基于压电薄膜和片上可编程系统的可穿戴体征监测系统

徐慧军，许武军

（东华大学 信息科学与技术学院，上海 201620）

目前，可穿戴技术正作为一类重大科技变革而兴起，其实质就是能直接穿在身上，整合进衣服中，甚至植入身体中的相关科学技术。可穿戴技术的发展将会随着硬件技术、传感器技术、电池技术、通讯技术的完善越来越受到行业的重视，成为下一个爆发性的技术热潮。

压电薄膜是一种新型的高分子聚合物型传感材料，具有高的压电常数，且质量轻、柔性好、加工性性能好、频率响应宽等特性。利用其压电特性制作的传感器有结构简单、响应速率快、后端的处理简单等优点，已在健康监测和仿生学方面有广泛的应用[1]。

可编程片上系统是一种可编程的半导体器件，既具有现场可编程门阵列的数字阵列，又具有系统可编程模拟器件的模拟阵列，有处理数字和模拟两种信号的能力。可编程片上系统技术是一种全新的嵌入式设计，能够在系统运行过程中编程，以修改和重构电子系统，在小型系统设计方面得到越来越广泛的应用[2]。

研究的可穿戴体征监测系统结合了压电薄膜传感器和可编程片上系统技术，正是将可穿戴技术渗透于消防和服装的一次探索。

1 技术分析

本系统基于CYPRESS公司的PSoC5硬件平台资源，使用与之配套的PSoCCreator2.0软件开发平台，采用C语言作为编程语言，来完成整个可穿戴体征监测系统的实现。主要完成基于PSoC平台压电薄膜传感器的调理电路的实现，完成基于PSoC平台模数转换电路的实现，完成基于PSoC平台的声光报警电路的实现，完成系统软件的设计实现。

1.1 PSoC5系统架构

下面介绍CY8C55系列的低功耗、片上可编程系统，采用其中一款可选的32位的PSoC5平台。CY8C55系列主要组成部分如图1所示：ARM Cortex M3 CPU子系统，非易失性子系统，编程调试子系统，数字、模拟子系统，时钟和电源模块[3]。

由于PSoC系统的显著特点，能把设计人员从繁琐的低水平编程中解脱出来，软件平台可以提供丰富的器件及功能库，提高设计效率，缩短设计周期，加速样机成型。当设计需求改变时能够很快修改，新产品更新换代无需太变化，集成度高，多种功能于一身，便于研发、采购、生产，从而降低了成本。

图1 PSoC5简化模块框图Fig.1 PSoC5 simplified block diagram

1.2 压电薄膜传感器

压电薄膜传感器选用MEASUREMENT公司的SDT1-28K型号，如图2所示。SDT1压电薄膜传感器由一个矩形压电薄膜和一个带有同轴电缆的成型塑料外壳组成。压电材料表面印刷银墨，并且自身折叠，使得传感器产生自屏蔽。这在高标准EMI环境下的应用是相当重要的。

图2 SDT1-28K压电薄膜传感器Fig.2 Piezoelectric thin film sensor

传感器以相对的模式运作，压电薄膜的长度变化产生相应的电荷，因而电压出现在薄膜的电极端。传感器如同一个“积极的”电容，所以测量器件的输入信号加载时必须考虑负载阻抗匹配问题。由于薄膜极其的细薄，产生的寄生电容和标准1 MΩ负载足以构成低频响应[4]。

2 技术实现

研究的可穿戴体征监测系统由三大部分组成：传感器调理电路，模数转换电路，声光报警电路。整个系统组成部分如下图3所示。

2.1 传感器调理电路的设计与实现

压电薄膜传感器是无源传感器，无源传感器的差分输出是一个低差分电压（毫伏级）。输出阻抗相对较高，因此信号需要一级放大。而且共模信号难于抑制，需要一个差分放大[5]。图4显示了模拟部分的配置，由图形化配置工具PSoC Creator实现。

图3 系统组成框图Fig.3 Block diagram of system

图4 传感器调理电路实际图Fig.4 Physical sensor conditioning circuit schematic

输入模块的第一级由一个运算放大器构成的增益为1的电压跟随器，作为在传感器与负载之间的阻抗匹配。在这一级之后，是一个增益G固定到4的可编程增益放大器。在这一级预放大之后，需要一个带偏置补偿的二级放大。偏置补偿由于传感器的初始偏置导致，所以必须要9位的DAC完成补偿。二级放大由运算放大器构成的二阶有源低通滤波电路，增益G在1-48之间。所有的偏置补偿和增益自动地由固件根据实际需要进行配置参数的选择。

信号经过滤波之后，电压幅值在PSoC的模拟地AGND，和Vcc/2之间。二级放大是由带有参考电压Vdda的Opamp_1构成。最后经过放大的信号将送入由定时器和计数器构建的特殊的模数转换电路[6]。

2.2 模数转换电路的设计与实现

模拟脉搏响应信号在经过了传感器调理电路之后，调理后的较理想的信号波形将送入由电压比较器、计数器、定时器构成的特殊的模数转换电路。

图5 模数转换电路实际图Fig.5 Physical analog to digital conversion circuit schematic

图5 显示了模数转换电路的设计实际图的配置，由图形化配置工具PSoCCreator实现。调理后的信号幅值满足PSoC内置的电压比较器所需的电平大小值。电压比较器根据固件配置的参数、比较器的参考电压Vref，在每个clock的上升沿时，进行逻辑高低的判断并输出。由于调理后的信号幅值大致在1.2 V左右，故系统在给电压比较器的参考电平为1.2 V，并且设定clock的频率为24 K（只需大于脉搏振动的频率），电压比较器的输出由计数器对其进行计数。同时利用定时器产生6s的时间间隔，在这段时间间隔内计数器进行计数。定时器定时中断后，由PSoC内嵌的Cortex-M3微控制器进行中断处理，重新对定时器、计数器进行配置，并且将计数器的值转换后通过LCD显示结果[7]。

2.3 声光报警电路的设计与实现

声光报警电路的设计作用在于，在系统探测到异常的数据时，能够作出相应的反应以提示用户采取相应的措施。软件在判断出计数器转后的数值异常时，将会执行紧急报警部分的代码。在临界值和超出值之间选取不同的方案，对蜂鸣器和LED灯进行不同的操作。硬件电路上，PSoC硬件平台上已配置有蜂鸣器和LED灯，在使用时只需固件配置好引脚分配方案，用杜邦线将对应的引脚连接即可。图6显示了此模块电路的完整设计。

图6 声光报警实际图Fig.6 Physical sound and light alarm shcematic

2.4 系统软件的设计与实现

系统的软件部分主要作用，在于对PSoC的所需的各个硬件模块进行配置。模块的初始化，参数的配置，模块的RESET功能的实现均在软件内部实现。此外，软件还有一个重要的功能就是，在定时器的中断服务程序中完成脉搏振动数的显示功能以及在紧急状态下的声光报警功能[8]。

系统软件流程图如图7所示，PSoCCreator 2.0提供汇编和C语言两种语言实现软件设计。

图7 系统软件流程图Fig.7 System software flow chart

软件执行部分正如流程图所示，最初的人体脉搏模拟量经过压电薄膜传感器、传感器调理电路、模数转换电路后，成为了一个相对实际的数字量。数字量首先会通过LCD显示器显示出来，给予一个直观的感受。同时，程序将会把这个生成的数字量和预先设定的阀值（一个正常人的脉搏跳动数的范围）作出比较。如果数字量在这正常的范围内，则绿灯常亮，蜂鸣器不响；如果数字量跃出这一正常范围的两端阀值，则红灯闪烁，蜂鸣器急响[9]。

程序在启动执行后，首先对各个硬件模块初始化，由上述可知，所需的硬件模块有：运算放大器（Opamp），可编程放大器（PGA），电压比较器（Comp），定时器（Timer），计数器（Counter），字符型显示器（LCD），时钟模块（clock），中断模块等。

程序在初始化完成，将会直接进入for函数引导的无限循环。函数的主要代码执行都将在定时器的中断服务子程序中CY_ISR（Interrupt Handler）。在定时器的中断服务子程序中，主要完成以下的操作：对计数器状态配置和对其寄存器的读取；对计数器的计数进行数据转换；调用LCD进行结果显示；进行阀值判断判断是否执行紧急声光报警模块，对定时器状态配置等。

综上可知，PSoC可编程片上系统的开发是相当简便的，其上的硬件资源与软件资源相当丰富，并且二者融合得恰到好处。在硬件上，使用者可以着重考虑系统设计的整体功能，避免了分立元件搭建系统的调试困难。在软件上，PSoC对各个硬件模块的驱动程序封装的API也是相当巧妙，程序开发也变得简单、简洁[10]。

3 系统测试

由于本系统是比较具有实用价值的、可供医疗、消防方面使用的设备平台，必须进行实际的应用测试，以考察是否适用于绝大多数的人群使用。在实际测试过程中，特别是操作压电薄膜传感器时，必须注意MEASUREMENT公司提出的SDT1压电薄膜传感器的操作指导。测试连接方式如图8所示。

图8 实际测试结果图Fig.8 Test results figure

4 结 论

本系统基本实现了生命体征监测的功能并且带有告警功能，可以应用在本文提出的智能服装领域，改善消防人员的救援效果。同时，此系统改进了传统的消防救急措施，加入了现代化的电子信息系统，可以提高整体消防的效率。另外，从系统的基础功能可以看出，此电子系统还可应用在医疗电子设备、临床医学监护等领域，有着广泛的应用性和拓展性。

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[2]曲金泽，邱明，沈允中.一种混合型可编程器件—PSoC器件和技术[J].信息与电脑，2009（8）:111-112.QUJin-ze，QIUMin，SHENYun-zhong.A mixed programmable device technology-PSoC devices and technology[J].Information and Computer，2009（8）:0111-0112.

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[7]Inanc Altinay，Ashok Muralidhar，Phoenix Ambulatory Blood Pressure Monitor Project Sub-project[M].Improved Signal Detection，2007.

[8]Wade D.Peterson，David A.Skramsted ，Daniel E.Glumac.Phoenix Ambulatory Blood Pressure Monitor Project Subproject[M].Piezo Film Pulse Sensor，2004.

[9]Mary Jo Rawson.Data Manipulation and Optimal Constants for Estimation of Blood Pressure[M].University of Minnesota，2007.

[10]Mattoli V，Mondini A，Mazzolai B，et al.A universal intelligent system-on-chip based sensor interface[J].Sensors，2010（10）:7716-7747.