基于PVDF的可穿戴生理信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)

侯天遠(yuǎn)，朱劍鋒，劉 濤，辛 毅

(吉林大學(xué) 儀器科學(xué)與電氣工程學(xué)院，吉林 長(zhǎng)春 130026)

0 引言

呼吸、心率、鼾聲反應(yīng)了人體在睡眠時(shí)的大部分信息，準(zhǔn)確監(jiān)測(cè)上述3種信號(hào)對(duì)睡眠質(zhì)量評(píng)估以及潛在睡眠疾病的診斷具有很重要的作用[1-2]。目前常使用肺活量計(jì)等設(shè)備進(jìn)行呼吸信號(hào)的監(jiān)測(cè)，利用光電容積描記(PPG)、心電圖(ECG)等進(jìn)行心率信號(hào)的監(jiān)測(cè)，而呼吸、心率信號(hào)同時(shí)監(jiān)測(cè)的工作多數(shù)由多導(dǎo)睡眠圖儀完成。上述的各種設(shè)備中，除了PPG以外，其余設(shè)備都需要被測(cè)者佩戴繁多線纜，限制主體的自由，影響他們的睡眠質(zhì)量，從而影響所收集數(shù)據(jù)的準(zhǔn)確性[3]。而PPG設(shè)備雖然具有佩戴方便的特點(diǎn)，但是其測(cè)量過(guò)程易受干擾，且測(cè)量結(jié)果精度不高[4]。針對(duì)上述測(cè)量設(shè)備存在的問(wèn)題，亟需一種新的測(cè)量方式減小測(cè)量束縛，同時(shí)保證測(cè)量精度。

聚偏氟乙烯(PVDF)因具有生物相容性，柔韌性強(qiáng)，聲阻抗低及靈敏度高等優(yōu)點(diǎn)，在生理信號(hào)監(jiān)測(cè)領(lǐng)域具有廣泛的應(yīng)用前景[5-6]。本文基于PVDF傳感器進(jìn)行呼吸、脈搏、鼾聲的監(jiān)測(cè)。采用固定在腰部的呼吸腰帶檢測(cè)呼吸信號(hào)。將PVDF傳感器分別固定在手腕、喉嚨處檢測(cè)脈搏、鼾聲信號(hào)。位于腰部的微型數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)完成生理微振信號(hào)的采集、緩存及無(wú)線傳輸。運(yùn)行在Android設(shè)備上的APP接收來(lái)自下位機(jī)的數(shù)據(jù)，并進(jìn)行存儲(chǔ)和顯示。

1 總體設(shè)計(jì)

1.1 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)方案

本設(shè)計(jì)通過(guò)固定在腹部的呼吸傳感器、腕部的脈搏傳感器及喉部的鼾聲傳感器分別采集呼吸、脈搏及鼾聲信號(hào)。將3種信號(hào)分別通過(guò)電荷放大電路進(jìn)行放大，阻抗轉(zhuǎn)換，通過(guò)工頻陷波器濾除工頻干擾及采用同相放大器進(jìn)行電壓信號(hào)放大，然后微控制器通過(guò)控制多路選擇開(kāi)關(guān)和模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)分時(shí)對(duì)脈搏、呼吸、鼾聲3路信號(hào)進(jìn)行轉(zhuǎn)換采集。之后微處理器將采集的數(shù)據(jù)儲(chǔ)存到閃存中，或經(jīng)藍(lán)牙發(fā)射出去。手機(jī)端通過(guò)藍(lán)牙接收數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)發(fā)射的數(shù)據(jù)后，再將該數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在內(nèi)部存儲(chǔ)器中顯示數(shù)據(jù)波形。本系統(tǒng)的脈搏和鼾聲傳感器采用腔室結(jié)構(gòu)，為增強(qiáng)信號(hào)的抗干擾能力，信號(hào)的傳輸線采用音頻線。

1.2 呼吸、脈搏、鼾聲信號(hào)的監(jiān)測(cè)原理分析

人體的呼吸運(yùn)動(dòng)是在呼吸肌的牽引作用下，胸腔容積發(fā)生周期變化使其內(nèi)部氣壓變化進(jìn)而產(chǎn)生呼吸氣流的過(guò)程。在變化的環(huán)境下，不同人的主導(dǎo)呼吸類型有胸部和腹部呼吸兩種。其中，胸部呼吸主要是由肋骨運(yùn)動(dòng)引起胸腔容積的變化；而腹部呼吸主要是由于膈和腹壁肌運(yùn)動(dòng)引起胸腔容積變化[7]。由以上總結(jié)的呼吸運(yùn)動(dòng)的特點(diǎn)可知，只要有呼吸運(yùn)動(dòng)存在就一定伴隨著胸部或腹部的往復(fù)運(yùn)動(dòng)。因此可以將PVDF做成長(zhǎng)條狀，并圍繞在胸腹部，當(dāng)胸腹節(jié)律性運(yùn)動(dòng)時(shí)，會(huì)使PVDF在長(zhǎng)、寬方向上發(fā)生周期性的拉伸和舒張形變，進(jìn)而產(chǎn)生周期性的電荷輸出。

心臟通過(guò)周期性的收縮舒張實(shí)現(xiàn)人體血液循環(huán)，此過(guò)程中動(dòng)脈內(nèi)部壓強(qiáng)隨血流量而律動(dòng)，每分鐘律動(dòng)的次數(shù)即為心率。在身體表面的淺層動(dòng)脈處用手指尖或傳感器施加恒定的壓力可以感受到周期的搏動(dòng)。

人體的口鼻腔及咽喉處肌肉的運(yùn)動(dòng)會(huì)形成不同的腔體結(jié)構(gòu)，當(dāng)呼吸的氣流流過(guò)這些腔隙時(shí)便會(huì)發(fā)出頻率幅值各異的聲音。打鼾是由于睡眠時(shí)呼吸結(jié)構(gòu)的振動(dòng)及呼吸過(guò)程中空氣阻塞而產(chǎn)生的聲音。打鼾聲音一般情況下很柔和，但有時(shí)其聲音可能很大且不舒服。打鼾事件可以作為阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)的一種判斷依據(jù)。鼾聲既然可以被人耳拾取并識(shí)別，說(shuō)明鼾聲的頻率在20 Hz～20 kHz內(nèi)。實(shí)驗(yàn)表明，鼾聲的頻率在4 000 Hz以下[8]。而PVDF在低于0.1 Hz到高于幾百千赫茲的頻帶內(nèi)都有很好的表現(xiàn)。因此，能夠以PVDF為敏感單元制作傳感器來(lái)進(jìn)行鼾聲信號(hào)的監(jiān)測(cè)。將振動(dòng)傳感器以恒定壓力固定于咽喉處，被測(cè)者打鼾時(shí)，會(huì)引起喉嚨處皮膚振動(dòng)，該振動(dòng)通過(guò)固體介質(zhì)耦合至PVDF，進(jìn)而產(chǎn)生與鼾聲信號(hào)相對(duì)應(yīng)的電荷信號(hào)輸出。

2 硬件電路設(shè)計(jì)

電源的質(zhì)量決定了系統(tǒng)的性能。在設(shè)計(jì)電源時(shí)，需要考慮電源的輸出電壓、功率、線性調(diào)整率、負(fù)載調(diào)整率及熱穩(wěn)定性、體積等指標(biāo)。本設(shè)計(jì)中的系統(tǒng)屬于可穿戴設(shè)備。經(jīng)過(guò)對(duì)比選取聚合物鋰電池作為電源。充電電路由接口模塊和管理模塊構(gòu)成。鋰電池保護(hù)電路由兩部分組成，即由PMOS管構(gòu)成的防反接模塊及由電源保護(hù)芯片構(gòu)成的鋰電池保護(hù)模塊。鋰電池放電電路采用BOOST升壓電路來(lái)實(shí)現(xiàn)提升輸出電壓并保持穩(wěn)定。

生理信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的調(diào)理電路包括電荷轉(zhuǎn)換放大電路、工頻噪聲去除電路及電壓信號(hào)放大電路。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)使用的控制器芯片型號(hào)為STM32F103RCT6，利用其內(nèi)部集成的12位逐次逼近型ADC進(jìn)行模擬信號(hào)的采集，并使用TF卡進(jìn)行長(zhǎng)時(shí)間數(shù)據(jù)儲(chǔ)存。整個(gè)硬件電路最終集成在雙層印制電路板(PCB)上。本研究的人體生理信號(hào)傳感器由高分子構(gòu)成，所以在具有柔韌性的同時(shí)，具有質(zhì)量輕的優(yōu)點(diǎn)，傳感器加上電路板的總質(zhì)量小于20 g，便于與衣物結(jié)合。為了最大程度的降低可穿戴設(shè)備的約束感，采用藍(lán)牙方式進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸。單片機(jī)設(shè)備通過(guò)晶體管-晶體管邏輯電平(TTL)的UART接口與HC-05進(jìn)行數(shù)據(jù)通訊，HC-05與手機(jī)端設(shè)備配對(duì)后，以電磁波為傳輸媒介進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，手機(jī)端接收數(shù)據(jù)并對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行解析。

3 軟件設(shè)計(jì)

數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)主要完成模擬信號(hào)的采集、緩存及無(wú)線傳輸。其程序主要包括ADC、直接存儲(chǔ)器訪問(wèn)(DMA)、串口通訊(USART)、安全數(shù)字輸入輸出接口(SDIO)及定時(shí)器的硬件驅(qū)動(dòng)程序，數(shù)據(jù)均值濾波算法，數(shù)據(jù)格式轉(zhuǎn)換算法及控制各個(gè)部分協(xié)調(diào)工作的邏輯部分。進(jìn)行數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的設(shè)計(jì)需進(jìn)行關(guān)于采樣率確定的詳細(xì)理論分析。采樣率主要受到被采集信號(hào)的頻率及數(shù)據(jù)傳輸線路的速率兩個(gè)因素的制約。首先對(duì)待采集信號(hào)的特點(diǎn)進(jìn)行分析，待采集信號(hào)分別為呼吸、脈搏及鼾聲信號(hào)。其中呼吸信號(hào)的頻率為0.1～0.8 Hz，脈搏信號(hào)的頻率為1～3 Hz[9]。由奈奎斯特率可知，采樣率必須大于信號(hào)頻率的2倍[10]，工程實(shí)踐中，為了高質(zhì)量還原原始信號(hào)，通常將信號(hào)采樣率設(shè)置為信號(hào)頻率的10倍或10倍以上。因此，呼吸信號(hào)的采樣率需大于8 Hz，脈搏信號(hào)的采樣率需大于30 Hz。鼾聲信號(hào)與呼吸信號(hào)及脈搏信號(hào)相比成分復(fù)雜且具有不確定性，正常人輕微打鼾其鼾聲聲強(qiáng)出現(xiàn)在100～300 Hz，而OSA患者的鼾聲聲強(qiáng)可能出現(xiàn)在高于1 000 Hz的頻譜范圍。結(jié)合鼾聲信號(hào)檢測(cè)的相關(guān)研究，將鼾聲信號(hào)的采樣率設(shè)定為8 000 Hz[11-12]。

以Android APP作為上位機(jī)。本設(shè)計(jì)中的上位機(jī)具有以下功能：

1) 尋找并連接下位機(jī)設(shè)備。

2) 以波形的形式實(shí)時(shí)顯示下位機(jī)數(shù)據(jù)。

3) 對(duì)下位機(jī)數(shù)據(jù)進(jìn)行存儲(chǔ)。本設(shè)計(jì)使用的開(kāi)發(fā)環(huán)境為AndroidStudio2.0。本系統(tǒng)設(shè)計(jì)的上位機(jī)由兩個(gè)活動(dòng)構(gòu)成。APP啟動(dòng)后呈現(xiàn)的第一個(gè)活動(dòng)為藍(lán)牙連接活動(dòng)，該活動(dòng)主要進(jìn)行藍(lán)牙功能的開(kāi)關(guān)控制，周圍藍(lán)牙設(shè)備的搜索及設(shè)備連接。與下位機(jī)連接后，當(dāng)下位機(jī)開(kāi)始發(fā)送數(shù)據(jù)時(shí)，APP進(jìn)入第二個(gè)活動(dòng)，該活動(dòng)主要進(jìn)行數(shù)據(jù)波形的顯示，并將數(shù)據(jù)進(jìn)行存儲(chǔ)。

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

脈搏、呼吸傳感器在不同的佩戴松緊程度下所得測(cè)試結(jié)果如圖1所示。由圖可知，上位機(jī)界面由上、下兩個(gè)波形顯示區(qū)域組成。圖中，將呼吸傳感器用A表示，脈搏傳感器用B表示。圖1(a)為當(dāng)A和B同時(shí)佩戴較松時(shí)的波形，可以看出呼吸傳感器的信號(hào)幅值較大，而脈搏傳感器的輸出信號(hào)幅值較小。圖1(b)為當(dāng)A佩戴較松而B(niǎo)佩戴較緊時(shí)的波形，此時(shí)呼吸傳感器輸出信號(hào)幅值與圖1(a)中幾乎一致，而脈搏傳感器信號(hào)幅值明顯增大，接近于滿量程。

圖1 上位機(jī)截圖

圖2為進(jìn)行呼吸暫停模擬的測(cè)試結(jié)果。由圖2(a)上圖的呼吸波可知，在10 s內(nèi)均勻地出現(xiàn)3次呼吸事件，圖2(b)為模擬呼吸暫停(先呼吸1次，然后憋氣)時(shí)上位機(jī)的波形，由圖2(b)上圖的呼吸波可知，只在-5 s時(shí)出現(xiàn)過(guò)1次呼吸事件，其余時(shí)間只有心跳信號(hào)。

圖2 呼吸暫停模擬測(cè)試

在利用監(jiān)測(cè)系統(tǒng)進(jìn)行測(cè)試的同時(shí)通過(guò)號(hào)脈方式確定實(shí)際的脈搏速率，通過(guò)對(duì)單位時(shí)間的呼吸次數(shù)記錄確定實(shí)際呼吸速率，將實(shí)際脈搏速率、呼吸速率與監(jiān)測(cè)系統(tǒng)測(cè)得的脈搏波和呼吸波進(jìn)行對(duì)比，得出脈搏測(cè)量范圍為 0～250 次/min，精度為±1 次/min；呼吸的測(cè)量范圍為 0～50 次/min，精度為±1 次/min。呼吸、脈搏傳感器受力狀態(tài)發(fā)生變換時(shí)，上位機(jī)波形同時(shí)變化，因此監(jiān)測(cè)系統(tǒng)是實(shí)時(shí)的。

鼾聲數(shù)據(jù)采集通道ADC設(shè)定的采樣率為8 000 Hz，無(wú)法通過(guò)藍(lán)牙傳輸線路進(jìn)行實(shí)時(shí)信號(hào)傳輸，因此將ADC數(shù)據(jù)直接存儲(chǔ)到TF卡內(nèi)。以下測(cè)試結(jié)果中的波形是通過(guò)Matlab讀取TF卡內(nèi)的數(shù)據(jù)文件，并進(jìn)行繪圖得到。通過(guò)圖3(a)與(b)的波形對(duì)比可知，出現(xiàn)打鼾事件時(shí)，時(shí)域信號(hào)幅值會(huì)出現(xiàn)一定范圍內(nèi)的波動(dòng)(見(jiàn)圖3(a)中前半段(-10 s～0)信號(hào))。對(duì)鼾聲傳感器進(jìn)行模擬打鼾測(cè)試，該傳感器對(duì)打鼾的測(cè)量準(zhǔn)確率為98.2%。

圖3 鼾聲數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)波形

5 結(jié)束語(yǔ)

本文利用PVDF傳感器分別置于手腕及喉嚨處進(jìn)行脈搏和鼾聲信號(hào)的測(cè)量，將PVDF傳感器嵌入織物腰帶中構(gòu)成呼吸傳感器進(jìn)行呼吸信號(hào)的測(cè)量。分別設(shè)計(jì)了單電源供電的電荷放大電路、陷波電路及同相電壓放大電路。設(shè)計(jì)了以STM32F103RCT6為核心的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，對(duì)以上3種信號(hào)進(jìn)行采集、存儲(chǔ)及無(wú)線發(fā)送。整個(gè)硬件電路集成在雙層PCB電路板上。設(shè)計(jì)了聚合物鋰電池管理電路，實(shí)現(xiàn)了聚合物鋰電池的充、放電管理及電池保護(hù)。利用開(kāi)發(fā)環(huán)境設(shè)計(jì)了基于Android平臺(tái)的APP作為整個(gè)生理微振信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的上位機(jī)。測(cè)試結(jié)果顯示，基于PVDF傳感器的生理信號(hào)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)具有穿戴方便、無(wú)線纜約束、操作簡(jiǎn)單的優(yōu)點(diǎn)，在可穿戴醫(yī)療領(lǐng)域有廣闊的應(yīng)用前景。