壓電式脈搏波檢測系統的研究

楊玉蘭

（長春理工大學 生命科學技術學院，長春 130022）

醫療監護技術的發展趨勢是要求連續測量各種生理參數，盡可能做到穩定、舒適、安全、無創傷。本文基于這種發展趨勢，設計了一種壓電脈搏波檢測系統。本系統以8051單片機為基礎，由傳感器模塊、預處理模塊、數字電路模塊和單片機系統模塊等部分組成。

1 脈搏波檢測系統總體設計

脈搏波檢測系統采用模塊化設計，其原理框圖如圖 1所示，它包含脈搏檢測、放大、濾波、整形、控制、顯示和報警部分。其中傳感器電路將動脈脈搏波轉換為相應的電信號；后續電路將傳感器輸出的電信號進行濾波、放大；整形部分把此信號轉換成數字信號送給8051單片機系統進行處理；并同時進行控制和提供報警功能。

由于提取信號較弱，易受環境溫度及其他干擾影響，因此必須進行濾波和放大。脈搏信號屬于低頻信號，所以要濾除的主要是高頻信號及50Hz工頻干擾。經濾波放大后的脈搏信號是不規則模擬信號，不能直接輸入單片機進行處理，所以需要經過整形電路進行轉換后送入單片機進行計數。計數開始后，脈搏頻率可以在數碼管上顯示出來，當脈搏頻率高于設定的上限或低于下限時，單片機都會發出報警信息。從而實現了對脈搏信號的實時監測。

圖1 系統結構框圖Fig.1 System framework of structure

2 脈搏波檢測系統的硬件電路設計

2.1 脈搏信號的檢測原理

人體脈搏已成為心臟、動脈血管功能無創檢測的重要參考指標。本文利用PVDF壓電傳感器的脈搏測量系統。壓電脈搏傳感器如圖2所示。脈搏的波動引起皮膚的波動，由于傳感器與皮膚的間隔十分小。當皮膚發生波動時，引起和受壓元件間空氣的波動，再作用在壓電薄膜上產生電信號，這樣就把脈搏的機械波動轉換成電信號的變化。

圖2 壓電脈搏傳感器Fig.2 Piezoelectricity pulse wave sensor

2.2 脈搏檢測和信號放大電路

人體生理信號的基本特征是信噪比低、信號弱、頻率低，所以生物醫學信號對測量放大電路的要求比較高，信號處理電路系統如圖3所示。整個電路工作于3V電源電壓下，接電源的上拉電阻R1和傳感器，完成傳感器供電和波動信號的輸出。由于人體脈搏信號是弱信號，傳感器輸出的信號比較微弱（幾十毫伏），不能直接用單片機來進行處理。這里由兩級運放構成的放大級電路來對信號進行放大，把電壓信號放大到1～5V。同時放大器輸入端的電容 C1、C2和接地電阻 R2、R5完成信號中直流分量的濾除。

圖3 脈搏檢測和放大電路Fig.3 Pulse testing and amplification circuit

2.3 濾波電路

傳感器直接與皮膚接觸會引入 50Hz工頻干擾。因此傳感器輸出的模擬信號并不能正確反映動脈所引起的體表脈搏波動，需對信號進行一定的處理。

由于人體脈搏信號的頻率主要分布在0.3Hz～60Hz之間，這樣容易引入50Hz的工頻干擾和高于60Hz的高頻干擾。因此電路通過一個二階有源帶阻陷波器來濾掉50Hz的工頻信號，同時采用MAXIM公司生產的最新型的八階低通濾波器MAX292來濾除高頻噪聲，如圖4所示。A3與 C3、C4、C5、R9、R10、R8、W構成雙T型50HZ陷波器，W可以調節品質因素Q的值，中心點越往上調，Q值越大，反之則越小。在雙 T電路中，取 R8=R9=2R10=R，C3=C4=1/2C5=C，則陷波點f0=1/(2RC)=50Hz。MAX292可以防止在截止頻率附近出現的振蕩失真。其中 C6決定其截止頻率，選擇此級電路的截止頻率為60Hz，這樣可使60Hz以上噪聲以160dB的速度迅速衰減。

圖4 濾波電路圖Fig.4 Filter circuit

2.4 整形電路

這部分的電路目的是要把連續的不規則脈搏模擬信號整形為方波數字信號以方便輸入到單片機進行轉換計數，如圖5 所示。A4、A5和R13、R14、R15、R16、D1、D2、C9、C10組成一個平均值提取電路，它通過峰、谷值檢測，然后由兩個嚴格匹配的電阻計算出峰谷值的平均值。峰值檢測電路：經濾波放大的脈搏信號接放大器同相端，當脈搏信號大于電容C9的電壓時，放大器輸出高電平，Dl導通，給C9充電。當脈搏信號升至峰值并開始下降時，C9充電至峰值電壓，此時放大器輸出低電平，Dl截止，C9上保持峰值電壓。谷值檢測電路：結構與峰值檢測電路相同，當輸入電壓小于 C10上的電位時，放大器輸出低電平，D2導通，C10通過D2放電。當輸入電壓降至谷值并開始上升時，C10就取得谷值電壓，此時放大器輸出高電平，D2截止，C10保存谷值電壓。

為保證電路不影響前級，且使 C9、C10能將電壓保存適當長的時間，放大器的輸入阻抗要高。這里選擇 CA3130，它有高的輸入阻抗和低輸入偏置電流，且能用單電源供電。為延緩峰值電壓經R15、R16向谷值電壓存儲電容 C10充電，R15、R16應選得較大。這里R15=R16=10M。得到的平均值通過輸入到比較器A6的反相端和原信號進行比較，這樣得到的原信號就以平均值為交點發生跳變，變成方波信號進行輸出。

圖5 整形電路Fig.5 Shaping circuit

3 系統軟件設計

單片機系統以MCS-51系列的單片機為核心，完成對脈搏頻率的計算和存儲，并用 LED顯示模塊顯示。通過鍵盤可以對單片機進行程序的輸入并進行調試，完成單片機的復位、確認開始等功能。按下開始鍵后，主程序完成初始化操作和按鍵確認操作。在初始化中包括8255的初始化和裝入脈搏參數的參考值（成人在安靜時，每分鐘脈搏為60～100次）。

系統軟件主要有主程序（包含初始化程序）、鍵盤掃描子程序、清零子程序、測量子程序、LED顯示子程序等。各子程序可分別調試，結構清晰，調用、調試很方便。系統的主程序流程圖如圖6所示，脈搏波測量子程序流程圖如圖7所示。

4 實驗研究與結果分析

實驗中使用以PVDF壓電傳感器設計的測量系統對不同人的脈搏波進行了測試，并將測試結果與符合AAMI和BHS標準的HEM-6000腕式血壓脈搏計進行對比，表1為血壓測量模塊與HEM-6000腕式血壓脈搏計測量結果對比數據。從脈搏測量模塊的測試結果可知，該系統測量模塊的測量結果基本符合AAMI和BHS標準，初步認定該模塊達到預期設計要求。

圖6 主程序和鍵掃描子程序流程圖Fig.6 Host program and key scanning sub-program map

圖7 測量子程序流程圖Fig.7 Measuring sub-program map

從實驗結果中看，測量存在一定的誤差。誤差產生的原因如下:由于環境和客觀條件的影響，監測時的患者的體位不同，測量結果會出現一定的差異。同時，在實際操作中，一些隨機因素也對測量的精確性產生影響。不過，實驗測試結果表明，該脈搏波測量系統的測量誤差值處于允許范圍之內，能夠滿足臨床診斷和監測的要求，達到了預期設計目標。

表1 脈搏測量數據對比（單位：次/分）Tab.1 Comparison of pulse measurement dada

5 結論

本系統采用PVDF傳感器設計一壓電脈搏波檢測系統，該系統抗干擾能力較強，能夠滿足臨床診斷和監測的要求，達到了預期設計目標。該系統攜帶方便，適合于家庭及出差、旅行，具有較廣泛的應用價值。

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