便携式心脏储备参数监测系统的设计与实现

郭兴明 吴文竹 唐俊铨 肖守中，2

（重庆大学生物工程学院，重庆市医疗电子技术工程研究中心，重庆 400044）2（重庆博精医学信息研究所，重庆 400044）

引言

心脏储备（cardiac reserve，CR）是心脏功能的上调能力，即心脏潜能的大小。心脏储备可以让医生和病人了解各种疾病和应激情况对心脏状态的具体影响，为更细致的心脏保护提供依据。

目前，评估心脏功能的常用方法有听诊器听诊、心电图检查、超声心动图检查等。听诊器听诊是检测心脏杂音最直接的方法，但对医生的经验要求较高，且有较强的主观性，不能客观地反映病人的心脏状态；心电图虽然是心脏变时性和变传导性的最佳监测方法，但不能反映心脏的变力性；超声心动图能通过心腔各径从舒张期到收缩期的变化速度和射血分数等指标来评估心肌功能，但不便于在日常条件下应用。因此，需要一种既能同时测量心脏变时性与变力性，又能应用于普通条件下的心脏储备监测设备。本研究介绍了一种便携式心脏储备监测系统，该系统能客观量化测量心功能指标，且有体积小、成本低、无创、操作简便等特点，方便特殊人群或者健康人群随时监测自己的心脏健康状态。

心脏衰竭时，心功能失常的最重要方面不是在静息状态下观察到的心脏性能的抑制，而是心脏储备的降低。正是这一降低代表了心脏的衰竭程度，需要测量。目前，国际上关于心音和心肌收缩能力的研究发现了心音和心力大小之间的联系，为无创量化地评估心脏储备提供了一种新的方法。理论分析表明：第一心音幅值的大小主要取决于心室收缩时产生的压强能大小，而该压强能的大小主要由心肌收缩力的强弱来决定。动物实验及有创和无创的临床试验研究表明［1］：第一心音幅值的变化和左心室压力上升最大速率的变化成正相关（r=0.955，P＜0.001）。但心音的幅值大小与被测试者的心脏位置、胸壁厚度和传感器的放置位置及对胸壁的压力大小有关，第一心音幅值的绝对大小研究意义不大。肖守中等提出用相对值法来建立心音幅值参数［2］，利用第一心音幅值 S1的变化趋势来量度心肌收缩能力，评估心血管疾病患者和健康人的心力储备［2］。肖提出的心脏储备参数包括［3］：心率变化趋势，能预测猝死可能性的大小；舒张期/收缩期时限比（D/S），心脏收缩时将血液泵到全身，舒张期血液重新回到心脏，舒张期时间长短关系到心脏新陈代谢的好坏，D/S可以用来评估心脏自身供血的程度；第一心音幅值对第二心音幅值的比值（S1/S2）：监测S1/S2生理病理代偿性增高或降低，能动态评估心血管病人以及孕妇和运动员等特殊人群的心脏安全；心力变化趋势（cardiac contractility change trend，CCCT）：指不同运动负荷下运动后 S1幅值对安静时S1幅值增加的相应倍数。在不同运动量负荷下引起的S1幅值的变化，蕴藏着心肌收缩能力和心力储备信息，据此评估受试者的心力储备状态。还有研究发现［4］，第一心音（S1）第二心音（S2）的幅值比（S1/S2）的变异性和倒置现象，有可能与心脏缺氧或疲劳有关，研究S1/S2比对评估心脏储备、分析心脏疲劳、观察低氧状态下的心脏有重要价值。

传统的心脏检测设备大都要求被测试者到指定的地方由专业技术人员进行检测，而对于需要在特殊场合进行测试的运动员和行动不便的孕妇，以及其他需要长时间多次检测心功能的特殊人群，将造成生活上和经济上的困扰。因此，有必要研究一种便携且操作简便的心功能检测仪器，以方便特殊人群和健康人群实时监测自己的心脏健康状态。随着数字信号处理技术和微电子技术的不断发展，医疗设备也在向小型化和便携式发展，一种家用、无创、快速、低成本、量化测评心脏变力性和变时性状态的心脏储备监测系统应运而生。

1 便携式心脏储备监测系统的设计

1.1 系统硬件总体设计

便携式心脏储备监测系统的总体硬件框图如图1所示。

图1 系统硬件框图Fig.1 Block Diagram of System

该系统使用锂电池供电，体积小，方便携带。心音传感器使用北京航天医学工程研究所的JXH-5型有源心音传感器，通过前端模拟放大滤波输入至DSP进行处理。系统的 CPU选用 TI公司的TMS320F2812，它是一款高性能的定点DSP芯片，具有低成本、低功耗和高性能的处理特性，150 MHz的处理速度能实现系统的实时控制和大量数据处理［5］。DSP芯片的GPIO口控制 LCD显示，并使用SPI串口发送数据到SD卡中存储。系统有两个按键，方便用户选择心音做心脏储备参数计算。

考虑到便携式系统的功耗问题，系统采用了单电源低电压的供电方式。系统信号处理硬件部分中的放大器选用OPA2333A，增益控制器件选用多道模拟开关 CD4051，它们均使用单电源3.3 V供电，能有效降低系统功耗。数据存储部分舍弃了功率较大的FLASH存储设备，选择了功耗较低的SD卡。同时，DSP供电部分采用了TI公司的高效率同步降压转换器 TPS62290［6］，当负载电流减少时，能自动转入节能模式以降低系统功耗。

1.2 系统软件总体设计

系统的软件主要包括各个模块的初始化、A/D采样、与SD卡通信、液晶显示、数字滤波和求心脏储备值几个部分。使用TMS320F2812的计时器0中断使能A/D采样，采样率设定为5 000Hz。采集到的心音通过进一步的数字滤波放大，送液晶显示并存储到SD卡中。心音信号检测完成后，进行键盘扫描。若用户选择计算参数，则程序调用相关参数计算函数；若选择重新计录，则返回程序的开始处记录下一个心音信号。系统的功耗与DSP的工作频率成正比，因此在满足系统需求的前提下，应尽量限制DSP的工作频率。另外，在系统等待采集时，软件设置DSP进入IDLE模式，系统进入低功耗待机状态。软件采集及数据分析部分如图2所示。

图2 系统软件框图Fig.2 Block Diagram of System

为了方便后期数据的读取和转移，系统在 SD卡上建立了一个FAT32格式的文件系统，心音数据以wav格式存储。小波分析和包络提取，还有 S1、S2识别和参数计算，这两部分的程序在 Matlab R2009b中编写，通过 MATLAB中的 CCSLink工具转换为CCS工程文件，连接到DSP系统板上调试运行，最后下载到系统板上。该系统如图3所示。

1.3 心脏储备参数计算

图3 系统图Fig.3 The picture of the system

采集到的数据通过用户选择来确定是否进行心脏储备相关参数的分析，选取信号中间部分的4 s时间（约4～5个心音周期）进行消噪和计算。这是因为开始测量时部分人群会有紧张心理而造成的测量误差，最后几个周期会有人为停止记录的动作产生的噪声，只有中间的周期是噪声较少且比较稳定的。考虑到实时性问题，只检测4 s的信号计算平均值。

1.3.1 心音的小波去噪

小波变换是一种信号的时间-频率分析方法，在时域、频域都有表征信号局部特征的能力。心音信号是一种非稳定信号，非常适合用小波作为分析工具。小波去噪能滤除大部分环境和工频杂音，方便后面对S1和S2的起始点和幅值的定位。因为心音的主要成分频率一般集中在300Hz以下，在对心音进行分析处理时，首先对采样数据进行2分频，这时采样频率变为2 500Hz，远大于有用信号的频率范围，同时还可以提高数据处理速度。2分频后数据的频率在0～1 250Hz之内，根据小波分析理论，本系统采用db6小波对心音信号进行四阶分解，分解的每层信号都用默认阈值消噪。最后，对处理后的信号进行一维信号的小波重构。

取一个带有强噪声的心音图进行消噪实验，心音消噪效果如图4所示。可见，小波消噪法能较好地保留心音中的主要成分，滤波效果良好。

1.3.2 香农能量提取心音包络

香农能量具有强调中等强度信号并加强低能量信号的效果，它被广泛用于检测主要心音成分和分离相连的心动周期。

香农能量 Es，定义为［7］

式中，W表示能量计算窗的长度，

式（2）表示归一化的心音信号，其中 N为 x的长度。

图4 心音小波消噪对比图。（a）带有噪声的心音图；（b）消噪后的心音图Fig.4 Wavelet denoising comparison diagram.（a）heart sound signal with noise；（b）denoised heart sound signal

式中，M（Es（n））为Es（n）的均值，S（Es（n））为Es（n）的标准差。

求得的香农能量包络仍有很多毛刺，不便于阈值范围的选取，对其做长度为100的平滑滤波处理，所求结果如图5所示。可见，心音包络有效地提取出了S1和S2的包络，没有损失心音中的有用信息，为接下来S1和S2的识别以及心脏储备参数的计算做好准备。

1.3.3 S1、S2的定位和心脏储备参数的计算

1.3.3.1 差分法定位S1和S2：

在计算心脏储备参数之前先要定位各个心周期中的S1和S2，这里使用差分法。差分法是心电图自动算法中的一种普遍方法。具有速度快、效率高等特点，也适用于定位心音信号中的主要成分。同时需要运用相关医学知识来分辨S1和S2。

1）设定幅度阈值，去除小于阈值的波峰。阈值用心音包络的最大幅值乘以调节系数a（一般范围为0.2～0.4），这里取 a=0.2。将所有小于阈值幅度的点赋为0，舍去幅值小的杂音包络。尽管原心音信号包络图发生了改变，但S1和S2的相对位置没有发生变化。

2）设定差分阈值，寻找正负差分对。正差分代表波形的上升沿，负差分代表波形的下降沿。

图5 心音信号的香农能量包络图。（a）消噪后的心音图；（b）香浓能量包络；（c）平滑后的香浓能量包络Fig.5 Shannon energy envelop diagram.（a）denoised heart sound；（b）Shannon energy envelop；（c）smoothed Shannon energy envelop

3）标记所有的 S1和 S2。首先，计算每一个正负差分对的持续时间。由于S1时限在70～150 ms之间，S2时限在60～120 ms之间，可以根据这个时限设定一对上下阈值，将持续时间不符合阈值的正负差分对舍去；然后计算相邻两个正负差分对起始点之间的间隔距离，并结合心音的相关医学知识，确定时间间隔值，利用这个阈值去除额外的正负差分对，所留下来的差分对就是S1、S2正向波的上升沿和下降沿。找到上述上升沿起始点和下降沿的终止点。

4）判别S1和S2。首先计算标记出来的起始点之间的间隔，利用 S1S2（第一心音到第二心音距离）小于S2S1（第二心音到第一心音距离）判断，如果相邻两个间距相差0.1 s以上，则间距小的为S1S2间距，间距大的为S2S1间距，这样就依次标出了S1和S2；如果相邻两个间距相差0.06 s以下，则说明心率过快，舒张期缩短，以至收缩期和舒张期的时间几乎相等。因为S1幅值一般大于S2幅值，心率过快又会使S1幅值增大、S2幅值减小，在经过幅度阈值处理后，剩下的将都是 S1，这时找到最大幅值点，相邻两点都标志为S1。

按照上述方法可以自动检测S1和S2的起始时间和最大幅值，进而可以通过检测值计算心率、D/S比和S1/S2比等心脏储备参数值。图6给出仿真实例，为方便观察，心音包络二值化为矩形包络，可以看出，对混有少量杂音的正常心音和心律不齐的心音识别是准确的。

计算心脏储备值：

图6 S1和S2的识别结果。（a）正常心音；（b）心律不齐心音Fig.6 S1，S2 recognition results.（a）normal heart sound；（b）arrhythmic heart sound

用户通过按键选择波形进行心脏储备参数的计算，还可以通过观察记录心脏储备值评估自己的心脏状态。系统计算的心脏储备参数有：心率（HR）、舒张期/收缩期时限比（D/S）和第一心音/第二心音幅值比（S1/S2）比，计算方法为

式中，fs为心音采样率，NΔS1S1为S1S1间隔点数。

式中，ΔtS2S1是S2起始点到下一个S1起始点间的间隔，ΔtS1S2是 S1起始点到下一个 S2起始点间的间隔。

统计分析显示［3］，心率的正常范围为60～100次/s；D/S的临界值选作1.5，＜1.5表示心脏供血不足，D/S越大表示心脏供血越充分；S1/S2的一个统计样本值为1.89±0.94，如果S1/S2代偿性增高（＞3.7），或偏低（＜1）时，就需要评估受试者的生理病理行为。

2 实验结果

2.1 算法识别结果

在安静的环境下，用该系统采集健康大学生和中老年人在静息状态下的心音数据，静息状态即半小时内没有进行大量的体力活动且精神放松。采集时，被测人自己或其他测试人员将传感器放至被测者心尖处，保证传感器紧紧贴住被测者的胸壁。

使用该系统采集了42例心音信号，其中健康大学生心音信号30例（年龄在18～24岁之间），中老年心音信号12例（年龄在45～74岁之间）。受试者均知情同意。在该系统上对采集到的心音进行心脏储备参数计算，并与手动检测的结果进行对比。表1为S1和S2的识别结果，表2为心脏储备参数检出正确率。

表1 S1和S2识别结果Tab.1 The recognition results of S1 and S2

从表1可以看出，S1的平均识别率在90％以上，而S2识别率稍低为87.3％。表2中，e表示可以接受的误差范围，根据较大样本统计分析确定。当（手动检测结果– e）≤自动检测结果≤（手动检测结果+e）时，认为该自动检测结果为可接受的正确结果。从检测结果可以看出，心率的检测正确率较高，平均正确率在90％以上，略高于 D/S和 S1/S2的检测正确率。

中老年人心音的S1、S2识别率和心脏储备参数计算正确率均低于健康大学生，这是因为中老年的心音中杂音较多，心音幅值较小，采集纯净的心音信号相对困难，以至采集的样本中仍然混有杂音而造成误检。

2.2 系统功耗情况

便携式设计的一个重要评价参数就是系统的功耗大小。TMS320F2812 DSP采用 CMOS工艺，CMOS电路的功耗与其工作频率成正比，在系统不采集信号和计算参数时，CPU工作在低频率的节能模式。另外，模拟电路中选用的大多数元器件都是低功耗或是具有节能模式的。在软件设计中，若无相关操作可使用IDLE指令，让DSP内部挂起，以减小系统功耗。

在制作完成的电路板上测试系统功耗：系统在IDLE模式下电池输出电流为49.7 mA，当DSP程序运行时电池输出电流增加到180.1 mA。系统使用LG锂离子电池，电压3.7 V，电流830 mA·h。信号采集过程中，系统大部分时间（约占2/3）处于等待采集和等待操作模式，DSP全速运行时间大约占1/3。可以计算得到系统的平均电流为180.1 mA×（1/3）+49.7 mA×（2/3）≈93.33 mA，也就是说电池充满电后可以支持系统连续操作8～9 h。设系统每次开机连续操作的时间在半小时以内，电池充电一次可支持系统使用2周以上，完全满足便携式系统的需要。

3 结论和讨论

心脏储备监测系统通过采集分析心音数据给出心脏功能评估指标；系统的便携式设计和简单的操作方式，方便测试者在家中或户外实现心脏储备的实时监测，有益于观察记录各种特殊人群的心脏状态变化情况。该系统体积小，重量轻，便于携带，操作方便。通电后，将心音传感器放至心尖处就可以便捷地采集到心音信号。液晶显示模块下方是SD卡插槽，用于存储采集的信号。测试表明，在安静的环境下，系统能快速准确地采集心音信号，实时在LCD上显示波形，并在SD卡中存储心音波形文件。通过按键选择波形，做心脏储备参数分析，并能快速得出计算结果，实验结果显示检出率较高。便携式心脏储备监测系统具有体积小、成本低、使用简便、安全快速和客观量化等特点，能广泛用于各种人群心脏储备的检测和评估，具有广泛的应用前景。

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