脈搏信號提取原理

根據朗伯比爾（LamberBeer）定律，物質在一定波長處的吸光度和他的濃度成正比。當恒定波長的光照射到人體組織上時，通過人體組織吸收、反射衰減后測量到的光強將在一定程度上反映了被照射部位組織的結構特征。

脈搏主要由人體動脈舒張和收縮產生的，在人體指尖，組織中的動脈成分含量高，而且指尖厚度相對其他人體組織而言比較薄，透過手指后檢測到的光強相對較大，因此光電式脈搏傳感器的測量部位通常在人體指尖。手指組織可以分成皮膚、肌肉、骨骼等非血液組織和血液組織，其中非血液組織的光吸收量是恒定的，而在血液中，靜脈血的搏動相對于動脈血是十分微弱的，可以忽略，因此可以認為光透過手指后的變化僅由動脈血的充盈而引起的，那么在恒定波長的光源的照射下，通過檢測透過手指的光強將可以間接測量到人體的脈搏信號。

從光源發出的光除被手指組織吸收以外，一部分由血液漫反射返回。其余部分透射出來。光電式脈搏傳感器按光的接收方式可分為透射式和反射式兩種。透射式的光源與光敏接收器件的距離相等并且對稱布置，從光源發出的光穿過皮膚進入深層組織，除被皮膚、色素、指甲、血液等吸收外，一部分由血液漫反射回，其余部分則透射出來，這種方法可較好地指示心律的時間關系，并可用于脈搏提取，但不能精確測量出血液容積量的變化;反射式的測量原理與透射式的基本相同，所不同的是測頭當中的發射光源和光敏器件位于同一側，接收的是漫反射回來的光，此信號可精確地測得血管內容積變化，本系統采用了透射式來提取脈搏信號。

系統硬件設計

顯示人體脈搏波形的檢測系統如圖1所示：

光電脈搏檢測電路圖（一）

光電檢測電路

單片機P2.0、P2.1和P2.2三個端口分別通過開關三極管9014驅動三種不同波長的發光二極管周期性點亮。使用開關三極管可以保證發光二極管發光強度穩定。

光敏二極管使用時要反向接入電路中，即正極接電源負極，見圖，根據PN結反向特性可知，在一定反向電壓范圍內，反向電流很小且處于飽和狀態。此時，如果無光照射PN結，則因本征激發產生的電子-空穴對數量有限，反向飽和電流保持不變，在光敏二極管中稱為暗電流。當有光照射PN結時，結內將產生附加的大量電子空穴對（稱之為光生載流子），使流過PN結的電流隨著光照強度的增加而劇增，此時的反向電流稱為光電流。不同波長的光在光敏二極管的不同區域被吸收形成光電流。被表面P型擴散層所吸收的主要是波長較短的蘭光，在這一區域，因光照產生的光生載流子（電子），一旦漂移到耗盡層界面，就會在結電場作用下，被拉向N區，形成部分光電流；波長較長的紅光，將透過P型層在耗盡層激發出電子一空穴對，這些新生的電子和空穴載流子也會在結電場作用下，分別到達N區和P區，形成光電流；波長更長的紅外光，將透過P型層和耗盡層，直接被N區吸收。在N區內因光照產生的光生載流子（空穴）一旦漂移到耗盡區界面，就會在結電場作用下被拉向P區，形成光電流。因此，光照射時，流過PN結的光電流應是三部分光電流之和。

運放CA3140，輸入偏置電流僅為10^2nA，可作為光電流放大器，利用放大器反向輸入端的虛地特性，可在輸出端得到與光敏二極管中的光電流成正比的光電壓。如圖3-11所示電路，由于引入電壓并聯負反饋，所以具有輸出電阻低，輸入電阻也低的特點。輸出電阻低，使輸出電壓接近理想電壓源，輸入電阻低，使光電流流入放大電路中為恒定值。為了減少輸出的非線性，光敏二極管的工作電壓應大于5V，可通過電位器調節工作電壓，旁邊加一個旁路電容，濾出電源紋波的影響。為了減少光敏區的暗電流，光敏二極管加保護環結構，利用環極將器件表面漏電流旁路而使光敏區漏電流減少。用示波器觀察輸出端波形時，噪聲信號比較多，用金屬鋁片做成一個方盒將反饋電阻屏蔽后，波形中噪聲大大減少。

放大電路

帶通濾波電路

由于人體脈搏信號是準周期信號，頻率范圍為0.1Hz-50Hz，主要頻率分量一般在0.1Hz-40Hz之間，系統的頻響范圍取0.1—40Hz即可，故放大電路中的高低截止頻率按此頻率設計。先由高精度運放ICL7650組成的前置放大器將脈搏波信號放大30倍，再經過截止頻率為40Hz的二階低通濾波器（如圖）后，脈搏波信號含有伏特級的直流信號和毫伏級的交流信號。

在圖3-7中，截止頻率f1/2πRC0=，取C=0.1uF，則RfC0=1/2π，將C=0.1uF，f0=40Hz代入f1/2πRC0=，得R=40K歐。電壓放大倍數Au=1+Rf/R1，等效品質因數Q=1/（3-Au）。Q=1，濾波效果較好，因此Rf=R1，為使集成運放兩個輸入端對地的電阻平衡，應取R=R=K？f1601。

50Hz陷波電路

由于傳感器的檢測信號十分微弱，比外界某些干擾信號可能還要小得多，本系統中工頻干擾是一個主要的噪聲源，加在光敏管正極的直流負電壓中所含50Hz交流成分直接通過光電檢測電路進入系統中，放大后與脈搏信號幅度相當，甚至可能湮沒脈搏信號，必須在A/D轉換的前端，抑制工頻信的干擾。為此采用帶通濾波器和相加器組成的有源帶阻濾波器濾除50Hz電信號的干擾。同樣這類陷波電路元器件精度要求嚴，否則直接影響陷波頻率Q值，如圖所示陷波電路中選用性能較好的運放OP-07。

在圖中，陷波頻率f0=50Hz，取C=0.22uF，則R=1/2fC=14.5K？0π，為使陷波效果較好，等效品質因數Q取10。2（2）1uAQ？=Au=1+Rf/R1，因而取R=19K歐，R=20K歐。

光電脈搏檢測電路圖（二）

1、血氧心率信號采集及預處理電路

對有血氧探頭檢測的信號，先經過脈沖控制電路電路將其分成兩路信號，然后經過放大電路，將微弱的血氧信號高保真放大，最后經過A/D轉換后進行后期的處理。

1.1、脈沖控制電路

脈沖控制電路的基本設計思路是在一個心動周期時間內，控制660nm的紅光和940nm的紅外兩種波長光周期性發光。

具體電路由一個時基電路555定時器構成的多諧振蕩器，由74LS04反向器構成下降沿觸發器，由高電平觸發的電子開關4066做為控制部分。時基電路555定時器構成的多諧振蕩器，555定時的振蕩頻率：

T=TPH+TPL=0.7（R1+2R2）C（1）

T為555定時的振蕩周期，TPH為充電時間，TPL為放電時間。根據這個公式算得脈沖控制電路的振蕩頻率為0.01s，模擬開關4066將由血氧探頭測得的兩路光（紅光和紅外），分成兩路，分別進入放大電路。

血氧探頭內部電路圖如圖2所示：

1.2、放大電路設計

放大電路由輸入跟隨，OP07放大器構成，在血氧信號的采集和處理過程中，放大電路設計是個電路設計最關鍵的部位，因為它不僅可以提取有用的信號，還同時可以將干擾信號降低到最低水平。由血氧探頭測得的血氧信號極其微弱，所以，考慮將放大電路放在探頭輸出端與4066控制器之間。輸入跟隨電路，就是輸出電壓等于輸入電壓，就是說，壓跟隨器的電壓放大倍數恒小于且接近1。

OP07是一種低噪聲，非斬波穩零的雙極性運算放大器，它具有非常低的輸入失調電壓，所以OP07在很多應用場合不需要額外的調零措施，OP07同時輸入偏置電流低和開環增益高的特點，這是OP07十分適合于高增益和放大傳感器的微弱信號等方面，這滿足血氧心率檢測放大電路的要求，如圖為OP07構成的同向放大電路，電路連接很簡單，放大倍數有1腳和6腳之間的電阻決定。公式為：

G=AU（1）

AU為電壓放大倍數，因此放大電路采用OP07放大電路作為血氧測量放大電路。電阻R9用來調節放大倍數，為了防止失真，取放大倍數為10倍左右，電阻R9阻值約為10kΩ。電源輸入端接0.01μF接地，用于屏蔽來自電源的干擾。前級用高精度運算放大器OPA4277作為輸入跟隨，用于提高輸入阻抗、獲取更多的心電信號。

光電脈搏檢測電路圖（三）

光電脈搏測量原理如圖1所示，從光源發出的紅外光一部分被手指組織吸收，一部分透射出來;紅外接收管在光源的對稱位置，檢測到的透射光，反映出心律跳動情況。由于手指動脈在血液循環過程中呈周期性的脈動變化，紅外接收三極管輸出信號也是周期性脈動的變化。

系統硬件框圖如圖2所示，由光電傳感器、信號處理、單片機AT89S51、數碼顯示、電源等部分組成。當手指放在紅外線發射二極管和接收三極管中間時，隨著心臟的跳動，血管中血液的流量將發生變化。由于手指放在光的傳遞路徑中，血管中血液飽和程度的變化將引起光的強度發生變化，因此和心跳的節拍相對應，紅外接收三極管的電流也跟著改變，并輸出脈沖信號。該信號經放大、濾波、整形后輸出，單片機電路對輸入的脈沖信號進行計算處理后把結果送到LCD1602顯示。

信號采集電路

圖3是脈搏信號的采集電路，U0是紅外發射和接收裝置，由于紅外發射二極管中的電流越大，紅外光發射強度就越大，所以對Ｒ1阻值的選取要求較高。Ｒ1選擇270Ω是基于紅外接收三極管感應紅外光靈敏度考慮的。當手指離開傳感器或檢測到較強的干擾光線時，輸入端的直流電壓會出現很大變化，為了使它不致泄漏到后級，用C1、C2串聯組成的雙極性耦合電容把它隔斷。該傳感器輸出信號的頻率很低，當脈搏為50次/min時，只有0．78Hz，200次/min時也只有3．33Hz，因此信號首先經Ｒ2、C3濾波以濾除高頻干擾，再由耦合電容C1、C2加到線性放大輸入端。集成運放741，Ｒ5、C4構成低通濾波器以進一步濾除殘留的干擾，其截止頻率為：

整形電路

波形整形電路如圖4所示，U2是一個電壓比較器，C1、Ｒ4構成一個微分器，U3和C2、Ｒ5將正、負相間的尖脈沖加到單穩態多諧振蕩器U3的反向輸入端，不會造成很大的觸發誤差。當有輸入信號時，U3在比較器輸入信號的下降沿輸出高電平，使C2通過Ｒ5充電。大約持續20ms之后，因C2充電電流減小而使U3同相輸入端的電位降低到低于反相輸入端的電位（尖脈沖已過去很久），于是U3改變狀態并再次輸出低電平。該脈沖是與脈搏同步的，并由紅色發光二極管LED的閃亮指示出來。同時，該脈沖電平通過Ｒ6送到單片機/INTO腳，由單片機控制心率的計算和顯示。

單片機處理及電路

系統采用了AT89S51單片機作為核心元件，構成的最小單片機系統如圖5所示，系統時鐘采用外部振蕩電路，由12MHz晶振和2個30pF電容構成;系統通過S鍵進行復位。每次脈沖到達時觸發單片機產生中斷并進行計時，其對1min內的脈沖數進行累加即為所測脈搏。LCD1602A第1、2腳接驅動電源，第3腳VL為液晶的對比度調節;通過在VCC和GND之間接一個10kΩ多圈可調電阻，中間抽頭接VL，可實現液晶對比度的調節;液晶的控制線ＲS、Ｒ/W、E分別接單片機的P2．5、P2．6、P2．7;數據口接在單片機的P0口;BL+、BL－為液晶背光電源。

光電脈搏檢測電路圖（四）

脈搏檢測電路應用運算放大器構成同相交流放大電路，對直流信號無放大，由于反饋電容的存在可以濾除50Hz的工頻干擾，使得20Hz以內低頻信號順利通過，并進行多級放大，再經過施密特觸發器整形