基于陷波器的心沖擊信號(hào)提取電路設(shè)計(jì)

馮靜達(dá)，焦學(xué)軍，李啟杰，曹 勇，姜 勁，傅嘉豪，郭婭美，楊涵鈞

（中國(guó)航天員科研訓(xùn)練中心人因工程重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，北京100094）

1 引言

心沖擊（Ballistocardiography，BCG）信號(hào)由Gordon發(fā)現(xiàn)，Starr等［1］驗(yàn)證了BCG對(duì)肌肉收縮的敏感性及可反映心臟活動(dòng)的特點(diǎn)。隨著傳感和測(cè)量技術(shù)的發(fā)展，壓電薄膜、電阻應(yīng)變式傳感器、加速度傳感器等被廣泛應(yīng)用于BCG信號(hào)采集［2］，使其測(cè)量精度不斷提高。Inan［3］研究表明利用BCG信號(hào)進(jìn)行心率測(cè)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(hào)無需使用電極，具有非接觸式測(cè)量、監(jiān)測(cè)成本低、檢測(cè)方便快捷等優(yōu)勢(shì)。歐洲航天局（ESA）多次在拋物線飛行中采集BCG信號(hào)驗(yàn)證了失重條件下BCG采集的可行性［4］。通過穿戴式設(shè)備可以實(shí)現(xiàn)對(duì)航天員BCG信號(hào)的長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)低負(fù)荷采集，達(dá)到監(jiān)測(cè)航天員生理參數(shù)，評(píng)價(jià)睡眠質(zhì)量的目的。

呼吸波是一項(xiàng)反映人體生命體征的重要信號(hào)，無論使用何種傳感器，原始信號(hào)中BCG和呼吸波總是疊加在一起，且呼吸信號(hào)幅值遠(yuǎn)大于BCG信號(hào)，是BCG信號(hào)最主要的干擾。濾除呼吸波的BCG信號(hào)采集電路通常使用2類方法：一類是直接采集混合信號(hào)后采取數(shù)字濾波的方法；第二類是在模擬電路中加入帶通濾波器對(duì)呼吸波進(jìn)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(hào)頻域分離的特點(diǎn)，通過數(shù)字信號(hào)處理將2種信號(hào)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(jí)放大方式，將混合信號(hào)放大至模數(shù)轉(zhuǎn)換器（Analog to Digital Converter，ADC）的最佳采樣幅值，進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，隨后通過數(shù)字濾波器、小波變換等方法提取BCG信號(hào)。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(yōu)勢(shì)是前端電路相對(duì)簡(jiǎn)單，無需更多的有源模擬器件，但BCG信號(hào)的信噪比較低。由于呼吸占據(jù)信號(hào)的主要幅值，導(dǎo)致ADC的動(dòng)態(tài)檢測(cè)范圍不能得到有效利用，從而要求相對(duì)較高的ADC采樣精度以保證BCG信號(hào)能夠達(dá)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(shù)字電路設(shè)計(jì)成本。

第二類方法通過模擬帶通濾波器在模擬端進(jìn)行初步分離。Alvarado-Serrano等［15］設(shè)計(jì)了具有0.5 Hz一階高通響應(yīng)的電荷放大器、0.5 Hz高通響應(yīng)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(hào)。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(hào)。此類方法的問題在于：呼吸波和BCG信號(hào)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(fā)現(xiàn)，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(hào)的呼吸波幅值比平臥位要小，相對(duì)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(shù)，設(shè)計(jì)此類濾波器不但穩(wěn)定性差，且需要的阻容原件多，增加了設(shè)計(jì)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(hào)采集電路，該電路能將壓電式傳感器輸出的信號(hào)，在模擬端實(shí)現(xiàn)BCG信號(hào)和呼吸波的高質(zhì)量濾波分離，實(shí)現(xiàn)呼吸波信號(hào)和BCG信號(hào)同步檢測(cè)和采集，陷波器對(duì)窄帶信號(hào)具有更好的抑制效果且電路形式固定，便于設(shè)計(jì)，改進(jìn)后的電路對(duì)心肺功能監(jiān)護(hù)、疾病篩查和睡眠質(zhì)量分析具有重要應(yīng)用價(jià)值。

2 方法

2.1 電路設(shè)計(jì)

BCG信號(hào)具有可長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)低負(fù)荷采集的特點(diǎn)，因此平臥位采集是BCG信號(hào)更理想的應(yīng)用環(huán)境。針對(duì)受試者仰臥狀態(tài)下呼吸和BCG產(chǎn)生的壓力信號(hào)特征，本文設(shè)計(jì)具有分離呼吸波和BCG信號(hào)功能的信號(hào)檢測(cè)電路。整個(gè)采集系統(tǒng)由傳感器、前置電荷放大電路、低通濾波電路、信號(hào)分離電路、二級(jí)放大電路等組成，如圖1所示。

圖1 采集系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖Fig.1 Block diagram of sam p ling system structure

呼吸和BCG產(chǎn)生的微小壓力信號(hào)使EMFi（Electro Mechanical Film）薄膜壓電傳感器厚度發(fā)生微小的變化，誘導(dǎo)出相應(yīng)表面電極層上感應(yīng)電荷的變化，在外電路中表現(xiàn)為短路電流或開路電壓；前置電荷放大電路對(duì)電荷信號(hào)進(jìn)行初步放大并轉(zhuǎn)換為電壓信號(hào)；由低通濾波器濾除高頻干擾和環(huán)境噪聲；之后由信號(hào)分離電路對(duì)呼吸波和BCG信號(hào)進(jìn)行分離；最后由二級(jí)放大電路分別將分離后的兩路信號(hào)以合適增益放大，以便進(jìn)行ADC采樣及輸出至示波器檢測(cè)。

2.1.1 電荷放大電路

BCG采集裝置一般采用電阻應(yīng)變式傳感器［2］或壓電薄膜。EMFi是一種具有特殊蜂窩結(jié)構(gòu)的薄聚丙烯（PP）材料，EMFi傳感器具有電容性質(zhì)，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(lián)電容器和電阻的電流源或者串聯(lián)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(huì)影響輸出電壓，因此移動(dòng)或更換電纜都會(huì)對(duì)電路輸出產(chǎn)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(guān)。

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(hào)中高頻噪聲成分。BCG信號(hào)中的大多數(shù)相關(guān)成分存在于1～20 Hz頻帶內(nèi)［7］，而呼吸信號(hào)主要集中在0.2～0.4 Hz［8］。如果僅測(cè)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(shè)定在0～20 Hz范圍內(nèi)，以濾除信號(hào)中混雜的高頻噪聲。

2.1.3 基于陷波器的BCG分離電路

經(jīng)過低通濾波器的信號(hào)是呼吸和BCG混合信號(hào)，具有以下特點(diǎn)：

1）呼吸信號(hào)幅值遠(yuǎn)大于BCG信號(hào)。不同測(cè)量姿勢(shì)下，2種信號(hào)的相對(duì)幅值略有不同，受試者臥姿狀態(tài)下呼吸信號(hào)幅值在BCG信號(hào)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(hào)頻率較低。BCG信號(hào)頻率在20 Hz以下，呼吸波信號(hào)頻率在0.5 Hz以下；

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

由于混合信號(hào)上述特點(diǎn)，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(shè)計(jì)此類模擬濾波器需要較高的階數(shù)和精度極高的阻、容元件，有時(shí)甚至需要多個(gè)阻、容元件組合使用，不但浪費(fèi)大量硬件資源、增加電路設(shè)計(jì)成本，還容易衰減有用信號(hào)、引入其他噪聲。

根據(jù)呼吸波信號(hào)頻帶窄、幅值大的特點(diǎn)，本文設(shè)計(jì)中心頻率在0.3 Hz的雙T型陷波器（圖4）濾除呼吸波信號(hào)。雙T型陷波器中，R、C支路的對(duì)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(hào)、相同阻、容值的器件并聯(lián)來嚴(yán)格保證R與R/2和C和與2C之間的對(duì)稱關(guān)系。中心角頻率為式（1）：

為了最大程度濾除呼吸波信號(hào)，同時(shí)又不損失BCG信號(hào)，要求陷波器具有合適的品質(zhì)因數(shù)（Q值）。Q值越大，體現(xiàn)在幅頻特性曲線上就是谷間距變窄，對(duì)中心頻率以外的信號(hào)衰減越??；Q值越小，體現(xiàn)在幅頻特性曲線上就是谷間距變寬。針對(duì)以上問題，電路中引入正反饋并加入一個(gè)Q值調(diào)節(jié)電位器R19。在實(shí)際測(cè)量中，通過電路采集效果調(diào)整電位器阻值靈活改變Q值，達(dá)到對(duì)呼吸波最佳濾除效果。圖5為通過TI公司的TINA仿真軟件對(duì)陷波器電路進(jìn)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(duì)0.2～0.4 Hz信號(hào)能夠達(dá)到-10 dB以上的衰減。

2.2 試驗(yàn)設(shè)計(jì)

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(yàn)設(shè)備為依照上文所述自主設(shè)計(jì)制作的BCG/ECG聯(lián)合采集電路，ECG采集部分依托AD8232芯片設(shè)計(jì)。采用STM32F107芯片內(nèi)置的12位AD轉(zhuǎn)換器對(duì)模擬電路輸出信號(hào)進(jìn)行采樣，通過串口將BCG和ECG2路信號(hào)發(fā)送至上位機(jī)，上位機(jī)通過基于MATLAB軟件開發(fā)的程序接收數(shù)據(jù)并儲(chǔ)存。

試驗(yàn)分為準(zhǔn)備和采集2個(gè)階段，志愿者先在硬木板試驗(yàn)床上靜臥10min，達(dá)到平穩(wěn)靜息狀態(tài)，然后通過本文設(shè)計(jì)的信號(hào)采集電路對(duì)受試者平臥位狀態(tài)下的BCG信號(hào)進(jìn)行10 min連續(xù)采集，在BCG信號(hào)采集同時(shí)，同步采集受試者單導(dǎo)聯(lián)心電圖（Electrocardiogram，ECG），作為BCG信號(hào)心率提取的判斷標(biāo)準(zhǔn)。

2.3 檢測(cè)指標(biāo)

采用波形觀察和定量分析2個(gè)方面評(píng)價(jià)改進(jìn)電路對(duì)測(cè)量效果的影響。

參照相關(guān)研究［8］定義檢測(cè)準(zhǔn)確率（Precision）和查全率（Sensitivity）綜合評(píng)價(jià)心率檢測(cè)，見式（2）、式（3）：

其中RP（R Position）為以ECG為標(biāo)準(zhǔn)定位的R波總數(shù)，JP（J-wave Position）為準(zhǔn)確定位J波的BCG信號(hào)個(gè)數(shù)。OP（Omit Position）為算法未能識(shí)別出產(chǎn)生心跳的BCG信號(hào)個(gè)數(shù)。

4.3 結(jié)果

圖6為1名受試者的信號(hào)采集模擬電路輸出結(jié)果，示波器參數(shù)設(shè)置橫軸為時(shí)間，每大格代表1 s，縱軸為信號(hào)幅值，每大格為1 V。第一路為呼吸波信號(hào)；第二路為BCG信號(hào)，由于二級(jí)放大電路采用了反相放大器，因此BCG信號(hào)的J波向下，采集結(jié)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(yàn)原始BCG數(shù)據(jù)。Daniel等［9］采用典型的混合信號(hào)直接采集方法，采集到的信號(hào)如圖8所示。對(duì)比發(fā)現(xiàn)，呼吸信號(hào)被本文設(shè)計(jì)的陷波器很好的抑制，輸出信號(hào)為較為純凈的BCG信號(hào)。

圖7 6名受試者采集的BCG信號(hào)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(jìn)一步分析本文設(shè)計(jì)的電路對(duì)BCG信號(hào)的提取質(zhì)量，使用提取的BCG信號(hào)進(jìn)行心率檢測(cè)。通過截止頻率20 Hz的IIR數(shù)字濾波器消除信號(hào)中混有的高頻噪聲，并通過分段函數(shù)擬合法進(jìn)一步去除基線。原始信號(hào)經(jīng)過預(yù)處理后不采用其他提取算法，直接通過峰值檢測(cè)提取心率。圖9為通過峰值檢測(cè)法提取到的BCG信號(hào)J波波峰。

圖9 BCG信號(hào)心率提取Fig.9 Heart rate extraction from BCG signal

將BCG信號(hào)中因肢體運(yùn)動(dòng)而導(dǎo)致超出放大器量程的BCG以及對(duì)應(yīng)的ECG信號(hào)段去除后，從6名受試者ECG數(shù)據(jù)中共提取了R波3876個(gè)，通過峰值檢測(cè)確提取了3842個(gè)R波對(duì)應(yīng)的BCG信號(hào)J波，平均識(shí)別準(zhǔn)確率達(dá)到了99.12%，心率提取結(jié)果對(duì)比見表1?？梢钥闯觯?名受試者的檢測(cè)準(zhǔn)確率全部達(dá)到97%以上。通過加入陷波器，電路很好的消除了呼吸對(duì)BCG的影響，采集的數(shù)據(jù)可以幾乎不用處理就能提取心率。識(shí)別錯(cuò)誤主要是L波波峰值過高導(dǎo)致，發(fā)生漏檢或多檢情況較少，因此查全率高于檢測(cè)準(zhǔn)確率。

表1 心率提取結(jié)果Table 1 Heart rate extraction results

4 結(jié)論

本文在分析薄膜壓電傳感器原理基礎(chǔ)上，針對(duì)呼吸波和BCG信號(hào)特點(diǎn)設(shè)計(jì)了一套信號(hào)采集電路。采集電路設(shè)計(jì)簡(jiǎn)單、成本低、功耗小，便攜性高，采集到的信號(hào)可以通過簡(jiǎn)單的峰值檢測(cè)方法有效提取心率信息，在無明顯身體運(yùn)動(dòng)干擾的數(shù)據(jù)中，平均識(shí)別準(zhǔn)確率達(dá)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(hào)中的呼吸波，提高BCG信號(hào)的提取質(zhì)量。研究可應(yīng)用于航天員心率長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)、睡眠研究，并為后續(xù)研究便攜式監(jiān)測(cè)設(shè)備開發(fā)提供可靠的硬件基礎(chǔ)。