基于51单片机的脉搏检测仪设计

李志伟，张绘敏，赵战国

(河南应用技术职业学院，河南 郑州 450042)

0 引言

由于脉搏中含有十分丰富的健康信息，因此脉搏检测从古至今都是医学领域诊断病情的重要依据。近年来随着科学技术的发展日新月异，脉搏检测仪的技术也越来越先进，这就对脉搏测量仪的精度和准确度提出了更高的要求[1-2]。在以往的脉搏检测仪设计中，多是采用接触式传感器，像指脉测量和耳脉测量等[3-5]。但是传统的指脉测量方式虽然简单方便，但由于指端汗腺较多，指脉测量部位经年累月的使用容易受到污染，从而造成检测灵敏度下降[6-7]。

光在穿过人体组织与穿过血液时的穿透力差别很大，根据这个特点，采用光电传感器来检测脉搏信号。光电传感器内部含有一个光接收器与光发射器，在工作时由于血液与人体组织透光率的差别，产生不同强度的电流，这就是初始的脉冲信号。由于脉冲信号比较微弱，需要设计电路将采集到的脉冲信号进行放大、滤波与整形，使信号由模拟量转换成单片机可以识别的数字量输入单片机内部。输入信号经由单片机处理后，输出在LCD1602液晶显示屏和WT588D语音模块上，完成对脉搏数目显示和播报的功能。

1 脉搏检测仪系统硬件设计

设计的硬件部分主要包括单片机最小系统电路、脉搏信号测量电路、滤波及放大整形电路、液晶显示电路以及语音播报电路。脉搏检测仪系统总体结构框图如图1所示。

图1 脉搏检测仪系统总体结构框图

1.1 单片机最小系统电路设计

STC89C52是一个低电压、高性能CMOS 8位单片机，具有体积小、价格便宜、运行稳定等优点。其最小系统电路主要由晶振电路和复位电路构成。晶振电路产生单片机所必需的时钟频率，为12 MHz。单片机的复位可以通过上电复位也可以通过上电之后按键key1复位，系统直接采用直流5 V电源供电。

1.2 脉搏信号测量电路设计

人体内心脏周期性地收缩和舒张使血液产生压力，血液流进主动脉时使得主动脉周期性地收缩和舒张，血压以波的形式在整个动脉网络中传播，这就形成了脉搏波[8]。由于人体组织的透明度比血液的透明度高得多，因此光对人体组织的穿透性远远大于对血液的穿透性，由此可以利用穿透性的不同来检测脉搏波。人体部位中手指端包含有血液组织和非血液组织，当脉冲通过时，血液组织的光吸收量与非血液组织的光吸收量产生很大差值，再者手指端皮质薄、动脉多、易测量，因此选取手指端为本设计的脉搏检测部位[9]。

本设计的红外光电传感器操作原理如图2所示，将手指端放在红外光电传感器上，红外发射二极管发出光线，发射到人体组织的光线被投射出去，发射到血液的光线被反射到红外接收三极管上。当检测到反射光时，也就检测出心脏跳动的情况。

图2 红外光电传感器原理图 图3 信号采样电路

人体手指端脉搏信号采样电路如图3所示。光电传感器ST188中红外发射二极管发射出的光线角度会随着电路中电流的强度发生变化，电流越大光线越强，检测越精确。根据ST188的光电特性选取输入的正向电流为20 mA，典型正向压降为1.25 V，由于本设计的供电电压为5 V，故红外发射二极管端需要串联电阻R3来分压。经过大量的检测与验证计算，红外光发射部分选取阻值为330 Ω的电阻R3来分压，以保证其发射功率最为合适。图中R4为光电三极管集电极的偏置电阻，这个电阻的作用主要是限幅，避免因输出信号过大而造成失真现象，这里R4的取值选择20 kΩ。该电路产生的信号经由光电三极管的集电极传递给下一级电路。

1.3 滤波及放大整形电路设计

滤波电路如图4所示，由于采集到的信号比较小，而且需要隔断直流信号保留交流信号来使前后电路的工作点互不牵连，因此采用电容耦合方式。又由于直接耦合效率高且信号不失真，由此本设计的滤波电路采用直接电容耦合的方式。电路中C4与R12组成耦合电路，可以将光电三极管集电极收集到的交流信号不失真地传递给下一级电路。由于脉搏信号比较微弱，因此需要滤除掉高频率的杂波。电路中两个RC电路R7、C5和R8、C6共同组成二阶有源滤波电路，滤除高频波，保留低频波。滤波电路得到的低频信号传递给下一级放大电路进行下一步处理。

图4 滤波电路

放大整形电路如图5所示。R10与R13同LM358中的引脚1、引脚2、引脚3组成的放大器共同组成负反馈放大电路，R9与R11同LM358中的引脚5、引脚6、引脚7组成的放大器共同组成施密特整形电路，同时R6与D1组成的电路可以实时显示脉搏运动频率。信号从LM358的引脚3处输入，经第一个放大器处理后从引脚1处传递给引脚6处继续处理。同时，当光电传感器三极管导通时会引起集电极电压下降，经滤波电路和放大整形电路后，放大器输出瞬时低电平，发光二极管点亮。信号经过放大整形后变成单片机可以识别的方波，经由INT0口传递给单片机进行下一步运算。

图5 放大整形电路

1.4 LCD1602液晶显示电路设计

LCD1602的接线图如图6所示。由于引脚3接低电平，接低电平时对比度较高，为了避免产生“鬼影”，在引脚3处接电阻R1来降低对比度。引脚4、引脚5、引脚6分别接单片机P1口的P1.0、P1.1、P1.2，这三个口作为功能口对液晶屏进行控制。液晶显示器的引脚7～引脚14分别接在单片机P0口的P0.0～P0.7，这8个口作为数据口实现字符的显示。通过单片机程序对LCD1602各个引脚进行控制来实现其功能。

图6 液晶显示电路

1.5 语音播报电路设计

设计采用三线串口PWM输出模式，三线串口模式由三条通信线组成，通过三线串口可以实现语音芯片的命令控制和语音播放。语音模块电路如图7所示，定义P01为数据端DATA，P02为片选端CS，P03为时钟端CLK，单片机通过P01、P02、P03这三个引脚对语音芯片进行控制。RESET是复位端，在语音芯片工作时一直保持高电平。片选信号CS为低电平时唤醒语音芯片，开始接收数据，数据接收成功后触发忙信号端BUSY发送数据。数据发送完成后，数据端DATA、时钟端CLK、片选端CS都保持高电平。语音信号由PWM(+)和PWM(-)连接扬声器发出。

图7 语音模块电路

2 系统软件设计

整个系统功能是由软件程序配合硬件电路共同实现的，软件程序主要由主程序和子程序组成。主程序是整个软件的核心，用来协调执行模块和操作者的联系；子程序用来完成检测、计算。脉搏检测主程序流程如图8所示，定时中断程序与INT中断程序分别如图9和图10所示。

图8 主程序流程 图9 定时中断流程

图10 INT中断流程

3 系统仿真与实物焊接

3.1 系统仿真

系统仿真采用Proteus软件结合Keil C51共同完成，在Keil C51软件中加载C语言代码，生成HEX文件，在Proteus软件中制作系统电路，仿真界面如图11所示。

图11 系统仿真界面

3.2 实物焊接与功能介绍

电路板实物图如图12所示。在检测时，按下左下角按键给系统上电，LCD显示屏亮起并显示初始值，红色发光二极管常亮；此时将手指轻轻放在右上部分的光电传感器上，红外发光二极管熄灭，而后跟随心率闪烁，可以直观看到脉搏的频率；单片机开始计时并计数，计时结束后，脉搏数目在LCD屏上显示并通过语音模块播报，若检测时发现信号不稳，可以按下复位键进行重新检测。

图12 焊接实物图

4 结语

本设计主要是以51单片机为核心进行设计，并与其他输入输出电路以及信号整形电路连接来实现其功能。通过红外光电传感器采集到脉搏信号，将模拟信号转换成可以被单片机识别的数字信号，再通过单片机的定时器中断、外部中断、计时等功能计算出脉搏次数，然后通过单片机发出信号在液晶屏上显示这个数据，并且通过语音模块播报这个数据。经过验证，脉搏检测仪具有操作简单、使用方便、便携快捷、性能稳定的特点，具有一定实用价值。