盧 超，潘宏利，盧進(jìn)軍，劉 東，蔣 媛

（陜西理工學(xué)院 物理系，陜西 漢中 723000）

脈搏可以反映一個人的身體健康狀況，一個正常人平均脈搏數(shù)應(yīng)該在70～80次/每分鐘。人體脈搏頻率非常低，約為0.5～10 Hz，故可以看成一個準(zhǔn)直流信號或超低頻交變信號。根據(jù)脈搏功率譜能量分析，健康人脈搏能量絕大多數(shù)分布在1～5 Hz，而病人脈搏在1 Hz以下和較高頻段仍有相當(dāng)一部分能量分布。經(jīng)國內(nèi)、外臨床表明：“當(dāng)人在病危時刻人體的心電信號會逐漸變?nèi)踔敝翞闊o （即脈搏數(shù)逐漸變小直至為零）”。

設(shè)計了一種無線脈搏測量儀，通過本裝置采集得到脈搏數(shù)發(fā)送到監(jiān)控室供監(jiān)護(hù)人實時監(jiān)測，去掉無線收發(fā)CC1100模塊，也可以單獨使用，即便攜式脈搏測量儀。

1 系統(tǒng)設(shè)計

采用HK_2000B脈搏傳感器，將脈搏跳動的強(qiáng)弱產(chǎn)生一個約幾毫伏的電壓，通過一級放大電路放大信號10倍左右，再經(jīng)過基線校正電路進(jìn)行適當(dāng)?shù)恼{(diào)節(jié)，消除由于肌體顫抖、人體緊張、呼吸顫抖等引起基線漂移。信號再通過二階帶通濾波器（0.2～45 Hz），濾除掉干擾信號。由于整個裝置是通過220 V交流電壓經(jīng)過變壓、整流、濾波、穩(wěn)壓后得到的直流電壓，故采集到的脈搏信號中存在著50 Hz的工頻干擾信號，所以經(jīng)濾波后的電壓再通過一個50 Hz的陷波電路。此時的電壓仍然很小，和單片機(jī)標(biāo)準(zhǔn)TTL電平相差很大，故再經(jīng)過一個二級放大電路放大50倍左右。經(jīng)過二級放大后得到的電壓是個模擬量，再通過一個A/D轉(zhuǎn)換芯片或接一個施密特觸發(fā)器進(jìn)行整形后送入單片機(jī)。如圖1所示，設(shè)計主要由一級放大電路、基線校正電路、帶通濾波電路、50 Hz陷波電路、二級放大電路、整形電路、顯示電路和無線收發(fā)電路構(gòu)成。

圖1 系統(tǒng)原理框圖Fig.1 System design diagram

2 硬件電路設(shè)計

2.1 脈搏傳感器

HK-2000B脈搏傳感器采用高度集成化工藝將力敏元件（PVDF壓電膜）、靈敏度溫度補(bǔ)償元件、感溫元件、信號調(diào)理電路集成在傳感器內(nèi)。具有靈敏度高、抗干擾性能強(qiáng)、過載能力大、一致性好，性能穩(wěn)定可靠，使用壽命長等特點。其電源電壓直流 5～6 V，壓力量程為-50～+300 mmHg，靈敏度為2 000 μV/mmHg，圖2為典型的人體脈搏輸出波形。

圖2 人體脈搏輸出波形Fig.2 Pulse output waveform

2.2 一級放大電路

一級放大電路輸入級采用差分輸入的方式，可有效地抑制共模信號，放大差模信號，提高共模抑制比。放大器采用專用儀表放大器AD620，其1，8接腳要跨接一電阻來調(diào)節(jié)放大倍率，4，7腳接正負(fù)相同的工作電壓，由2，3接要放大的電壓，可從腳6輸出放大的電壓。電路如圖3所示。

圖3 一級放大電路Fig.3 First stage amplifier circuit

在設(shè)計中，一級放大電路的放大倍數(shù)A=10，根據(jù)AD620中 A與 R的關(guān)系，計算得到 R21=5.49 kΩ，R2=10 MΩ，R3=10 kΩ，C1取 33 pF主要用于穩(wěn)定輸入信號和提高輸入阻抗，可以進(jìn)一步提高共模抑制比，從而減小電路連接時的信號波動。C2=100 pF，C4=100 pF主要是用于電源干擾；C3和R4構(gòu)成了一個高通電路，主要用于一級放大電路輸出信號后的第一次濾波作用。考慮到每個人個體之間的差異，脈搏信號的強(qiáng)弱不同，反映在脈搏波形中的幅度不同。故R21采用電位器，通過調(diào)節(jié)其電阻，可以改變放大倍數(shù)。

2.3 基線校正電路

基線校正電路由2個OP07運(yùn)算放大器組成，第一個OP07構(gòu)成了一個電壓跟隨器，第二個OP07構(gòu)成了一個同相輸入的加法器。根據(jù)電壓跟隨器的特點輸入電壓等于輸出電壓，所以 V1=（5×R9）/（R9+R22）。 R22是一個 500 kΩ 的電位器，R9=1 kΩ；根據(jù)同相加法器的特點，因為R5=R7=R8=1 kΩ得，OUT2=OUT1+V1。 C5=100 pF，C6=100 pF，C7=100 pF，C8=100 pF是去耦電容，主要用于消除電源信號的干擾。在一級放大電路后接一個基線校正電路主要用于消除人體靜電干擾，由于肌肉顫動、人體緊張、呼吸顫動等引起的基線漂移，電路圖如圖4所示。

圖4 基線校正電路Fig.4 Baseline correction circuit

2.4 帶通濾波器

人體脈搏頻率范圍在0.2～45 Hz。設(shè)計的帶通濾波電路由一個低通濾波電路（截止頻率FL=45 Hz）和一個高通濾波電路截止頻率（FH=0.2 Hz）串聯(lián)組成得到的，電路如圖5所示。 由 U4和 R12、R13、C11、C13組成二階低通濾波器， 取 R12=50.3 kΩ，R13（動態(tài)調(diào)節(jié)），C11=47 nF、C13=4.7 nF， 可以計算得FL=45 Hz。由C10和 R14構(gòu)成無源 RC高通濾波器，取R14=330 kΩ和 C10=4.7 μF，計算可得 FH=0.196 Hz。

圖5 帶通濾波電路Fig.5 Band-pass filter circuit

2.5 50 Hz工頻陷波電路

由于有工頻電源磁場作用于導(dǎo)聯(lián)與人體之間的環(huán)路電路，因此從人體探測到的心電信號自然包括50 Hz工頻信號及其諧波的干擾，微弱的心電信號往往被淹沒在相對比較大的噪聲干擾中，設(shè)計使用了有源帶通與加法器組成的有源帶阻濾波器去除50 Hz的工頻干擾，如圖6所示，通過調(diào)節(jié)U9可微調(diào)中心頻率，，再與后級加法器構(gòu)成工頻帶阻濾波電路。取 C14=47 nF、C16=47 nF、U9（可調(diào)阻值）、R24=1 MΩ、R15=1 MΩ，計算 F=50 Hz。

2.6 二級放大電路

為了把接近TTL電平的脈搏信號送入單片機(jī)，設(shè)計由R20、R21、U8（電位器）和放大器OP07構(gòu)成的二級放大電路，如圖7所示。前面處理過的信號電壓（約90～100 mV），再放大 50倍，計算 R20取 1 kΩ 和 U8=49 kV（可調(diào)）。電路中 C21，C20是去耦電容，目的是消除電源信號的干擾。

圖6 50 Hz陷波電路Fig.6 50 Hz notch filter

圖7 二級放大電路Fig.7 Second stage amplifier circuit

2.7 整形電路

輸入單片機(jī)的信號必需是離散的數(shù)字信號或者是脈沖信號。設(shè)計施密特觸發(fā)器作為整形電路，把周期性脈搏信號變?yōu)槊}沖信號，便于單片機(jī)處理，如圖8所示。施密特觸發(fā)器是主要由 555定時器、C32和 R23構(gòu)成，C32是濾波電容，R23是限流電阻，計算分別取C32=100 pF，R23=1 kΩ。

圖8 整形電路Fig.8 Shaping circuit

2.8 無線收發(fā)電路

通過HK_2000B采集的信號經(jīng)過處理后通過CC1101發(fā)射模塊把數(shù)據(jù)傳至監(jiān)控室，監(jiān)控室的接收端接收到信號后經(jīng)處理，通過數(shù)碼管顯示出被測病人的脈搏信息。無線收發(fā)模塊采用CC1101，原理圖如圖9所示，設(shè)計中把CC1101的GNS端口和STC89C51的 P2.0連接，CC1101的 GDO0、GDO2端口和 STC89C52 的 P2.1、P2.2 連接，CC1101 的 MISO、MOSI端口和STC89C52的P2.3、P2.5端口連接，把CC1101的 SCK端口和STC89C51的P2.4連接。

圖9 無線模塊電路Fig.9 Wireless module circuit

2.9 電源電路

測量儀的電源電路是通過220 V交流電經(jīng)過變壓器（±15V）變壓、整流、濾波、穩(wěn)壓芯片（7812和7912）穩(wěn)壓成±12 V直流，如圖 10所示。 C33、C40濾除低頻干擾，C37，C42濾除高頻干擾，L7812、L7912 是把濾波后的電信號穩(wěn)壓到±12 V，C34、C41負(fù)責(zé)濾除±12 V中低頻干擾，C38、C43負(fù)責(zé)濾除±12 V中高頻干擾。 由于單片機(jī)需要5 V供電，故還要把+12 V穩(wěn)壓到+5 V，C35、C39、C36為+5 V濾波[9]處理，L7805是把+12 V變成+5 V的穩(wěn)壓器。

圖10 電源電路Fig.10 Power supply circuit

3 軟件設(shè)計

軟件設(shè)計、開發(fā)和調(diào)試采用單片機(jī)的匯編語言和C語言混合編程，使用KEILC51軟件對程序進(jìn)行編輯、編譯和調(diào)試，使用PROTEUS進(jìn)行電路的仿真調(diào)試。主要包括無線發(fā)射、接收程序，中斷程序，LCD顯示程序等。

設(shè)計用到定時器中斷0、1和外部中斷0，由外部中斷0實現(xiàn)脈搏信號的計數(shù)，通過把脈搏信號整形成高低電平的脈沖輸出連接到單片機(jī)P3.2口，單片機(jī)通過中斷計數(shù)的方式計算脈搏數(shù)。人體脈搏波動頻率一般為60～80次/min，設(shè)計利用定時器1計時，利用周期測量法的方式來測量一個脈搏的時間，為了實現(xiàn)節(jié)能和低功耗，在第4秒開啟，第5秒關(guān)閉。定時器0則是實現(xiàn)顯示部分的刷新時間控制，設(shè)計采用10秒更新一次LCD屏的方式來實現(xiàn)，LCD主要顯示瞬時脈搏數(shù)即定時器1采集到一個脈搏時間T，從而得到瞬時脈搏數(shù)60/T次，和平均脈搏數(shù)即通過一分鐘的測量總共監(jiān)測到了6次瞬時脈搏數(shù)，把它們求和再除以6就得到了平均脈搏數(shù)送液晶顯示。每10 s更新一次是瞬時脈搏數(shù)，平均脈搏數(shù)一分鐘更新一次。同時無線模塊發(fā)送處理好的信息供接收端顯示，首先配置好無線模塊的SPI時序，如圖11為CC1100無線接收模塊流程圖，圖12為無線發(fā)射模塊流程圖。

圖12 無線發(fā)送流程圖Fig.12 Wireless transmitter flow chart

4 系統(tǒng)測試

系統(tǒng)調(diào)試采用各個模塊化調(diào)試和整體組裝調(diào)試相結(jié)合的方法來進(jìn)行。經(jīng)過模塊化的電路測試、軟件調(diào)試和系統(tǒng)組裝電路實現(xiàn)了脈搏頻率顯示，有瞬時脈搏和平均脈搏數(shù)。測量數(shù)據(jù)如表1所示。

表1 瞬時脈搏和平均脈搏測量數(shù)據(jù)Tab.1 Instantaneous pulse and average pulse measurement data

5 結(jié)束語

設(shè)計的無線脈搏測量儀已獲得了國家實用新型專利授權(quán)。具有結(jié)構(gòu)簡單、工作穩(wěn)定可靠、測量精度高、功耗低、便攜性好、功能齊全等優(yōu)點，可廣泛推廣應(yīng)用。

[1]Erini-Strambi L，Bianchi A.The impact of cyclic alternating pattern on heart rate variability during sleep in healthy young adults[J].Clinical Neurophysiology，2000，111（1）：99-101

[2]盧超.PVDF型脈搏傳感器信號處理電路的設(shè)計[J].齊齊哈爾大學(xué)學(xué)報：自然科學(xué)版，2009（6）：6-10.

LU Chao.Design of signal processing circuit for PVDF type pulse sensor[J].Journal of Qiqihar University：Natural Science Edition，2009（6）：6-10.

[3]盧超.面向睡眠分析的脈搏檢測實驗裝置的設(shè)計[J].實驗技術(shù)與管理，2010（9）：67-71.

LU Chao.Design of pulse signal detecting experimental devices for sleep analysis[J].Experimental Technology and Management，2010（9）：67-71.

[4]Murray W，F(xiàn)oster P.The peripheral pulse wave[J].Information overlooked J-Clin-Monit，1996，12（5）：365-377.

[5]LU Chao.Pulse Signal Monitoring System for Sleep Analysis Based on USB Interface [C]//2011 Second ETP/IITA Conference on Telecommunication and Information（TEIN 2011），2011：236-239.

[6]盧超.基于HK2000-A脈搏傳感器的睡眠定時器[J].傳感器與微系統(tǒng)，2007（12）：81-83.

LU Chao.Sleeping timing equipment based on pulse sensor HK2000-A[J].Transducer and Microsystem Technologies，2007（12）：81-83.

[7]吳水才，刁越.基于脈搏波的新型血流參數(shù)檢測儀的研制[J].北京工業(yè)大學(xué)學(xué)報，2005（2）：189-193

WU Shui-cai，DIAO Yue. Development of a new hemodynamic parameters detecting instrument based on pulse wave[J].Journal of Beijing Polytechnic University，2005（2）：189-193.

[8]顏良，陳儒軍，劉矢.基于UAF42通用濾波芯片的50 Hz陷波器設(shè)計[J].儀器儀表學(xué)報，2006（8）：27-29.

YAN Liang，CHEN Ru-jun，LIU Shi.Design of a 50 Hz notch filter using the universal active filter chip UAF42[J].Chinese Journal of Scientific Instrument，2006（8）：27-29.

[9]劉杰，占臘民，魯統(tǒng)庭.提高級聯(lián)濾波模塊帶外抑制的方法[J].現(xiàn)代電子技術(shù)，2012（5）：160-162.

LIU Jie，ZHAN La-min，LU Tong-ting.Method of improving out-band rejection of cascaded filter module[J].Modern Electronics Technique，2012(5)：160-162.