基于單片機的脈象信號檢測系統(tǒng)設計

黃鸝娟

(陜西服裝工程學院,陜西 西安 712046)

0 引言

脈搏是臨床檢查和生理學科研中常用的生理學現(xiàn)象,包括了表現(xiàn)心肌和毛細血管狀況的主要生理學信號。 人體內(nèi)各器官的健康狀況、疾病等信號將以一定方法顯示在脈搏中或在脈象中。 人體脈象中含有大量關于心肌、內(nèi)外循環(huán)系統(tǒng)以及中樞神經(jīng)各系統(tǒng)的動態(tài)信息,因此,人們能夠利用脈波圖像得到多種具有檢測價值的生物信息,并能夠預測人體內(nèi)某些器臟構(gòu)造和功能的變化與趨向。 同時脈搏測定還為血壓測定、血液檢測及其他的一些生物測量技術提供了一個重要生理參考信息。

1 相關概念概述

1.1 脈象信號檢測系統(tǒng)

微型計算機可以處理數(shù)字信號,因此,脈象信號被轉(zhuǎn)換成正電信號,然后再經(jīng)過放大擴展到0 ～5 V 電平的模擬量。 采集空氣溫度、壓強、流速和運動方向的模擬量,并轉(zhuǎn)換成數(shù)值物理量,然后傳輸?shù)絇C 機進行數(shù)據(jù)存儲、數(shù)據(jù)處理、屏幕顯示或打印,相應的系統(tǒng)稱為數(shù)據(jù)收集和管理系統(tǒng)。

1.2 脈象信號的特點

關于人類沖動的信息是一種在時間域內(nèi)具有強周期性的概周期信息。 其頻譜成分大致分布在0 ～100 Hz,人體表面電流約為0 ～5 mV。 特征頻率低,變化緩慢,信號微弱。 記錄的前提是信息主要來自活體,信號接收器的阻抗很高,通常伴隨著巨大的背景噪聲和影響。

2 脈象信號的提取及調(diào)理

2.1 脈象傳感器及脈象信號的提取

脈象圖像探測器的類型繁多,主要包括單部分、三部分、單點、多點、剛性接觸式、柔性接觸式、壓力型、硅杯式、液態(tài)汞、液態(tài)水、子母型等。 脈象圖像探頭的主要原材料有變形薄膜、壓電檢測晶體、單晶硅、感光器件、壓電PVDF 薄膜等,而其中較為普遍的是單部分單點變形薄膜,而在近年來則正向著三部分的多點式發(fā)展。 本文采用了一個L 型脈象波傳感器,該傳感器提取電流信息,振幅通常為van MV。 由于該傳感器是零導體五導體壓阻式,因此具備了靈敏度高、頻譜響應好、線性程度好、抗干擾能力強、體積小、重量輕、安全可靠等優(yōu)點。

2.2 脈象信號放大器設計要求

脈象信號的主要特點為微弱、低頻。 但是,因為由脈沖圖像信號傳感器得到的信號一般是MV 量級,所以需要在模數(shù)轉(zhuǎn)換前完成信號調(diào)制,對信息的調(diào)節(jié)也應當具備某些必要的特征。 首先,集成電路中需要有較大的共模抑制比。 其次,集成電路的高輸入阻抗也是一項十分重要的參數(shù)。 高輸入阻抗也能有效減少信號接收器內(nèi)阻的損失,與生理信息的低信號幅度相比,IC 調(diào)節(jié)的低噪音和低漂移等技術指標也十分關鍵。 綜上所述,對某些頻率較低、電流變化慢、信號幅度較小的生理信號,如脈搏信號采集,因為信號接收器的高電阻,所以常常伴隨著背景噪聲和干擾電流的增加。 集成電路的基本特點主要包括:(1)前置高功率增益放大器的增強倍數(shù)一般應在80 dB ～120 dB。 (2)共模抑制比高。 信號增益放大器必須具有良好的抗干擾性能,通常要求共模抑制比大于60 dB。 (3)輸入阻抗比高,一般不小于2 MΩ,有的甚至達到100 MΩ,否則被測信號會產(chǎn)生較大偏差,削弱整體抗干擾能力。 (4)低噪聲。 如果信號增益放大器本身的信噪比很高,它會淹沒有用的微弱信息,因此輸入信噪比必須高于PV 的量級。 (5)在中間層和功率相位改善后,低漂移將直接影響記錄,因此必須盡可能降低由前置放大器溫度變化引起的零偏移。 (6)高安全性。 (7)大型線性工作區(qū)等。

2.2.1 高共模抑制比

放大器必須具有良好的抗干擾能力,并能抑制低工頻干擾或其他輸入信號的負面影響。 假設集成電路的共模抑制比為120 dB,輸入信息對共模信號的負面影響將大幅減少,共模V 信號將相當于共模1 μV 差模信息。 共模抑制比也是放大器的一項重要技術指標。一般生物電信息放大器的共模抑制比通常要求為60 dB～80 dB,而高性能信息放大器的共模抑制比高于100 dB,這意味著它可以在共模和信號差模0.1 μV 下產(chǎn)生相同的100 mV 干擾輸出[1]。

2.2.2 高輸入阻抗

由于生物體具有復雜性和特性,其等效信號接收器的內(nèi)部輸出阻抗值往往很大,這就意味著生物信號源的內(nèi)部傳輸電壓幅值不僅較低,而且電源電壓也非常差。所以,生物信號放大器的前端設備都應該擁有較大的輸入阻抗值,高的輸入阻抗能夠有效減少對生物信號源內(nèi)部高壓的影響,減少生物信號的衰減。 經(jīng)近似估計,如果設計放大電路的信號輸入與阻抗約為10 MΩ,則信號源的內(nèi)阻比和擴展電路的信號輸入阻抗比為1/100,上述因素引起的失真和偏差可以省略或不記錄。

2.2.3 低噪聲、低偏移

與輸入信號幅值較小的脈象信息相比較,中藥生藥調(diào)理電路的低噪音、低偏移技術指標尤為重要。 由于高壓電源會形成非常大的熱噪聲,這導致輸入信號的音質(zhì)特別差。 所以,為了得到具備一定峰值信噪比的輸出信號,對放大器的最低噪聲特性有更嚴格的規(guī)定。 理想的生物電放大器能夠控制外部干擾,并將其削弱到與信號放大器信噪比相同的量級。 因此,由于放大電路的內(nèi)部噪聲,放大器可以釋放的信息有一個下限,即放大電路的低噪聲水平已成為放大項目的限制性要求。 眾所周知,擴展的最小噪聲特性主要取決于前級。通過合理設置反向膨脹的增益調(diào)整分布,使當前級的最大噪聲系數(shù)較小,從而實現(xiàn)良好的低噪聲特性。 因此,低噪聲前期設計是整個逆擴工程的關鍵任務[2]。

2.3 脈象信號檢測系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)梳理

脈測監(jiān)控管理系統(tǒng)是指以脈搏傳感器為轉(zhuǎn)換元件,將所收集到的用來測定脈象跳動的脈象信息轉(zhuǎn)換成電訊號,再用電子儀器加以測試與指示的設備。 本管理系統(tǒng)的基本構(gòu)成包括脈搏傳感器、信息分析處理、單片機控制電路、數(shù)字顯示器、供電等主要組成部分。(1)利用脈搏傳感器將非電能信息轉(zhuǎn)換成電能的轉(zhuǎn)換器件。 信號處理即進行脈搏傳感器所收集到的高低頻信息的模擬集成電路(包含增強、濾波、整形等)。 (2)數(shù)字單片機集成電路即使用數(shù)字單片機本身的定時器中斷計算功能對輸入信號的脈搏電平經(jīng)過計算,得到心率。(3)數(shù)字顯示,即將單片機計算結(jié)果用8 個LED 數(shù)碼管靜態(tài)掃描數(shù)據(jù)來表示,以便于直接準確地讀取數(shù)據(jù)。

五供電系統(tǒng)即向感應器、信息分析處理、單片機模塊等供應的開關電源,應該是5 V～-9 V 的交流或低直流輸出的穩(wěn)定開關電源[3]。

3 基于單片機的脈象信號檢測系統(tǒng)設計

3.1 系統(tǒng)硬件設計

3.1.1 單片機的選擇

單片微型計算機是上位機與下位機之間進行數(shù)據(jù)的通信中樞,所以要求串聯(lián)型的通信接口。 有3 種方式供選擇:(1)使用多串口式的單片機模塊;(2)采取通過異步串口方式擴充硬件芯片;(3)使用普通I/O 接口模擬進行串聯(lián)型通信。 第3 種方式最簡便經(jīng)濟,而且還能夠進行高速率通信。 此外,考慮到對硬件系統(tǒng)資源的充分利用,所以文章選用了AT89C51HMOS 工藝技術的八位單片機模塊。 其主要產(chǎn)品在硬件系統(tǒng)資源和功能、系統(tǒng)軟件命令和程式上與Intel80C3X 單片微型計算機基本相同,在實際使用中也能夠進行更換。在單片機AT89C51 內(nèi)有FLASH 程序存儲器,既能夠用常規(guī)的編程器編寫,又能夠直接上網(wǎng)使其保持編程狀況并對其程序設計,程式速度極快。 AT89C5X 產(chǎn)品也能夠看作是Intel 80C3x 的內(nèi)核技術和Atmel FLASH 技術的結(jié)合體。 它給許多嵌入式系統(tǒng)帶來了靈活性、低廉的方案[4]。

3.1.2 傳感器的選擇

(1)光電式傳感器。

血流是很高不通透的液態(tài)物質(zhì),但光線在普通組織中的透過性卻要比在血流中大數(shù)十倍。 人們根據(jù)上述特性,就可以利用電光效應或手指的脈搏感應器來拾取脈搏信息。 反向偏壓的光敏二極管,它的反方向電壓帶有隨光照強度增大而加大的光電效應特征,在一定發(fā)光強度區(qū)域內(nèi),光敏二極管的反方向電壓和發(fā)光強度呈線性關系。 指端血管的容量和透光度隨心搏發(fā)生變化時,將使光伏發(fā)電三極管二極管接收不同的光強,而由此產(chǎn)生的光電流響應也均隨之作一定改變。目前常用于測量脈搏的光伏發(fā)電傳感器主要包括紅外線對管和紅外線放射管。 將對管夾在指端處,通過指尖的血液含量便會隨著心臟的跳動而變化,紅外線對應的信息便會產(chǎn)生一定的改變,通過采集并對信息進行放大、過濾、比較便能夠獲得理想的信息。 現(xiàn)在,國際市場上的心率計已廣泛使用這些感應器來收集信息,由于心率計的紅外管接收與發(fā)出均在人手指的同一邊,所以不必考慮因每個人手指情況差異而帶來的困擾。 由于收到的都是血液中漫反射回來的光,此信息便能夠更準確地測出毛細血管內(nèi)積變化。

(2)集成傳感器。

目前,市面上已經(jīng)有了許多種類的集成化心電感應器,它敏感度高,集成度高,很直接地就能夠表現(xiàn)出心率的變化規(guī)律,而且還包括了濾波器等抗干擾電路,波浪狀經(jīng)過放大后即可進行處理使用。 缺點則是售價十分高昂。

根據(jù)本系列的設計特點和對經(jīng)費的考慮,文章最終選定了光電式傳感器。 該傳感器價格比較低廉,但同時輸出電流變化比較明顯,因此能夠達到該試驗的目的。

3.2 系統(tǒng)軟件設計

3.2.1 定時器/計數(shù)器中斷程序流程的設計

T0 是計時器,T1 則是定時器。 T0,T1 的中斷請求來自輸入單片機中脈象頻率為1 Hz 的脈象頻率信息。當T0 暫停運行后,由T1 檢查代表的時間是否超過60 s,如果沒有超過60 s 則繼續(xù)測試,如果超過60 s 則關閉T1,暫停T0,并讀取脈搏次數(shù),設計數(shù)結(jié)束的時間標志為一,T0 暫停則采取邊凸式觸發(fā)方法,在達到測試狀態(tài)后的時間來一個脈象信號,脈搏頻次加1,由T1 定時為1 min,再累加就得出每分鐘的脈搏頻次。

3.2.2 顯示程序的設計

這個設計表示的主要內(nèi)容為被檢測者1 min 的脈搏頻次。 在中斷程序得到結(jié)論后,數(shù)碼管就顯示測試中的脈搏次數(shù)。

4 軟件仿真調(diào)試

制定方案后,要使硬件焊接能取得預想的效果,就必須使用軟件模擬調(diào)試電路,然后在protues 中實現(xiàn)對系統(tǒng)的仿真,模擬電路如圖1 所示。

圖1 系統(tǒng)仿真效果

5 結(jié)語

本文設計的測試儀系列實現(xiàn)簡便、功用安全、用途較廣,很有實用價值。 此次工程設計雖已完成,但其中仍有許多缺點,如產(chǎn)品設計程序不簡單、電路板產(chǎn)品設計不漂亮、光伏發(fā)電傳感器檢測靈敏度不高、數(shù)碼管顯示器部分設備不完善等。 隨著技術的進展,勢必會使測試儀的功用越來越強大和完善,其應用范圍將不斷擴大,也將會為人們的日常生活增添更多的便利與精彩。