映動(dòng)脈彈性和可擴(kuò)張性，受到血管容積和血管壁彈性的影響，血壓的變化會(huì)導(dǎo)致血管容積和血管壁彈性變化，進(jìn)而引起脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間改變[12]。通過對(duì)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(diǎn)確定脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，圖3為光電容積脈搏波和對(duì)應(yīng)加速脈搏波，A—C段為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。研究表明：在一定范圍內(nèi)，PWTT和動(dòng)脈血壓之間呈線性相關(guān)，且這種關(guān)系在某一個(gè)體，在一段時(shí)間內(nèi)相對(duì)穩(wěn)定[11]。Payne[13]研究發(fā)現(xiàn)收縮壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間具有很好地相關(guān)性，收縮壓PS和PWTT之間存在的關(guān)系為

圖3 光電容積脈搏波和對(duì)應(yīng)加速脈搏波

PS=B+APWTT

(3)

舒張壓(PD)、收縮壓(PS)之間存在的關(guān)系為

PD=C+DPS

(4)

式(4)中：D為常數(shù)。

由式(3)、式(4)可計(jì)算出收縮壓和舒張壓。

2 系統(tǒng)硬件總體設(shè)計(jì)

系統(tǒng)硬件總體設(shè)計(jì)框圖如圖4所示，該系統(tǒng)選用S5PV210的MCU(microcontroller unit)作為硬件系統(tǒng)的主控，主要設(shè)計(jì)了透射式指端PPG信號(hào)采集及濾波電路。透射式指端PPG信號(hào)采集及濾波電路，由H橋驅(qū)動(dòng)電路驅(qū)動(dòng)發(fā)光二極管發(fā)出不同波長光，濾波電路對(duì)接收二極管采集的PPG信號(hào)實(shí)現(xiàn)硬件濾波。

圖4 系統(tǒng)硬件總體設(shè)計(jì)框圖

2.1 H橋發(fā)光二極管驅(qū)動(dòng)電路

圖5為H橋驅(qū)動(dòng)電路，由兩個(gè)PNP(positive negative positive)和兩個(gè)NPN(negative positive negative)的雙極晶體管(bipolar junction transistor，BJT)，外加電阻構(gòu)成，橋中間連接發(fā)光二極管，當(dāng)發(fā)光二極管正向?qū)〞r(shí)，二極管發(fā)出660 nm紅光，逆向?qū)〞r(shí)二極管發(fā)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(fā)光二極管發(fā)出紅光和紅外光，通過R_INTERSITY和IR_INTERSITY控制發(fā)光二極管發(fā)出紅光和紅外光的強(qiáng)度。

圖5 H橋驅(qū)動(dòng)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(gè)集成運(yùn)算放大器外加電阻和電容構(gòu)成，工作電壓為3.3 V。集成運(yùn)放A設(shè)計(jì)為一個(gè)電壓跟隨器，3.3 V的電壓經(jīng)過串聯(lián)兩個(gè)相同電阻實(shí)現(xiàn)1/2分壓，分壓之后經(jīng)過電壓跟隨器，輸出1.65 V電壓；集成運(yùn)放B設(shè)計(jì)為一個(gè)RC(resistance and capacitance)低通有源濾波器，截止頻率為18.54 Hz；集成運(yùn)放C設(shè)計(jì)為一個(gè)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(hào)，將光信號(hào)轉(zhuǎn)化為模擬的電壓信號(hào)，該信號(hào)和電壓跟隨器的輸出電壓一起作為低通濾波器的輸入，經(jīng)過低通濾波器濾波，在經(jīng)過高通濾波器濾波，實(shí)現(xiàn)對(duì)光電容積脈搏波硬件濾波。人體脈搏波的信號(hào)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(hào)。

圖6 濾波電路

3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

系統(tǒng)軟件由系統(tǒng)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(tǒng)初始化主要完成電源置鎖、DDR(double data rate)內(nèi)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(shí)器初始化、系統(tǒng)時(shí)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(cè)量程序。

3.1 PPG濾波平滑處理

為了對(duì)PPG信號(hào)進(jìn)行特征提取，需要在軟件算法上對(duì)PPG信號(hào)進(jìn)行濾波處理，在保證波形特征的基礎(chǔ)上使波形更加平滑。設(shè)計(jì)了窗口大小為8個(gè)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(shù)字濾波算法程序，對(duì)采樣得到PPG信號(hào)先進(jìn)行均值濾波在進(jìn)行低通濾波處理。圖7為濾波前后對(duì)比。

圖7 濾波前后對(duì)比

3.2 血氧飽和度測(cè)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(fā)光下兩個(gè)通道PPG信號(hào)，每采集200個(gè)數(shù)據(jù)點(diǎn)對(duì)信號(hào)處理一次。首先需要對(duì)采集的兩個(gè)通道PPG信號(hào)濾波平滑，之后采用直流跟隨算法分別除去兩個(gè)通道PPG信號(hào)自身直流分量幅值得到交流分量幅值，對(duì)交流信號(hào)幅值求平方和，結(jié)果開平方根得到平均功率，計(jì)算兩個(gè)通道PPG信號(hào)的平均功率比R，計(jì)算5次R值取平均，由式(2)計(jì)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(cè)量流程圖

3.3 心率測(cè)量

心率測(cè)量軟件流程圖如圖9所示，采集紅光單通道下PPG信號(hào)并濾波平滑處理，預(yù)處理之后的PPG信號(hào)做一次差分，得到差分信號(hào)，根據(jù)差分信號(hào)特點(diǎn)找到PPG信號(hào)一個(gè)周期內(nèi)的所有極大值點(diǎn)，對(duì)所有的極大值點(diǎn)篩選，大于閾值點(diǎn)確定為PPG信號(hào)一個(gè)周期內(nèi)的最大值，該最大值就是脈搏波的波峰，識(shí)別PPG信號(hào)相鄰的兩個(gè)波峰位置，確定兩個(gè)波峰之間的采樣點(diǎn)N和采樣率F，由式(1)計(jì)算出心率。

圖9 心率測(cè)量流程圖

3.4 血壓測(cè)量

血壓測(cè)量流程圖如圖10所示，采集紅光單通道下PPG信號(hào)并濾波平滑處理，預(yù)處理之后的PPG信號(hào)做兩次差分，得到加速脈搏波信號(hào)，對(duì)加速脈搏波信號(hào)特征點(diǎn)(圖3中A—C)提取，提取出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT，由式(3)和式(4)計(jì)算出收縮壓和舒張壓。

圖10 血壓測(cè)量流程圖

4 系統(tǒng)性能實(shí)驗(yàn)

4.1 系統(tǒng)準(zhǔn)確性實(shí)驗(yàn)

為了檢測(cè)所設(shè)計(jì)系統(tǒng)的測(cè)量誤差，設(shè)計(jì)系統(tǒng)準(zhǔn)確性實(shí)驗(yàn)，使用設(shè)計(jì)的系統(tǒng)和市面上標(biāo)準(zhǔn)測(cè)量儀器進(jìn)行對(duì)比。實(shí)驗(yàn)準(zhǔn)備條件：招募11名志愿者，準(zhǔn)備一個(gè)溫度控制在26 ℃的房間，酒精棉若干，所設(shè)計(jì)的檢測(cè)系統(tǒng)，深圳京柏醫(yī)療科技股份有限公司生產(chǎn)的指夾式脈搏血氧儀，歐姆龍有限公司生產(chǎn)的電子血壓計(jì)。實(shí)驗(yàn)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(shè)計(jì)檢測(cè)系統(tǒng)測(cè)量受試者心率、血氧飽和度、血壓參數(shù)，測(cè)量時(shí)保證受試者端坐，并使手指與心臟保持齊平，測(cè)量完成后記錄受試者的各項(xiàng)測(cè)量參數(shù)。然后使用深圳京柏醫(yī)療科技股份有限公司生產(chǎn)的指夾式脈搏血氧儀測(cè)量受試者血氧飽和度和心率，歐姆龍有限公司生產(chǎn)的電子血壓計(jì)測(cè)量受試者血壓，記錄標(biāo)準(zhǔn)儀器測(cè)量的心率、血氧飽和度、血壓。按照上述過程測(cè)量11名受試者的各項(xiàng)參數(shù)，并記錄測(cè)量結(jié)果。表1為11名志愿者使用本系統(tǒng)測(cè)量的心率、血氧飽和度、血壓和標(biāo)準(zhǔn)儀器測(cè)量結(jié)果對(duì)比表。圖11為所設(shè)計(jì)系統(tǒng)測(cè)量圖,該系統(tǒng)分為指端脈搏波采集和主機(jī)處理顯示兩部分。

圖11 系統(tǒng)測(cè)量參數(shù)

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

表1 實(shí)驗(yàn)儀器和標(biāo)準(zhǔn)儀器測(cè)量結(jié)果對(duì)比

4.2 系統(tǒng)重復(fù)性實(shí)驗(yàn)

設(shè)計(jì)實(shí)驗(yàn)檢測(cè)本文設(shè)計(jì)系統(tǒng)的重復(fù)性。實(shí)驗(yàn)條件：招募1名志愿者，準(zhǔn)備一個(gè)溫度控制在26 ℃的房間，酒精棉若干，設(shè)計(jì)的檢測(cè)系統(tǒng)。實(shí)驗(yàn)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(shè)計(jì)檢測(cè)系統(tǒng)測(cè)量受試者心率、血氧飽和度、血壓參數(shù)，測(cè)試5次，測(cè)量時(shí)保證受試者端坐，并使手指與心臟保持齊平，測(cè)量完成后記錄受試者的各項(xiàng)測(cè)量參數(shù)。表2為重復(fù)性數(shù)據(jù)，其中RSD(relative standard deviation)為相對(duì)標(biāo)準(zhǔn)偏差，MU(measurement uncertainty)為自由度等于4、置信概率95%的測(cè)量不確定度。由表2可知，各項(xiàng)測(cè)量參數(shù)RSD均在5%以內(nèi)，且各項(xiàng)測(cè)量參數(shù)的測(cè)量不確定度表明，測(cè)量數(shù)據(jù)有效、可信，本系統(tǒng)重復(fù)性較好。

表2 重復(fù)性數(shù)據(jù)

5 結(jié)論

設(shè)計(jì)了一種基于光電容積脈搏波的心血管多參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)，可以無創(chuàng)、快速檢測(cè)人體多種生理生化參數(shù)。該系統(tǒng)實(shí)時(shí)測(cè)量顯示血氧飽和度、心率、血壓人體重要生理參數(shù)。在實(shí)際測(cè)量實(shí)驗(yàn)中表現(xiàn)良好，具有良好的測(cè)量準(zhǔn)確性。本文系統(tǒng)不足之處在于測(cè)試人員數(shù)據(jù)集較小且集中為正常人群，后續(xù)研究中，將擴(kuò)大測(cè)試人員數(shù)據(jù)集，對(duì)不同人群測(cè)試。