无创心血管功能参数检测仪的研制

艾海明，李京，张毅，王东明，王卫东（通信作者）

1 北京开放大学科学技术学院 （北京 100081）；2 深圳市宇辰智能有限公司 （广东深圳518000）；3 解放军总医院医疗器械研发与临床评价中心 （北京 100853）

心血管疾病包括内膜增生、动脉粥样硬化、高血压、高脂血症和冠心病等，已成为危害人类健康的重大公共卫生难题[1]。研究表明，心血管疾病是病理特征长期积累的结果，并伴随着血流动力学和血液流变指标的改变[2]。心搏出量、心输出量等心血管功能参数对于探究心血管疾病的形成机制、临床诊断及预防具有显著的生理和病理意义[3-5]。近年来，光电容积脉搏波描记术（photoplethysmographic，PPG）由于其不易受干扰、廉价易得、实时快速等特点，在新型血流动力学监测装置研制中发挥了重要作用[6]。本研究采用PPG 设计了一种无创心血管功能参数检测仪，可无创检测人体心搏出量、心输出量、外周阻力、心搏指数、心脏指数，现报道如下。

1 整体框架方案

1.1 心血管功能参数检测算法

1.1.1 PPG 信号测量原理算法

当强度为I0单色光入射到均匀物质时，对应光电检测器接收的出射光强度I 为：

式中， ε（λ）为物质对波长λ 的摩尔消光系数，c 为吸光物质浓度，d 为光程长。

1.1.2 心血管功能参数检测算法

PPG 信号波形参数（K）值定义为[7]：

式中，Pm、 Ps、Pd分别为平均动脉压、收缩压、舒张压。

体表面积（body surface area，BSA）定义为[7]：

式中，T、W 分别为人体身高（cm）和体质量（kg）。

心输出量（cardiac output，CO）计算公式如下：

心搏出量（stroke volume，SV）计算公式如下：

心脏指数（cardiacindex，CI）计算公式如下：

心搏指数（stroke index，SI）计算公式如下：

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

1.2 总体框架结构

该检测仪采用反射模式采集PPG 信号并选用脚趾作为测量部位，其总体框架结构包括光电传感器、PPG 模拟前端、nRF52832微控制器模块、液晶显示模块、电池充电及电源管理模块、心电监测模块等，见图1。该检测仪的主要工作流程为，由光电传感器等组成的模拟终端模块通过透射模式采集脚趾PPG 信号及心电采集模块采集的心电信号，并通过蓝牙协议将所测得数据传输至上位机。

图1 系统架构框图

2 硬件设计

2.1 NELLCOR 血氧探头

NELLCOR 血氧探头传感器由双发射管和光敏二极管组成，通过转接电缆连接至主机。本研究为采集脚趾的脉搏波波形，将NELLCOR 血氧探头改为反射式，脚趾轻踩血氧探头即可采集人体脚趾的血流波形，见图2。

图2 NELLCOR 血氧探头

2.2 主控制器和蓝牙模块

控制电路采用Nordic 公司型号为nRF52832的主控芯片，该芯片是一款功能强大、高度灵活的超低功耗多协议系统蓝牙单芯片，可作为嵌入式2.4 GHz 无线传输收发器，非常适用于集成低功耗蓝牙、高级网络协议（advanced network tools，ANT）和2.4 GHz 超低功耗需求的无线应用；nRF52832芯片可在1.7 ～3.6 V 的电源电压下工作；当任务操作不需要时，所有独立的外设和时钟均可提供完全的断电灵活性，从而将功耗降至最低；此外，nRF52832芯片资源广泛，同时可以内置低功耗蓝牙协议栈，方便基于低功耗蓝牙的开发，TI 公司心电检测电路芯片ADS1291、PPG 信号检测电路芯片AFE4400与微控制器通过串行外设接口（serial peripheral interface， SPI）协议进行数据通信，高清液晶屏（liquid crystal display， LCD）通过集成电路（inter-integrated circuit，I2C）协议进行通信，同时微控制器通过通用输入/输出接口（general-purpose input/output，GPIO）控制稳压芯片的使能引脚，进而控制电源开关进行电源管理，见图3。

图3 主控制器电路

2.3 心电检测电路

由于心电信号微弱且存在工频干扰、电极噪声等，因此，本研究选取两路高集成度、采样率高达8 KSPS 的24位高分辨率ADC，可实现同步采样，模数转换器内置可编程增益，支持1、2、3、4、6、8、12倍放大，高达-105 dB的共模抑制比，内部具有右腿驱动放大和导联脱落检测电路及可持续断电检测芯片ADS1291，见图4。信号输入经过保护电路、低通RC 滤波器进入ADS1291的1通道，经过ADS1291内部处理及ADC 采样得到心电数据，并通过SPI接口传输至控制器，相比于构建模拟电路，不仅减小了电路规模，而且提高了电路的可靠性。

图4 心电检测电路

2.4 PPG 信号检测电路

为了降低研发难度，增加电路可靠性，PPG 信号检测采用了TI 公司AFE4400系列芯片。该芯片集成了LED 驱动电路和信号调理电路，可实现PPG 信号采集、处理等功能，提高了系统性能，有利于信号波形标准化，且降低了功耗及设计复杂度；此外，为防止输入输出端出现静电损坏芯片，增加了保护电路BAV99W，见图5。

图5 PPG 信号检测电路

2.5 电源管理模块

充电模块采用内部PMOSFET 架构，具有防倒充功能的LY4057D。充电电压固定于4.35 V，而充电电流可通过一个电阻器进行外部设置。当充电电流达到最终浮充电压后降至设定值的1/10时，LY4057D 将自动终止充电循环，见图6（a）。为保障整个系统和硬件的稳定供电，将电池的电压分别经过LN1121P332MR 输出3.3 V 为主控电路供电，经过SGM3110-5.0YN6输出5 V 为心电采集电路供电，经过WL2805-V2.8输出2.8 V 和WL2805-V1.8输出1.8 V 为LCD供电，见图6（b）。

图6 电源管理模块电路

3 算法软件设计

3.1 噪声滤波算法

运动伪迹扭曲PPG 信号波形及幅值等信息，由于PPG信号具有拟周期性且频谱能量主要分布于其谐波成分上，故采用梳状滤波器。算法过程为[8]：（1）6层小波去噪抑制较强烈的运动伪迹；（2）快速傅里叶变换（fast Fourier transform，FFT）将信号时域变换成频域；（3）通过基频峰索引位置获取PPG 周期信息；（4）基于周期信息设计梳状滤波器。由于人体呼吸或肌肉抖动易引起PPG 信号波形基线漂移，我们采用三次样条插值拟合基线法，即给定（n+1）个数据点，则数据集可分为n 段，用n 段三次多项式在每2 个连续给定数据点之间构建一个三次样条，见下式：

式中， mi为函数S（x）在给定点xi（i=0,1,...,n）的微商值。

3.2 二阶两点差分阈值算法

自动寻找脉搏波波形起始点和终点并准确分离出脉搏波周期，即自动判波。由于PPG 信号噪声干扰及人工判波经验差异大，本研究提出二阶两点差分阈值算法。算法过程为：（1）先将采集到的脉搏波数据进行前向差分（后项减前项），由一阶导数的概念可知，该差分的过零点即脉搏波的起始点；（2）某些非正常波形中这个拐点不明显，需要对一阶差分数据再进行一次差分，通过二阶差分中的过零点即可准确地将脉搏波起始点分离出来；（3）具体实现为在脉搏波一阶差分数据中寻找上升支过阈值的点，然后在其前8个点内寻找过零点，如遇过零点则将其存储起来，否则，对差分数据再进行一次差分运算，按上述过程寻找二阶差分的过零点，该点即为脉搏波的起始点。

3.3 软件设计

软件开发使用C 语言编程实现，并采用模块化程序设计，架构上分为nRF52832主控模块、主控制器与AFE4400间SPI 通信模块、信号滤波模块、信号处理结果模块及显示模块。软件工作流程为：（1）系统上电初始化，包括SPI 初始化、AFE4400初始化等；（2）脚趾端PPG 信号采集、滤波处理；（3）波形绘制、心血管功能参数计算；（4）计算结果IPS 液晶屏显示。

4 结果

无创心血管功能参数检测仪可检测人体的PPG，并能实现PPG 信号滤波及自动判波，见图7。通过输入测试者个人信息，如身高、体质量等，通过心血管功能参数检测算法可计算出其心血管功能参数，结果见图8。

图7 二阶两点差分阈值算法在MCU 的运行结果

图8 心血管功能参数评价结果

5 小结

自动判波技术是血流动力学光电容积脉搏波无创检测技术的难点，常用的五点差分阈值法至少需要5个数据点，计算存在2T 时间延迟，其滤波功能将差分数据变得“圆滑”，增加了后续查找拐点的难度；相比于五点差分阈值法，二阶两点差分阈值法自动判波准确度更高，可将心律不齐、早搏、漏搏等病态波形起点及波形幅值较小的脉搏波波形起始点分离出来。

本研究基于PPG 原理实现了无创心血管功能参数检测仪的研制，该检测仪体积小巧、操作简单、功能可靠，且具有可穿戴方便、低功耗及成本低等特点，可用于家庭、医院、社区医疗心血管功能健康状况诊断及实时监测。