基于微控制器的智能人體心率監測裝置的設計

新疆醫科大學醫學工程技術學院 朱麗君 閆 婷 廉倩琳 李 雪 伊爾帕尼江·亞力坤 謝 茹 李 莉

人體中十分重要的生命信息為心率。本文設計了一款智能數字顯示心率監測設備利用紅外傳感器、AT89S52微控制器等器件組合對人體的心率進行實時監測。設計運用電路和程序編寫實現心率信號的精準檢測，并將測量結果以數字顯示。實驗顯示，監測設備設計合理，測量結果比較準確，有很好的應用前景。

引言：現如今威脅人類生命和健康的疾病且位居人類疾病死亡總數首位的是心腦血管疾病。如何用科學方法有效的降低心腦血管疾病的死亡率和發病率成為全人類社會面臨的一大問題（楊越.低功耗心率檢測儀設計[J].東南大學生物科學與醫學工程,江蘇南京:210009.）。用心率計對心率實時監測，心率計是通過采集人體心率變化快慢的生物信號，將生物信號利用變換電路轉化為數字信號，進而展現人體心率變化的快慢（段穎康.數字式血壓脈搏檢測儀的實現[J].微電子技術,2003(01).）。基于此原理，本文所設計的心率計是運用紅外傳感器采集動態脈搏信號，將信號通過數字信號系統中的信號處理器，實現對心率信號的放大和濾波。最后運用微控制器的算法對采集的數據進行篩查、分析，信號轉換和上、下限報警，并在液晶顯示屏上顯示出監測的心率數值。

1 系統設計

1.1 系統硬件設計

在心率計的硬件電路設計中，以采用微控制器AT89S52為設計核心，對信號處理。其中電路模塊有：信號放大電路、信號采集電路、電壓積分比較電路、液晶顯示電路和微控制器處理電路。信號源是采集與心跳一樣頻率的信號，利用紅外傳感器進行信號采集。紅外傳感器克服光電和壓電傳感器對噪聲敏感及易受其他信號干擾的缺點，采用紅外光對射的兩個二極管實現信號采集，將微弱的心率信號轉化為同頻率的電信號。發光二極管是利用紅外光透過人體組織皮膚的透光能力來工作。當人體組織皮膚的透光度差時，發光二極管發出的紅外光透過人體組織皮膚的光強度很弱，光就無法導通，此時輸出高電平信號。透光度較好時，輸出低電平信號（姚鳴放,高磊.快速心率檢測儀的研制[J].上海:200025,上海:200021.）。也就形成了心率次數與輸出頻率成正比近似于正弦波的低頻信號，從而初步采集到微弱心率信號。系統硬件總體流程如圖1所示。

在系統硬件電路中針對極其重要的電路模塊：信號采集電路、信號放大電路、信號比較電路依次展開介紹。

（1）信號采集電路

信號采集電路中紅外傳感器是由兩個紅外二極管D1與D3組成。因傳感器輸出的信號十分微弱，且頻率很低（如脈搏40次左右/分為0.68Hz，200次左右/分為3.54Hz），主要信號微弱但還伴有其他噪聲干擾，所以信號要經過電阻R7、電容C5濾波，除去高頻干擾信號留下低頻的心率信號。從而采集到微弱信號電路如圖2所示。

（2）信號放大電路

將采集到的低頻信號通過放大電路，放大電路里的放大倍數可將信號放大原來的幾十甚至幾百倍。通過計算所得放大倍數為二百倍，但由于電路中提供的電源VCC不足，再加上元件限制和其他的因素，設計中的放大倍數沒有理論值二百倍也只是將信號放大為原來的二十倍。而圖中瓷片電容是有通交阻直的作用，之所以使用該電容，就是使高頻干擾信號和低頻信源信號通過，同時也就將微弱信號放大。信號放大電路仿真圖如圖3所示。

圖1 系統硬件總體流程圖

圖2 信號采集電路

圖3 信號放大電路

（3）電壓比較電路

理論上應將信號放大二百倍但在試驗中只放大了二十倍所以將放大的信號再利用LM358雙運算放大器將信號再次放大，雙運算放大器內部包含兩個高效率、還可以補償頻率的運算放大器也就滿足設計時信號放大倍數。利用這種常用的電壓比較器。有變頻的作用：電壓/頻率變換電路。也有數/模變換的作用。但在本次試驗中則利用的是通過比較模擬電壓值的大小來判斷哪一個為高電壓將高頻干擾信號濾除。接到的信號電壓小于模擬電壓值時顯示0V低電壓，當大于模擬值時顯示5V高電壓，從而形成了0V和5V的方波，也就將采集的信號在次放大并把干擾信號濾除。如圖4所示。

圖4 電壓比較器

本文將方波信號載入微控制器中進行數/模變換產生數字信號，數字信號進入微控制器利用其內部的數據存儲器、輸入/輸出口、模/數轉換、中央處理器、鍵盤、顯示器等硬件電路，完成中斷計數、數據計算、傳輸、顯示、存儲的功能。利用微控制器內部有內存8KB單元程序存儲器就可以滿足計數，就不用擴充外部存放程序空間。而且內有三個定時器，滿足系統傳輸使用，同時還利用其內部的鍵盤電路來報警進行提示，鍵盤電路三個按鍵依次連接中央處理器的三個輸出端口上，并設置正常心率范圍，以便在超出或低于限制時報警提示，利用程序控制掃描。通過16子2行的液晶顯示即顯示出數字的心率信號以便人們觀看。

1.2 系統軟件設計

硬件設計中微控制器是核心所以要讓微控制器完成數/模轉換，定時計時和報警功能就要對其內部編寫程序，因此本文采用C語言和匯編語言兩種軟件語言完成程序編寫（焦洋.指尖脈搏信號測試系統研究[D].長春理工大學,20070401.）。

在軟件設計中，首先利用數學模型建立脈搏搏動動的時間為T（s）和T內脈搏的平均值為S，其次將數學建模中的數學變量值編寫如主程序顯示模塊中，然后利用中斷計數模塊對心率進行計數。

（1）數學建模

設X個連續的脈搏搏動的時間為T（s），在時間T內脈搏的平均值為S（次/分），則：

為控制微控制器中測定的t值，利用定時計數與中斷控制（在X個連續的脈搏周期內定時1ms并中斷一次），利用工作寄存器將中斷次數進行計數，值為M，則可以計算X個連續的脈搏搏動的時間為T（s）：

把(2-2)帶入(2-1)得到：

由式(2-3)就可以計算出在時間T內脈搏的均值。在該微控制器系統中，X=0-8（可由實驗者通過按鍵自行設置）。測量心率范圍為50次/分-190次/分（X的范圍：240—24000）。

（2）主程序顯示模塊

在對微控制器進行軟件編寫時，程序初始化是微控制器工作時首要執行的，十分重要。目的是確定程序初始地址和中斷入口地址是否為零，用來判斷有無信號是否可以開始工作。當地址碼全零，說明無信號心率計沒有工作，反之，則有信號開始工作。信號進入主程序定時，由中斷計數模塊計數通過顯示子程序將數值存儲并顯示。主程序設計中利用定時器定時l00ms為采樣6s建立基礎因為心率數值的顯示是一分鐘心率值。定時器定時100ms中斷一次6s就要中斷60次記錄中斷次數M，就可以計算一分鐘的心率平均值。如果中斷記錄值不是60，說明不到6s，返回繼續定時并等待中斷，滿60次重新開始再次記錄，把6s內采樣得到的次數轉換成現在使用的阿拉伯數字，送到液晶顯示器進行數碼顯示。顯示模塊如圖5所示。

（3）中斷計數模塊

在主程序顯示模塊設計中提到中斷，中斷計數模塊也是設計的亮點。心率的有效測量范圍為60次—130次/分鐘，因為在測量時總會外界信號干擾所以程序中加入頻率大小判斷的程序消除干擾信號，刪除低于60次/分鐘和高于130次/分鐘的脈沖信號，中斷計數模塊如圖6所示。

圖5 顯示模塊

圖6 中斷計數模塊

2 測試數據與結果分析

本文采用示波器橫格測量和評價誤差測試的方法測量數據。

（1）示波器橫格測量：示波器橫格為時基，由系統的時間準確性提高測量精度，所以1秒定時校準十分重要用示波器校對。利用中斷服務程序中系統端口的狀態，然后用示波器測量端口狀態的周期，如有誤差就可在程序中改變定時器初值，直到時間滿足要求停止求反。（2）評價誤差測試：誤差越大精度越低，誤差越小精度越大。通過誤差評價來提高測量精度。用函數信號發生器產生頻率與測量范圍相符的脈沖波（50次/分-190次/分），分別測量50次/分、100次/分、140次/分、190次/分，并觀察信號發生器與心率計的測量數值，若誤差大于±4次/分時可再調定時器的初值，若不滿足要求可用代碼與定時器的初值同時改變，直到滿足要求停止。

根據以上兩種測量方法，其中數據和分析有兩點：一是用儀器測量：函數信號發生器產生50次/分-190次/分的方波，觀察心率計示值與信號發生器示值。表1給出了部分測量結果。

表1 信號發生器測量結果

由以上測量結果可知，用函數信號發生器產生的信號用心率計測量時其測量誤差為0則它的測量精度就比較高，且在報警的上下限進行報警，效果比較好。二是柯氏音聽筒測量：對相同實驗對象和不同的實驗對象進行測量，同時由另一實驗對象用聽筒測量心率，表2給出了部分測量結果。

表2 實際測量結果比較

由聽筒測量值可知，聽筒測量的數值與心率計測量的數值存在一定誤差，但在測相同對象時數值只要在允許范圍誤差內也是可以的。有時誤差大，主要是人工測量的開始計數時間和終止時間掌握不準確，或是外界某些環境因素干擾人工測量，也有可能導致人工測量誤差偏大。二者比較發現信號發生器產生的信號測量就無誤差，但聽診器測量時有較大誤差，這是因為信號發生器頻率相對穩定，而聽診測量時被測人的心率強度不夠、穩定性不好。

3 結語

本文采用的心率信號源是一種以脈搏跳動的時間間隔為標準的脈搏波，結合微控制器的測量頻率技術，在短時間內得到準確的分鐘脈搏次數，從而觀察人體脈搏跳動的變化快慢。該設計具有使用簡便、數據準確、設備小而輕、耗材少的優點。不僅僅適用于老年人和幼兒的突發情況報警，還能用于一般人的生活當中，為專業醫護人員提高更多個體參考。