在临床分析中，心电信号一直扮演着极为重要的角色，而脉搏波信号也越来越受到重视。心电信号和 脉搏波信号都蕴藏有人体丰富的生理信息，它们可以很好地反映出人体内一些子系统的生理状态和病理变 化。其中，心电记录的是心脏跳动的规律性，对心率失常、心肌劳损等判别有举足轻重的作用；而脉搏 波记录的是血流的脉动情况，有助于心血管机能状况的评价和动脉硬化程度的判别。目前，多数的疾病 监测以及对身体机能的评价都需要同时获取心电和脉搏波的数据。例如，对人体生理及心理压力的分析就 需要根据心电信号及脉搏波信号来分析其心率变异性，从而计算其生理及心理压力指数。
但是，目前市面上的仪器基本都是针对某一疾病进行分析，所检测的数据无法共享，无法满足对心电 和脉搏波信号进行进一步研究的需求。为方便研究者对心电信号和脉搏波信号的进一步研究，本文研发了 一套微型心电脉搏波信号检测系统，能同时采集人体的脉搏波信号和心电信号，并能通过 USB 接口把数 据上传到上位机，具有简单，快捷，通用性强等特点，便于对心电和脉搏波信号的后续研究。
一 微型心电脉搏波信号检测系统的总体结构
本文研究的微型心电脉搏波信号检测系统主要由心电传感器、脉搏波传感器、放大滤波模块、电气隔 离电路及数据传输模块组成，如图 1 所示，其中，数据传输模块又由单片机和 USB 转串口桥接器组成。
系统工作时，使用 USB 接口与 PC 机或其他智能终端连接，并通过 USB 接口进行供电。心电信号采 用三导联的心电传感器进行获取，而脉搏波信号则通过指夹式红外血氧探头来获取。测得的心电信号和脉 搏波信号经过放大滤波模块处理，达到理想的强度和精确度后，再经由电气隔离电路传到数据传输模块， 数据传输模块根据上位机传来的指令分别对心电信号和脉搏波信号进行 A/D 模数转换，转换后的数字信号 经过 USB 串口桥接器进行数据格式转换，最后由 USB 接口传回到上位机。
二 微型心电脉搏波信号检测系统的功能实现
为实现同时采集心电信号和脉搏波信号，需要采用具有多路模数（A/D）转换功能的单片机芯片， 把来自心电传感器和脉搏波传感器的两个模拟信号转换为数字信号。为此本系统采用 C8051F352 这种带 A/D 转换器且具有模拟多路选择器的单片机芯片，能对多达 8 路的输入源进行模数转换。
由于单片机自带的 A/D 转换器只有一个，要实现对多路数据的同时转换，需要通过其模拟多路选择器 使其轮流对没路数据进行数据转换。文章接下来将会详细的介绍本系统是如何把心电信号和脉搏波信号通 过放大滤波模块，隔离模块和数据传输模块来传到上位机的。
2.1 放大滤波模块
为使心电和脉搏波信号达到能被单片机的 A/D 转换器精确采样的程度，需要对信号进行放大，同时， 为减少外界的干扰（主要是工频干扰）需要对信号进行滤波。为此，本系统针对心电和脉搏波两种信号的 特征，分别设计了两路放大滤波的电路，两部分电路相互独立，互不干扰。
图 2 为放大滤波模块的核心电路部分，其中（a）为心电信号部分的处理电路,（b）为脉搏波信号的处 理电路。前置放大电路是心电处理部分才有的电路，使用 AD627 芯片实现差模放大，在 200Hz 频率范围 内其共模抑制比可保持在 85dB 以上的较高水平，有效抑制线路噪声与谐波。而后面的高通滤波器、一阶 低通滤波器和巴特沃斯二阶低通滤波器，是心电和脉搏波两部分电路均有的。其中，高通滤波器的截至频 率由 CA7 和 RA8 的值控制；一阶低通滤波器的放大倍数由 RA12 与 RA9 的比值决定，其截至频率由 RA12 和 CA12 的值控制；巴特沃斯二阶低通滤波器的放大倍数由 RA10 与 RA15 的比值决定，其截至频率由 RA2、 RA3、CA3 和 CA9 的值控制。
2.2 隔离模块
经过放大滤波后的心电和脉搏波信号通过隔离电路与数据传输模块连接，实现两部分电气隔离。隔离 电路使用 HCNR201 光耦隔离器，图 3 是其器件连接图。单一的 HCNR201 光耦隔离器实现的是电流的 隔离，而我们要实现的是电压隔离。因此，需要在光耦的输入输出端加入放大器等辅助电路，实现了电压 电流及电流电压的转换，完成电压隔离。
2.3 数据传输模块
经过光耦隔离后的心电和脉搏波信号需要通过模数转换后再传向上位机。考虑到需要传输的数据量并 不多，假设心电信号和脉搏波信号的采样率均为 400HZ，每个数据大小为 1 个 byte（=8 个 bit），则每秒要 传送的数据量为 400*2*8=6400bit，因此采用简单的 UART 串口进行传输即可（串口的最高传输速度为 115200bps），而无需采用像 USB 那样的高速传输方式，从而降低成本。同时，为保证采样率要达到 400*2Hz以上，A/D 转换器的转换速度要达到 800Hz 以上。因此，本系统采用 C8051F352 这种具有多路 A/D 转换 通道及 UART 串口传输功能的芯片作为核心单片机，在保证性能最佳的情况下，其 A/D 转换器速率可达 960Hz。另外，考虑到 USB 接口为目前最常用的接口，本系统采用 CP2102 这种 USB 桥接芯片[11]把 UART 数据转成 USB 数据，再经 USB 接口传回上位机。上位机通过安装与 CP2102 配对的驱动程序，即可把 USB 口变成串口（下面简称 USB 串口）使用，在上位机上实现串口通讯。图 4 为 CP210X 系列的电路示例框图。
整个数据传输的流程如图 5 所示。首先，当仪器通过 USB 上电后，心电和脉搏波传感器开始工作， 得到的心电和脉搏波信号经过放大滤波电路和电气隔离电路分别传到 C8051F352 单片机的 A/D 转换器的 两个通道接口上。这时，A/D 转换器并没有开始工作，因此并无数据上传给上位机。当上位机通过 USB 串口发送指令后， CP2102 桥接器把 USB 的指令数据转换成 UART 串口数据，从而传到 C8051F352 单片 机的 UART 模块，C8051F352 单片机收到指令后，配置并启动 A/D 转换器，才实现心电和脉搏信号的模数 转换。转换后的数据再经由 UART 接口传回 CP2102 桥接器，桥接器把 UART 数据转成 USB 数据传给上 位机，从而实现整个系统的数据控制传输。
三 微型心电脉搏波信号检测系统的实测结果
如图 6 所示，（a）为本系统的核心硬件电路，其大小约 5cm×3cm ，具有微型化的特点，方便携带； （b）为心电脉搏波传感器与核心电路的连接图；（c）为本系统对心电信号和脉搏波信号的实测结果，可 以看到本系统能同时把心电及脉搏波信号传给上位机，同时可通过上位机程序设置其采样率、放大倍数等 参数，并能把测得的数据进行保存，以方便后续的处理。
四 结论
本文主要研究了一套微型心电脉搏波信号检测系统，给出了系统的整体框图及系统各个模块的设计方 法。测试结果表明本系统能同时对心电信号和脉搏波信号进行放大滤波等处理，并把这两种信号得到的数 据进行打包，再通过 USB 接口同时把心电和脉搏波两种数据上传到上位机；仪器的供电和数据传输均使 用同一根 USB 线，连接简单；只要有带有 USB 接口的电脑或其他智能终端，就能实现数据连接，通用性 强，便于对心电和脉搏波信号的后续处理；另外，本系统的核心电路部分体积小，只有 5cm×3cm，方便携 带。然而在对电路系统进行进一步测试后会发现，两路采集电路会存在微小的相互干扰情况，这需要进一 步的完善电路设计来解决。