人體脈搏波兩種測量方法的實驗研究

蔡軍偉，顏幸堯

（中國計量學院 計量測試工程學院，浙江 杭州 310018）

目前各類可穿戴設備如雨后春筍般涌現，其中不少可穿戴設備具有脈搏或者心電測量功能［1－2］，典型的測量原理是用紅外光電式傳感器的容積法［3］，利用測量血液在特定段血管中的容積變化來獲得搏動速率.該方法實現簡單，使用可靠，在只需測量心率的情況下，可滿足絕大部分要求；但是，當對測量的要求提高時，比如需要對使用者的脈搏波波形進行測量的情況下，該方法是否合適？目前沒有資料見諸報道.

脈搏波的形狀可以間接反映人體的健康狀況，傳統的中醫搭脈，醫生所感覺到的是患者手腕上橈動脈壓力的變化情況.因此，直接測量相應部位血管上的壓力變化情況，就能獲得該部位上醫生搭脈時手指上的感覺，也即脈象［4］.

目前測量脈搏波的常用方法有壓電式傳感器直接測量法和紅外傳感器容積測量法.壓電傳感器測量得到的信號實質上是該段血管上的壓力信號，而紅外容積法測量得到的信號，是流經該段血管的血液容積信號，因此這兩種方法測量原理不同，測量對象也不同.從原理上來說，壓電式測量法測到的是力的變化情況，因此與中醫搭脈時手指上所感覺到的波形更加一致.但是，由于壓電傳感器本身材料所無法克服的缺點，將其做成可穿戴設備上的微型傳感器并不合適.因此，如果紅外傳感器所測數據和壓電傳感器一致的話，則可以用紅外傳感器替代壓電式傳感器來進行脈搏的測量，從而方便地獲取和中醫把脈感覺一致的數據.因此，有必要開展實驗研究，來對這兩種測量方法的差異進行比較.

1 實驗平臺

將傳感器放置在人體手腕處進行實驗時發現，由于人體自身的抖動以及心情的波動等因素，使得測量得到波形的一致性很差，難以對其進行有效分析研究，故需要搭建一個模擬人體手腕部橈動脈血液流動的實驗平臺，在一個統一的實驗條件下，對這兩種不同檢測原理的傳感器所獲取的信號進行對比分析.

1.1 試驗平臺整體結構

實驗平臺結構圖如圖1，先后使用了壓電和紅外傳感器進行實驗.

右上方水桶為整個系統提供水源，電磁閥控制調節電路為電磁閥提供與人的心跳頻率相接近的方波信號來控制電磁閥的通斷，從而模擬人的心跳.硅膠手腕是用人體硅膠材料制作的手腕狀的實驗段，將硅膠水管嵌入其中，用來模擬手腕部的橈動脈.傳感器固定在此處對模擬脈搏波信號進行測量.

圖1 實驗平臺結構圖Figure 1 Experimental platform structure diagram

1.2 水源水桶

水源水桶里加入紅色墨水來模擬血液的顏色.水桶的主要目的是為整個系統提供水源，產生一定的模擬血壓.2011年8月《中國高血壓防治指南》提出正常血壓的范圍為，收縮壓＜120mmHg，舒張壓＜80mmHg［5］，相當于1632mm水柱和1088mm水柱.在實驗中將水桶放置于1.2m的高度進行試驗，相當于88.2mmHg，以達到模擬人體正常血壓的目的.見圖2.

圖2 水源水桶實物圖Figure 2 Water bucket

1.3 電磁閥控制模塊

電磁閥控制模塊如圖3，由三部分構成，12V電源供電的電磁閥，以及開關電源和主控板.主控板通過控制電磁閥的開關頻率從而模擬人的心臟的打開與關閉過程.

圖3 電磁閥控制電路實物圖Figure 3 Solenoid valve controller

電磁閥控制電路如圖4，主控制器選擇的是意法半導體公司（STMicroelectronics）的32位微控制器STM32F030F4P6［6］.在主控制器與繼電器之間通過光耦TLP－521進行隔離，使用NPN型三極管S9013為繼電器提供驅動電流，電磁閥從CON3接口接入.主控制器的I／O口產生一定頻率的方波，通過控制繼電器的閉合，進而控制電磁閥的開關.

圖4 電磁閥控制電路原理圖Figure 4 Solenoid valve control circuit

1.4 硅膠手腕

如圖5，是用人體硅膠材料做的一段假手腕，工作過程中，直接將硅膠管嵌入到液體硅膠中2～3mm深處，嵌入深度與人體手腕部分橈動脈的深度接近.圖中用黑色膠帶固定的是實驗中所用到的傳感器.

為了模擬人體的血管，所以要選擇比較柔軟的硅膠管.手腕部位典型橈動脈的橫截面尺寸一般是內徑2～3mm，外徑5mm左右.在實驗初期，采用三種粗細分別為3mm×4mm（內徑×外徑），4mm×6mm，5mm×7mm的管子進行實驗，發現4mm×6mm的管子測量出的波形是最接近人體波形的，所以最終選擇了4mm×6mm的管子進行實驗.

圖5 硅膠手腕Figure 5 Silicone wrist

圖6 硅膠管Figure 6 Silicone tube

圖7 紅外對管傳感器Figure 7 Infrared sensor

2 信號采集處理電路

由于在實驗中采用了兩種不同類型的傳感器進行測量，所以針對每一類型的傳感器設計了獨立的測量電路.

2.1 紅外傳感器測量電路

在本實驗中，選擇了型號為TCR5000的紅外對管傳感器，如圖7，該傳感器由發射管和接收管共同組成，內部原理圖如圖8.

圖8 紅外對管傳感器原理圖Figure 8 Infrared sensor structure diagram

在設計紅外信號采集電路之前，首先采用Protel 99se電路設計軟件對濾波放大電路進行了仿真設計［7］.仿真原理圖如圖9，V3為有用的輸入信號，頻率1Hz，峰峰值為10mV，V4為頻率1kHz，峰峰值為1mV的干擾波形，V5為頻率50Hz，峰峰值1mV的工頻干擾.輸入信號經過一個22μF的電容進行耦合，之后進入一階有源低通濾波電路［8－9］，從A2輸出，進入由OP07構成的差分運算放大電路［10］，進行100倍的放大，最終的波形從Aout輸出.

圖9 紅外信號處理電路仿真原理圖Figure 9 Infrared signal processing circuit

圖10為仿真結果，從波形圖可以看到，輸入信號能夠被很好的濾波放大，在仿真的基礎上，如圖11焊接實際的電路，進行實驗測量.

圖10 紅外信號處理電路仿真結果圖Figure 10 Simulation result of infrared signal processing circuit

圖11 紅外信號處理實驗電路Figure 11 Infrared signal processing circuit

濾波前后的波形對比圖如圖12和圖13，從圖上可以明顯看出，電路的濾波效果與仿真結果基本上是一致的，雜波被很好的濾除了.

圖12 濾波前紅外傳感器采集到的脈搏信號Figure 12 Pulse signal collected by the infrared sensor

圖13 濾波后的信號Figure 13 Filtered signal

2.2 壓電式脈搏傳感器測量電路

壓電式脈搏傳感器采用的是SC0073，是一種動態的壓電式壓力傳感器.動態壓力信號通過傳感器內部的壓電元件轉換成電荷量，再經過放大轉換成電壓輸出.由于傳感器內部已經做了濾波和放大，所以外部只需再接一級放大電路就可以讀到很好的脈搏波數據.電路原理圖如圖14.此處選擇單電源的運算放大器OPA4350，對壓電傳感器的輸出信號進行差分放大［11］.電路原理圖如圖14，電路實物圖如圖15.

圖14 壓電式脈搏傳感器測量電路Figure 14 Piezoelectric pulse sensor measuring circuit

3 實驗

3.1 實驗方法

由于硅膠手腕部分長度太短，而且在實驗中發現，在硅膠管上直接測量的結果與在硅膠手腕上的測量結果基本上是一致的，所以選擇直接在硅膠管上進行測量實驗.

圖15 壓電式脈搏傳感器測量電路實物圖Figure 15 Piezoelectric pulse sensor measuring circuit

如圖16，將兩個相同的壓電傳感器或紅外傳感器，綁定在模擬人體血管的硅膠管上，對不同間距時傳感器測量到的波形相位差在示波器上進行讀取、數據記錄和分析，如圖17.

圖16 測量方法示意圖Figure 16 Measurement method diagram

圖17 兩個傳感器波形之間的相位差Figure 17 Phase difference between the two sensor waveforms

3.2 數據記錄

3.2.1 紅外傳感器測量數據記錄

測得的數據如表1，相位差和速度如圖18、19.

表1 紅外傳感器測量數據Table 1 Infrared sensor measurement data

圖18 紅外傳感器波形相位差曲線圖Figure 18 Phase difference curve of infrared sensor

圖19 紅外傳感器測量得到的速度曲線圖Figure 19 Velocity curve diagram obtained by infrared sensor

3.2.2 壓電式脈搏傳感器測量數據記錄

測得的數據及其電位差和速度曲線，見表2和圖20、21.

表2 壓電式脈搏傳感器測量數據Table 2 Piezoelectric pulse sensor measurement data

圖20 壓電式傳感器波形相位差曲線圖Figure 20 Phase difference curve of piezoelectric sensor

圖21 壓電式傳感器測量得到的速度曲線圖Figure 21 Velocity curve diagram obtained by piezoelectric sensor

3.3 數據分析

如圖22，從兩種傳感器測量結果的相位差比較圖來看，無論是紅外或者壓電傳感器，都是隨著兩只傳感器之間距離的增大，相位差隨之增大，液體流動的時間變長，但兩者都趨向于線性，表明液體流動速度是基本不變的.

圖22 相位差比較Figure 22 Phase difference comparison

如圖23，從兩種傳感器的速度比較圖來看，剛開始兩種傳感器的趨勢差別比較大，這主要是因為實驗的客觀條件誤差以及兩者信號處理電路的差異造成的，但隨著傳感器之間距離的增大，兩者所測量的液體流動速度趨向一致.

圖23 速度比較Figure 23 Speed comparison

從以上結果可以看出，兩種傳感器測量得到的速度在25m／s之內，而波在水中的傳播速度大于1000m／s，所以可以得出紅外傳感器所測量到的波并不是心臟搏動沿著血液的傳播.波在固體中傳播的速度更大，在1km／s以上，故也可以排除沿管壁傳播的波的可能性，所以本實驗中測量的波是液體的流動而產生的波形.

4 結 語

本實驗通過搭建實驗平臺，設計信號處理電路，對兩種傳感器對脈搏波的測量進行了實驗研究比較.從實驗結果來看，兩種傳感器采集到的均為血液在血管中間歇性流動而產生的波形，雖然會因為客觀實驗條件的誤差以及信號處理電路的差異造成兩種傳感器測量結果的偏差，但整體上趨勢是一致的，表明可以通過紅外傳感器來代替壓電式傳感器實現脈搏波的測量.

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