基于弱灌注組織的脈搏采集系統(tǒng)研究

李春麗，朱健銘，陳真誠

（1.桂林電子科技大學(xué) 電子工程與自動(dòng)化學(xué)院，廣西 桂林 541004；2.桂林電子科技大學(xué) 生命與環(huán)境科學(xué)學(xué)院，廣西 桂林 541004）

0 引 言

氧是細(xì)胞生命活動(dòng)的基礎(chǔ)，血氧飽和度是反映血液含氧量的重要參數(shù)[1]。臨床上常用無創(chuàng)監(jiān)測動(dòng)脈血氧飽和度儀連續(xù)監(jiān)測血氧飽和度，該儀器稱為血氧計(jì)。隨著脈搏血氧計(jì)技術(shù)的發(fā)展，人們對這種測量血氧飽和度的儀器性能要求逐步提高，特別是作為限制血氧計(jì)發(fā)展之一的低灌注條件。低灌注條件下，脈搏波信號幅值大幅衰減且信噪比極低，如何實(shí)現(xiàn)在該條件下準(zhǔn)確進(jìn)行血氧飽和度及其他參數(shù)的計(jì)算，是改進(jìn)脈搏血氧計(jì)的一個(gè)重要方向。有些研究人員通過改進(jìn)傳感器設(shè)計(jì)、改進(jìn)電路的抗干擾能力、通過對比各種數(shù)字信號處理等方法優(yōu)化脈搏波信號進(jìn)行弱灌注的研究，嘗試從噪聲干擾極強(qiáng)的信號中提取出有用的脈搏波信號，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)參數(shù)的計(jì)算，如Masimo 公司應(yīng)用的DST 算法；Yang Yong?shen 等提出的MCDST 算法等。

國內(nèi)關(guān)于弱灌注方面的研究較少，應(yīng)用于實(shí)際測量的有邁瑞公司Zhang Xu 等提出的區(qū)域積分法；廣州醫(yī)學(xué)院的周洪建等通過三波長探頭以及構(gòu)造自適應(yīng)濾波器來改進(jìn)信號質(zhì)量；張昕等采用了自適應(yīng)AR 模型，使得微分閾值法對脈搏波的正確檢出率大大提高[2]；Fu Xiuquan 等通過LED 光的動(dòng)態(tài)可變光量檢測方法，更有效地檢測到PPG 的波形[3]，并用于麻醉手術(shù)臨床研究。

國產(chǎn)的血氧飽和度測量儀器基本無法在弱灌注條件下實(shí)現(xiàn)精確測量，極大地限制儀器的使用。因此開發(fā)一種能在弱灌注組織部位以及正常灌注水平時(shí)，準(zhǔn)確、穩(wěn)定地采集脈搏波信號的系統(tǒng)，對于計(jì)算血氧飽和度及開發(fā)基于脈搏波的便攜式生理參數(shù)監(jiān)測儀具有很高的應(yīng)用價(jià)值。

1 整體設(shè)計(jì)

1.1 設(shè)計(jì)方案

本文系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖如圖1 所示，主要包括微處理器（Microcontroller Unit，MCU）、LED 驅(qū)動(dòng)器、反射型光電傳感器、信號調(diào)理電路和OLED 顯示。本文系統(tǒng)采用雙波長反射式脈搏傳感器實(shí)現(xiàn)信號采集功能，信號調(diào)理部分對脈搏波信號進(jìn)行初步處理，微處理器對采集到的數(shù)據(jù)進(jìn)行進(jìn)一步處理，最后在顯示屏OLED 上將脈搏波圖顯示出來。

圖1 系統(tǒng)框圖

1.2 脈搏波采集原理

血氧飽和度指的是紅細(xì)胞蛋白的相對氧含量[4]。血液中血紅蛋白的成分主要為氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白[5]，氧氣與血液紅細(xì)胞中的血紅蛋白結(jié)合成氧合血紅蛋白[6]。醫(yī)學(xué)臨床實(shí)驗(yàn)表明，氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白在紅光和紅外光區(qū)（600～1 000 nm）有獨(dú)特的吸收光譜[7]，氧合血紅蛋白對波長940 nm 的紅外光吸收較多，而還原血紅蛋白對波長660 nm 的紅光吸收較多[6]。

PPG 信號獲取原理圖如圖2 所示，當(dāng)某一特定波長發(fā)射管光束照射到手腕橈動(dòng)脈皮膚表面時(shí)，肌肉、皮膚、骨骼、脂肪、水、靜脈血等對光的吸收量是恒定不變的[8]，血液的容積由于心臟的收縮與舒張，呈現(xiàn)周期性的變化，因此在接收端光強(qiáng)的變化能反映脈搏血流的變化[9]。將檢測到的光信號轉(zhuǎn)化為電信號，即可得到周期性變化的光電容積脈搏波（Photoplethysmography，PPG）。

圖2 PPG 信號獲取原理圖

2 硬件設(shè)計(jì)

脈搏波信號是一種低頻、微弱的生理信號[10]，極易淹沒在各種噪聲中，所以硬件設(shè)計(jì)時(shí)需要充分考慮電路及器件的抗干擾能力。

2.1 傳感器模塊

傳感器模塊包含LED 驅(qū)動(dòng)器與反射型光電傳感器。本文系統(tǒng)選用芯科科技生產(chǎn)的SI1143 芯片作為LED 驅(qū)動(dòng)器，如圖3 所示，該芯片有3 個(gè)獨(dú)立的LED 驅(qū)動(dòng)器，1 個(gè)內(nèi)置LED，2 個(gè)外設(shè)LED?？梢愿鶕?jù)系統(tǒng)不同的測量需求，設(shè)置不同的光強(qiáng)梯度，最大電流可設(shè)置為360 mA。該芯片還具有低功耗模式，系統(tǒng)進(jìn)入休眠時(shí)，待機(jī)電流小于500 nA；使用I2C 通信方式與MCU 進(jìn)行通信，MCU 可以通過預(yù)設(shè)頻率，實(shí)現(xiàn)紅外光、紅光的交替測量。

圖3 LED 驅(qū)動(dòng)器

弱灌注情況下，檢測到的有效脈搏波信號幾乎被噪聲信號淹沒，為取得質(zhì)量較好的脈搏波信號，本文系統(tǒng)將傳感器2 個(gè)不同波長的LED 分別放置在光電二極管（Photodiode，PD）兩側(cè)，將940 nm 的LED 安裝在與PD 距 離2.85 mm 處，660 nm 的LED 安 裝 在 與PD 距 離2.35 mm 處[11]，傳感器封裝時(shí)盡量避免自然光進(jìn)入。采集信號時(shí)，將封裝好的傳感器放置在人體左手手腕，尺骨頭部的中心[12]，緊貼皮膚，按照預(yù)設(shè)的200 Hz 采樣頻率，實(shí)現(xiàn)2 個(gè)LED 的交替點(diǎn)亮。

2.2 信號處理模塊

信號處理模塊主要包括光電二極管以及跨組放大部分，跨組放大電路如圖4 所示。跨組放大部分使用TI公司的LMH6629 放大器，該芯片具有高速、超低噪聲特性；其工作電壓可低至2.7 V，滿足低功耗系統(tǒng)要求；低壓工作時(shí)信號低失真和超低DC 誤差。LED 發(fā)射的光進(jìn)入手腕皮下組織，一部分被吸收，未吸收部分經(jīng)反射回來，被光電二極管接收。光信號在接收管作用下轉(zhuǎn)換為電流信號，電流信號經(jīng)過跨組放大器轉(zhuǎn)換為電壓信號并進(jìn)行初步放大。這個(gè)電信號就是脈搏波的原始信號，包含交流分量和直流分量[1]。

圖4 跨組放大電路

2.3 微處理器模塊

微處理器采用TI 公司生產(chǎn)的MSP430FR2475 單片機(jī)。該單片機(jī)是TI 公司推出的超低功耗混合信號16 位單片機(jī)的一種，它采用RISE 精簡指令，片內(nèi)含有硬件乘法器，大大節(jié)省了運(yùn)算時(shí)間，高達(dá)12 通道12 位模數(shù)轉(zhuǎn)換器，具有3 個(gè)內(nèi)部共享基準(zhǔn)電壓。設(shè)計(jì)時(shí)，單片機(jī)外接16 MHz 的晶振作為外部時(shí)鐘，保證I2C 正常、快速通信狀態(tài)下，將I/O 口P3.6、P3.2 模擬為I2C 接口，分別連接LED 驅(qū)動(dòng)器的SDL、SCL 接口，達(dá)到控制的目的。使用具有12 位A/D 功能接口的P2.6，采集從跨組放大器出來的電壓信號，信號進(jìn)入微處理器后，進(jìn)行數(shù)據(jù)算法濾波、信號還原等處理。

2.4 供電模塊

根據(jù)各個(gè)芯片電壓使用范圍，結(jié)合系統(tǒng)低功耗要求，本文系統(tǒng)采取3.3 V 的供電電壓，圖5 為電壓轉(zhuǎn)換電路?？紤]其便攜性，使用Micro USB 作為5 V 電源接入口。電壓轉(zhuǎn)換部分則采用立锜科技的RT9139 轉(zhuǎn)換芯片，該電源芯片輸出電壓為3.3 V，電流為300 mA。并且該芯片具有超低噪聲、高輸出精度、超快速響應(yīng)、限流保護(hù)、熱關(guān)機(jī)保護(hù)等特性，適用于便攜設(shè)備。轉(zhuǎn)換芯片將5 V 電源轉(zhuǎn)換為3.3 V，電源主要由充電寶提供，也可以使用電腦等設(shè)備提供。

圖5 電壓轉(zhuǎn)換電路

2.5 顯示模塊

OLED 顯示屏幕具有分辨率高、可視角度大、功耗低、反應(yīng)速度快、體積小等特點(diǎn)，比之LCD 更適合小系統(tǒng)。本文系統(tǒng)采用供電范圍為2.2～5.5 V 的0.96 英寸OLED 顯示屏，使用I2C 通信協(xié)議，其構(gòu)造簡單，尺寸如圖6 所示。MCU 將信號數(shù)據(jù)傳輸?shù)絆LED，最后顯示脈搏波信號。

圖6 OLED 顯示屏

3 算法研究

經(jīng)過轉(zhuǎn)換電路的信號，含有大量的干擾成分，主要有基線漂移、工頻干擾、環(huán)境噪聲等?；€漂移主要是由運(yùn)動(dòng)或者呼吸引起的，工頻干擾是50 Hz 的白噪聲干擾，還有部分的光線干擾[13]。脈搏波預(yù)處理主要是濾除采樣信號的干擾噪聲信號，本文系統(tǒng)主要考慮軟件濾波，用算法將數(shù)據(jù)進(jìn)行適當(dāng)?shù)念A(yù)處理。

脈搏波基線漂移的頻率較低，一般在0.2～0.3 Hz，與脈搏波的低頻信號譜容易發(fā)生混疊[14]。平滑先驗(yàn)法是一種基于正則化原則的去非線性趨勢的方法[15]，在處理脈搏波基線漂移問題上，具有算法簡單、計(jì)算量小、處理時(shí)間短[16]等優(yōu)點(diǎn)，可以應(yīng)用到可穿戴設(shè)備的實(shí)時(shí)監(jiān)測中。

平滑先驗(yàn)法基本原理如下：

假設(shè)原始脈搏波序列Z包含兩部分：

式中：X為有效信號；N為漂移信號。其中，基線漂移信號N可以由式（2）擬合得到：

式中：H∈RA×B為觀測矩陣，A為數(shù)據(jù)長度；θ∈RB為回歸參數(shù)；v是觀測誤差。平滑先驗(yàn)法常通過正則化最小二乘法準(zhǔn)則確定估計(jì)參數(shù)θ，得到最優(yōu)估計(jì)為：

式 中：I∈RA×A；D2∈R(A-2)×A為 二 階 微 分 矩 陣；L=相當(dāng)于一個(gè)離散時(shí)間序列的高通濾波器。確定參數(shù)后利用式（3）得到趨勢項(xiàng)。

本文系統(tǒng)中設(shè)置的脈搏波信號采樣頻率為200 Hz，因此取λ=2 500，則對應(yīng)截止頻率為200×0.002 5=0.5 Hz，基本上可以有效去除脈搏波信號中低于0.5 Hz以下的基線漂移信號[16]。

4 結(jié) 論

本文提出一種反射式測量法采集弱灌注部位脈搏波信號的系統(tǒng)，從硬件設(shè)計(jì)、算法兩方面考慮，完成了系統(tǒng)的開發(fā)，并且完成了弱灌注部位手腕脈搏波信號的采集。同時(shí)，進(jìn)行灌注水平正常條件下指尖部位脈搏波信號的采集，以及一定的實(shí)驗(yàn)測試，驗(yàn)證了該方案的可行性，為后續(xù)便攜式血氧飽和度檢測儀的開發(fā)等其他基于脈搏波信號的生理參數(shù)檢測提供重要依據(jù)。