压电式脉搏波检测系统的研究

杨玉兰

（长春理工大学 生命科学技术学院，长春 130022）

医疗监护技术的发展趋势是要求连续测量各种生理参数，尽可能做到稳定、舒适、安全、无创伤。本文基于这种发展趋势，设计了一种压电脉搏波检测系统。本系统以8051单片机为基础，由传感器模块、预处理模块、数字电路模块和单片机系统模块等部分组成。

1 脉搏波检测系统总体设计

脉搏波检测系统采用模块化设计，其原理框图如图 1所示，它包含脉搏检测、放大、滤波、整形、控制、显示和报警部分。其中传感器电路将动脉脉搏波转换为相应的电信号；后续电路将传感器输出的电信号进行滤波、放大；整形部分把此信号转换成数字信号送给8051单片机系统进行处理；并同时进行控制和提供报警功能。

由于提取信号较弱，易受环境温度及其他干扰影响，因此必须进行滤波和放大。脉搏信号属于低频信号，所以要滤除的主要是高频信号及50Hz工频干扰。经滤波放大后的脉搏信号是不规则模拟信号，不能直接输入单片机进行处理，所以需要经过整形电路进行转换后送入单片机进行计数。计数开始后，脉搏频率可以在数码管上显示出来，当脉搏频率高于设定的上限或低于下限时，单片机都会发出报警信息。从而实现了对脉搏信号的实时监测。

图1 系统结构框图Fig.1 System framework of structure

2 脉搏波检测系统的硬件电路设计

2.1 脉搏信号的检测原理

人体脉搏已成为心脏、动脉血管功能无创检测的重要参考指标。本文利用PVDF压电传感器的脉搏测量系统。压电脉搏传感器如图2所示。脉搏的波动引起皮肤的波动，由于传感器与皮肤的间隔十分小。当皮肤发生波动时，引起和受压元件间空气的波动，再作用在压电薄膜上产生电信号，这样就把脉搏的机械波动转换成电信号的变化。

图2 压电脉搏传感器Fig.2 Piezoelectricity pulse wave sensor

2.2 脉搏检测和信号放大电路

人体生理信号的基本特征是信噪比低、信号弱、频率低，所以生物医学信号对测量放大电路的要求比较高，信号处理电路系统如图3所示。整个电路工作于3V电源电压下，接电源的上拉电阻R1和传感器，完成传感器供电和波动信号的输出。由于人体脉搏信号是弱信号，传感器输出的信号比较微弱（几十毫伏），不能直接用单片机来进行处理。这里由两级运放构成的放大级电路来对信号进行放大，把电压信号放大到1～5V。同时放大器输入端的电容 C1、C2和接地电阻 R2、R5完成信号中直流分量的滤除。

图3 脉搏检测和放大电路Fig.3 Pulse testing and amplification circuit

2.3 滤波电路

传感器直接与皮肤接触会引入 50Hz工频干扰。因此传感器输出的模拟信号并不能正确反映动脉所引起的体表脉搏波动，需对信号进行一定的处理。

由于人体脉搏信号的频率主要分布在0.3Hz～60Hz之间，这样容易引入50Hz的工频干扰和高于60Hz的高频干扰。因此电路通过一个二阶有源带阻陷波器来滤掉50Hz的工频信号，同时采用MAXIM公司生产的最新型的八阶低通滤波器MAX292来滤除高频噪声，如图4所示。A3与 C3、C4、C5、R9、R10、R8、W构成双T型50HZ陷波器，W可以调节品质因素Q的值，中心点越往上调，Q值越大，反之则越小。在双 T电路中，取 R8=R9=2R10=R，C3=C4=1/2C5=C，则陷波点f0=1/(2RC)=50Hz。MAX292可以防止在截止频率附近出现的振荡失真。其中 C6决定其截止频率，选择此级电路的截止频率为60Hz，这样可使60Hz以上噪声以160dB的速度迅速衰减。

图4 滤波电路图Fig.4 Filter circuit

2.4 整形电路

这部分的电路目的是要把连续的不规则脉搏模拟信号整形为方波数字信号以方便输入到单片机进行转换计数，如图5 所示。A4、A5和R13、R14、R15、R16、D1、D2、C9、C10组成一个平均值提取电路，它通过峰、谷值检测，然后由两个严格匹配的电阻计算出峰谷值的平均值。峰值检测电路：经滤波放大的脉搏信号接放大器同相端，当脉搏信号大于电容C9的电压时，放大器输出高电平，Dl导通，给C9充电。当脉搏信号升至峰值并开始下降时，C9充电至峰值电压，此时放大器输出低电平，Dl截止，C9上保持峰值电压。谷值检测电路：结构与峰值检测电路相同，当输入电压小于 C10上的电位时，放大器输出低电平，D2导通，C10通过D2放电。当输入电压降至谷值并开始上升时，C10就取得谷值电压，此时放大器输出高电平，D2截止，C10保存谷值电压。

为保证电路不影响前级，且使 C9、C10能将电压保存适当长的时间，放大器的输入阻抗要高。这里选择 CA3130，它有高的输入阻抗和低输入偏置电流，且能用单电源供电。为延缓峰值电压经R15、R16向谷值电压存储电容 C10充电，R15、R16应选得较大。这里R15=R16=10M。得到的平均值通过输入到比较器A6的反相端和原信号进行比较，这样得到的原信号就以平均值为交点发生跳变，变成方波信号进行输出。

图5 整形电路Fig.5 Shaping circuit

3 系统软件设计

单片机系统以MCS-51系列的单片机为核心，完成对脉搏频率的计算和存储，并用 LED显示模块显示。通过键盘可以对单片机进行程序的输入并进行调试，完成单片机的复位、确认开始等功能。按下开始键后，主程序完成初始化操作和按键确认操作。在初始化中包括8255的初始化和装入脉搏参数的参考值（成人在安静时，每分钟脉搏为60～100次）。

系统软件主要有主程序（包含初始化程序）、键盘扫描子程序、清零子程序、测量子程序、LED显示子程序等。各子程序可分别调试，结构清晰，调用、调试很方便。系统的主程序流程图如图6所示，脉搏波测量子程序流程图如图7所示。

4 实验研究与结果分析

实验中使用以PVDF压电传感器设计的测量系统对不同人的脉搏波进行了测试，并将测试结果与符合AAMI和BHS标准的HEM-6000腕式血压脉搏计进行对比，表1为血压测量模块与HEM-6000腕式血压脉搏计测量结果对比数据。从脉搏测量模块的测试结果可知，该系统测量模块的测量结果基本符合AAMI和BHS标准，初步认定该模块达到预期设计要求。

图6 主程序和键扫描子程序流程图Fig.6 Host program and key scanning sub-program map

图7 测量子程序流程图Fig.7 Measuring sub-program map

从实验结果中看，测量存在一定的误差。误差产生的原因如下:由于环境和客观条件的影响，监测时的患者的体位不同，测量结果会出现一定的差异。同时，在实际操作中，一些随机因素也对测量的精确性产生影响。不过，实验测试结果表明，该脉搏波测量系统的测量误差值处于允许范围之内，能够满足临床诊断和监测的要求，达到了预期设计目标。

表1 脉搏测量数据对比（单位：次/分）Tab.1 Comparison of pulse measurement dada

5 结论

本系统采用PVDF传感器设计一压电脉搏波检测系统，该系统抗干扰能力较强，能够满足临床诊断和监测的要求，达到了预期设计目标。该系统携带方便，适合于家庭及出差、旅行，具有较广泛的应用价值。

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