心率采集處理電路

SoC 技術(shù)是一項(xiàng)很重要的電子應(yīng)用技術(shù)，十分適合將其用于生物工程領(lǐng)域。為了滿足低電壓、低功耗的需要，本次系統(tǒng)設(shè)計(jì)選擇SoC 技術(shù)用于生物信號(hào)處理。

心率是一項(xiàng)重要的生理指標(biāo)。它是指單位時(shí)間內(nèi)心臟搏動(dòng)的次數(shù)，是臨床常規(guī)診斷的生理指標(biāo)。為了測(cè)量心率信號(hào)，有許多技術(shù)可以應(yīng)用，例如：血液測(cè)量，心聲測(cè)量，ECG測(cè)量等等。在混合信號(hào)SoC 的設(shè)計(jì)中，電路可以被分成兩部分，模擬電路部分和數(shù)字電路部分。其中模擬電路很容易被數(shù)字電路干擾，這是因?yàn)閿?shù)字電路部分本身就是一個(gè)高頻的噪聲源。作為一個(gè)混合信號(hào)的SoC，怎樣處理模擬模塊和數(shù)字模塊的連接問題是一個(gè)挑戰(zhàn)。

心率檢測(cè)的SoC 系統(tǒng)框圖

用混合信號(hào)SoC 設(shè)計(jì)心率信號(hào)的處理系統(tǒng)，就需要低功耗和低電壓的供給，所以電源電壓為3.3V。系統(tǒng)框圖如圖一所示。

圖1 系統(tǒng)框圖

在圖一中，傳感器采用的是紅外光電式傳感器，用于把原始的心率信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)槲㈦妷盒盘?hào)。信號(hào)調(diào)理電路包括放大器、濾波器和比較器。調(diào)理電路的輸入信號(hào)是傳感器采集進(jìn)來的原始心率信號(hào)，它的輸出信號(hào)則是有一定電壓幅度的脈沖信號(hào)。C51 處理部分是數(shù)字信號(hào)中央處理單元，它的輸入信號(hào)是上面提到的脈沖信號(hào)，輸出的是心率數(shù)據(jù)，最后通過CPU 核把信號(hào)顯示出來。CPU 核是EZL-8051。

3 心率信號(hào)的采集

將一對(duì)紅外線發(fā)射與接收探頭置于動(dòng)脈一側(cè)，當(dāng)指尖的血流量隨心臟跳動(dòng)而改變時(shí)，紅外線接收探頭便接收到隨心臟周期性地收縮和舒張的動(dòng)脈搏動(dòng)光脈沖信號(hào)，從而采集到心臟搏動(dòng)信號(hào)。

圖2 是單光束直射取樣式光電傳感器。這類槽型光耦由高功率的紅外光電二極管和紅外光匹配性能強(qiáng)、透鏡敏感度高、集電極電流范圍大的光敏三極管組成。由于血液中的血紅蛋白對(duì)近紅外線具有吸收作用的生物效應(yīng)，因而此類傳感器靈敏度高、輸出信號(hào)穩(wěn)定。其性能指標(biāo)如表1 所示。

（a）外觀圖 b）內(nèi)部結(jié)構(gòu)示意圖

圖2 單光束直射取樣式光電傳感器

表 1 單光束直射取樣式光電傳感器的技術(shù)指標(biāo)

經(jīng)紅外光電傳感器采集到的原始心率信號(hào)的波形如圖3 所示。

圖3 紅外光電傳感器采集到的原始心率信號(hào)波形

由圖3 可知，通過紅外光電傳感器采集到的原始心率信號(hào)極其微弱（變化幅值在±10mV之間），非常容易受到外圍電路的干擾。因此，系統(tǒng)必須單獨(dú)為信號(hào)調(diào)理電路提供電源。同時(shí)，電路板的布局布線也會(huì)對(duì)信號(hào)產(chǎn)生較大的影響。因此，在設(shè)計(jì)電路板時(shí)要對(duì)主要信號(hào)線與電源地線進(jìn)行設(shè)計(jì)。根據(jù)圖3 所示的原始心率信號(hào)波形可以得到波形整體的變化趨勢(shì)，但其中摻雜了很強(qiáng)的雜波和干擾信號(hào)。因此，要對(duì)傳感器采集到的心率信號(hào)進(jìn)行放大、整形和濾波處理。其中放大整形電路如圖4 所示。

圖4 放大整形電路

圖4 中的虛線框部分為紅外光電傳感器。圖中兩個(gè)三極管構(gòu)成了達(dá)林頓管，可以有效地防止可見光的干擾，對(duì)采集到的微弱心率信號(hào)也有較好的增益。傳感器采集到的心率信號(hào)（圖中A 點(diǎn)）經(jīng)過一級(jí)放大和整形后的信號(hào)波形（圖中B 點(diǎn)）已經(jīng)比較平滑，B 點(diǎn)信號(hào)的變化幅值為0.8V 左右，但還存在一定程度的電壓偏置量。經(jīng)第二級(jí)放大可得0～10V 的脈沖信號(hào)（圖中C 點(diǎn)），并且已去除掉大部分干擾，信號(hào)也相對(duì)穩(wěn)定，同時(shí)也去掉了電壓偏置量。放大整形電路的輸出信號(hào)波形（即圖中C 點(diǎn)信號(hào)的波形）如圖5 所示。

圖5 放大整形電路的輸出信號(hào)波形

由圖5 可以看出，輸出信號(hào)具有標(biāo)準(zhǔn)的上升沿和下降沿，且電壓變化量為標(biāo)準(zhǔn)量。

心率采集處理電路工作的基本過程

心率采集處理電路如圖所示。該部分電路主要由脈搏次數(shù)紅外檢測(cè)采集電路模塊、信號(hào)抗干擾電路模塊、信號(hào)整形電路模塊等三個(gè)主要的電路模塊組成。其中，紅外線發(fā)射管D1和紅外線接收管Q1組成了紅外檢測(cè)采集電路;R2與C1、C2與C3、 R4與C4和IC1a共同構(gòu)成了信號(hào)抗干擾電路組，它們分別承擔(dān)了對(duì)信號(hào)的低通濾波、干擾光線的光電隔離、殘余高頻干擾的濾除等任務(wù)。另外，IC1b、 C5與R10、IC1c則共同組成了信號(hào)整形電路模塊。

首先，紅外檢測(cè)采集電路中D1發(fā)射紅外線，而Q1則接收相應(yīng)組織的半透明度，同時(shí)轉(zhuǎn)換為電信號(hào)。由于脈搏一般在50次/分~200次/分之間，對(duì)應(yīng)的頻率范圍在0.78Hz~3.33Hz之間，因此經(jīng)紅外檢測(cè)采集到并轉(zhuǎn)換得到的電信號(hào)頻率就非常低。為了防止信號(hào)因外界高頻信號(hào)干擾而使檢測(cè)結(jié)果有誤，信號(hào)就必須先進(jìn)行低通濾波，以便濾出絕大部分的高頻干擾。電路中采用R2和C1來完成濾除高頻干擾的任務(wù)。

然后，由于本心率計(jì)設(shè)計(jì)的適用場(chǎng)所為室外，因此它必然會(huì)遇到強(qiáng)光輻射的情況。為了避免在接收正常脈搏紅外線時(shí)受到強(qiáng)光的干擾，電路中設(shè)計(jì)使用C2、C3背靠背串聯(lián)組成的雙極性耦合電容構(gòu)成一個(gè)簡(jiǎn)單的光電隔離電路，從而實(shí)現(xiàn)了對(duì)于干擾光線的隔離。此外，為了防止前面對(duì)于高頻干擾濾除的不夠徹底，電路中還設(shè)計(jì)連接了由IC1a、R4、C4組成的截止頻率為10Hz左右的低通濾波器電路，以便進(jìn)一步濾除干擾，同時(shí)將前面的信號(hào)放大200倍左右。

經(jīng)前面處理得到的信號(hào)為疊加有噪聲的脈沖正弦波，接下來必須對(duì)這個(gè)信號(hào)經(jīng)過整形。先是通過比較器IC1b將正弦波轉(zhuǎn)換成方波。利用R8可以實(shí)現(xiàn)將比較器的閾值調(diào)定在正弦波的幅值范圍之內(nèi)的目的。接下來，從IC1b的7引腳輸出的方波信號(hào)經(jīng)C5、R10構(gòu)成的微分電路，進(jìn)行微分處理后將成為正負(fù)相間的尖脈沖。為了穩(wěn)定脈沖的輸出，電路設(shè)計(jì)時(shí)是將此脈沖輸入到單穩(wěn)多諧振蕩器IC1c的反相輸入端，并利用IC1c的輸出來作為后極工作的實(shí)際使用脈沖。

IC1c在工作時(shí)，凡有輸入信號(hào)時(shí)，它會(huì)在輸入信號(hào)后沿到來時(shí)輸出高電平，從而使C6通過R11充電。大約持續(xù)20ms之后，IC1c同相輸入端的電位會(huì)因C3充電電流減小而降低，當(dāng)此電位低于反相輸入端的電位時(shí)（尖脈沖已過去很久）， IC1c就將改變狀態(tài)并再次輸出低電平。這20ms的脈沖時(shí)間是與脈搏同步的，這種脈沖在電路工作時(shí)是與紅色發(fā)光二極管D3的閃爍情況相對(duì)應(yīng)的。

經(jīng)過IC1c之后的脈沖就是后面單片機(jī)控制電路所需的實(shí)際脈沖，通過R12送到單片機(jī)P3.3引腳后，就可實(shí)現(xiàn)后面的計(jì)數(shù)和顯示了。

IC1a、IC1b、IC1c工作所需的4.5V電源電壓，在電路中是通過R14、R15對(duì)9V分壓并經(jīng)IC1d緩沖而得到的。這樣的設(shè)置，就使得即使電池電壓降低到6V，本電路也能實(shí)現(xiàn)正常工作。