基于無線USB的多點(diǎn)脈搏信號檢測*

李偉博，吳效明

(華南理工大學(xué)生物科學(xué)與工程學(xué)院，廣州 510006)

人體的脈搏源于心動，脈搏波動中蘊(yùn)含有豐富的生理病理信息。隨著信號檢測處理技術(shù)和計算機(jī)信息技術(shù)的發(fā)展，人們對脈搏波的研究正從定性向定量的方向發(fā)展，進(jìn)行了很多有意義的研究，發(fā)明了各式各樣的脈搏傳感器，如指夾式光電脈搏傳感器、超聲脈搏傳感器、壓阻式脈搏傳感器和壓電式脈搏傳感器。脈搏傳感器接口也由以往的RS232串口發(fā)展成了高速便捷的USB接口，這給采集人體脈搏信號帶來了諸多方便［1］。然而當(dāng)今人們迅速增長的物質(zhì)生活水平對醫(yī)療衛(wèi)生條件的改善提出了更高的要求，這需要我們對脈搏信息有更加深入的認(rèn)識，探索更為先進(jìn)的檢測和分析方法。通過分析國內(nèi)外該領(lǐng)域的研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)前面臨幾個方面需要解決的主要問題。首先是脈搏信號檢測點(diǎn)的設(shè)計問題，目前大多數(shù)對脈搏信號的檢測大都局限于單點(diǎn)的測試，即便是多點(diǎn)，也只是對寸、關(guān)、尺三部位的平面檢測。使用單探頭傳感器無法區(qū)分血管軸向張力與徑向搏動力，無法比較軟組織變形量、變形程度、彈性和硬度等力學(xué)參數(shù)對切脈壓力的影響。使用寸、關(guān)、尺三點(diǎn)式壓力傳感器可以加壓阻斷橈動脈，從而生成三個具有不同生理意義的小區(qū)，對其分析可以比較加壓阻斷點(diǎn)兩側(cè)脈搏波的差別，獲取有關(guān)脈搏波傳播速度的信息，然而缺乏空間的概念［2］。其次是使用普通的RS232串口或USB接口限制了檢測對象的活動，難以實(shí)時檢測被檢測對象各種活動強(qiáng)度狀態(tài)下的脈搏信息，從而無法全面客觀地評估被檢測對象的心血管狀況等［3］。再次，如何對檢測的脈搏信息進(jìn)行更科學(xué)合理的分析，為檢測對象提供可靠易懂的生理參數(shù)指標(biāo)。針對上述幾個問題，我們做了如下研究。

為了獲得更為詳細(xì)生動的三維脈搏信息，采用中心點(diǎn)加矩陣分布五點(diǎn)式壓電傳感器，從而構(gòu)建了空間的概念，消除了單點(diǎn)測量帶來的偶然誤差。由于PVDF壓電薄膜具有機(jī)械強(qiáng)度高，壓電常數(shù)大(d33=20pC/N)，響應(yīng)靈敏度高，頻率響應(yīng)寬(0～500 MHz)，膜輕且柔韌，易于制備，與人體組織阻抗耦合性好等優(yōu)點(diǎn)［1］，因此將其選作傳感器換能材料，所用厚度為25 μm。

脈搏傳感器與上位機(jī)的數(shù)據(jù)傳輸采用USB接口，將ZigBee無線通信技術(shù)和USB接口技術(shù)整合在一起，既利用了ZigBee無線技術(shù)機(jī)動性靈活的優(yōu)勢，又結(jié)合了USB接口使用方便傳輸速度快的長處，利于人們室內(nèi)活動期間的脈搏檢測［4－6］。文中采用的USB接口芯片EZ-USB FX2型號為CY7C68013－A，工作在從機(jī)SLAVE FIFO模式。

整個系統(tǒng)由多點(diǎn)脈搏傳感器、協(xié)調(diào)器ZigBee-USB模塊和上位機(jī)等構(gòu)成。在室內(nèi)活動期間，若要檢測脈搏信號，可將多點(diǎn)脈搏傳感器配帶于手腕部，并用帶彈性的扎帶固定住。傳感器將獲取的數(shù)字脈搏信號或直接或通過路由器傳到協(xié)調(diào)器ZigBee-USB模塊，然后數(shù)據(jù)通過USB接口上傳主機(jī)，之后由監(jiān)護(hù)軟件對數(shù)據(jù)進(jìn)行處理、分析和顯示［7－8］。

1 傳感器的設(shè)計

1.1 夾心式壓電薄膜的制作

能夠分辨皮膚兩點(diǎn)刺激的最小距離稱為兩點(diǎn)閾，它是對觸覺空間辨別能力的量度。兩點(diǎn)閾值越小，辨別力越強(qiáng)。在人體各部位中，手指的兩點(diǎn)閾值最?。?］?；赑VDF壓電薄膜的諸多優(yōu)點(diǎn)和皮膚觸覺的兩點(diǎn)閾特性，我們設(shè)計研制了五點(diǎn)式PVDF壓電脈搏傳感器，分布于一條直線上的中心點(diǎn)和兩個外圍結(jié)點(diǎn)探測寸、關(guān)、尺三部位垂直方向的脈搏信號，另外兩結(jié)點(diǎn)探測脈管兩側(cè)的體表信號，感知皮膚切向張力等的綜合力，通過信號處理算出各力之間的關(guān)聯(lián)，可以區(qū)分血管徑向搏動力、軸向張力、血管等效硬度等力學(xué)指標(biāo)。采用三層夾心式結(jié)構(gòu)，可以獲得良好的絕緣性和屏蔽性［10］。三層夾心式壓電薄膜的制作流程如圖1所示。

圖1 三層夾心式壓電薄膜的制作流程

(1)圖1(a)所示，將直徑5 mm的圓形PVDF壓電薄膜嵌入中間層絕緣薄膜上的空格中，外周4結(jié)點(diǎn)與居中結(jié)點(diǎn)的間距為3 mm，這樣每個外周結(jié)點(diǎn)圓心與居中結(jié)點(diǎn)的圓心間距為8 mm，大于手指的兩點(diǎn)閾值。

(2)PVDF壓電薄膜的正反面分別與頂?shù)讓拥墓饪屉姌O連接，連接材料為銀粉導(dǎo)電膠，壓電薄膜兩極使用光刻銅線的方法將信號引出，再通過接插元件與多路模擬開關(guān)連接，同時在絕緣薄膜的空白處涂上502，將三層粘合在一起［11］。兩了多路模擬可控開關(guān)可以選通外周4結(jié)點(diǎn)中的一個，單片機(jī)控制選通中心結(jié)點(diǎn)還是外周結(jié)點(diǎn)。

(3)采用萬用表檢測制成的夾層式壓電薄膜是否短路，三層夾心結(jié)構(gòu)的壓電薄膜厚度僅有幾毫米，短路的可能性比較大。

1.2 電荷放大器的制作

PVDF壓電薄膜受力后產(chǎn)生的電荷不能直接測量，必須將電荷信號轉(zhuǎn)換為電壓信號，我們采用積分運(yùn)算電路做成電荷放大器來對脈搏電荷信號進(jìn)行預(yù)處理。雖然制作的三層夾心式壓電薄膜具有高內(nèi)阻和弱信號的特性，但是電荷放大器可以與壓電薄膜阻抗相匹配，將高阻抗輸入轉(zhuǎn)變?yōu)榈妥杩馆敵?。為了提高檢測的靈敏度，有效地抑制非線性失真，我們對電荷放大器做了線性修正。

要制作一個高質(zhì)量的電荷放大器，芯片和反饋電阻電容的選擇至關(guān)重要。電荷放大器的下限頻率為fL=1/2πRFCF，CF由輸入電荷和輸出電壓的范圍確定，當(dāng)CF一定時，要得到低頻響應(yīng)好的電路，理論上反饋電阻RF越大越好，通常在100 MΩ以上，如果希望制作的電荷放大器頻帶響應(yīng)非常好，反饋電阻應(yīng)該在1 GΩ以上。然而偏置電流限制了反饋電阻不能太大，nA級的偏置電流足以在1 GΩ的反饋電阻上產(chǎn)生V級的輸出偏壓，經(jīng)過估算輸入電流為pA級，所以運(yùn)放的偏置電流應(yīng)該低一個數(shù)量級即為 pA 級［12］。

通過實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，反饋電阻如果過小會使輸入電阻太小，導(dǎo)致輸入電荷過快散逸和信號畸變;當(dāng)反饋電阻過大時，會導(dǎo)致電路很不穩(wěn)定。反饋電容較小時雖然能使信號響應(yīng)峰值增加，但是會導(dǎo)致信號嚴(yán)重畸變;反饋電容過大將致使放大效果不明顯和后端電路去噪聲的負(fù)擔(dān)加重。本文選用OPA128高輸入阻抗運(yùn)算放大器。反饋電阻為R=100 MΩ，反饋電容為C=10 nF。電荷放大器輸出的脈搏電壓信號僅有幾毫伏。電荷放大器電路圖如圖2所示。

圖2 電荷放大器電路圖

1.3 信號處理電路和A/D轉(zhuǎn)換

PVDF壓電材料具有較為明顯的熱電效應(yīng)。實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，盡管人的體溫基本保持恒定，但是腕部皮膚表面的溫度受外界溫度變化的影響較大，而且腕部皮膚和傳感器表面的溫差對測量也會帶來很大影響。考慮到上述因素，我們利用人體脈搏(1 Hz～20 Hz左右)與溫度信號(0.5 Hz以下)之間存在的頻率差別，在信號處理電路中加入了高通濾波電路，大大削減了溫度效應(yīng)對脈搏測量帶來的不利影響［13］。脈搏信號處理電路原理圖如圖3所示。

圖3 信號處理電路圖

脈搏信號經(jīng)前置放大、濾波和主放大等預(yù)處理后，送至單片機(jī)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換。前置放大電路將毫伏級的脈搏信號放大約10倍左右，四階維納濾波電路能較好的濾除工頻等干擾信號。在主放大電路之前加一個CMOS系列的四通道多路模擬開關(guān)CD4052，單片機(jī)CC2430對CD4052控制引腳S1、S0賦予不同的電平值，就能夠控制放大比率，可分為1、5、25、100四個放大倍數(shù)。整個信號處理電路使用電池供電［14］。

1.4 脈搏波傳感器內(nèi)部結(jié)構(gòu)

圖4為脈搏傳感器內(nèi)部結(jié)構(gòu)簡略圖，設(shè)計傳感器成圓臺形狀，上表面1與皮膚接觸面積較大，下表面2面積較小，這樣的外形設(shè)計在保證了傳感器與皮膚的接觸面積不致過小的同時又減小了傳感器的體積。上表面1使用帶彈性的特殊材料并突出平面，便于受力，1和3之間的空腔保證了壓電薄膜有較大空間的形變。下表面2是由特殊金屬材料做成的蓋子，內(nèi)側(cè)安裝有電池，可以打開蓋子來更換新電池。各芯片元器件散布于隔板3的下表面，引線6通過過孔7連于傳感器壓電薄膜，另一端連于隔板下方的電路，引線5一端接隔板下方，另一端接下表面2內(nèi)側(cè)的電池兩極。X+，Y－為模擬可控開關(guān)，由單片機(jī)CC2430來控制選通一路電荷信號，然后再由電荷放大器B轉(zhuǎn)換，輸出低伏的電壓信號送后面的調(diào)理電路進(jìn)行處理［15］。4為金屬絲網(wǎng)，用于屏蔽干擾。在隔板3的下表面，金屬絲網(wǎng)的外圍電鍍有一圈銅線，作為天線用于接收發(fā)送無線數(shù)據(jù)。

圖4 脈搏波傳感器內(nèi)部結(jié)構(gòu)簡略圖

2 無線USB的設(shè)計

2.1 硬件的設(shè)計

選用EZ-USB FX2芯片作為USB接口芯片，構(gòu)建了協(xié)調(diào)器單片機(jī)CC2430和上位機(jī)的數(shù)據(jù)管道，設(shè)置USB接口芯片工作模式為SLAVE FIFO。單片機(jī)CC2430與USB接口芯片之間使用鎖存器SN74LS373來選通四個端點(diǎn)EP2、EP4、EP6和EP8。P1.1～P1.3分別接 EZ-USB FX2芯片的 EP6滿標(biāo)志FLAGA，EP2空標(biāo)志FLAGB和EP2可編程標(biāo)志FLAGC。整個協(xié)調(diào)器模塊采用 USB接口供電［16］。其硬件結(jié)構(gòu)如圖5所示。

圖5 單片機(jī)CC2430與USB接口芯片的信號傳輸

2.2 固件程序

固件程序可以實(shí)現(xiàn)芯片的初始化、處理USB標(biāo)準(zhǔn)設(shè)備請求和電源掛起管理等功能。編寫用戶初始化函數(shù)TD_Init()，可以規(guī)定各種端點(diǎn)資源的使用和配置外圍接口的輸入/輸出等。由于CC2430單片機(jī)沒有引出時鐘信號，所以我們設(shè)置FX2的時鐘為內(nèi)部時鐘。分別設(shè)置EP2和EP6為輸出端點(diǎn)和輸入端點(diǎn)，8位數(shù)據(jù)自動輸入輸出［17］。其部分配置語句如下:

2.3 CC2430單片機(jī)程序

協(xié)調(diào)器ZigBee-USB模塊在接收節(jié)點(diǎn)ZigBee模塊傳輸數(shù)據(jù)的同時，將數(shù)據(jù)高速地傳向主機(jī)，數(shù)據(jù)包的傳輸過程是在CC2430的中斷服務(wù)程序中完成的。單片機(jī)CC2430作為外部主控制器，首先通過鎖存器選通EP2端點(diǎn)，接收上位機(jī)的命令。一旦FP2端點(diǎn)的整個FIFO大于等于1時，F(xiàn)P2的可編程標(biāo)志FLAGC激活，觸發(fā)單片機(jī)CC2430中斷，表示主機(jī)有命令數(shù)據(jù)包傳送到，只要EP2端點(diǎn)非空，MCU就讀取EP2端點(diǎn)的數(shù)據(jù)直到端點(diǎn)空為止(FLAGB為EP2空標(biāo)志，低電平有效)，獲得上位機(jī)發(fā)送的命令數(shù)據(jù)包并解析，如果包含啟動數(shù)據(jù)上傳命令，則根據(jù)命令數(shù)據(jù)包的采樣時間間隔來設(shè)置計數(shù)器和定時器并啟動，選通EP6端點(diǎn)并將數(shù)據(jù)寫入EP6;如果為停止上傳命令，則停止定時器。系統(tǒng)的采樣時間間隔可由上位機(jī)程序進(jìn)行設(shè)置［18］。單片機(jī)CC2430的中斷服務(wù)程序流程圖如圖6所示。

圖6 單片機(jī)CC2430中斷服務(wù)程序流程圖

2.4 上位機(jī)程序

主機(jī)應(yīng)用程序通過使用設(shè)備驅(qū)動程序來控制脈搏檢測設(shè)備并與其通信，向脈搏監(jiān)測設(shè)備發(fā)送命令數(shù)據(jù)包，接收檢測的脈搏數(shù)據(jù)并顯示出來。應(yīng)用程序使用Win32編寫，當(dāng)與外圍檢測設(shè)備通信時，首先調(diào)用Win32函數(shù)CreateFile()來取得訪問設(shè)備驅(qū)動程序的句柄。然后調(diào)用函數(shù)DeviceIoControl()來提交I/O控制碼，設(shè)置I/O緩沖區(qū)。最后調(diào)用函數(shù)CloseHandle()來關(guān)閉設(shè)備［19］。

應(yīng)用程序中有兩個線程，即主線程和傳輸線程。主線程負(fù)責(zé)脈搏數(shù)據(jù)的顯示和存盤，向外圍檢測設(shè)備發(fā)送命令數(shù)據(jù)包來啟動或停止傳輸線程;傳輸線程負(fù)責(zé)從檢測設(shè)備讀取數(shù)據(jù)，并通過消息傳送機(jī)制與主線程通信。當(dāng)執(zhí)行啟動傳輸命令時，主線程先向外圍檢測設(shè)備下傳啟動命令數(shù)據(jù)包，然后啟動傳輸線程準(zhǔn)備接收數(shù)據(jù);當(dāng)執(zhí)行停止命令時，發(fā)送停止命令數(shù)據(jù)包來結(jié)束數(shù)據(jù)的上傳［20］。傳輸線程的流程如圖7所示。

圖7 傳輸線程流程圖

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

選通五點(diǎn)式PVDF壓電脈搏傳感器的中心測試點(diǎn)，經(jīng)過信號處理電路調(diào)理的脈搏波形如圖8所示，單擊顯示按鈕可以在界面上顯示上傳的脈搏波形如圖9所示。實(shí)際獲得的脈搏波形基本上與理論波形相符合。

圖8 信號處理電路輸出的單通道脈搏波形

圖9 界面顯示的單通道脈搏波形

圖10 脈搏波時域波形

使用五點(diǎn)式PVDF壓電脈搏傳感器，通過檢測獲得五通道的脈搏波時域波形(如圖10所示，只列出兩個通道的波形)和脈搏波四棱錐形空間分析圖(如圖11所示)。五個結(jié)點(diǎn)的信號變化用五個點(diǎn)的上下波動來表示，將這五個敏感點(diǎn)連接起來可以畫出四棱錐形空間分析圖。這個圖可以作為分析空間立體脈搏圖形的依據(jù)。X、Y表示各結(jié)點(diǎn)的平面相對位置坐標(biāo)，a、b兩點(diǎn)分別為其中兩通道某時刻的脈搏波波峰點(diǎn)。

圖11 脈搏波空間分析圖

4 結(jié)束語

本文重點(diǎn)介紹了五點(diǎn)式PVDF壓電脈搏傳感器和無線USB接口的設(shè)計過程。所制作的五點(diǎn)式傳感器能夠獲取更豐富更形象的三維脈搏信號。設(shè)置FX2工作在Slave FIFO模式下，就比如外部主控制與上位機(jī)之間搭建了一個數(shù)據(jù)管道，數(shù)據(jù)傳輸速度有了大幅度提高。使用ZigBee無線技術(shù)，方便了被檢測對象，使其活動不至于受太大束縛，同時也可以檢測不同活動強(qiáng)度狀態(tài)下的脈搏信號。隨著人們對醫(yī)療衛(wèi)生條件需求的提高，不久的未來基于無線USB的多點(diǎn)脈搏信號檢測將會得到廣闊的發(fā)展空間和廣泛的應(yīng)用。

［1］楊玉星.生物醫(yī)學(xué)傳感器與檢測技術(shù)［M］.北京:化學(xué)工業(yè)出版社，2005，122－142.

［2］Chen X.Pulse Signal Monitoring System Based on Piezoelectric Sensor and Personal Computer［J］.Journal of Clinical Rehabilitative Tissue Engineering Research，2008，12(35):6747－6850.

［3］Chen X.Universal Serial Bus-Based High-Speed Pulse Signal Detecting System［J］.Journal of Clinical Rehabilitative Tissue Engineering Research，2008，12(39):7653－7656.

［4］楊易華，吳效明，岑人經(jīng).基于Zigbee技術(shù)的穿戴式脈搏波檢測模塊的研制［J］.傳感技術(shù)學(xué)報，2009，22(11):1538－1541.

［5］吳效明，陳繼焱，曾凡順.基于USB接口的多道生理參數(shù)檢測系統(tǒng)［J］.電子工程師，2005(2):66－68.

［6］Aleksandar M，Chris O，Emil J.Wireless Sensor Networks for Personal Health Monitoring.Issues and an Implementation［J］.Computer Communications，2006，29(13－14):25212－2533.

［7］林金朝，李國軍，陳志勇，等.可穿戴式生命體征監(jiān)護(hù)設(shè)備的研制［J］.傳感技術(shù)學(xué)報，2009，2(22):632－638.

［8］Harrison W，Ruygrok P，Lowe A.Non-Invasive Measurement of Arterial Stiffness Using Wideband External Pulse Signals from the Brachial Artery［J］.Heart，Lung and Circulation，2008，17(S2):18.

［9］樸亨日，王昭順，尚小衛(wèi).PVDF多點(diǎn)脈象檢測系統(tǒng)研究［J］.儀器儀表學(xué)報，2007，28(8):30－33.

［10］舒方法，姜壽山，張欣.PVDF壓電薄膜在足底測量中的應(yīng)用［J］.壓電與聲光，2008，30(4):514－516.

［11］何存富，馮喜旺，吳斌.光刻技術(shù)在PVDF壓電薄膜電極制作中的應(yīng)用［J］.傳感器與微系統(tǒng)，2006，25(10):76－78.

［12］童詩白，華成英.模擬電子技術(shù)基礎(chǔ)［M］.北京:高等教育出版社，2002，90－189.

［13］牛英勃，景軍.人體脈搏信號檢測分析系統(tǒng)的設(shè)計［D］.2007:25－60.

［14］Yoshinobu Murayama，Mineyuki Haruta，Yuichi Hatakeyama.Development of a New Instrument for Examination of Stiffness in the Breast Using Haptic Sensor Technology［J］.Sensors and Actuators A:Physical，2008，143(2):430－438.

［15］于賀輝，龐小峰.基于USB2.0接口的新型脈搏波檢測系統(tǒng)設(shè)計［D］.2008:12－24.

［16］謝宏，徐雪.EZ-USB FX2接口在生物電信號數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)中的應(yīng)用［J］.電子設(shè)計工程，2009(7):1－3.

［17］錢峰.EZ-USB FX2單片機(jī)原理、編程及應(yīng)用［M］.北京:北京航空航天大學(xué)出版社，2006，148－170.

［18］薛園園.USB應(yīng)用開發(fā)技術(shù)大全［M］.北京:人民郵電出版社，2007，428－480.

［19］周進(jìn)，朱訓(xùn)林，張宏林.Visual C++實(shí)用教程［M］.北京:人民郵電出版社，2008，25－78.

［20］賈寶金，王寶珠，李曉玲.基于USB的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的設(shè)計與研究［J］.現(xiàn)代電子技術(shù)，2007，30(24):187－190.