摘 要：脈搏信號(hào)是人體重要的生理信號(hào)之一，現(xiàn)代醫(yī)學(xué)可以通過脈搏信號(hào)來了解人體的生理健康水平。為了準(zhǔn)確采集脈搏信號(hào)，采用軟件與硬件相結(jié)合的方式，設(shè)計(jì)了一種基于碳纖維柔性傳感器和Arduino平臺(tái)的脈搏信號(hào)采集系統(tǒng)，并通過藍(lán)牙將數(shù)據(jù)傳輸?shù)紸ndroid系統(tǒng)上位機(jī)。經(jīng)驗(yàn)證，設(shè)計(jì)的脈診用柔性傳感器及便攜檢測設(shè)備可以準(zhǔn)確反映人體的脈搏信號(hào)，并能夠?qū)?shù)據(jù)發(fā)送給后端進(jìn)行進(jìn)一步的數(shù)據(jù)處理與分析，具有良好的社會(huì)效益與經(jīng)濟(jì)效益。

關(guān)鍵詞：脈搏；碳纖維；柔性傳感器；Arduino平臺(tái)；藍(lán)牙；數(shù)據(jù)傳輸

中圖分類號(hào)：TP39 文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：A 文章編號(hào)：2095-1302（2025）04-0-04

0 引 言

脈搏是表征人體健康狀況的重要指標(biāo)之一。脈搏傳感器按照測試方法可分為非接觸式和接觸式兩種，其中非接觸式傳感器多利用光電傳感器完成檢測。檢測原理：通過判斷照射到被檢測部位的光線經(jīng)過反射或折射后的狀態(tài)來分析脈搏[1-3]。因其無需與人體接觸且要配備相應(yīng)的光源設(shè)備，因此這種傳感器及其外封裝結(jié)構(gòu)一般不具有柔性特征；此外，光電傳感器的監(jiān)測數(shù)據(jù)為容積式脈搏波，不同于傳統(tǒng)的壓力式脈搏波[4]。接觸式傳感器通?？紤]選用柔性傳感器。檢測原理：通過壓力引起自身的電學(xué)性能變化，從而表征脈搏的變化。根據(jù)其機(jī)理可以將其再分為壓電式[5-7]、電容式[8]和電阻式[9-11]傳感器。

傳感器信號(hào)的采集和傳輸也是脈搏檢測的重要一環(huán)。由于其特殊的服役環(huán)境，因此線纜連接難以滿足其便攜性的要求。目前主流解決辦法有兩個(gè)，一是將傳感器和上位機(jī)進(jìn)行集成[12]；二是利用數(shù)據(jù)無線傳輸技術(shù)連接傳感器和上位機(jī)[13]。

本研究以導(dǎo)電橡膠作為柔性傳感器的敏感材料，并設(shè)計(jì)了基于Arduino平臺(tái)的數(shù)據(jù)采集設(shè)備。

1 柔性脈搏傳感器的設(shè)計(jì)與制備

1.1 柔性脈搏傳感器材料及形態(tài)選擇

實(shí)驗(yàn)選擇碳纖維填充的硅橡膠基復(fù)合材料，柔性基底為PDMS硅橡膠。由于采集脈搏最多的部位是手腕，為模擬傳統(tǒng)的手指腹按壓方式，將傳感器設(shè)計(jì)為指腹形，如圖1所示，其直徑約為12 mm，高度為5 mm，初始電阻約為500 Ω。

1.2 柔性脈搏傳感器的性能表征及形態(tài)選擇

傳感器的電阻響應(yīng)測試方法：將其借助織物綁帶固定貼合在手腕處，待受試者靜坐后，進(jìn)行時(shí)長為1 min的數(shù)據(jù)采集，而后隨機(jī)取其中的10 s數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，按式（1）計(jì)算傳感器的靈敏度：

（1）

式中：S代表傳感器的靈敏度；?R代表測試時(shí)間段內(nèi)任意時(shí)刻的電阻值與初始電阻值之差；R0代表電阻的初始電阻值；p代表該時(shí)刻所施加的壓強(qiáng)。式（1）的分子部分代表傳感器的電阻變化率，該式的物理意義是單位壓強(qiáng)所產(chǎn)生的電阻變化率的大小。

電阻性能測試實(shí)驗(yàn)采樣儀器為LCR電橋（同惠2830），采樣頻率為10 Hz。

2 柔性電阻傳感器檢測系統(tǒng)的設(shè)計(jì)及性能表征

將柔性電阻傳感器視為檢測系統(tǒng)的前端，數(shù)據(jù)傳輸和數(shù)據(jù)處理模塊被視為后端電路。傳感器系統(tǒng)的軟硬件設(shè)計(jì)包括將采集的傳感器數(shù)據(jù)集中發(fā)送到平板電腦、手機(jī)等移動(dòng)端進(jìn)行處理，以便進(jìn)行數(shù)據(jù)讀取和進(jìn)一步分析。

2.1 檢測系統(tǒng)的器件選擇

基于Arduino進(jìn)行脈搏信號(hào)檢測系統(tǒng)設(shè)計(jì)，圖2所示為檢測系統(tǒng)的硬件組成結(jié)構(gòu)框圖，主要包括傳感器、信號(hào)采集電路、單片機(jī)和數(shù)據(jù)傳輸電路，虛線內(nèi)為本文設(shè)計(jì)的檢測系統(tǒng)。該設(shè)備驅(qū)動(dòng)軟件部分分為數(shù)模轉(zhuǎn)換程序、數(shù)字濾波程序、藍(lán)牙數(shù)據(jù)傳輸程序。

信號(hào)轉(zhuǎn)換電路將傳感器的電阻變化轉(zhuǎn)化為電壓變化；利用數(shù)模轉(zhuǎn)換電路采集轉(zhuǎn)換的電壓信號(hào)，經(jīng)數(shù)字濾波后再依靠藍(lán)牙技術(shù)進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸。本檢測系統(tǒng)選擇以Arduino UNO作為控制和供電芯片，以ADS1115作為數(shù)模轉(zhuǎn)換模塊，以HC-05作為藍(lán)牙傳輸芯片。

2.2 柔性傳感器檢測系統(tǒng)的電路設(shè)計(jì)

2.2.1 信號(hào)轉(zhuǎn)換和采集電路要求

信號(hào)轉(zhuǎn)換和采集電路如圖3所示。在該檢測電路中，被測傳感器和另一定值電阻串聯(lián)，電路由恒壓電源供電。信號(hào)轉(zhuǎn)換原理：被測傳感器與定值電阻形成分壓電路，通過檢測傳感器兩端的電壓，間接檢測傳感器的電阻值，將電阻值的變化轉(zhuǎn)換為電壓值的變化。若該傳感器的電阻為R0，定值電阻的阻值為R1，則分壓公式如式（2）所示：

（2）

式中：U0和U1分別為傳感器兩端和定值電阻兩端的電壓，這二者均隨傳感器的電阻變化而變化，但是由于實(shí)驗(yàn)采用恒壓源作為電源，所以二者的和為電源電壓U。R1用于保護(hù)電路，當(dāng)傳感器短路時(shí)，串聯(lián)接入的R1可以防止電源短路，避免引發(fā)次生危害。選用ADS1115數(shù)模轉(zhuǎn)化模塊采集U0，再用電源電壓減去該數(shù)值得到U1，利用式（2）計(jì)算得到傳感器電阻R0。經(jīng)過整理后的柔性電阻傳感器的阻值如式（3）所示，由此便可將采集的電壓信號(hào)轉(zhuǎn)換為電阻：

（3）

定值電阻R1的阻值由被測傳感器的初始電阻決定，其電阻值一般為傳感器初始電阻的1～3倍。若定值電阻的阻值過大則會(huì)使定值電阻兩端分壓變小，當(dāng)傳感器阻值較低時(shí)檢測設(shè)備的準(zhǔn)確度下降；若其阻值過小，則會(huì)使傳感器兩端分壓變大，導(dǎo)致檢測設(shè)備的精度下降。電源電壓的選擇由Arduino單片機(jī)的參比電壓（5 V）決定，為防止單片機(jī)芯片被燒毀，電源電壓不能高于5 V。

ADS1115芯片采集A0模擬接口和GND接口間的電勢差后，與Arduino參比電壓（5 V）作對(duì)比。該芯片的數(shù)模轉(zhuǎn)換精度為16位，所以取值范圍為0～65 535，即最終輸出一個(gè)不小于0且不大于65 535的數(shù)字，這個(gè)數(shù)字的意義是，該數(shù)字和65 535的比值，等于采集的電壓和參比電壓（5 V）的比值，由此可計(jì)算采集的電壓值。

普通人的脈搏大約為40～150次/min（0.66～2.5 Hz），靜息狀態(tài)下成年人脈搏約為70次/min，即1.16 Hz。根據(jù)奈奎斯特采樣定理，且為了不失真地恢復(fù)模擬信號(hào)，采樣頻率應(yīng)該不小于模擬信號(hào)頻譜中最高頻率的2倍。A/D轉(zhuǎn)換芯片的采樣頻率最高可達(dá)1 000 Hz，藍(lán)牙芯片HC-05的數(shù)據(jù)傳輸頻率為每20 ms/次，即50 Hz，所以本設(shè)備的采樣頻率上限為50 Hz。

本文定值電阻選為1 kΩ，電源電壓由Arduino提供（5 V）。

根據(jù)數(shù)模轉(zhuǎn)換原理可知，ADS1115的電壓分辨率為7.63×10-5 V，根據(jù)式（3）可計(jì)算出電阻分辨率約為0.015 Ω。

2.2.2 數(shù)據(jù)傳輸電路

數(shù)據(jù)傳輸系統(tǒng)電路如圖4所示。

HC-05的6個(gè)引腳分別是：

（1）State：狀態(tài)指示，在未連接其他設(shè)備時(shí)輸出低電平，連接時(shí)輸出高電平；

（2）RXD：接收引腳；

（3）TXD：發(fā)射引腳；

（4）GND：接地線引腳；

（5）VCC：電源引腳；

（6）EN：使能端，接地禁用模塊，懸空或接3.3 V。

本電路只使用RXD、TXD、GND、VCC引腳。

2.3 柔性傳感器檢測系統(tǒng)的軟件設(shè)計(jì)

檢測設(shè)備的驅(qū)動(dòng)程序既要滿足對(duì)硬件設(shè)備的適配度，還要考慮軟件層面的除雜、濾波等功能。本系統(tǒng)的驅(qū)動(dòng)程序部分大致可以分為電壓采集程序、藍(lán)牙信號(hào)傳輸程序和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)程序，對(duì)應(yīng)信號(hào)的采集、傳輸、存儲(chǔ)等功能。

Arduino單片機(jī)的程序一般分為兩部分：前置程序和主體循環(huán)程序。硬件在執(zhí)行程序時(shí)會(huì)在開機(jī)或復(fù)位之后優(yōu)先執(zhí)行前置程序，之后再執(zhí)行主體循環(huán)程序，當(dāng)主體循環(huán)部分執(zhí)行完畢后，會(huì)反復(fù)執(zhí)行主體循環(huán)程序，直至單片機(jī)斷電或復(fù)位。

2.3.1 電壓采集程序

硬件驅(qū)動(dòng)程序包括數(shù)模轉(zhuǎn)換程序、數(shù)字濾波程序和藍(lán)牙數(shù)據(jù)傳輸程序。數(shù)模轉(zhuǎn)換程序采集傳感器兩端的電壓信號(hào)，但該過程需要使用ADS1115芯片的模擬量端口，所以在前置程序部分需要對(duì)模擬量端口A0進(jìn)行初始化，以激活硬件。數(shù)據(jù)采集過程在主體循環(huán)內(nèi)進(jìn)行，得到傳感器兩端的電壓值，供后續(xù)程序使用。

2.3.2 數(shù)字濾波程序

數(shù)字濾波部分的具體程序邏輯如下：

（1）將數(shù)據(jù)采集電路傳送的數(shù)據(jù)每10個(gè)分為1組。

（2）利用“冒泡排序法”將這10個(gè)數(shù)據(jù)按照從大到小的順序排列，采集的極端數(shù)據(jù)往往出現(xiàn)在數(shù)列的頭部或尾部。此時(shí)，只需再將頭部和尾部的數(shù)據(jù)同時(shí)舍棄，就可以達(dá)到濾波的效果。

為了保證實(shí)驗(yàn)結(jié)果的準(zhǔn)確性，本實(shí)驗(yàn)將數(shù)列的頭部兩個(gè)和尾部兩個(gè)數(shù)據(jù)舍棄，再將剩余的6個(gè)數(shù)據(jù)求平均值，作為本組數(shù)據(jù)的最終值返還給程序。

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與討論

圖5是使用LCR電橋和自制檢測設(shè)備對(duì)脈搏傳感器的信號(hào)測量結(jié)果，采用LCR電橋記錄某受試者靜態(tài)脈診傳感器的電阻變化信號(hào)，如圖5（a）所示。

圖5（b）是自制設(shè)備測試結(jié)果的折線圖，可以看出，其與使用LCR電橋作為檢測設(shè)備時(shí)的圖像相似。二者采集到的電阻值變化能夠準(zhǔn)確地反映出脈搏水平，信號(hào)波峰清晰、周期規(guī)律，噪聲低。

由圖5可知，在10 s時(shí)間內(nèi)，該傳感器檢測結(jié)果顯示脈搏共跳動(dòng)21次，對(duì)應(yīng)脈搏頻率約為1 Hz，這一數(shù)據(jù)與體感測得的受試者心率一致。脈搏信號(hào)所引起的自制傳感器的電阻變化范圍為5～15 Ω，參考式（1）的傳感器靈敏度計(jì)算方法和正常人體脈搏的脈搏壓強(qiáng)（約為9.31 kPa[14]）對(duì)比可知，該傳感器靈敏度約為0.003 2 kPa。因此該柔性電阻傳感器可以相對(duì)準(zhǔn)確地反映出脈搏水平。

將柔性傳感器與數(shù)據(jù)處理器集成后，得到脈搏檢測系統(tǒng)，如圖6所示。利用該檢測系統(tǒng)進(jìn)行了多人多種狀態(tài)下的10 s脈搏波測試，結(jié)果如圖7所示。

圖7（a）和圖7（b）是受試者X（男）在劇烈運(yùn)動(dòng)時(shí)和劇烈運(yùn)動(dòng)后靜坐60 s所檢測到的脈搏曲線。由圖7（a）和圖7（b）可知，在劇烈運(yùn)動(dòng)后10 s內(nèi)，其脈搏曲線一共出現(xiàn)了20個(gè)峰，對(duì)應(yīng)脈搏頻率約2 Hz；在休息1 min后，脈搏圖像呈現(xiàn)出12個(gè)峰，頻率為1 Hz。圖7（c）是受試者X（男）和受試者Y（女）的脈搏，兩位受試者都在15 min內(nèi)無劇烈運(yùn)動(dòng)的條件下，以靜息狀態(tài)進(jìn)行測試。可以看出，受試者X的脈搏所引起的波動(dòng)約為15 Ω，頻率約為1.1 Hz，而受試者Y的波動(dòng)僅有5 Ω，但是頻率同樣為1.1 Hz。這是由于不同性別、不同年齡、不同體脂率的人的脈搏強(qiáng)弱不同，因此引發(fā)上述差異，而對(duì)于脈搏強(qiáng)度的差異，檢測系統(tǒng)的評(píng)價(jià)指標(biāo)是電阻變化率。

4 結(jié) 語

本文設(shè)計(jì)的基于導(dǎo)電橡膠的指腹式柔性電阻傳感器，其直徑約為12 mm，厚度約為5 mm，初始電阻約為500 Ω，靈敏度為0.003 2 kPa，適合作為檢測脈搏跳動(dòng)的傳感器。

本文設(shè)計(jì)了柔性脈診電阻傳感器的檢測軟硬件系統(tǒng)，可實(shí)現(xiàn)脈搏信號(hào)的轉(zhuǎn)換、采集、存儲(chǔ)和傳輸。系統(tǒng)的數(shù)據(jù)采集頻率為50 Hz，電壓分辨率為7.63×10-5 V，電阻分辨率約為0.015 Ω，數(shù)據(jù)通過藍(lán)牙無線傳輸至安卓系統(tǒng)的上位機(jī)。該柔性傳感器脈搏檢測系統(tǒng)可以分辨不同的脈搏強(qiáng)度和脈搏頻率，以此分辨受試者的差別。

參考文獻(xiàn)

[1]羅志昌，張松，楊益民. 脈搏波的工程分析與臨床應(yīng)用[M]. 北京： 科學(xué)出版社，2006：14-20.

[2] YONG Y， HUANG Z， ZHANG Z， et al. Detail-preserving arterial pulse wave measurement based biorthogonal wavelet decomposition from remote RGB observations [J]. Measurement， 2023， 222：113605.

[3]朱青青. 柔性光電脈搏檢測傳感器及其采集系統(tǒng)的研制[D]. 深圳：深圳大學(xué)，2018.

[4] HOU J， ZHANG Y， ZHANG S， et al. A novel angle extremum maximum method for recognition of pulse wave feature points [J]. Computer methods and programs in biomedicine： 2020， 189： 105321.

[5] DAISUKE T， TENG M， SHIN Y ，et al. Piezoelectric PVDF-based sensors with high pressure sensitivity induced by chemical modification of electrode surfaces [J]. Sensors and actuators A： physical： 2020， 316： 112424.

[6] PARK D Y， JOE D J， KIM D H et al. Self-powered real-time arterial pulse monitoring using ultrathin epidermal piezoelectric sensors [J]. Advanced materials， 2017， 29： 308.

[7] CHEN Y Y， CHANG R S. A study of new pulse auscultation system [J]. Sensors （Switzerland）， 2015， 15（4）： 8712-8731.

[8] CHOONG C L， SHIM M B， LEE B S， et al. Highly stretchable resistive pressure sensors using a conductive elastomeric composite on a micropyramid array [J]. Advanced materials， 2014， 26（21）： 3451-3458.

[9] PANG Y， TIAN H， TAO L， et al. Flexible， highly sensitive， and wearable pressure and strain sensors with graphene porous network structure [J]. ACS applied materials and interfaces， 2016， 8（40）： 26458-26462.

[10] QIN R， HU M， LI X， et al. A highly sensitive piezoresistive sensor based on MXenes and polyvinyl butyral with a wide detection limit and low power consumption [J]. Nanoscale， 2020， 12（34）： 17715-17724.

[11]張?zhí)N馨，岳文彥. 基于Arduino的智能風(fēng)電溫度傳感器測試裝置設(shè)計(jì)[C]// 中節(jié)能風(fēng)力發(fā)電股份有限公司：中國農(nóng)業(yè)機(jī)械工業(yè)協(xié)會(huì)風(fēng)力機(jī)械分會(huì)，中國可再生能源學(xué)會(huì)風(fēng)能專業(yè)委員會(huì)，第八屆中國風(fēng)電后市場交流合作大會(huì)論文集. [出版地不詳：出版者不詳]，2021.

[12] SATHYA P， RAJALAKSHMI S. Smart non-invasive physiological parameter monitoring system using iot and Blynk App [J]. Journal of communications， 2023， 18（11）： 689-696.

[13]羅靜靜，左晶晶，季仲致，等.面向脈診客觀化的脈搏傳感器研究綜述[J]. 儀器儀表學(xué)報(bào)，2021，41（8）：1-14.