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脈搏波源于心臟搏動(dòng)并由心臟向外周動(dòng)脈傳播。它所呈現出的形態(tài)、強度、速率和節律等綜合信息，很大程度上反映出人體心血管系統中許多生理病理的血液特征。心率是一項重要的生理指標。它是指單位時(shí)間內心臟搏動(dòng)的次數，是臨床常規診斷的生理指標。 為了測量心率信號，有許多技術(shù)可以應用，例如：血液測量，心聲測量，ECG測量等等。本文探討利用血液的高度不透明性及組織與血液透光性的極大差異，通過(guò)光電脈搏傳感器獲取脈搏信號，經(jīng)過(guò)模-數轉換（A/D）后，采樣數據經(jīng)數字化分析處理，以實(shí)現對人體心率的測量。 1 心率檢測儀組成及工作原理 心率檢測儀的主要組成如圖1所示。由光電傳感器采集脈搏信號，經(jīng)過(guò)前置放大、濾波、單片機uPSD3234A自帶的A/D轉換模塊采樣得到脈搏信號的數據并存入存儲器中；單片機對所得的數據進(jìn)行數字信號處理并計算出心率值，結果送顯示模塊和存儲器中。 
圖1 數字化心率檢測儀原理框圖 1.1 心率信號采集預處理電路 脈搏信號采集預處理電路主要是將脈搏波轉換成電信號，并進(jìn)行初步高頻濾波預處理。其關(guān)鍵部分就是光電式脈搏傳感器。光電式脈搏傳感器按光的接收方式可分為透射式和反射式兩種。 反射式不僅可以精確測得血管內容積變化，而且在實(shí)際應用中反射式只需將傳感器接觸身體任何部位，當照射部位的血流量隨心臟跳動(dòng)而改變時(shí)，紅外線(xiàn)接收探頭便接收到隨心臟周期性地收縮和舒張的動(dòng)脈搏動(dòng)光脈沖信號，從而采集到心臟搏動(dòng)信號。 本設計采用了反射式紅外傳感器。圖2所示，光電式脈搏傳感器采用紅外對管KP-2012F3C和KP-2012P3C,反射式排列。KP-2012F3C具有良好的表皮照明度，電流一般設在20mA,亮度由軟件通過(guò)PWM電流來(lái)進(jìn)行控制，這樣能夠使紅外LED工作在飽和區域，發(fā)出穩定光強的光。 KP-2012P3C晶體管采用交流耦合結構來(lái)增強對微弱信號放大。經(jīng)晶體管檢測出來(lái)的信號采樣時(shí)分兩路。一路是直流信號線(xiàn)路。它是晶體管輸出經(jīng)射隨輸入單片機的A/D轉換通道口0,可用來(lái)檢測晶體管是否處于有效工作狀態(tài)；另一路是交流信號線(xiàn)路。它是先經(jīng)一射極跟隨器輸入到兩級濾波成形電路然后再輸入單片機的A/D轉換通道1.該濾波電路為兩級帶通濾波電路，由于脈搏波的頻譜蘊含豐富病理信息，特別是在5~40Hz這個(gè)區間的頻譜攜帶了大量與冠心病病變有關(guān)的信息，故考慮到今后功能的擴展，預處理電路的上下限頻率設計為48Hz和0.86Hz.
圖2 脈搏信號采集預處理電路 1.2 uPSD3234單片機 本文采用ST（意法半導體）公司的新型單片機uPSD3234作為系統的核心部件，它以增強型MCS-51內核8032單片機為基礎，具有豐富的外圍設備，集成了PSD（ProgrammableSystemDevice,可編程外圍器件）模塊，并含有大容量FLASH和RAM的存儲器，集成 I2C和USB接口電路，數字顯示（DDC）通道，5個(gè)脈寬調制（PWM）控制器，4路8位AD轉換器，可編程邏輯器件（PLD），是一個(gè)典型的具有SOC特征的高速單片機。因此不需要增加復雜的外圍電路就完全能滿(mǎn)足設計要求。 uPSD3234片內的USB模塊支持低速的USB1.1通信協(xié)議，心率檢測儀采樣數據以及信號處理過(guò)程中得到的數據就可以傳輸到PC機存儲及進(jìn)一步的分析處理。 2 心率信號數字處理及算法 在測量過(guò)程中，預處理電路探測到的脈搏信號容易受到外界干擾，需要對干擾噪聲進(jìn)行處理。 一般可以通過(guò)兩種途徑對噪聲處理：一是增加濾波電路；二是從數字信號處理的角度，通過(guò)算法來(lái)減少噪聲。如果在外圍加入濾波電路會(huì )使成本增加，并影響儀器的便攜性，另外由于干擾的不確定性，濾波的效果不會(huì )很好。軟件濾波盡管會(huì )占用一定的系統資源，但成本低、可靠性高、穩定性好，在處理速度允許的條件下，具有靈活、方便、功能強的優(yōu)點(diǎn)。本文主要采用數字濾波的方法來(lái)進(jìn)行處理，其中最重要的算法是匹配濾波算法。 所謂匹配濾波器就是使濾波器輸出信噪比在某一特定時(shí)刻達到最大并由此導出的最佳線(xiàn)性濾波器。匹配濾波原理：設輸出信噪比最大的最佳線(xiàn)性濾波器的傳輸函數為H（ω），濾波器輸入信號與噪聲的合成波為：
式（1）中，s（t）為輸入數字信號，其頻譜函數為S（ω），n（t）為高斯噪聲。 由于該濾波器是線(xiàn)性濾波器，滿(mǎn)足線(xiàn)性疊加原理，因此，濾波器輸出也由輸出信號和輸出噪聲兩部分組成，即：
式（2）中，輸出信號的頻譜函數為S0（ω），其對應的時(shí)域信號為：
濾波器輸出噪聲的平均功率為：
所以，在抽樣時(shí)刻t0,線(xiàn)性濾波器輸出信號的瞬時(shí)功率與噪聲平均功率之比為：
從式（3）可見(jiàn)，在輸入信號給定的情況下，輸出信號比r0只與濾波器傳輸函數H（ω）有關(guān)。根據施瓦茲不等式： 2）對采樣的交流信號數據進(jìn)行低通濾波。由于設計僅實(shí)現心率檢測的功能，故此低通濾波截止頻率設計為8.5Hz,部分波形如圖5所示。 根據帕塞瓦爾定理有：
式（5）中，E為輸入信號的能量，故得關(guān)系式：
根據施瓦特不等式中等號成立的條件X（ω）=kY*（ω），k為任意常數，可得不等式中等號成立的條件為：
式（7）中，K為常數，通�？蛇x擇為k=1. S*（ω）是輸入信號頻譜S（ω）的復共軛。該濾波器在給定時(shí)刻t0能獲得最大輸出信噪比2E/n0。 這種濾波器的傳輸函數H（ω）除相乘因子Ke-jωt0外，與信號頻譜的復共軛相一致，所以稱(chēng)該濾波器為匹配濾波器。 易得到匹配濾波器的脈沖響應為：
紅外線(xiàn)接收探頭獲取的動(dòng)脈搏動(dòng)光脈沖信號的數字匹配濾波的過(guò)程是通過(guò)輸入信號序列s（n）與匹配濾波器的沖擊響應序列h（n）求卷積的方法來(lái)實(shí)現的。 由于匹配濾波器只匹配相應的輸入信號，一旦輸入信號發(fā)生變化，原來(lái)的匹配濾波就不再稱(chēng)為匹配濾波器了，而脈搏波十分復雜，即使同一人的脈搏也不是每一周期都相同，所以需要針對脈搏信號的特征設計匹配濾波器。根據脈搏波的形成機理和脈搏的特征點(diǎn)，設計了四種脈搏波微分波形作為匹配濾波器的模板，如圖3所示。模板長(cháng)度為100,恰好是微分波形主脈沖峰的寬度。
工作時(shí)，通過(guò)比較四個(gè)模板的輸出結果來(lái)確定使用哪一個(gè)濾波器的輸出值。 本設計利用uPSD3234內置的ADC對經(jīng)預處理后的脈搏信號進(jìn)行采樣，采樣頻率為500Hz. 下面將簡(jiǎn)單介紹整個(gè)數據處理過(guò)程： 1）經(jīng)ADC通道0和通道1采樣得到信號波形圖如4圖所示。
2）對采樣的交流信號數據進(jìn)行低通濾波。由于設計僅實(shí)現心率檢測的功能，故此低通濾波截止頻率設計為8.5Hz,部分波形如圖5所示。
3）利用脈搏波形態(tài)上具有陡峭上升沿的特點(diǎn)，通過(guò)微分運算將其突出出來(lái)，部分波形如圖6所示。
4）檢測上面微分波形圖的負脈沖信號需要用到匹配濾波器。另外，由于匹配濾波輸出值會(huì )因為心率檢測儀的使用對象、放置位置等因素的影響而產(chǎn)生很大的變化，所以在設計中還需要其能夠自動(dòng)調節閾值。信號大于閾值，則認為是檢測到了一個(gè)心跳信號。匹配濾波及檢測輸出的效果如圖7所示。
以上信號處理得到的心跳檢測信號即是反映人體瞬時(shí)心跳的信號，據此可用一種中值算法精確地計算出測量對象的心率。此中值算法為：如果心跳檢測信號的兩個(gè)脈沖間隔在人心跳的正常間隔內，則記錄間隔時(shí)間，否則跳過(guò)。在記錄足夠的心跳間隔后即可算出這些間隔的中值。根據中值可以規定這些間隔的上下邊界。處在上下邊界之間的值視為有效間隔值。當有效間隔值的數目超過(guò)設定的數量時(shí)，就可以算出平均間隔值。由于采樣頻率為500Hz,所以每個(gè)間隔為 2us.由此得出比較精確的心率。 3 軟件設計 系統軟件流程如圖8所示。主要有顯示驅動(dòng)程序、按鍵處理程序、信號處理程序、心率檢測程序、USB通信服務(wù)程序等。
圖8 軟件流程圖 4 結語(yǔ) 本文所設計的反射式紅外心率檢測儀主要采用了匹配濾波等數字信號處理方法得到心率數據，將微電子技術(shù)與生物醫學(xué)工程技術(shù)緊密地結合在一起，達到了設計要求，目前，本設計已成功應用于健身產(chǎn)品跑步機中，具有一定的創(chuàng )新性和實(shí)際應用價(jià)值，并且有良好的市場(chǎng)推廣價(jià)值。 |
