脉搏心率测量仪外文翻译

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1、译文：脉搏传感器及电路设计脉诊具有 2600 多年临床实践 ,是我国传统中医四诊中的精髓。脉搏信息在中医、西医 中都有着十分重要意义。在传统中医脉诊中 ,切脉技巧复杂难以掌握和运用 ,医生主观因素 影响也较大 , 随着科学技术的发展 , PVdF （聚偏二氟乙烯）压电薄膜的研制确定了不同 的脉象仪用于脉诊的客观化，本设计的脉象仪传感器的敏感部分是人手指。本文将从模拟中医脉诊的角度 ,研制了 PVdF 压电位体积能获得大的输出功率。因为换 能器单位体薄膜传感器 ,并应用于脉象仪研究。积最大输出功率正比于机电耦合系数和能承受 的定量化已成为中医诊断的必然趋势。几十年来 ,国家选择 PVdF 压电薄

2、膜 ,因为它有如下 几个的优点：首先，膜轻且柔韧 ,易于制备 ,与人体组织的阻抗耦合性好 ,能紧贴皮肤 ,使得脉搏 信号通过薄膜而不失真。另外由于薄膜类似于人类皮肤 ,可以制作仿生触觉传感器。压电常数 大 （ d33 = 20 pC/ N） ,变力易于研究 ,但从研制情况看 ,大部分传感器不能模拟 中敏度。比石英晶体高 10 倍 ,压电电压输出常数切脉时所取三部 ,按、浮、寸三种诊法， g = 174 是所有压电体中最高的。检测脉搏信号 ,主要靠压力定标 ,适用性不够好。其次，机械品质因素低 ,阻尼小 ,密度低 ,具有宽带特性 ,能满足脉搏信号的频率特 性。在非常高的交变电场中不至于去极化。由

3、于 PVdF 膜的柔性及其厚度方向伸缩振动的谐振频率很高 ,使得在很宽范围内有平坦 的频率。基于 PVdF 膜的以上优点 ,根据中医切脉模式 ,我们研制出了三点式的传感器 , 三个换能器分别由 PVdF 薄膜作成正方形片状 ,面积相当于切脉时指腹的受力面积，在压电 薄膜电荷生成的两极分别蒸镀铝电极并引出导线 ,用柔性有机塑料薄膜封装并做成圆形基片， 装在一根表带上。考虑到患者体征、老幼等因素 ,三个换能器独立地对应于按、浮、寸三个部 位 ,且能在表带上纵横调节。测量时表带束在腕部，医生手指对应的放大三个换能器即可。医 生可以透过薄片感觉到脉搏的波动。根据浮、中、沉模式把脉过程中可以人为地控制力

4、度，做 到因人而异克服以往缸体换能器压力定标所取浮不足。当周期性脉搏压力作用在换能器上时， 将机械能转换为电能。脉象频谱分析表明脉象能谱中 99 %的能量集中在 10 Hz 以下 ,最 高频率不超过40 Hz。调实现与微机的通信oPVdF压电薄膜换能器是本设计中的敏感部件， 也是设计的关键环节之一 ,作用是能模拟其中人的压觉 ,将微弱低频的脉搏压力信号转换成 电信号。设置前置电荷放大器作用有二 :一是与换能器阻抗匹配 ，把高阻抗输入变为低阻抗 输出；二是将微弱电荷转换成电压信号并放大。为了提高测量的精度和灵敏度 ，前置放大电路 采用了线性修正的电荷放大电路 ，以获得较低的下限频率 ，消除电缆的

5、分布馈电容。电容对灵敏度的影响 ，使设计的传感器体积小型化。第一个低通滤波电路由 R1 和 C1 组成，截止频率约为1000Hz ，以使脉搏信号的高次谐波能通过，让脉搏信号反映的病理性特 征信息得到完整的保留。同时该上限截止频率和时间常数电路（由 C2 和 R2 组成）还会决定性 地影响脉搏波形的失真度。如果电路的时间常数选得过小 ，会造成信号的低频分量严重衰减和 移相。实验表明 ，当时间足以保证脉搏波的低频分量不会失真。电压放大器主要是对电荷放大 器输出的电压信号放大。并提供不同的增益。根据我们的经验 ，设置上限截止频率为 100Hz 比较理想。工频陷波器环节是为了滤除市电 50HZ 干扰。

6、电容应选钽电容作补偿电容，对市电噪声采取了硬件工频陷波和软件滤波并用的措施 ， 实验证明 ，利用数字滤波技术 ，对工频干扰信号的抑制效果较好，对电磁信号抑制主要采取 了两种方法 ,一是对信号线进行屏蔽 ,二是设计四阶巴特沃斯低通滤波器 ,截止频率 为100 Hz。对于人体的抖动噪声主要是通过软件滤波加以滤除，主要是采用了防脉冲干扰 平均值滤波法。该算法在凌阳单片机内实现 ,其基本思想是把测量得到的 256 个数据看成一 队列 ，每进行一次新的测量 ，就把测量结果放入队尾 ，而剔除原来队首的一次数据 ，这样 在队列中始终有256 个“最新”数据 ，对 256个数据逐个比较大小 ， 去掉其中的最大

7、值 和最小值 ，然后计算 254 个数据的平均值。这种滤波方法对周期性干扰有良好的抑制作用 ， 还能对滤除脉诊过程中人体偶尔的抖动产生的干扰。实验中发现 ，尽管人的体温基本保持恒 定 ，但手腕部位皮肤表面的温度受外界温度变化的影响仍很大 ，而且手腕部位皮肤与传感器 表面的温差也会给测量带来很大影响 ，需要消除温度效应利用人体脉搏 （1 Hz 左右）热电 噪声信号。由于人体的脉搏信号具有频率低、幅度小干扰大，不稳定度低，随机性强等特点，使得 对脉搏信号的采集放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是抗干扰变为十分重要，需要设 计低通滤波器进行滤波。选择放大器时需要从增益、频率响应，输入阻抗，共模抑

8、制比，噪声 漂移等几个方面加以综合考虑。 （1）抗干扰首先，工频50HZ干扰及其各次谐波使用频率为50HZ的市电的电子仪器设备会对检测系统会产生较大的干扰，其幅值大约是脉 搏信号峰峰值的 50%，是主要的干扰源；其次，肌电干扰 肌肉的收缩会产生微伏级的电势，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的10，维持时间大约是 50ms,频带范围可以在0HZ10000HZ；再次，由于呼吸引起的基线漂移和ECG幅度变化呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率加入ECG信号的窦性成分（正弦曲线）， 这个正弦成分的幅度和频率是变化的。呼吸所引起的ECG信号的幅度的变化可以达到15%。基 线漂移的频率是从0.150.3

9、HZ。 （2）低噪声、低漂移在脉搏信号放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。脉搏信号放大器 运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这些都属于白噪声，其幅值 为正态分布。为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声性能有严格要求。另外，温 度变化会造成零点漂移，漂移现象限制了放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大。 而脉搏信号具有很低的频率成分，为了能正常测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。所以 放大器应选用低漂移，高输入阻抗并且具有高共模抑制比的集成运放电路。其它传感器的比较 首先，压电式传感器目前常用的是一次性心电电极，它是用印刷方法制得的Ag

10、/ Agcl传感器。这种传感器采用 接扣与敏感区分离的方法，能明显的减少由于人体运动产生的干扰。电极的好坏对采集到的心电 信号质量起着至关重要的作用，采用的电极应有贴力强，能紧附在人体表面，柔软、吸汗、极化电 压低、导电性良好等特点。当选用电极传感器时，需要3个电极分别置于左右手和左腿，构成标 准导联。临床上为了统一和便于比较所获得的脉搏信号，在检测脉搏信号时，对电极的位置，引线 与放大器的连接方式都有严格的统一规定。目前市场上有一种采用新型高分子压电材料聚偏氟 乙烯研制的压电传感器，其灵敏度高，频带范围好，结构简单，便于使用。当手指前端受到轻微的 压力时，可以感觉到手指前端在血压的作用下有一

11、张一弛的感觉，将这个信号用传感器提取出 来，转变为电信号，通过指脉的波形检测，就可以获得人体的脉搏信号。其次，光电式传感器 血液是高度不透明的液体，光照在一般组织中的穿透性要比血液中大几十倍，据此特点， 采用光电效应手指脉搏传感器来拾取脉搏信号。反向偏压的光敏二极管，它的反向电流具有随 光照强度增加而增加的光电效应特性，在一定光强范围内，光敏二极管的反向电流与光强呈线 性关系。指端血管的容积和透光度随心搏改变时，将使光电三极管极管收到不同的光强，并由 此产生的光电流均随之作相应变化。常用检测脉搏的光电传感器分为红外对管和红外放射管。采用红外对管，将对管夹于手指端部，通过手指的血液浓度会随着心脏

12、的跳动发生变化， 红外对管对应的信号便会发生相应的变化，采集此信号经过放大，滤波，比较等处理便可以得 到理想的信号。采用反射式的红外管。现在市场上的心率计普遍采用这种传感器来采集信号，因为此红外 管接收和发射都在手指的同一侧，因此便不用考虑每个人手指情况不同所造成的麻烦。接收的 是血液漫反射回来的光，此信号可以精确地测得血管内容积变化。再次，集成传感器当前,市面上有很多类型的集成心电传感器,其灵敏度高,集成度高,直接就可以反映出心率 的变化,且已包含了滤波等抗干扰电路,波形经过放大可以直接处理使用。缺点是价格非常昂贵， 一般均在五百元以上，就本次设计来说，考虑到经费以及锻炼自己的目的，不选择使

13、用该型传 感器。光电式优点是灵敏度高，易于操作,响应速度快，结构简单。但缺点是1、外部光源的变化 对测量结果的影响较大；2、需要购买专门的医用光电传感器，价格较贵且不易购买；3、对这 样的器件接触很少，对其进行调试时可能会出现较大困难。压电式优点是结构简单，实时性好，工作频带宽，应用电路简单，且价格低廉。但缺点是 直接与人体相接触，容易因为人体肌肉的颤动等而产生干扰，并且容易受到外界其他信号的干 扰。集成式优点是集成度高,包含了滤波,放大电路, 可以直接输出信号,便于操作,有效的减少 了各种干扰。但缺点降低了本任务的难度,如果采用该传感器，只需将其直接接上单片机即可实 现功能，且价格非常昂贵。

14、考虑到种种情况，结合本系统的设计要求以及经费的考虑，最终选 择压电薄膜脉搏传感器。该传感器价格较低，而且输出电压变化较为明显，可以实现我们的实 验目的。压电薄膜脉搏传感器包括三个部分，镀银层、压电陶瓷以及铜片。外部压力作用于铜片时， 压电陶瓷就可以感受压力而产生电信号，并最终通过镀银层将该信号输出。在使用时，压电陶 瓷片要通过导线与电路板连接,注意在焊接压电陶瓷片时,时间不能太长以免烫坏压电陶瓷片的 镀银层。由于压电陶瓷片的资料比较少，为了确定使用该传感器能够实现本次设计的目的，先要对 其进行实验，来确定它的输出电压是否符合要求。由于只需要4mv-5mv左右的电压输出，就可 以实现设计要求。由

15、试验，可以得知压电陶瓷片可以实现我们所要达到的目标。 整体电路分 析经实验可知，采用GaAs红外发光二极管作为光源时，可基本抑制由呼吸运动造成的脉搏波 曲线的漂移。脉搏波检测以光电检测技术为基础，因此受周围杂散光、暗电流等各种干扰影响 较大，为了克服这一问题本系统采用脉冲振幅光调制技术。脉冲调制传送的是调制信号的采样 值，只要采样频率奈奎斯特采样频率，则可由采样脉冲来恢复原信号，而不会导致失真。系统 对红外二极管的驱动脉冲信号的频率选定为工频整数倍 400Hz 以降低工频干扰，脉冲载波由 ADUC841内部16位数模转换器产生。为了保证红外发光二极管的光源稳定,本文采用运放op495 和 NP

16、N 型三极管作为恒流源电路向发光二极管提供稳定的工作电流。光敏二极管的特性是将光信号转换为电流，而随后的A/D转换电路是以电压为检测对象。 因此，接收电路中应采用电流电压变换电路，将电流信号转换为电压信号。运算放大器与电阻 R形成电流电压变换电路，如图4-2所示。（图中S_GND为信号地，运算放大器工作正负电源为 5V、0V,为避免信号丢失，将信号抬高至VS_GND=1V）电路输出电压。由于光电脉搏波属于缓慢变化的微弱生理信号，信噪比低，极易受到环境噪声和肢体运动 的干扰。传统的光电脉搏波信号检测电路都采用高增益放大器，以获得较高的检测灵敏度，这 种设计思路导致了检测信号动态范围缩小，在受到运动干扰时，将导致由于干扰信号而带来的 光电脉搏波信号检测的饱和失真。本系统采用过采样技术，通过对信号的高速采样来提高采样 精度，相当于用高分辨率的ADC对信号进行模数转换，达到了提高信噪比并改善动态范围的效 果。因此对经过光电转换后的信号进行模数转换而不需要任何信号调理（放大和