用于脑卒中检测仪的信号变换和隔离处理技术

【作者】刘增水，陈瑜迪，裴兆波，冯军

1 上海电子信息职业技术学院，上海市，201411

2 上海神州美景健康科技有限公司，上海市，201316

3 上海思博机械电气有限公司，上海市，200331

0 引言

脑卒中检测仪是自研的专业仪器，可对脑血管病变进行完整的检查。脑血管病变是脑卒中的主要病理基础，该仪器通过检测两侧颈动脉血液流速和压力的动力学指标（CVHI），筛查出脑卒中高危个体，以进行早期干预和重点管理[1]。

颈动脉血液流速采用基于多普勒效应的超声波传感器进行检测[2]，超声波激发频率选择为5 MHz；颈动脉血压采用陶瓷薄膜压力传感器进行检测[3]；均为无创伤检测。传感器输出的信号，经过信号处理电路后，被ADC转换器转换成数字量信号，由计算机完成数据的分析和处理。

在使用检测仪时，除了能实时观察受检者的血液流速和血压的波形外，检测仪也会产生相应的特征声音信号，帮助医护人员快捷地调整传感器的使用方式，以获得准确可靠的受检者血液流速和血压波形。流速和压力传感器输出的信号特性不同，信号处理和隔离电路也不相同，分别进行讨论。

1 信号变换和隔离处理流程

血液流速的测量是基于多普勒原理，图1中的多普勒血液流速传感器发射出的超声波，透射到血管血液中的红细胞时，红细胞会散射超声波，红细胞的运动，使得其散射的超声波频率与原发射频率产生了频移，频移变化直接反映了血液流速的大小及其变化的特性[4]，此频率变化的超声波频率信号，即为传感器输出的信号。

图1 血液流速声音信号的产生和血液流速信号的处理流程图Fig.1 Sound generation and processing of the blood flow velocity signal

图1中，流速传感器输出的超声波频率信号，会有多普勒频移，经过前置的滤波和放大电路后，直接被分成相同的Vs1和Vs2两路。图中“C1”虚线框内，频率信号Vs1，可直接作为人的听觉声音信号来源；Vs1信号经过高输入阻抗的电压跟随器，再通过低放大倍率的隔离运算放大器AMC1200，输出V5信号至音频功率放大电路，最后得到可听取的V7声音信号。图中“C2”虚线框内，频率信号Vs2首先被转换成幅度相等，但频率变化（多普勒效应的频移）的脉冲信号序列V2；通过高速光耦电路B隔离传输后[5]，借助于74LS123单稳态触发器电路，又把此频率变化的脉冲信号序列，变换成脉宽变化的脉冲信号序列V6，再经过高阶低通滤波器电路，即获得了实际的血液流速模拟量V8；最终经过ADC模数转换器，转换成数字量，可输出至计算机中进行分析和处理。

如图2所示，血压传感器输出的模拟量信号，经过前置的滤波和放大电路后，直接被分成相同的Ps1和Ps2两路。在“C3”虚线框内，Ps1经过精密半波整流和滤波电路后，输出血压信号P3，借助于HEF4046锁相环电路[6]完成模拟量压力信号到声音频率信号P5的变换，P5经过隔离运放和音频功率放大电路，输出人的听觉上能直接感知到的血压变化声音信号P9。在“C4”虚线框内，Ps2则直接通过含有线性光耦器件4N25的信号处理电路[7-8]，实现信号的隔离后，输出P2至后端的低通滤波器和ADC转换器电路，P4在完成模数转换后，数字量数据输出至计算机中进行分析和处理。

图2 血压声音信号的产生和血压信号处理流程Fig.2 Sound generation and processing of the blood pressure signal

2 信号变换和隔离电路分析

2.1 血液流速声音信号的产生及其处理

如图3所示，U17A运放构成的电压跟随器，其引脚3输入的信号Vs1，来自图1中的超声波流速传感器输出的频率信号Vs1，由于血液流速的变化，多普勒效应导致此频率信号会产生频移，且具有一定的频带宽度，在图3的电路中，则被直接作为血液流速声音的信号源；这个具有频移的频率信号（源）通过隔离放大器AMC1200，与其他的传感器信号处理电路完全隔离；再经过由芯片LM386构成的音频功率放大[9]电路，输出Output_V7信号至J14输出端子，连接上音频扬声器，即可输出人听觉上的声音信号。传感器单元电路和声音单元电路，除通过AMC1200隔离外，还采用了完全独立的工作电源A5V0和X5V0，避免相互干扰。

图3 血液流速声音信号的产生和隔离输出电路Fig.3 Sound generation and isolation output circuit of the blood flow velocity signal

2.2 血液流速信号的变换和隔离处理

如图4所示，图中Vs2信号即为图1中的流速传感器输出信号Vs2。比较器LM393芯片构建为具有正反馈的施密特触发器电路[10]；图中 REF_2V5为稳定性较高的比较器基准电压源；通过此比较器电路设计，能把频率较高、有多普勒频移的频率信号Vs2，稳定地变换为：幅值恒定的（频率）脉冲串序列，输出在芯片LM393的引脚1上。此脉冲串序列随后再经过高速光耦器件TLP521，完成了信号的隔离传输，最终输出到后端U29芯片第3引脚，也即图4中的脉冲序列信号Pulse_Vs1。

图4 中，可重触发的单稳态触发器芯片74LS123（U29）、电容C128和电阻（R99和可变电阻W5串联），组合成了脉宽调制功能电路，也即：频压转换功能电路[11]，工作原理说明如下：在触发脉冲Pulse_Vs1上升沿作用下，U29芯片引脚13（即1Q功能引脚）输出高电平，经过如下TW延时时间：

引脚1Q的输出返回低电平；如果在1Q输出高电平期间，触发脉冲再次到来，则高电平又会从此刻起延时TW时间。

结合前文的分析讨论，Pulse_Vs1脉冲频率的变化与血液流速直接相关，由此得知：引脚1Q输出的V_PWM信号，其高电平持续的时间（即：脉冲的宽度），直接反映了血液流速大小的变化（特征）；也即：实现了频率变化的脉冲信号Pulse_Vs1变换为脉宽（调制）变化的脉冲信号V_PWM。

V_PWM信号经过U36A和U36B信号处理电路，输出血液流速模拟量信号Output_V8，后端再接ADC模数转换器，得到的数字量信号再通过计算机进行分析和处理。

图4中的运放AD8032芯片U36A是具有单位增益精度较好的Sallen-key拓扑二阶低通信号滤波器[12]，实现对V_PWM信号进行滤波处理。高稳定性、高精度且可调节的ADJ_REF_1V2参考基准电压源1.2 V与U36B是对滤波后的信号，完成直流电平的适当向上平移，便于ADC转换器完成对单极性正电压信号的模数转换。

此外，调节图4中可变电位器W5阻值，可以改变TW时间参数值，即改变了V_PWM信号脉冲宽度分辨率，实质上也就改变了流速信号的放大倍率；在实际工作中，这是获得高质量血液流速波形的有效调节方法。

图4 血液流速信号隔离及其处理电路Fig.4 Isolation and processing circuit of the blood flow velocity signal

2.3 血压声音信号的产生及其处理

如图5所示，U23B运放引脚5输入信号Ps1，是来自图2中血压传感器输出的模拟量信号Ps1。U23B构成精密半波整流电路，C109是容值较大的滤波电容，U23A是滤波放大电路，对Ps1信号依次进行处理后，最终输出血压模拟信号P3到U38芯片引脚9，即HEF4046锁相环芯片VCOin输入端，即：芯片内部压控振荡器模块的输入信号。

图5中的锁相环HEF4046芯片，没有实现为闭环锁相环功能电路，只是使用了该芯片内部的VCO压控振荡器模块[13]，把从引脚9（VCOin）输入的血压模拟量信号P3转换成从引脚4输出的P5频率信号VCOout（即芯片内部VCO压控振荡器模块的输出信号），从而实现了压频转换功能，把血压模拟量信号Ps1变换产生为血压声音频率信号P5。

图5中，电容C163和电阻（R116和可变电阻W8串联）确定了芯片内部VCO模块的振荡频率范围，也即：血压声音信号P5的频率范围，P5信号实际为等幅且频率变化的脉冲串。通过调节可变电阻W8阻值，可以把反映血压变化的实际声音，调节到合适的听觉声音频率范围。

图5 血压声音信号的产生和隔离输出电路Fig.5 Sound generation and isolation output circuit of the blood pressure signal

与图3中相同，反映血压变化特征的声音频率信号P5，通过AMC1200隔离运放，隔离声音输出电路与前端的压力传感器信号处理电路；音频功放LM386芯片输出信号Output_P9至J7输出端子，连接上音频扬声器，即可输出人听觉范围内的声音信号。

2.4 血压信号的变换和隔离处理

在图6中，U16器件（4N25）是晶体管输出类型的光耦器件，常用于线性反馈调节回路；运放U11A、三极管Q3（PMBT5550）、光耦器件4N25，共同组成了线性负反馈放大电路的主通路，把来自血压传感器输出的模拟量信号Ps2（对应图2中的传感器输出信号Ps2）转换为模拟量输出信号P2；4N25光耦器件在其中实现了信号隔离作用[14]。

血压模拟量信号相对于其他信号处理来说，信号处理流程比较简单。图6中的U22B运放是低通滤波放大器，其同相输入端，连接有高稳定性、有较好精度且可调节的ADJ_REF_2V5参考基准电压源2.5 V，实现引脚7输出端信号的直流电平向上平移；U26B为二阶低通滤波器，U26A为电压跟随器，最终在U26A引脚1输出血压模拟量信号Output_P4；后端再接续ADC模数转换器，把数字量数据输入至计算机内，就可以进行量化分析和处理。这些与图4中的电路原理图相类同。

图6 血压信号隔离及其处理电路Fig.6 Isolation and processing circuit of the blood pressure signal

3 电路信号测量

血液流速测量时，流速传感器探头端面应迎着血流方向、合适的位置和角度摆放，能使得流速输出波形不受到静脉回流干扰的影响，且随心率周期而明显变化；在探头和皮肤间填充超声波耦合剂，可使得波形得到改善；图4中电路输出的Output_V8流速信号波形，如图7所示。

图7 血液流速波形Fig.7 Blood flow velocity waveform

血压波形测量时，压力传感器探头端面轻压在颈动脉搏动较为明显处，输出的波形与脉搏搏动同步，仔细放置压力传感器探头位置和控制手持传感器探头的按压力，能获得整齐和清晰的波形。呼吸对压力波形基线影响较大，尽量轻呼吸，测量时甚至短时间憋气。图6中电路输出的Output_P4血压波形，如图8所示。

图8 血压波形Fig.8 Blood pressure waveform

从实测波形可以清晰看出：血液流速和血压本质变化的特征，有较为陡峭的上升沿和多段慢衰减的下降沿，且与心率周期同步，符合正常生理特征状况[15]。

4 电路应用测试

通过检测两侧颈动脉血液流速和压力，可获得脑血流运动学和动力学指标；前者包括：平均血流量，平均、最大和最小血流速度；后者包括：脉搏波速度（WV）和特性阻抗（Zcv）、外周阻力（Rv）和动态阻力（DR）、临界压（CP）和压差（DP）[1,16]。WV和Zcv数值越大，大中动脉血管弹性就越差；脑动脉硬化会引起Rv和Zcv数值增高；临界压增高或压差降低，提示脑组织微循环障碍；特别是依据血流速和血压波形的动态特征参数值对脑卒中影响程度赋予不同的权重量值，采用我们总结出的脑血流动力学积分算法[1]，可以评价脑血管功能和定量评估中风危险度，并因此进行预警或干预管理。

选择已注册的杭州远想D6型多普勒血流探测仪和欧姆龙（大连）HEM7132电子血压计作为测量参照基准，并用于标定本研究的电路设计；在完全相同测试条件下，相互对比的测试结果如图9和图10所示。

图9 平均血流速测量结果Fig.9 Mean blood flow velocity

图10 平均血压测量结果Fig.10 Mean blood pressure

从每次的测量结果可知：本电路的平均血流速度相对测量误差≤15%，平均血压相对测量误差≤13%；脑卒中检测仪实际应用表明：测量精度能满足应用的需求。

5 结束语

针对多普勒血液流速传感器输出的频率信号、血压传感器输出的模拟信号，分别提出了相应的信号隔离及其信号处理设计方法；同时也得到了相应的（伴随）声音产生方法。电路设计满足了脑卒中检测仪应用功能要求，已投入实际应用。文中提出的信号隔离和处理方法，也可以供类同仪器设计时参考，有着更广泛的实际应用价值。