卢 超，潘宏利，卢进军，刘 东，蒋 媛

（陕西理工学院 物理系，陕西 汉中 723000）

脉搏可以反映一个人的身体健康状况，一个正常人平均脉搏数应该在70～80次/每分钟。人体脉搏频率非常低，约为0.5～10 Hz，故可以看成一个准直流信号或超低频交变信号。根据脉搏功率谱能量分析，健康人脉搏能量绝大多数分布在1～5 Hz，而病人脉搏在1 Hz以下和较高频段仍有相当一部分能量分布。经国内、外临床表明：“当人在病危时刻人体的心电信号会逐渐变弱直至为无 （即脉搏数逐渐变小直至为零）”。

设计了一种无线脉搏测量仪，通过本装置采集得到脉搏数发送到监控室供监护人实时监测，去掉无线收发CC1100模块，也可以单独使用，即便携式脉搏测量仪。

1 系统设计

采用HK_2000B脉搏传感器，将脉搏跳动的强弱产生一个约几毫伏的电压，通过一级放大电路放大信号10倍左右，再经过基线校正电路进行适当的调节，消除由于肌体颤抖、人体紧张、呼吸颤抖等引起基线漂移。信号再通过二阶带通滤波器（0.2～45 Hz），滤除掉干扰信号。由于整个装置是通过220 V交流电压经过变压、整流、滤波、稳压后得到的直流电压，故采集到的脉搏信号中存在着50 Hz的工频干扰信号，所以经滤波后的电压再通过一个50 Hz的陷波电路。此时的电压仍然很小，和单片机标准TTL电平相差很大，故再经过一个二级放大电路放大50倍左右。经过二级放大后得到的电压是个模拟量，再通过一个A/D转换芯片或接一个施密特触发器进行整形后送入单片机。如图1所示，设计主要由一级放大电路、基线校正电路、带通滤波电路、50 Hz陷波电路、二级放大电路、整形电路、显示电路和无线收发电路构成。

图1 系统原理框图Fig.1 System design diagram

2 硬件电路设计

2.1 脉搏传感器

HK-2000B脉搏传感器采用高度集成化工艺将力敏元件（PVDF压电膜）、灵敏度温度补偿元件、感温元件、信号调理电路集成在传感器内。具有灵敏度高、抗干扰性能强、过载能力大、一致性好，性能稳定可靠，使用寿命长等特点。其电源电压直流 5～6 V，压力量程为-50～+300 mmHg，灵敏度为2 000 μV/mmHg，图2为典型的人体脉搏输出波形。

图2 人体脉搏输出波形Fig.2 Pulse output waveform

2.2 一级放大电路

一级放大电路输入级采用差分输入的方式，可有效地抑制共模信号，放大差模信号，提高共模抑制比。放大器采用专用仪表放大器AD620，其1，8接脚要跨接一电阻来调节放大倍率，4，7脚接正负相同的工作电压，由2，3接要放大的电压，可从脚6输出放大的电压。电路如图3所示。

图3 一级放大电路Fig.3 First stage amplifier circuit

在设计中，一级放大电路的放大倍数A=10，根据AD620中 A与 R的关系，计算得到 R21=5.49 kΩ，R2=10 MΩ，R3=10 kΩ，C1取 33 pF主要用于稳定输入信号和提高输入阻抗，可以进一步提高共模抑制比，从而减小电路连接时的信号波动。C2=100 pF，C4=100 pF主要是用于电源干扰；C3和R4构成了一个高通电路，主要用于一级放大电路输出信号后的第一次滤波作用。考虑到每个人个体之间的差异，脉搏信号的强弱不同，反映在脉搏波形中的幅度不同。故R21采用电位器，通过调节其电阻，可以改变放大倍数。

2.3 基线校正电路

基线校正电路由2个OP07运算放大器组成，第一个OP07构成了一个电压跟随器，第二个OP07构成了一个同相输入的加法器。根据电压跟随器的特点输入电压等于输出电压，所以 V1=（5×R9）/（R9+R22）。 R22是一个 500 kΩ 的电位器，R9=1 kΩ；根据同相加法器的特点，因为R5=R7=R8=1 kΩ得，OUT2=OUT1+V1。 C5=100 pF，C6=100 pF，C7=100 pF，C8=100 pF是去耦电容，主要用于消除电源信号的干扰。在一级放大电路后接一个基线校正电路主要用于消除人体静电干扰，由于肌肉颤动、人体紧张、呼吸颤动等引起的基线漂移，电路图如图4所示。

图4 基线校正电路Fig.4 Baseline correction circuit

2.4 带通滤波器

人体脉搏频率范围在0.2～45 Hz。设计的带通滤波电路由一个低通滤波电路（截止频率FL=45 Hz）和一个高通滤波电路截止频率（FH=0.2 Hz）串联组成得到的，电路如图5所示。 由 U4和 R12、R13、C11、C13组成二阶低通滤波器， 取 R12=50.3 kΩ，R13（动态调节），C11=47 nF、C13=4.7 nF， 可以计算得FL=45 Hz。由C10和 R14构成无源 RC高通滤波器，取R14=330 kΩ和 C10=4.7 μF，计算可得 FH=0.196 Hz。

图5 带通滤波电路Fig.5 Band-pass filter circuit

2.5 50 Hz工频陷波电路

由于有工频电源磁场作用于导联与人体之间的环路电路，因此从人体探测到的心电信号自然包括50 Hz工频信号及其谐波的干扰，微弱的心电信号往往被淹没在相对比较大的噪声干扰中，设计使用了有源带通与加法器组成的有源带阻滤波器去除50 Hz的工频干扰，如图6所示，通过调节U9可微调中心频率，，再与后级加法器构成工频带阻滤波电路。取 C14=47 nF、C16=47 nF、U9（可调阻值）、R24=1 MΩ、R15=1 MΩ，计算 F=50 Hz。

2.6 二级放大电路

为了把接近TTL电平的脉搏信号送入单片机，设计由R20、R21、U8（电位器）和放大器OP07构成的二级放大电路，如图7所示。前面处理过的信号电压（约90～100 mV），再放大 50倍，计算 R20取 1 kΩ 和 U8=49 kV（可调）。电路中 C21，C20是去耦电容，目的是消除电源信号的干扰。

图6 50 Hz陷波电路Fig.6 50 Hz notch filter

图7 二级放大电路Fig.7 Second stage amplifier circuit

2.7 整形电路

输入单片机的信号必需是离散的数字信号或者是脉冲信号。设计施密特触发器作为整形电路，把周期性脉搏信号变为脉冲信号，便于单片机处理，如图8所示。施密特触发器是主要由 555定时器、C32和 R23构成，C32是滤波电容，R23是限流电阻，计算分别取C32=100 pF，R23=1 kΩ。

图8 整形电路Fig.8 Shaping circuit

2.8 无线收发电路

通过HK_2000B采集的信号经过处理后通过CC1101发射模块把数据传至监控室，监控室的接收端接收到信号后经处理，通过数码管显示出被测病人的脉搏信息。无线收发模块采用CC1101，原理图如图9所示，设计中把CC1101的GNS端口和STC89C51的 P2.0连接，CC1101的 GDO0、GDO2端口和 STC89C52 的 P2.1、P2.2 连接，CC1101 的 MISO、MOSI端口和STC89C52的P2.3、P2.5端口连接，把CC1101的 SCK端口和STC89C51的P2.4连接。

图9 无线模块电路Fig.9 Wireless module circuit

2.9 电源电路

测量仪的电源电路是通过220 V交流电经过变压器（±15V）变压、整流、滤波、稳压芯片（7812和7912）稳压成±12 V直流，如图 10所示。 C33、C40滤除低频干扰，C37，C42滤除高频干扰，L7812、L7912 是把滤波后的电信号稳压到±12 V，C34、C41负责滤除±12 V中低频干扰，C38、C43负责滤除±12 V中高频干扰。 由于单片机需要5 V供电，故还要把+12 V稳压到+5 V，C35、C39、C36为+5 V滤波[9]处理，L7805是把+12 V变成+5 V的稳压器。

图10 电源电路Fig.10 Power supply circuit

3 软件设计

软件设计、开发和调试采用单片机的汇编语言和C语言混合编程，使用KEILC51软件对程序进行编辑、编译和调试，使用PROTEUS进行电路的仿真调试。主要包括无线发射、接收程序，中断程序，LCD显示程序等。

设计用到定时器中断0、1和外部中断0，由外部中断0实现脉搏信号的计数，通过把脉搏信号整形成高低电平的脉冲输出连接到单片机P3.2口，单片机通过中断计数的方式计算脉搏数。人体脉搏波动频率一般为60～80次/min，设计利用定时器1计时，利用周期测量法的方式来测量一个脉搏的时间，为了实现节能和低功耗，在第4秒开启，第5秒关闭。定时器0则是实现显示部分的刷新时间控制，设计采用10秒更新一次LCD屏的方式来实现，LCD主要显示瞬时脉搏数即定时器1采集到一个脉搏时间T，从而得到瞬时脉搏数60/T次，和平均脉搏数即通过一分钟的测量总共监测到了6次瞬时脉搏数，把它们求和再除以6就得到了平均脉搏数送液晶显示。每10 s更新一次是瞬时脉搏数，平均脉搏数一分钟更新一次。同时无线模块发送处理好的信息供接收端显示，首先配置好无线模块的SPI时序，如图11为CC1100无线接收模块流程图，图12为无线发射模块流程图。

图12 无线发送流程图Fig.12 Wireless transmitter flow chart

4 系统测试

系统调试采用各个模块化调试和整体组装调试相结合的方法来进行。经过模块化的电路测试、软件调试和系统组装电路实现了脉搏频率显示，有瞬时脉搏和平均脉搏数。测量数据如表1所示。

表1 瞬时脉搏和平均脉搏测量数据Tab.1 Instantaneous pulse and average pulse measurement data

5 结束语

设计的无线脉搏测量仪已获得了国家实用新型专利授权。具有结构简单、工作稳定可靠、测量精度高、功耗低、便携性好、功能齐全等优点，可广泛推广应用。

[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]卢超.PVDF型脉搏传感器信号处理电路的设计[J].齐齐哈尔大学学报：自然科学版，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]卢超.面向睡眠分析的脉搏检测实验装置的设计[J].实验技术与管理，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，Foster 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]卢超.基于HK2000-A脉搏传感器的睡眠定时器[J].传感器与微系统，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]吴水才，刁越.基于脉搏波的新型血流参数检测仪的研制[J].北京工业大学学报，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]颜良，陈儒军，刘矢.基于UAF42通用滤波芯片的50 Hz陷波器设计[J].仪器仪表学报，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]刘杰，占腊民，鲁统庭.提高级联滤波模块带外抑制的方法[J].现代电子技术，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.