脉搏采集

脉搏采集（精选3篇）

脉搏采集 篇1

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。在心血管疾病的初期,虽然患者还没有自觉症状,但血压、血流等一系列心血管参数已经发生了变化,并首先反应在脉搏波的波形变化中。因此通过对正常人和患病人的脉搏波的比较,就有可能将心血管疾病潜在的危险及早诊断出来,为心血管疾病的预防和治疗争取时间。心衰病人死亡大多是来不及抢救而非不能抢救,如果在家疗养或者负担不起昂贵的住院费用的病人,能在病人正常生活时测量到病人的脉搏信号,并将脉搏信号送到远程医院给医生诊断,医生就可以及时进行抢救或指导病人家属进行急救,尽最大可能挽救病人的生命。随着Internet的迅速发展及其相关技术的日益完善,这一切都成为可能。

本文设计了一种远程脉搏采集系统[1],用单片机MSP430F2274[2]作为下位机实现了脉搏信号采集,并利用蓝牙技术[3]将脉搏信号传输到本地客户机,在Vc++6.0环境下使用Winsock[3]将采集到的数据通过因特网传送至远程的医生端PC机,继而对数据按照相应的生物医学标准进行分析处理,产生的分析结果作为医生对用户的一种重要的诊断依据,系统对于脉率过高的病人系统自动进行语音报警。此外该系统还具有文字聊天和语音聊天功能,方便病人或者病人家属和医生信息沟通。

1 系统总体结构

远程脉搏采集系统(如图1)主要由脉搏采集终端、本地客户端、远程主机端三个部分组成。

脉搏采集终端以单片机为核心外加一些硬件电路主要完成脉搏的采集,本地客户端完成脉率的计算以及显示和控制按钮(包含在客户端界面)。远程主机端包括脉搏信息显示和分析、报警。因特网主要完成脉搏信息、语音和文字聊天信息的传送。

2 系统设计

2.1 单片机采集系统

单片机采集系统由MSP430F2274单片机为核心构成,该单片机支持串口通信。以其为核心构成的采集系统电路简单,成本低。脉搏信号由合肥华科电子技术研究所研发的压电和光电脉搏传感器检测,该信号经电压抬升和滤波后由单片机采集,然后经蓝牙[4]技术由串口送到本地主机。

2.2 客户端和远程主机端程序设计

客户端上位机(即PC机)程序采用VC++6.0编写,程序采用多线程实现,包括脉搏数据采集、语音聊天信号的采集、信号传输(脉搏信号和聊天信息)分别采用不同的线程实现。CserialPort类实现从串口读数据,WaveIn类实现从标准音频口采集语音聊天信号,WaveOut实现语音播放。考虑到远程主机端对脉搏信息的实时性不是很高,为了防止实时传输造成网络拥塞,脉搏信号的传送不采用实时性好的消息机制,而是将采集到得数据存入缓冲区定时发送。语音聊天信号也采用同样的机制,为了减少网络流量,采集的语音信号经过G.729A语音编码标准压缩后传送,接收端解码后播放,具体通过两个类SoundCompres类和SoundDecode类实现。数据显示通过CO-ScopeCtrl类实现。客户端界面如图2。

远程主机端程序也VC++6.0编写程序实现,主要功能包括保存并显示客户端发送的脉搏信号、显示脉率、对于脉率过高的病人系统自动进行语音报警等功能。其主要实现方式与客户端类似。运行效果如图3。

客户端和远程主机端的信息交互主要是依靠网络通信程序实现,它分散在客户端和远程主机端。数据的传送采用Winsock机制[5]。具体的通信流程如图4。

服务器与客户机的工作原理可以用下面的过程来描述:

1)服务器先用socket函数来建立一个套接字,用这个套接字进行监听。

2)用bind函数来绑定一个端口号和IP地址。因为本地计算机可能有多个网址和IP,需要指定一个IP和端口进行监听。

3)服务器调用listen函数,使服务器的这个端口和IP处于监听状态,等待客户机的连接。

4)客户机用socket函数建立一个套接字,设定远程IP和端口。

5)客户机调用connect函数连接远程计算机指定的端口。

6)服务器用accept函数来接受远程计算机的连接,建立起与客户机之间的通信。

7)建立连接以后,客户机用write函数向socket中写入数据。也可以用read函数读取服务器发送来的数据。

8)服务器用read函数读取客户机发送来的数据,也可以用write函数来发送数据。

9)完成通信以后,用close函数关闭socket连接。

套接字不能允许数据的丢失,且有重发的机制,能确保数据发送到目的地。

程序运行时,作为服务器的远程主机端首先运行,并指定端口进行监听,当某个客户端(病人)提出连接请求时,服务器端同意并建立连接,这样,医生和病人就可以自由通信。客户端咨询完成后可以退出连接,服务器端可以继续等待其它客户端的连接。

3 结束语

本文设计了一种远程脉搏采集系统,系统以16位单片机MSP430F2274为核心实现脉搏信号采集,并利用蓝牙技术将脉搏信号传输到本地客户端,使用Vc++6.0编写程序实现脉搏信号的实时

显示、脉率计算等功能,同时利用因特网将采集到的数据传送至服务器端(医生),服务器端接收到数据后再以波形的形式显示出来,对于脉率过高的病人系统自动进行语音报警。此外该系统还具有文字聊天和语音聊天功能,方便病人或者病人家属和医生进行交互。经过实验测试,随身携带的脉搏采集器在离开本地客户机10米内能够将采集的脉搏信号无线传输到客户PC机,同时通过网络可以将数据传送给远端的PC机,文字聊天反应快,语音聊天通话质量清晰。证明该设计方案正确,并实现了设计要求。本研究把远程医疗检测和网络实时通信有效结合起来,极大的方便了医疗人员和心脏病人,为心脏病人的治疗和急救开辟了一种新的模式。

参考文献

[1]李小艳,李兴平.基于DSP的便携式心电数据采集处理系统[J].工业控制计算机,2006:9-19.

[2]胡大可.msp430系列超低功耗16位单片机原理与应用[M].北京:北京航空航天大学出版社,2000.

[3]钱志鸿,扬帆,周求湛.蓝牙技术原理、开发与应用[M].北京:北京航空航天大学出版社,2006:113-121.

[4]马永宏,刘载文.Visual C++环境下基于Winsock网络通信[J].北京工商大学学报,2006,11.

脉搏采集 篇2

据国家统计局数据,我国老年人口数量呈逐步上升趋势,同老龄化社会一起随之而来的就是老年人的特殊的安全防范需求,由于当今社会中独居老人的增多,怎样才能保障老人的安全,是整个社会应该考虑的问题。如果能够对老人的脉搏、血压、体温等一般生理信息进行实时监控,能够在一定程度上缓解独居老人的安全问题。本文主要是针对其中的脉搏信息采集和处理进行研究。

1 传感器原理

1.1 传感器技术

传感器是一种能把非电输入信息转化成电信号输出的器件或装置[1]。传感器的快速发展,使得一批批的电子产品转向了多功能智能型的发展模式。但是在一批批新颖的传感器相继被研制出来的同时,对传感器的应用也就越来越受到人们的重视,可以说,对传感器的正确选型以及熟练运用的重要性要远远胜过对传感器原理的了解。因而对于二十一世纪的电子工程师,对传感器的应用是一个必备的技术。

1.2 PVDF压膜式脉搏传感器原理

采用高度集成化工艺将力敏组件(PVDF压电膜)、灵敏度温度补偿组件、感温组件、信号调理电路、程控放大电路、滤波电路、基线调整电路、A/D转换电路、串行通信电路集成在传感器内。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、使用寿命长的优点[3,4]。

PVDF压膜式传感器的供电电压范围为5～6 VDC,能承受-50～+300 mmHg的外界压力,而且该传感器具有较高的灵敏度(2 000 μV/mmHg),温度系数是1×10-4/℃,精度达到0.5%。脉搏传感器输出的典型脉搏波形如图1所示。

2 CPLD的优势

本系统中采用的MAX II EPM1270处理器采用了全新的CPLD体系结构,在所有的CPLD系列中具有最低的单位I/O 成本和最低的功耗[6]。这款即用型非易失器件系列的价格是其他CPLD的一半,面向一般的小容量逻辑应用有着极大的优势。MAX II器件除了提供最低成本的传统CPLD设计之外,还为更大容量的设计改善了成本和功耗,能够替代成本更高或功率更高的FPGA、ASSP和标准逻辑器件。MAXII CPLD体系具有和小容量FPGA相竞争的定价,以及作为单芯片即用型非易失器件的工程优势。在更大的容量上,查找表(LUT)的逻辑阵列块(LAB)和行列走线具有更高的裸片面积效率。因为MAX II CPLD采用了LUT体系,它们具有四倍的容量,以及即用性和非易失性特点,这使得MAX II器件成为成本更低和容量更大的CPLD。MAX II系列CPLD的低功耗和较以往CPLD四倍的容量能够很好地满足脉搏信号采集系统的要求。

3 系统设计

3.1 系统总体工作流程图

系统工作流程如图2所示。

3.2 数据采集模块

PVDF压膜式脉搏传感器输出的脉搏信号经过低噪声放大和AD转换,最后通过UART串口输出。因此处理器CPLD需通过串口读入脉搏信号来实现数据采集。

在串行通信中,二进制数据序列是以数字信号波形的形式出现的,对这些连续的数字波形进行定时接收时,接收时钟的快慢将直接影响处理器接收数据的速度。在接收数据时,接收器在接收时钟的有效沿作用下对接收数据按位采样,并按位串行移入移位寄存器。可见,接收时钟是对数据信号的每一位进行同步控制。对于接收端,脉搏传感器发出的信号经过MAX232电平转换成3.3 V TTL信号传送到CPLD,CPLD进行一次串并转换将串行信号转换为并行信号,分8位发出[5,7]。总体逻辑框图如图3所示。

如果PVDF脉搏传感器通过串口输出的脉搏信号为101100111000101100111000,则CPLD通过串口采集并处理脉搏信号的仿真结果如图4所示。

3.3 60 s脉冲计数模块

60 s内脉冲计数模块如图5所示。

3.3.1 60 s内脉冲计数模块说明

3.3.1.1 comparer模块

对脉搏信号进行预处理,将脉搏信号转化为脉冲,当输出的脉搏信号大于预置阈值时,comparer输出脉冲信号。comparer模块端口说明如下:

a) clk:计数时钟;

b) maibo[7..0]: 经CPLD串口采集输出的8位脉搏信号;

c) cankao[7..0]: 为脉搏波形计数预设的阈值,该阈值可以根据具体情况进行调整。

3.3.1.2 cnt30模块

为60 s定时模块,脉冲计数模块将在这60 s内进行计数。主要端口说明如下:

a) qh[3..0]: 定时数据的十位输出,接到七段数码管;

b) ql[3..0]: 定时数据的个位输出,接到七段数码管。

3.3.1.3 counter模块

计算60 s内脉冲的个数(即脉搏的次数),qh[3..0]、 qm[3..0]、ql[3..0]分别为脉搏次数的百位、十位和个位。脉搏的次数会通过LCD1602显示。

3.3.2 计数模块的主要程序

3.4 LCD1602液晶显示模块

LCD1602液晶显示模块如图6所示。

液晶模块编程流程如图7所示。

4 结束语

本文主要研究了人体脉搏信息采集、处理系统的设计,设计中采用了PVDF压膜式脉搏传感器,传感器采用5 V电压供电,其工作电流为2 mA。控制器采用Altera公司的MAX II EPM1270,CPLD通过UART异步通信方式实现对脉搏信号的采集和处理,并对脉搏进行计数,控制液晶1602实时显示人体每分钟脉搏的次数。当人体每分钟的脉搏数低于60次或者高于120次时系统能实现自动报警。

参考文献

[1]贾伯年,俞朴.传感器技术[M].南京:东南大学出版社,2000:11-16.

[2]PEDRONI V A.Circuit Design with VHDL[M].乔庐峰,王志功,等译.北京:电子工业出版社,2005:9-48.

[3]舒方法,石俊.基于PVDF压电薄膜的脉搏测量系统研究[J].压电与声光,2008,30(1):124-126.

[4]卢超.PVDF型脉搏传感器信号处理电路的设计[J].齐齐哈尔大学学报:自然科学版,2009,25(6):6-10.

[5]李志军,李欣然,石吉银,等.用CPLD实现多通道数据采集系统的A/D转换器控制电路设计[J].继电器,2006,34(21):53-57.

[6]董秀洁,杨艳,周游.FPGA/CPLD选型与设计优化[J].化工自动化及仪表,2009,36(3):60-63.

脉搏采集 篇3

从脉搏波信号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。脉搏波信号包含了大量的具有临床医学参考意义的信息, 准确、高效的采集和分析处理脉搏波信号对观测人体生理病理信息有着重要意义[1,2]。但是, 掌握中医诊脉技巧难度较大, 不仅需要名医的指导传授, 更需要长时间的经验积累。可以看到, 随着现代生物医学的发展, 借助仪器仪表实时获取脉搏信息[3,4,5] (例如脉象仪) , 不仅能精确绘制脉搏波形, 同时能进行频谱分析[6]。而受到仪器自身体积和销售价格的限制, 脉象仪无法得到广泛的应用。目前, 传统的便携式脉搏测试装置只能统计脉搏跳动的次数, 不能反映出脉搏波形特征等重要信息。因此, 本文设计一种低成本便携式的脉搏波形数据采集系统显得尤为迫切。

本文采用HKG-07B型红外脉搏传感器获取人体指尖脉搏波信号, 并基于Cortex-M3内核的微控制器进行数据采集、分析与传输工作, 可实现对患者的长时间实时监护, 利用上位机将存储数据提交到专业医疗机构做进一步的分析和诊断。

1 系统整体硬件设计

数据采集系统使用了HKG-07B型红外传感器将脉搏波信号转换为模拟信号, 通过内部ADC转换模块转换为数字信号, 由处理器完成对波形的特征提取与识别任务;采用DMA直接存取技术, 不占用微控制器内核工作时间, 直接将转换数据通过USB总线方式传送至PC机, 由上位机软件实现数据的波形还原、分析等工作。系统整体硬件结构见图1。图中, 虚线框内的ADC转换模块、DMA传输模块和USB接口模块是基于处理器内部资源完成的, 既减小了设计开发难度, 也节约了硬件成本。

系统中, 处理器所承担的工作任务较为繁重, 既要实时的完成对前级输入信号的数字化转换, 同时还要对脉搏波形数据进行波形特征提取与识别, 将转换的脉搏波形数据以及波形特征提取、识别结果通过USB接口上传至PC机系统。而系统所采用的STM32F103VET6芯片是一款基于Cortex-M3内核的32位处理器。该芯片内部资源丰富, 集成USB、I2C和CAN等多种接口模块, 以及12位精度的AD转换器和DMA控制器等功能模块[7], 运行速度快, 最大时钟频率可达72MHz, 而且功耗低, 非常适合于本系统中。

1.1 信号调理电路设计

在测控系统的数据采集过程中, 不可避免地会有高频干扰信号混杂在有用信号当中。当这些信号的频率超过奈奎斯特采样定理所规定的范围时, 会采集到一些不确定的信号并对有用信号造成干扰, 即频率混叠。为了最大程度地抑制或消除混叠现象对动态测控系统数据采集的影响, 需要利用抗混叠滤波器将无用信号进行衰减和滤除。

HKG-07B红外脉搏传感器输出信号幅值在0.2V~1V范围内, 噪声纹波大。考虑到脉搏仪输出波形频率参数在0.8Hz~8Hz之间[8], 包含了高频噪声, 由于该传感器的输出的有效信号频率范围极小, 需要设计一种拥有更敏锐截止频率的高品质滤波器, 实现对噪声信号的滤除。

比较巴特沃斯、贝赛尔及切比雪夫低通滤波器的幅频、相频特性[9,10], 可以得出, 巴特沃斯滤波器有着最为平坦的通带幅值响应, 但高于截止频率的衰减度略小, 相位线性度略差;贝赛尔滤波器的相位特性最好, 但高于截止频率的衰减度最小, 且通带幅值响应较差;而切比雪夫滤波器在高于截止频率时有着最大的衰减度, 但相位线性度最差, 且在通带范围内会发生谐振现象。由于脉搏波滤波电路要求良好的相位线性特征, 同时要求幅度响应的平坦度要好, 这两方面的参数要求使得巴特沃斯滤波器成为一个最佳的选择。

设计了一款4阶有源正反馈巴特沃斯抗混叠滤波器, 截止频率设定为15Hz, 用来滤除源信号以外的干扰信号;运算放大器选用TI公司的LF353N型芯片, 该款芯片自身具备内部电压补偿、宽增益带宽、高转换率、微功耗、高阻抗以及高响应速度等优势, 完全满足本设计中信号调理电路的要求。

代入数据, 可计算出

设计的抗混叠滤波器由两个二阶巴特沃斯低通滤波电路级联而成, 根据巴特沃斯低通滤波器电路阶数与增益之间的关系[12], 四阶巴特沃斯第一级增益A1=1.152, 第二级增益A2=2.235, 因此总的通带增益:

A=A1A2=1.152×2.235≈2.575

现选R3=10KΩ, R7=10KΩ, 则根据已知的增益可以计算出:

设计的抗混叠滤波电路如图2所示, 均选用1%精度的电阻及电容器件。

1.2 Cortex-M3处理器

1.2.1 ADC模块

STM32F103VET6微控制器集成了3个12位精度的ADC, 最大采样率可达1MSPS。ADC总转换时间为:

TCONV=采样时间+12.5个周期

其中AD转换过程中有12.5个固有周期。

由于人体的心率一般为60~100次/分, 婴儿的心率可达到1 5 0次/分, 一个脉搏的持续时间为400~1000ms。为了使获得的脉搏波形包含足够大的信息量, 将ADC1时钟配置为14MHz, 采样时间配置为1.5个周期, 选用通道0进行数据采集, 总转换时间为:

TCONV=1.5个周期+12.5个周期=14个周期=1ms, 即达到最大1MSPS的采样率。设置3.3V参考电压, 单通道软件触发模式连续转换。

1.2.2 DMA模块

直接存储器存取 (DMA) 用来提供在外设和存储器之间或者存储器和存储器之间的高速数据传输。本设计使用DMA1的通道1进行数据传输, 配置为最高优先级循环传输模式。无须CPU干预, 数据可以通过DMA快速地移动, 节省了CPU的资源来完成对脉搏波形数据进行波形特征提取与识别操作。

1.2.3 USB模块

芯片集成的USB2.0通信模块, 不需要外接USB控制芯片, 为微控制器和PC主机所实现的功能之间提供了符合USB规范的通信连接。微控制器和PC主机之间的数据传输通过共享一个专用的数据缓冲区来完成。USB模块同PC主机通信, 根据USB规范实现令牌分组检测, 数据发送、接收处理和握手分组处理, CRC的生成和校验, 整个传输的格式由处理器集成的硬件控制器完成。

2 系统程序设计

整个系统软件程序在Real View MDK集成开发环境下, 采用C语言编写完成。系统启动时, 按要求完成时钟控制、ADC、DMA、中断控制器、GPIO以及USB模式的配置工作, 然后使能USB并启动ADC采集功能, 延时一段时间等待系统稳定, 以避免系统刚启动时出现误码。开始数据的实时采集与传输工作, 在进行数据传输的同时, 处理器进行脉搏波数据的波形特征提取与识别, 并将分析结果通过USB发送至计算机。

脉搏波形是一种周期信号, 通过计算相邻两个波形的最大值间隔的时间即可得出脉率, 同时计算单个脉搏波的最小值, 则脉搏波的峰-峰值可由最大值与最小值之差得出。HKG-07B红外脉搏传感器输出信号幅值在0.2V~1V范围内, 抗混叠滤波器增益为2.575, 为了显示出没有脉搏信号时的水平线, 将输入信号电位抬升0.6V, 则采集得到的信号幅值范围为0.6V~3.175V。选取2.5V信号幅值为示意临界值, 正常人的心率范围为60~100次/分, 当处理器计算出脉搏波形数据异常 (幅值小于2.5V, 脉率小于60次/分或大于100次/分) , 向计算机发送异常结果及指令, 提醒注意。

系统程序设计流程如图3所示。

STM32微控制器的ADC进行数据转换需要占用内核, 但是利用DMA方式进行数据传送的过程不耗用内核时钟周期, 方便了处理器进行脉搏波形数据的特征提取与识别任务。因此, 可以避免普通数据传送模式过程中, 大量占用CPU资源, 出现对部分采集到的波形数据丢失的现象[13], 实现了数据采集实时传送的要求, 提高了脉搏波形信号的采集效率以及完整度。

3 系统测试

采集系统硬件预留TP1为脉搏仪输出信号测试点, TP3为信号调理电路输出测试点。通过USB接口电缆连接采集板与PC机, 采集板上的LED电源指示灯亮, 说明系统供电正常。红外脉搏仪通过3.5mm标准音频接口与采集板相连接。使用Agilent公司生产的DSO-X 2012A型示波器进行测量。

将红外传感器接入系统的传感器接口, 示波器测得的原信号波形与处理后的波形如图4所示。通道1测得的波形为HKG-07B红外脉搏传感器输出波形 (上) , 通道2测得的波形为采集板信号调理电路输出信号波形 (下) 。信号经过4阶巴特沃斯抗混叠滤波器后, 噪声得到了明显的抑制, 输出信号明显比传感器原始输出信号光滑。

利用上位机软件进行分组测试。上位机对数据进行了一次滤波处理, 以使得到的波形更加平滑, 如图5所示, 分别为采集的2位测试者的脉搏波形。

由测试结果可知, 数据采集系统较好的完成了数据采集任务, 采集波形清晰完整, 无明显失真现象, USB数据传输未出现误码, 工作正常稳定。

4 结论