1、第1章 緒論1.1 研究背景和意義隨著社會和科學技術的不斷進步，人們對生命現象的認識也越來越深入，生物醫學信號的檢查是對人體健康狀況評估的手段。在醫院里，通過檢查必要的生物醫學數據，醫生可以對病人健康程度做一個評估，并且根據數據診斷出病患所得的疾病以及康復狀況。同時，醫藥保健類產品早已經不是醫院的專利，以家庭為單位，幾乎每個家庭都配備了必要的醫療保健類用品1-3。在適宜的醫療設備條件下，病人可以不依靠醫生的輔助，自己采集醫學生理數據，通過醫學根據對此參數分析，評估健康水平或者診斷自身是否有疾病。現代的醫療儀器給人民生活帶來了便捷，在智能化、便攜式、可靠性、安全性等方面都有了很大的提高。儀器在實

2、現功能的同時都有不同的特點，有的儀器便于攜帶，有的儀器操作簡單。當然，結合眾多優點的儀器無疑受到消費者的青睞。以醫院為單位，因為測量出來的數據可以直接提供給醫生作為診斷或評估病人身體狀況的參考，所以這類醫療儀器性能高、功能強大、測量數據準確。而對于以家庭或個人來說，在保證功能的同時，方便測量生理數據、便于攜帶、價格低廉、智能化這些特點是此類醫療儀器發展的趨勢。作為諸多生理信號的一種，脈象信號蘊含著豐富的信息，從脈搏波中提取人體的生理病理信息作為臨床診斷和治療的依據，歷來都受到中外醫學界的重視。脈搏波所呈現出的形態(波形)、強度(波幅)、速率(波速)和節律(周期)等方面的綜合信息，在很大程度上反

3、映出人體心血管系統中許多生理病理的血流特征4。許多中醫文獻分析脈象的形成和西醫分析雖然表、述各有不同，但是有相同的科學原理。人體循環系統由心臟、血管、血液所組成，負責人體氧氣、二氧化碳、養分及廢物的運送。血液經由心臟的左心室收縮而擠壓流入主動脈，隨即傳遞到全身動脈。當大量血液進入動脈將使動脈壓力變大而使管徑擴張，在體表較淺處動脈即可感受到此擴張，即所謂的脈搏1。正常人的脈搏和心跳是一致的。脈搏的頻率受年齡和性別的影響，嬰兒每分鐘120-140次，幼兒每分鐘90-100次，學齡期兒童每分鐘80-90次，成人為60-100次/分，老年人為55-60次/分。正常人脈率規則，不會出現脈搏間隔時間長短不

4、一的現象，脈搏強弱均等，不會出現強弱交替的現象。成人脈率每分鐘超過100次，稱為心動過速；每分鐘低于60次，稱為心動過緩2。綜上所述，脈搏信號對于人體心腦血管系統和整體健康水平都有很好的反映，因此研制出一種能夠對脈搏信號進行檢測、分析的脈搏分析儀器就擁有重要的意義：其一，對于前期心腦血管疾病預防和中期病情監護，安全、方便、快捷的評估心腦血管健康狀況的設備對人體心腦血管系統功能進行監測，及早發現病情，實時把握健康狀況，并準確做出診斷具有重要的現實意義。對于危重病人既可用于檢查治療，可及早發現致命性病變。其二，對一般人則可用于早期健康評估和病人身體狀況的愈后檢查。通過脈搏信號的檢測和分析，可以結合

5、其他生理參數，對人體亞健康狀態的早期病變進行預測。脈搏信號檢測不需要復雜昂貴的設備，且操作簡便擁有無創性的特點，在心腦血管和臨床醫學檢查、治療、用藥、康復、保健等方面都有著良好的應用前景。因此，診脈建立切實可行的客觀指標，即脈診客觀化，乃是繼承和發揚中醫脈學迫切需要解決的首要問題，在此同時實現可視化，對于疾病人群和健康人群的分類有著重大的意義。利用現代的科學技術仿真中醫診脈，用科學的分析方法從不同角度分析脈搏波數據是實現客觀化和可視化指標的重要手段。應用脈診的客觀指標就可以使脈診有了共同的客觀標準和依據，促進相互討論和交流脈診的實踐經驗和研究成果，促進中醫脈學的現代化和快速發展，提高中醫臨床診

6、斷水平。應用脈診的客觀指標，可以研究中醫名家的診脈特點，有利于吸取經驗和觀點。現代脈搏信號儀器實現脈診指標的客觀化和可視化是通過測量脈搏信號，畫出脈象圖，測量圖上各個指標來進行的。因此，脈象圖是實現脈診客觀化的一項重要指標。脈診所得脈象的各種信息可用脈搏傳感器放在切脈部位的皮膚上，以不同的壓力取法畫出脈象曲線，這種脈象曲線稱為脈象圖。以此為心腦血管疾病作診斷，這也為無創傷診斷開辟了一條新途徑。現代脈象診斷就要實現可視化，可以通過分析脈搏圖，測量脈搏圖的參數。脈搏圖指標在很多資料中命名方法各有不同，在實際中還沒有統一的標準。去除醫生主觀因素，運用科學的分析手段，對脈象信號進行分析，是勢在必行的。

7、1.2人體脈搏信號檢測系統研究現狀1860年法國的Vierordt研制出第一臺彈簧杠桿式脈搏描記器，使脈象研究由示意圖階段進入示波圖階段6。隨著技術水平的發展，脈象儀不斷發展，國內外的學者制造出了有代表性、性能各異的脈診儀器。脈診儀器研究的重點是傳感器的設計，到現在為止，研究人員已經研制出種類繁多的傳感器來模擬中醫切脈時的手指，采集脈搏信號記錄并分析。現階段，用于脈象信息采集的傳感器根據其工作原理可分為：壓力傳感器、光電式脈搏傳感器、傳聲器和超聲多普勒技術9-11。其中，壓力傳感器用的最多，因為它是將壓力信號轉換為電信號，是最接近中醫切脈的模擬醫生手指的功能。它還包括壓電式傳感器，壓阻型傳感器

8、和壓磁式傳感器9,10。(1)壓電式傳感器 利用壓電材料的特性將脈搏的壓力信號轉換為電信號，根據壓電式12材料的不同可分為壓電晶體式傳感器、壓電陶瓷式傳感器、壓電聚合物傳感器和復合壓電材料傳感器。其中以PVDF壓電薄膜傳感器用的最多。(2)壓阻型傳感器 主要利用電阻率隨應力變化的性質制成的，目前它的應用最為廣泛，壓阻式傳感器根據壓力的傳導方式不同可分為固態壓阻式傳感器、液壓傳感器和氣導式傳感器。(3)壓磁式傳感器 也稱作磁彈性傳感器，是近年來國內外新興的一種新型傳感器。它的作用原理是建立在磁彈性效應的基礎上，即利用這種傳感器將作用力變換成傳感器導磁率的變化，并通過導磁率的變化輸出相應變化的電信

9、號。但因理論和技術上尚未成熟，限制了其廣泛應用。(4)光電容積式脈搏傳感器 此種傳感器測量部位是指端，由指總動脈分兩路從指干兩側通向指尖，再由豐富的冠狀小動脈彌散至毛細血管，然后從靜脈回流。用一束光線透過指端的毛細血管床，由于人體手指末端微血管床隨著動脈搏動而發生血管容積的變化，因為隨著脈搏搏動前后對光的吸收量不同，透過手指的光強也隨之變化，利用光敏元件可測出這種隨血管容積的變化而變化的光強信號，轉換成電信號輸出，以此反映出脈搏波的變化情況即獲得指端容積脈搏波信號13,14。(5)超聲多普勒技術 國外對脈搏波的研究，在儀器上正朝著超聲顯像方面發展，脈搏圖也進入了由示波圖到聲像圖研究的新階段。動

10、脈脈搏除發出壓力搏動的信息之外，還有管腔容積、血流速度、脈管的三維運動等多種信息，僅用壓力脈圖難以全部定量地反映脈象構成要素的指標。隨著醫學超聲顯像診斷技術的發展，超聲多普勒技術在脈象客觀化的研究中已經日益受到重視，取得了一定的進展。當然，傳感器探頭種類也很多，有單探頭、雙探頭和多探頭的傳感器。(1)單探頭傳感器的研究 現在檢測人體脈象信息的裝置，主要是帶有一個單點式脈象傳感器的脈象儀，這類儀器是用的最多最廣泛的、時間也是最久的。人們用這類儀器已能初步識別十幾種常見脈象，這些儀器的深入應用推動了我國脈象客觀化的研究。目前常用的單觸頭壓力脈搏傳感器在整體結構上主要采用了表帶式和支架式兩種形式。表

11、帶式結構一般是通過尼龍綁帶將傳感器綁扎在被測者的腕部，操作方便、簡單，記錄的脈圖受人體體位和呼吸的干擾較小。支架式結構的特點是傳感器固定在加壓機構上，無須綁扎被測者的腕部，因而可以避免綁扎所引起的附加張力，與醫者手指切脈的情景較為相符。但是由于人體體位和呼吸的影響，被測者手腕與傳感器之間的相對位置難以保持穩定，檢測過程中會產生較大的呼吸干擾和雜散振動干擾。另有一種是指套式的單觸頭壓力脈搏傳感器結構。美國J.H.Laub在20世紀80年代設計的一種脈搏波動檢測裝置將壓力傳感器分別并排固定于食指、中指、無名指的手套前端，按在被測者的寸、關和尺三部上，用三支電動描記筆同時記錄三部脈的波形，用于進行脈

12、象分析，并且可以將醫者的取脈壓力也同時顯示出來。用這種結構的傳感器進行脈象信息檢測，很好地模擬了手指切脈的情景，如果通過一定的設計使指套前端具有良好的力傳導性能的話，那么在診脈過程中除了由傳感器檢測脈波之外，醫者還能根據指端對脈搏波動的感受來進行各種靈活的指法變化，從而測得不同取脈壓力下脈搏波動的動態變化。這種指套式結構所具有的良好模擬特性使得它具有一定的實用性，但是也有文獻指出，這種結構形式難以保證醫者指端與被測者腕部之間的位置相對穩定，以至于記錄的脈圖波形缺乏足夠的穩定性，而且檢測結果的重復性較差8,15。單探頭脈象傳感器反映的信息比較局限，這是因為單點式脈象傳感器的結構特點，限制了更多的

13、脈搏信息及血管力學參數的測定。單探頭、單部位的檢測方法與中醫實際臨床“三部九候”的切脈方法上有一定的差異，主要有下列兩方面不足8：第一，單探頭傳感器無法區分血管軸向張力和徑向搏動力。第二，單探頭傳感器加脈取壓時，換能器受到皮膚軟組織的反壓力不但與受壓組織的變形量有關，還與“皮膚-軟組織-動脈管”力學特性有關。現有檢測方法無法區分軟組織變形量和無法區分軟組織變形程度及軟組織固有的彈性、硬度等力學參數對切脈壓力的影響程度。(2)雙探頭傳感器的研究 設計了雙探頭復合式脈象傳感器，即由外圍傳感器和中心傳感器組成雙探頭傳感器。中心傳感器測得單純垂直方向的力，而外圍傳感器測得脈搏搏動力、皮膚切向張力等的綜

14、合力對兩路信號進行運算，能區分血管徑向搏動力、軸向張力、血管等效硬度等力學指標。雙探頭傳感器的臨床意義：目前國內對弦、平、滑等脈象的線性判別標準，由于受到單探頭傳感器件功能上的限制，只能根據波形形態來分析計算。利用雙探頭傳感器檢測的脈象數據，可能做出深刻地揭示；雙探頭傳感器所測得的脈象力學指標有可能為判斷有關血管的固有彈性、硬度等力學性質提供客觀標準，利用雙探頭傳感器在無損檢測血壓、心血管功能狀態以及建立中醫脈象的力學指標、補充脈象的判斷標準等方面都可以進行深入的研究。(3)三探頭傳感器的研究 三探頭壓力式傳感器組合取脈時，撓動脈被加壓以致阻斷并被強制地分為三個有生理意義的小區。三點的脈搏特征

15、是不同的、有特殊生理意義的。這種組合式的脈搏傳感器，特別是“中突型”結構的，一是能測出撓動脈內血流狀態；二是能比較壓阻點近遠心側脈波的差別；三是能獲得有關脈搏波傳播速度的信息；四是能夠鑒別脈波的拍變化的偽差；五是能大致估計整體外周阻力與首部外周阻力對脈波形態的影響。同步三部脈象，并與單探頭壓力式傳感器檢測單部脈象的結果進行比較，得出以下幾個初步結論：二者在最佳脈壓力上有差，單部脈象檢測在最佳取脈壓力下的脈圖主峰波高度與在這個壓力下三部脈象同步檢測所建立的主峰波高度有顯著差異，測取的脈圖在形態上歸平、弦、滑等類，沒有發現本質上的差別，對三部脈象同步檢測時測取的寸、關、尺脈圖進行形態歸類，也無明顯

16、區別，但幅值差別較大，且因人而異8,9。1.3 本課題完成的主要內容本文設計了一種人體脈搏信號檢測系統，利用了現代的傳感器技術，把光學傳感器測到的信號轉換成脈沖并進行整形、計數和顯示，就能實現實時檢測脈搏次數的目的。本文的創新點在于低功耗，節能。本文主要研究內容包括：(1) 脈搏醫學界理論，脈搏圖的發展和現狀。(2) 設計了脈搏波信號采集系統，包括硬件和軟件部分。信號采集硬件以MSP430單片機為控制核心，利用其低功耗技術，采集脈搏數據，使得信號通過串口進入計算機。低功耗還體現在濾波電路和比較電路的放大器件選用MCP6002。(3) 把光學傳感器測到的信號轉換成脈沖并進行整形、計數和顯示，就能

17、實現實時檢測脈搏次數的目的。在液晶顯示屏上顯示出脈搏跳動數值，對不合格的心率信號進行語音報警。本論文結構安排如下：第 1 章，緒論。介紹課題的目的和意義，國內外研究現狀以及本課題所研究的內容。第 2 章，人體脈搏信號檢測系統的總體設計。按照低功耗、廉價、便攜、易操作、易升級等要求對檢測系統進行了總體設計。第 3 章，人體脈搏信號檢測系統的硬件設計。介紹了人體脈搏信號檢測系統的具體設計選擇:傳感器的選擇，控制器的設計，顯示器件的選擇以及硬件電路設計。第 4 章，人體脈搏信號檢測系統的軟件設計。第 5 章，系統實驗及調試。第 6 章，結論與展望，說明了儀器可改進和提高的部分和需要進一步研究的地方。

18、第2章 系統需求分析和總體方案設計 系統整體設計對整個系統的開發有重要的作用，系統整體設計決定了系統的功能和特點，并且對后續的開發、升級有著重要的影響。市場上的脈象采集儀器大都是脈診儀器，采集脈搏圖精細、準確，但是這類儀器儀表價錢昂貴、大型笨重、需要醫生專家使用，不便于小醫院或家庭使用，本文設計的儀器有價格低、便攜式、低功耗的優點。2.1人體脈搏信號檢測原理本文設計的是人體脈搏信號檢測系統。其工作原理是首先通過脈搏傳感器把測到的信號轉換成脈沖并進行整形、計數和顯示，就能實現實時檢測脈搏次數的目的。在數碼管上顯示出脈搏跳動數值，對不合格的心率信號進行語音報警。系統便于被測人攜帶，突破了測量空間的

19、限制，當需要檢測時只需要硬件和普通的計算機連接，安裝相應的軟件就可以進行實時采集和檢測。在進行系統的整體設計之前，需要考慮以下幾點：(1) 完成基本的功能。即系統能夠對光學傳感器測到的信號轉換成脈沖并進行整形、計數和顯示；(2) 能夠有自身的優點。例如本系統的低功耗、便攜式；(3) 易于對系統進行改進和日后的升級；(4) 操作方法簡單，方便使用者。確定系統整體功能和特點后，就開始進行任務的劃分。系統包括兩個部分，上位機和下位機。下位機主要是單片機系統，上位機是計算機系統。下位機采用單片機系統，主要是因為單片機系統易于設計者開發，容易實現設計意圖和儀器功能特點，便于擴展功能和以后的升級，經濟廉價

20、。在個人計算機上設計上位機主要是因為現在計算機比較普及，應用廣泛；計算機可以提供軟件平臺，有利于人機交互；計算機存儲量大，采集到的脈搏波數據可以存儲到計算機硬盤，方便數據庫存儲和調用；計算機功能強大，處理速度快，如果后序欲對脈搏波數據分析并進行算法分析，我們可以繼續使用現代的分析軟件在計算機上實現。2.2人體脈搏信號檢測系統可實現的功能系統的功能主要包含以下幾個部分：第一部分，首先是數據采集部分，用傳感器采集與心跳同頻率的信息。第二部分，上位機軟件實現多種功能，并設計相應的信號調理電路，通過對脈搏信號進行測量，進而對信號進行處理，最后在液晶顯示屏上實時顯示出脈搏數值，對不合格的患者心率信號進行

21、語音報警。完成一次測量時間<10s，脈搏測量精度：±2次/分鐘。當然，在實現這些基本功能的基礎上可以進行功能拓展，例如對脈搏信號進行采集、顯示、存儲、查詢等。具體來說可以先對數據進行采集，采集人體脈搏信號，經過處理后進行無線傳輸。上位機軟件也可進行多種功能拓展，包括患者個人信息記錄和采集顯示，數據查詢和分析處理。2.3人體脈搏信號檢測系統的總體方案設計進行硬件的總體設計需要考慮到以下幾點：首先，人體的生物信號多屬于強噪聲背景下的低頻的弱信號, 脈搏波信號更是低頻微弱的非電生理信號, 而對于需要測量的人體脈搏來說，它的強度小，所引起傳感器的電信號也比較微弱，而且變化頻率隨心臟搏動

22、頻率，大約一分鐘幾十次。所以，必需經過放大和后級濾波以滿足采集的要求。現代的數據采集儀器呈現多種特點。第一，小型化。在滿足功能的同時，逐步淘汰大型笨重采集儀器。第二，低功耗和便攜式。節約了電能，和過去相比，使用時間變長，便攜式儀器用電池作為電源就能工作。第三，智能化。用戶在使用時用更少的操作和說明就能完成功能。第四，傳輸速度快。運用各種方式和標準，現在數據傳輸的速度越來越快。第五，多功能。 系統的總體設計電路框圖如圖2-1所示，主要包括取樣電路、放大電路、比較電路和MCU處理電路及顯示電路。首先，使用壓電傳感器采集與心跳同頻率的信息，送至MCU后，然后軟件對信號進行處理，最后在液晶顯示屏出數值

23、，對不合格的心率信號進行語音報警。圖2-1系統設計原理框圖本系統的設計關鍵在于脈搏傳感器的選取。硬件的選擇從脈搏傳感器開始。目前脈搏傳感器種類繁多，性能各異，從工作原理可分為光電傳感器、傳聲器、超聲多普勒檢測技術和壓力傳感器。本文期望找到一種可以與中醫指壓切脈的特點相符合，能夠正確反映中醫脈象的特征的傳感器，要模仿中醫診斷就需要找尋把壓力變化信號轉化為電信號的傳感器。本文選取的光電傳感器，利用的是光電檢測原理。光電檢測方法具有精度高、反應快、非接觸等優點，而且可測參數多，傳感器的結構簡單，形式靈活多樣，因此,光電式傳感器在檢測和控制中應用非常廣泛。 光電傳感器是各種光電檢測系統中實現光電轉換的

24、關鍵元件，它是把光信號（紅外、可見及紫外光輻射）轉變成為電信號的器件。 光電式傳感器是以光電器件作為轉換元件的傳感器。它可用于檢測直接引起光量變化的非電量，如光強、光照度、輻射測溫、氣體成分分析等；也可用來檢測能轉換成光量變化的其他非電量，如零件直徑、表面粗糙度、應變、位移、振動、速度、加速度，以及物體的形狀、工作狀態的識別等。光電式傳感器具有非接觸、響應快、性能可靠等特點，因此在工業自動化裝置和機器人中獲得廣泛應用。近年來，新的光電器件不斷涌現，特別是CCD圖像傳感器的誕生，為光電傳感器的進一步應用開創了新的一頁。光電傳感器中最常見普遍的光敏二極管做紅外接收二極管和光面三極管做紅外發送三極管

25、。1.光敏二極管 光敏二極管是最常見的光傳感器。光敏二極管的外型與一般二極管一樣，只是它的管殼上開有一個嵌著玻璃的窗口，以便于光線射入，為增加受光面積，PN結的面積做得較大，光敏二極管工作在反向偏置的工作狀態下，并與負載電阻相串聯，當無光照時，它與普通二極管一樣，反向電流很小（<µA），稱為光敏二極管的暗電流；當有光照時，載流子被激發，產生電子-空穴，稱為光電載流子。在外電場的作用下，光電載流子參于導電，形成比暗電流大得多的反向電流，該反向電流稱為光電流。光電流的大小與光照強度成正比，于是在負載電阻上就能得到隨光照強度變化而變化的電信號。2.光敏三極管光敏三極管除了具有光敏二極

26、管能將光信號轉換成電信號的功能外，還有對電信號放大的功能。光敏三級管的外型與一般三極管相差不大，一般光敏三極管只引出兩個極發射極和集電極，基極不引出，管殼同樣開窗口，以便光線射入。為增大光照，基區面積做得很大，發射區較小，入射光主要被基區吸收。工作時集電結反偏，發射結正偏。在無光照時管子流過的電流為暗電流Iceo=（1+）Icbo（很小），比一般三極管的穿透電流還小；當有光照時，激發大量的電子-空穴對，使得基極產生的電流Ib增大，此刻流過管子的電流稱為光電流，集電極電流Ic=（1+）Ib，可見光電三極管要比光電二極管具有更高的靈敏度。本文選擇的光電式脈搏測量儀有以下特點：1. 測量的探測部分不

27、侵入機體，不造成機體創傷，通常在體外。2. 傳感器可重復使用且速度快，靈敏度高，精度高。3. 測試的適用電壓為5V-9V的直流電壓。4. 穩定性好、磨損小、壽命長、易于操作、維修方便。5. 由于結構簡單，因此體積小、重量輕、性價比優越。6. 測量的有效范圍為50次-199次/分鐘。 2.4小結本章首先介紹了人體脈搏檢測系統的測量原理，包括脈搏信號采集、信號的轉換以及頻率在上位機的顯示和分析。接著，具體介紹了系統可以實現的功能以及后序有可能進行的功能拓展。最后，給出了系統的總體方案設計。第3章 系統硬件設計方案3.1系統硬件構成 進行硬件的總體設計需要考慮到以下幾點：首先，生物醫學信號屬于微弱信

28、號，經常是低頻的信號。而對于需要測量的人體脈搏來說，它的強度小，所引起傳感器的電信號也比較微弱，而且變化頻率隨心臟搏動頻率，大約一分鐘幾十次。所以，只要我們設計出可以滿足采集脈搏信號的這些特性的硬件即可。其次，現代的數據采集儀器呈現多種特點。第一，小型化。在滿足功能的同時，逐步淘汰大型笨重采集儀器。第二，低功耗和便攜式。節約了電能，和過去相比，使用時間變長，便攜式儀器用電池作為電源就能工作。第三，智能化。用戶在使用時用更少的操作和說明就能完成功能。第四，傳輸速度快。運用各種方式和標準，現在數據傳輸的速度越來越快。第五，多功能。一個儀器完成多種功能，比如一個儀器完成多種信號的采集。綜合考慮，本系

29、統以自主開發的單片機系統為硬件采集模塊，采集信號送至MCU后，然后軟件對信號進行處理。硬件部分如圖3-1所示，系統硬件基本組成部分主要包括傳感器部分和微控制器部分。圖3-1 單片機硬件圖3.2脈搏信號檢測系統傳感器的選擇 本系統硬件的選擇從脈搏傳感器開始。目前脈搏傳感器種類繁多，性能各異，從工作原理可分為壓力傳感器、傳聲器、超聲多普勒檢測技術和光學傳感器。壓力傳感器通過感受脈動處壓力的變化而描述脈搏信號，又可分為壓電式、壓阻式和壓磁式三種。 本文選擇的生物模擬傳感器脈搏心率感應器，它是Arduino用來測試心跳速率的傳感器，學生，藝術家,運動員，開發者，游戲或者移動終端開發人員，可以開發出和心

30、率有關的互動作品，如圖3-2所示。傳感器可以戴在手指(圖3-3)或者耳垂上(圖3-4)，通過互聯網可以與Arduino相連。它還有一個開源的app程序，可以實時的把您的心率用圖線顯示出來。實質是一款集成了放大電路和噪音消除電路的光學心率傳感器。 它的基本參數供電電壓為3-5V，直徑為16mm，放大倍數為330，LED波長為609nm。 圖3-2 脈搏心率感應器 圖3-3 帶在手指使用的傳感器 圖3-4 夾在耳垂使用的傳感器3.3脈搏信號檢測系統控制器的選擇 為了滿足電池長期供電的要求和簡化硬件設計，本系統選用單片機MSP430為硬件的主要核心。單片機工作電壓在3V左右，而無線芯片擁有低功耗的特

31、點，可以在1.9V到3.6V低電壓下工作，系統電源達到了一致性。MSP430相比于通用的C1單片機功耗要小的多，前者在uA 級別，后者在uA-mA級別。MSP430系列單片機是美國TI公司推出的16位的、具有精簡指令集的、超低功耗的混合信號處理芯片26。它具有以下幾個優點：(1)超低功耗MSP430電源電壓1.8-3.6V供電，就低功耗來說，RAM數據保持方式下耗電僅0.1A，活動模式耗電250A/MIPS(每秒百萬條指令數)，I/O輸入端口的漏電流最大僅50mA，遠低于其它系列單片機(1-10A)。它有1種活動模式和5種節電模式。(2)強大的處理能力就處理能力來說采用了精簡指令(RISC)結

32、構，具有豐富的尋址方式(7種源操作數尋址、4種目的操作數尋址),簡潔的27條內核指令以及大量的模擬指令，大量的寄存器以及片內數據存儲器都可參加多種運算，還有高效的查表處理指令，處理速度遠大于8位處理器。(3)片內集成資源豐富片上還有高性能的模擬技術和豐富的片上外圍模塊。根據不同的型號可能有以下功能模塊，看門狗(WDT)、模擬乘法器、定時器A、B、串口(USART)、硬件乘法器、液晶驅動器、AD轉換模塊、DAC轉換模塊、I2C總線等。(4)系統工作穩定上電復位后，首先由DCO_CLK啟動CPU，保證晶體振蕩器有足夠的起振及穩定時間。然后設置軟件確定適當的系統時鐘頻率，如果晶體振蕩器發生故障，DC

33、O會自動啟動，保證系統正常工作。(5)方便高效的開發國內大量使用FLASH型430系列，此類型片內有JTAG調試接口。可以電擦寫的FLASH存儲器，采用JTAG下載程序到FLASH內，再由JTAG接口控制程序運行，讀取片內狀態，調試都可以在集成開發環境中進行。系統選擇此系列低功耗芯片，并且處理速度高，片內資源豐富，非常適合便攜式儀器，符合系統的設計思想。 本文選擇的MSP430G2553單片機是MSP430系列，具有內置的16位定時器、多達24個支持觸摸感測的I/O 引腳、一個通用型模擬比較器以及采用通用串行通信接口的內置通信能力。此外，還具有一個10位模數(A/D)轉換器。兩個16位時鐘定時

34、器，分別具有三個捕獲/比較寄存器，多達24個支持觸摸感測的I/O 引腳。本系統充分利用了片上的外圍模塊，內部集成了A/D采集裝置。串口通信模塊，可以滿足和計算機的數據通信，這樣使整體電路設計簡單，提高了系統的可靠性。MSP430G2553的封裝圖，如圖3-5所示：圖3-5 MSP430G2553的封裝圖 因為電氣標準的不同，MSP430單片機與計算機進行通信時必須設計接口，因為RS-232標準規定：-3-15V表示邏輯“1”；+3-+15V表示邏輯“0”；這與MSP430的TTL電平不兼容，因此需要進行電平轉換。系統選用工程中使用較多、設計簡潔、性能穩定的MAX232芯片，它只需要很簡單的器件

35、就實現單片機和計算機的串口通信。3.4顯示器件的選擇選用的液晶屏SMS0601為串口連接，相對于常用的LCD1602接口簡單，操作方便。SMS0601 液晶顯示模塊的概述： SMS0601 標準數碼筆段型液晶顯示模塊(LCM) ，采用數碼筆段型液晶顯示器(LCD) ，可顯示 6 位數字及2 個時間分隔符及5 個小數點，寬電壓工作范圍，微功耗，與MCU 單片機采用二線式串口連接，廣泛應用于手持式儀器儀表，智能顯示儀表。此款6位靜態驅動的液晶顯示模塊功耗低，視角范圍廣，電壓低等特點廣泛應用在儀器儀表中。LCD顯示器分為字段顯示和字符顯示兩種。其中字段顯示與LED顯示相似，只要送對應的信號到相應的管

36、腳就能顯示。字符顯示是根據需要顯示基本字符。本設計采用的是字符型顯示。SMS0601 液晶顯示模塊的主要技術參數： 顯示容量: 6 位數字+2個時間分隔符+5個小數點 模塊工作電壓: 2.7 5.5V 工作電流: 30uA(3.0V) 300uA(5.0V) 字高: 12.7mm 環境相對濕度: <85 視角: 6:00 工作溫度: -10 +50 顯示方式: 反射式正顯示 存儲溫度: -20 +60 接口方式: 二線式串行接口SMS0601 液晶顯示模塊的接口信號說明： 1 DI: 串行數據輸入 2 CLK: 串行移位脈沖輸入 3 VDD: 電源正極 4 VSS: 電源地SMS0601

37、 液晶顯示模塊的外形尺寸：圖3-6 SMS0601液晶顯示模塊的尺寸外形圖SMS0601 液晶顯示模塊的地址映射表：表1：SMS0601 液晶顯示模塊的地址映射表 2LCD顯示程序設計 LCD顯示程序的設計一般先要確定LCD的初始化、光標定位、確定顯示字符后，顯示流程如圖3-7顯示。圖3-7 LCD顯示程序流程圖3.5脈搏信號檢測系統硬件電路設計3.5.1脈搏傳感器測試電路該傳感器是可以配套Arduino使用的一個心率傳感器，本質是一個帶有放大和消噪功能的光學放大器，通過佩戴在手指末端或者耳垂等毛細血管末端來檢測血液量的變化從而得到人體的實時心率。該傳感器只有三根線，電源、地和信號線，信號線輸

38、出模擬信號，利用相應的上位機程序，可以方便的顯示脈搏波形，將配件中的透明貼膜粘在傳感器表面防止手指上的汗液將電路短路，背面沾上黑色圓形鉤貼。將傳感器緊貼手指指肚，再用綁帶纏繞，做到傳感器和皮膚緊密接觸即可。將pulse sensor與電路板相連，通過USB線將數據上傳電腦。通電后，pulse sensor上的LED發出綠光，電腦屏幕上的脈搏波形剛開始還是很凌亂的，等待采集數據一段時間后就會有相應的脈搏波形顯示出來，同時電路板上的LED燈也會隨著佩戴者的每一次心跳而閃爍。傳感器硬件測試電路圖，如下圖3-8所示：圖3-8傳感器硬件測試電路圖 正常情況下測得的心率，如圖3-9所示：圖3-9 正常情況

39、下測得的心率圖為了進一步驗證傳感器的有效性，游泳后再次測量，脈搏波形如圖所示：圖3-10 游泳后測得的心率圖從圖3-9與3-10圖的對比可以發現，游泳后脈搏明顯加快，波動次數變多。3.5.2脈搏信號整形電路脈搏波信號更是低頻微弱的非電生理信號, 必需經過放大和后級濾波以滿足采集的要求，也即對信號進行整形處理，整形電路主要包括濾波電路和信號比較電路。放大器件選取了MCP6002，內部集成了兩個運放，一個用來濾波，一個用來比較電路。相比常用的放大器LM324，電壓較低，耗能少。 濾波電路設計，如圖3-11所示：圖3-11 濾波電路電路圖影響電路信號的是高頻的信號，按人體脈搏在運動后最高跳動次數達2

40、40次/分計即4HZ算來設計低通濾波器，而且頻率很低（如脈搏50次/分鐘為0.78Hz，200次/分鐘為3.33Hz），并且還伴有各種噪聲干擾，故該信號要經過R、C低通濾波，去除高頻干擾。采用簡單的二階電路當R21=R20=R，C4=C5=C時，令，通帶的截止頻率,R=3K,C=4.7Uf,經計算f=4.1HZ。符合要求。濾波電路AC分析結果如圖3-12所示：圖3-12 濾波電路AC分析結果信號比較電路:將一個模擬電壓信號與一個參考電壓相比較，輸出一定的高低電平。本設計電壓比較器選用LM324，如圖3-13所示，經過隔直流信號、濾波后信號為最大的幅值600mv左右，最小的幅值-1.3v類似正弦

41、波信號，信號輸入到電壓比較器的正極。選取比較信號，取中間值200mv,則R22/R23=25，所以R22=10K,R23=400。工作電壓為+5v，輸出為5v高電平和0v低電平。實際中輸出為4.2v的高電平，單片機能夠識別，無影響。其電路，如圖3-13所示：圖3-13 比較電路3.5.3單片機控制器電路選用MSP430G2553的實物圖，如圖3-14所示。圖3-14 MSP-EXP430G2553實物圖MSP-EXP430G2553硬件板上包含：Launch Pad仿真器插座電路板(MSP-EXP430G2);0.5米長的小型USB-B線纜;兩顆MSP430閃存器件。MSP430G2553：具

42、有8通道10位ADC、片上比較器、觸控式I/O、通用串行接口、8kB閃存、和256字節SRAM的低功耗16位MSP430微控制器。兩個插座式10引腳印刷電路板(PCB)連接器。USB調試與編程接口無需驅動即可安裝使用，且具備高達9600波特率的UART串行通信速度；支持所有采用PDIP14或PDIP20封裝的MSP430G2xx和MSP430F20xx器件；兩個通用數字I/O引腳分別連接至綠光和紅光LED；兩個按鈕可實現反饋和器件復位。其外圍電路圖，如圖3-15所示：圖3-15 MSP-EXP430G2553外圍電路圖3.5.4報警電路圖3-16為報警電路，成人在安靜時，每分鐘脈搏為60-10

43、0次。當被測人員的脈搏超出正常范圍，蜂鳴器就會報警。蜂鳴器與家用電氣上的喇叭在用法上也有相似的地方，通常工作電流比較大，電路上的TTL點評基本上驅動不了蜂鳴器，需要增加一個電流放大的電路才可以，即此一個管腳很難驅動蜂鳴器發出聲音,所以增加了一個三極管來增加通過蜂鳴器的電流。蜂鳴器的正極性的一端聯接到電源上面，另一端接到三極管的集電極，三極管的基極由單片機的P 01管腳通過一個與門來控制，當P01管腳為低時，與非門輸出高電平，三極管導通，這樣蜂鳴器的電流形成回路，發出聲音。當P01管腳為高時，與非門輸出低電平，三極管截至，蜂鳴器不發出聲音。圖3-16 報警電路3.5.5顯示器件連接電路SMS06

44、01液晶屏控制器需要提供控制信號，這些信號由單片機提供，如圖3-17所示：圖3-17 SMS0601電路圖MSP430G2553的P1.3，P1.4分別與SMS0601的串行數據輸入引腳(DI),串行移位脈沖輸入引腳(CLK)連接。3.5.6信號調理電路硬件圖人體脈搏檢測系統的信號調理電路原理圖，如圖3-18所示：圖3-18 信號調理電路原理圖 信號調理電路完成了信號的低通濾波，以及信號的放大，經過信號調理單元，幾毫伏的脈搏信號的電壓被放大為2V-3V左右。信號整形單元則將模擬信號轉化成數字信號，將脈搏信號轉換為同頻率的脈沖。脈沖信號，送到單片機的P1.0引腳上，單片機利用IO口信號捕獲的方式

45、，記錄脈沖信號每一個上跳沿到來的時刻，從而計算出每一個脈沖的間隔時間，實現對脈搏頻率的計算。然后將該數據送到顯示單元進行顯示。顯示單元選擇液晶屏SMS0601，對數據進行實時顯示。 調理電路原理圖所對應的PCB圖，如圖3-19所示：圖3-19 調理電路的PCB圖3.6小結本章主要介紹了人體脈搏信號檢測系統的硬件電路設計。首先介紹了脈搏檢測傳感器的選取，然后介紹了其后的硬件電路包括信號調理電路、單片機外圍電路等，并且詳細地描述了各個部分的原理和具體工作過程。第4章 系統軟件設計4.1系統軟件的開發環境MSP-EXP430G2LaunchPad的安裝包含三個簡單步驟：1.下載所需調試軟件有多種不同

46、的開發軟件工具都適用于MSP-EXP430G2LaunchPad開發板。IAR Embedded Work bench Kick Start IDE 和Code Composer Studio(CCS) 都具有免費的限制版本。IAR Embedded Work bench允許編譯4kB的C代碼。CCS僅限于處理16kB的代碼。這里我們選擇CCS，因為它具有更大的免費代碼空間。2.安裝選定的IDE集成開發環境并將Launch Pad試驗板連接至PCCCS已為在Launch Pad上開發基于MSP430G2xx的應用完成了所有設置。當軟件完成安裝后，IDE 應該會發現作為USB:HID調試接口的M

47、SP-EXP 430G2 Launch Pad。將附帶USB線纜的MSP-EXP430G2LaunchPad插座電路板連接至PC，將自動開始安裝驅動。如果出現提示，要求提供軟件，則允許Windows自動安裝該軟件。3.利用IDE集成開發環境進行軟件開發主要步驟如下：(1)新建工程；(2)編輯程序文件并可以根據需要新建文件；(3)進行程序調試。編譯鏈接界面，調試界面，分別如圖4-1和圖4-2所示：圖4-1 編譯鏈接界面圖4-2 調試界面4.2系統軟件總體框架基于單片機的軟件設計主要由主程序流程圖、中斷程序流程圖及顯示子程序組成。主函數程序的功能：可以通過MCU對I/O口的檢測其高低電平實現心電信

48、號的采集，轉換和處理，最后液晶顯示屏顯示脈搏的值；同時還可以調用報警程序停止計數。在主程序設計中我們先初始化，包括顯示模塊初始化等，然后通過判斷I/O是高電平還是低電平來實現是測量人體的脈搏值。單片機程序的好壞直接影響著系統的可靠性與穩定性，由于單片機的精確度非常高，所以該方法精度較高，脈搏測量精度：±2次/分鐘，本程序的流程圖如圖4.3所示。圖4-3 主函數4.3脈沖計數程序T0是計數器，T1是定時器。T0負責計數， T1負責定時，定時時間達到10s，讀取T0的計數值。相關的程序如下：/-比較器的設置-/CACTL1 = CARSEL + CAREF0 + CAON; / 0.25

49、 Vcc = -comp/CACTL2 = P2CA0+CAF; / P1.1 = +comp/P1OUT|=0x00;/-定時器的設置-/CCTL1=CM_1+SCS+CAP+CCIE;/上升沿+CCI0A（P1.1輸入）+同步捕獲+捕獲中斷允許CCTL1=CM_2+SCS+CAP+CCIE;/下降沿+CCI0A（P1.1輸入）+同步捕獲+捕獲中斷允許/TACTL=TASSEL_2+MC_2+TACLR ;/SMCLK時鐘+連續計數模式TACTL=TASSEL_1+MC_2+TACLR;/ +ID_3;/ACLK時鐘+連續計數模式4.4顯示驅動軟件本次設計SMS0601顯示的內容是被測量者一

50、分鐘的脈搏次數。設置的動態顯示方式是顯示的內容在屏幕上從左向右移動。從中斷程序中取得結果后，顯示測試中的脈搏次數。在液晶屏顯示出脈搏數。#define S_CLK LCD_OUT|=LCD_CLK /置位CLK端#define S_DI LCD_OUT|=LCD_DI /置位DI端#define R_CLK LCD_OUT&=LCD_CLK /復位CLK端#define R_DI LCD_OUT&=LCD_DI /復位DI端流程圖，如圖4.4所示。圖4.4 顯示程序流程圖4.5按鍵處理軟件 按鍵的主要作用為控制測量的開始與中斷，也可以使得電路復位，這樣操作更加方便易行。復位電路

51、很容易實現，只需要在復位加上適當的元件就可以組成單片機復位電路。電路只要按鍵 SW-PB 就可以導通電路，復位引腳低電平有效，到達低電平的時候，單片機復位，從起始地址重新開始運行程序。4.6小結本章主要介紹了人體脈搏信號檢測系統的軟件設計。首先介紹了脈搏信號檢測系統的總體架構，然后介紹了脈沖計數程序，并對測量的準確性和異常情況進行了分析，進而提出了改進方法。最后描述了顯示驅動軟件和按鍵處理軟件。第5章 系統實驗及調試5.1調試方案簡介系統整體功能實現后，就要對其進行測試。根據方案設計要求，調試過程共分三大部分，硬件調試，軟件調試，軟件和硬件聯調（即系統調試）。電路按模塊逐個調試，各模塊調試通過

52、后再聯調。程序先在最小系統板調試，通過后再軟硬聯調。硬件調試可以將傳感器夾在人的手指處或者夾在耳垂上，盡量減少因為身體抖動而產生的干擾。根據系統設計方案，本系統的硬件調試可分為兩大部分：模擬部分和純MCU部分。由于在系統設計中采用模塊化設計，所以方便了對各電路功能模塊的逐級測試。斷開兩部分的連接點，先調試MCU部分。試著輸入一系列脈沖（用適當的電阻接正極，間斷性地輸入），觀察MCU部分能是否能顯示；模擬部分借助示波器觀察波形效果如何。單片機軟件先在最小系統板上調試，確保工作正常之后，再與硬件系統聯調。最后將各模塊組合后進行整體測試，使系統的功能得以實現。5.2脈搏傳感器信號調試在設計之前我們需

53、要實際測試傳感器的輸出特性，這樣就可以為以后的設計提供參數和設計根據。我們使用數字示波器 TDS2024B 系列來測試傳感器。示波器以個人計算機為平臺，使用示波器自帶的軟件。傳感器電源使用穩定的3V 微機電源，正極一端連接 3V，負極接地，信號輸出端連接數字示波器的探頭，傳感器夾在手指上。如圖5-1所示，上面的黃線代表采集到的脈搏信號，下面的藍線代表轉化后相對應的方波信號。圖5-2代表被測者的脈搏信號幅值過大時，出現的“削頂”現象。圖5-1 心率信號波形圖圖5-2 大幅值心率信號波形圖5.3脈搏計數調試脈搏檢測系統上電后等待測試狀態，如圖5-3所示： 圖5-3 剛上電的電路測試狀態測

54、量中顯示的數據，如圖5-4所示：圖5-4 測試中的電路狀態測量結束后顯示的脈搏次數，如圖5-5所示：圖5-5 穩定后的電路狀態根據晶體振蕩頻率計算出內部定時器的基本參數，通過運行一段時間可通過秒表來校正后,看時間誤差的量,以這個量為依據改變程序中的內部定時器基本參數,就可使時鐘調準確。定時器中斷主要完成一分鐘的定時功能。單片機對一分鐘內的脈沖次數進行累加。模擬測試結果：首先，使用信號源輸入與脈搏信號相仿的信號，來測試整個系統的工作情況。我們設定輸入信號幅度為2.5v，偏置為1.98v，則模擬測試結果如下表2所示。表2 模擬測試結果表頻率（HZ）理論值實際值誤差0.530300%160600%1

55、.590900%1.81081080%21201200%31801800%3.21921920%4240-可見，在3HZ以前，系統的測試結果非常準確，但是在之后，由于濾波器的作用，結果無法顯示。由此可以得知，系統的測頻和濾波作用都實現了預期的效果。由于人體安靜情況下的脈搏信號頻率為1-2Hz，對于我們設計的系統來說足夠使用，說明我們設計的硬件是可行的。5.4實驗結果分析單片機上電后會首先對液晶進行初始化，然后直到檢測完脈搏，才會出現顯示內容。因此需要大概幾秒的時間。采集到的脈搏信號與轉化后的相應方波脈沖信號如圖5-6所示。 圖5-6 脈搏信號與相應的方波信號我們選擇了三位同學來測試本系統，其結

56、果記錄在下面的表中。其實際值由統計一分鐘脈搏數得出。其測試結果如下表3所示。表3 實際測試結果記錄表項目次數測試結果實際值誤差測試者一第一次78780%第二次791.3%第三次791.3%第四次772.6%測試者二第一次69681.5%第二次691.5%第三次680%第四次680%測試者三第一次73721.4%第二次711.4%第三次711.4%第四次720%注：實際的脈搏次數以聽診器測出的脈搏次數為參考值。由上表可以看出，由于我們對傳感器測量出的信號必須達到1.5V的要求，所以測量的誤差很小，滿足了脈搏測量精度：±2次/分鐘。但該設計仍有很多的不足之處尤其對測量出的信號幅值有一定要求，所以仍需要進行進一步的改進設計。5.5總結本章根據方案設計要求，進行了三個部分的調試，硬件調試，軟件調試，軟件和硬件聯調（即系統調試）。電路按模塊逐個調試，