基于无线USB的多点脉搏信号检测*

李伟博，吴效明

(华南理工大学生物科学与工程学院，广州 510006)

人体的脉搏源于心动，脉搏波动中蕴含有丰富的生理病理信息。随着信号检测处理技术和计算机信息技术的发展，人们对脉搏波的研究正从定性向定量的方向发展，进行了很多有意义的研究，发明了各式各样的脉搏传感器，如指夹式光电脉搏传感器、超声脉搏传感器、压阻式脉搏传感器和压电式脉搏传感器。脉搏传感器接口也由以往的RS232串口发展成了高速便捷的USB接口，这给采集人体脉搏信号带来了诸多方便［1］。然而当今人们迅速增长的物质生活水平对医疗卫生条件的改善提出了更高的要求，这需要我们对脉搏信息有更加深入的认识，探索更为先进的检测和分析方法。通过分析国内外该领域的研究发现，当前面临几个方面需要解决的主要问题。首先是脉搏信号检测点的设计问题，目前大多数对脉搏信号的检测大都局限于单点的测试，即便是多点，也只是对寸、关、尺三部位的平面检测。使用单探头传感器无法区分血管轴向张力与径向搏动力，无法比较软组织变形量、变形程度、弹性和硬度等力学参数对切脉压力的影响。使用寸、关、尺三点式压力传感器可以加压阻断桡动脉，从而生成三个具有不同生理意义的小区，对其分析可以比较加压阻断点两侧脉搏波的差别，获取有关脉搏波传播速度的信息，然而缺乏空间的概念［2］。其次是使用普通的RS232串口或USB接口限制了检测对象的活动，难以实时检测被检测对象各种活动强度状态下的脉搏信息，从而无法全面客观地评估被检测对象的心血管状况等［3］。再次，如何对检测的脉搏信息进行更科学合理的分析，为检测对象提供可靠易懂的生理参数指标。针对上述几个问题，我们做了如下研究。

为了获得更为详细生动的三维脉搏信息，采用中心点加矩阵分布五点式压电传感器，从而构建了空间的概念，消除了单点测量带来的偶然误差。由于PVDF压电薄膜具有机械强度高，压电常数大(d33=20pC/N)，响应灵敏度高，频率响应宽(0～500 MHz)，膜轻且柔韧，易于制备，与人体组织阻抗耦合性好等优点［1］，因此将其选作传感器换能材料，所用厚度为25 μm。

脉搏传感器与上位机的数据传输采用USB接口，将ZigBee无线通信技术和USB接口技术整合在一起，既利用了ZigBee无线技术机动性灵活的优势，又结合了USB接口使用方便传输速度快的长处，利于人们室内活动期间的脉搏检测［4－6］。文中采用的USB接口芯片EZ-USB FX2型号为CY7C68013－A，工作在从机SLAVE FIFO模式。

整个系统由多点脉搏传感器、协调器ZigBee-USB模块和上位机等构成。在室内活动期间，若要检测脉搏信号，可将多点脉搏传感器配带于手腕部，并用带弹性的扎带固定住。传感器将获取的数字脉搏信号或直接或通过路由器传到协调器ZigBee-USB模块，然后数据通过USB接口上传主机，之后由监护软件对数据进行处理、分析和显示［7－8］。

1 传感器的设计

1.1 夹心式压电薄膜的制作

能够分辨皮肤两点刺激的最小距离称为两点阈，它是对触觉空间辨别能力的量度。两点阈值越小，辨别力越强。在人体各部位中，手指的两点阈值最小［9］。基于PVDF压电薄膜的诸多优点和皮肤触觉的两点阈特性，我们设计研制了五点式PVDF压电脉搏传感器，分布于一条直线上的中心点和两个外围结点探测寸、关、尺三部位垂直方向的脉搏信号，另外两结点探测脉管两侧的体表信号，感知皮肤切向张力等的综合力，通过信号处理算出各力之间的关联，可以区分血管径向搏动力、轴向张力、血管等效硬度等力学指标。采用三层夹心式结构，可以获得良好的绝缘性和屏蔽性［10］。三层夹心式压电薄膜的制作流程如图1所示。

图1 三层夹心式压电薄膜的制作流程

(1)图1(a)所示，将直径5 mm的圆形PVDF压电薄膜嵌入中间层绝缘薄膜上的空格中，外周4结点与居中结点的间距为3 mm，这样每个外周结点圆心与居中结点的圆心间距为8 mm，大于手指的两点阈值。

(2)PVDF压电薄膜的正反面分别与顶底层的光刻电极连接，连接材料为银粉导电胶，压电薄膜两极使用光刻铜线的方法将信号引出，再通过接插元件与多路模拟开关连接，同时在绝缘薄膜的空白处涂上502，将三层粘合在一起［11］。两了多路模拟可控开关可以选通外周4结点中的一个，单片机控制选通中心结点还是外周结点。

(3)采用万用表检测制成的夹层式压电薄膜是否短路，三层夹心结构的压电薄膜厚度仅有几毫米，短路的可能性比较大。

1.2 电荷放大器的制作

PVDF压电薄膜受力后产生的电荷不能直接测量，必须将电荷信号转换为电压信号，我们采用积分运算电路做成电荷放大器来对脉搏电荷信号进行预处理。虽然制作的三层夹心式压电薄膜具有高内阻和弱信号的特性，但是电荷放大器可以与压电薄膜阻抗相匹配，将高阻抗输入转变为低阻抗输出。为了提高检测的灵敏度，有效地抑制非线性失真，我们对电荷放大器做了线性修正。

要制作一个高质量的电荷放大器，芯片和反馈电阻电容的选择至关重要。电荷放大器的下限频率为fL=1/2πRFCF，CF由输入电荷和输出电压的范围确定，当CF一定时，要得到低频响应好的电路，理论上反馈电阻RF越大越好，通常在100 MΩ以上，如果希望制作的电荷放大器频带响应非常好，反馈电阻应该在1 GΩ以上。然而偏置电流限制了反馈电阻不能太大，nA级的偏置电流足以在1 GΩ的反馈电阻上产生V级的输出偏压，经过估算输入电流为pA级，所以运放的偏置电流应该低一个数量级即为 pA 级［12］。

通过实验发现，反馈电阻如果过小会使输入电阻太小，导致输入电荷过快散逸和信号畸变;当反馈电阻过大时，会导致电路很不稳定。反馈电容较小时虽然能使信号响应峰值增加，但是会导致信号严重畸变;反馈电容过大将致使放大效果不明显和后端电路去噪声的负担加重。本文选用OPA128高输入阻抗运算放大器。反馈电阻为R=100 MΩ，反馈电容为C=10 nF。电荷放大器输出的脉搏电压信号仅有几毫伏。电荷放大器电路图如图2所示。

图2 电荷放大器电路图

1.3 信号处理电路和A/D转换

PVDF压电材料具有较为明显的热电效应。实验发现，尽管人的体温基本保持恒定，但是腕部皮肤表面的温度受外界温度变化的影响较大，而且腕部皮肤和传感器表面的温差对测量也会带来很大影响。考虑到上述因素，我们利用人体脉搏(1 Hz～20 Hz左右)与温度信号(0.5 Hz以下)之间存在的频率差别，在信号处理电路中加入了高通滤波电路，大大削减了温度效应对脉搏测量带来的不利影响［13］。脉搏信号处理电路原理图如图3所示。

图3 信号处理电路图

脉搏信号经前置放大、滤波和主放大等预处理后，送至单片机进行模数转换。前置放大电路将毫伏级的脉搏信号放大约10倍左右，四阶维纳滤波电路能较好的滤除工频等干扰信号。在主放大电路之前加一个CMOS系列的四通道多路模拟开关CD4052，单片机CC2430对CD4052控制引脚S1、S0赋予不同的电平值，就能够控制放大比率，可分为1、5、25、100四个放大倍数。整个信号处理电路使用电池供电［14］。

1.4 脉搏波传感器内部结构

图4为脉搏传感器内部结构简略图，设计传感器成圆台形状，上表面1与皮肤接触面积较大，下表面2面积较小，这样的外形设计在保证了传感器与皮肤的接触面积不致过小的同时又减小了传感器的体积。上表面1使用带弹性的特殊材料并突出平面，便于受力，1和3之间的空腔保证了压电薄膜有较大空间的形变。下表面2是由特殊金属材料做成的盖子，内侧安装有电池，可以打开盖子来更换新电池。各芯片元器件散布于隔板3的下表面，引线6通过过孔7连于传感器压电薄膜，另一端连于隔板下方的电路，引线5一端接隔板下方，另一端接下表面2内侧的电池两极。X+，Y－为模拟可控开关，由单片机CC2430来控制选通一路电荷信号，然后再由电荷放大器B转换，输出低伏的电压信号送后面的调理电路进行处理［15］。4为金属丝网，用于屏蔽干扰。在隔板3的下表面，金属丝网的外围电镀有一圈铜线，作为天线用于接收发送无线数据。

图4 脉搏波传感器内部结构简略图

2 无线USB的设计

2.1 硬件的设计

选用EZ-USB FX2芯片作为USB接口芯片，构建了协调器单片机CC2430和上位机的数据管道，设置USB接口芯片工作模式为SLAVE FIFO。单片机CC2430与USB接口芯片之间使用锁存器SN74LS373来选通四个端点EP2、EP4、EP6和EP8。P1.1～P1.3分别接 EZ-USB FX2芯片的 EP6满标志FLAGA，EP2空标志FLAGB和EP2可编程标志FLAGC。整个协调器模块采用 USB接口供电［16］。其硬件结构如图5所示。

图5 单片机CC2430与USB接口芯片的信号传输

2.2 固件程序

固件程序可以实现芯片的初始化、处理USB标准设备请求和电源挂起管理等功能。编写用户初始化函数TD_Init()，可以规定各种端点资源的使用和配置外围接口的输入/输出等。由于CC2430单片机没有引出时钟信号，所以我们设置FX2的时钟为内部时钟。分别设置EP2和EP6为输出端点和输入端点，8位数据自动输入输出［17］。其部分配置语句如下:

2.3 CC2430单片机程序

协调器ZigBee-USB模块在接收节点ZigBee模块传输数据的同时，将数据高速地传向主机，数据包的传输过程是在CC2430的中断服务程序中完成的。单片机CC2430作为外部主控制器，首先通过锁存器选通EP2端点，接收上位机的命令。一旦FP2端点的整个FIFO大于等于1时，FP2的可编程标志FLAGC激活，触发单片机CC2430中断，表示主机有命令数据包传送到，只要EP2端点非空，MCU就读取EP2端点的数据直到端点空为止(FLAGB为EP2空标志，低电平有效)，获得上位机发送的命令数据包并解析，如果包含启动数据上传命令，则根据命令数据包的采样时间间隔来设置计数器和定时器并启动，选通EP6端点并将数据写入EP6;如果为停止上传命令，则停止定时器。系统的采样时间间隔可由上位机程序进行设置［18］。单片机CC2430的中断服务程序流程图如图6所示。

图6 单片机CC2430中断服务程序流程图

2.4 上位机程序

主机应用程序通过使用设备驱动程序来控制脉搏检测设备并与其通信，向脉搏监测设备发送命令数据包，接收检测的脉搏数据并显示出来。应用程序使用Win32编写，当与外围检测设备通信时，首先调用Win32函数CreateFile()来取得访问设备驱动程序的句柄。然后调用函数DeviceIoControl()来提交I/O控制码，设置I/O缓冲区。最后调用函数CloseHandle()来关闭设备［19］。

应用程序中有两个线程，即主线程和传输线程。主线程负责脉搏数据的显示和存盘，向外围检测设备发送命令数据包来启动或停止传输线程;传输线程负责从检测设备读取数据，并通过消息传送机制与主线程通信。当执行启动传输命令时，主线程先向外围检测设备下传启动命令数据包，然后启动传输线程准备接收数据;当执行停止命令时，发送停止命令数据包来结束数据的上传［20］。传输线程的流程如图7所示。

图7 传输线程流程图

3 实验结果

选通五点式PVDF压电脉搏传感器的中心测试点，经过信号处理电路调理的脉搏波形如图8所示，单击显示按钮可以在界面上显示上传的脉搏波形如图9所示。实际获得的脉搏波形基本上与理论波形相符合。

图8 信号处理电路输出的单通道脉搏波形

图9 界面显示的单通道脉搏波形

图10 脉搏波时域波形

使用五点式PVDF压电脉搏传感器，通过检测获得五通道的脉搏波时域波形(如图10所示，只列出两个通道的波形)和脉搏波四棱锥形空间分析图(如图11所示)。五个结点的信号变化用五个点的上下波动来表示，将这五个敏感点连接起来可以画出四棱锥形空间分析图。这个图可以作为分析空间立体脉搏图形的依据。X、Y表示各结点的平面相对位置坐标，a、b两点分别为其中两通道某时刻的脉搏波波峰点。

图11 脉搏波空间分析图

4 结束语

本文重点介绍了五点式PVDF压电脉搏传感器和无线USB接口的设计过程。所制作的五点式传感器能够获取更丰富更形象的三维脉搏信号。设置FX2工作在Slave FIFO模式下，就比如外部主控制与上位机之间搭建了一个数据管道，数据传输速度有了大幅度提高。使用ZigBee无线技术，方便了被检测对象，使其活动不至于受太大束缚，同时也可以检测不同活动强度状态下的脉搏信号。随着人们对医疗卫生条件需求的提高，不久的未来基于无线USB的多点脉搏信号检测将会得到广阔的发展空间和广泛的应用。

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