【正文】 應(yīng)用。數(shù)字信號處理的運用將使干擾更小，測量更為準確。隨著電子技術(shù)的發(fā)展，脈搏測量儀必然可以實現(xiàn)更多的功能。心臟跳動頻率通常用每分鐘心臟跳動的次數(shù)來表示。 近年來國內(nèi)外致力于開發(fā)無創(chuàng)非接觸式的傳感器，這類傳感器的重要特征是測量的探測部分不侵入機體，不 造成機體創(chuàng)傷，能夠自動消除儀表自身系統(tǒng)的誤差，測量精度高，通常在體外，尤其是在體表間接測量人體的生理和生化參數(shù)。 方法 一：檢測的基本原理：隨著心臟的搏動，人體組織半透明度隨之改變。這種現(xiàn)象在人體組織較薄的手指尖、耳垂等部位最為明顯。由于此信號的頻率與人體每分鐘的脈搏次數(shù)成正比，故只要把它轉(zhuǎn)換成脈沖并進行整形、計數(shù)和顯示，就能實現(xiàn)實時檢測脈搏次數(shù)的目的?，F(xiàn)在市場上的脈率計普遍采用這種傳感器來采集信號，因為此紅外管接收和發(fā)射都在手指的同一側(cè)，所以就不用考慮每個人手指情況不同所造成的麻煩了。 方 法 三：采用壓電陶 瓷片通過脈搏的跳動采集信號。當脈搏跳動時，壓電陶瓷片便會產(chǎn)生相應(yīng)的信號，雖然這是一種很陳舊的方法，但是卻很實用，測試的時候能夠明顯的觀測到信號的變化。從脈搏波中提取人體的心理病理信息作為臨床診斷和治療的依據(jù)，歷來都受到中外醫(yī)學(xué)界的重視。但人體的生物信號多屬于強噪聲背景下的低頻的弱信號 , 脈搏波信號更是低頻微弱的非電生理信號 ,因此必需經(jīng)過放大和后級濾波以滿足采集的要求。 系統(tǒng) 硬件框圖如下圖 1 所示 ： 圖 1 脈搏測量儀硬件框圖 本設(shè)計的難點在 軟件編碼 與調(diào)試這一部分， 軟件這部分用 C 語言編寫， C 語言編寫比較簡單，而且看起來脈絡(luò)清晰，明白，易懂。 編寫時各個模塊可以獨立編寫，各個模塊用一個函數(shù)表示，需要時只需調(diào)用即可，最后再將各個模塊聯(lián)系起來。重點在 硬件設(shè)計，硬件設(shè)計主要就是各個模塊的設(shè)計，其關(guān)鍵在于儀器選型和電路設(shè)計，如：顯示電路用 LED 顯示，鍵盤主要用于設(shè)定脈搏波速上下限， 不在此范圍，則就報警。 工作計劃 起止日期 （日 /月） 周 次 內(nèi) 容 進 程 備 注 脈搏傳感器 信號放大 與 整形 電路 報警電路 單片機 AT89C51 顯示電路 鍵盤輸入 1 熟悉畢業(yè)論文的題目 ， 查閱相關(guān)的資料 2 構(gòu)思設(shè)計模塊， 撰寫開題報告 3 理清思路，提出論文設(shè)計方案 4 論證方案 5 硬件設(shè)計（各模塊設(shè)計） 6 7 8 9 軟件編碼與調(diào)試 10 11 12 撰寫論文 13 14 完成初稿 15 修改定稿，送審 16 再修改并準備答辯 17 答辯 18 四、主要參考文獻（不少于 10 篇，期刊類文獻不少于 7 篇，應(yīng)有一定數(shù)量的外文文獻，至少附一篇引用的外文文獻（ 3 個頁面以 上）及其譯文） [1] 程光，趙崇侃．指動脈搏波光電傳感器的研制 [J]．南京醫(yī)學(xué)院學(xué)報， 1991 年第 11卷第 4 期， 329— 330． [2] 朱國富，廖明濤，王博亮．袖珍式脈搏波測量儀 [J]．電子技術(shù)應(yīng)用， 1998，第 1期， 1— 3． [3] 韓文波，曹維國，張精慧． 光電式脈搏波監(jiān)測系統(tǒng) [J]． 長春光學(xué)精密機械學(xué)院學(xué)報， 1999，第 22 卷第 4 期， 2． [4] 歐陽俊，謝定等．基于 BL410 的指端脈搏波采集系統(tǒng)應(yīng)用研究 [J]．實用預(yù)防醫(yī)學(xué)，2020，第 11 卷第 2 期， 2— 4． [5] 劉云麗，徐可欣等．微功耗 光電式脈搏測量儀 [J]．電子測量技術(shù)， 2020，第 2 期，2— 5． [6] 劉文，楊欣，張鎧麟．基于 AT89C2051 單片機的指脈檢測系統(tǒng)的研究 [J]．醫(yī)療裝備， 2020，第 9 期， 2— 14． [7] 程詠梅，夏雅琴，尚嵐．人體脈搏波信號檢測系統(tǒng) [J]．北京生物醫(yī)學(xué)工程， 2020，第 25 卷第 5 期， 1— 3． [8］ 李海濱 .單片機技術(shù)課程設(shè)計與項目實例 [M]. 北京： 中國電力出版社， 2020 [9] J McLaughlin, M McNeill, B Braun and P D McCormack. Piezoelectric sensor determination of arterial pulse wave velocity [M]. UK： INSTITUTE OF PHYSICS PUBLISHING， 2020, 64. [10] and ． Oversampling Methods for Data Conversion[M]． IEEE Pacific Rim conference on Communications， Computers and Signal Processing， May 1991，910 [11] John D． Ryder Electronic Fundamentals and Applications[M]． 1983， 124． 外文文獻： Piezoelectric sensor determination of arterial pulse wave velocity Arterial pulse wave velocity (APWV) is a measure of the elasticity (or stiffness) of peripheral arterial blood vessels. The pulse referred to here will be the pressure pulse as opposed to the flow pulse measured by ultrasound Doppler. The pressure pulse velocity varies over the range from about 12 m s?1 to 15 m s?1 in stiff peripheral arteries, whereas in normal arteries it has a velocity in the range of 7 to 9 m s?1. The aim of this project was the development of a fast and easy to use system for the determination of peripheral arterial pulse wave velocity. The principle of the PWV measurement is based on simultaneous measurement of two pulse waves at two different positions, such as the radial artery at the wrist and the brachial artery just above the elbow. By determining the pulse transit time between these points and the distance measured between the two locations, pulse wave velocity may then be calculated. The pressure pulse detection is done by using two piezoelectric sensors which generate a measurable voltage at the output contacts if they are mechanically deformed. The deformation produced voltage is first amplified and filtered and then digitalized with a data acquisition card. The analysis of the data obtained from the sensors includes a filtering process, the calculation of the PWV with three different methods— foottofoot, crosscorrelation and peaktopeak—and the determination of the arterial pulse rate. The sensor technique used in this work involves the piezoelectric effect in polyvinylidene fluoride (PVDF), which produces an output voltage in response to mechanical pressure on the material. Three methods of APWV determination are used: foottofoot APWV。這里指的脈沖將壓力脈沖 ,而不是流脈沖多普勒超聲測量。 這個項目的目標是開發(fā)一種快速和易于使用的系統(tǒng)測定外周動脈脈搏波速度。通過測定脈沖過境時間這些點之間和距離測量這兩個地點 ,脈搏波速度可能會被計算。變形產(chǎn)生電壓是第一放大和過濾 ,然后用數(shù)據(jù)采集卡數(shù)字化。 peaktopeak APWV 和 crosscorrelation APWV。 三種 測定 動脈脈搏波速度 的方法是 : foottofoot APWV。 FFAPWV和 CCAPWV方法不敏感 ,壓力波反射在分支等在動脈樹 ,比 如 PPAPWV方法。 ‘ Foottofoot’ APWV (FFAPWV)。腳的到達時間的脈沖波在兩個位置 沿動脈被記錄。 ‘ Peaktopeak’ APWV (PPAPWV)。 Apparent pulse wave velocity (AAPWV)。 空間變化速度的階段的一個諧波是 沿著動脈 基于兩個同時壓力測量距離 Δ s,與明顯的動脈脈搏波速度 (AAPWV)由以下方程 表示 , AAPWVn = (Δ s) n(f)(360 o)/(θ x1— θ x2) 在 AAPWVn 是明顯的脈搏波速度的第 n 次諧波 ,f 是心率、 θ x1 是相角為近端諧波n 和 θ x2 是相角為遠端諧波 n。如果動脈脈沖在近端測量位置代表的壓力時間序列 P(x1,t)、遠端位置 P(x2,t)和互關(guān)聯(lián)系數(shù)的 Φ x1,x2(τ ),然后有一個最大值 Φ 將在 某個時間滯后。 τ 的價值的最大相關(guān)性發(fā)生 代表 時間 差 (Δ t)的壓力波從位置 x1,x2位置沿動脈段。 在這個工作正常 ,年輕的測試對象被使用 ,而且它的主要目標優(yōu)化測量程序和建立統(tǒng)計傳播和觀測到的 PWVs平均值為一個特定的外周動脈段。 模擬和數(shù)字電路 模擬電荷放大器。電荷轉(zhuǎn)換成電壓通過一個運算放大器連接作為當前積分器 ,稱為電荷放大器。它增強了信號放大。 這是通過使用一個反相放大器。 數(shù)字控制的數(shù)據(jù)采集和分析。董事會包含 12位加號和逐次逼近和自校準模擬到數(shù)字轉(zhuǎn)換器 (ADC)。這是由于有限的決議和模擬輸入上限設(shè)定在 ?5 + 5 V,量化誤差的 A / D轉(zhuǎn)換器在這里使用費用為 mV。 數(shù)字數(shù)據(jù)采集程序。 電路的功能初始化數(shù)據(jù)采集和讀取的數(shù)據(jù)采集卡 。 虛擬儀器程序被稱為虛擬儀器 (VIs),因為他們的外表和操作類似于測量儀器。 數(shù)據(jù)采集、分析和表示包含三個主要過程 : (1)數(shù)據(jù)采集卡的接口硬件到 PC。 (3)數(shù)據(jù)分析進行數(shù)字信號處理 ,計算和現(xiàn)在的結(jié)果 脈搏波速 計算 計算使用峰值檢測。 最好的方法就是微分峰值檢測的 曲線求積法 。有必要進行二階導(dǎo)數(shù)在這一點如果這也是零 ,那么一個極端的價值存在。 。腳前緣 (腳 )的壓力波在上游和下游位置。 與互相關(guān)。 VI是兩個部分 :一個部分是 初始化函數(shù)和一個部分為計算 CCAPWV。 傳感器定位 傳感器位置獲得一致的測量至關(guān)重要。但 閱讀是 非常變量 ,所以這種技術(shù)取而代之的是由從傳感器固定在皮膚彈性帶。 臂位置 是 另一個關(guān)鍵特性的測量。在正常位置 ,這個主題坐著手臂枕在一個表。在相關(guān)位置 ,主體位于手臂垂直懸的。 一個校正模塊 ,刪除不正確的 ,是用來刪除 脈搏波速 測量 儀產(chǎn)生的值異常的信號 ,通常由臂運動引起的在測量。 指導(dǎo)教師意見 簽名： （以下是附加文檔，不需要朋友下載后編輯刪除，謝謝） 2020 年鐵西區(qū)政府工作報告 ——2020 年 12 月 28 日在鐵西區(qū)第十七屆人民代表大會第四次會議上 區(qū)長 程曉龍 各位代表： 現(xiàn)在，我代表區(qū)人 民政府向大