毕业设计（论文）-人体PPG脉搏波形态学特征与人体生理关系研究

毕业设计（论文）-人体PPG脉搏波形态学特征与人体生理关系研究 毕 业 论 文 姓 名 1 专业班级 13电子 论文题目 人体PPG脉搏波形态学特征与人体生理关系研究 指导教师 1 毕业设计(论文)任务书 专业(班):13电子,1, 姓名: 课题名称、主要内容和基本要求 课题名称:人体PPG脉搏波形态学特征与人体生理关系研究 主要内容:中医的脉理复杂，脉象丰富多样，理论和实践都比较精微。一般的中医师难以精通脉理，由此，也导致了如今的诊脉乱象，一千个人诊脉就有成千上百种诊断结果。对此，轻则误诊，错过疾病的最佳治疗时间，增加了后期治疗的难度，重则危及病人的性命。为此，我设计了人体脉搏分析仪，为传统中医的网络诊疗提供了可能。通过前端的信号采集电路将脉搏波的信号采集后稍作处理后，将数据传给嵌入式系统，微电脑运用我们设计脉搏波分析算法进行脉搏信号处理以及联云大数据分析，最终将分析结果报告以及脉搏波的波形图分析图等数据通过互联网发送至医生的PC上。最后，医生通过之前的“望”、“闻”、“问”以及现在的“切(脉)”四诊的结果综合分析后方可较为准确的判断患者的病情。 基本要求: (1)能够分析出心跳速度。 (2)能够采集出来准确的波形。 (3)能够分析出脉搏波的所对应的数值以及患者的血管弹性情况。 进度安排 学期 周次 工作内容 执行情况 第五 8-13 选题、市场调研、查找资料 完成 学期 14-16 技术可行性分析、 方案 气瓶 现场处置方案 .pdf气瓶 现场处置方案 .doc见习基地管理方案.doc关于群访事件的化解方案建筑工地扬尘治理专项方案下载 论证与确 完成 17-18 选择开发工具和开发环境、撰写开题报告 完成 第六 1-8 订立元器件、软硬件设计和调试 完成 2 学期 9-15 综合调试、论文修改、图纸修改 完成 16-18 验收、论文定稿、答辩 完成 指导教师评语 指导教师签名: 评阅教师评语 评阅教师签名: 毕业设计,论文,成绩 答辩委员会主任签名: 3 目录 摘要 ..........................................................................................................................6 ABSTRACT .............................................................................................................7 引言 ..........................................................................................................................8 第一章 概述 ..........................................................................................................9 1.1 研究的意义 .............................................................................................9 1.2 脉搏波的医学理论基础 .......................................................................10 1.2.1 脉搏波理论发展历程 ................................................................10 1.2.2 脉搏波概述 ..................................................................................12 1.2.3 脉搏波的波形特征 ......................................................................14 1.3 课题研究背景 .......................................................................................15 1.3.1 脉搏波信号的检测 ....................................................................15 1.3.2 光电式脉搏波原理 ....................................................................17 1.3.3 光电式脉搏传感器的原理和结构 ..........................................18 1.3.4 脉搏波的分析处理方法 ............................................................19 第二章 利用K值研究人体脉搏波的生理意义 ...............................................22 2.1 脉图面积法 ...........................................................................................22 脉搏波波形特征量K值的提取与模型分析 .......................................22 2.2 K值与人体疾病之间的关系研究 .......................................................27 2.3 传统K值法研究的缺陷与改进方法 ..................................................32 2.3.1 K值法的缺陷 ............................................................................32 2.3.2 改进方法 ....................................................................................33 2.4 K值与人体生理关系相关实验数据分析 ...........................................38 第三章 硬件设计及电路原理图 ........................................................................43 3.1 MCU的选择.........................................................................................43 3.2 脉搏传感器的选择 ...............................................................................44 3.3 LCD的选择 ..........................................................................................46 3.4 主要电路设计 .......................................................................................47 3.4.1 STM32F103ZET6及外围电路设计 .........................................47 3.4.2 电源电路设计 ............................................................................50 3.4.3 液晶显示电路设计 ....................................................................51 3.4.4 SD卡电路设计..........................................................................52 第四章 算法及软件设计 ....................................................................................54 4.1 MDK开发环境介绍.............................................................................54 4.2 嵌入式系统软件流程 ...........................................................................55 4.2.1 设备自检 ....................................................................................57 4.2.2 软件滤波 ....................................................................................57 4.2.3 传统脉搏波算法 ........................................................................59 4.2.4 独特脉搏波算法 ........................................................................59 4.3 LCD驱动设计 ......................................................................................66 4 第五章 人体脉搏波生理信号检测分析系统的实现 ........................................68 5.1 人体脉搏波生理信号检测分析系统的外观设计 ...............................68 5.2 人体脉搏波生理信号检测分析系统的测试 .......................................70 第六章 结论 ..........................................................................................................72 6.1 总结 .......................................................................................................72 6.2 展望 .......................................................................................................72 致谢 ........................................................................................................................73 参考文献 ................................................................................................................74 5 摘要 人体生命体征信息是指人体生理和病理信息，是判断病人的病情轻重缓急以及病情诊断的依据。 脉搏波信号是人体众多信号中较具代表性的一种， 携带有丰富的人体健康状况信息，历来都受到中外医学界的重视 ，现已成为中西医共同的研究热点。为了研究脉搏波形态学特征与生理因素的关系，提出了一个以脉搏波波图面积变化为基础的脉搏波波性特征量K值的新的提取方法，通过PPG及模型理论的分析、动物实验、临床实测和运动负荷测试，证实、和值能较好地反映人体心血管系统中血管外周阻力、血管壁K1K2K 弹性和血液粘度等生理因素，是心血管疾病临床检查的一个重要生理指标，因而在临床上有重要的应用价值。 关键词:脉搏波;形态学;光电容积脉搏波描记法;脉搏波波形特征量 6 ABSTRACT The vital signs information refers to the human body physiological and pathological information， priorities is to determine the patient's condition and the basis of diagnosis.Pulse wave signal is the body in many signal one of the representative， with rich in the human body health information， has been brought to the attention of the Chinese and foreign medicine， has now become a research focus in the common Chinese and western medicine.In order to study the morphological features and physiological factors， the relationship between pulse wave is put forward a based on the pulse wave graph area change the pulse wave characteristics of new extraction method of the K value through the analysis of PPG and model theory， animal experiment and clinical observation and motor load test， confirmed that the K value can well reflect the blood vessels in the human cardiovascular system peripheral resistance， flexibility and physiological factors such as blood viscosity， blood vessel walls is an important physiological index of cardiovascular disease clinical examination， and thus has important application value in clinic. Keywords:Pulse wave;Morphology;PhotoPlethymoGraphy;The Pulse waveform characteristics; 7 引言 按照中医理论，随着心脏节律性地收缩和舒张，动脉管壁相应地出现扩张和回缩，在表浅动脉上可触到搏动，简称为脉搏。在中医四诊中，脉象诊断占有非常重要的位置，从手腕的寸、关、尺三部按不同的轻重(沉、中、浮)可获知人体五脏六腑的病理变化。但是长期以来中医理论对脉象的描述都是根据医师的个人判断，容易造成脉象概念模糊、笼统。这种凭借主观经验结合其他表象诊断的检测手段，难以给出量化的、较为确定的诊断结果，某种程度上成为了中医脉诊应用、发展和交流的制约因素。将信号处理技术运用于脉象分析，提取其中与人体生理和病理变化密切相关的特征参量，将有助于脉象研究的客观化，为中医诊断学的深入研究提供新的方法。 而脉搏波的传播特性等是与心血管系统中的力学参数变化密切相关的。大量实验和计算结果证明，在动脉血管弯曲、分叉和狭窄部位最容易引起动脉粥样硬化等心血管疾病。心血管疾病是当今发达国家死亡率占第一位的重要疾病，在我国也是死亡率最高的一类疾病，世界卫生组织已将其列为 21 世纪危害人类健康的头号杀手。因此，如何防治这类疾病，已成为世界各国迫切需要解决的一项重大课题。对心血管血流动力学参数进行科学合理的检测、诊断、分析，这对临床医学的发展是极有意义的。另外，中医脉象和心血管系统血液运动、血管壁运动及脉搏波的传播规律有密切的关系。 因此，对脉搏波传播规律进行研究，并将其与传统中医的脉象诊断相结合，以求利用无创检测方法对人体心血管疾病进行早期的诊断治疗，这对临床医学的发展是很有价值的。 8 第一章 概述 本章主要介绍课题的研究意义、脉搏波的医生理论基础、课题研究背景、脉搏波的测量以及分析处理方法，最后简要介绍了本文的主要研究内容。 1.1 研究的意义 现代社会，随着人们生活水平的不断提高，生活方式、饮食结构的不断改变，高血压、冠心病、动脉硬化等心血管疾病已成为常见病和多发病。据统计，目前我国每年有300万人死于心血管疾病，占全部死亡原因的40%，是我国居民的头号杀手。我国城市人口中每5个成年人中就有1个不同程度地患有心血管方面的疾病，由此而致的心肌梗塞、脑中风、猝死等恶性后果时就有发生，而且发病率逐年提高，发病年龄也呈下降趋势。研究预测，今后10年我国中年人群脑卒中的发病率男性将增加42%，女性将增加13%。冠心病发病率男性将增加26%，女性将增加19%。为遏制这一高峰的到来，保证人民健康和我国经济的可持续发展，开展心血管疾病人群防治已刻不容缓。 心血管疾病之所以在许多国家中都是人们致死的重要原因，在于大多数心血管疾病仅在其自然病程发展的后期阶段才有临床表现，在心血管系统主要的损害发生前，临床医生较少有机会对患者进行检查。在心血管疾病的初期或者处于亚健康状态时，虽然患者还没有自觉症状，但其血压、血流、血管阻力、血管弹性和血液粘性等一系列血流参数实际上已经开始发生变化，并首先反映在脉搏波的幅值与波形变化中。 因此通过检测分析脉搏波信号来诊断人体心血管血流参数是恰当的途径，这就为研制新的医学医疗仪器提供了必要的依据和基础。由于脉搏波检测不需要复杂而昂贵的设备，且操作简便、性能稳定、是无创性的，因此其在心血管临床医生检查、治疗、用药、康复和保健等方面都会有很好的应用前景。 9 本文在分析脉搏波医学原理的基础上，设计了一种人体脉搏分析仪，该仪器在心血管健康监测、早期病变预报及疾病诊断等领域具有广泛的应用前景。不仅为广大临床医生心血管疾病的检测、诊断、监护及确定治疗措施提供一个简捷方便和准确可靠的重要诊断手段，而且使人们在没有专业医生帮助的情况下，可以随时检测自己的心血管健康状况，及时检查出心血管血流参数以及其它参数的异常变化，从而将心血管疾病潜在的危险及早诊断出来，再针对检查出的异常参数予以治疗，使其恢复正常，达到心血管疾病早期诊断、早期治疗的目的。 1.2 脉搏波的医学理论基础 1.2.1 脉搏波理论发展历程 对脉搏波的理论研究，国外学者做了大量的工作，从18世纪初开始至今，其研究历史已长达几个世纪。而国内学者对脉搏波理论研究则始于解放后。脉搏波理论研究大致经历了从理论描述到模型分析以及线性化理论到非线性化理论的发展过程。见表1-1。 10 表1-1 脉搏波理论发展历程 发展阶段 分析模型及理论 研究者 首次发现和认识到血液循环现Harvey W(17世纪初) 理论描述 象 首先论证了动脉弹性腔的意义 Newton I(1700年) 提出Windkessel模型(弹性腔Hale S(1733年) 模型) 发表了理想流体的弹性管内波Young T (1808年) 传播速度 公式 小学单位换算公式大全免费下载公式下载行测公式大全下载excel公式下载逻辑回归公式下载 提出血管阻力模型， 解释了动Poiseuille JLM ( 1840 脉中平均血压下降的原因 年) 发现主动脉和外周动脉压力波M ahomed F ( 1872 年) 波形的差异 发表计算脉搏波传播速度的杨-M oens AI 和 Korteweg 莫恩斯公式 DJ( 1878 年) 建立了相当于动脉系集中参数Frank O ( 1899 年) 模型的风箱理论( 弹性腔 模型) 线性理论 提出第一个血流脉搏波传播的M organ GW 和 Kiely JP 分析模型 ( 1954 年) 提出线性分布参数模型Womersley JR ( 1957 ( Womersley 理论) 年) 提出双弹性腔模型 Goldwyn R 和 Watt T ( 1967 年) 提出一个完整的线性化脉搏波Atabek HB ( 1968年) 模型 对心血管弹性腔理论作了较为柳兆荣( 1980 年) 11 深入的研究 提出非线性分布参数模型， 阐Euler L ( 1755 年) 明动脉脉搏波传播的非线 性特性 提出多项式血管壁应力应变表Vaishnav RN 等 ( 1972 达式 年) 提出一个包含血管和外周组织伍时桂等( 1986 年) 运动的非线性脉搏波传播理论 非线性理论 提出大血管中非线性压力波满Sigeo Y ( 1987 年) 足的孤波方程 首次在心脏和血管动态耦合的王英晓等( 1998 年) 基础上， 研究了人体动脉 中压力和流量脉搏波的传播 建立了非线性血流脉搏波在动谢官模等( 2001 年) 脉内传播的理论模型 1.2.2 脉搏波概述 从脉搏波中提取人体的生理病理信息作为临床诊断和治疗的依据，历来都受到中外医学界的重视，几乎世界上所有的民族都曾用过“摸脉”作为诊断疾病的手段。当心脏周期性收缩和舒张时，心室射入主动脉的血流将以波的形式自主动脉根部出发沿动脉管系传播，这种波就是脉搏波。 脉搏波在动脉管系中传播，并在下游不同位置的各级分支中不断反射，使脉搏波不仅受到心脏本身的影响，同时还会受到流经各级动脉及分支中各种生理病理因素如血管阻力、血管壁弹性和血液黏性等的影响，因而从下游 12 外周动脉反射回来的反射波强度和波形随不同的生理病理因素变化将会有很大差异。这个反射波信息与原来从心脏出发的脉搏波相叠加后表现出来的不同的波性特征，使脉搏波中蕴含着极丰富的心血管系统生理病理信息。大量的临床实测结果证实，脉搏波的波性特征与心血管疾病有着密切的关系。 脉搏波所表现出来的形态(波的形状)、强度(波的幅值)、速率(波的速度)与节律(波的周期)等方面的综合信息的确在相当程度上反映出人体心血管系统的许多生理和病理特征，如从脉搏的节律变化诊断多种心血管疾病;从脉搏波波形异常来辅助诊断二尖瓣病变、主动脉瓣病变、房室间隔缺损等;从波幅的变化提示诊断生理性或者病理性高动力状态和高血压等疾病。 脉搏是人体活动最重要、最灵敏和最可靠的信息来源。脉搏波压力及波性特征变化是评价人体心血管系统生理病理状态的重要依据。无论是中医切脉或西医心血管疾病检查，都试图从脉搏波的压力与波形变化中提取各种生理、病理信息。近几十年来国内外专家对脉搏波所作的大量临床研究积累了十分丰富的经验，取得了较大的进展。 总而言之 ，研究脉搏波传播机理对以下几方面是重要的:( 1)从纯粹生理学的角度看，需要搞清楚正常健康人体的心血管系统中的血液流动规律;( 2)从病理上而言，弄清病理过程的起源及影响，例如动脉粥样硬化的成因问题;( 3)发展心血管疾病的诊断技术。设计定量的测量方法，解释测量参数，例如心音、血压、血液粘度等;( 4)治疗方法、假体器官装置(如心瓣膜)的生物医学工程研究以及外科技术(例如透析机、心脏体外反搏技术、冠状动脉旁路外科手术);( 5)为其他生理和病理流动的深入研究提供借鉴;( 6)推动其他相关的基础学科和应用学科的发展。 13 1.2.3 脉搏波的波形特征 一个完整的脉搏波波形包括升支和降支，一般应包含A、B、C、D四个主要特征点，如图1-1所示，其中A为主波、B为潮波、C为重搏波峰、D为重搏波谷，四个特征点在脉搏波压力曲线上的高低起伏变化反映了人体不同生理病理变化。 图1-1 脉搏波典型波形 上升支是左心室射血时动脉壁的突然扩张所引起的。在心室快速射血期，动脉血压迅速上升，管壁被扩张，形成脉搏波形中的上升支，如图1-1的OA段。上升支的斜率和幅度受射血速度、心输出量以及射血所遇阻力的影响，若射血时遇到的阻力大，心输出量小，射血速度慢，则脉搏波形中上升支的斜率小，幅度也低;反之，若射血时遇到的阻力小，心输出量大，射血速度快，则脉上升支较陡，幅度也较大。大动脉的可扩张性减小时，弹性贮器作用减弱，动脉血压的波动幅度增大，脉搏波上升支的斜率和幅度也加大。主动脉瓣狭窄时，射血阻力高，脉搏波上升支的斜率和幅度都较小。 心室射血的后期，射血速度减慢，进入主动脉的血量少于由主动脉流向外周的血量，故被扩张的大动脉开始回缩，动脉血压逐渐降低，形成脉搏波 14 形中下降支的前段，即潮波。随后，心室舒张，动脉血压继续下降，形成下降支的其余部分。在降支中段出现的小波称降中波，又称重搏波。降中波前面的下凹部分称降中峡。降中峡的产生是由于左心室舒张，主动脉内血液倒流，血压突然下降，管壁回缩所形成。降中波则是由于主动脉瓣关闭血流冲击在主动脉瓣上而弹回，动脉压在此稍有升高，管壁有稍有扩张而形成。动脉脉搏波形中下降支的形状可大致反映外周阻力的高低。外周阻力高时，脉搏波降支的下降速率较慢，切迹的位置较高。如果外周阻力较低，则下降支的下降速率较快，切迹位置较低，切迹以后下降支的坡度小，较为平坦。主动瓣关闭不全时，心舒期有部分血液倒流入心室，故下降支很陡，降中波不明显或者消失。 综上所述，脉搏波的幅值与波形变化，反映出在一个心动周期中动脉血压随时间的脉动变化。脉搏波中所包含的高血压和动脉硬化等信息主要反映在脉搏波的幅值与波形变化之中，并通过血压、血流、血管阻力和血管壁弹性等血流参数的变化表示出来。因此，对脉搏波传播规律进行研究，以求利用无创检测方法对人体心血管疾病进行早期的诊断治疗，这对临床医学的发展是很有价值的。 1.3 课题研究背景 1.3.1 脉搏波信号的检测 脉搏波信号的测量方法很多，而传统的脉搏检查方法是手指触诊，即以人的手指作为感知系统，凭借手指对脉搏信号的感觉，对人的疾病进行诊断，这种方法的主观性很强，只有临床实践经验丰富的专业医生才能准确诊断，且不便于客观 记录 混凝土 养护记录下载土方回填监理旁站记录免费下载集备记录下载集备记录下载集备记录下载 和精细分析，所以大大限制了它的应用和发展。采用传感器检测脉搏波，可以客观地得到脉搏波的主要信息，记录出脉搏波信号，有利于存储和分析，对人体无创伤且使用方便，因而在实际中得到广泛的应用。 15 现阶段应用的脉搏波传感器种类繁多，性能各异，根据其工作原理可分为四种:一种则是通过感受脉管容积的变化来描述脉象，即光电式脉搏传感器;第二种是通过感受脉动处压力的变化而描述脉搏图，即压力式脉搏传感器:第三种是传声器，其本质是一种次声波传声器，是利用声学原理，拾取由脉搏引起的振动，即所谓的听信号;第四种是超声多普勒检测技术，因为动脉脉搏除发出压力搏动的信息之外，还有管腔容积、血流速度、脉管的三维运动等多种信息，仅用压力脉图难以全部定量地反映脉象构成要素的指标，随着医学超声显像诊断技术的发展，超声多普勒技术在脉象客观化的研究中已经日益受到重视，取得了一定的进展。对于一个性能优良的脉搏波分析诊断仪，其传感器的合理选择起着至关重要的作用，因为只有传感器采集到的信息能准确地反映人体的生理病理信息，后面的数据处理与分析才会准确有效、有实际意义。传声器、超声多普勒技术等非接触式的脉搏检测方式与中医指压切脉的特点不符合，难以正确反映中医脉象的特征。压力脉搏波传感器是将桡动脉搏动压力转换成便于测量的电量。压力脉搏波反映的是血管内血流压力随时间的变化，但是，压力脉搏波传感器对于测试环境、传感器灵敏度要求较高， 致使压力脉搏波传感器使用受限且价格昂贵。光电式脉搏传感器实现了光电隔离，减少了对后级模拟电路的干扰，因此其抗干扰能力强、灵敏度较高，并具有良好的线性度和频响特性，对容积脉搏血流信号的机理与信息特征研究充分，可以满足对其他血流参数检测的需要。 通过上面的比较分析，也鉴于光电式脉搏波是脉诊客观化研究中一直使用的重要检测手段，所以本文选用合肥华科电子技术研究所生产的光电式脉搏传感器一HKG-07B红外脉搏传感器。该传感器利用特定波长红外线对血管末端血液微循环产生的血液容积变化的敏感特性，检测由于心脏的跳动，引起手指指尖的血容积发生相应的变化，经过信号放大、调理等电路处理。压电式原理采集信号，模拟量输出，输出完整的脉搏波电压信号，具有灵敏度高、抗干扰性能强、过载能力大、一致性好、性能稳定可靠、使用寿命长等特点。 16 1.3.2 光电式脉搏波原理 电容积脉搏波描记法(PhotoPlethysmoGraphy，PPG)是借光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方法。当一定波长的光束照射到指端皮肤表面时，光束将通过透射或反射方式传送到光电接收器。在此过程中由于受到指端皮肤肌肉和血液的吸收衰减作用，检测器检测到的光强度将减弱。其中皮肤、肌肉、组织等对光的吸收在整个血液循环中是保持恒定不变的，而皮肤内的血液容积在心脏作用下呈搏动性变化，当心脏收缩时外周血容量最多，光吸收量也最大，检测到的光强度最小;而在心脏舒张时，正好相反，检测到的光强度最大，使光接收器接收到的光强度随之呈脉动性变化。将此光强度变化信号转换成电信号，便可获得容积脉搏血流的变化。由此可见，容积脉搏血流中包含有心搏功能、血液流动等诸多心血管系统的重要生理信息。同时，容积脉搏血流主要存在于外周血管中的微动脉、毛细血管等微血管中，所以容积脉搏血流同样包含有丰富的微循环生理病理信息，是我们研究人体循环系统重要的信息来源。由于光电容积脉搏波描记法并不需要复杂而昂贵的仪器设备，且操作简便、性能稳定，具有无创伤和适应性强等诸多优点 因而受到国内外医学界的普遍重视，引起工程科技人员的广泛兴趣。自 1938年Hertzman首次提出光电容积脉搏波描记法原理以来的半个多世纪中， 国内外的许多科研人员在此领域中做了大量的基础研究和临床应用研究工作。 应用领域亦由人体循环系统发展到呼吸系统，在人体血压、血流、血氧、 脑氧、肌氧、血糖、微循环外周血管、脉率、呼吸率和呼吸容量等的无创检测中都有很好的应用前景，并由此开发出许多在临床上有实用价值的医疗仪器新产品。 17 1.3.3 光电式脉搏传感器的原理和结构 1.光电式脉搏传感器的原理 人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张，使血流压力以波的形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播，这种波称为脉搏波。脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息，很大程度上反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。 根据郎伯-比尔(Lambert,beer)定律，物质在一定波长处的吸光度和它的浓度成正比，当恒定波长的光照射到人体组织上时，通过人体组织吸收、反射、衰减后测量到的光强在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征。血液是高度不透明的液体，光在一般组织中的穿透性要比在血液中大几十倍。一般情况下，当光子穿越介质时，因能量被吸收而导致的强度衰减可描述为: 式中是入射光强，是与组织结构相关的吸收系数(哺乳动物的值在0.1至100之间)，是沿光轴方向的坐标长度。 脉搏主要由人体动脉舒张和收缩产生的，在人体指尖，组织中的动脉成分含量高，而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄，透过手指后检测到的光强相对较大，因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。 图1-2 人体手指端还原蛋白与氧化蛋白光吸收率示意图 18 手指组织可以分成皮肤、肌肉、骨骼等非血液组织和血液组织，其中非血液组织的光吸收量是恒定的，而在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱的，可以忽略。因此可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的充盈而引起的，那么在恒定波长的光源的照射下， 利用透射式的测量方法，通过检测透过手指的光强可以间接测量到人体的脉搏信号。 2.光电式脉搏传感器的结构 从光源发出的光除被手指组织吸收以外，一部分由血液漫反射返回。其余部分透射出来。光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射形式和反射式2种，其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，接收的是透射光，这种方法可较好地反映出心律的时间关系，但不能精确测量出血液容积量的变化;反射式的发射光源和光敏器件位于同一侧，接收的是血液漫反射回来的光，此信号可以精确地测得血管内容积变化。本文使用的是透射式脉搏传感器，侧重于脉搏信号的测量。 图1-3 反射式光电传感器和透射式光电传感器 1.3.4 脉搏波的分析处理方法 脉搏传感器采集到的脉搏波信号经过放大、滤波等处理后，再经A/D转换就可以输入目标系统进行分析和处理。目前脉搏波信号的分析方法主要有 19 频域分析法、时域分析法、时频联合分析法、样木训练与聚类等方法。 时域分析法是目前应用最为广泛的一种脉搏波分析方法，所谓时域分析法是在时间方向上分析波动信号的动态特征，主要包括特征点法、速率图识别法、脉图面积法等。 脉搏波波图的特征点实质上就是脉搏波压力曲线的拐点，它是心动周期中从一个力学过程转变为另一个力学过程的转变点，因而这些拐点都有明确的生理意义。如上面所述一个完整的脉搏波波形应包含A、B、C、D四个主要特征点，其中A为主波、B为潮波、C为重搏波峰、D为重搏波谷，四个特征点在脉搏波压力曲线上的高低起伏变化反映了人体不同生理病理变化。通过识别脉搏波的各特征点，提取有关特征量，再根据有关计算公式，逐步计算出心血管功能和血流动力学各项参数，这就是特征点法。应用这一原理现已开发出无创心功能医疗检测仪器，为临床医疗检测、急救和健康体检提供了一种有效的技术手段。 特征点法的最大优点是直观，生理意义明确，医生容易接受，但在实际工作中会遇到一些难以解决的困难，如有些脉图上的特征点不太明显，难以辨认，要凭经验或者人工辅助判别，会带来一定的误差。 脉图面积法是以脉搏波波形面积变化为脉搏波波形特征量K值的提取方法。北京工业大学罗志昌教授研究证实山心血管生理和病理上的变化将会引起脉搏波波形特征和面积的相应变化，它可反映在特征量K值的变化上，不仅很有规律，而且相当敏感，因而在临床上有重要的应用价值，是心血管临床检查的一个重要生理指标。 速率图法是对脉搏波波形图进行微分处理得到相应的曲线即速率图，再根据其特征提取相应信息。 频域分析法是通过离散傅立叶变换，将时域的脉搏波曲线经傅立叶变换到频域进行频谱分析，得到相应的脉搏频谱曲线，通过频谱曲线的特征分析，提取人体心血管生理病理相应的信息。基于脉搏波的频谱分析工作虽然在20世纪70年代末就开始了，但由于分析工具的缺陷和其它条件，至今只是停留 20 在分析一些典型的脉图得出一些大致的趋势，未取得实质性进展。此外，频谱分析所得的参数与医学临床上的意义相距较远，比较抽象，难以被广大医务工作者接受，不便于推广应用。 时频联合分析法是将脉搏信号表示成一个时间和频率的二维函数，时间和频率组成的时频平面能描述出各个时刻的谱成分。目前常用的时频联合分析法有小波变换等。小波变换是一种重要的线性时频表示，在时域和频域同时具有良好的局域化性质，是处理脉搏信号的有效方法。谢家宇等应用连续小波变换分析了海洛因吸毒者和正常人的脉象信号，发现在一定时间间隔内，两者脉象信号的连续小波变换系数间存在显著差异，并提出了划分海洛因吸毒者与正常人的临界参数。 样本训练与聚类是近期出现的，比较典型的是神经网络分类器方法。它以人工神经网络为手段，由临床采样数据形成网络训练输入特征向量库，训练得到脉象分类器。分类器网络建立后，就可以对输入的脉象特征进行分类。该方法将信息处理技术中的模式识别理论应用到脉象分类中，是有利的尝试。 除此外还有其他一些分析处理方法，如:模糊识别法是采用模糊数学对脉搏波进行识别;数学模型法是对脉搏波建立一定的数学模型从而进行识别;自回归法是利用自回归模型AR谱提取脉象信号特征信息的方法，等等。 综合比较这些方法，其中脉图面积法这种分析处理技术的性价比较高，实用性较强。因此，本文谈论并采用北京工业大学罗志昌教授提出的脉图K值法这种方法的优点，对采集的挠动脉脉搏波信号进行处理和分析，从而得到相应的心血管血流参数。 21 第二章 利用K值研究人体脉搏波的生理意义 2.1 脉图面积法 脉搏波波形特征量K值的提取与模型分析 本文参考罗志昌教授提出的以脉搏波波图面积变化为基础的脉搏波波 形特征量K值，其定义为 PPm,d K,Ps,Pd 或者 Pm,Pd，K(Ps,Pd) 其中 1 Pm,P(t)dt, T P(t)PsPd为平均动脉压，它等于一个心动周期中脉搏压力的平均值，，分别为收缩压和舒张压(如图2-1所示)。 22 图2-1 脉搏波波形特征量K值的提取 Ps 由此可见，K值的大小仅仅决定于脉搏波的脉图面积，它和收缩压() Pd与舒张压()的绝对值无关，是一个无量纲值，它相当于脉搏波压力脉动 Pm,PdPs,Pd分量的平均值()在脉动分量最大值()中所占的百分比。不同生理病理状态下脉图波形和面积都会有很大变化，这个变化可用K值来表示。 国内外已有一些学者对K值进行过研究，他们从动物实验和临床实测的数据中对K值进行统计分析，但都没有阐明K值和脉搏波波性特征的关系以及所代表的生理病理意义。罗志昌等教授首先根据心血管双弹性腔模型对不同生理病理因素下人体脉搏波波性特征的变化规律及其相应的K值变化范围进行分析计算。模型中第一个弹性腔表征主动脉弓及其主要分支的集总顺应性C1C2();第二个弹性腔表征腹主动脉及其主要分支的集总顺应性();联 L接两腔体间的血柱()表征血液惯性，心室收缩时血液由心室进入第一个 C1C2L弹性腔()与血柱()，而后进入第二个弹性腔()，最后流经集中 R的外周阻力()而进入弹性腔(如图2-2所示)。 23 图 2-2 (a)双弹性腔模型 (b)双弹性腔等值回路 根据质量守恒定律，双弹性腔模型的数学表达式为 dq1,(P1,P2) dtL dP11,(Qin,q) 1dtC PPd122,,(q) tCRd2 P1消去和得 q 32222dP1dP11dP112in ，，(，)，P,Q322121212dtRCdtLCLCdtLRCCLCC 此为一线性三阶微分方程，在舒张期=0，可得其特征方程为 Qin 111132S，S，(，)S，,0 21212RCLCLCLRCC 其特征方程的解由直流分量，非振荡衰减分量和振荡衰减分量3个分量组成。它能较好地描绘出脉搏波的主要特征点如主波、重搏前波和重搏波等 24 波性特征，它比单弹性腔模型更能真实地付支出人体脉搏波的变化。但在Qin,0的实际生理条件下求其解析解是相当困难的。罗志昌教授通过将上述方程组转化为离散方程，用求解高阶常微分方程的龙格-库塔(Runge-Kutta) C1C2RL法，编制出计算机程序，将代表不同生理意义的模型参数，，，和Qin输入模型中模拟计算出4种典型的脉搏波波形及其相应的K值，如图2-3和图2-4所示。 PsPdC1C2(a)低阻力型 =112mmHg，=61mmHg，=1.4，=0.22，R=0.74，K=0.34 PsPdC1C2(b)中等阻力型 =107mmHg，=67mmHg，=1.0，=0.19，R=1.25，K=0.38 PsPdC1C2(c)高阻力型 =110mmHg，=68mmHg，=0.6，=0.08，R=1.49，K=0.43 PsPdC1C2(d)极高阻力型 =124mmHg，=89mmHg，=0.47，=0.1，R=3.0，K=0.49 图2-3 由双弹性腔模型计算出4种典型脉搏波波形 25 图2-4 脉搏波波形特征量K值与双弹性腔模型参数的关系 由计算结果可知，随血管外周阻力和血管壁硬化程度等生理因素的变化，人体脉搏波波性特征将出现一系列规律性的变化，从而K值也出现与其相对 C1C2应的变化。当外周阻力R比较低，血管壁弹性较好(顺应性+较大)时，波形的特征是主波窄而高，重搏前波不明显，重搏波峰和波谷很明显，这时的K值大约在0.35左右。随着外周阻力和血管壁硬化程度增加，波形的动态变化首先发映在重搏前波有不明显变为明显，它相对主波的位置也逐渐升高， 并自前向后与主波接近并呈不同程度的融合，甚至超过主波。同时，重搏波峰与波谷相当于主波的位置亦逐渐抬高且混为一体不易区分，使整个脉搏波波形呈馒头型。这时的K值也将相应地逐渐增加到0.5左右。计算表明，外 C1C2周阻力(R)和血管顺应性(+)对K值变化呈非线性变化趋势。由此可见，K值的大小与变化虽然不能完全描述出脉搏波每个局部细微特征的变化，但它的确能从宏观上描述出脉搏波波形变化的平均特征，并使外周阻力和血管壁硬化程度等生理因素用K值进行量化，这有着重要的医学应用价值。 26 2.2 K值与人体疾病之间的关系研究 为了在动物身上复制出由生理因素变化所致的脉搏波波形变化，罗志昌教授进行了动物实验。实验采用16条健康的杂种狗，性别不分，体重在10~12kg。实验时用戊巴比妥钠常规麻醉，用脉搏传感器在狗肘动脉处无损伤描取脉搏波图。为了模拟生理因素的变化，先在狗的静脉体内注射去甲肾上腺素使血管收缩，外周阻力增加。继而又在静脉内滴注硝普钠使血管扩张，外周阻力减小，从而复制出和人体相似的对应不同外周阻力时的脉搏波形，并由此计算出相应的波性特征量K值。全部测试结果由HIHON KOHDEN RM6000 八导生理记录仪描记(见图2-5)。由实验结果可见，随外周阻力变化，脉搏波的波形特征和K值相应发生的变化，与上述理论分析结构完全一致。 (a)静脉滴注硝普纳使血管扩张，=122mmHg，=59mmHg，K=0.3 PsPd (b)血管正常，=149mmHg，=89mmHg，K=0.33 PsPd PsPd(c)静脉滴注去甲肾上腺使血管收缩(1分钟)，=154mmHg，=98mmHg，K=0.34 27 (d)静脉滴注去甲肾上腺使血管收缩(2分钟)，=167mmHg，=121mmHg，PsPdK=0.35 (e)静脉滴注去甲肾上腺使血管收缩(3分钟)，=257mmHg，=169mmHg，PsPdK=0.38 图2-5 由狗肘动脉测试出对应不同外周阻力时的脉搏波形 为了在临床上观察外周阻力增高和降低对脉搏波波形特征和K值变化的影响，首先对近千例不同年龄(18~75岁)和不同健康状况(健康人和不同程度高血压血管硬化病患者)的人群进行长期实测脉搏波形，所用的检测仪器是北京工业大学研制的TP-CBS心血管血流参数无损伤检测仪，经统计分类，其典型的脉搏波和特征量K值如图2-6所示。实测结果表明，随年龄增加或高血压血管硬化的发展，血管阻力增加，脉搏波形由陡直型逐渐发展为馒头型，特征量K值也相应增加，一般在0.35~0.5间变化。 28 图2-6 不同年龄和不同健康状况人群实测的典型脉搏波形与对应的特征量K值 (a)对应年青健康人，运动员或怀孕妇女，临床表现为血管阻力低和动脉弹性好，K=0.33左右。 (b)，(c)，(d)，(e)对应健康的中青年人，临床表现为血管阻力和动脉弹性适中，K=0.34~0.39。 (f)，(g)对应中老年人，临床表现为血管阻力较高和动脉弹性较差，K=0.4~0.45。 (h)对应严重高血压和血管粥样硬化病患者，临床表现为血管阻力极高和动脉弹性极差，K=0.5左右。 其次，对100例健康青年人在运动负荷下检测其脉搏波的变化规律和K值的变化范围。人体在运动负荷下由于运动肌肉血管的扩张，导致外周阻力的降低和K值下降。实验时用自行车功量计逐渐增加运动负荷，通过脉搏波传感器检测系统连续采集脉搏波信号，其典型的实验结果如图2-7所示。结果表明，随运动负荷增大，脉搏波波形特征变得尖而陡峭，K值减小到0.3 29 以下。 血液粘度是引起血管的重要因素，它的动态变化与心脑血管疾病有着密切的关系。为了阐明波形特征量K值与血液粘度的相关关系，在临床实测中，观察到100例经CT或NMR确诊的脑梗塞病人(平均年龄54岁，男性63例，女性37例)，均有不同程度的高粘滞血症和微循坏障碍，在对其进行溶栓合剂治疗前后，用TP-CBS血流参数无损伤检测仪，检测病人的脉搏波压力和特征量K值。与此同时，以LS30血流变仪抽血检测血液粘度，并与K值对比，结果如附表。 (a) t=0min E=0W Ps-Pd=32mmhg K=0.36 PsPd(b) t=2.07min E=50W -=44mmHg K=0.34 PsPd(c) t=6.41min E=150W -=62mmHg K=0.3 PsPd(d) t=10.18min E=200W -=88mmHg K=0.29 PsPd(e) t=12.1min E=0W -=72mmHg K=0.35 30 (f) t=14min E=0W -=63mmHg K=0.35 PsPd (g) t=16min E=0W -=59mmHg K=0.38 PsPd (h) t=18min E=0W -=51mmHg K=0.38 PsPd 图2-7 不同运动负荷下年青健康人实测的典型脉搏波波形与对应的特征量K值 附表 检测结果 治疗前 治疗后 K值 0.550.12 0.310.1 ,, 血液粘度CP 6.271.9 3.61.2 ,,相关系数 ,,0.94 为了进一步研究血液粘度对K值的影响，对另外100例高血压患者作脉 ,,搏波特征量K值与血脂(胆固醇Ch，甘油三酯TC和-脂蛋白-CP)的临 ,,床观察。病人血压为收缩压160mmHg，舒张压95mmHg，年龄在40~75岁间，病人按年龄分为5组，每次在检查均在上午空腹进行。先用TP-CBS血流参数无损伤检测仪检测脉搏波K值(两次)，接着常规取血进行Ch， ,Tc，-CP检查无记录。经1~2周治疗后，用上述同样方法进行TP-CBS检查K值后立刻取血进行血脂化验，最后进行治疗前后统计并取平均值。其结果如图2-8所示，实验结果表明，K值的大小与变化虽然不能完全描述出血 ,脂中胆固醇，甘油三酯和-脂蛋白每部分的大小与变化，但它的确描述出血脂变化的平均特征，治疗前血脂较高，K值也同样较高;治疗后血脂明显的下降至正常值，同样K值也下降至正常水平，脉搏波特征参数K值与血脂呈正相关。 31 -脂蛋白)和脉搏波特征量K图2-8 高血压病患者血脂(胆固醇Ch，甘油三酯Tc，, 值治疗前后的变化对比 从罗志昌教授所做的实验数据和研究成果可以得出，由脉搏波波图面积提取的特征量K值，虽然不能完全反映出脉搏波曲线每个局部细微变化所代表的生理意义，但它的确能代表人体心血管系统中最为重要的一些生理参数如血管外周阻力、血管壁弹性和血液粘性等的变化。由于特征信息减少到只有一个特征量，简单易记，生理意义明确，且变化很有规律，临床医生易于接受，因而可作为心血管临床检查的一个重要生理指标。 2.3 传统K值法研究的缺陷与改进方法 2.3.1 K值法的缺陷 罗志昌教授从长期的实验当中，发现相同的K值有着不同的脉搏波波形， 32 图2-9所示的两个脉搏波波形，经计算，两个特征量K均为0.35，而他们的波形形状以及各个特征点如重搏波谷底、重搏波点是不相同的，也就是表明二者所代表的受试者的生理状态是不相同的，而相同的K值却将二者归为同样的状态，这是上文所述方法存在的问题。 图2-9 具有相同脉搏波特征量的不同脉搏波波形 2.3.2 改进方法 罗志昌教授对大量的脉搏波波形进行了分析，发现随着血管阻力增加，血管壁弹性减少，脉搏波波形也发生着很大的变化，如图2-10所示。 当外周阻力较低时，血管壁弹性较好的年轻健康人，脉搏波的升支与降支均较陡峭，形成高而尖的主波A。由于反射波波速低，且血液回流冲击主动脉瓣起伏强度大，使重搏波峰C和波谷D很明显。随着外周阻力增高和血管壁弹性变差，由于反射波波速的逐渐增加，重搏波由明显变为不明显，重搏波谷不断抬高，且混为一体不易区分，使整个脉搏波形呈现出“馒头”形状变化。由此可见，重搏波谷点的位置是十分重要的脉搏波波形特征点。 33 图2-10 脉搏波随血管阻力、血管壁弹性变化的特征 (a)低阻高弹性、重搏波明显、重搏波谷较深 (b)低阻高弹性、重搏波较明显、重搏波谷抬高 (c)中阻中弹性、重搏波较明显、重搏波谷抬高 (d)中阻中弹性、重搏波不明显、重搏波谷接近峰值 (e)高阻低弹性、潮波超过主波、重搏波不明显、重搏波谷进一步抬高 (f)高阻低弹性、主波、潮波、重搏波融为一体，脉搏波成馒头形、重搏波 十分不明显 回顾对于K值的定义，K值实际上是脉搏波波形P(t)脉动部分下的面积OABF与峰值和横轴围成的面积OCEF的比值，图2-11所示。为了改进上述方法，在脉搏波波形特征量K的基础上提出以重搏波谷所在的点B将波形 K1K2K1分为两部分OAB和BF，相应地波形特征量也分为和。其中，是OAB K2下的面积与峰值和横轴围成的面积OCDG的比值，是BF下的面积与峰值和横轴围成的面积DEFG的比值。 34 图2-11 以重搏波谷将脉搏波波形分开 K1K2选取一些具有相同K值而和不同的脉搏波波形列于表1和表2中， K1从表1中可以看出随着的增大，重搏波渐渐抬高，重搏波谷渐渐消失，潮 K1波渐渐出现并逐渐接近主波，因此能够反映出脉搏波波形的主波、潮波、 K2重搏波和重搏波谷的特征。从表2中可以看出随着的增大，重搏波渐渐抬 K2高，重搏波下的面积不断增大，因此能够反映出脉搏波波形的重搏波、重搏波谷的特征，并且能够反映出脉搏波BF段的相对长度特征。同时，从表1 K1K2和表2中也可以看出，随着K值的增大，和不仅在总体上反映外周阻力、血管壁弹性和血液黏性的变化，而且在K值相同的时候，也能够反映外周阻力、血管壁弹性和血液黏性的变化。 35 表1 相同K值不同的脉搏波 K1 36 表2 相同K值不同的脉搏波 K2 K1K2为了研究脉搏波波形特征量，与生理参数的相关关系，取2006年7~12月在首都医科大学附属北京安贞医院入院门诊病历及2007年3月在北京工业大学生命科学与生物工程学院进行的心血管血流动力学普查，数据共 37 488例，其中女性233例，男性255例。受试者的选择依据以下条件: 无心外科手术史; 无临床心瓣膜缺损、主动脉瘤、心衰、心率不齐疾病; 检测前2h内未服用心血管药物。 2.4 K值与人体生理关系相关实验数据分析 K1K2为研究脉搏波波形特征量、与生理参数的关系，选取心脏、血管、 Pm血压、为循环功能具有代表性的心输出量CO外周阻力TPR平均动脉压和 K1K2血流半更新率与和以及K进行相关分析。 K1K22.4.1 脉搏波特征量、与心输出量CO的关系 从图2-12可以看出，心输出量CO有随着脉搏波特征量K的增大而降低的趋势，二者的相关系数r=-0.351，p<0.01。心输出量CO有随着脉搏波特征K1量的增大而降低的趋势，二者的相关系数r=-0.389，p<0.01。心输出量CO K2有随着脉搏波特征量的增大而降低的趋势，二者的相关系数r=-0.292，p<0.01。 38 图2-12 脉搏波特征量K、、与心输出量CO的关系 K1K2 K1K22.4.2 脉搏波特征量、与外周阻力TPR的关系 从图2-13可以看出，外周阻力TPR有随着脉搏波特征量K的增大而增大的趋势，二者的相关系数r=0.467，p<0.01。外周阻力TPR有随着脉搏波特K1征的增大而增大的趋势，二者的相关系数r=0.479，p<0.01。外周阻力TPR K2有随着脉搏波特征量的增大而增大的趋势，二者的相关系数r=0.365，p<0.01。 39 、与外周阻力TPR的关系 图2-13 脉搏波特征量K、K1K2 K1K2Pm2.4.3 脉搏波特征量、与平均动脉压的关系 Pm 从图2-14可以看出，平均动脉压有随着脉搏波特征量K的增大而增 Pm大的趋势，二者的相关系数r=0.254，p<0.01。平均动脉压有随着脉搏波特K1Pm征的增大而增大的趋势，二者的相关系数r=0.253，p<0.01。平均动脉压 K2有随着脉搏波特征量的增大而增大的趋势，二者的相关系数r=0.047，p>0.05，无明显相关性。 40 图2-14 脉搏波特征量K、、与平均动脉压的关系 K1K2Pm K1K22.4.4 脉搏波特征量、与血流半更新率ALK的关系 从图2-15可以看出，血流半更新率ALK有随着脉搏波特征量K的增大而降低的趋势，二者的相关系数r=-0.135，p<0.01。血流半更新率ALK有随 K1着脉搏波特征的增大而降低的趋势，二者的相关系数r=-0.169，p<0.01。 K2血流半更新率ALK有随着脉搏波特征量的增大而降低的趋势，二者的相关系数r=-0.289，p<0.01。 41 图2-15 脉搏波特征量K、、与血流半更新率ALK的关系 K1K2 脉搏波波形特征量K值分为K1K2和后，衡量人体生理参数变化就变为 K1K2了K、、三个参数，这解决了原来相同的K值而生理状态不同的问题， K1K2得到和的算法可行，罗志昌教授的实践证明，即使对于难以辨别重搏波谷的馒头型脉搏波，理论上认为此类波形仍然存在重搏波谷，通过上述算法依然能够找到相应的位置，同时在上面分析中可以看出，脉搏波波形特征K1K2量和的变化能够反映出人体心脏、血管、血压、微循环功能的变化。具有较强的生理意义。在临床门诊和日常应用方面有着广泛的应用价值。 42 第三章 硬件设计及电路原理图 本章分别从MCU的选择、脉搏传感器的选择、LCD的选择和主要电路设计等几个方面进行介绍。 3.1 MCU的选择 基于对脉搏波采集系统体积小、功耗低的考虑，MCU的片内资源需要有较高集成度，另外因为算法实现需要大量计算并需要存储大量数据供分析，MCU应具有较高的处理速度和存储空间。因此在整体设计时必须考虑系统的运算速度、存储容量、体积，以及成本等问题。所以选择一个满足性能要求的微处理器作为系统核心是课题首要解决的问题。一般来讲，嵌入式芯片的选择有两个原则:一是选择内部具有尽可能多的实现所需功能的资源，以减少外部硬件电路;二是选择设计者熟悉的嵌入式芯片，以加快产品设计速度。基于以上两种因素的考虑，本设计选择具有高性价比的STM32系列嵌入式芯片(STM32F103ZET6)如图3-1所示。 STM32F103ZET6是基于ARM Cortex-M3核心的32位微控制器，处理速度高达72Mhz，数据、指令分别走不同的流水线，以确保CPU运行速度达到最大化。 STM32F103ZET6有多达80个IO(大部分兼容5V逻辑)，4个通用定时器，2个高级定时器，2个基本定时器，3路SPI接口，2路I2S 接口，2路I2C接口，5路USART，一个USB从设备接口，一个 CAN接口，SDIO接口，可兼容SRAM，NOR和NAND Flash接口的16位总线-FSMC，3路共16通道的12位AD输入，2路共2 通道的12位 DA 输出，支持片外独立电压基准，CPU操作电压范围:2.0-3.6V，这款嵌入式芯片的功能对于本设计的需求已经足够。 43 图3-1 STM32F103ZET6芯片 3.2 脉搏传感器的选择 现阶段应用的脉搏波传感器种类繁多，性能各异，根据其工作原理可分为四种:一种则是通过感受脉管容积的变化来描述脉象，即光电式脉搏传感器;第二种是通过感受脉动处压力的变化而描述脉搏图，即压力式脉搏传感器:第三种是传声器，其本质是一种次声波传声器，是利用声学原理，拾取由脉搏引起的振动，即所谓的听信号;第四种是超声多普勒检测技术，因为动脉脉搏除发出压力搏动的信息之外，还有管腔容积、血流速度、脉管的三维运动等多种信息，仅用压力脉图难以全部定量地反映脉象构成要素的指标，随着医学超声显像诊断技术的发展，超声多普勒技术在脉象客观化的研究中已经日益受到重视，取得了一定的进展。对于一个性能优良的脉搏波分析诊断仪，其传感器的合理选择起着至关重要的作用，因为只有传感器采集到的信息能准确地反映人体的生理病理信息，后面的数据处理与分析才会准确有效、有实际意义。传声器、超声多普勒技术等非接触式的脉搏检测方式与中医指压切脉的特点不符合，难以正确反映中医脉象的特征。压力脉搏波传感器是将桡动脉搏动压力转换成便于测量的电量。压力脉搏波反映的是血管内 44 血流压力随时间的变化，但是，压力脉搏波传感器对于测试环境、传感器灵敏度要求较高， 致使压力脉搏波传感器使用受限且价格昂贵。光电式脉搏传感器实现了光电隔离，减少了对后级模拟电路的干扰，因此其抗干扰能力强、灵敏度较高，并具有良好的线性度和频响特性，对容积脉搏血流信号的机理与信息特征研究充分，可以满足对其他血流参数检测的需要。 通过上面的比较分析，也鉴于光电式脉搏波是脉诊客观化研究中一直使用的重要检测手段，所以本文选用合肥华科电子技术研究所生产的光电式脉搏传感器一HKG-07B红外脉搏传感器(如图3-2)。该传感器利用特定波长红外线对血管末端血液微循环产生的血液容积变化的敏感特性，检测由于心脏的跳动，引起手指指尖的血容积发生相应的变化，经过信号放大、调理等电路处理。压电式原理采集信号，模拟量输出，输出完整的脉搏波电压信号，具有灵敏度高、抗干扰性能强、过载能力大、一致性好、性能稳定可靠、使用寿命长等特点。 图3-2 HKG-07B红外脉搏传感器 45 3.3 LCD的选择 在现阶段市面上LCD的种类有很多，例如:LCD1602、LCD12864、TFTLCD等，基于本设计需要采集脉搏波波形并且完好呈现出来，我选择了ALIENTEK7寸TFTLCD(图3-3、3-4所示)，它是 ALIENTEK 推出的一款高性能 7寸电容触摸屏模块。该模块屏幕分辨率为 800*480，16位真彩显示，采用NT35510驱动，该芯片直接自带GRAM，无需外加驱动器，因而任何嵌入式系统，都可以轻易驱动。 图3-3 ALIENTEK7寸TFTLCD正面图 46 图3-4 ALIENTEK7寸TFTLCD背面图 3.4 主要电路设计 3.4.1 STM32F103ZET6及外围电路设计 本设计采用STM32F103ZET6为主控芯片，则STM32F103ZET6芯片的最小系统设计如图3-5所示。 47 图3-5 STM32F103ZET6芯片最小系统 图3-6 STM32F103ZET6芯片JTAG下载电路 48 图3-7 STM32F103ZET6芯片BOOT电路和复位电路 如图3-5、3-6、3-7，此部分电路包括系统时钟电路、实时时钟电路、JTAG调试接口电路，复位电路和启动模式选择电路。下面对部分电路设计做简要说明。 1.时钟电路 系统时钟电路选用8Mhz的HSE晶体作为振荡器晶振。如图3-5所示，由R31、Y4(HSE晶振)、C47及C48构成系统时钟电路。HSE晶体可以通过设置时钟控制寄存器里RCC_CR中的HSEON位被启动和关闭。实时时钟电路选择LSE时钟模式，如图3-5所示，有Y3(LSE晶振)、C44及C45构成LSE旁路，提供一个32.768KHz频率的外部时钟源。LSE晶体是一个32.768KHz的低速外部晶体或陶瓷谐振器。它为实时时钟或者其它定时功能提供一个低功耗且精确的时钟源。 2.启动模式选择时钟 如图3-7所示，通过BOOT[1:0]引脚可以选择三种不同启动模式。如下表3-1所示。 表3-1 启动模式 启动模式选择引脚 启动模式 说明 BOOT1 BOOT0 X 0 主闪存存储器 主闪存存储器被选为启动区域 49 0 1 系统存储器 系统存储器被选为启动区域 1 1 内置SRAM 内置SRAM被选为启动区域 在系统复位后，SYSCLK的第4个上升沿，BOOT引脚的值将被锁存。此时可以通过设置BOOT1和BOOT0引脚的状态，来选择在复位后的启动模式。 3.4.2 电源电路设计 由于电路模块所需电压不同，本设计需多种电源供电。STM32F103主控芯片和SD卡电路均采用3.3V供电，脉搏传感器和液晶显示电路均采用5V供电。外部电源采用12V的直流电压，因此根据设计要求，本设计进行了电源转换设计。 1.采用MP2359芯片实现12V到5V的转换。MP2359的作用是输入大于5V的直流电压，输出5V的直流电压，且管脚较少，稳定性高。具体电路设计如图3-8所示。 图3-8 MP2359芯片接线图 50 2.本设计采用AMS1117-3.3芯片将5V转换为3.3V，具体电路设计如图3-9所示。 图3-9 AMS1117-3.3芯片接线图 3.4.3 液晶显示电路设计 显示模块采用ALIENTEK公司的7寸TFTLCD与STM32F103ZET6主控芯片上的FSMC接口进行连接，电路连接图如图3-10所示，显示模块的外观图如图3-11所示。 图3-11 ALIENTEK7寸TFTLCD连接图 51 图3-12 ALIENTEK7寸TFTLCD显示模块的外观图 3.4.4 SD卡电路设计 很多嵌入式系统都需要大容量存储设备，以存储数据。目前常用的有 U 盘，FLASH 芯片，SD卡等。他们各有优点，综合比较，最适合嵌入式系统的莫过于SD 卡了，它不仅容量可以做到很大(32Gb以上)，而且支持SPI接口，方便移动，并且有几种体积的尺寸可供选择( 标准 excel标准偏差excel标准偏差函数exl标准差函数国标检验抽样标准表免费下载红头文件格式标准下载 的 SD 卡尺寸，以及 TF 卡尺寸等)，能满足不同应用的要求。 本设计使用了STM32F103ZET6主控芯片自带的SPI驱动，最高通信速度可达18Mbps，每秒可传输数据2M字节以上，电路连接图如图3-13所示。 52 图3-13 SD卡电路 图3-14 主控板PCB 53 第四章 算法及软件设计 本章分别从MDK开发环境介绍、嵌入式系统软件流程、算法、显示屏驱动设计等几个方面进行介绍。 4.1 MDK开发环境介绍 Keil公司开发的ARM开发工具MDK(Microcontroller Development Kit)，是用来开发基于ARM核的系列微控制器的嵌入式应用程序。它适合不同层次的开发者使用，包括专业的应用程序开发工程师和嵌入式软件开发的入门者。MDK包含了工业标准的Keil C编译器、宏汇编器、调试器、实时内核等组件，支持所有基于ARM的设备，能帮助工程师按照 计划 项目进度计划表范例计划下载计划下载计划下载课程教学计划下载 完成项目。MDK主界面如图4-1所示。 图4-1 MDK主界面 54 4.2 嵌入式系统软件流程 嵌入式系统程序流程图如图4-2所示，主要包括初始化和主循坏。在对嵌入式芯片I/O口，外部时钟，A/D转换，显示驱动和定时器分别进行初始化后，嵌入式系统处于等待按键命令状态。当按键按下时，在对脉搏波信号采集之前，首先对硬件电路的工作状态进行检测，若无故障则开启A/D转换进行脉搏波信号的采集，在采集数据的同时进行软件滤波、和心率计算等功能。在下文分别对嵌入式系统实现的功能算法进行简述。 55 开始 初始化 出故障 自检 无 正常 报警提示 按 键 按 下 有 启动ADC 软件滤波 寻找极值 点 K值运算 无 按键 按下 有 显示K值与分析结果 图4-2 嵌入式系统流程图 56 4.2.1 设备自检 设备在开机后，首先会进入自检模式，分别检查LCD显示、脉搏传感器和按键等是否接入或正常，如有一部分出现故障，系统会报警提示。(设备自检部分代码如图4-3所示)。 图4-3 设备自检部分代码 4.2.2 软件滤波 脉搏传感器硬件电路对信号处理后，虽然这些数据已经经过一系列滤波处理，但仍达不到本设计的要求。为了后续算法计算的方便，有必要利用软件做特定的滤波。而软件滤波有很多种，如限副滤波、中位值滤波法、算术平均滤波法、滑动平均滤波法、中位值平均滤波法、限幅平均滤波法、一阶滞后滤波法、加权递推平均滤波法、消抖滤波法和限幅消抖滤波法等，为了 57 把采集到的波形形状转化为“馒头型”，我采用了滑动平均滤波法，把连续取N个采样值看成一个队列，队列的长度固定为N 每次采样到一个新数据放入队尾，并扔掉原来队首的一次数据。(先进先出原则) 把队列中的N个数据进行算术平均运算，就可获得新的滤波结果，滤波窗设置为了200，目的是为呈现出“馒头波”更好地找到极值点。 (a)原波形 (b)滤波后波形 图4-4 滤波前后效果图 图4-5 软件滤波代码截图 58 4.2.3 传统脉搏波算法 为了准确完好地提取脉搏波信号的一些时域特征，经过多年的努力和探讨，人们总结出了一些提取方法，其中比较经典的方法是阀值法和自适应的算术平均法。 1.1 阈值法 阈值法的基本思想是对于脉搏波信号，假设其为x(n)，x(n)中高于设定阈值的点记为阀值，低于设定阀值的点记为0，结果y(n)，这样就形成了脉搏波的脉冲检测，对y(n)用差分法，分出脉搏波信号的升支和降支，再从相邻的升支中找最大值和最小值，从而确定主波峰和始射点。从其仿真实验来看，阀值法的结果误差较大，达不到预期的目的。 1.2 自适应的算术平均算法 自适应的算术平均算法的思想是对于脉搏信号x(n)连续取N个采样值进行算术平均，求得的平均值作为该N点的值代表，在此基础上，用差分法分出脉搏波的升支与降支，然后再找出相邻升支的最大值和最小值，从而确定主波峰与始射点。仿真结果表明脉搏信号经过算术平均以后平滑度有所提高，误差相对阀值法有明显改善，但N的值不好确定，N取太大，信号的平滑较好，但灵敏度降低;N取太小，灵敏度提高了，但平滑度下降，误差就增大了。要想得到比较理想的N值，需要对所采集的信号进行大量的实验和对比，有效性不明显。 4.2.4 独特脉搏波算法 1.算法的基本思想 针对传统的脉搏波算法的优缺点，再结合脉图面积法的计算方法，本算法的基本思想是先把脉搏波信号经过滤波后与原脉搏波信号进行一系列比较找出极值点，并进行脉搏周期等的计算。 2.算法流程: 具体算法流程为: 59 步骤1对采样的脉搏信号假设为x(n)，并将信号进行滑动滤波; 步骤2搜寻滑动滤波后的x’(n)是否含有从负到正的数值，有的则标记为极值，并存储极值点序号; 步骤3滤波后的脉搏信号与原脉搏信号比较，寻找真实的极值点; 步骤4去掉不合理的极值点间距，计算其平均值，再存储; 开始 脉搏信号数据x(n) 进行滑动滤波x’(n) 搜寻x’(n)中的倒数 N 从负到正, Y 标记为极值 存储极值点序号 x(n)与x’(n)比较寻找真实极值点 去掉不合理间距后存储 结束 图4-6 算法流程 60 3.MATLAB算法 下面是在MATLAB上的算法程序，图4-7为算法专利申请号文件。 clear all; clc; %++++++++++++++++读入数据++++++++++++++++++++++++++ data=load('./201202171.txt') data=data' length_data=size(data) length_data=length_data(2) %+++++++++++++++++++++++++++++++++++++++++++++++++ win=10 %滤波窗口 n=1 avg=0 for k=1:win avg=data(n+k-1)+avg end avg=avg/k data_smooth=avg for n=2:length_data-k avg=0 for k=1:win avg=data(n+k-1)+avg end avg=avg/k data_smooth=[data_smooth，avg] end daoshu=0 for n=2:length_data-k %data_smooth的长度比data小k delta=data_smooth(n)-data_smooth(n-1) 61 daoshu=[daoshu，delta] end %搜寻倒数数组，如果出现从负到正的变化，标记为极值 j=size(daoshu) i=j(2) extream=0 %该数组存储极值点序号 flag=0 for n=2:i if daoshu(n)<=0 flag=1 else if flag==1 extream=[extream，n-1] end flag=0 end end %寻找真实极值点 j=size(extream) i=j(2) extream_real=0 for n= 2:i if extream(n)length_data-win endpoint=length_data else endpoint=extream(n)-win end small=data(start); num=start; for k=start+1:endpoint if data(k)