摘 要：介紹了一種的由取樣電路、放大整形電路、計數顯示電路、電源電路四部分組成的新型心率計的設計方法。采用高集成度、高性能、低功耗、高頻高速的集成芯片實現計數譯碼模塊。具有時基信號頻率穩定，設置合理，計數器清零及時，瞬時心率周期內準確計數等優點。測量范圍為0～199次/min，兩位半數字顯示測量值。
關鍵詞： 瞬時心率； 數字方法； 快速； 兩位半顯示
心跳速率是了解人體健康狀況的重要參數之一，實時準確顯示心率在生物醫學以及體育運動方面都有廣泛的應用。
目前使用的心率計其測量范圍幾乎都是每分鐘幾十至兩百多次。本文介紹一種新型數字心率計的設計，其測量范圍為0～199次/min，并作兩位半數字顯示，所顯示心率值是前一次心跳的速率（每心跳一次心率顯示更新一次）。本心率計能快速測量出人體瞬時心率值，對于極低的心率依然能夠準確測量出來。
1 測量方法
設兩次心跳間隔時間為T秒，則瞬時心率（Instantaneous Heart Rate）可表示為：
IHR=60/T （次/min）
即先測量兩相鄰R波之間的時間T秒（即瞬時心率周期），再將這個心率周期轉換為每分鐘的心跳次數。
如果用頻率為f的時鐘脈沖作為測量時間基準信號，在T秒時間內對時鐘脈沖計數，并設計數值為N，則T=N/f，故瞬時心率的計算公式又可表示為：
IHR=60f/N （次/min）
只要算出脈沖數，即可根據上式求出瞬時心率[1]。
2 電路組成及工作原理
2.1 電路組成方框圖
心率計電路基本組成框圖如圖1所示。
通過取樣電路獲得微弱的人體心電信號（約0.5mV～3 mV），通過具有低通濾波特性的放大器將心電信號放大到2V左右，并將心電信號含有的音頻干擾濾除。整形電路先由比較器將脈搏波變換為方波，再通過單穩態觸發器把不規則的方波整形成為寬度相同，并且小于一個時鐘周期的“干凈”的矩形脈沖。石英晶體多諧振蕩器產生頻率穩定的時鐘脈沖作為時基信號。計數器在心率周期T秒時間內對輸入的時鐘脈沖個數進行計數，經過譯碼存儲電路即可得到瞬時心率值的BCD碼，再經過鎖存驅動電路送至顯示電路進行顯示。利用心電信號經過放大整形得到的矩形窄脈沖作為鎖存器的鎖存使能信號，并經過延遲后作為計數器的清零信號，這保證了計數器在瞬時心率周期內進行計數，且鎖存顯示的是前一次心跳的速率。
2.2 各模塊的電路及工作原理
2.2.1 取樣傳感器
取樣電路采用抗腐蝕的陶瓷壓力傳感器CPS182?？垢g的陶瓷壓力傳感器沒有液體的傳遞，壓力直接作用在陶瓷膜片的前表面，使膜片產生微小的形變，厚膜電阻印刷在陶瓷膜片的背面，連接成一個惠通斯電橋。由于壓敏電阻的壓阻效應，使電橋產生一個與壓力成正比、與激勵電壓成正比的高度線性度電壓信號。通過激光標定，該傳感器具有很高的溫度穩定性和時間穩定性。
2.2.2 放大整形電路
放大器由第一級放大器A1、第二級放大器A2和RC低通濾波器組成，如圖2所示。對這部分電路的設計要求有：(1)輸入阻抗高，輸出阻抗低；(2)放大倍數足夠大；(3)低頻響應好；(4)溫度漂移小；(5)抗干擾能力強[2]。
電阻R1與電容C1、電阻R3與電容C2構成低通濾波器，將脈搏波中的音頻噪聲濾去。R1 、R3取阻值為2 kΩ，C1，C2容量根據實際測量值而定。第一級運放A1采用差動比例放大電路（因前面為電橋電路），第二級運放A2采用電壓串聯負反饋，提高了放大倍數的穩定性，且運放級輸入電阻較大，輸出電阻較小。第一級電壓放大倍數為：
顯然,上式忽略了電容C1的影響。實際上，總電壓放大倍數A<1020倍,且心跳頻率不同,A也不同。
放大器輸出的心電信號還不能直接用于心率測量，必須經過整形電路變換成脈沖信號。整形電路如圖3所示。本設計的整形電路先通過比較器把脈搏波變成方波，再通過R10與C6進行微分后觸發555組成的單穩電路把方波整形成寬度也相等的窄脈沖，以作為鎖存使能信號和計數器延時清零信號。
2.2.3 計數譯碼顯示電路
本設計的計數譯碼顯示電路如圖4所示。采用12位二進制計數器74HC4040與4位二進制計數器74LS163級聯構成16位二進制計數器。其計數值在0～65 535之間，所計得的二進制數作為EPROM uPD24C1024D的地址碼，該地址單元存儲的數據為相應瞬時心率值的BCD碼。EPROM輸出的數據送到3片具有鎖存驅動功能的芯片CC4511以驅動用于顯示個位、十位、百位的LED顯示器[3]。
假設心率為150次/min，那么計數器在一個周期T內,可以計數得到脈沖數N=60×1 000/150=400(個)，化為十六進制數為190，即在EPROM的190地址單元中填上心率值150的個位、十位、百位數，亦即D8為1；D7、D6、D5、D4分別為0、1、0、1；D3、D2、D1、D0均為0。如果心率為80次/min，則計數器在一個周期內計得的脈沖數為N=60×1 000/80=750(個)，用十六進制數表示為2EE，即在EPROM的2EE的地址單元中填上心率值80的個位、十位、百位數，亦即D8為0；D7、D6、D5、D4分別為1、0、0、0；D3、D2、D1、D0均為0。如果心率為10次/min，則計數器在一個周期內計得的脈沖數為N=60×1 000/10=6 000(個)，用十六進制數表示為1 770，即在EPROM的1 770的地址單元中填上心率值10的個位、十位、百位數，亦即D8為0；D7、D6、D5、D4分別為0、0、0、1；D3、D2、D1、D0均為0。依此編碼。由于實際計數值與理論值存在差異，一定范圍數內的N值可以表示同一心率值，因此EPROM的多個地址單元可能存放同一個心率數值，且心率越低所對應地址個數越多。
2.2.4 電源電路
電源電路部分采用常規方法設計[3]，220V交流電經過整流、濾波、穩幅，輸出穩定的直流電壓，向各部分電路供電。適當設置變壓器原副線圈的匝數比，使電源電路能提供+15V、+5V的直流電壓。電路圖如圖5所示。
EPBOM輸出的數據反映瞬時心率值，經過鎖存后再進行顯示，鎖存使能信號取自555輸出的心電信號窄脈沖，當脈沖上升沿到來時，鎖存器鎖存當前數值。心電信號窄脈沖經過74LS04非門延遲（約50 ns）后作為計數器的清零信號，清零后計數器重新開始計算下一心率周期內輸入的脈沖個數。延遲電路確保在計數器清零之前，鎖存器CC4511有足夠的鎖存時間。因此，保證了計數器在瞬時心率周期內進行計數，且鎖存顯示的是前一次心跳的速率。
由瞬時心率計算公式：IHR=60f /N（次/min）可知，當周期計數值N較小時，N變化一個單位（增大或減小1）對應的瞬時心率值變化比較大。顯然，低心率處的分辨率較好，高心率處的分辨率較差。而在實際心率測量中，人們習慣1跳/min的分辨率，更高的分辨率沒有必要。因此，綜合考慮分辨率要求以及EPROM的地址范圍（0～65 535），本設計采用頻率f=1000 Hz的高穩定度的時鐘脈沖作為時基信號。時鐘脈沖頻率的穩定度，直接決定著計時的精度，本設計的時鐘電路選用振蕩頻率穩定度很高的石英晶體多諧振蕩器。調節電容C4的容值，使晶振時鐘頻率穩定在f=1000 Hz。
由瞬時心率計算公式IHR=60f/N （次/min）可得
N = 6 0 f /IHR=60×1000/IHR
因此，瞬時心率值IHR與計數值N的關系如表1所示[4]。
本設計采用數字方法測量瞬時心率，這種方法的優點是測量精度高，可靠性好，并且使用了高集成度、高性能、低功耗、高頻高速的集成電路，能夠很好地實現對瞬時心率的測量。
參考文獻
[1] 魏慶國,奉華成.基于FPGA的數字式心率計 [J].電子技術應用,2005,31(7):75-77.
[2] 梁延超.電橋傳感式數字心率計 [J].現代醫學儀器與應用，1995,7(3):14-19.
[3] 王新賢.通用集成電路速查手冊（第二版） [M]. 濟南:山東科學技術出版社,2002.
[4] 張玉明.一種高可靠瞬時心率計的設計 [J].醫療設備信息(研究通訊),1995,(5):5-7.