光电心率测量仪.docx

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光电心率测量仪

摘要：

心率是反映人体健康状况的一种重要参数。

本文介绍了一种以C8051F310单片机为核心的人体心率测试装置。

系统采用反射式光电传感器ST168感应人体的心率信号，经过放大、滤波、施密特触发等电路，将其转换为脉冲电压信号，再利用单片机对脉冲信号计数、处理并显示。

实验证明，本装置具有信噪比高、精确、低成本等特点，完成了微弱信号放大，并有显示、报警等功能，具备良好的实际应用价值。

关键字：

心率测试ST168小信号放大C8051F310

1技术指标

自制的光电传感头灵敏度高，信号峰峰值最高可达100mV。

光电传感头只要按要求放好即可开始测量，不需要多次调整。

信号调理电路的同频带为0.16Hz到6.6Hz，增益可达1000以上。

以最少数量的的芯片、最低的成本为设计准则。

外接9V电源适配器，硬件电路稳定可靠，可以长时间工作。

采用算法对采集到的心率信号进行优化，并能够实时测量。

具备模式控制、显示、报警功能。

2基本原理

据朗伯比尔（LamberBeer）定律,物质在一定波长处的吸光度和它的浓度成正比。

当恒定波长的光照射到人体组织上时,通过人体组织吸收、反射衰减后测量到的光强将在一定程度上反映出被照射部位组织的结构特征。

心率和脉搏是同步的，故测量人体心率即测量脉搏。

脉搏主要由人体动脉舒张和收缩产生,在人体指尖,组织中的动脉成分含量较高,而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄,透过手指后检测到的光强相对较大,因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。

手指光吸收量变化如图1所示。

图1手指光吸收量变化示意图

在血液中,静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱的,可以忽略,因此可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的充盈而引起的,那么在恒定波长的光源的照射下,通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的脉搏信号。

从光源发出的光除被手指组织吸收以外,一部分由血液漫反射返回，其余部分透射出来，故光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式两种,如图2所示。

其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置,接收的是透射光，这种方法可较好地反映出心率的时间关系；反射式的发射光源和光敏器件位于同一侧,接收的是血液漫反射回来的光，也可以反映出光强与心

率的对应关系。

本装置采用的是反射式红外光电传感器ST168，它集成了一个红外发射管和一个红外接收管，使用十分方便。

图2透射式光电传感器和反射式光电传感器

3方案论证

系统整体方案如图3所示。

图3系统整体结构

如图3所示，红外接收为反射式接收法，接收到的信号比较微弱，且包含较广的频谱分量，故要经过放大、滤波电路进行信号调理，然后将模拟信号转换为数字脉冲信号，微处理器采集脉冲信号并对心率信号进行算法处理，然后实时显示出来，以下为系统中几个部分的方案论证。

3.1光电传感探头的选择

方案一：

使用红外对管，此方法为透射式传感。

红外对管的发射管和接收管光谱响应范围一致，故光电转换效率高。

但是两个分离的管子在安装时比较困难，可能会因为探头的安装稳定性问题影响测量结果；同时，透射式传感接收到的光信号非常微弱，对后级的小信号放大电路要求很高。

方案二：

使用集成光敏器件OPT101。

OPT101在芯片内部集成了光敏器和一级放大电路，有效地抑制了外界电磁信号对原始脉搏信号的干扰，输出的光强具有良好的线性关系，可以大大简化后级放大电路的设计，但是成本比较高，官方报价为3美元。

方案三：

使用反射式光电传感器ST168。

ST168集成了一个红外发射管和接收管，二者的光谱响应匹配，光电转换效率高，可以方便地用于反射式测量，而且反射式感应到的光强比透射式更大，简化放大电路设计。

此外，ST168成本低，安装固定较为方便，故采用此种方案。

3.2传感器驱动电路方案

这里主要针对发射管驱动电路。

发射管的电路模型和LED类似，即光强和通过的电流成正比，有以下两种方案。

方案一：

采用电源、电阻、发射管串联的电路。

这种电路结构简单，通过发射管的电流主要由限流电阻决定。

但是电源的波动以及温度引起的发射管压降变化会改变通过发射管的电流，从而导致红外光源的光强波动，进而引起接收的信号波动，影响测量结果。

方案二：

利用三极管、稳压源组成红外发射管恒流驱动电路。

此种方案稳定了发射管中的电流，从而减弱了光源波动，提高了接收信号的稳定性。

因此采用这种方案。

3.3电源供电及运放工作方式

方案一：

采用+5V、-5V供电。

这种情况下，运算放大器可以在正负电源下供电，工作的线性度好，电路更容易设计。

同时，也只需使用一个线性稳压器来给在3.3V工作的单片机供电，简化设计。

但是，正负供电需要专业的电源如稳压电源、开关电源模块，市面上一般的电源适配器无法完成，这就无疑增加了电源的成本，故不采用此方案。

方案二：

采用+5V供电。

+5V的电源适配器很常见，成本低，也只需使用一个稳压器来给在3.3V工作的单片机供电。

但是，运算放大器要能够较好地线性工作，需要实现“虚拟地“+2.5V，这样“信号轨”很小，小于2.5V，必须使用成本相对较高的低电压工作、“轨到轨”输出运算放大器，增加了电路设计的成本和难度，故不采用此方案。

方案三：

采用+9V供电。

+9V的电源适配器也比较常见，但是需要采用线性稳压器提供+5V、+3.3V的电源，分别为显示部分、单片机供电。

此时，“虚拟地”为+4.5V，“信号轨”可达到的范围也更大，可以使用普通的通用型运放LM324来完成，简化了信号调理电路的难度。

综合优缺点，采用此方案。

3.4模拟到数字转换电路

经过调理后的信号仍为模拟信号，而单片机只能处理数字信号，故需要设计模拟到数字转换电路，有以下三种方案。

方案一：

将通过调理后的信号通过AD转换后，单片机处理数字信号来对心率进行计数。

由于只需要知道信号的频率，不需要信号更多的信息，采用AD转换有些“大材小用”，增加了软件的复杂度，故不采用此方案。

方案二：

通过比较器LM393将模拟信号转换为脉冲信号（9V）,再通过电阻分压将其转换为3.3V的脉冲，接到单片机的引脚。

此方案需要多使用一块芯片LM393，同时电阻分压式的电平转换也不稳定，故不采用此方案。

方案三：

由于LM324有四路运算放大器，信号调理使用了三路，可将最后一路运放设计为施密特触发器，将脉冲信号转换为脉冲信号（9V）。

电平转换采用三极管的开关电路，增加了电路的稳定性，故采用此方案。

4硬件电路设计

4.1红外发射管驱动电路

如方案3.2所示，采用恒流源驱动方式，可以减小光源的波动，如图4所示。

图4红外发射管驱动电路

如图4，D1为ST168的发射管部分，DZ为的稳压管，故通过发射管的电流为

，

为稳压管电压，

为三极管b、e极压降。

取

，

，

，故

，小于ST168发射管的最大电流50mA，可使红外光源的光强稳定，减小背景噪声。

4.2红外接收管电路

红外接收管实现了光—电信号的转换，电路如图5所示。

图5红外接收电路

由于光电三极管为电流型器件，故接收电路采用图5中这种简单的电流—电压转换电路，注意R2的取值一定要恰当，过大会使电路工作非线性，过小则检测到的信号幅值过小，这里取

。

将传感器ST168、红外发射电路、接收电路以及相应的机械夹持装置制作成光电探头，而将系统的其他部分设计在另一块电路板上，这样更容易使用且便于扩展。

但由于接收电路输出的电压幅值很小，很容易受到空间电磁辐射的干扰，故探头和电路板之间应采用屏蔽线相连接。

4.3信号调理电路

此部分电路的功能是抑制信号中的直流分量和高频噪声，并实现小信号放大。

由生活常识可知，正常人的心率范围为60至200，换成频率即1Hz至3.4Hz，也就是有用信号的通频带。

对于此频带以外的信号，均为噪声，要将其抑制。

对于低频噪声，主要是信号中的直流分量，而高频噪声则有热噪声、电流噪声（在低频电路中比较明显）、50Hz工频干扰等。

电路如图6、图7所示。

图6“虚地”电路

图7信号调理电路

图6为信号调理电路提供了“虚拟地”——4.5V，使得运算放大器工作在双电源模式下，具有更好的线性度，也能更好地抑制直流分量，实现交流放大。

图6中采用低成本的通用型运放uA741，该运放在低频的性能非常优良。

C1、C20的作用是提高“虚拟地”的稳定性。

图7为信号调理电路，使用的运算放大器为LM324，LM324为四路运放，此电路中为前三路。

图中可知，信号输入以及前后级运放电路的耦合均采用交流耦合，如C2、R3所示，可计算出电路的下限频率为

，通过此设计来抑制信号中的直流分量以及运放的失调电压引起的直流偏置（实测发现在较大增益时，LM324的输出的直流偏置较大）。

低通滤波采用最基本的RC滤波器，如R5和C3、R11和C5，电路的上限频率

。

此电路实现了1600倍的放大，而且可以通过改变电阻阻值来调节增益，具有很好的灵活性。

4.4模拟—数字信号转换电路

单片机只能对数字脉冲信号进行计数，故需要将模拟的心率信号转换为脉冲信号，电路如图8所示。

图8模拟—数字信号转换电路

运放LM324的第四路及R12、R13组成了施密特触发器电路。

可知施密特触发器的下门限电压为

，上门限电压为

。

通过施密特触发器后，模拟信号变为9V的脉冲电压信号，但此信号电平过高，是无法直接连入单片机的，故通过Q5组成的三极管反相器电路完成电平转换，这样接到P1.0管脚的数字信号电平就为3.3V了。

4.5电源电路

本系统要实现三级电源供电，即运算放大器的+9V供电，数码管的+5V供电，以及单片机最小系统的+3.3V供电，电源部分的电路如图9所示。

图9电源电路

电源适配器输入为+9V；LM7805是三端线性集成稳压电路，能稳定输出+5V，小于1A的电流；AMS1117_3.3V芯片是低压差三端集成稳压器，能稳定输出3.3V，小于1A的电流。

图中C17、C18为电源去耦电容，在绘制PCB的时候将其放置在运放uA741和LM324的电源脚附近，用来使运放的供电电压更稳定。

4.6单片机最小系统

系统采用的单片机为SiliconLabs公司的C8051F310系列。

C8051F单片机采用的是经典的8051单片机内核，但其机器周期和时钟周期是相等的（8051单片机的机器周期为时钟周期的12倍），故运算速度更快；此外，C8051F单片机的内部程序存储器和数据存储器也大大扩充了，外设功能也更强大了，是一款性价比非常高的单片机。

单片机最小系统如图10所示，K1为复位按键，P1为JTAG烧写口，其他的外围电路非常简单，均参考datasheet中的电路而设计。

图10单片机最小系统

4.7人机交互部分

人机交互部由输入按键、数码管、LED指示灯、蜂鸣器组成，如图11所示。

图中，锁存器74HC573的作用是为四位八段共阴极数码管提供较大的驱动电流，三极管Q0—Q3作为开关来控制数码管中每一位的显示与否；蜂鸣器采用三极管集电极驱动方式。

图11人机交互部分电路

5软件设计

软件部分完成心率信号的计数、显示、报警、模式切换等作用。

输入到单片机引脚的是数字脉冲信号，计数采用中断计数方式（即在数字脉冲信号的下降沿进入中断，将心率值加1）。

同时为了避免手指的机械抖动对测试结果带来影响，若检测到一个非常短的脉冲（远远小于人的心脏收缩与舒张周期），即将此脉冲信号丢弃。

系统有两种工作模式，计数模式和实时测量模式。

计数模式下，当开始键按下后，单片机对心率计数并显示当前总的数值，直到计数的时间达到一分钟时停止。

实时测量模式下，单片机记录相邻两次中断的时间，并对最近十次中断间隔时间取平均值，再通过此平均值计算出人体的实时心率，并显示出来。

实时测量模式反映了心率的变化过程，应用价值更大。

此外，系统通过软件控制和蜂鸣器实现了报警功能。

在实时测量模式下，当测得的实时心率大于180次/分时，便视为不正常，单片机控制蜂鸣器发声，完成报警功能。

程序在KeilC环境下完成编译，在编写程序时，特别要注意的是：

C8051F310单片机的机器周期和时钟周期是相等的，故在给脉冲计时的时侯，用定时器产生一个5ms的基准时间，单片机采用11.0592M的外部晶振，故定时器的初值为：

T=62256-5000/（1/11.0592）=6960，故TH0=27，TL0=48。

软件部分很好地兼顾了系统的各种外设资源，程序流程图见附录，在此不再赘述。

6测试报告

测试的重点是模拟电路部分，即光电探头、信号调理电路以及软件部分。

图12为光电探头探测到的心率信号,从图中可以看出，此信号含有较大的噪声，而且有较大的直流分量。

此外，信号的峰峰值小于100mV，需要后级电路进行放大、滤波处理。

图12探头探测到的心率信号

图13为一级放大滤波后的信号波形。

可以看出，信号幅值得到了放大，峰峰值达到了2V，而且信号平滑，高频噪声得到了明显抑制，起到了较好的滤波效果。

图13一级放大滤波后的波形

图14为经过模拟—数字转换后，输入到单片机的信号。

模拟信号成功地转化为了同频率的数字脉冲信号，而且数字脉冲的高电平为3.3V左右，说明4.3中一个简单的三极管开关电路就能成功完成电平转换功能。

图14输入到单片机的信号

图15为整个系统的照片。

探头与PCB板分开，提高了测试的稳定性。

关于软件部分，测试结果表明，系统成功实现了心率测试的两种模式（计数模式和实时测量模式），操作友好方便，程序基本上无BUG。

图15系统照片

7结论

本系统经过电路原理图设计、PCB绘制、PCB加工、元件安装、软件调试几个工序之后，成功完成了题目中要求的全部指标，且实现了低成本的预期目标。

总之，系统完成较好。

此光电心率测试仪仍然有一些缺点，即测量出的心率比实际值偏高。

这是因为，反射式光电传感器对位置的要求比较高，当被测量的手指有一些抖动时，便会导致接收管收到的光强信号发生突变，故偶尔会将手指的抖动信号当作心率进行计数，故测得的心率值比实际值偏高。

为了解决这个问题，在硬件部分，要注重光电探头的设计，使手指与探测器的相对位置尽量保持稳定（采用夹持法）；在软件部分，若检测到一个非常短的脉冲（远远小于人的心脏收缩与舒张周期），即将此脉冲信号丢弃，减少测量的误差，提高准确度。

8心得体会

在此次光电系统课程设计中，我负责的是硬件电路的设计以及PCB的绘制，以及最后的电路板的调试。

从中，我巩固了以前学习的电子技术知识，学会了PCB的绘制方法，提高了系统设计的能力，同时也锻炼了团队合作能力，体会到了团队合作的重要性。

在设计电路时，最大的难点是如何选择方案。

通过查阅各种文献资料以及个人的深入思考后，我提出了一系列方案来完成心率的测量。

在不容易选择方案时，我就以“最少数量的芯片、最低的成本”为指导思想，敲定方案。

此外，在设计信号调理电路之前，我先用通用板搭了一个简单的信号采集电路，在了解信号的具体特点后再设计电路。

同时用电路仿真工具pSpice进行仿真后，才最终确定了信号调理电路的方案，这一切都是在“摸索中”前进着。

绘制PCB时，我先把一些器件买回来，然后根据器件的实际大小选择封装以及绘制封装，这样可以减小出错的概率。

但是最后还是出现了错误：

AMS1117的引脚对应出错，焊接的时候不得不采用飞线；

蜂鸣器的封装画小了，最终不得不引线出去焊接；

安装孔画小了，无法安装。

绘制PCB我的心得体会是：

一定要心思缜密，不能忽视任何一个元件，同时元件封装一定能够要与实际情况对应，不能凭空猜想。

调试电路是个细活儿，首先要保】证测试条件良好：

示波器的探头线不能引入工频干扰，信号源要先测试好，电源要先用万用表测试过，等等。

然后在调试的时候，要一级级地来调试，有问题时先判断是不是因为没接好，再去找其他原因。

最后，谈谈我对与测试时候出现的一个问题的看法：

实测的心率比实际情况偏高。

除了结论中提到的原因外，在测试结束后，我想到了另一个问题：

图13中可以看出，正常的心率信号的旁边还有一个较小的“旁瓣”，而放大电路的增益是根据选择方案时搭建的信号采集电路来确定的。

当时我测得的心率信号只有10mV左右，故给放大电路设计了1000倍的增益。

当最后探头做好后，发现采集的信号峰值可以达到100mV，故电路的增益过大，有时将那些较小的“旁瓣”也放大成为了一个数字脉冲，使得计数过多了。

正确的做法应该是修改放大电路中的反馈电阻，减小电路总增益。

最后谈一下我对此课程的一个建议：

希望PCB绘制软件能够与时俱进，采用Protel公司最新版的AltiumDesigner或者Candence，因为Protel99se操作不方便，而且兼容性不好，功能也没有新版的强大。

9参考文献

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高等教育出版社,2006.

[5]　胡乾斌，李光斌，李玲，喻红.单片微型计算机原理与应用（第二版）[M].武汉:

华中科技大学出版社,2006.

[6]　瞿安连.电子电路—分析与设计[M].武汉:

华中科技大学出版社,2010.

10附录

程序流程图

电路原理图

PCB图（所有层）

PCB图（顶层）

PCB图（底层）

PCB图（丝印层）

元器件清单