基于nRF24L01模塊無(wú)線傳輸?shù)娜梭w脈搏紅外探測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì)

羅 簫，奚小東，吳晗平

武漢工程大學(xué)光電信息與能源工程學(xué)院，湖北 武漢 430205

人體脈博在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域有著極高的參考價(jià)值，可以用于中醫(yī)診斷、睡眠監(jiān)測(cè)、心臟病治療、無(wú)創(chuàng)血管功能檢測(cè)等各個(gè)方面［1～3］。由于脈搏信號(hào)微弱，故對(duì)系統(tǒng)的抗干擾和噪聲抑制能力要求較高，設(shè)計(jì)時(shí)需要著重考慮提高探測(cè)系統(tǒng)的分辨率和靈敏度［4］。

目前，探測(cè)人體脈搏信號(hào)使用的傳感器主要有半導(dǎo)體壓力傳感器、超聲波傳感器以及聚偏氟乙烯高分子壓電傳感器等。使用半導(dǎo)體壓力傳感器所構(gòu)成的脈搏探測(cè)系統(tǒng)容易實(shí)現(xiàn)、價(jià)格低廉，但靈敏度不高；超聲波多普勒傳感器對(duì)液體穿透本領(lǐng)強(qiáng)，檢測(cè)精度較高，但對(duì)系統(tǒng)的設(shè)計(jì)要求高，需要單獨(dú)的制冷設(shè)備，不適用于便攜式系統(tǒng)；聚偏氟乙烯高分子壓電傳感器柔韌和加工性比較好、靈敏度高，但只能在有限范圍內(nèi)滿足線性要求，抗干擾能力差［5-7］。通過比較各種傳感器優(yōu)缺點(diǎn)，根據(jù)脈搏引起血管血液濃度（流量）的變化，利用Lam?bert-Beer定律，對(duì)近紅外光吸收量的變化進(jìn)行分析，采用ST188紅外傳感器，結(jié)合光電容積脈搏波描記法（photo-plethysmography，PPG）來提取人體脈搏信息，便攜且操作性強(qiáng)。同時(shí)，通過基于nRF24L01模塊的 WIFI（wireless fidelity）方式實(shí)時(shí)傳輸人體脈搏測(cè)量信號(hào)，可以減少醫(yī)療成本，提高醫(yī)療效率。

1 系統(tǒng)主要技術(shù)要求

脈搏紅外探測(cè)系統(tǒng)功能要求如下：1）對(duì)使用者的脈搏進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)控，以數(shù)字的形式在屏幕上進(jìn)行顯示；2）當(dāng)脈搏信號(hào)超過人體健康范圍會(huì)啟動(dòng)報(bào)警；3）采集到的脈搏信號(hào)通過WIFI方式傳送到其他數(shù)據(jù)終端。

脈搏紅外探測(cè)系統(tǒng)主要技術(shù)指標(biāo)為：

1）脈搏測(cè)量范圍：40 times/min～150 times/min

2）脈搏測(cè)量誤差：±3 times/min

3）工作溫度范圍：－20℃～40℃

4）供電電壓：－5 V～+5 V

2 系統(tǒng)總體構(gòu)成

脈搏紅外探測(cè)系統(tǒng)由ST188紅外傳感器數(shù)據(jù)采集模塊、濾波放大整形電路模塊、A/D轉(zhuǎn)換電路、nRF24L01無(wú)線射頻收發(fā)模塊、主控電路、液晶顯示模塊、鍵盤輸入模塊以及報(bào)警電路模塊組成。系統(tǒng)整體結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。

3 系統(tǒng)工作原理

根據(jù)Lambert-Beer定律，血液濃度正比于其吸收特定波長(zhǎng)光的能力，其表達(dá)式為：

式（1）中，A為吸收比，T為透射比，ε為吸收系數(shù)，c為血液濃度，d為血管直徑。ε、c在一定條件下表征血液的固有性質(zhì)。

系統(tǒng)采用光電容積法測(cè)量血氧飽和度（Pho?to-plethysmography，PPG），當(dāng)紅外光入射人體組織時(shí)，非搏動(dòng)組織如皮膚、肌肉等吸收光強(qiáng)不隨時(shí)間改變；而動(dòng)脈中的血液屬于搏動(dòng)組織，其容積隨心臟的舒張和收縮而發(fā)生周期性變化，這種變化會(huì)引起血液濃度的改變。根據(jù)Lambert-Beer定律，由于血液濃度的改變會(huì)造成血液透射率或反射率隨脈搏周期性變化，從而改變透射或反射光強(qiáng)，因此紅外傳感器可以檢測(cè)到光強(qiáng)隨脈搏變化的透射或反射光［8］。光電容積法如圖2所示，圖中IAC和IDC分別表示是信號(hào)的交流成分和直流成分，Imax和Imin分別是脈搏信號(hào)電流最大值和最小值。

因?yàn)槿梭w狀態(tài)分為靜態(tài)和動(dòng)態(tài)，所以需要分別進(jìn)行靜態(tài)和動(dòng)態(tài)信號(hào)處理［9］。在提取脈搏信號(hào)之前，首先要通過加速度采集器進(jìn)行處理，對(duì)當(dāng)前信號(hào)進(jìn)行判斷以確定人體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)，然后用A/D轉(zhuǎn)換電路和帶通濾波器濾除噪聲信號(hào)［10］。當(dāng)判斷為靜態(tài)時(shí)，執(zhí)行滑動(dòng)平均濾波算法；當(dāng)判斷為動(dòng)態(tài)時(shí)，則執(zhí)行自適應(yīng)濾波算法處理。對(duì)脈搏個(gè)數(shù)進(jìn)行計(jì)數(shù)。設(shè)K個(gè)連續(xù)脈搏跳動(dòng)的時(shí)間為t（s），則在一分鐘內(nèi)脈搏值n（times/min）為：

用脈搏信號(hào)作為主控電路中STC89C51芯片的定時(shí)/計(jì)數(shù)器的觸發(fā)控制信號(hào)，定時(shí)器每1 ms產(chǎn)生一次中斷，計(jì)數(shù)器對(duì)K個(gè)連續(xù)脈搏內(nèi)的中斷進(jìn)行計(jì)數(shù)，數(shù)值為N，于是有：

圖1 系統(tǒng)整體方框圖Fig.1 Block diagram of overall system

圖2 光電容積法示意圖：（a）入射光，（b）出射光Fig.2 Schematic diagram of Photo-Plethysmograph：（a）incident light，（b）emergent light

4 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

系統(tǒng)硬件部分由紅外傳感器數(shù)據(jù)采集模塊、濾波放大整形模塊、無(wú)線收發(fā)模塊、主控模塊、液晶顯示模塊、報(bào)警電路模塊組成。

4.1 紅外傳感器及數(shù)據(jù)采集設(shè)計(jì)

選用ST188紅外傳感器，該型紅外傳感器由近紅外發(fā)射（發(fā)光二極管）和近紅外接收與光電轉(zhuǎn)換（光敏三極管）兩部分一體化構(gòu)成，其實(shí)物結(jié)構(gòu)如圖3所示。A、K之間是發(fā)光二極管，C、E之間是光敏三極管，均正接。

ST188紅外傳感器的發(fā)射管的靜態(tài)電流為20 mA，典型壓降為1.25 V，發(fā)射管需要串聯(lián)電阻，計(jì)算得 R4=(5-1.25)/0.02=187.5 Ω，實(shí)際只要阻值大于該計(jì)算值即可，這里選取的電阻阻值為470 Ω，此時(shí)可以保證發(fā)射管靜態(tài)電流小于20 mA，A端上拉一個(gè)電阻接+5 V電源供電，C端接濾波電路，K、E口接地。

圖3 ST188實(shí)物圖Fig.3 Physical map of ST188

4.2 濾波放大整形電路設(shè)計(jì)

紅外傳感器探測(cè)到的人體脈搏信號(hào)非常微弱，并且混有多種干擾，如工頻干擾、基線漂移、電磁干擾、環(huán)境光干擾以及人體的運(yùn)動(dòng)干擾等［11］，因此要獲得高質(zhì)量的脈搏信號(hào)，在根據(jù)不同運(yùn)動(dòng)狀態(tài)選擇不同算法之前，還需要對(duì)該信號(hào)進(jìn)行濾波、放大和整形，以便后續(xù)主控電路進(jìn)行分析與處理［12-15］。濾波放大整形電路如圖4所示。

ST188探測(cè)到人體脈搏信號(hào)后，先經(jīng)過一個(gè)帶通濾波，由于系統(tǒng)要求測(cè)量范圍是40 times/min～150 times/min，故需要設(shè)計(jì)一個(gè)頻率范圍為0.7 Hz～2.5 Hz的帶通濾波電路。根據(jù)設(shè)計(jì)要求，帶通濾波電路是由一個(gè)高通濾波電路和兩級(jí)相同的低通濾波電路串聯(lián)而成。單級(jí)低頻截止頻率 fL和多級(jí)低頻截止頻率 fmLC有以下關(guān)系：

經(jīng)過帶通濾波電路之后的脈搏信號(hào)還是不規(guī)則的微弱脈沖信號(hào)，故采用雙集成運(yùn)放LM358對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大和整形。LM358內(nèi)部包括兩個(gè)獨(dú)立、高增益、內(nèi)部頻率補(bǔ)償?shù)碾p運(yùn)算放大器來對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大。整形電路是由LM358集成運(yùn)放構(gòu)成的電壓比較器，當(dāng)反相輸入端信號(hào)大于3.7 V，輸出一個(gè)低電平0 V，小于3.7 V則輸出高電平5 V，故在輸出端可將不規(guī)則的脈搏信號(hào)整形為方波信號(hào)。另外為了能直觀地顯示脈搏跳動(dòng)的情況，在LM358的輸出端還接入了一個(gè)發(fā)光二極管，它會(huì)隨著脈搏跳動(dòng)的頻率而同步閃爍。

圖4 濾波放大整形電路圖Fig.4 Circuit diagram of filtering amplifying and shaping

4.3 無(wú)線收發(fā)模塊設(shè)計(jì)

為實(shí)現(xiàn)主控電路的測(cè)量處理數(shù)據(jù)通過WIFI方式進(jìn)行無(wú)線實(shí)時(shí)傳輸，選用nRF24L01模塊。該模塊通過SPI接口完成輸出功率頻道選擇和協(xié)議的設(shè)置，并完成無(wú)線數(shù)據(jù)傳送工作。

nRF24L01模塊耗電量極低，在發(fā)射功率為0 dBm時(shí)，發(fā)射模式和接收模式的電流消耗為分別為11.3 mA和12.3 mA，掉電模式和待機(jī)模式下電流消耗更低。同時(shí)封裝體積小，故可以提高系統(tǒng)的便攜性。圖5為nRF24L01模塊外接電路原理圖。

nRF24L01模塊外接電路需連接AMS1117串聯(lián)系列穩(wěn)壓器。AMS1117的供電電源為3.3V，負(fù)載電壓隨著負(fù)載電阻的減小而降低，并且最大不超過1.3 V，電流可通過微調(diào)AMS1117的參考電壓進(jìn)行限制。

4.4 主控電路設(shè)計(jì)

主控電路由主控芯片、時(shí)鐘電路（晶振電路）、復(fù)位電路組成。主控芯片采用STC89C51芯片，復(fù)位可通過上電復(fù)位和手動(dòng)復(fù)位，上電復(fù)位是通過高電平使芯片復(fù)位后開始工作，可以由系統(tǒng)自動(dòng)完成。當(dāng)程序運(yùn)行遇到死機(jī)或者死循環(huán)等情況，按手動(dòng)復(fù)位鍵可使系統(tǒng)重啟。晶振電路作用是給芯片提供工作脈沖，這個(gè)脈沖頻率決定了芯片的工作速度。

圖5 nRF24L01模塊外接電路圖Fig.5 External circuit diagram of nRF24L01 module

4.5 液晶顯示模塊設(shè)計(jì)

液晶顯示模塊選用的是LCD1602液晶顯示器，顯示器的EN、R/W、RS接口分別接STC89C51芯片的P1.2、P1.1、P1.0。其中EN作為片選信號(hào)接口，在下降沿觸發(fā)。R/W是讀寫信號(hào)接口，RS是寄存器選擇信號(hào)接口。

5 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

開機(jī)后，系統(tǒng)首先進(jìn)行初始化，由紅外傳感器采集脈搏信號(hào)，根據(jù)加速度信號(hào)判斷運(yùn)動(dòng)狀態(tài)后，選擇不同狀態(tài)對(duì)應(yīng)的算法對(duì)信號(hào)進(jìn)行處理，將處理后的信號(hào)送到主控電路中的芯片計(jì)算脈搏值，最后通過nRF24L01模塊進(jìn)行實(shí)時(shí)傳輸。同時(shí)可以通過鍵盤對(duì)芯片設(shè)置報(bào)警上下限，當(dāng)超過安全值進(jìn)行報(bào)警，并且在顯示屏上進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示，實(shí)現(xiàn)在WIFI方式下人體脈搏實(shí)時(shí)傳輸和監(jiān)測(cè)的功能。系統(tǒng)主程序流程圖如圖6所示。

圖6 主程序流程圖Fig.6 Flowchart of main program

圖7為PPG信號(hào)處理算法程序流程圖。由于人體的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)會(huì)影響脈搏探測(cè)精度，故在對(duì)脈搏信號(hào)處理前，用加速度傳感器采集加速度信號(hào)，通過分析人體加速度信號(hào)，判斷被監(jiān)測(cè)者所處的狀態(tài)。當(dāng)判斷為動(dòng)態(tài)時(shí)，采用最小均方值（least mean square，LMS）自適應(yīng)濾波算法，然后經(jīng)過短時(shí)傅里葉變換；當(dāng)判斷為靜態(tài)時(shí)，采用滑動(dòng)平均濾波算法。

圖7 PPG信號(hào)處理算法程序流程圖Fig.7 Flowchart of PPG signal processing algorithm

6 結(jié)果與討論

用聽診器測(cè)量脈搏數(shù)作為參考真值，在相同環(huán)境條件下，任意選取聽診器狀態(tài)5個(gè)測(cè)量值，針對(duì)每個(gè)狀態(tài)測(cè)量值，同時(shí)用該系統(tǒng)隨機(jī)實(shí)測(cè)5次，記錄數(shù)據(jù)如表1所示。

表1 脈搏測(cè)量結(jié)果Tab.1 Result of pulse measurement times/min

通過系統(tǒng)對(duì)模擬波形測(cè)試，波形頻率在40 Hz～150 Hz范圍內(nèi)，系統(tǒng)測(cè)量范圍和誤差可以達(dá)到醫(yī)用脈搏測(cè)量要求。經(jīng)過高、低溫環(huán)境適應(yīng)性設(shè)計(jì)和器件選型，可確保系統(tǒng)能適應(yīng)-20℃～40℃溫度變化范圍，在人體處于極端條件下也能實(shí)現(xiàn)精準(zhǔn)探測(cè)。當(dāng)超過安全范圍可以進(jìn)行報(bào)警，并且通過WIFI方式可對(duì)人體的健康狀況進(jìn)行遠(yuǎn)程實(shí)時(shí)監(jiān)控。

7 結(jié) 語(yǔ)

針對(duì)人體脈搏信號(hào)的特點(diǎn)和遠(yuǎn)程監(jiān)控的需要，對(duì)通過WIFI方式實(shí)時(shí)傳輸數(shù)據(jù)的人體脈搏紅外探測(cè)系統(tǒng)進(jìn)行了深入研究和硬件、軟件具體設(shè)計(jì)。分析了PPG方法，探測(cè)系統(tǒng)在靜態(tài)和動(dòng)態(tài)情況下采取不同算法，提高了系統(tǒng)精度。靜態(tài)時(shí)采用滑動(dòng)平均濾波算法、動(dòng)態(tài)時(shí)采用LMS自適應(yīng)濾波算法和短時(shí)傅里葉變換算法，并且實(shí)現(xiàn)了WIFI聯(lián)網(wǎng)實(shí)時(shí)傳輸。達(dá)到了系統(tǒng)技術(shù)要求，其中：1）脈搏數(shù)測(cè)量誤差小于每分鐘3次；2）超過人體脈搏安全范圍可以啟動(dòng)報(bào)警；3）通過nRF24L01實(shí)現(xiàn)了遠(yuǎn)程實(shí)時(shí)顯示。與傳統(tǒng)的脈搏計(jì)相比，提出了PPG方法，探測(cè)系統(tǒng)在靜態(tài)和動(dòng)態(tài)情況下采取不同算法，提高了系統(tǒng)精度。同時(shí)實(shí)現(xiàn)了WIFI實(shí)時(shí)聯(lián)網(wǎng)傳輸功能，彌補(bǔ)了目前聽診器不能聯(lián)網(wǎng)實(shí)時(shí)監(jiān)控與記錄的不足。隨著5G時(shí)代的到來，該系統(tǒng)可以進(jìn)一步優(yōu)化，比如可考慮外加5G模塊以及運(yùn)用FPGA、ARM等處理器來提升系統(tǒng)的通信性能，進(jìn)一步提高系統(tǒng)的穩(wěn)定性和運(yùn)算處理速度，這對(duì)遠(yuǎn)程現(xiàn)代醫(yī)療診斷的信息化具有重要意義。