人体脉搏信号检测系统设计

1、第1章 绪论1.1 研究背景和意义随着社会和科学技术的不断进步，人们对生命现象的认识也越来越深入，生物医学信号的检查是对人体健康状况评估的手段。在医院里，通过检查必要的生物医学数据，医生可以对病人健康程度做一个评估，并且根据数据诊断出病患所得的疾病以及康复状况。同时，医药保健类产品早已经不是医院的专利，以家庭为单位，几乎每个家庭都配备了必要的医疗保健类用品1-3。在适宜的医疗设备条件下，病人可以不依靠医生的辅助，自己采集医学生理数据，通过医学根据对此参数分析，评估健康水平或者诊断自身是否有疾病。现代的医疗仪器给人民生活带来了便捷，在智能化、便携式、可靠性、安全性等方面都有了很大的提高。仪器在实

2、现功能的同时都有不同的特点，有的仪器便于携带，有的仪器操作简单。当然，结合众多优点的仪器无疑受到消费者的青睐。以医院为单位，因为测量出来的数据可以直接提供给医生作为诊断或评估病人身体状况的参考，所以这类医疗仪器性能高、功能强大、测量数据准确。而对于以家庭或个人来说，在保证功能的同时，方便测量生理数据、便于携带、价格低廉、智能化这些特点是此类医疗仪器发展的趋势。作为诸多生理信号的一种，脉象信号蕴含着丰富的信息，从脉搏波中提取人体的生理病理信息作为临床诊断和治疗的依据，历来都受到中外医学界的重视。脉搏波所呈现出的形态(波形)、强度(波幅)、速率(波速)和节律(周期)等方面的综合信息，在很大程度上反

3、映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征4。许多中医文献分析脉象的形成和西医分析虽然表、述各有不同，但是有相同的科学原理。人体循环系统由心脏、血管、血液所组成，负责人体氧气、二氧化碳、养分及废物的运送。血液经由心脏的左心室收缩而挤压流入主动脉，随即传递到全身动脉。当大量血液进入动脉将使动脉压力变大而使管径扩张，在体表较浅处动脉即可感受到此扩张，即所谓的脉搏1。正常人的脉搏和心跳是一致的。脉搏的频率受年龄和性别的影响，婴儿每分钟120-140次，幼儿每分钟90-100次，学龄期儿童每分钟80-90次，成人为60-100次/分，老年人为55-60次/分。正常人脉率规则，不会出现脉搏间隔时间长短不

4、一的现象，脉搏强弱均等，不会出现强弱交替的现象。成人脉率每分钟超过100次，称为心动过速；每分钟低于60次，称为心动过缓2。综上所述，脉搏信号对于人体心脑血管系统和整体健康水平都有很好的反映，因此研制出一种能够对脉搏信号进行检测、分析的脉搏分析仪器就拥有重要的意义：其一，对于前期心脑血管疾病预防和中期病情监护，安全、方便、快捷的评估心脑血管健康状况的设备对人体心脑血管系统功能进行监测，及早发现病情，实时把握健康状况，并准确做出诊断具有重要的现实意义。对于危重病人既可用于检查治疗，可及早发现致命性病变。其二，对一般人则可用于早期健康评估和病人身体状况的愈后检查。通过脉搏信号的检测和分析，可以结合

5、其他生理参数，对人体亚健康状态的早期病变进行预测。脉搏信号检测不需要复杂昂贵的设备，且操作简便拥有无创性的特点，在心脑血管和临床医学检查、治疗、用药、康复、保健等方面都有着良好的应用前景。因此，诊脉建立切实可行的客观指标，即脉诊客观化，乃是继承和发扬中医脉学迫切需要解决的首要问题，在此同时实现可视化，对于疾病人群和健康人群的分类有着重大的意义。利用现代的科学技术仿真中医诊脉，用科学的分析方法从不同角度分析脉搏波数据是实现客观化和可视化指标的重要手段。应用脉诊的客观指标就可以使脉诊有了共同的客观标准和依据，促进相互讨论和交流脉诊的实践经验和研究成果，促进中医脉学的现代化和快速发展，提高中医临床诊

6、断水平。应用脉诊的客观指标，可以研究中医名家的诊脉特点，有利于吸取经验和观点。现代脉搏信号仪器实现脉诊指标的客观化和可视化是通过测量脉搏信号，画出脉象图，测量图上各个指标来进行的。因此，脉象图是实现脉诊客观化的一项重要指标。脉诊所得脉象的各种信息可用脉搏传感器放在切脉部位的皮肤上，以不同的压力取法画出脉象曲线，这种脉象曲线称为脉象图。以此为心脑血管疾病作诊断，这也为无创伤诊断开辟了一条新途径。现代脉象诊断就要实现可视化，可以通过分析脉搏图，测量脉搏图的参数。脉搏图指标在很多资料中命名方法各有不同，在实际中还没有统一的标准。去除医生主观因素，运用科学的分析手段，对脉象信号进行分析，是势在必行的。

7、1.2人体脉搏信号检测系统研究现状1860年法国的Vierordt研制出第一台弹簧杠杆式脉搏描记器，使脉象研究由示意图阶段进入示波图阶段6。随着技术水平的发展，脉象仪不断发展，国内外的学者制造出了有代表性、性能各异的脉诊仪器。脉诊仪器研究的重点是传感器的设计，到现在为止，研究人员已经研制出种类繁多的传感器来模拟中医切脉时的手指，采集脉搏信号记录并分析。现阶段，用于脉象信息采集的传感器根据其工作原理可分为：压力传感器、光电式脉搏传感器、传声器和超声多普勒技术9-11。其中，压力传感器用的最多，因为它是将压力信号转换为电信号，是最接近中医切脉的模拟医生手指的功能。它还包括压电式传感器，压阻型传感器

8、和压磁式传感器9,10。(1)压电式传感器 利用压电材料的特性将脉搏的压力信号转换为电信号，根据压电式12材料的不同可分为压电晶体式传感器、压电陶瓷式传感器、压电聚合物传感器和复合压电材料传感器。其中以PVDF压电薄膜传感器用的最多。(2)压阻型传感器 主要利用电阻率随应力变化的性质制成的，目前它的应用最为广泛，压阻式传感器根据压力的传导方式不同可分为固态压阻式传感器、液压传感器和气导式传感器。(3)压磁式传感器 也称作磁弹性传感器，是近年来国内外新兴的一种新型传感器。它的作用原理是建立在磁弹性效应的基础上，即利用这种传感器将作用力变换成传感器导磁率的变化，并通过导磁率的变化输出相应变化的电信

9、号。但因理论和技术上尚未成熟，限制了其广泛应用。(4)光电容积式脉搏传感器 此种传感器测量部位是指端，由指总动脉分两路从指干两侧通向指尖，再由丰富的冠状小动脉弥散至毛细血管，然后从静脉回流。用一束光线透过指端的毛细血管床，由于人体手指末端微血管床随着动脉搏动而发生血管容积的变化，因为随着脉搏搏动前后对光的吸收量不同，透过手指的光强也随之变化，利用光敏元件可测出这种随血管容积的变化而变化的光强信号，转换成电信号输出，以此反映出脉搏波的变化情况即获得指端容积脉搏波信号13,14。(5)超声多普勒技术 国外对脉搏波的研究，在仪器上正朝着超声显像方面发展，脉搏图也进入了由示波图到声像图研究的新阶段。动

10、脉脉搏除发出压力搏动的信息之外，还有管腔容积、血流速度、脉管的三维运动等多种信息，仅用压力脉图难以全部定量地反映脉象构成要素的指标。随着医学超声显像诊断技术的发展，超声多普勒技术在脉象客观化的研究中已经日益受到重视，取得了一定的进展。当然，传感器探头种类也很多，有单探头、双探头和多探头的传感器。(1)单探头传感器的研究 现在检测人体脉象信息的装置，主要是带有一个单点式脉象传感器的脉象仪，这类仪器是用的最多最广泛的、时间也是最久的。人们用这类仪器已能初步识别十几种常见脉象，这些仪器的深入应用推动了我国脉象客观化的研究。目前常用的单触头压力脉搏传感器在整体结构上主要采用了表带式和支架式两种形式。表

11、带式结构一般是通过尼龙绑带将传感器绑扎在被测者的腕部，操作方便、简单，记录的脉图受人体体位和呼吸的干扰较小。支架式结构的特点是传感器固定在加压机构上，无须绑扎被测者的腕部，因而可以避免绑扎所引起的附加张力，与医者手指切脉的情景较为相符。但是由于人体体位和呼吸的影响，被测者手腕与传感器之间的相对位置难以保持稳定，检测过程中会产生较大的呼吸干扰和杂散振动干扰。另有一种是指套式的单触头压力脉搏传感器结构。美国J.H.Laub在20世纪80年代设计的一种脉搏波动检测装置将压力传感器分别并排固定于食指、中指、无名指的手套前端，按在被测者的寸、关和尺三部上，用三支电动描记笔同时记录三部脉的波形，用于进行脉

12、象分析，并且可以将医者的取脉压力也同时显示出来。用这种结构的传感器进行脉象信息检测，很好地模拟了手指切脉的情景，如果通过一定的设计使指套前端具有良好的力传导性能的话，那么在诊脉过程中除了由传感器检测脉波之外，医者还能根据指端对脉搏波动的感受来进行各种灵活的指法变化，从而测得不同取脉压力下脉搏波动的动态变化。这种指套式结构所具有的良好模拟特性使得它具有一定的实用性，但是也有文献指出，这种结构形式难以保证医者指端与被测者腕部之间的位置相对稳定，以至于记录的脉图波形缺乏足够的稳定性，而且检测结果的重复性较差8,15。单探头脉象传感器反映的信息比较局限，这是因为单点式脉象传感器的结构特点，限制了更多的

13、脉搏信息及血管力学参数的测定。单探头、单部位的检测方法与中医实际临床“三部九候”的切脉方法上有一定的差异，主要有下列两方面不足8：第一，单探头传感器无法区分血管轴向张力和径向搏动力。第二，单探头传感器加脉取压时，换能器受到皮肤软组织的反压力不但与受压组织的变形量有关，还与“皮肤-软组织-动脉管”力学特性有关。现有检测方法无法区分软组织变形量和无法区分软组织变形程度及软组织固有的弹性、硬度等力学参数对切脉压力的影响程度。(2)双探头传感器的研究 设计了双探头复合式脉象传感器，即由外围传感器和中心传感器组成双探头传感器。中心传感器测得单纯垂直方向的力，而外围传感器测得脉搏搏动力、皮肤切向张力等的综

14、合力对两路信号进行运算，能区分血管径向搏动力、轴向张力、血管等效硬度等力学指标。双探头传感器的临床意义：目前国内对弦、平、滑等脉象的线性判别标准，由于受到单探头传感器件功能上的限制，只能根据波形形态来分析计算。利用双探头传感器检测的脉象数据，可能做出深刻地揭示；双探头传感器所测得的脉象力学指标有可能为判断有关血管的固有弹性、硬度等力学性质提供客观标准，利用双探头传感器在无损检测血压、心血管功能状态以及建立中医脉象的力学指标、补充脉象的判断标准等方面都可以进行深入的研究。(3)三探头传感器的研究 三探头压力式传感器组合取脉时，挠动脉被加压以致阻断并被强制地分为三个有生理意义的小区。三点的脉搏特征

15、是不同的、有特殊生理意义的。这种组合式的脉搏传感器，特别是“中突型”结构的，一是能测出挠动脉内血流状态；二是能比较压阻点近远心侧脉波的差别；三是能获得有关脉搏波传播速度的信息；四是能够鉴别脉波的拍变化的伪差；五是能大致估计整体外周阻力与首部外周阻力对脉波形态的影响。同步三部脉象，并与单探头压力式传感器检测单部脉象的结果进行比较，得出以下几个初步结论：二者在最佳脉压力上有差，单部脉象检测在最佳取脉压力下的脉图主峰波高度与在这个压力下三部脉象同步检测所建立的主峰波高度有显著差异，测取的脉图在形态上归平、弦、滑等类，没有发现本质上的差别，对三部脉象同步检测时测取的寸、关、尺脉图进行形态归类，也无明显

16、区别，但幅值差别较大，且因人而异8,9。1.3 本课题完成的主要内容本文设计了一种人体脉搏信号检测系统，利用了现代的传感器技术，把光学传感器测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。本文的创新点在于低功耗，节能。本文主要研究内容包括：(1) 脉搏医学界理论，脉搏图的发展和现状。(2) 设计了脉搏波信号采集系统，包括硬件和软件部分。信号采集硬件以MSP430单片机为控制核心，利用其低功耗技术，采集脉搏数据，使得信号通过串口进入计算机。低功耗还体现在滤波电路和比较电路的放大器件选用MCP6002。(3) 把光学传感器测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能

17、实现实时检测脉搏次数的目的。在液晶显示屏上显示出脉搏跳动数值，对不合格的心率信号进行语音报警。本论文结构安排如下：第 1 章，绪论。介绍课题的目的和意义，国内外研究现状以及本课题所研究的内容。第 2 章，人体脉搏信号检测系统的总体设计。按照低功耗、廉价、便携、易操作、易升级等要求对检测系统进行了总体设计。第 3 章，人体脉搏信号检测系统的硬件设计。介绍了人体脉搏信号检测系统的具体设计选择:传感器的选择，控制器的设计，显示器件的选择以及硬件电路设计。第 4 章，人体脉搏信号检测系统的软件设计。第 5 章，系统实验及调试。第 6 章，结论与展望，说明了仪器可改进和提高的部分和需要进一步研究的地方。

18、第2章 系统需求分析和总体方案设计 系统整体设计对整个系统的开发有重要的作用，系统整体设计决定了系统的功能和特点，并且对后续的开发、升级有着重要的影响。市场上的脉象采集仪器大都是脉诊仪器，采集脉搏图精细、准确，但是这类仪器仪表价钱昂贵、大型笨重、需要医生专家使用，不便于小医院或家庭使用，本文设计的仪器有价格低、便携式、低功耗的优点。2.1人体脉搏信号检测原理本文设计的是人体脉搏信号检测系统。其工作原理是首先通过脉搏传感器把测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。在数码管上显示出脉搏跳动数值，对不合格的心率信号进行语音报警。系统便于被测人携带，突破了测量空间的

19、限制，当需要检测时只需要硬件和普通的计算机连接，安装相应的软件就可以进行实时采集和检测。在进行系统的整体设计之前，需要考虑以下几点：(1) 完成基本的功能。即系统能够对光学传感器测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示；(2) 能够有自身的优点。例如本系统的低功耗、便携式；(3) 易于对系统进行改进和日后的升级；(4) 操作方法简单，方便使用者。确定系统整体功能和特点后，就开始进行任务的划分。系统包括两个部分，上位机和下位机。下位机主要是单片机系统，上位机是计算机系统。下位机采用单片机系统，主要是因为单片机系统易于设计者开发，容易实现设计意图和仪器功能特点，便于扩展功能和以后的升级，经济廉价

20、。在个人计算机上设计上位机主要是因为现在计算机比较普及，应用广泛；计算机可以提供软件平台，有利于人机交互；计算机存储量大，采集到的脉搏波数据可以存储到计算机硬盘，方便数据库存储和调用；计算机功能强大，处理速度快，如果后序欲对脉搏波数据分析并进行算法分析，我们可以继续使用现代的分析软件在计算机上实现。2.2人体脉搏信号检测系统可实现的功能系统的功能主要包含以下几个部分：第一部分，首先是数据采集部分，用传感器采集与心跳同频率的信息。第二部分，上位机软件实现多种功能，并设计相应的信号调理电路，通过对脉搏信号进行测量，进而对信号进行处理，最后在液晶显示屏上实时显示出脉搏数值，对不合格的患者心率信号进行

21、语音报警。完成一次测量时间<10s，脉搏测量精度：±2次/分钟。当然，在实现这些基本功能的基础上可以进行功能拓展，例如对脉搏信号进行采集、显示、存储、查询等。具体来说可以先对数据进行采集，采集人体脉搏信号，经过处理后进行无线传输。上位机软件也可进行多种功能拓展，包括患者个人信息记录和采集显示，数据查询和分析处理。2.3人体脉搏信号检测系统的总体方案设计进行硬件的总体设计需要考虑到以下几点：首先，人体的生物信号多属于强噪声背景下的低频的弱信号, 脉搏波信号更是低频微弱的非电生理信号, 而对于需要测量的人体脉搏来说，它的强度小，所引起传感器的电信号也比较微弱，而且变化频率随心脏搏动

22、频率，大约一分钟几十次。所以，必需经过放大和后级滤波以满足采集的要求。现代的数据采集仪器呈现多种特点。第一，小型化。在满足功能的同时，逐步淘汰大型笨重采集仪器。第二，低功耗和便携式。节约了电能，和过去相比，使用时间变长，便携式仪器用电池作为电源就能工作。第三，智能化。用户在使用时用更少的操作和说明就能完成功能。第四，传输速度快。运用各种方式和标准，现在数据传输的速度越来越快。第五，多功能。 系统的总体设计电路框图如图2-1所示，主要包括取样电路、放大电路、比较电路和MCU处理电路及显示电路。首先，使用压电传感器采集与心跳同频率的信息，送至MCU后，然后软件对信号进行处理，最后在液晶显示屏出数值

23、，对不合格的心率信号进行语音报警。图2-1系统设计原理框图本系统的设计关键在于脉搏传感器的选取。硬件的选择从脉搏传感器开始。目前脉搏传感器种类繁多，性能各异，从工作原理可分为光电传感器、传声器、超声多普勒检测技术和压力传感器。本文期望找到一种可以与中医指压切脉的特点相符合，能够正确反映中医脉象的特征的传感器，要模仿中医诊断就需要找寻把压力变化信号转化为电信号的传感器。本文选取的光电传感器，利用的是光电检测原理。光电检测方法具有精度高、反应快、非接触等优点，而且可测参数多，传感器的结构简单，形式灵活多样，因此,光电式传感器在检测和控制中应用非常广泛。 光电传感器是各种光电检测系统中实现光电转换的

24、关键元件，它是把光信号（红外、可见及紫外光辐射）转变成为电信号的器件。 光电式传感器是以光电器件作为转换元件的传感器。它可用于检测直接引起光量变化的非电量，如光强、光照度、辐射测温、气体成分分析等；也可用来检测能转换成光量变化的其他非电量，如零件直径、表面粗糙度、应变、位移、振动、速度、加速度，以及物体的形状、工作状态的识别等。光电式传感器具有非接触、响应快、性能可靠等特点，因此在工业自动化装置和机器人中获得广泛应用。近年来，新的光电器件不断涌现，特别是CCD图像传感器的诞生，为光电传感器的进一步应用开创了新的一页。光电传感器中最常见普遍的光敏二极管做红外接收二极管和光面三极管做红外发送三极管

25、。1.光敏二极管 光敏二极管是最常见的光传感器。光敏二极管的外型与一般二极管一样，只是它的管壳上开有一个嵌着玻璃的窗口，以便于光线射入，为增加受光面积，PN结的面积做得较大，光敏二极管工作在反向偏置的工作状态下，并与负载电阻相串联，当无光照时，它与普通二极管一样，反向电流很小（<µA），称为光敏二极管的暗电流；当有光照时，载流子被激发，产生电子-空穴，称为光电载流子。在外电场的作用下，光电载流子参于导电，形成比暗电流大得多的反向电流，该反向电流称为光电流。光电流的大小与光照强度成正比，于是在负载电阻上就能得到随光照强度变化而变化的电信号。2.光敏三极管光敏三极管除了具有光敏二极

26、管能将光信号转换成电信号的功能外，还有对电信号放大的功能。光敏三级管的外型与一般三极管相差不大，一般光敏三极管只引出两个极发射极和集电极，基极不引出，管壳同样开窗口，以便光线射入。为增大光照，基区面积做得很大，发射区较小，入射光主要被基区吸收。工作时集电结反偏，发射结正偏。在无光照时管子流过的电流为暗电流Iceo=（1+）Icbo（很小），比一般三极管的穿透电流还小；当有光照时，激发大量的电子-空穴对，使得基极产生的电流Ib增大，此刻流过管子的电流称为光电流，集电极电流Ic=（1+）Ib，可见光电三极管要比光电二极管具有更高的灵敏度。本文选择的光电式脉搏测量仪有以下特点：1. 测量的探测部分不

27、侵入机体，不造成机体创伤，通常在体外。2. 传感器可重复使用且速度快，灵敏度高，精度高。3. 测试的适用电压为5V-9V的直流电压。4. 稳定性好、磨损小、寿命长、易于操作、维修方便。5. 由于结构简单，因此体积小、重量轻、性价比优越。6. 测量的有效范围为50次-199次/分钟。 2.4小结本章首先介绍了人体脉搏检测系统的测量原理，包括脉搏信号采集、信号的转换以及频率在上位机的显示和分析。接着，具体介绍了系统可以实现的功能以及后序有可能进行的功能拓展。最后，给出了系统的总体方案设计。第3章 系统硬件设计方案3.1系统硬件构成 进行硬件的总体设计需要考虑到以下几点：首先，生物医学信号属于微弱信

28、号，经常是低频的信号。而对于需要测量的人体脉搏来说，它的强度小，所引起传感器的电信号也比较微弱，而且变化频率随心脏搏动频率，大约一分钟几十次。所以，只要我们设计出可以满足采集脉搏信号的这些特性的硬件即可。其次，现代的数据采集仪器呈现多种特点。第一，小型化。在满足功能的同时，逐步淘汰大型笨重采集仪器。第二，低功耗和便携式。节约了电能，和过去相比，使用时间变长，便携式仪器用电池作为电源就能工作。第三，智能化。用户在使用时用更少的操作和说明就能完成功能。第四，传输速度快。运用各种方式和标准，现在数据传输的速度越来越快。第五，多功能。一个仪器完成多种功能，比如一个仪器完成多种信号的采集。综合考虑，本系

29、统以自主开发的单片机系统为硬件采集模块，采集信号送至MCU后，然后软件对信号进行处理。硬件部分如图3-1所示，系统硬件基本组成部分主要包括传感器部分和微控制器部分。图3-1 单片机硬件图3.2脉搏信号检测系统传感器的选择 本系统硬件的选择从脉搏传感器开始。目前脉搏传感器种类繁多，性能各异，从工作原理可分为压力传感器、传声器、超声多普勒检测技术和光学传感器。压力传感器通过感受脉动处压力的变化而描述脉搏信号，又可分为压电式、压阻式和压磁式三种。 本文选择的生物模拟传感器脉搏心率感应器，它是Arduino用来测试心跳速率的传感器，学生，艺术家,运动员，开发者，游戏或者移动终端开发人员，可以开发出和心

30、率有关的互动作品，如图3-2所示。传感器可以戴在手指(图3-3)或者耳垂上(图3-4)，通过互联网可以与Arduino相连。它还有一个开源的app程序，可以实时的把您的心率用图线显示出来。实质是一款集成了放大电路和噪音消除电路的光学心率传感器。 它的基本参数供电电压为3-5V，直径为16mm，放大倍数为330，LED波长为609nm。 图3-2 脉搏心率感应器 图3-3 带在手指使用的传感器 图3-4 夹在耳垂使用的传感器3.3脉搏信号检测系统控制器的选择 为了满足电池长期供电的要求和简化硬件设计，本系统选用单片机MSP430为硬件的主要核心。单片机工作电压在3V左右，而无线芯片拥有低功耗的特

31、点，可以在1.9V到3.6V低电压下工作，系统电源达到了一致性。MSP430相比于通用的C1单片机功耗要小的多，前者在uA 级别，后者在uA-mA级别。MSP430系列单片机是美国TI公司推出的16位的、具有精简指令集的、超低功耗的混合信号处理芯片26。它具有以下几个优点：(1)超低功耗MSP430电源电压1.8-3.6V供电，就低功耗来说，RAM数据保持方式下耗电仅0.1A，活动模式耗电250A/MIPS(每秒百万条指令数)，I/O输入端口的漏电流最大仅50mA，远低于其它系列单片机(1-10A)。它有1种活动模式和5种节电模式。(2)强大的处理能力就处理能力来说采用了精简指令(RISC)结

32、构，具有丰富的寻址方式(7种源操作数寻址、4种目的操作数寻址),简洁的27条内核指令以及大量的模拟指令，大量的寄存器以及片内数据存储器都可参加多种运算，还有高效的查表处理指令，处理速度远大于8位处理器。(3)片内集成资源丰富片上还有高性能的模拟技术和丰富的片上外围模块。根据不同的型号可能有以下功能模块，看门狗(WDT)、模拟乘法器、定时器A、B、串口(USART)、硬件乘法器、液晶驱动器、AD转换模块、DAC转换模块、I2C总线等。(4)系统工作稳定上电复位后，首先由DCO_CLK启动CPU，保证晶体振荡器有足够的起振及稳定时间。然后设置软件确定适当的系统时钟频率，如果晶体振荡器发生故障，DC

33、O会自动启动，保证系统正常工作。(5)方便高效的开发国内大量使用FLASH型430系列，此类型片内有JTAG调试接口。可以电擦写的FLASH存储器，采用JTAG下载程序到FLASH内，再由JTAG接口控制程序运行，读取片内状态，调试都可以在集成开发环境中进行。系统选择此系列低功耗芯片，并且处理速度高，片内资源丰富，非常适合便携式仪器，符合系统的设计思想。 本文选择的MSP430G2553单片机是MSP430系列，具有内置的16位定时器、多达24个支持触摸感测的I/O 引脚、一个通用型模拟比较器以及采用通用串行通信接口的内置通信能力。此外，还具有一个10位模数(A/D)转换器。两个16位时钟定时

34、器，分别具有三个捕获/比较寄存器，多达24个支持触摸感测的I/O 引脚。本系统充分利用了片上的外围模块，内部集成了A/D采集装置。串口通信模块，可以满足和计算机的数据通信，这样使整体电路设计简单，提高了系统的可靠性。MSP430G2553的封装图，如图3-5所示：图3-5 MSP430G2553的封装图 因为电气标准的不同，MSP430单片机与计算机进行通信时必须设计接口，因为RS-232标准规定：-3-15V表示逻辑“1”；+3-+15V表示逻辑“0”；这与MSP430的TTL电平不兼容，因此需要进行电平转换。系统选用工程中使用较多、设计简洁、性能稳定的MAX232芯片，它只需要很简单的器件

35、就实现单片机和计算机的串口通信。3.4显示器件的选择选用的液晶屏SMS0601为串口连接，相对于常用的LCD1602接口简单，操作方便。SMS0601 液晶显示模块的概述： SMS0601 标准数码笔段型液晶显示模块(LCM) ，采用数码笔段型液晶显示器(LCD) ，可显示 6 位数字及2 个时间分隔符及5 个小数点，宽电压工作范围，微功耗，与MCU 单片机采用二线式串口连接，广泛应用于手持式仪器仪表，智能显示仪表。此款6位静态驱动的液晶显示模块功耗低，视角范围广，电压低等特点广泛应用在仪器仪表中。LCD显示器分为字段显示和字符显示两种。其中字段显示与LED显示相似，只要送对应的信号到相应的管

36、脚就能显示。字符显示是根据需要显示基本字符。本设计采用的是字符型显示。SMS0601 液晶显示模块的主要技术参数： 显示容量: 6 位数字+2个时间分隔符+5个小数点 模块工作电压: 2.7 5.5V 工作电流: 30uA(3.0V) 300uA(5.0V) 字高: 12.7mm 环境相对湿度: <85 视角: 6:00 工作温度: -10 +50 显示方式: 反射式正显示 存储温度: -20 +60 接口方式: 二线式串行接口SMS0601 液晶显示模块的接口信号说明： 1 DI: 串行数据输入 2 CLK: 串行移位脉冲输入 3 VDD: 电源正极 4 VSS: 电源地SMS0601

37、 液晶显示模块的外形尺寸：图3-6 SMS0601液晶显示模块的尺寸外形图SMS0601 液晶显示模块的地址映射表：表1：SMS0601 液晶显示模块的地址映射表 2LCD显示程序设计 LCD显示程序的设计一般先要确定LCD的初始化、光标定位、确定显示字符后，显示流程如图3-7显示。图3-7 LCD显示程序流程图3.5脉搏信号检测系统硬件电路设计3.5.1脉搏传感器测试电路该传感器是可以配套Arduino使用的一个心率传感器，本质是一个带有放大和消噪功能的光学放大器，通过佩戴在手指末端或者耳垂等毛细血管末端来检测血液量的变化从而得到人体的实时心率。该传感器只有三根线，电源、地和信号线，信号线输

38、出模拟信号，利用相应的上位机程序，可以方便的显示脉搏波形，将配件中的透明贴膜粘在传感器表面防止手指上的汗液将电路短路，背面沾上黑色圆形钩贴。将传感器紧贴手指指肚，再用绑带缠绕，做到传感器和皮肤紧密接触即可。将pulse sensor与电路板相连，通过USB线将数据上传电脑。通电后，pulse sensor上的LED发出绿光，电脑屏幕上的脉搏波形刚开始还是很凌乱的，等待采集数据一段时间后就会有相应的脉搏波形显示出来，同时电路板上的LED灯也会随着佩戴者的每一次心跳而闪烁。传感器硬件测试电路图，如下图3-8所示：图3-8传感器硬件测试电路图 正常情况下测得的心率，如图3-9所示：图3-9 正常情况

39、下测得的心率图为了进一步验证传感器的有效性，游泳后再次测量，脉搏波形如图所示：图3-10 游泳后测得的心率图从图3-9与3-10图的对比可以发现，游泳后脉搏明显加快，波动次数变多。3.5.2脉搏信号整形电路脉搏波信号更是低频微弱的非电生理信号, 必需经过放大和后级滤波以满足采集的要求，也即对信号进行整形处理，整形电路主要包括滤波电路和信号比较电路。放大器件选取了MCP6002，内部集成了两个运放，一个用来滤波，一个用来比较电路。相比常用的放大器LM324，电压较低，耗能少。 滤波电路设计，如图3-11所示：图3-11 滤波电路电路图影响电路信号的是高频的信号，按人体脉搏在运动后最高跳动次数达2

40、40次/分计即4HZ算来设计低通滤波器，而且频率很低（如脉搏50次/分钟为0.78Hz，200次/分钟为3.33Hz），并且还伴有各种噪声干扰，故该信号要经过R、C低通滤波，去除高频干扰。采用简单的二阶电路当R21=R20=R，C4=C5=C时，令，通带的截止频率,R=3K,C=4.7Uf,经计算f=4.1HZ。符合要求。滤波电路AC分析结果如图3-12所示：图3-12 滤波电路AC分析结果信号比较电路:将一个模拟电压信号与一个参考电压相比较，输出一定的高低电平。本设计电压比较器选用LM324，如图3-13所示，经过隔直流信号、滤波后信号为最大的幅值600mv左右，最小的幅值-1.3v类似正弦

41、波信号，信号输入到电压比较器的正极。选取比较信号，取中间值200mv,则R22/R23=25，所以R22=10K,R23=400。工作电压为+5v，输出为5v高电平和0v低电平。实际中输出为4.2v的高电平，单片机能够识别，无影响。其电路，如图3-13所示：图3-13 比较电路3.5.3单片机控制器电路选用MSP430G2553的实物图，如图3-14所示。图3-14 MSP-EXP430G2553实物图MSP-EXP430G2553硬件板上包含：Launch Pad仿真器插座电路板(MSP-EXP430G2);0.5米长的小型USB-B线缆;两颗MSP430闪存器件。MSP430G2553：具

42、有8通道10位ADC、片上比较器、触控式I/O、通用串行接口、8kB闪存、和256字节SRAM的低功耗16位MSP430微控制器。两个插座式10引脚印刷电路板(PCB)连接器。USB调试与编程接口无需驱动即可安装使用，且具备高达9600波特率的UART串行通信速度；支持所有采用PDIP14或PDIP20封装的MSP430G2xx和MSP430F20xx器件；两个通用数字I/O引脚分别连接至绿光和红光LED；两个按钮可实现反馈和器件复位。其外围电路图，如图3-15所示：图3-15 MSP-EXP430G2553外围电路图3.5.4报警电路图3-16为报警电路，成人在安静时，每分钟脉搏为60-10

43、0次。当被测人员的脉搏超出正常范围，蜂鸣器就会报警。蜂鸣器与家用电气上的喇叭在用法上也有相似的地方，通常工作电流比较大，电路上的TTL点评基本上驱动不了蜂鸣器，需要增加一个电流放大的电路才可以，即此一个管脚很难驱动蜂鸣器发出声音,所以增加了一个三极管来增加通过蜂鸣器的电流。蜂鸣器的正极性的一端联接到电源上面，另一端接到三极管的集电极，三极管的基极由单片机的P 01管脚通过一个与门来控制，当P01管脚为低时，与非门输出高电平，三极管导通，这样蜂鸣器的电流形成回路，发出声音。当P01管脚为高时，与非门输出低电平，三极管截至，蜂鸣器不发出声音。图3-16 报警电路3.5.5显示器件连接电路SMS06

44、01液晶屏控制器需要提供控制信号，这些信号由单片机提供，如图3-17所示：图3-17 SMS0601电路图MSP430G2553的P1.3，P1.4分别与SMS0601的串行数据输入引脚(DI),串行移位脉冲输入引脚(CLK)连接。3.5.6信号调理电路硬件图人体脉搏检测系统的信号调理电路原理图，如图3-18所示：图3-18 信号调理电路原理图 信号调理电路完成了信号的低通滤波，以及信号的放大，经过信号调理单元，几毫伏的脉搏信号的电压被放大为2V-3V左右。信号整形单元则将模拟信号转化成数字信号，将脉搏信号转换为同频率的脉冲。脉冲信号，送到单片机的P1.0引脚上，单片机利用IO口信号捕获的方式

45、，记录脉冲信号每一个上跳沿到来的时刻，从而计算出每一个脉冲的间隔时间，实现对脉搏频率的计算。然后将该数据送到显示单元进行显示。显示单元选择液晶屏SMS0601，对数据进行实时显示。 调理电路原理图所对应的PCB图，如图3-19所示：图3-19 调理电路的PCB图3.6小结本章主要介绍了人体脉搏信号检测系统的硬件电路设计。首先介绍了脉搏检测传感器的选取，然后介绍了其后的硬件电路包括信号调理电路、单片机外围电路等，并且详细地描述了各个部分的原理和具体工作过程。第4章 系统软件设计4.1系统软件的开发环境MSP-EXP430G2LaunchPad的安装包含三个简单步骤：1.下载所需调试软件有多种不同

46、的开发软件工具都适用于MSP-EXP430G2LaunchPad开发板。IAR Embedded Work bench Kick Start IDE 和Code Composer Studio(CCS) 都具有免费的限制版本。IAR Embedded Work bench允许编译4kB的C代码。CCS仅限于处理16kB的代码。这里我们选择CCS，因为它具有更大的免费代码空间。2.安装选定的IDE集成开发环境并将Launch Pad试验板连接至PCCCS已为在Launch Pad上开发基于MSP430G2xx的应用完成了所有设置。当软件完成安装后，IDE 应该会发现作为USB:HID调试接口的M

47、SP-EXP 430G2 Launch Pad。将附带USB线缆的MSP-EXP430G2LaunchPad插座电路板连接至PC，将自动开始安装驱动。如果出现提示，要求提供软件，则允许Windows自动安装该软件。3.利用IDE集成开发环境进行软件开发主要步骤如下：(1)新建工程；(2)编辑程序文件并可以根据需要新建文件；(3)进行程序调试。编译链接界面，调试界面，分别如图4-1和图4-2所示：图4-1 编译链接界面图4-2 调试界面4.2系统软件总体框架基于单片机的软件设计主要由主程序流程图、中断程序流程图及显示子程序组成。主函数程序的功能：可以通过MCU对I/O口的检测其高低电平实现心电信

48、号的采集，转换和处理，最后液晶显示屏显示脉搏的值；同时还可以调用报警程序停止计数。在主程序设计中我们先初始化，包括显示模块初始化等，然后通过判断I/O是高电平还是低电平来实现是测量人体的脉搏值。单片机程序的好坏直接影响着系统的可靠性与稳定性，由于单片机的精确度非常高，所以该方法精度较高，脉搏测量精度：±2次/分钟，本程序的流程图如图4.3所示。图4-3 主函数4.3脉冲计数程序T0是计数器，T1是定时器。T0负责计数， T1负责定时，定时时间达到10s，读取T0的计数值。相关的程序如下：/-比较器的设置-/CACTL1 = CARSEL + CAREF0 + CAON; / 0.25

49、 Vcc = -comp/CACTL2 = P2CA0+CAF; / P1.1 = +comp/P1OUT|=0x00;/-定时器的设置-/CCTL1=CM_1+SCS+CAP+CCIE;/上升沿+CCI0A（P1.1输入）+同步捕获+捕获中断允许CCTL1=CM_2+SCS+CAP+CCIE;/下降沿+CCI0A（P1.1输入）+同步捕获+捕获中断允许/TACTL=TASSEL_2+MC_2+TACLR ;/SMCLK时钟+连续计数模式TACTL=TASSEL_1+MC_2+TACLR;/ +ID_3;/ACLK时钟+连续计数模式4.4显示驱动软件本次设计SMS0601显示的内容是被测量者一

50、分钟的脉搏次数。设置的动态显示方式是显示的内容在屏幕上从左向右移动。从中断程序中取得结果后，显示测试中的脉搏次数。在液晶屏显示出脉搏数。#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 /复位CLK端#define R_DI LCD_OUT&=LCD_DI /复位DI端流程图，如图4.4所示。图4.4 显示程序流程图4.5按键处理软件 按键的主要作用为控制测量的开始与中断，也可以使得电路复位，这样操作更加方便易行。复位电路

51、很容易实现，只需要在复位加上适当的元件就可以组成单片机复位电路。电路只要按键 SW-PB 就可以导通电路，复位引脚低电平有效，到达低电平的时候，单片机复位，从起始地址重新开始运行程序。4.6小结本章主要介绍了人体脉搏信号检测系统的软件设计。首先介绍了脉搏信号检测系统的总体架构，然后介绍了脉冲计数程序，并对测量的准确性和异常情况进行了分析，进而提出了改进方法。最后描述了显示驱动软件和按键处理软件。第5章 系统实验及调试5.1调试方案简介系统整体功能实现后，就要对其进行测试。根据方案设计要求，调试过程共分三大部分，硬件调试，软件调试，软件和硬件联调（即系统调试）。电路按模块逐个调试，各模块调试通过

52、后再联调。程序先在最小系统板调试，通过后再软硬联调。硬件调试可以将传感器夹在人的手指处或者夹在耳垂上，尽量减少因为身体抖动而产生的干扰。根据系统设计方案，本系统的硬件调试可分为两大部分：模拟部分和纯MCU部分。由于在系统设计中采用模块化设计，所以方便了对各电路功能模块的逐级测试。断开两部分的连接点，先调试MCU部分。试着输入一系列脉冲（用适当的电阻接正极，间断性地输入），观察MCU部分能是否能显示；模拟部分借助示波器观察波形效果如何。单片机软件先在最小系统板上调试，确保工作正常之后，再与硬件系统联调。最后将各模块组合后进行整体测试，使系统的功能得以实现。5.2脉搏传感器信号调试在设计之前我们需

53、要实际测试传感器的输出特性，这样就可以为以后的设计提供参数和设计根据。我们使用数字示波器 TDS2024B 系列来测试传感器。示波器以个人计算机为平台，使用示波器自带的软件。传感器电源使用稳定的3V 微机电源，正极一端连接 3V，负极接地，信号输出端连接数字示波器的探头，传感器夹在手指上。如图5-1所示，上面的黄线代表采集到的脉搏信号，下面的蓝线代表转化后相对应的方波信号。图5-2代表被测者的脉搏信号幅值过大时，出现的“削顶”现象。图5-1 心率信号波形图图5-2 大幅值心率信号波形图5.3脉搏计数调试脉搏检测系统上电后等待测试状态，如图5-3所示： 图5-3 刚上电的电路测试状态测

54、量中显示的数据，如图5-4所示：图5-4 测试中的电路状态测量结束后显示的脉搏次数，如图5-5所示：图5-5 稳定后的电路状态根据晶体振荡频率计算出内部定时器的基本参数，通过运行一段时间可通过秒表来校正后,看时间误差的量,以这个量为依据改变程序中的内部定时器基本参数,就可使时钟调准确。定时器中断主要完成一分钟的定时功能。单片机对一分钟内的脉冲次数进行累加。模拟测试结果：首先，使用信号源输入与脉搏信号相仿的信号，来测试整个系统的工作情况。我们设定输入信号幅度为2.5v，偏置为1.98v，则模拟测试结果如下表2所示。表2 模拟测试结果表频率（HZ）理论值实际值误差0.530300%160600%1

55、.590900%1.81081080%21201200%31801800%3.21921920%4240-可见，在3HZ以前，系统的测试结果非常准确，但是在之后，由于滤波器的作用，结果无法显示。由此可以得知，系统的测频和滤波作用都实现了预期的效果。由于人体安静情况下的脉搏信号频率为1-2Hz，对于我们设计的系统来说足够使用，说明我们设计的硬件是可行的。5.4实验结果分析单片机上电后会首先对液晶进行初始化，然后直到检测完脉搏，才会出现显示内容。因此需要大概几秒的时间。采集到的脉搏信号与转化后的相应方波脉冲信号如图5-6所示。 图5-6 脉搏信号与相应的方波信号我们选择了三位同学来测试本系统，其结

56、果记录在下面的表中。其实际值由统计一分钟脉搏数得出。其测试结果如下表3所示。表3 实际测试结果记录表项目次数测试结果实际值误差测试者一第一次78780%第二次791.3%第三次791.3%第四次772.6%测试者二第一次69681.5%第二次691.5%第三次680%第四次680%测试者三第一次73721.4%第二次711.4%第三次711.4%第四次720%注：实际的脉搏次数以听诊器测出的脉搏次数为参考值。由上表可以看出，由于我们对传感器测量出的信号必须达到1.5V的要求，所以测量的误差很小，满足了脉搏测量精度：±2次/分钟。但该设计仍有很多的不足之处尤其对测量出的信号幅值有一定要求，所以仍需要进行进一步的改进设计。5.5总结本章根据方案设计要求，进行了三个部分的调试，硬件调试，软件调试，软件和硬件联调（即系统调试）。电路按模块逐个调试，