一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法及装置

1.一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法，其特征在于，该检测方法包括以下步骤：
1)将带有寸、关、尺脉搏传感器的腕带贴于手腕正确位置；
2)寸、关、尺脉搏传感器采集在轻、中、重三种采集压力下的脉搏信号，并发送给信号调理电路；
3)经信号调理电路放大、去噪、电平提升处理后的脉搏信号通过A/D转换器转换成数字信号，并存储在单片机中；
4)单片机通过串口将数字信号发送给电脑，电脑显示出实时的脉搏信号曲线，并对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别和脉搏特征提取，完成脉搏信号检测；
所述的步骤2)中轻、中、重三种采集压力通过加压模块产生；
所述的轻、中、重三种采集压力通过加压模块产生的具体步骤为：
21)单片机控制充气泵给腕带加压，同时压力传感器实时采集腕带内的气压值，经信号调理电路放大、去噪、电平提升处理后发送给电脑，电脑提取被采集者的脉搏信号，找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值，并记录下对应的压力值A；
22)单片机再次控制充气泵给腕带加压，电脑再次找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值，并记录下对应的压力值B；
23)电脑判断压力值A与压力值B是否相等，如果判断为是，则说明此时的压力值为最佳取脉应力，并进行步骤24)，否则返回步骤22)；
24)单片机控制充气泵给腕带加压，直到腕带内压力值与最佳取脉应力相同时，停止加压，完成最佳取脉应力状态下的脉搏信号提取，即采集压力为中时的脉搏信号提取；
25)单片机控制充气泵给腕带加压到11～13Kpa，停止加压并完成此时的脉搏信号提取，即采集压力为重时的脉搏信号提取；
26)单片机控制充气泵给腕带减压到3～5Kpa，停止减压并完成此时的脉搏信号提取，即采集压力为轻时的脉搏信号提取。
2.根据权利要求1所述的一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法，其特征在于，所述的步骤4)中的对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别包括以下步骤：
41)对采集到的连续脉搏信号曲线进行求导，得出求导结果；
42)根据求导结果得出连续脉搏信号曲线的峰值位置；
43)找出相邻两峰值之间的曲线数据中的数据最小值，它所处的位置就是一个脉搏周期的起始点；
44)找出整个连续脉搏信号曲线的脉搏周期的起始点，每两个相邻的起始点之间对应的数据就是一个单周期脉搏信号。
3.根据权利要求1所述的一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法，其特征在于，所述的步骤4)中的脉搏特征包括特征点振幅特征、特征点时间特征和脉图面积特征量。

一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法及装置\n技术领域\n[0001] 本发明涉及一种道脉搏信号检测方法及装置，尤其是涉及一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法及装置。\n背景技术\n[0002] 脉诊之所以重要是由于脉象能传递机体各部分的生理病理信息，是窥视体内功能变化的窗口，可以为诊断疾病提供重要依据。但是传统脉诊主要依赖于医者的经验和主观判断，再加上被诊者的个体差异使得脉象的辨认、识别缺乏统一、精确的标准。因此，脉搏采集系统的研制有助于脉诊的客观化研究。脉搏采集系统设计难点在于如何模拟医者手指，在最佳取脉应力下获取清晰的脉搏波谱，并根据不同的压力变化，完成对寸、关、尺三个脉位复杂脉象的提取和识别。\n[0003] 自20世纪50年代以来，对于脉学的理论、脉诊方法、临床诊断和实验研究等方面均开展了大量工作，取得了较大的进展。其中我国学者朱颜首次将杠杆式脉搏描记器引用到中医脉诊的研究中来。自70年代至今，研究人员已研制出种类繁多的换能器以模拟中医切脉的手指，采集并记录了脉搏信号。\n[0004] 国内外典型的脉象诊断仪如：由北京医疗器械总厂生产的BYS-14型脉象仪和北京斯脉福生产的28脉脉象仪能对脉搏波进行检测重现，并能识别临床中医常见37种脉象图。ZM-III型智能脉象仪由上海中医药大学研制，是我国当前较先进的一种脉象仪，能自动采集脉象信号，并将中医脉象的位、数、形、势和脉图的各项特征参数作自动分析处理。为了达到分层取脉的目的，日本Colin公司研制生产的CMB-3000/2000型桡动脉脉波检测仪利用张力法测量原理进行无损伤连续血压监测。\n[0005] 现今的脉搏采集仪器对脉搏信号的采集主要有两种方式：一种方法是基于独取口的切脉方法，对手腕一点的脉搏信号进行采集。采用该种方法虽然能获得稳定的脉搏信号，但忽略了手腕寸、关、尺三个脉位对脉搏信号的整体体现。另一种方法是采用多探头对多个取脉点进行同时采集，其缺点是获得的脉搏信号不够稳定，彼此之间易产生干扰。无论是采用何种方式进行脉搏信号的提取，当前的采集手段均只能在同一个取脉压力下采集，忽略了中医所阐述的在浮、中、沉三种取脉状态。\n发明内容\n[0006] 本发明的目的就是为了克服上述现有技术存在的缺陷而提供一种低功耗、压力控制精度高，可实现多点脉位的整体体现的可自动调压的多通道脉搏信号检测方法及装置。\n[0007] 本发明的目的可以通过以下技术方案来实现：一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法，其特征在于，该检测方法包括以下步骤：1)将分别带有寸、关、尺脉搏传感器的腕带贴于手腕正确位置；2)寸、关、尺脉搏传感器采集在轻、中、重三种采集压力下的脉搏信号，并发送给信号调理电路；3)经信号调理电路放大、去噪、电平提升处理后的脉搏信号通过A/D转换器转换成数字信号，并存储在单片机中；4)单片机通过串口将数字信号发送给电脑，电脑显示出实时的脉搏信号曲线，并对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别和脉搏特征提取，完成脉搏信号检测。\n[0008] 所述的步骤2)中轻、中、重三种采集压力通过加压模块产生。\n[0009] 所述的轻、中、重三种采集压力通过加压模块产生的具体步骤为：21)单片机控制充气泵给腕带加压，同时压力传感器实时采集腕带内的气压值，经信号调理电路放大、去噪、电平提升处理后发送给电脑，电脑提取被采集者的脉搏信号，找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值，并记录下对应的压力值A；22)单片机再次控制充气泵给腕带加压，电脑再次找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值，并记录下对应的压力值B；23)电脑判断压力值A与B是否相等，如果判断为是，则说明此时的压力值为最佳取脉应力，并进行步骤\n24)，否则返回步骤22)；24)单片机控制充气泵给腕带加压，直到腕带内压力值与最佳取脉应力相同时，停止加压，完成最佳取脉应力状态下的脉搏信号提取，即采集压力为中时的脉搏信号提取；25)单片机控制充气泵给腕带加压到11～13Kpa，停止加压并完成此时的脉搏信号提取，即采集压力为重时的脉搏信号提取；26)单片机控制充气泵给腕带减压到3～\n5Kpa，停止减压并完成此时的脉搏信号提取，即采集压力为轻时的脉搏信号提取。\n[0010] 所述的步骤4)中的对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别包括以下步骤：所述的对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别包括以下步骤：41)对采集到的连续脉搏信号曲线进行求导，得出求导结果；42)根据求导结果得出连续脉搏信号曲线的峰值位置；43)找出相邻两峰值之间的曲线数据中的数据最小值，它所处的位置就是一个脉搏周期的起始点；44)找出整个连续脉搏信号曲线的脉搏起始点，每两个相邻的起始点之间对应的数据就是一个单周期脉搏信号。\n[0011] 所述的步骤4)中的脉搏特征包括特征点振幅特征、特征点时间特征、脉图面积特征量。\n[0012] 一种可自动调压的多通道脉搏信号检测装置，其特征在于，该检测装置包括腕带、寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器、压力传感器、信号调理电路、A/D转换器、单片机、电脑、加压模块，所述的寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器、压力传感器分别与信号调理电路连接，所述的信号调理电路通过A/D转换器与单片机连接，所述的单片机与电脑连接，所述的腕带通过加压模块与单片机连接。\n[0013] 所述的寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器均采用压电传感器。\n[0014] 所述的信号调理电路包括依次连接的前置放大电路、带通滤波电路、二级放大电路。\n[0015] 所述的加压模块包括加压电磁阀、减压电磁阀、充气泵，所述的充气泵与加压电磁阀连接，所述的加压电磁阀通过气管与腕带连接，所述的减压电磁阀设置在加压电磁阀与腕带连接的气管上。\n[0016] 与现有技术相比，本发明具有以下优点：\n[0017] 1、可实现寸、关、尺三个脉位的多点采集，实现多点脉位的整体体现，且可实现低功耗处理；\n[0018] 2、通过腕带式脉压采集及其加压模块，完成浮、中、沉不同状态的采集，压力控制精度高；\n[0019] 3、还能自动实现脉象的识别和提取，检测精度高。\n附图说明\n[0020] 图1为本发明的结构示意图；\n[0021] 图2为前置放大电路图；\n[0022] 图3为二级放大电路图；\n[0023] 图4为带通滤波电路图；\n[0024] 图5为压力控制电路图；\n[0025] 图6为加压模块结构示意图；\n[0026] 图7为最佳取脉应力的流程图；\n[0027] 图8为压力控制流程图；\n[0028] 图9为脉象信号分割图；\n[0029] 图10为提取的脉象时域特征图；\n[0030] 图11为错误的谷峰对图；\n[0031] 图12为多峰值分割图；\n[0032] 图13为脉搏波图与速率图的对应关系图；\n[0033] 图14为腕部脉象信号图；\n[0034] 图15为脉象信号速率图。\n具体实施方式\n[0035] 下面结合附图和具体实施例对本发明进行详细说明。\n[0036] 实施例\n[0037] 如图1～15所示，一种可自动调压的多通道脉搏信号检测方法，该检测方法包括以下步骤：\n[0038] 步骤1)将分别带有寸、关、尺脉搏传感器的腕带贴于手腕正确位置；\n[0039] 步骤2)寸、关、尺脉搏传感器采集在轻、中、重三种采集压力下的脉搏信号，并发送给信号调理电路；其中轻、中、重三种采集压力通过加压模块产生。轻、中、重三种采集压力产生的具体步骤为：21)单片机控制充气泵给腕带加压，同时压力传感器实时采集腕带内的气压值，经信号调理电路放大、去噪、电平提升处理后发送给电脑，电脑提取被采集者的脉搏信号，找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值，并记录下对应的压力值A；22)单片机再次控制充气泵给腕带加压，电脑再次找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值，并记录下对应的压力值B；23)电脑判断压力值A与B是否相等，如果判断为是，则说明此时的压力值为最佳取脉应力，并进行步骤24)，否则返回步骤22)；24)单片机控制充气泵绘腕带加压，直到腕带内压力值与最佳取脉应力相同时，停止加压，完成最佳取脉应力状态下的脉搏信号提取，即采集压力为中时的脉搏信号提取；25)单片机控制充气泵给腕带加压到11～13Kpa，停止加压并完成此时的脉搏信号提取，即采集压力为重时的脉搏信号提取；\n26)单片机控制充气泵给腕带减压到3～5Kpa，停止减压并完成此时的脉搏信号提取，即采集压力为轻时的脉搏信号提取。\n[0040] 步骤3)经信号调理电路放大、去噪、电平提升处理后的脉搏信号通过A/D转换器转换成数字信号，并存储在单片机中；\n[0041] 步骤4)单片机通过串口将数字信号发送给电脑，电脑显示出实时的脉搏信号曲线，并对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别和脉搏特征提取，完成脉搏信号检测。\n[0042] 电脑对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别包括以下步骤：所述的对脉搏信号曲线进行脉搏周期识别包括以下步骤：41)对采集到的连续脉搏信号曲线进行求导，得出求导结果；42)根据求导结果得出连续脉搏信号曲线的峰值位置；43)找出相邻两峰值之间的曲线数据中的数据最小值，它所处的位置就是一个脉搏周期的起始点；44)找出整个连续脉搏信号曲线的脉搏起始点，每两个相邻的起始点之间对应的数据就是一个单周期脉搏信号。\n脉搏特征包括特征点振幅特征、特征点时间特征、脉图面积特征量。\n[0043] 一种可自动调压的多通道脉搏信号检测装置，该检测装置包括腕带1、寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器、压力传感器12、信号调理电路、A/D转换器6、单片机7、电脑8、加压模块。寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器、压力传感器12分别与信号调理电路连接。信号调理电路通过A/D转换器6与单片机7连接。单片机7与电脑8连接。\n腕带1通过加压模块与单片机7连接。寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器均采用压电传感器2。信号调理电路包括依次连接的前置放大电路3、带通滤波电路4、二级放大电路5。加压模块包括加压电磁阀10、减压电磁阀11、充气泵9。充气泵9与加压电磁阀10连接。加压电磁阀10通过气管与腕带1连接。减压电磁阀11设置在加压电磁阀10与腕带1连接的气管上。\n[0044] 本发明的检测装置单片机采用STC89C52；寸脉搏传感器、关脉搏传感器、尺脉搏传感器均采用PVDF压电传感器，该传感器由PVDF压电薄膜构成。与其它压电材料相比，PVDF压电薄膜具有压电系数大、频响宽、动态范围大、力电转换灵敏度高、机械性能强度高、声阻抗易匹配等特点，且重量轻、柔软不脆。对该传感器的测试如下：分辨率、灵敏度等指标均符合要求，而且得到的脉搏波形稳定且质量较高。压力传感器采用BP300T压力传感器：\n用于对整个加压过程的压力监测，实现在不同的取脉压力下对脉搏信号进行采集。前置放大和二级放大电路：对微弱的脉搏生物信号进行合适的放大，使其满足电压的转换条件。带通滤波电路：脉搏波信号微弱，频率低，容易受到外界干扰，所以必须使用滤波器将信号频带外的干扰去除。带通滤波器是一个允许特定频段的波通过、同时屏蔽其他频段的设备。可以由低通滤波器和高通滤波器串联组合而成。本发明的滤波电路采用双运放LM358。\n[0045] 本发明主要功能是寻找最佳取脉压力，并在采集的过程中施加轻、中、重三种不同的采集压力，模仿中医脉诊时的轻取，浮取，沉取三种情况。本发明应用时，[0046] 首先，启动单片机和上位机采集软件，设置通信端口，建立单片机与PC机的串行通信。本系统中采用RS-232C的通信协议，具体通过MAX232芯片实现。之后由PC机向单片机发出开始采集指令，单片机开始动作，通过压力控制模块(如图5所示)中的NPN型三极管9013控制充气泵开始加压，同时压力传感器BP300T读出此时腕带内的气压值。\n[0047] 完成上述工作后，提取被采集者的脉搏信号，找出设置时间段内脉搏信号的幅值最大值(如图7)，并记录下当前的压力值，即为最佳取脉应力。再次启动充气泵，当腕带内压力值与最佳取脉压力相同时停止加压，完成最佳取脉压力状态下的数据提取(中取)，同时在采集软件上绘制脉搏信号曲线。\n[0048] 当完成上述的中取后，通过采集软件的加压、减压按钮修正腕带内的压力值(如图8)。当按下加压按钮，充气泵再次启动，加压电磁阀打开，减压电磁阀保持关闭，直到腕带内压力到达中医所认为的沉取状态(一般为11-13KPa)停止加压并完成此时的数据采集(沉取)。同理，当触发减压命令时，单片机控制减压电磁阀放气卸载直到压力进入浮取状态(一般为3-5KPa)，并完成数据采集和曲线绘制。\n[0049] 对采集到的脉搏信号数据采用MATLAB环境下的分析处理。脉搏信号的前期处理主要有周期识别和特征提取。\n[0050] 可以看到脉搏波形是一串近似周期变化的波形序列，一个极为重要的步骤就是要将波形序列中每一个心动周期的波形都辨识出来.只有得到了单周期波形，才能顺利的进行后续的处理及分析。既然该序列是一个近似周期变化的波形，那么一个周期的起始点同时也就是前一个周期的终止点，所以只要能准确辨识出每个周期的起始点坐标，就能将脉搏波形序列分割成一个一个的单周期波形数据了。如果对一段多周期的连续脉搏信号进行求导操作，则每个脉搏波都可对应出该点。将求导结果中每个峰值的位置对应到原始脉搏波波图中去，在各个点之间的数据中，如在两点之间寻找数据最小值，找到的最小值，它所处的位置就是一个脉搏周期的起始点。用同样的方法处理整个原始脉搏波图，就可以将所有脉搏起始点全部找到，那么每2个相邻的起始点之间对应的数据就是一个单周期的脉搏信号。\n[0051] 在对脉搏波进行特征提取的时候，首先要找到每个脉搏波的各个特征点，并对其进行标识，然后根据标识的情况求取每个脉搏波对应的特征参数。比如幅度类特征值、时间类特征值及其他相关特征值等等(如图10)。\n[0052] 根据所提取的特征完成最终脉象的识别和分类。\n[0053] 脉搏信号的采集方法：\n[0054] 脉搏信号依靠PVDF压电薄膜进采集，经过调理电路处理后进入单片机。模拟信号进入单片机之间必须经过A/D转换，将模拟量转换成数字量。本系统采用TLC153芯片进行A/D转换。TLC1543是美国TI公司生产的多通道、低价格的模数转换器。TLC1543为20脚DIP封装的CMOS、10位开关电容逐次逼近模数转换器。\n[0055] TLC1543芯片内部有14个A/D转换通道，其中11个通道可以作为外部输入的模拟电压，3个通道是芯片内部的自测电压。其采样-保持功能自动进行。在转换结束时，“转换结束”(EOC)输出端变成高电平表明转换完成。芯片内的转换器结合外部输入的差分高阻抗的基准电压，具有简化比率转换、缩放以及模拟电路与逻辑电路和电源噪声隔离的特点。\n开关电容的设计可以使在整个温度范围内有较小的转换误差。\n[0056] 脉搏信号进行采集，同时将采集得到的数据通过串口发送给上位机。鉴于脉搏波的频率很低，而信号调理电路中带通滤波的截止频率为34.8Hz，根据采样定理，在进行模拟/数字信号的转换过程中，当采样频率fs大于信号中最高频率fmax的2倍时，即fs ≥2fmax[0057] 则采样之后的数字信号完整地保留了原始信号中的信息，一般实际应用中保证采样频率为信号最高频率的5～10倍。因此，系统的采样频率确定为125Hz，所以A/D转换器的采样速率Ts为8ms。程序调用定时器0的溢出中断控制A/D采样，因此定时器0的溢出时间设置为8ms。寸、关、尺三路分别采用TLC1543的通道4、5和6。单片机采用12MHz晶振。\n[0058] A/D转换芯片TLC1543具有6种串行接口模式，具体的模式选择要依据本系统中I/O CLOCK的速度和对 的操作。\n[0059] 由于TLC1543每次读取的是上一次的转换结果，因此在开始采集前，预先将寸口信道的地址输入，以保证每次读取数据准确性。\n[0060] 串口初始化后，每采集完一个数据就通过写SBUF指令启动数据发送。在发送移位时钟(由波特率确定)的同步下，从TXD先送出起始位，然后是8位数据位，最后是停止位。\n当一帧10位数据发送完后，中断标志TI置位。由于串口只能发送8位的数据，而TLC1543转换后的数据有10位，因此将数据拆成两个字节，分别进行发送。\n[0061] 由于采用9600bps的波特率，每发送一个位元组需要 一次定时中断需要发送三次采样值，8ms的定时足够进行数据采集与传输。\n[0062] 压力监控方法：\n[0063] 1、压力检测\n[0064] 采集过程中的腕带压力检测是通过BP300T压力传感器完成的。\n[0065] 首先利用下图的电路图中的滑动电阻器对传感器进行调零操作，然后将传感器的两个输出端接在调理电路上，调理电路将压力信号进行放大、去噪、电平提升(适应A/D转换器的电压范围)，最后经单片机发送给电脑，并通过标记函数将电压信号转换为数值，在上位机的采集界面上实现压力的实时显示。\n[0066] 为了模拟最佳切脉压力，并在采集的过程中自由控制腕带压力，本系统采用通过单片机控制充气泵和电磁阀的实现方案。整个加压模块由充气泵、气路、电磁阀以及连接件等装置构成，为气路原理图。\n[0067] 充气泵和电磁阀分别由单片机I/O端口P0.0口的P0.1～P0.4配合NPN型三极管\n9013实现控制，当单片机输出高电平时，三极管导通，气泵和电磁阀工作；输出低电平时，气泵和电磁阀停止工作。整个气路的具体工作原理如下：气泵为整个气路产生气体.气路中的压力由压力传感器测量。s1到s4为电磁阀，控制气路的开闭。\n[0068] 测量时，首先将s3和s4打开使上下两条气路与大气相通，把附着脉搏波传感器的腕带放在脉搏波的采集点位置。开始测量脉搏波信号后，气泵加压.电磁阀状态分别是s1开、s2关、s3关、s4关，通过压力传感器传回的数值可以知道传感器与人体的接触压力。当获得所需要的压力值时.气泵停止加压。需要减小压力时，可以通过短时间控制s3，s4的开闭来实现。\n[0069] 脉搏信号曲线绘制方法：\n[0070] 获取数据\n[0071] 本系统在Visual Basic平台设计了采集软件，利用MSComm控件的OnComm事件捕获串口通信错误或事件，并在OnComm事件中编写程序进行相应处理脉搏信号的处理分析方法。该控件的参数设计如下：\n[0072] \n[0073] Settings用以设计波特率，本系统设置为9600，InBufferSize设置数据缓冲区的大小为1024，InBufferCount＝0表示一有数据就会取出，InputMode＝comInputModeBinary本系统的编码方式是二进制，RThreshold属性用于设置触发OnComm事件的门限值，RThreshold＝2即表示当数据缓冲区存在两个字节时执行OnComm事件。\n[0074] 曲线绘制\n[0075] 本系统将在上位机采集软件中的PictureBox控件中显示实时的脉搏信号曲线，原理是经该控件的宽度作为时间轴，其高度作为幅值，通过采集的数据不断绘制曲线。\n[0076] 实现方法是：\n[0077] 首先对采集到的数据实施十进制转换将转换后的数据分别储存于寸、关、尺相对应的动态数组中：\n[0078] cun(num)＝Val(″&h″+Mid(sss，i*12+2，2)+Mid(sss，i*12+4，2))[0079] guan(num)＝Val(″&h″+Mid(sss，i*12+6，2)+Mid(sss，i*12+8，2))[0080] chi(num)＝Val(″&h″+Mid(sss，i*12+10，2)+Mid(sss，i*12+12，2))[0081] 在实现(1)后利用数组中的数据进行曲线的绘制：\n[0082] For k＝0To 255\n[0083] x＝(num+1+k)Mod 256\n[0084] y＝(x+1)Mod 256\n[0085] Picture1.Line(80*k，2100-cun(x)*2)-(80*k+80，2100-cun(y)*2)，RGB(255，0，\n0)\n[0086] Next k\n[0087] Picture2.Cls\n[0088] For k＝0To 255\n[0089] x＝(num+1+k)Mod 256\n[0090] y＝(x+1)Mod 256\n[0091] Picture2.Line(80*k，2100-guan(x)*2)-(80*k+80，2100-guan(y)*2)，RGB(255，\n0，0)\n[0092] Next k\n[0093] Picture3.Cls\n[0094] For k＝0To 255\n[0095] x＝(num+1+k)Mod 256\n[0096] y＝(x+1)Mod 256\n[0097] Picture3.Line(80*k，2100-chi(x)*2)-(80*k+80，2100-chi(y)*2)，RGB(255，0，\n0)\n[0098] Next k\n[0099] 脉搏信号的后期处理：\n[0100] 脉搏信号的处理是在MATLAB的环境中进行的。本系统对采集到的信号的处理主要是脉搏周期分割识别和特征提取。\n[0101] 脉搏信号是准周期信号，在特征提取之前必须要进行周期分割，即将脉搏信号划分为单周期信号，行在单周期中完成一系列特征值的提取。\n[0102] 周期分割\n[0103] 脉搏信号的分割就是寻找每一周期的谷、峰来实现分割的目标。分割脉象之前，先根据准周期信号的功率谱预估脉象信号的平均周期，因为在功率谱中，基频与周期存在如下关系T＝1/f。分割算法步骤如下：\n[0104] 设计一个宽度为T的数据窗口Wi，从脉象信号开始不断移动，如第一个窗口从脉象信号第一点开始，第二窗口从t(V1)+T开始，第三个窗口从t(V2)+T开始......以此类推不断移动。\n[0105] 在每一窗口中寻找谷峰对(Vi，Pi)\n[0106] 为了防止把上升斜线Lb当成La(如图9)，而导致寻找到错误的谷峰对(如图11)，算法中根据经验定义幅度(value)自适应阈值γ和时间阈值τ，如下：\n[0107] \n[0108] \n[0109] 沿曲线La寻找，直到负差分出现并且满足公式(3)、(4)，这时谷峰对(Vi，Pi)才可能为所求。\n[0110] Value(Pi)-Value(Vi)≥γ (3)\n[0111] t(Pi)-t(Vi)≥τ/5 (4)\n[0112] 当出现图12所示多个峰值点时，用区域[t(Pi)-τ，t(Pi)+τ]中的局部最大值点替代步骤(b)中的峰值点Pi\n[0113] 特征提取\n[0114] 本系统选取常用的三个体征作为提取特征：\n[0115] 特征点振幅特征：hi(i＝1to 5)，即主波幅值h1，以及后面的谷峰对(h2，h3)和(h4，h5)；\n[0116] 特征点时间特征：ti(i＝1to 5)，T及w，即各特征点对应的时间ti、脉象周期T，以及主波幅值三分之二处的时间宽度w；\n[0117] 脉图面积特征量：K，它由收缩期脉图面积和舒张期脉图面积As、Ad按公式(5)计算而来：\n[0118] \n[0119] 具体步骤为：通过实验观察发现，所有脉象特征点都在脉象波形的前70％区域以内，因此为了方便计算，缩短计算时间，提高计算效率，把寻找特征点的范围从一个周期缩小到0.7T。\n[0120] 计算脉搏波x(t)的导数，得速率图d(t)，如图15所示\n[0121] 在脉搏波导数图中寻找连续的过零点di(i＝1to 5)，并在脉搏波中找到与之对应的振幅和时间特征。\n[0122] d)在时间域[0，t1]和[t1，t2]中别分搜索幅值为的2/3h1点Lp、Rp，得出w＝Lp-Rp\n[0123] e)根据极限知识，把心脏收缩期所有时间序列幅值之和定义为收缩期脉图面积As，同理把心脏舒张期所有时间序列幅值之和定义为舒张期脉图面积Ad，再根据公式(1)得出脉图面积特征量K。