舒文斌，黨艷軍

(中南民族大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，湖北 武漢430074)

0 引 言

流行病學(xué)資料表明:心血管病已經(jīng)成為危害我國人民生命的主要疾病之一，其重要病因是動脈硬化。動脈僵硬度與心血管的發(fā)病率和死亡率相關(guān)，是獨(dú)立于其他心血管危險因素的又一重要危險因素［1，2］。國外多年臨床實驗表明:脈搏波速度(pulse wave velocity，PWV)是動脈彈性的指示劑，并被視作反映血管損傷的表征，PWV 檢測已成為世界各國學(xué)者公認(rèn)的動脈僵硬度的評價方法［3］。目前，無創(chuàng)的PWV 的測量方法有:張力測量法、超聲檢測法以及示波測量法。其中，示波技術(shù)測量PWV 簡單，無創(chuàng)，具有可重復(fù)性，操作人員不需要長期培訓(xùn)，適合在大規(guī)模人群的篩檢和研究中使用［4，5］。本文設(shè)計了一種以FPGA 為核心處理器的PWV 測量系統(tǒng)，采用示波技術(shù)測量PWV，具有良好的人機(jī)交互界面，并且能準(zhǔn)確地測得PWV。

1 PWV 測量原理

脈搏波由心臟周期收縮與舒張而產(chǎn)生，沿血管傳遍全身。理論上選取2 個不同的測量點(diǎn)，記錄它們波峰的時延差ΔT 和等效血管距離ΔL，就可以計算出脈搏波速度

實際情況下，由于本文采用的是壓電脈搏傳感器，脈搏波形狀在不同測量點(diǎn)變化較大，不同位置的脈搏波峰值對應(yīng)于心動周期的時間不一樣，測量誤差會很大［6］。因此，采用最大斜率點(diǎn)之間的時延差作為ΔT［7］。測量原理如圖1所示。A，B 兩點(diǎn)為測量點(diǎn)，ΔL 為 AB 的等效血管長度，ΔT 為時延差。

實際中采集的波形是離散化的點(diǎn)，對第n 個點(diǎn)，計算Δf(n)=f(n+2)－f(n－2)，當(dāng) Δf(n)＞0 時，取 maxΔf(n)作為最大斜率點(diǎn)。

圖1 脈搏波速度測量原理Fig 1 Measurement principles of PWV

2 測量系統(tǒng)硬件組成

該采集系統(tǒng)按功能分為三大模塊，分別是信號調(diào)理模塊，AD 采集模塊和控制顯示模塊。脈搏傳感器將機(jī)械壓力轉(zhuǎn)換為模擬電信號，送入信號調(diào)理模塊濾波與放大，然后由A/D 轉(zhuǎn)換電路轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號，送入FPGA 核心處理器計算與顯示。硬件構(gòu)成框圖如圖2 所示。

圖2 系統(tǒng)硬件構(gòu)成框圖Fig 2 Hardware constitution block diagram of system

2.1 信號調(diào)理電路

傳感器轉(zhuǎn)換后的電信號先經(jīng)前置放大器放大，然后濾除干擾信號，再進(jìn)行二次放大與基線調(diào)整后輸出。整個電路用2 個定位器分別調(diào)整放大倍數(shù)和基線電平，電路原理圖如圖3 所示。

圖3 信號調(diào)理電路Fig 3 Signal conditioning circuit

2.2 AD 采集模塊

以MAX186 作為 AD 芯片。MAX186 是一種 8 通道12 位精度的超低功耗A/D 轉(zhuǎn)換芯片，133 kHz 的采樣率，并且具有非常穩(wěn)定的性能，能夠滿足采集脈搏信號的要求［8］。MAX186 與 FPGA 以四線 SPI 的方式通信，F(xiàn)PGA 作為主器件，MAX186 作為從設(shè)備。由于用的是SPI 核模塊，故不需要軟件模擬時鐘時序，節(jié)約大量CPU 資源。

2.3 觸摸屏控制顯示模塊

該模塊采用Altera 公司的EP2C35F672C6 芯片作主處理器，并配置SDRAM 和SRAM 作存儲器。本文采用SOPC Builder 配置FPGA 的內(nèi)核可以不選擇硬件描述語言設(shè)計，大大簡少設(shè)計工作量［9］。

首先，配置字符緩沖核，它能夠記憶字符的ASCII 值，在液晶屏上顯示一些字符來表示通道的狀態(tài)和按鈕的觸摸位置。其次，需要繪出采集到信號的波形，故使用像素緩沖DMA 控制器、SRAM/SSRAM 控制器、RGB 重采樣器、VGA控制器和分辨率規(guī)模器(Scaler)。像素緩沖DMA 控制器為VGA 控制器提供視頻數(shù)據(jù)，且不具有記憶性。SRAM/SSRAM 作為像素的存儲器使用。像素緩沖DMA 控制器讀取SRAM/SSRAM 的圖像數(shù)據(jù)，然后送往VGA 控制器。圖像存儲器配置是320 列240 行16 位色，而VGA 控制器的輸入必須是640 行480 列30 位色，因此，需要RGB 重采樣器和分辨率規(guī)模器做轉(zhuǎn)換。用雙時鐘FIFO 為VGA 控制器提供25 MHz 的時鐘。最后，還要配置一個Alpha 混合器。至此，主要的內(nèi)核配置完成，配置后如圖4 所示。

圖4 部分內(nèi)核配置Fig 4 Partial configuration of kernel

3 測量系統(tǒng)軟件設(shè)計

系統(tǒng)的軟件設(shè)計在NIOS II 集成開發(fā)環(huán)境(IDE)里完成。NIOS II 集成開發(fā)環(huán)境(IDE)是NIOS II 系列嵌入式處理器的基本軟件開發(fā)工具。所有軟件開發(fā)任務(wù)都可以在NIOS II IDE 下完成，包括編輯、編譯和調(diào)試程序。首先初始化觸摸屏，包括觸摸屏內(nèi)置AD 的參數(shù)配置和初始化界面的顯示。此時的初始化界面是數(shù)字鍵盤，等待輸入等效血管的長度值。若成功輸入該值后，會進(jìn)入波形顯示界面，并初始化定時器，定時器時間用來精確控制采樣頻率，設(shè)置的采樣頻率為200 Hz。然后進(jìn)入循環(huán)，不斷進(jìn)行模式檢測和波形描繪并計算出PWV。當(dāng)中斷到來時，初始化AD 的通道并采樣，使用SPI 時序?qū)D 進(jìn)行操作。整個軟件流程圖如圖5 所示?？紤]到單個通道的波形需要調(diào)整，設(shè)置運(yùn)行模式有通道一模式、通道二模式和雙通道模式。

對觸摸屏的驅(qū)動要結(jié)合軟核的配置情況。配置的觸摸屏分辨率為 400 ×240，X－Y 坐標(biāo)模式(橫向為 X 坐標(biāo)，縱向為Y 坐標(biāo)，左上角為原點(diǎn))，則屏幕上任意坐標(biāo)為(x，y)的像素點(diǎn)得地址為:像素緩沖器基址+(y ＜＜m)+x。其中，m=ceil(log2400)=9，n =ceil(log2240)=8。X－Y 模式下的地址格式如圖6 所示。

圖5 軟件流程圖Fig 5 Software flow chart

圖6 X-Y 模式下地址格式Fig 6 Address format of X-Y mode

4 實驗結(jié)果與分析

實驗時測試者靜坐，取手腕橈動脈和頸部大動脈為2 個測量點(diǎn)，輸入測量點(diǎn)的等效血管長度，先進(jìn)入單通道模式，調(diào)節(jié)信號調(diào)理模塊的定位器，待出現(xiàn)較好波形后調(diào)整另一通道波形。然后進(jìn)入到雙通道模式，觸摸屏?xí)@示兩通道的脈搏波形并計算出PWV 值。每隔2 s 計算一次PWV的值，并顯示到觸摸屏。對實驗室的A，B 2 名成員測試的結(jié)果如表1 所示。

表1 實驗結(jié)果Tab 1 Experimental result

從表1 可以看出:測試者A 測得的PWV 值比較穩(wěn)定，通過計算，平均PWV 為10.344 m/s，標(biāo)準(zhǔn)差為0.283。測試者B 的PWV 平均值為10.429 m/s，標(biāo)準(zhǔn)差為0.445。測試者B 的第4 次測量出現(xiàn)較大偏差，可能是由于傳感器移動位置造成的。整體的測量情況比較穩(wěn)定，標(biāo)準(zhǔn)差均小于0.5，表明該系統(tǒng)能夠準(zhǔn)確測量出PWV。

5 結(jié) 論

本文設(shè)計了一種PWV 測量系統(tǒng)，用FPGA 作為核心處理器，可以完全脫離PC 機(jī)獨(dú)立工作。采用SOPC Builder 配置FPGA 的內(nèi)核，同步采集2 路脈搏信號，計算PWV 并顯示波形。由于醫(yī)學(xué)上對于脈搏波速度并沒有統(tǒng)一的定義，不同檢測方法對PWV 的定義和算法各不相同，使得目前市面上各種儀器測得的PWV 可比性不大，因此，穩(wěn)定性成為評價測量方法好壞的重要指標(biāo)［10］。從本系統(tǒng)實驗結(jié)果來看，該測量系統(tǒng)具有較高的穩(wěn)定性，測得實驗室一成員的PWV 平均值為10.344 m/s，而且標(biāo)準(zhǔn)差小于0.5。此外，系統(tǒng)以彩色觸摸屏作為人機(jī)交互接口，十分方便。

［1］ 王宏宇，張維忠，龔蘭生，等.脈搏波傳導(dǎo)速度測定的新認(rèn)識［J］.國外醫(yī)學(xué)·心血管分冊，2000，27(2):69 －70.

［2］ 劉寶華.脈搏波傳導(dǎo)速度測量算法的研究及其進(jìn)展［J］.生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2010，27(1):231 －235.

［3］ Yoshinori F，Paulo C，Ryutaro T，et al.Relationships between brachial ankle pulse wave velocity and conventional atherosclerotic risk factors in community dwelling people［J］.Preventive Medicine，2004，39(6):1135.

［4］ Naidu M U，Reddy B M，Yashmaina S，et al.Validity and reproducibility of arterial pulse wave velocity measurement using new device with oscillometric technique:A pilot study［J］.Biomed Eng Online，2005，4(2):49.

［5］ 黎秀龍.基于外周動脈波形分析的Multi－PWV 獲取方法［D］.合肥:中國科學(xué)技術(shù)大學(xué)，2011.

［6］ 梁妃學(xué)，姚 翔，于 巍，等.雙通道脈搏波速度測量系統(tǒng)的研制［J］.中國醫(yī)學(xué)物理學(xué)雜志，2006，23(3):209 －212.

［7］ 劉寶華，朱紅蓮，任曉華.小波用于脈搏波速度測量及去噪［J］.生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2011，28(1):54 －57.

［8］ 王峻峰，羅 聞，史鐵林.MAX186 與 DSP 的 SPI 接口及設(shè)計［J］.微計算機(jī)信息，2005，21(11):104 －106.

［9］ 陳欽樹，文愛軍.應(yīng)用 SoPC Builder 開發(fā)電子系統(tǒng)［J］.電子設(shè)計應(yīng)用，2004(9):86 －88.

［10］ 王東明，張 松，楊益民，等.脈搏波的無創(chuàng)檢測方式［J］.北京生物醫(yī)學(xué)工程，2010，29(4):436 －439.