基于无线传感器网络的脉搏波形采集和辅助诊断系统

曹奕涛 淳莉 邹富强

摘 要：在分析了现有脉搏信号测量技术及其处理方法的基础上，设计了一种新型的脉搏波形采集与辅助诊断系统。该系统采用PVDF压电膜脉搏传感器检测人体脉搏信号，并以基于无线传感器网络的ZigBee射频芯片CC2430作为脉搏信号采集与无线传输模块，以脉搏波波形特征量K值作为反应脉搏波与生理因素相关信息的算法，然后以BlackFin533处理器为核心，通过其SPI接口与无线传输模块进行数据通信并完成相关算法。从而实现了脉搏信号的采集与无线传输，脉搏波形的实时显示和辅助诊断等功能。

关键词：无线传感器网络；ZigBee；脉搏传感器；K值；BlackFin533

中图分类号：TP393 文献标识码：A 文章编号：2095-1302（2016）05-00-04

0 引 言

进入21世纪以来，人们越来越需要随时随地方便地了解自身的健康状况，而脉搏是反映人体循环系统功能的重要生理参数，尤其与心血管疾病密切相关，对脉搏波进行准确测量，便于对人体生理健康状况的变化趋势做到早了解、早诊断，从而进行早防御、早治疗，因此建立一套使用方便、操作简单的脉搏监测系统十分必要。

本文研究基于ZigBee的无线传感器网络技术的脉搏波形监测与辅助诊断系统， 其具有普通温度计那样简单的操作，像手表那样携带方便，友好的用户显示界面等特点。主要针对患有心脏或循环系统疾病并处于危险状态的病人或患有慢性病的病人以及老年人，甚至需要经常在不去医院的情况下检测这些健康指标的群体。本系统可通过按键采集实时数据并显示健康信息，以便使用者了解脉搏状况及自己的生理健康状态，不仅可以实现个人的实时监测，还可以实现诸如医院、养老院中多人的同时检测。在人们越来越关心自己健康状况的社会中具有广阔的实际应用价值和市场前景。

1 概述

1.1 系统方案

本系统主要分为脉搏信号测试节点、BlackFin处理器辅助诊断以及无线传感器组网测试三个部分。在发送端，利用灵敏度高、抗干扰性强的PVDF压电膜传感器检测人体脉搏信号，并设计巴特沃兹二阶低通滤波器对传感器的输出信号进行滤波。再将滤波后的信号送入具有ZigBee射频功能的CC2430片上SoC系统，最后通过射频传输脉搏波形信号至接收端。

在接收端接收脉搏波形信号，通过以脉搏波波图面积变化为基础的脉搏波波形特征量K值提取脉搏波的波形特征与生理因素的关系。利用BF处理器进行辅助诊断系统的界面设计以及功能实现。根据ZigBee技术特点可灵活地组建无线传感器网络，其中，一个处理终端能同时处理最多达255个客户健康状态信息。图1展示了整个系统的总体结构框图。

图1 总体设计方案

1.2 功能与指标

可以通过SSK-BF533端进行用户切换，本系统可供多达255个用户同时使用，且为无损探测脉搏信号。每个发送端能像手表一样带在用户手上用以方便地检测人体脉搏信号，同时采集的信号必须防止失真，并利用ZigBee无线传感器网络传输至接收端。每个发送端采用纽扣电池供电，并要求功耗低，小巧方便。在接收端能进行脉搏波信号分析与处理得到用户的脉搏频率、辅助诊断结果等信息。

通信接口ZigBee的传输距离为100 m，采用2.4 GHz全球免费频段，最大传输速度可达250 Kb/s。

2 系统实现原理

2.1 脉搏信号的波形特征

脉诊所得脉象的各种信息可用仪器放在切脉部位的皮肤上，以不同的压力取法画出脉象曲线，这种脉象曲线称为脉象图（或简称脉图）。脉图是实现脉诊客观化的一项重要指标。脉图曲线由数个波构成，各波的变化都代表其一定的生理和病理意义。典型脉图如图2所示。

图2 脉图特征点示意图

当心脏收缩后，血液快速射入动脉，使动脉容积扩大，压力增高，形成脉图曲线的上升支（AB段）。上升速度与波幅的高低受心脏搏出量、射血速度、动脉阻力与弹性的影响。心脏输出血量少，动脉阻力大则升支上升速度慢、波幅小。反之则上升速度快，波幅大。心脏收缩后期，心脏排出血量明显减少，动脉压力下降，动脉弹性回缩，脉象曲线下降，形成降支（BG段）中的速降段。当心脏开始舒张，主动脉瓣关闭，动脉中的血液向心室方向回流，脉象曲线急剧下降，于降支中出现切迹，形成降中峡（E点），由于动脉中回流的血液受到关闭的主动脉瓣的阻挡，血液被反折回来，于切迹之后又出现了1个上升的小波，即重搏波（F点）。因动脉的弹性回缩，血液继续向外周流去而形成降支的缓降段。降支的形状受外周血管状态的影响较大，若外周血管扩张，阻力降低，则降支速度较快，切迹位置较低。切迹后的下降坡度较低，反之则下降速度慢，切迹位置高，切迹后的下降坡度较陡。升支和降支构成主波，B点为主波波峰。其中，点A、G是主动脉脉瓣开放点，也称为始射点。C是脉搏信号潮波前谷，D是脉搏信号的潮波 （重搏前波）。

2.2 脉搏波波形特征量K值的提取

由脉搏波的产生与传播机理可知，随着血管阻力和动脉弹性等生理变化，脉搏波波形特征变化会反映在脉搏波波形面积的变化上，为了能用一个简洁的特征量来描述上述变化，北京工业大学罗志昌教授提出了以脉图面积变化为基础的脉搏波波形特征量K值，其定义见式（1）：

（1）

式中：为平均脉动电压，它等于一个心动周期T中，脉搏压力P（t）的平均值；Ps、Pd分别为收缩压和舒张压，如图3 所示。K值的大小仅决定于脉搏波的脉图面积，它和收缩压Ps与舒张压Pd的绝对值无关， 是一个无量纲值，它相当于脉搏波压力脉动分量的平均值（Pm-Pd）在脉动分量最大值（Ps-Pd）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。罗志昌等人从20世纪80年代中期开始， 通过动物实验、临床实测和数学模型计算的研究表明，随年龄增加或高血压血管硬化的发展， 血管阻力增加，脉搏波形由陡直形逐渐发展为馒头形，弦脉程度增加，特征量K值也相应变化增加，其值一般在0. 35 ～0. 5之间变化。同时，罗志昌等人得出了K值和脉搏波波形特征的关系以及所代表的生理病理意义。根据其临床研究表明，K值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、血管壁弹性和血液黏度等的变化。而且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，变化很有规律，临床医生易于接受，可作为心血管临床检查的重要生理指标，有重要的医学应用价值。

图3 脉搏波波形特征量K值的提取

3 硬件设计实现

硬件系统的设计包括便携式脉搏传感器节点的设计、ZigBee无线射频模块的设计和基于DSP的信息处理终端的设计。其中便携式脉搏传感器节点的设计是硬件系统设计的重点，其设计既要满足系统测试的要求，同时要满足便携性、低功耗、低成本和方便测试的要求，便携式脉搏传感器的系统原理框图如图4所示，主协调器射频模块通过SPI接口以即插键的形式与DM-KIT-CBBF533核心板进行连接。

图4 便携式脉搏传感器节点原理框图

3.1 脉搏传感器

我们选择了合肥华科电子技术研究所研制开发的基于聚偏氟乙烯压电膜的HK-2000B型集成化脉搏传感器。它是一种软接触式的无创伤脉搏传感器，采用高度集成化工艺将力敏元件、灵敏度温度补偿元件、感温元件、信号调理电路集成在传感器内。主要应用于无创心血管测试，中医脉象诊断。它具有很高的强度与很宽的频响（ 0.1 ～10 MHz） ，材料薄（几μm～几百μm）且柔软，并且有很好的时间和温度稳定性。

当对脉搏信号进行测量时，需要将脉搏传感器传感面（白色）贴在脉搏最强处用绑带固定。把脉搏传感器用绑带固定在被测人的手腕外侧，随着每舒张收缩1次，动脉系统发生压力和血流量的改变，即产生1个脉搏波。在这个过程中脉搏传感器可以很好地采集到人体脉搏信号的搏动过程并转化为同步的电压信号输出。从而使人体脉搏信号与脉搏传感器输出信号保持同步。

3.2 滤波电路

由于脉搏传感器的输出有负电压，CC2430模块A/D口可以采集负电压，但是我们的电源系统采用3.6 V的纽扣电池供电，而在滤波电路中的运算放大器需要-3.6 V电压供电，所以电路中使用了ME7660以得到-3.6 V电压源。通过离散傅里叶变换得到人体脉搏信号的最高频率大约为80 Hz，由于信号频率很低，其极易引入来自肌体抖动、精神紧张带来的假象信号等。处理这些干扰的方法有硬件滤波、单片机软件滤波。如图5所示，关于硬件滤波，我们设计了一个在-3 dB处截止频率大约为100 Hz的二阶巴特沃兹低通滤波器，其中运算放大器采用OP07CP，以滤除系统的干扰，并将信号传输到A/D转换器为下一步的模数转换做准备。

3.3 CC2430与A/D转换

我们采用CC2430的ZigBee无线模块，其具有与IEEE 80.2.15.4/ZigBee完全兼容的硬件层、物理层，因此它可通过符合现有规范的物理层（PHY）和媒体访问控制层（MAC）实现无线通信，具有超低功耗、高灵敏度、出众的抗噪声及抗干扰能力，同时其采用DSSS频谱传输，自动调频，防冲突，防碰撞，提高了传输可靠性。另外，CC2430还包括许多强大的外设，如DMA、定时/计数器、看门狗定时器、AES-128协处理器、8～14位ADC、上电复位电路等。同时功耗很低，在待机状态下工作电流仅为0.2 μA，在接收机传输模式下的电流损耗分别为27 mA和25 mA。

测试端CC2430模块尺寸为34 mm×18 mm，共引出24条外接线，包括21个可编程I/O和8～14位ADC等。经过滤波器之后的电压输出到模块的P0_7管脚，同时从P1_0管脚引出一个I/O端口连接发光二极管用以指示无线网络的连接状态。

3.4 测试端系统集成

由于测试端装置将戴在用户手腕上，所以不宜过大过重，本文设计的脉搏采集装置像手表那样可以非常方便地使用。其尺寸为58 mm×35 mm×15 mm，同时选择尺寸为20 mm×3.2 mm的锂纽扣电池为测试端系统提供所需电能。将传感器放置于表形装置底部并露出接触面，将CC2430模块安插于滤波器电路之上，由于空间有限，我们将纽扣电池放置于CC2430模块与底层印制板之间，利用他们的夹缝自然固定，整个测试端系统集成过程如图6所示。

图6 脉搏传感器探测装置俯视图、后视图和配戴图

3.5 DSP与CC2430接收端的连接

本文使用开发板上提供的SPI接口实现DSP与CC2430接收端模块的数据通信。CC2430模块通过SPI将来自发送端的数据传输至DSP中进行下一步处理。硬件实物接口如图7所示。

图7 硬件实物图

4 软件设计实现

整个辅助诊断系统软件由带有无线射频模块的信息处理终端和脉搏传感器测试节点两部分组成，脉搏传感器测试节点将被测对象的脉搏信号经过一些预处理后，通过无线传输的方式，传输到信息处理终端，信息处理终端中的无线射频模块将接受到的信息通过SPI协议传给基于DSP的信息处理终端。信息处理终端通过按键和LCD提供良好的人机交互界面，整体结构图如图8所示。

图8 系统软件整体结构框图

4.1 特征量K值提取算法

要得到特征量K值，首先应根据图2提取脉搏信号的主波、潮波、周期；再根据公式（1）计算特征量K值。脉搏信号的主波、潮波、周期实现步骤如下：

（1） 记脉搏信号为x（t） ，找到x（t）的最大值m；

（2） 用最大值m减去某值a，记b=m-a为门限，进行脉搏信号的门限处理，将x（t） 中高于b的值置为1，否则置为0，结果记为y（t） ；

（3） 对y（t）求差分，结果为1的点对应脉搏信号的升支，结果为-1的点对应脉搏信号的降支，在每相邻的两个升值之间找到最大值max和最小值min，max即为脉搏信号主波波峰位置，min即为脉搏信号始射点位置；

（4） 在最大值max和最小值min之间寻找最大值，靠近主波的点为潮波波峰所在点。

4.2 脉搏传感器软件流程

软件系统用于完成1次测试流程的脉搏传感器测试节点软件流程图和CC2430模块接收端的软件流程如图9所示。

4.3 DSP处理器软件流程

DSP负责用户图形界面的显示和人机交互的设计，其信息处理流程如图10所示，本系统设计了脉搏波形显示、联网进入系统的用户数目、当前使用的用户、脉搏数、K值结果以及辅助诊断结果的用户图形显示界面；通过1～6这6个键盘按键的人机交互界面分别是用户切换、开始、暂停、K值计算、脉搏数计算、辅助诊断。

图10 DSP信息处理终端的软件流程图

5 系统测试

使一个用户连接进入ZigBee无线网络，同时使用人机交互功能的键盘按键实现各种操作和结果显示，其测试结果如图11所示。

图11 测试结果

其中用户数目2表示系统中有2个用户在检测，用户1表示正在测试的用户是1号用户，脉搏数为73，K值为0.32，同时被测试人为健康年轻人，系统的辅助诊断结果符合实际。同时用户还可以根据自己的脉搏波形对比表2得出自己的脉象以及主病等信息。比如，此次测得的脉搏图像与表2中的平脉十分相符，对比主病可以知道自己的脉搏正常，也与实际相符。

当一个用户测试完成后，可按下用户切换按键以切换到另一个用户对其进行脉搏测试。

6 结 语

本文实现通过脉搏传感器采集人体脉搏波形信息的目的，经2.4 GHz ZigBee无线网络传输至接收端，最后通过BF533 EZ-KIT板实现人机交互和用户图形界面显示，得到用户的健康状态并最终给出辅助诊断的结论。本系统不仅能对单个用户进行测试，而且还可以使用在诸如医院、养老院等人多的场合以供多人同时使用。此时可以在上位机等进行进一步的分析和操作。

通过实际测试，本系统测试结论理想并符合实际情况，在人们越来越关心自身健康状况的今天，依靠测量自己的脉搏波形和辅助诊断得出自己的健康状况，将有巨大的实用价值和商业前景。

参考文献

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