本發(fā)明涉及光電傳感器技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)及數(shù)據(jù)處理方法。

背景技術(shù)：

隨著電子科技的發(fā)展，嵌入式系統(tǒng)的應(yīng)用已經(jīng)滲透到各個(gè)行業(yè)，如網(wǎng)絡(luò)通信、消費(fèi)電子、工業(yè)控制等，特別是在數(shù)字醫(yī)療方面得到了廣泛的應(yīng)用。將嵌入式技術(shù)與生物醫(yī)學(xué)信號(hào)處理技術(shù)結(jié)合起來，是今后數(shù)字醫(yī)療儀器發(fā)展的必然趨勢(shì)。心率、血壓、血氧飽和度和血紅蛋白等生理信號(hào)的無創(chuàng)便捷檢測(cè)，在手術(shù)、輸血、獻(xiàn)血、營(yíng)養(yǎng)普查等方面具有重要的意義。傳統(tǒng)的檢測(cè)方法檢測(cè)步驟復(fù)雜(血壓測(cè)量)，或者需要進(jìn)行破皮取血(血紅蛋白濃度檢測(cè))，不僅對(duì)受測(cè)者造成了生理及心理上的負(fù)擔(dān)，且無法連續(xù)、實(shí)時(shí)地檢測(cè)血紅蛋白濃度的變化情況。

光電容積脈搏波(photoplethysmographic,ppg)信號(hào)中包含很多人體生理信息，例如心率和血氧，因此利用光電容積脈搏波信號(hào)提取心率和血氧得到了廣泛的應(yīng)用。光電容積脈搏波(ppg)是指通過光學(xué)構(gòu)件獲得體積器官測(cè)量。常常采用脈搏血氧計(jì)，其檢測(cè)人類皮膚的光吸收性質(zhì)的改變。典型地，透射或反射血液ppg傳感器通過特定波長(zhǎng)處的吸收測(cè)量來監(jiān)視血液向皮膚的真皮和皮下組織的灌注。傳統(tǒng)的脈搏波檢測(cè)系統(tǒng)存在電路結(jié)構(gòu)復(fù)雜、功耗較高等問題。同時(shí)，光電容積脈搏波信號(hào)極易受到運(yùn)動(dòng)干擾的影響，嚴(yán)重影響心率和血氧飽和度檢測(cè)的準(zhǔn)確性，尤其當(dāng)光電容積脈搏波中包含突變波形時(shí)，利用傳統(tǒng)的算法得到的結(jié)果并不理想。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明要解決的技術(shù)問題在于針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)中脈搏波檢測(cè)系統(tǒng)存在電路結(jié)構(gòu)復(fù)雜、功耗較高的缺陷，提供一種嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)及數(shù)據(jù)處理方法。

本發(fā)明解決其技術(shù)問題所采用的技術(shù)方案是：

本發(fā)明提供一種嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)，包括檢測(cè)器殼體以及設(shè)置在檢測(cè)器殼體內(nèi)部的檢測(cè)電路板和檢測(cè)槽；其中：

檢測(cè)槽的兩側(cè)設(shè)置有紅外二極管陣列，檢測(cè)槽的底部設(shè)置有斜臺(tái)，斜臺(tái)上方設(shè)置有傾斜濾光片，且傾斜濾光片與斜臺(tái)的上表面相互平行；傾斜濾光片與斜臺(tái)之間設(shè)置有空腔，該空腔內(nèi)設(shè)置有圖像采集模塊和光電容積脈搏檢測(cè)電路；檢測(cè)槽與傾斜濾光片傾斜底部的連接位置設(shè)置有指尖腔，指尖腔內(nèi)部設(shè)置有手指開關(guān)；

檢測(cè)電路板包括控制器以及均與控制器相連的數(shù)據(jù)接口、存儲(chǔ)電路和電源電路，紅外二極管陣列、圖像采集模塊、光電容積脈搏檢測(cè)電路和手指開關(guān)均與控制器相連；

光電容積脈搏檢測(cè)電路包括多波長(zhǎng)led陣列、驅(qū)動(dòng)電路、光電探測(cè)器和信號(hào)處理電路，多波長(zhǎng)led陣列通過驅(qū)動(dòng)電路與控制器相連，光電探測(cè)器通過信號(hào)處理電路與控制器相連。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的檢測(cè)器殼體的頂部設(shè)置有滑軌，檢測(cè)槽上方設(shè)置有滑蓋，滑蓋與滑蓋滑動(dòng)連接。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的圖像采集模塊采用ccd攝像頭或coms攝像頭，圖像采集模塊與控制器之間通過spi總線連接；紅外二極管陣列采用近紅外式紅外二極管，紅外二極管陣列采用pwm方式驅(qū)動(dòng)；光電容積脈搏檢測(cè)電路中的驅(qū)動(dòng)電路與控制器之間通過spi總線連接；存儲(chǔ)電路采用sd存儲(chǔ)電路；電壓電路的供電電壓為+5v；手指開關(guān)采用微動(dòng)開關(guān)。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的多波長(zhǎng)led陣列包括8組led，8組led呈圓形排列，8組led分別為第一led、第二led、第三led、第四led、第五led、第六led、第七led和第八led；其中，第一led選擇610nm波段，第二led選擇630nm波段，第三led選擇660nm波段，第四led選擇690nm波段，第五led選擇750nm波段，第六led選擇805nm波段，第七led選擇850nm波段，第八led選擇940nm波段；

將8組led依次分為4對(duì)：第一led和第二led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第一led和第二led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；第三led和第四led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第三led和第四led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；第五led和第六led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第五led和第六led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；第七led和第八led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第七led和第八led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；

光電探測(cè)器設(shè)置在8組led的中心位置，8組led均勻分布在光電探測(cè)器的四周。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的驅(qū)動(dòng)電路包括多路轉(zhuǎn)換開關(guān)和光源驅(qū)動(dòng)電路，控制器依次通過光源驅(qū)動(dòng)電路和多路轉(zhuǎn)換開關(guān)與多波長(zhǎng)led陣列相連；

光源驅(qū)動(dòng)電路采用h橋式電路，多路轉(zhuǎn)換開關(guān)采樣差分連接方式，4對(duì)led中每一對(duì)的兩個(gè)引腳分別與差分式多路轉(zhuǎn)換開關(guān)中成對(duì)的差分通道連接。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的信號(hào)處理電路包括放大電路、多路復(fù)用器、低筒濾波器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器，光電探測(cè)器依次通過放大電路、多路復(fù)用器、低筒濾波器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器后與控制器相連；放大電路采用跨阻抗放大電路，多路復(fù)用器采用多路選擇開關(guān)。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的檢測(cè)電路板還包括藍(lán)牙電路，藍(lán)牙電路包括超低電壓微功耗mcu、基于lsb的藍(lán)牙4.0芯片和發(fā)射天線，mcu電連接在控制器與藍(lán)牙4.0芯片之間，發(fā)射天線與藍(lán)牙4.0芯片相連；

設(shè)置藍(lán)牙4.0芯片的工作參數(shù)為：發(fā)射功率在-20dbm到+10dbm之間，采用gfsk調(diào)試方式，調(diào)制指數(shù)在0.45-0.55之間，跳頻工作，1mbps傳輸速率，有40個(gè)信道帶寬為2m的通道，發(fā)射頻率為2.4ghz；超低電壓微功耗mcu最低工作電壓為1.8v，休眠功耗為2na；發(fā)射天線為pcb天線。

本發(fā)明提供一種嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的數(shù)據(jù)處理方法，通過上位機(jī)與嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，該方法包括以下步驟：

s1、通過上位機(jī)獲取嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)采集到的光電容積脈搏波信號(hào)，并濾除信號(hào)中的高頻噪聲：采用fir濾波、iir濾波以及滑動(dòng)平均濾波三種方法進(jìn)行高頻噪聲的濾除；

s2、濾除信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)干擾：采用約束獨(dú)立成分分析與自適應(yīng)濾波相結(jié)合的方法來去除光電容積脈搏波信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)偽跡，并通過自適應(yīng)濾波恢復(fù)光電容積脈搏波信號(hào)的幅度信息，具體步驟為：

s21、對(duì)原始采集的光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行帶通濾波預(yù)處理，濾除信號(hào)中的高頻噪聲與直流成分；

s22、根據(jù)光電容積脈搏波信號(hào)具有的擬周期性，以及運(yùn)動(dòng)偽跡的波形不規(guī)則性，采用自相關(guān)得到光電容積脈搏波信號(hào)的周期信息，將光電容積脈搏波信號(hào)分為兩路，對(duì)其中一路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行自相關(guān)運(yùn)算，求出光電容積脈搏波信號(hào)周期信息，然后基于此周期信息產(chǎn)生約束獨(dú)立成分分析的參考信號(hào)；

s23、將經(jīng)預(yù)處理后的兩路光電容積脈搏波信號(hào)與步驟s22中得到的參考信號(hào)作為輸入信號(hào)同時(shí)輸入到約束獨(dú)立成分分析算法中，得到不含運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)；

s24、將步驟s23得到的不含運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)輸入到自適應(yīng)濾波器，作為自適應(yīng)濾波器的參考信號(hào)，將帶通濾波器預(yù)處理后的光電容積脈搏波信號(hào)作為自適應(yīng)濾波器期望信號(hào)，經(jīng)自適應(yīng)濾波后得到去除了運(yùn)動(dòng)偽跡并含有幅度信息的兩路光電容積脈搏波信號(hào)；

s3、基線漂移：采用希爾伯特-黃變換法對(duì)濾除運(yùn)動(dòng)干擾后的信號(hào)進(jìn)行處理，首先對(duì)信號(hào)進(jìn)行經(jīng)驗(yàn)?zāi)B(tài)分解得到本征模態(tài)函數(shù)，然后對(duì)各本征模態(tài)函進(jìn)行希爾伯特變換，求出瞬時(shí)頻率，最后將頻率不合理的成分濾除后再進(jìn)行重構(gòu)得到濾除基線漂移后的信號(hào)；

s5、校正模型建立：采用單隱藏層的bp神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型進(jìn)行回歸建模分析，通過傳統(tǒng)方法獲得的血紅蛋白參考濃度數(shù)據(jù)，并將數(shù)據(jù)分為校正樣本集和訓(xùn)練樣本集，通過訓(xùn)練樣本集對(duì)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型進(jìn)行訓(xùn)練，并將校正樣本集代入訓(xùn)練后的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型進(jìn)行驗(yàn)證，得到校正后的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型；

s6、預(yù)測(cè)：將得到的ac成分和dc成分作為輸入變量，并對(duì)輸入變量進(jìn)行降維處理，提取降維處理后的輸入變量作為神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型輸入信號(hào)，輸出生理信息的預(yù)測(cè)結(jié)果；

s7、顯示：在上位機(jī)的客戶端顯示采集及預(yù)測(cè)結(jié)果的數(shù)據(jù)信息。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的方法還包括：采用基于時(shí)變自回歸模型的心率提取算法和頻域分析法結(jié)合來求得血氧飽和度的值，具體步驟如下：

通過光電容積脈搏檢測(cè)電路檢測(cè)血氧飽和度測(cè)量中的兩路入射光：紅光和紅外光，首先選取紅外光光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行處理，利用抗干擾心率提取算法求出心率，然后對(duì)紅光光電容積脈搏波信號(hào)和紅外光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行頻譜分析，根據(jù)頻譜中心率所在頻率位置提取紅光光電容積脈搏波信號(hào)和紅外光電容積脈搏波信號(hào)的幅值，進(jìn)而求出r值，最后代入到血氧經(jīng)驗(yàn)公式中，求得最終的血氧飽和度。

進(jìn)一步地，本發(fā)明的抗干擾心率提取算法的具體步驟為：

提取光電容積脈搏波信號(hào)中的加速度信號(hào)，通過加速度信號(hào)對(duì)光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行狀態(tài)分類，分為靜止光電容積脈搏波和運(yùn)動(dòng)光電容積脈搏波，對(duì)于靜止光電容積脈搏波信號(hào)，采用均值交點(diǎn)法計(jì)算心率；對(duì)于運(yùn)動(dòng)光電容積脈搏波信號(hào)的算法分成三部分：信號(hào)預(yù)處理、信號(hào)分段和譜峰搜索：首先對(duì)采集的光電容積脈搏波作預(yù)處理，包括帶通濾波和滑動(dòng)平均率濾波；去除正常心率范圍之外的噪聲和部分高頻噪聲，同時(shí)使信號(hào)更平滑；然后利用基于多小波基函數(shù)展開的時(shí)變自回歸模型方法，對(duì)光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行時(shí)頻分析；根據(jù)頻率隨時(shí)間的變化特征，將光電容積脈搏波信號(hào)分段，分成不同的時(shí)間段；對(duì)于每段信號(hào)，各個(gè)時(shí)刻對(duì)應(yīng)的信號(hào)頻率保持穩(wěn)定；分段結(jié)果將未受到運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波和受到運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)分開，將不同頻率的信號(hào)分開，將平穩(wěn)變化的信號(hào)和突變的信號(hào)分開；對(duì)每段信號(hào)作fft，通過頻域分析獲得所有可能的心率值，并利用加速度信號(hào)對(duì)可能的值作最優(yōu)選擇，得到最終心率估計(jì)值。

本發(fā)明產(chǎn)生的有益效果是：本發(fā)明的嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)及數(shù)據(jù)處理方法，使用方便、防塵防灰，基于光電容積脈搏波及指靜脈檢測(cè)技術(shù)，可以連續(xù)、無創(chuàng)、實(shí)時(shí)地監(jiān)測(cè)人體心率、血氧、血紅蛋白濃度等多相人體信息，同時(shí)可以方便、快速的采集用戶靜脈圖像，自動(dòng)識(shí)別、匹配用戶身份，實(shí)現(xiàn)了高效、準(zhǔn)確的無創(chuàng)檢測(cè)，廣泛適用于醫(yī)院體檢測(cè)量。

附圖說明

下面將結(jié)合附圖及實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步說明，附圖中：

圖1是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的閉蓋狀態(tài)圖；

圖2是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的開蓋狀態(tài)圖；

圖3是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖4是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的檢測(cè)狀態(tài)示意圖；

圖5是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的模塊電連接示意圖；

圖6是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的器件型號(hào)連接示意圖；

圖7是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的多波長(zhǎng)led陣列連接示意圖；

圖8是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的八波長(zhǎng)led陣列布局示意圖；

圖9是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的四波長(zhǎng)led陣列布局示意圖；

圖10是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的驅(qū)動(dòng)電路模塊連接示意圖；

圖11是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的驅(qū)動(dòng)電路器件型號(hào)連接示意圖；

圖12是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的信號(hào)處理電路連接示意圖；

圖13是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的信號(hào)處理電路器件型號(hào)連接示意圖；

圖14是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的運(yùn)動(dòng)干擾去除方法示意圖；

圖15是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的特征信息提取圖；

圖16是本發(fā)明嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的抗運(yùn)動(dòng)血氧飽和度提取算法；

圖中：1-檢測(cè)器殼體，2-滑蓋，3-滑軌，4-空腔，5-傾斜濾光片，6-紅外二極管陣列，7-圖像采集模塊，8-光電容積脈搏檢測(cè)電路，81-多波長(zhǎng)led陣列，82-光電探測(cè)器，9-指尖腔，10-手指開關(guān)。

具體實(shí)施方式

為了使本發(fā)明的目的、技術(shù)方案及優(yōu)點(diǎn)更加清楚明白，以下結(jié)合附圖及實(shí)施例，對(duì)本發(fā)明進(jìn)行進(jìn)一步詳細(xì)說明。應(yīng)當(dāng)理解，此處所描述的具體實(shí)施例僅用以解釋本發(fā)明，并不用于限定本發(fā)明。

如圖1所示，本發(fā)明實(shí)施例的嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)，包括檢測(cè)器殼體1以及設(shè)置在檢測(cè)器殼體1內(nèi)部的檢測(cè)電路板和檢測(cè)槽；其中：

檢測(cè)槽的兩側(cè)設(shè)置有紅外二極管陣列6，檢測(cè)槽的底部設(shè)置有斜臺(tái)，斜臺(tái)上方設(shè)置有傾斜濾光片5，且傾斜濾光片5與斜臺(tái)的上表面相互平行；傾斜濾光片5與斜臺(tái)之間設(shè)置有空腔4，該空腔4內(nèi)設(shè)置有圖像采集模塊7和光電容積脈搏檢測(cè)電路8；檢測(cè)槽與傾斜濾光片5傾斜底部的連接位置設(shè)置有指尖腔9，指尖腔9內(nèi)部設(shè)置有手指開關(guān)10；

檢測(cè)電路板包括控制器以及均與控制器相連的數(shù)據(jù)接口、存儲(chǔ)電路和電源電路，紅外二極管陣列6、圖像采集模塊7、光電容積脈搏檢測(cè)電路8和手指開關(guān)10均與控制器相連；

光電容積脈搏檢測(cè)電路8包括多波長(zhǎng)led陣列81、驅(qū)動(dòng)電路、光電探測(cè)器82和信號(hào)處理電路，多波長(zhǎng)led陣列81通過驅(qū)動(dòng)電路與控制器相連，光電探測(cè)器82通過信號(hào)處理電路與控制器相連。

檢測(cè)器殼體1的頂部設(shè)置有滑軌3，檢測(cè)槽上方設(shè)置有滑蓋2，滑蓋2與滑蓋3滑動(dòng)連接。

圖像采集模塊7采用ccd攝像頭或coms攝像頭，圖像采集模塊7與控制器之間通過spi總線連接；紅外二極管陣列6采用近紅外式紅外二極管，紅外二極管陣列6采用pwm方式驅(qū)動(dòng)；光電容積脈搏檢測(cè)電路8中的驅(qū)動(dòng)電路與控制器之間通過spi總線連接；存儲(chǔ)電路采用sd存儲(chǔ)電路；電壓電路的供電電壓為+5v；手指開關(guān)采用微動(dòng)開關(guān)。

多波長(zhǎng)led陣列81包括8組led，8組led呈圓形排列，8組led分別為第一led、第二led、第三led、第四led、第五led、第六led、第七led和第八led；其中，第一led選擇610nm波段，第二led選擇630nm波段，第三led選擇660nm波段，第四led選擇690nm波段，第五led選擇750nm波段，第六led選擇805nm波段，第七led選擇850nm波段，第八led選擇940nm波段；

將8組led依次分為4對(duì)：第一led和第二led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第一led和第二led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；第三led和第四led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第三led和第四led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；第五led和第六led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第五led和第六led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；第七led和第八led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第七led和第八led的陰陽(yáng)極的兩個(gè)對(duì)接處分別引出兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；

光電探測(cè)器82設(shè)置在8組led的中心位置，8組led均勻分布在光電探測(cè)器82的四周。

驅(qū)動(dòng)電路包括多路轉(zhuǎn)換開關(guān)和光源驅(qū)動(dòng)電路，控制器依次通過光源驅(qū)動(dòng)電路和多路轉(zhuǎn)換開關(guān)與多波長(zhǎng)led陣列81相連；

光源驅(qū)動(dòng)電路采用h橋式電路，多路轉(zhuǎn)換開關(guān)采樣差分連接方式，4對(duì)led中每一對(duì)的兩個(gè)引腳分別與差分式多路轉(zhuǎn)換開關(guān)中成對(duì)的差分通道連接。

信號(hào)處理電路包括放大電路、多路復(fù)用器、低筒濾波器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器，光電探測(cè)器82依次通過放大電路、多路復(fù)用器、低筒濾波器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器后與控制器相連；放大電路采用跨阻抗放大電路，多路復(fù)用器采用多路選擇開關(guān)。

檢測(cè)電路板還包括藍(lán)牙電路，藍(lán)牙電路包括超低電壓微功耗mcu、基于lsb的藍(lán)牙4.0芯片和發(fā)射天線，mcu電連接在控制器與藍(lán)牙4.0芯片之間，發(fā)射天線與藍(lán)牙4.0芯片相連；

設(shè)置藍(lán)牙4.0芯片的工作參數(shù)為：發(fā)射功率在-20dbm到+10dbm之間，采用gfsk調(diào)試方式，調(diào)制指數(shù)在0.45-0.55之間，跳頻工作，1mbps傳輸速率，有40個(gè)信道帶寬為2m的通道，發(fā)射頻率為2.4ghz；超低電壓微功耗mcu最低工作電壓為1.8v，休眠功耗為2na；發(fā)射天線為pcb天線。

本發(fā)明實(shí)施例的嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)的數(shù)據(jù)處理方法，通過上位機(jī)與嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，該方法包括以下步驟：

s1、通過上位機(jī)獲取嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)采集到的光電容積脈搏波信號(hào)，并濾除信號(hào)中的高頻噪聲：采用fir濾波、iir濾波以及滑動(dòng)平均濾波三種方法進(jìn)行高頻噪聲的濾除；

s2、濾除信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)干擾：采用約束獨(dú)立成分分析與自適應(yīng)濾波相結(jié)合的方法來去除光電容積脈搏波信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)偽跡，并通過自適應(yīng)濾波恢復(fù)光電容積脈搏波信號(hào)的幅度信息，具體步驟為：

s21、對(duì)原始采集的光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行帶通濾波預(yù)處理，濾除信號(hào)中的高頻噪聲與直流成分；

s22、根據(jù)光電容積脈搏波信號(hào)具有的擬周期性，以及運(yùn)動(dòng)偽跡的波形不規(guī)則性，采用自相關(guān)得到光電容積脈搏波信號(hào)的周期信息，將光電容積脈搏波信號(hào)分為兩路，對(duì)其中一路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行自相關(guān)運(yùn)算，求出光電容積脈搏波信號(hào)周期信息，然后基于此周期信息產(chǎn)生約束獨(dú)立成分分析的參考信號(hào)；

s23、將經(jīng)預(yù)處理后的兩路光電容積脈搏波信號(hào)與步驟s22中得到的參考信號(hào)作為輸入信號(hào)同時(shí)輸入到約束獨(dú)立成分分析算法中，得到不含運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)；

s24、將步驟s23得到的不含運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)輸入到自適應(yīng)濾波器，作為自適應(yīng)濾波器的參考信號(hào)，將帶通濾波器預(yù)處理后的光電容積脈搏波信號(hào)作為自適應(yīng)濾波器期望信號(hào)，經(jīng)自適應(yīng)濾波后得到去除了運(yùn)動(dòng)偽跡并含有幅度信息的兩路光電容積脈搏波信號(hào)；

s3、基線漂移：采用希爾伯特-黃變換法對(duì)濾除運(yùn)動(dòng)干擾后的信號(hào)進(jìn)行處理，首先對(duì)信號(hào)進(jìn)行經(jīng)驗(yàn)?zāi)B(tài)分解得到本征模態(tài)函數(shù)，然后對(duì)各本征模態(tài)函進(jìn)行希爾伯特變換，求出瞬時(shí)頻率，最后將頻率不合理的成分濾除后再進(jìn)行重構(gòu)得到濾除基線漂移后的信號(hào)；

s5、校正模型建立：采用單隱藏層的bp神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型進(jìn)行回歸建模分析，通過傳統(tǒng)方法獲得的血紅蛋白參考濃度數(shù)據(jù)，并將數(shù)據(jù)分為校正樣本集和訓(xùn)練樣本集，通過訓(xùn)練樣本集對(duì)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型進(jìn)行訓(xùn)練，并將校正樣本集代入訓(xùn)練后的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型進(jìn)行驗(yàn)證，得到校正后的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型；

s6、預(yù)測(cè)：將得到的ac成分和dc成分作為輸入變量，并對(duì)輸入變量進(jìn)行降維處理，提取降維處理后的輸入變量作為神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型輸入信號(hào)，輸出生理信息的預(yù)測(cè)結(jié)果；

s7、顯示：在上位機(jī)的客戶端顯示采集及預(yù)測(cè)結(jié)果的數(shù)據(jù)信息。

該方法還包括：采用基于時(shí)變自回歸模型的心率提取算法和頻域分析法結(jié)合來求得血氧飽和度的值，具體步驟如下：

通過光電容積脈搏檢測(cè)電路檢測(cè)血氧飽和度測(cè)量中的兩路入射光：紅光和紅外光，首先選取紅外光光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行處理，利用抗干擾心率提取算法求出心率，然后對(duì)紅光光電容積脈搏波信號(hào)和紅外光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行頻譜分析，根據(jù)頻譜中心率所在頻率位置提取紅光光電容積脈搏波信號(hào)和紅外光電容積脈搏波信號(hào)的幅值，進(jìn)而求出r值，最后代入到血氧經(jīng)驗(yàn)公式中，求得最終的血氧飽和度。

抗干擾心率提取算法的具體步驟為：

提取光電容積脈搏波信號(hào)中的加速度信號(hào)，通過加速度信號(hào)對(duì)光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行狀態(tài)分類，分為靜止光電容積脈搏波和運(yùn)動(dòng)光電容積脈搏波，對(duì)于靜止光電容積脈搏波信號(hào)，采用均值交點(diǎn)法計(jì)算心率；對(duì)于運(yùn)動(dòng)光電容積脈搏波信號(hào)的算法分成三部分：信號(hào)預(yù)處理、信號(hào)分段和譜峰搜索：首先對(duì)采集的光電容積脈搏波作預(yù)處理，包括帶通濾波和滑動(dòng)平均率濾波；去除正常心率范圍之外的噪聲和部分高頻噪聲，同時(shí)使信號(hào)更平滑；然后利用基于多小波基函數(shù)展開的時(shí)變自回歸模型方法，對(duì)光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行時(shí)頻分析；根據(jù)頻率隨時(shí)間的變化特征，將光電容積脈搏波信號(hào)分段，分成不同的時(shí)間段；對(duì)于每段信號(hào)，各個(gè)時(shí)刻對(duì)應(yīng)的信號(hào)頻率保持穩(wěn)定；分段結(jié)果將未受到運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波和受到運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)分開，將不同頻率的信號(hào)分開，將平穩(wěn)變化的信號(hào)和突變的信號(hào)分開；對(duì)每段信號(hào)作fft，通過頻域分析獲得所有可能的心率值，并利用加速度信號(hào)對(duì)可能的值作最優(yōu)選擇，得到最終心率估計(jì)值。

在本發(fā)明的描述中，需要理解的是，術(shù)語(yǔ)“中心”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“豎直”、“水平”、“頂”、“底”、“內(nèi)”、“外”等指示的方位或位置關(guān)系為基于附圖所示的方位或位置關(guān)系，僅是為了便于描述本發(fā)明和簡(jiǎn)化描述，而不是指示或暗示所指的裝置或元件必須具有特定的方位、以特定的方位構(gòu)造和操作，因此不能理解為對(duì)本發(fā)明的限制。術(shù)語(yǔ)“第一”、“第二”僅用于描述目的，而不能理解為指示或暗示相對(duì)重要性或者隱含指明所指示的技術(shù)特征的數(shù)量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隱含地包括一個(gè)或者更多個(gè)該特征。在本發(fā)明的描述中，除非另有說明，“多個(gè)”的含義是兩個(gè)或兩個(gè)以上。

具體的，本發(fā)明還提供以下實(shí)施例：

實(shí)施例一

如圖1、2所示，一種嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)，包括檢測(cè)器殼體以及設(shè)置在所述檢測(cè)器殼體內(nèi)部的檢測(cè)電路板，所述檢測(cè)器殼體的一側(cè)表面設(shè)置有滑蓋，所述滑蓋與殼體之間通過滑軌連接，所述滑蓋下方設(shè)置有檢測(cè)槽；

如圖3、4所示，所述檢測(cè)槽的兩側(cè)設(shè)置有紅外二極管陣列，所述檢測(cè)槽的底部設(shè)置有斜臺(tái)，所述斜臺(tái)的上側(cè)設(shè)置有與所述斜臺(tái)平行的傾斜濾光片，所述濾光片與斜臺(tái)之間形成的空腔內(nèi)設(shè)置有圖像采集模塊和光電容積脈搏波檢測(cè)電路，所述檢測(cè)槽與傾斜濾光片相鄰的內(nèi)側(cè)設(shè)置有指尖腔，所述指尖腔內(nèi)部設(shè)置有手指開關(guān)；

如圖5所示，所述檢測(cè)電路板包括控制器以及與所述控制器分別連接的數(shù)據(jù)接口、存儲(chǔ)電路和電源電路，所述紅外二極管陣列、圖像采集模塊、光電容積脈搏波檢測(cè)電路和手指開關(guān)分別連接所述控制器；

所述光電容積脈搏波檢測(cè)電路包括多波長(zhǎng)led陣列、驅(qū)動(dòng)電路、光電探測(cè)器和信號(hào)處理電路，所述多波長(zhǎng)led陣列通過驅(qū)動(dòng)電路連接所述控制器，所述光電探測(cè)器通過信號(hào)處理電路連接所述控制器。

如圖6所示，所述控制器選用stm32控制器，所述圖像采集模塊采用ccd攝像頭或coms攝像頭且與所述stm32控制器采用spi通信，所述紅外二極管陣列采用近紅外紅外二極管陳列采用pwm方式驅(qū)動(dòng)，所述多波長(zhǎng)led陣列采用elm-4000陣列，所述驅(qū)動(dòng)電路采用afe4400芯片電路且與stm32控制器采用spi通信，所述光電探測(cè)器采用epm-4001接收器，所述信號(hào)處理電路選用afe4400芯片電路且與stm32控制器采用spi通信，所述存儲(chǔ)電路選用sd存儲(chǔ)電路，所述電源電路選用lp2989芯片電路接+5v電源，所述手指開關(guān)選用微動(dòng)開關(guān)。

具體的，低噪聲線性電壓調(diào)整芯片lp2989通過一個(gè)撥碼開關(guān)連接5v電池，然后產(chǎn)生3.3v的輸出。輸出3.3v的電源以供前端芯片、stm32以及各個(gè)外設(shè)接口使用在各模擬電源和數(shù)字電源之間，均有電感做隔離作用。為了方便使用與調(diào)試，將接口布局在pcb的外側(cè)邊沿從左上角逆時(shí)針依次為傳感器db7接口和mini-usb接口。

具體的，sd卡座采用自彈式sd卡底座，采用sd_sdmodel芯片。

實(shí)施例一采用了四路發(fā)光管：紅光、紅外光、綠光、黃光。其中發(fā)射部件由afe4400驅(qū)動(dòng)，在周期的時(shí)序里向人體組織發(fā)射四路光波，接收部件負(fù)責(zé)接收從人體組織反射回來的光，繼而將接收到的光信號(hào)轉(zhuǎn)換為電流信號(hào)。

需要說明的是，系統(tǒng)采用了兩枚afe4400芯片來實(shí)現(xiàn)4路ppg信號(hào)的采集。兩個(gè)的電路完全相同，簡(jiǎn)化了電路設(shè)計(jì)。afe4400晶振設(shè)計(jì)采用了一枚8m速率的晶振器，型號(hào)為smd3225，配合2枚18pf的電容，為前端芯片提供時(shí)序輸入。afe4400與stm32之間共有1個(gè)i/o口相連，其中包含1路afe時(shí)鐘信號(hào)輸出，1路afe重置信號(hào)輸入，1路ad轉(zhuǎn)換完畢信號(hào)輸出，1路spi數(shù)字接口，1路掉電警告信號(hào)輸出，1路led警告信號(hào)輸出，1路診斷結(jié)束信號(hào)輸出以及1路關(guān)機(jī)信號(hào)輸入。其中復(fù)位信號(hào)使用上拉保證沒有信號(hào)時(shí)不復(fù)位。豐富的接口保證了系統(tǒng)能夠最大哏度地使用afe4400的各種功能，確保了下位機(jī)軟件能夠準(zhǔn)確地讀取到afe4400的數(shù)據(jù)，并能夠處理各種錯(cuò)誤。本系統(tǒng)采用了通用的db5接口反射式光電采集前端，采用了db5接口5線中的4線分別作為紅光、紅外光的輸入、輸出。為了保護(hù)電路，這4路均配有快速開關(guān)二極管，型號(hào)為bav99w-7-f。并且都串聯(lián)了0歐的電阻，方便測(cè)試。

實(shí)施例二

如圖1、2所示，一種嵌入式人體生理信息無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)，包括檢測(cè)器殼體以及設(shè)置在所述檢測(cè)器殼體內(nèi)部的檢測(cè)電路板，所述檢測(cè)器殼體的一側(cè)表面設(shè)置有滑蓋，所述滑蓋與殼體之間通過滑軌連接，所述滑蓋下方設(shè)置有檢測(cè)槽；

如圖3、4所示，所述檢測(cè)槽的兩側(cè)設(shè)置有紅外二極管陣列，所述檢測(cè)槽的底部設(shè)置有斜臺(tái)，所述斜臺(tái)的上側(cè)設(shè)置有與所述斜臺(tái)平行的傾斜濾光片，所述濾光片與斜臺(tái)之間形成的空腔內(nèi)設(shè)置有圖像采集模塊和光電容積脈搏波檢測(cè)電路，所述檢測(cè)槽與傾斜濾光片相鄰的內(nèi)側(cè)設(shè)置有指尖腔，所述指尖腔內(nèi)部設(shè)置有手指開關(guān)；

如圖5所示，所述檢測(cè)電路板包括控制器以及與所述控制器分別連接的數(shù)據(jù)接口、存儲(chǔ)電路和電源電路，所述紅外二極管陣列、圖像采集模塊、光電容積脈搏波檢測(cè)電路和手指開關(guān)分別連接所述控制器；

所述光電容積脈搏波檢測(cè)電路包括多波長(zhǎng)led陣列、驅(qū)動(dòng)電路、光電探測(cè)器和信號(hào)處理電路，所述多波長(zhǎng)led陣列通過驅(qū)動(dòng)電路連接所述控制器，所述光電探測(cè)器通過信號(hào)處理電路連接所述控制器。

進(jìn)一步的如圖7所示，所述多波長(zhǎng)led陣列包括8組led，8組led分別為第一led、第二led、第三led、第四led、第五led、第六led、第七led和第八led，所述第一led選擇610nm波段、第二led選擇630nm波段、第三led選擇660nm波段、第四led選擇690nm波段、第五led選擇750nm波段、第六led選擇805nm波段、第七led選擇850nm波段和第八led選擇940nm波段；

所述第一led和第二led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第一led和第二led的陰陽(yáng)極分別兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；所述第三led和第四led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第三led和第四led的陰陽(yáng)極分別兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；所述第五led和第六led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第五led和第六led的陰陽(yáng)極分別兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；所述第七led和第八led的陰陽(yáng)極對(duì)接，由第七led和第八led的陰陽(yáng)極分別兩個(gè)引腳連接驅(qū)動(dòng)電路；

如圖8所示，所述光電探測(cè)器包括opt101芯片，所述opt101芯片設(shè)置在光電容積脈搏波檢測(cè)電路的中央，所述8組led均勻分布在所述opt101芯片的四周。

需要說明的是，如圖9所示檢測(cè)系統(tǒng)也可以根據(jù)實(shí)際情況采用4路波長(zhǎng)led發(fā)射端，系統(tǒng)可以采用經(jīng)驗(yàn)?zāi)B(tài)分解和三次樣條插值算法去除原始脈搏波的高頻噪聲和基線漂移，同時(shí)運(yùn)用動(dòng)態(tài)光譜頻域提取法提取對(duì)數(shù)脈搏波的基波分量，并采用偏最小二乘法交叉驗(yàn)證的方法，完成人體血糖濃度的預(yù)測(cè)。

如圖10、11所示，所述驅(qū)動(dòng)電路包括多路轉(zhuǎn)換開關(guān)和光源驅(qū)動(dòng)電路，所述控制器依次通過光源驅(qū)動(dòng)電路、多路轉(zhuǎn)換開關(guān)連接多波長(zhǎng)led陣列；所述光源驅(qū)動(dòng)電路采用h橋式電路，所述差分多路選擇開關(guān)采用adi公司adg709芯片電路，每一對(duì)led的兩個(gè)引腳分別接到成對(duì)的差分通道的引腳上，通過所述h橋式驅(qū)動(dòng)電路與差分多路選擇開關(guān)相結(jié)合的方式對(duì)8路光源進(jìn)行控制。

具體的，adg709芯片可承受30ma的連續(xù)導(dǎo)通電流，能夠滿足各led的驅(qū)動(dòng)電流要求，每一對(duì)led的兩個(gè)引腳分別接到成對(duì)的差分通道的引腳上。

當(dāng)多路選擇開關(guān)adg709選擇通道1時(shí)，即s1a與s1b選通：(1)當(dāng)p5.6為低電平，p5.7為高電平時(shí)，q1導(dǎo)通，q2截止，led1點(diǎn)亮，此時(shí)電流由vcc經(jīng)過q1→led1→q4→r7到達(dá)地，數(shù)模轉(zhuǎn)換器dac2產(chǎn)生的電壓施加到q4上對(duì)led1的亮度進(jìn)行控制；(2)當(dāng)p5.6為高電平，p5.7為低電平時(shí)，q1截止，q2導(dǎo)通，led2點(diǎn)亮，此時(shí)電流由vcc經(jīng)過q2→led2→q3→r6到達(dá)地，數(shù)模轉(zhuǎn)換器dac1產(chǎn)生的電壓施加到q3上對(duì)led2的亮度進(jìn)行控制。光源驅(qū)動(dòng)電流的大小根據(jù)探測(cè)到的光電信號(hào)強(qiáng)度進(jìn)行調(diào)整。同樣，當(dāng)多路選擇開關(guān)adg709選擇其他通道時(shí)，其他led光源得到控制。通過控制en、a0、a1引腳電平來選擇多路選擇開關(guān)的通道，以達(dá)到對(duì)光源發(fā)光時(shí)序的控制，其中en為使能引腳，a0與a1為通道選擇引腳。

如圖12、13所示，所述信號(hào)處理電路包括放大電路、多路復(fù)用器、低筒濾波器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器，所述光電探測(cè)器依次通過放大電路、多路復(fù)用器、低筒濾波器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器連接所述控制器；所述放大電路采用opt101芯片內(nèi)部的跨阻抗放大電路，所述多路復(fù)用器選用多路選擇開關(guān)adg706，所述模數(shù)轉(zhuǎn)換器選用ad7173芯片。

由于ppg信號(hào)的跳變成分ac僅占信號(hào)的0.1％～10％左右，絕大部分為非跳變的dc成分。若同時(shí)對(duì)ac與dc進(jìn)行放大，就有可能造成ppg信號(hào)達(dá)到飽和而ac成分仍然不足的情況，因此需要對(duì)ac成分進(jìn)行單獨(dú)的放大處理。opt101內(nèi)部的跨阻抗放大電路將光電二極管檢測(cè)到的光信號(hào)放大成電壓信號(hào)從5引腳輸出，此一級(jí)放大信號(hào)為總的ppg信號(hào)(包含ac與dc成分)。mcu通過adc對(duì)第一級(jí)放大信號(hào)進(jìn)行采集，一方面根據(jù)第一級(jí)放大信號(hào)的強(qiáng)弱實(shí)現(xiàn)對(duì)光源發(fā)光強(qiáng)度的控制，另一方面對(duì)第一級(jí)放大信號(hào)進(jìn)行處理提取出dc成分。此dc成分加上一個(gè)微小偏置后輸入到u2的正相輸入端，而u2的負(fù)輸入端接u1的輸出(ac+dc)，通過u2差分放大功能實(shí)現(xiàn)ac成分的放大。

ad7173是一款24位、低功耗、16通道的ad轉(zhuǎn)換芯片，在采樣率為31.25ksps下有效位為17.5位，能夠滿足本設(shè)計(jì)要求。多路選擇開關(guān)adg706通道的選擇應(yīng)該與光源的發(fā)光時(shí)序相匹配：當(dāng)led1發(fā)光時(shí)，通道1選通，當(dāng)led1滅時(shí)，通道2選通，當(dāng)led2發(fā)光時(shí)，通道3選通，當(dāng)led2滅時(shí)，通道4選通，依次類推。這就保證了每個(gè)adc通道單獨(dú)采集相應(yīng)光源的信號(hào)，避免了通道之間的串?dāng)_問題。具體的，mcu采用ti公司msp430f5529芯片。該芯片主頻可達(dá)25mhz，具有10kbram、128kbflash、4個(gè)spi外設(shè)、2個(gè)i2c外設(shè)、12位adc、io口、usb外設(shè)等資源。

所述檢測(cè)電路板還包括藍(lán)牙電路，所述藍(lán)牙電路包括超低電壓微功耗mcu、基于lsb藍(lán)牙4.0芯片和發(fā)射天線，所述mcu電連接在所述控制器與藍(lán)牙4.0芯片之間，所述發(fā)射天線連接所述藍(lán)牙4.0芯片。

具體的，藍(lán)牙4.0芯片發(fā)射功率在-20dbm到+10dbm之間，采用gfsk調(diào)試方式，調(diào)制指數(shù)在0.45-0.55之間，跳頻工作，1mbps傳輸速率，有40個(gè)信道帶寬為2m的通道，發(fā)射頻率為2.4ghz；所述的超低電壓微功耗mcu最低工作電壓可達(dá)1.8v，休眠功耗為2na；所述的發(fā)射天線為pcb天線。

需要說明的是，上述實(shí)施例一和實(shí)施例二還包括上位機(jī)，所述上位機(jī)通過藍(lán)牙與控制器通訊接收指靜脈和脈搏波信息通過信號(hào)處理實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的顯示，具體信號(hào)處理方法包括如下步驟：

a1)去除高頻噪聲：采用fir濾波、iir濾波以及滑動(dòng)平均濾波三種方法進(jìn)行高頻噪聲的濾除；

a2)去除運(yùn)動(dòng)干擾：采用約束獨(dú)立成分分析與自適應(yīng)濾波相結(jié)合的方法來去除光電容積脈搏波信號(hào)中的運(yùn)動(dòng)偽跡，同時(shí)保證光電容積脈搏波信號(hào)的幅度信息不會(huì)丟失，通過約束獨(dú)立成分分析可以自動(dòng)獲得目標(biāo)源信號(hào)，而無需將所有獨(dú)立源成分獲得后再進(jìn)行挑選，通過自適應(yīng)濾波可以恢復(fù)光電容積脈搏波信號(hào)的幅度信息，如圖14所示，具體實(shí)施步驟：

第一步：對(duì)原始光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行帶通濾波預(yù)處理，濾除信號(hào)中的高頻噪聲與直流成分；

第二步：由于光電容積脈搏波信號(hào)具有擬周期性，而運(yùn)動(dòng)偽跡是由受測(cè)者運(yùn)動(dòng)造成的，其波形往往具有不規(guī)則性，采用自相關(guān)可以得到光電容積脈搏波信號(hào)的周期信息，對(duì)其中一路光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行自相關(guān)運(yùn)算，求出光電容積脈搏波信號(hào)周期信息，然后基于此信息產(chǎn)生約束獨(dú)立成分分析的參考信號(hào)；

第三步：將經(jīng)預(yù)處理后的兩路光電容積脈搏波信號(hào)與第二步驟產(chǎn)生的參考信號(hào)作為輸入信號(hào)同時(shí)輸入到約束獨(dú)立成分分析算法中，得到不含運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)，然而此光電容積脈搏波信號(hào)丟失了原信號(hào)的幅度信息；

第四步：將第三步得到的信號(hào)作為參考信號(hào)輸入到自適應(yīng)濾波器，將帶通濾波器預(yù)處理后的光電容積脈搏波信號(hào)作為自適應(yīng)濾波器期望信號(hào)，經(jīng)自適應(yīng)濾波后得到去除了運(yùn)動(dòng)偽跡并含有幅度信息的兩路光電容積脈搏波信號(hào)；

a3)基線漂移：采用希爾伯特-黃變換法對(duì)信號(hào)進(jìn)行處理，首先對(duì)信號(hào)進(jìn)行經(jīng)驗(yàn)?zāi)B(tài)分解(emd)得到本征模態(tài)函數(shù)(imfs)，然后對(duì)各本征模態(tài)函進(jìn)行希爾伯特變換，求出瞬時(shí)頻率，最后將頻率不合理的成分濾除后再進(jìn)行重構(gòu)；

a4)特征信息提?。翰捎霉怆娙莘e脈搏波信號(hào)差分方法提取ac成分，采用光電容積脈搏波信號(hào)幅值平均值作為dc成分；

具體如圖15所示，特征信息是由ppg信號(hào)的ac成分與dc成分能量比例得到的。為求得特征信息，需要先提取出ac成分與dc成分。ac成分提取方法主要有高通濾波后求均方根方法、峰峰值檢測(cè)法、ppg信號(hào)差分方法以及頻域分析方法等，dc成分提取方法主要有低通濾波法、ppg信號(hào)幅值平均值法以及頻域分析法等。

a5)校正模型建立：利用人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行回歸建模分析，首先選用pca方法對(duì)輸入變量進(jìn)行降維處理，提取前幾個(gè)貢獻(xiàn)較大的成分，然后將這些主成分作為神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的輸入信號(hào)，以減小神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的計(jì)算量，通過利用訓(xùn)練樣本對(duì)網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行訓(xùn)練，然后利用訓(xùn)練過的網(wǎng)絡(luò)對(duì)預(yù)測(cè)集樣本進(jìn)行預(yù)測(cè)，以評(píng)估所建立模型的性能；

a6)預(yù)測(cè)：通過利用校正集樣本對(duì)網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行訓(xùn)練，得到校正模型，并利用此模型對(duì)預(yù)測(cè)集進(jìn)行預(yù)測(cè)；

本發(fā)明采用單隱藏層的bp網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)進(jìn)行回歸建模分析，通過校正集樣本對(duì)網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行訓(xùn)練，學(xué)習(xí)算法采用量化共軛梯度法。

單隱藏層的bp網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的預(yù)測(cè)集和校正集樣本具體為：

通常將樣本集分為校正集和預(yù)測(cè)集兩部分，校正集用來校正血紅蛋白濃度計(jì)算模型，預(yù)測(cè)集用來驗(yàn)證所得到的校正模型的性能。以光譜數(shù)據(jù)作為輸入數(shù)據(jù)，以傳統(tǒng)方法獲取的血紅蛋白參考濃度作為目標(biāo)數(shù)據(jù)對(duì)校正模型進(jìn)行訓(xùn)練，得出最佳校正模型。然后利用校正模型對(duì)預(yù)測(cè)集樣本進(jìn)行預(yù)測(cè)，將預(yù)測(cè)值與參考值進(jìn)行比較以評(píng)價(jià)校正模型的預(yù)測(cè)性能。校正集的選取原則是：所選樣本的血紅蛋白濃度值要均勻分散在所有樣本的血紅蛋白濃度值整個(gè)區(qū)域。

a7)顯示：在上位機(jī)的客戶端顯示采集及預(yù)測(cè)的數(shù)據(jù)信息。

進(jìn)一步的，采用基于時(shí)變自回歸模型的心率提取算法同頻域分析法結(jié)合來求得血氧飽和度的值，如圖16所示，具體步驟如下：

血氧飽和度測(cè)量中有兩路入射光：紅光和紅外光，首先選取紅外光光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行處理，利用抗干擾心率提取算法準(zhǔn)確求出心率，然后對(duì)紅光光電容積脈搏波信號(hào)和紅外光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行頻譜分析，根據(jù)頻譜中心率所在頻率位置提取紅光光電容積脈搏波信號(hào)和紅外光電容積脈搏波信號(hào)的幅值，進(jìn)而求出r值，最后代入到血氧經(jīng)驗(yàn)公式中，求得最終的血氧飽和度。

所述抗干擾心率提取算法首先利用加速度信號(hào)對(duì)光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行狀態(tài)分類，分為靜止光電容積脈搏波和運(yùn)動(dòng)光電容積脈搏波，對(duì)于靜止光電容積脈搏波信號(hào)，采用均值交點(diǎn)法計(jì)算心率；對(duì)于運(yùn)動(dòng)光電容積脈搏波信號(hào)的算法分成三部分：信號(hào)預(yù)處理、信號(hào)分段和譜峰搜索：首先對(duì)采集的光電容積脈搏波作預(yù)處理，包括帶通濾波和滑動(dòng)平均率濾波；去除正常心率范圍之外的噪聲和部分高頻噪聲，同時(shí)使信號(hào)更平滑；然后利用基于多小波基函數(shù)展開的時(shí)變自回歸模型方法，對(duì)光電容積脈搏波信號(hào)進(jìn)行時(shí)頻分析；根據(jù)頻率隨時(shí)間的變化特征，將光電容積脈搏波信號(hào)分段，分成不同的時(shí)間段；對(duì)于每段信號(hào)，各個(gè)時(shí)刻對(duì)應(yīng)的信號(hào)頻率變化不大，信號(hào)保持穩(wěn)定；分段結(jié)果能夠?qū)⑽词艿竭\(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波和受到運(yùn)動(dòng)干擾的光電容積脈搏波信號(hào)分開，將不同頻率的信號(hào)分開，將平穩(wěn)變化的信號(hào)和突變的信號(hào)分開；對(duì)每段信號(hào)作fft，通過頻域分析獲得所有可能的心率值，并利用加速度信號(hào)對(duì)可能的值作最優(yōu)選擇，得到最終心率估計(jì)值。

本發(fā)明屬于光電檢測(cè)傳感器技術(shù)領(lǐng)域，該無創(chuàng)檢測(cè)系統(tǒng)包括檢測(cè)器殼體以及殼體內(nèi)部的檢測(cè)電路板，殼體的一側(cè)表面設(shè)置有滑蓋，滑蓋下方設(shè)置有檢測(cè)槽，檢測(cè)槽內(nèi)部設(shè)置有紅外二極管陣列、斜臺(tái)和傾斜濾光片，濾光片與斜臺(tái)之間形成的空腔內(nèi)設(shè)置有圖像采集模塊和光電容積脈搏波檢測(cè)電路，檢測(cè)槽與傾斜濾光片相鄰的內(nèi)側(cè)設(shè)置有指尖腔和手指開關(guān)。本發(fā)明使用方便、防塵防灰，基于光電容積脈搏波及指靜脈檢測(cè)技術(shù)，可以連續(xù)、無創(chuàng)、實(shí)時(shí)地監(jiān)測(cè)人體心率、血氧、血紅蛋白濃度等多相人體信息，同時(shí)可以方便、快速的采集用戶靜脈圖像，自動(dòng)識(shí)別、匹配用戶身份，實(shí)現(xiàn)了高效、準(zhǔn)確的無創(chuàng)檢測(cè)，廣泛適用于醫(yī)院體檢測(cè)量。

應(yīng)當(dāng)理解的是，對(duì)本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來說，可以根據(jù)上述說明加以改進(jìn)或變換，而所有這些改進(jìn)和變換都應(yīng)屬于本發(fā)明所附權(quán)利要求的保護(hù)范圍。