脉搏检测仪器

一种脉搏信号检测装置
摘要脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息, 能反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。

将人体脉搏波转化为电信号进行测量和分析, 使中医的脉象有了一个客观的分辨标准, 便于揭开脉诊现代科学本质, 为预防和治疗疾病提供参考。

根据脉搏的生理特点，利用传感器设计出一种装置。

[1]本装置由半导体压电传感器及其信号放大电路、滤波电路，转换部分等组成。

本装置的优点是能将脉搏信号精确的放大，并显示在液晶之上。

关键词脉搏传感器脉搏检测
引言脉搏信号的获取部分在脉搏信号采集中是一个很重要的部分，脉搏信号采集的好坏将直接影响到后期的数据处理以及脉搏信号波形的准确性，所以传感器的选择在本系统中十分重要。

综合实际精度与产品价格等因素的考虑，本系统采用sc0073 微型动态脉搏微压传感器，这是一种高性能、低成本的压电式小型压力传感器，所用的压电聚合物材料为聚偏氟乙烯(PVDF)压电薄膜脉搏传感器来对与力相关的脉搏信息进行感测。

其基本工作原理是基于压电效应，通过弹性铁片上PVDF材料的电压信号变化可实现对压力的测量，典型应用是脉搏的技术探测。

性能优点：灵敏度高，抗干扰性能强，过载能力大，性能稳定可靠，使用寿命长等。

系统设计脉搏检测系统由传感器，信号调理电路，数据采集与处理，显示等组成。

总体结构如图a所示：
图a系统结构图
由于所采集的脉搏信号比较微弱，所以对电路的要求比较高。

脉搏信号阻抗较大，且幅度小，频率低，极易被噪声湮没。

因此，对脉搏信号采电路有如下要求[2]:
(1) 多干扰下的微弱信号。

由于脉搏信号幅度很小，极容易引入干扰，有来自肌体抖动、精神紧张带来的假象信号等。

(2) 高输入阻抗。

由于信号源阻抗较高，脉搏信号很微弱，若输入阻抗不高，会使脉搏信号有严重损失;
(3) 高增益。

脉搏信号属于微弱信号，只有较高的放大倍数才能对脉搏信号进行数字化处理;
(4) 高共模抑制比。

主要是消除50 Hz 的工频干扰;
(5) 低漂移。

防止高放大倍数的放大电路出现饱和现象;
(6) 合适的带宽。

以有效地抑制噪声。

放大电路设计
输入级采用差分输入的方式，能够有效抑制共模信号，提高共模抑制比。

差分放大器采用AD620仪用放大器，低功耗、高精度，只需要一个外接电阻即可设置各种增益 (1～1000)。

可根据R=49.4/(A-1)，求得R值，A为放大倍数。

C1，C2为去耦电容，消除电源干扰。

R1=5KΩ，C=0.1uF。

此级放大电路电压放大倍数A=(49.4K/R1)+1=10.9。

电路如图b。

图b 一级放大电路
陷波器设计
在脉搏信号提取的过程中，需要去除50 Hz 的工频干扰，工频干扰是心电信号的主要干扰因素之一。

利用双 T 网络和运算放大器构成的有源双 T 带阻滤波电路是作为抑制生物信号测量中的工频 50 Hz 干扰而经常采用的陷波电路结构，电路原理图见图4所示，一般取 R 6=R 7=R ，C 4= C 5=C ，R 8=R /2，C 6=2C ，R 9=(1-k )R ，R 10=kR 。

电路中两条支路的 R 、C 的对称程度决定了陷波器的衰减能够达到的最低限度。

只有保持 R ，R 和 R /2之间以及 C ，C 和 2C 之间严格的对称关系，才能使谐振频率 f 0 的频率的信号相互抵消，衰减到零。

陷波点的衰减程度将会影响到信号的质量，衰减不够将降低信噪比，阻带宽度由 k 决定，陷波器的特性参数为：
Q 是品质因数，k 值越大，则 Q 越高，频率的选择性就越好。

但是如果 Q 值过高，则滤波器的性能不稳定，应用中通常取 k ＝0.8 左右。

电路图 4 中，U 4 和 U 5 采用四运算放大器 LM148，根据实际需要确定电容 C 为 0.33μF ，k =0.9，则 Q =2.5，根据陷波器公式
计算得 R ≈9.6 k Ω。

故 R 6=R 7=2R 8=R =9.6 k Ω，R 9=(1-k )R =0.96 k Ω，R 10=kR =8.6 k Ω；C 4= C 5= C 6/2= C =0.33μF ，运算放大器 U 5的作用是用来进行隔离，使用它可以使其陷波器性能得到明显改善。

IN+IN-
此陷波器滤除频率：
图c陷波器电路
带通滤波和二级放大电路
带通滤波器是一个允许特定频段的波通过，同时屏蔽其他频段的设备。

可以由低通滤波器和高通滤波器串联组合而成，低通滤波器的截止频率为fH，高通滤波器的截止频率为fL，通频带为fH-fL。

设计中要求的带通频率范围是 0.2～45 Hz，故取fH= 45 Hz，fL= 0.2 Hz 即可。

电路原理图如图 5 所示。

由U6 和R11，R12，R13，R14，C8组成的二阶低通滤波器。

其低通截止频率的计算公式为
取R11= R12=35kΩ，C7= C8=0.1μF，得fH=45.5 Hz，电压放大倍数AuL由R13 和R14 来决定，其计算公式
取R13= R14=10 kΩ，则电压放大倍数AuL=2。

同理，由U7 和R15，R16，R17，R18，C9，C10 组成的二阶高通滤波器中取R15= R16=16 kΩ，C9= C10=47μF，L=0.2 Hz，取R17=2kΩ，R18=8 kΩ，则电压放大倍数AuH=5。

在高通滤波器之后，由U8 和R19，R20，R21 组成的反向比例运算电路设计了一个二级放大电路，其目的是把信号放大到适合 A/D 转换的要求，从而使前置放大器的放大倍数不至于太高而产生波形失真。

取R19 =4kΩ，R20 =10 kΩ，其放大倍数为Au= 2.5。

按上述设计信号处理电路的放大能力约为 25倍，满足设计需要。

上、下限频率：fL=195.599mHZfH=45.527HZ
通频带：B=fH-fL=45.332HZ
放大倍速：A=AuL*AuH*Au=25
图d带通滤波器电路
数模转换及显示
数模转换部分采用stc12c5a60s2单片机内部再带的AD转换功能，具有8通道10位AD转换，可以将采集到的电压值转换成数字量并通过LCD12864将相应的数据通过图像形式显示出来。

总结
本套装置可以将脉搏信号通过传感器及其信号处理电路很好的显示出来，便于临床工作者及时的了解患者的情况。

References:
[1]. 程咏梅, 夏雅琴与尚岚, 人体脉搏波信号检测系统. 北京生物医学工程, 2006(05): 第520-523页.
[2]. 舒方法与石俊, 基于PVDF压电薄膜的脉搏测量系统研究. 压电与声光, 2008(01): 第124-126页.。