一种便携式多普勒胎心检测系统的设计及实现*

戴明， 詹凯， 陈昕，林浩明，孟德明，陈思平△

(1. 深圳大学生物医学工程学院，广东 深圳 518060；2. 医学超声关键技术国家地方联合工程实验室，深圳 518060；3.广东省医学信息检测与超声成像重点实验室，深圳518060)

1 引 言

二百多年前，医生就通过耳朵紧贴母体腹壁来听取胎儿心跳，随后不久逐渐被听诊器取代，十九世纪五六十年代后，超声多普勒方法逐渐被应用于胎儿心率检测上，之后几十年，利用传统模拟电路设计方法所设计的医用胎儿心率检测仪大量出现。但其电路复杂、稳定性较差、精度不高，调试，量产及升级维护困难[1]，因而受到极大限制。随着电子技术及传感器等技术的快速发展，胎心多普勒检测系统正朝着数字化，便携式，小型化及家居使用的方向发展。目前市场上胎心检测仪综合灵敏度不高，功能有限，大都采用模拟乘法器解调，且限制对早孕周胎儿进行监测。

近年来，随着人们对人口质量要求的提高，在胎儿诊断过程中对胎心率监测也越来越引起人们的重视[2]。胎心率作为评判胎儿健康状况的一项关键指标，是表征生命体存在与否的重要生命参数[3-4]，常被用来反映母体中胎儿心脏生理活动及健康状况。比如：正常胎儿心跳速率约为120～160次/min。当胎儿心跳速率低于99次/min或大于180次/min就属于胎心率异常[5]。而母体中胎儿出现心率异常往往是因为胎儿缺氧、缺血等因素造成，且一旦出现胎儿严重缺氧、缺血极易导致出生先天缺陷[6]，因而为提高分挽质量、降低胎儿死亡率, 抑制先天缺陷及弱智胎儿的出生，本研究设计了一款适用于家庭使用的，便携式，全数字，高精度，用于围产期胎儿心率检测的多普勒胎心检测装置，并能同步保存胎心相关数据，且可上传远程服务器的便携超声实时检测系统，其在家庭辅助检测，实现优生优育，提高新生儿质量等方面具有重要意义。

2 超声多普勒胎心检测原理

多普勒频移效应是指声源与物体之间存在相对运动时，反射声波频率发生变化的现象。其往往被用来表征胎儿运动速率的变化，当超声探头发射激励信号，耦合进入胎儿母体后遇到运动的胎儿心脏，通过超声探头接收反射回波信号，再通过计算发射和接收超声频率之差来计算多普勒频移[7-8]，根据多普勒频移效应，超声探头与胎儿心脏运动方向间夹角及胎儿心脏运动速度V之间的关系，有：

其中：f1，f2，fd，vo分别表示超声激励频率，回波接收频率，多普勒频移，超声在组织中传播速度，通过上述公式即可计算出胎儿心脏运动速度，由于超声波频移和胎心的运动速度成正比[1], 即当速度v>0时,f2>f1;胎心扩张;当速度v=0时，f2=f1,胎心静止时；当速度v<0时,f2

3 胎心检测系统设计

本系统由CPLD超声激励及采集电路、MCU及外围电路和系统软件三部分组成，其中CPLD超声激励及采集电路分为超声激励发射及回波接收电路两部分，超声激励发射包含激励产生，驱动放大，阻抗匹配等组成电路，回波接收则由硬件滤波，回波放大，ADC采集三部分组成。通过激励产生，驱动放大，阻抗变换后产生超声激励信号作用于探头，并通过探头接收超声回波信号，经硬件滤波，回波放大，ADC采集，再送给CPLD进行数字滤波和解调。此外，MCU及外围电路以STM32F103RCT6为控制核心，由MCU，液晶显示模块，开关按键模块，蓝牙4.0模块，WiFi模块，RS-232串口通信模块，电源模块，SD存储模块，音频解码及扬声器等模块组成，其系统整体结构框图见图1。

图1 本便携超声多普勒胎心检测系统整体结构组成框图

本系统采用多普勒频移原理来实现胎心率的检测，具体过程如下：通过CPLD产生方波激励信号，并通过驱动放大，阻抗匹配电路后产生中心频率为2 MHz的脉冲超声激励信号，并作用于超声探头，当探头贴近母体并对准胎儿心脏位置，经超声耦合剂和母体后向胎儿心脏发射超声波。当超声激励信号遇到心脏壁等运动物体时会产生反射和散射，从而出现正向或反向的多普勒频率偏移。通过对回波信号滤波及放大，并通过10位高速ADC 芯片对回波信号进行采集，随后送给CPLD进行数字滤波，CPLD通过加窗，相乘，数据积分后获得多普勒频移信号，最终计算出胎心心率值，并通过SPI总线把胎儿瞬时心率，平均心率，探测深度，心率曲线等原始数据发送给MCU微控制处理单元进行解析、SD卡存储及LCD显示，并可通过开关按键模块来选择超声探测深度及画面冻结，缩放等显示操作。另外，本系统通过MCU串口与蓝牙、WiFi、USB模块相连，进而实现与上位机PC端进行有线或无线数据传输，装有相应软件的PC端即可实时动态的显示胎儿心率，心率趋势曲线等波形。同时通过VS1003音频解码芯片对胎心心跳进行解码，通过扬声器或耳机插入接听的方式输出胎儿心跳声。此外，本系统还可通过USB对锂电池进行充电，并通过MCU控制电源模块来实现电源模块对电池的充放电管理。

3.1 超声探头

由于超声多普勒胎心信号为非平稳信号，母体呼吸、心跳及血液流动等因素极易对胎儿心率信号造成干扰，加之母腹中胎儿心脏较小，因而很难准确的从带有多种噪声干扰的母体中采集到微弱胎心信号[10]。基于上述考虑，本系统采用中心频率2 MHz，收发一体单振元外置圆形探头作为电-声换能器, 其实物见图2。为清晰分辨出胎儿心跳，本系统通过加大超声波发射功率及提高信噪比来提高辨识率，为符合国家超声剂量标准，本超声激励平均发射功率小于5 mW/cm2。

图2 超声传感器探头实物图

3.2 超声激励电路

本超声激励产生及驱动放大电路由激励源产生，超声驱动放大及阻抗匹配电路组成，其驱动放大电路原理图见图3。由于本探头内部阵元为容性负载，为实现容性负载与激励电路的匹配，确保超声激励信号不产生明显失真及为使负载对诊断信号无影响，本研究采用具有隔离作用的变压器来连接超声激励源和探头振元。此外，本超声激励产生电路采用Altera公司的CPLD芯片EPM570T100C5N作为超声激励源控制核心，通过在该芯片中编程Verilog语言产生高频脉冲激励信号源，并通过EL7222对CPLD产生的超声激励信号进行放大并驱动变压器初级线圈，并经变压器T1隔离放大后使副级线圈产生一个同频率的激励信号并作用于超声探头。

3.3 超声回波检测电路

由于超声回波信号很弱，因而很难对频移干扰信号进行区分[11]，又由于胎心多普勒频移量一般在50～200 Hz之间[12]，因此，为提高回波信号的信噪比，本研究使用OPA2356组成的带通滤波来减小干扰信号的影响，并对滤波后回波信号进行初级放大，再经OPA2356进行后级放大，随后进行ADC采集，其回波滤波放大电路原理图见图4。此外，本超声回波检测电路的模数转换模块采用低功耗CMOS工艺(仅98 mW)，高性能10位高速ADC10321芯片作为模拟-数字转换器，其采用单电源5 V供电，且ADC采样率设置为4 MHz，其模-数转换ADC电路原理图见图5。

图3超声激励驱动放大电路

Fig3Circuitdiagramoftheultrasonicexcitationcircuit

图4 超声回波滤波放大电路

图5 系统模-数ADC转换电路原理图

3.4 电源模块

本系统采用12V单电源供电，通过LM2576S输出5 V电压，并经RT9193将5 V变为3.3 V给MCU供电，同时通过MP1482输出8 V给EL7222供电。本系统上电后工作在待机低功耗模式，按下开机键，MCU通过检测按键外部中断的方式进入正常工作模式，此时MCU控制Q1导通使继电器K1常闭，经MP2359后输出3.3 V电压供外围电路使用。其供电原理图见图6。

图6系统电源模块供电电路原理图

Fig6CircuitschematicdiagramofthepowermoduleofourFHRdetectionsystem

3.5 CPLD数字滤波的实现

本系统CPLD数字滤波实现在MAX+PLUSⅡ软件编译环境下进行，采用Verilog语言进行编程，其数字滤波原理如下：对任意输入伴有噪声的信号，先通过检测该信号的跳变沿，随后用一高频时钟信号对它将要保持的电平状态进行计数。并设定一个噪声最大电平宽度， 若判定宽度小于 0.8 us 则自动判为是噪声信号，若4M 时钟信号计了5次，且信号状态不发生改变，则判定为有用信号，将其锁存，否则为噪声，将它去除。其整个数字滤波结构见图 7。

图7 CPLD数字滤波结构图

4 系统软件设计

本系统在KEIL MDK 5.11平台下开发，开机前，STM32处于低功耗待机模式，外围电路及超声激励电路电源被切断。当系统处于正常工作模式时，一旦50 s内未检测到胎心回波， MCU将会控制继电器关闭外围电源及超声激励电源的方式来节省电能，同时，MCU进入低功耗待机模式，直到下次开启。当系统开机后，MCU初始化，随后进入正常工作模式，控制继电器打开外围电源及超声激励电源，随后CPLD初始化，CPLD在MCU 控制指令下产生固定中心频率的超声激励脉冲信号，并经驱动放大，阻抗变化后作用于紧贴母腹的超声探头，并通过超声探头对回波信号进行硬件滤波，回波放大及ADC模数采集后送给CPLD，CPLD接收到胎心回波数字信号，并经距离选通后得到第一回波信号，再经窗函数序列对第一回波信号加窗，生成两路预设回波信号，其中一路和余弦序列相乘后进行数据积分得到I信号，另一路跟正弦序列相乘，并进行数据积分得到Q信号，CPLD再将上述信号发送给MCU进行显示和心跳输出，同时MCU在接收到I Q信号后再输出控制指令给CPLD来反馈控制激励输出及回波接收模块。

此外，STM32通过旋钮来调节心率输出的扬声器音量，并通过检测按键外部中断的方式获得按键操作指令，并将指令发送给CPLD进行探测深度及超声功率等反馈调节。其软件流程图见图8。

5 系统功能测试

为测试本便携式超声多普勒胎心检测系统在不同心率频段内的准确性及可靠性，本实验选取两款商用高精度便携式胎心检测仪来进行对比，通过瑞典奥利科公司的PS-320胎儿监护模拟器产生不同心跳次数的心跳模拟振动信号，并使用康泰-Sonoline B, 贝缤纷H3-T胎心检测仪及本系统分别对模拟器产生的60、90、120、150、180次/min的五个不同测试胎心信号各进行为期10 min的测量，且每2 min测量一次，并分别求出记录的5次胎心心率平均值，其总计75次实验所测量的胎心均值数据及胎心准确度见表1。

由表1可知，本系统对模拟器产生的五种不同频率胎心频率信号分别进行测量后，其5次实验的单次准确率高于96%，平均准确度达98.32%，与康泰-Sonoline B(98.88%)，贝缤纷H3-T(97.88%)所测量的胎儿心率准确度相当，由此表明本多普勒胎心监测系统所测量的胎心心率与上述两款胎心检测仪所测得的数据相比均无显著性差异，表明本便携式超声多普勒胎心检测系统具有较高的准确性和可靠性。

表1便携式超声多普勒胎心监测系统对比实验数据

Table1AccuracyanalysisofourproposedFHRdetectionsystem

测试序列奥利科(瑞典)PS-320胎儿监护模拟器模拟胎心频率(per min) PS-320 模拟器输出6090120150180康泰-Sonoline B(per min) 5990119152177Sonoline B准确度(%)98.310099.298.698.3贝缤纷H3-T (per min)6288123147181H3-T 准确度(%)96.797.897.598.099.4本系统(per min)5889121148177本系统准确度(%)96.798.899.198.798.3 本系统平均准确度(%)98.32

此外，为测试本系统的功能，通过本胎心检测系统对怀孕18周的孕妇进行测量实验，其中图9(a)为本系统的开机显示界面，图9(b)为本胎心监测系统测试实物显示截图。从图9(b)中可以看出，本系统检测到的多普勒频移信号信噪比较高，其输出胎心率在幅值，趋势平稳度等方面均达到了设计需求。且本系统所测得平均功率为1.1W，并可通过LCD实时动态显示当前探测深度、多普勒频移速度曲线、胎儿心率平均值及胎儿心率趋势曲线。

图9(a)开机显示界面； 图9(b)测试实物显示截图

6 结语

本研究设计并实现了一种便携式超声多普勒胎心检测仪，并制成了原型系统。本系统并未采取市场上所销售的，通过模拟乘法器方法来获取胎心超声频移信息，而是采用与同超声基频、相位一致、频率相当的正弦波信号进行相乘的方法来获得回波中的频移信号，从而获得胎儿心脏相关的运动信号。与当前市场上销售的超声胎心检测仪相比，本系统不仅具有距离选通功能，而且还可对特定深度组织进行运动检测。同时本系统不仅可通过按键模块控制选择聚焦深度，并可显示胎心率值和当前探测深度，还可对胎心率速度曲线和趋势曲线进行实时动态显示，此外还可对胎心信号进行SD卡存储及数据上传PC端进行进一步处理。与标准胎心检测系统进行对比，结果表明，本便携式胎心监测系统可连续实时的对胎儿心率进行测量、且系统功耗较低，所测得胎心率与两款商用产品所测量的数据没有明显差异，且可对特定组织深度进行检测，并同步保存胎心率信息。本系统采用模块化设计思维，操作简单，无创无辐射，且可应用在家居环境中时刻供孕妇自行使用、由于具有便携、准确，检测深度可调的特点，因而具有广泛的应用前景。其对提高分挽质量、降低胎儿死亡率, 抑制先天缺陷及弱智胎儿的出生具有重要意义。