基于单片机的脉搏测量仪设计与实现

黄威胜

摘 要：脉搏即动脉搏动，通过测量人的脉搏，可以反映出人体许多生理疾病的血流特征。古人使用“摸脉”作为诊断疾病的手段，如今人们测量脉搏的传统方法是使用测量脉搏的听诊器，这些方法都有其局限性。本课题设计了一种使用红外光电传感器的脉搏测量仪，该系统以STC89C52单片机为核心，以红外对管为传感器，通过LM324处理信号并用数码管显示测量结果。它采用红外线来进行人体的脉搏测量，检测的部位为被检测人的任意一个手指或耳垂等组织较薄的部分。体积小但精度高，提高了脉搏测量仪的简便性和精确度，具有很强的使用价值。

关键词：脉搏测量仪；STC89C52单片机；红外对管；LM324

中图分类号：TH7 文献标识码： A 文章编号： 1673-1069（2016）27-150-2

0 引言

人的脉搏可以反映出人体许多生理疾病的血流特征，我国古代医学中诊脉占有很重要的地位。目前医疗界应用最广泛的感官测量器材是听诊器，虽然其体积小巧、应用灵活，但是其精度较低、功能受限于测量环境，并且更依靠的是医生的大量临床经验来判断，因此业界迫切需要一种小巧灵便的仪器取代不变的听诊器。而运用单片机原理设计的红外脉搏仪，则具有可靠性高、控制精度高、设计简洁、功能扩展性强、通用性能强大、较可靠等诸多优点。

1 脉搏测量仪系统结构

目前应用最广泛的光电测量系统由基础模块、采集模块、中心处理模块等构成，其中基础模块包括向采集模块和中心处理模块，提供统一为5V直流电源的电源模块和单片机的最小系统，最小系统采用中断计数功能计算心率指数；采集模块利用红外测量原件将测量的物理信号转化成电信号，而且呈现出一定的函数形式，便于中心处理模块进行数据处理；中心处理模块则将获得的数据进行整形计算最后得到心率值。

2 硬件系统设计

2.1 脉搏信号采集

2.1.1 光电传感器的原理和结构

通常物理量的变化可以通过变化的光信号来表征，光电传感元件再讲变化的光信号进一步处理成电子元件可以识别的电信号，最终利用可识别的电信号来实现对电子元件不可识别物理数据的监测。在测量脉搏指数的时候需要考虑要人体脉搏的变化规律和监测难易程度，一般来说人体手指的厚度远小于人体其他部位的厚度，同时由于手指属于人体的敏感部位，所以动脉血管在手指的分布较多，这就便于利用测量仪器对变化的动脉收缩产生的脉搏进行测量，由此测量得到的强度较大且误差较小，因此业界常常选择人体的手指作为测量部位。

通过理论文献分析可知，根据光信号的传播方式，光电器材元件发射的光信号常常可以区分为透射和反射等形式，光信号在透过人体组织的时候，人体表皮组织和血液组织会吸收一部分的光信号，同时反射一部分的光信号，最后还有光信号穿透人体。通常采用对称的元器件来测量光信号的变化，光信号元件对称放置，由此可以较好的将穿透人体的光信号采集到终端，从而进行信号处理工作。在去除噪音方面，可以采用封闭式的传感元件布局来减少测量误差，由此减少后续信号处理误差。

2.1.2 光电传感器检测原理

光电采集元件测量的人体组织包括血液组织，人体内血液会随着心脏的脉动产生规律性的变化，同时人体组织的厚度也在呈现规律性的变化，当测量部位血液多的时候人体组织厚度增加，透射而出的光信号强度减弱，而测量部位血液少的时候人体组织厚度减小，透射的光信号强度则增强，这种表现在人体不同部分都有呈现，而在人体组织较薄的手指灯部位更容易发现。手指的动脉血管根据心脏的脉动会充满不同容量的血液，此时采用光信号元件进行测量会检测到周期性变化的光信号，将规律性变化的光信号物理量转变成数字信号，通过后期的数据处理，最后得到人体的脉搏指数。

2.1.3 信号采集电路

图1表示人体手指的脉搏信号采集电路，D1表示光信号元件的发射装置，Q4是布局对称的接收装置。

光敏感元件中的二极管发射光信号的角度会随着电流强度的增大而减小，由此获得的发射强度则会增强，因此R1的选取则变得非常重要，由于红外接收二极管感应红外灵敏度较高，所以经过大量测验与计算，R1选择220Ω。在特殊情况下，R1选取的阻值过大会引起二极管电流的减小，此时光敏感元件检测不到人体组织的脉搏变化。考虑到人体组织进入和离开测量模块时会引起较大的电流变化，这种变化通常会给后续的数据处理工作产生不必要的麻烦，因此增加一个耦合电容将直流电压隔断。

2.2 信号放大

2.2.1 放大器的介绍

LM324 是由四个运放构成的集成电路，显著优点是电源电压范围宽泛，可以工作在几伏到几十伏的电源条件下，在特殊情况下单电源同样可以使用，在静态模式下功耗较小，同时相加比高，在电子元件中出镜率较高。LM324 采用的是14 脚双列直插塑料封装模式，通电源类似，集成的四个相同的运算放大器可以互不干扰的独立使用，非常方便。

2.2.2 放大电路

低通放大器的设计原理是根据人体脉搏运动后跳动次数（一般可达到200次/分钟）来计算的。利用R6、C1电阻电容构成低通滤波器可以滤除细微的噪声干扰，同时得到相应的截止频率，根据R6和R15的比值得到相应的放大倍数将微弱信号进行放大处理，由此得到比较明显的电信号。

根据一阶有源滤波电路的传递函数，可得：

按人体的脉搏运动后跳动（一般为200次/分钟）频率是3.3 Hz考虑，低频特性结果基本符合要求。经过低通放大后输出的信号则是叠加有噪声的脉动正弦波。

2.3 波形整形电路

波形整形电路由微分器、电压比较器和单稳态多谐振荡器等构成，其中C6、R8构成了微分器，U3和C2、R7共同构成了单稳态多谐振荡器， C2、R7的值确定了相应的脉宽。

该比较器的阀值电压可通过R17调节，并控制在正弦波的幅值范围内，但并不严格要求R17的调节范围，因为电压比较器的输出信号经过微分器处理后连接输入到振荡器的反向输入端中，由此产生的触发误差在可控的范围内。

一般产生输入信号时，在比较器中输入信号的每个后沿到来时，电压比较器产生高电平，此时C2通过R7充电。电容经过一段时间的充电后充点电流会减弱使得U3同相输入端的电压较低，当此时的电压低于反相输入端，U3改变状态并再次输出低电平。由此经过处理的电信号与心脏搏动频率相同，通过LED显示器进行闪烁表征，LED的闪烁频率可以表示人体心脏的搏动频率，由此将电信号通过数据处理模块计算人体心率值并在显示器上显示。输出波形如图2所示。

2.4 单片机处理电路

本系统中采用了STC89C52作为微控制器，其采用的是MCS-51的内核，但是做了很多改进，增加了很多功能，拥有8位的CPU可以方便灵活的提供解决方案并完成所需设计任务，在使用时选择负跳变中断触发，当STC89C52的INTO脚接收到整形后的脉冲电平后，脉冲下降沿会触发单片机中断计时，每触发一次中断则计时加一；定时器中断主要完成一分钟的定时功能，再用P0、P2口将测量结果显示在数码管上。

参 考 文 献

[1] 韩文波，曹维国，张精慧.光电式脉搏波监测系统[J].长春光学精密机械学院学报，1999，22（4）：2.

[2] 欧阳俊，谢定，等.基于BL-410的指端脉搏波采集系统应用研究[J].实用预防医学，2004，11（2）：2-4.

[3] 朱国富，廖明涛，王博亮.袖珍式脉搏波测量仪[J].电子技术应用，1998，01：1-3.