人体脉搏测量仪设计终稿.docx

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人体脉搏测量仪设计终稿

摘要

本课题是人体脉搏测量仪的设计。

由于脉搏信号的特殊性，在设计时必须要注意实现测量的准确，该系统的重点就在于要求实现测量的简便化和精确化。

系统要在30S、60S的时间内，分别测量出人体一分钟的脉搏，并且保证误差在2次以内。

本系统以89C2051单片机作为中心，通过使用单片机来实现系统最核心的计算脉搏功能。

在信号的前端处理上使用光电式传感器采集人体脉搏信号，然后经过3个4069级联做运算放大器放大、低通滤波器滤波、施密特触发器整形等一系列操作，将脉搏信号转换为同频率的脉冲信号输入到单片机内，并利用单片机对其进行计数。

计数的方法是利用单片机的计时器，计算一次心跳的时间，然后由该周期计算出频率，继而就可以求出一分钟的脉搏数。

按照理论来说，只要有一次心跳信号就可以，但是要考虑到计算的精确性，可以设定为测量五次或者十次心跳信号，然后再求脉搏就可以使结果比较精确。

计数结果将最终送至LED数码管进行显示。

本文精确地介绍了从脉搏采集到显示脉搏数的原理及各部分电路的参数分析。

关键词：

脉搏测量；光电式传感器；LED数码管；单片机

Abstract

Thistopicisadesignofbodypulsemeasuringinstrument.Becauseofthespecificityofthepulsesignal,thedesignmustpayattentiontoachieveanaccuratemeasurement.Thepointofthisdesignisthesimpleandpreciseofthemeasurement.Weneedtomeasurethepulseofthehumanbodyinoneminutein30or60secondsoftime,andtoensurethattheerrorinlessthan2times.ThewholesystemiscenteronSCM89C2051,usingtheSCMtoachievethesystemcorefunctionofcountingpulse.Inthefront-endprocessingofthesignal,weusephotoelectricsensortocollectthesignalofthehumanbodypulse.Andthen,afteramplificationofOperationalAmplifierwhichconsistof34069s,shapingofSchmidttrigger,filteringofthelow-passfilterandotheroperations,thesignalwillbeconvertedtothepulsesignalwiththesamefrequency,andthissignalwillbeinputtotheSCM.TheSCMwillcounttothis.ThemethodofcountingisusingthetimeroftheSCM,andthenusesthecycle,getthefrequencyandwecangetthenumberoftheone-minutepulse.Inaccordancewiththetheory,aslongasthereisoneheartsignal,thefinalresultcanbegot.Buttakingintoaccounttheaccuracyofthecalculation,wecansetmeasure5or10timesforthefinalresult.Bythisway,wecanmaketheresultmoreprecise.ThefinalresultofthecountwilldisplayintheLEDnixietube.Thistopicdescribesthetheoryfromcollectingpulsetodisplayingthecountandtheparameteranalysisofcircuit.

Keywords:

pulsemeasurement;photoelectricsensor;LED;SCM

1绪论

1.1课题背景及意义

在我国传统中医学的诊断中，中医脉诊已经有两千多年的历史，“望、闻、问、切”是最基本的四个方面。

而在其中“切”即脉诊，占有非常重要的地位。

通过脉诊，医生可以对患者的身体状况有一个大概的了解，进而对症下药。

脉搏信号可以直接反应出患者心脏的部分状况。

我国传统中医学认为，通过脉诊可以了解到患者脏腑气血的盛衰，可以探测到病因、病位，预测疗效等。

但是，由于中医是靠手指获取脉搏信息，虽然脉诊具有简便、无创、无痛的特点易为患者接受，然而在长期的医疗实践中也暴露出一些缺陷。

首先，切脉单凭医生手指感觉辨别脉象的特征，受到感觉、经验和表述的限制，并且难免存在许多主观臆断因素，影响了对脉象判断的规范化；其次，这种用手指切脉的技巧很难掌握；再则，感知的脉象无法记录和保存影响了对脉象机理的研究。

脉诊的这种定性化和主观性，大大影响了其精度及可行性，成为中医脉诊应用、发展和交流中的制约因素。

脉搏在生物医学测量中是一种常用而重要的指标。

将中医的切脉及现代电子技术结合可获取精确的脉搏信息，有助于对生理状况的诊断。

生物医学传感器是获取生物信息并将其转换成易于测量和处理信号的一个关键器件。

世界上出现比较完整的脉搏测量仪器已有近一百年的历史。

近来随着科学技术的发展，脉搏测试技术越来越先进，对脉搏的测试精度也越来越高，国内外先后研制了不同类型的脉搏测量仪，特别是电子脉搏仪的出现，使脉搏测量变得非常方便。

光电式脉搏传感器是根据光电容积法制成脉搏传感器，通过对手指末端透光度的监测，并利用单片机进行控制和信号采集，将人体脉搏测量值自动显示或打印出来，达到了方便、快捷、准确地测量脉搏的目的。

光电式脉搏传感器具有结构简单、无损伤、精度高、可重复好等优点。

通过光电式脉搏传感器设计的人体脉搏测量仪性能良好，结构简单，有较好的应用和推广价值。

此外，这种人体脉搏测量仪已经用到临床医学等各个方面并受到了理想效果。

1.2设计目标和要求

由于光电式人体脉搏测量仪是利用光电传感器对人体脉搏信号进行采集，经过信号滤波、放大等处理后，利用单片机进行信号计算处理，并且要达到方便、快速、准确地测量并显示脉搏的目的。

因此，设计时需要满足以下要求：

1）低成本、低功耗、性能好；

2）结构简单、使用灵活，易控制；

3）测量范围：

最大200次/min，LED显示；

4）测量时间短，比如30S、60S两档设计；

5）测量误差：

≤2次/min；

6）适应大众化，适合家庭进行自我检查以及医院护士进行每日的临床记录。

2人体脉搏测量仪总体设计

2.1设计原则

光电人体脉搏测量仪是信息技术及医学领域相结合的产物，本系统应结合人体脉搏信号和光电技术的特点，在系统设计的原则上应注意以下几点：

1、体积小型化、操作简单化、安全化

光电人体脉搏测量仪是为大众提供服务的，所以在设计上，特别是脉搏信号采集点应该从人体特征出发。

体积的小型化是为了便于携带，操作简单是为了适应大众，安全化是为了人生安全考虑等。

2、低成本、低功耗

低成本和低功耗是系统设计的基本要求。

低成本是为了满足更多用户的需求，低功耗是维系产品生存的关键因素。

3、稳定可靠性

系统的设计应很好地服务于被检测者和医护人员，所以设计的系统应该稳定地工作，采集的数据以及数据传输处理应该具有高的可靠性。

2.2问题分析

由于人体的脉搏信号具有频率低、幅度小、干扰大、稳定度低、随机性强等特点，使得对脉搏信号的采集放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是抗干扰和信号的放大变得十分重要。

为此，系统总体设计过程中应当重点注意以下问题：

1、干扰分析[11]

通过光电转换得到的包含脉搏信息的电信号一般比较微弱，容易受到外界电磁信号的干扰。

在传统的光电式脉搏传感器电路中，由于光敏器件和一级放大电路是分离的，那么在信号的传递过程就很容易受到外界电磁的干扰，通常在一级放大电路采用电磁屏蔽的方式来消除电磁干扰。

（1）工频信号干扰

通常脉搏信号的频率范围在1.3～3Hz之间，频率为50HZ市电的电子仪器设备，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的50%，因此对脉搏信号检测会产生较大的干扰。

由于脉搏信号小于工频50Hz，通过低通滤波器可以有效滤除工频干扰，在信号调理电路中容易实现。

同时还可以在控制电路中对光源进行脉冲调制。

（2）肌电干扰

肌肉的收缩会产生微伏级的电势，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的10％，维持时间大约是50ms，频带范围可以在0HZ~10000HZ。

（3）呼吸引起的基线漂移和ECG幅度变化

呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率加入ECG信号的窦性成分（正弦曲线），这个正弦成分的幅度和频率是变化的。

呼吸所引起的ECG信号的幅度的变化可以达到15％。

基线漂移的频率是从0.15～0.3HZ。

2、放大器的选择

选择放大器时需要从增益、频率响应、输入阻抗、共模抑制比、噪声、漂移等几个方面加以综合考虑。

在脉搏信号放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个需要考虑的问题。

脉搏信号放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这些都属于白噪声，其幅值为正态分布。

为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声性能有严格要求。

另外，温度变化会造成零点漂移，漂移现象限制了放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大。

而脉搏信号具有很低的频率成分，为了能正常测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。

所以放大器应尽量选用低漂移，高输入阻抗、具有高共模抑制比的集成运放电路。

2.3方案论证

脉搏测量仪需要实现脉搏信号的检测，然后对脉搏信号进行处理，最后显示脉搏数。

对于这种系统而言，有三种方案可以选择。

方案一：

纯硬件电路实现，对装换为电信号的脉搏信号在单位时间内（1min或0.5min）进行计数，并用数字显示其计数值，从而直接得到每分钟的脉搏数，脉搏计方案一电路框图如图2.1所示。

用这种方案测量的误差为±2次/min，测量时间越短，误差也就越大。

方案二：

使用纯硬件电路实现，测量脉搏计跳动固定次数（例如5次，10次）所需的时间，然换算为每分钟的脉搏次数，脉搏计方案二电路框图如图2.2所示。

这种测量方法的误差小，可达±1次/min。

方案三：

使用单片机电路来实现。

通过信号调理电路，将脉搏信号转换为数字信号，然后利用单片机来实现脉搏测量功能。

使用该方案其框图如下图2.3所示。

通过比较以上三种方案。

方案一、方案二由于使用纯硬件方式，系统稳定度比较高。

相比较而言，第一种方案更直观，所需的电路结构更简单；第二种方案的测量误差比较小，但实现起来电路要复杂。

纯硬件电路功能有限、灵活度性较低，也不能很好的实现锻炼自己的目的。

而方案三使用单片机，有较大的设计空间，不但能实现所要求的功能而且能在很大的程度上扩展功能，而且还可以方便的对系统进行升级，所以采用第三种方案。

2.4总体结构

人体脉搏测量仪主要是对人体脉搏信号的检测，本系统主要由五个部分组成：

脉搏信号采集电路、滤波放大电路、信号整形电路、单片机控制电路、数码管显示电路。

如图2.3所示。

由于本设计任务要求需要对电源部分进行处理，因此在该电路的基础上再添加了电源电路部分，为该电路提供最适合的电源。

脉搏信号采集电路主要是选用光电传感器将脉搏信号转换为电信号（一般传感器输出的电压在几毫伏到几十毫伏左右）。

微弱的脉搏信号中伴随着大量的干扰信号（如电磁干扰、肌电干扰等），考虑信号源和干扰信号的特点，本设计中使用低通滤波电路除去干扰信号。

同时，脉搏信号只有几毫伏到几十毫伏，因此需要适合的放大电路将其放大（一般放大到3V~5V左右）。

整形电路则将模拟信号转化成数字信号，将脉搏信号转换为同频率的脉冲。

单片机控制电路则是系统的控制和处理中心，通过计时器求出一次脉搏的时间，并进而得出脉搏数，然后将该数据送到显示单元进行显示。

显示单元选择LED数码管，对数据进行实时显示。

电源电路是系统的生命之源，为系统的正常工作提供可靠稳定的保障，本系统中它主要实现交、直两用电路。

3人体脉搏测量仪硬件设计

根据设计要求和实际条件得出的系统总体设计方案，下面给出各个部分的硬件电路设计方案。

3.1脉搏信号采集电路

3.1.1常用脉搏传感器及选型

1、压电式传感器[12]

目前常用的是一次性心电电极，它是用印刷方法制得的Ag/AgCl传感器。

这种传感器采用接扣及敏感区分离的方法，能明显的减少由于人体运动产生的干扰。

电极的好坏对采集到的心电信号质量起着至关重要的作用，采用的电极应有贴力强，能紧附在人体表面，柔软、吸汗、极化电压低、导电性良好等特点。

当选用电极传感器时，需要3个电极分别置于左右手和左腿，构成标准导联。

临床上为了统一和便于比较所获得的脉搏信号，在检测脉搏信号时，对电极的位置，引线及放大器的连接方式都有严格的统一规定。

2、光电式传感器

血液是高度不透明的液体，光照在一般组织中的穿透性要比血液中大几十倍，据此特点，采用光电效应手指脉搏传感器来拾取脉搏信号。

反向偏压的光敏二极管，它的反向电流具有随光照强度增加而增加的光电效应特性，在一定光强范围内，光敏二极管的反向电流及光强呈线性关系。

指端血管的容积和透光度随脉搏改变时，将使光电三极管极管收到不同的光强，并由此产生的光电流均随之作相应变化。

常用检测脉搏的光电传感器分为红外放射管和红外对管。

3、集成传感器

当前，市面上有很多类型的集成心电传感器，其灵敏度高、集成度高，直接就可以反映出心率的变化，且已包含了滤波等抗干扰电路，波形经过放大可以直接处理使用。

缺点是价格非常昂贵，一般均在五百元以上，就本次设计来说，考虑到经费以及锻炼自己的目的，不选择使用该型传感器。

三种传感器的优缺点比较如下：

（1）光电式：

优点：

灵敏度高，易于操作，响应速度快，结构简单。

缺点：

外部光源的变化对测量结果的影响较大；需要购买专门的医用光电传感器，价格较贵且不易购买。

（2）压电式：

优点：

结构简单，实时性好，工作频带宽，应用电路简单，且价格低廉。

缺点：

直接及人体相接触，容易因为人体肌肉的颤动等而产生干扰。

并且容易受到外界其他信号的干扰。

（3）集成式：

优点:

集成度高，包含了滤波，放大电路，可以直接输出信号，便于操作，有效的减少了各种干扰。

缺点：

降低了本任务的难度，如果采用该传感器，只需将其直接接上单片机即可实现功能，且价格非常昂贵。

通过上述对比，结合本系统的设计要求，最终选择光电式传感器作为人体脉搏测量仪的脉搏信号采集传感器。

3.1.2光电传感器电路

红外接收二极管在红外光的照射下能产生电能，单个二极管能产生0.4V电压，0.5mA电流。

BPW83型红外接收二极管和IR333型红外发射二极管工作波长都是940nm，在指夹中，红外接收二极管和红外发射二极管相对摆放以获得最佳的指向特性。

红外发射二极管中的电流越大，发射角度越小，产生的发射强度就越大。

在图3.l中，R1选100Ω是基于红外接收二极管感应红外光灵敏度考虑的。

R1过大，通过红外发射二极管的电流偏小，BPW83型红外接收二极管无法区别有脉搏和无脉搏时的信号。

反之，R1过小，通过的电流偏大，红外接收二极管也不能准确地辨别有脉搏和无脉搏时的信号。

通过这种光电式传感器采集的人体脉搏信号在10mV~50mV之间。

3.2放大滤波电路

3.2.1前级放大及滤波电路

放大器选用低漂移，高输入阻抗、具有高共模抑制比的集成运放电路的效果比较好，但是出于经费的考虑，可以选择3个4069反相器级联构成一个运算放大器。

初级放大电路如图3.2所示。

当初级放大倍数为10时噪音最小，增益更稳定，通频带更好控制。

该放大器是有3个4069反相器级联构成一个运算放大器，由于理想运算放大器输入阻抗无穷小，则如图3.2所示的电路输入阻抗为R4。

较大的输入阻抗可以减少对任意电路的影响。

所以为了达到较大的输入阻抗，R4应尽可能的大。

但是由于在放大增益为10的情况下，

。

R10为反馈电阻，不能过大。

综合考虑，取

，

。

由于脉搏信号的频率在1.33HZ左右，正常情况下不会出现高于2HZ的信号，因此需要设计一个低通滤波器，用来滤去高频信号。

在这个系统中最大的干扰就是来自市电的50HZ干扰信号，考虑到有些病人在患病时可能会出现较高的脉搏，因此在设计滤波器的截止频率在4HZ左右，这样不但能保证不滤去脉搏信号，而且能很好的将干扰滤去。

滤波器方案选择：

（1）无源滤波器

采用RC低通滤波器。

该电路截止频率为

（1）

特点是电路简单，阻带衰减太慢，选择性较差。

一阶无源滤波电路及幅频特性如图3.3所示。

（2）二阶低通滤波器

采用二阶有源滤波器，通带内幅频特性曲线比较平坦，而且二阶也可以达到较陡的衰减的特性。

由于主要的干扰出现在50HZ左右，所以在截止频率较低时，采用二阶滤波器即可达到很好的滤波效果。

二阶有源滤波器及其有源滤波器幅频特性的电路如图3.4所示。

综上所述，本设计滤波电路采用二阶有源滤波电路，如图3.5所示。

截止频率为

（2）

电容C的容量宜在微法数量级以下，电阻器的阻值一般应在几百千欧以内。

我们现在设定

，

。

为了减少输入偏置电流及漂移对电路的影响，应使

（3）

将数据带入公式

（2）得

。

即在低于4.5HZ左右的低频信号可以通过，对于人体最高脉搏频率4HZ来考虑，低频特性是满意的。

放大增益AV=1+R3/R4=2。

3.2.2二级放大电路

传感器输出脉搏信号在10mV~50mV之间，根据后面施密特触发器的运用需将增益放大到3V才能输出高电平，总放大增益应在300左右，因前级放大增益为10，所以二级放大增益在15。

二级放大电路如图3.7所示，取

，

，因此，此电路的放大增益为300。

反相器有效地克服零点漂移所造成的影响，以提高测量的准确性。

用一个4069增益不是那么稳定，但在误差范围内。

3.3整形电路

使用两个4069作施密特触发器，如图3.8所示。

施密特触发器的工作波形及电压传输特性如图3.9所示。

设CMOS反相器的阈值电压

。

（3）

（4）

回差电压

（5）

通常UT+＞UT－改变R1和R2大小可以改变回差ΔUT。

图3.8CMOS反相器组成的施密特触发器

（a）工作波形（b）电压传输特性

图3.9施密特触发器的工作波形及电压传输特性

本设计

，VCC略低于5V，取回差电压1V，则

。

当

时，

。

，

。

当脉搏信号经放大后的上升的电压大于3V时，输出高电平，下降低于2V时，输出低电平。

本设计的整形电路如图3.10所示。

，RP1为10KΩ的可调电阻。

3.4单片机控制电路

本系统的核心及控制处理单元是单片机控制电路，如图3.11所示。

C3，C8用来滤除电源对单片机高频和低频的干扰。

C7，R4为上电复位。

VD3、VD4指示脉搏信号是否

正常分别表示快、慢、正常。

S2，VD5控制指示选择年轻人还是老年人测脉搏，灯亮表示测老年人的。

S3，VD6控制指示60S、30S档，指示灯亮表示30S档。

网络标号P0端接整形后的脉冲信号。

P1、P2、P3及LED的位选端相连，控制位选。

P4到P10驱动LED显示。

3.5LED显示电路

LED显示电路如图3.12所示，当P1、P2、P3送进来的信号为低电平时，9012导通，对应位选通。

P4到P10送来低电平时，对应段选通。

分别显示0到9的数字。

3.6电源电路

电源电路主要实现了电路的交直流两用，及电路开关部分。

对于一个完整的电子设计来讲，首要问题就是为整个系统提供电源供电模块，电源电路的稳定可靠是系统平稳运行的前提和基础。

电子设备除用电池供电外，还采用市电（交流电网）供电。

通过变压、整流、滤波和稳压后，得到稳定的直流电。

电源电路如图3.13所示，其中J1所接的是220V的交流电，T1为220V~90V的变压器D2、C11为半波整流，相对全波整流和桥式整流电路稍微简单点，价格也便宜点。

J2为9V的电池，S2为双刀双掷开关，同时控制交流直流的供电。

D1的作用为当交流供电时，停止直流的供电。

直流稳压电源是电子设备的重要组成部分。

本项目直流稳压电源为+5V。

直流稳压电源的制作一般有3种制作形式，分别是分立元件构成的稳压电源、线性集成稳压电源和开关稳压电源。

图3.13稳压电源采用的是三端集成稳压器7805构成的正5V直流电源。

C11设置的值大于C12是为了防止当电路停止供电时，电流回流，烧毁稳压器。

4人体脉搏测量仪软件设计

本设计所用的单片机是AT89C2051，12M的晶体振荡器，复位电路是上电复位。

本设计中单片机的工作原理是：

脉搏脉冲信号从P3.2口即外部中断0进入单片机，当第一个脉冲下降沿到达时，定时器0开始计数，每计数一次时间为1uS，当P3.7为高（低）电平时，即60S（30S）档，当第5（10）个下降沿到达时，读取定时器0的计数个数，并转化为单位为秒的时间，并给定时器0清零。

然后计算得到60S（30S）的脉搏数，并通过LED数码管显示出来。

当脉搏数超过200时，数码管显示888。

P1.7口则是对被测对象的控制，当P1.7口为高（低）电平时，即对年轻人（老年人）的控制。

将最终的脉搏数及正常值70（130）比较，若大于正常值的10（20）的范围时，表示脉搏过快则P3.0、P3.1同为低电平，对应的LED灯都亮；若小于正常值的-10（-20）的范围时，表示脉搏过慢则P3.0、P3.1一个高电平一个低电平，对应的LED灯一个亮一个不亮；若在正常值的±10（±20）的范围时，表示脉搏正常则P3.0、P3.1同为低电平，对应的LED灯都亮。

外部中断0流程图如图4.1所示。

定时器1中断流程图如图4.2所示。

图4.1外部中断0流程图图4.2定时器1中断流程图

5单片机仿真测试

本设计对单片机运用仿真测试，仿真软件是Proteus7.0。

将单片机控制电路部分的元件并按电路连接，仔细核对后，将已编好的程序导入单片机，运行仿真。

单片机仿真测试连接图如图5.1所示。

人体脉搏信号是用5V的交流电源进行模拟的。

根据仿真结果更改程序，重复多次直至仿真结果达到理想效果为止。

由于此软件没有三位数码管，刚开始采用四位数码管来代替，因为是仿真软件的原因，四位数码管现实的结果并不是想要的仿真结果，最后采用一位数码管来代替，得到比较理想的效果。

图5.1单片机仿真测试连接图

6结论及展望

通过这次比了论文的设计，我了解到了我们学生每次体检都有的项目之一“测脉搏心率”是如何实现的，清楚地知道了人体脉搏测量的工作原理，即把脉搏信号转化为电信号，在单位时间内（1min/0.5min）进行计数，测量脉搏计跳动固定次数（例如5次，10次）所需的时间，然后换算为每分钟的脉搏次数。

现在的脉搏计比较轻便，使用方便。

希望以后有才人士能够设计出更简单、更方便、功能更齐全的人体脉