基于單片機的便攜式心率測試儀的設計畢業(yè)設計

1、本科學生畢業(yè)設計 基于單片機的便攜式心率測試儀的設計 the graduation design for bachelors degree portable heart rate measuring instrument based on mcu candidate： specialty： class： supervisor：lecturer li jing heilongjiang institute of technology 2012-06harbin 畢業(yè)設計（論文）原創(chuàng)性聲明和使用授權說明畢業(yè)設計（論文）原創(chuàng)性聲明和使用授權說明 原創(chuàng)性聲明原創(chuàng)性聲明 本人鄭重承諾：所呈交的畢業(yè)設計（

2、論文） ，是我個人在指導教師的 指導下進行的研究工作及取得的成果。盡我所知，除文中特別加以標注 和致謝的地方外，不包含其他人或組織已經(jīng)發(fā)表或公布過的研究成果， 也不包含我為獲得 及其它教育機構的學位或學歷而使用過的 材料。對本研究提供過幫助和做出過貢獻的個人或集體，均已在文中作 了明確的說明并表示了謝意。 作 者 簽 名： 日 期： 指導教師簽名： 日期： 使用授權說明使用授權說明 本人完全了解 大學關于收集、保存、使用畢業(yè)設計（論文） 的規(guī)定，即：按照學校要求提交畢業(yè)設計（論文）的印刷本和電子版本； 學校有權保存畢業(yè)設計（論文）的印刷本和電子版，并提供目錄檢索與 閱覽服務；學?？梢圆捎糜坝?、

3、縮印、數(shù)字化或其它復制手段保存論文； 在不以贏利為目的前提下，學?？梢怨颊撐牡牟糠只蛉績?nèi)容。 作者簽名： 日 期： 學位論文原創(chuàng)性聲明學位論文原創(chuàng)性聲明 本人鄭重聲明：所呈交的論文是本人在導師的指導下獨立進行研究所 取得的研究成果。除了文中特別加以標注引用的內(nèi)容外，本論文不包含 任何其他個人或集體已經(jīng)發(fā)表或撰寫的成果作品。對本文的研究做出重 要貢獻的個人和集體，均已在文中以明確方式標明。本人完全意識到本 聲明的法律后果由本人承擔。 作者簽名： 日期： 年 月 日 學位論文版權使用授權書學位論文版權使用授權書 本學位論文作者完全了解學校有關保留、使用學位論文的規(guī)定，同意 學校保留并向國家有關

4、部門或機構送交論文的復印件和電子版，允許論 文被查閱和借閱。本人授權 大學可以將本學位論文的全部 或部分內(nèi)容編入有關數(shù)據(jù)庫進行檢索，可以采用影印、縮印或掃描等復 制手段保存和匯編本學位論文。 涉密論文按學校規(guī)定處理。 作者簽名：日期： 年 月 日 導師簽名： 日期： 年 月 日 注 意 事 項 1.設計（論文）的內(nèi)容包括： 1）封面（按教務處制定的標準封面格式制作） 2）原創(chuàng)性聲明 3）中文摘要（300 字左右） 、關鍵詞 4）外文摘要、關鍵詞 5）目次頁（附件不統(tǒng)一編入） 6）論文主體部分：引言（或緒論） 、正文、結論 7）參考文獻 8）致謝 9）附錄（對論文支持必要時） 2.論文字數(shù)要求：

5、理工類設計（論文）正文字數(shù)不少于 1 萬字（不包括圖紙、程序清單等） ，文科 類論文正文字數(shù)不少于 1.2 萬字。 3.附件包括：任務書、開題報告、外文譯文、譯文原文（復印件） 。 4.文字、圖表要求： 1）文字通順，語言流暢，書寫字跡工整，打印字體及大小符合要求，無錯別字，不準請他 人代寫 2）工程設計類題目的圖紙，要求部分用尺規(guī)繪制，部分用計算機繪制，所有圖紙應符合國 家技術標準規(guī)范。圖表整潔，布局合理，文字注釋必須使用工程字書寫，不準用徒手畫 3）畢業(yè)論文須用 a4 單面打印，論文 50 頁以上的雙面打印 4）圖表應繪制于無格子的頁面上 5）軟件工程類課題應有程序清單，并提供電子文檔 5

6、.裝訂順序 1）設計（論文） 2）附件：按照任務書、開題報告、外文譯文、譯文原文（復印件）次序裝訂 3）其它 摘 要 隨著生物醫(yī)學工程技術的發(fā)展, 醫(yī)學信號測量儀器日新月異。生物醫(yī)學測量與臨 床醫(yī)學和保健醫(yī)療的聯(lián)系日益緊密。通過對人體各種生理信號的檢測，能更好的認識 人體的生命現(xiàn)象。脈象包含豐富的人體健康狀況信息, 脈診技術應客觀化、定量化。 本設計利用光電式傳感器, 設計脈搏信號獲取的方法。本設計主要是基于單片機的便 攜式脈搏測試儀的具體實現(xiàn)方法，利用光電傳感器產(chǎn)生脈沖信號，經(jīng)過放大整形后， 輸入單片機內(nèi)進行相應的控制，從而測量出一分鐘內(nèi)的脈搏跳動次數(shù)，快捷方便。通 過觀測脈搏信號，可以對人

7、體的健康進行檢查，通常被用于保健中心和醫(yī)院。本設計 所設計的基于單片機的便攜式心率測試儀對推進脈診技術客觀化的實現(xiàn)具有積極的促 進作用。 關鍵詞：脈搏；單片機；光電傳感器；脈沖信號；便攜式 abstract with the development of the biomedical engineering technology, the medical signal measuring instrument is changing everyday. biomedical measurement and clinical medicine and health care increasing

8、ly close ties. we could better understand the phenomenon of human. life through various physiological signal detection of the human body. pulse inclusions rich state of the health information, by using optical sensors, with the high development of electronics and computer nowadays, the pulse diagnos

9、ing technology should be objective and quantitive. this text access to the pulse signal design methods. this paper mainly introduces the concrete realization method for digital pulse counter, which uses photoelectric sensors to generate pulse signal. the pulse signal is amplified and regenerated to

10、input into mcu to carry out corresponding control, as a result the pulse number per a minute is measured. the use of the pulse counter is quick and convenient. through observing the pulse signal, human health can be inspected, it is usually used in health care centers and the hospitals. in my design

11、, portable heart rate measuring instrument based on mcu has a positive role in promoting the objective of the pulse technology. key words: pulse；mcu；photoelectric sensor；pulse signal；portable 目 錄 摘要.i abstract.ii 第 1 章 引言.1 1.1 概述.1 1.2 基于單片機的心率測試儀的發(fā)展與應用.2 1.3 本設計的主要內(nèi)容.3 第 2 章 整體方案分析.4 2.1 任務.4 2.2

12、要求.4 2.3 系統(tǒng)的整體方案.4 2.4 方案的對比和論證.4 2.4.1 脈搏檢測傳感器的選擇.4 2.4.2 單片機的選擇.6 2.4.3 顯示部分的選擇.6 2.5 設計時要考慮的問題.7 2.5.1 環(huán)境光對脈搏傳感器測量的影響.7 2.5.2 電磁干擾對脈搏傳感器的影響.7 2.5.3 測量過程中運動噪聲的影響.8 2.6 本章小結.8 第 3 章 硬件電路設計分析.9 3.1 控制器.9 3.1.1 at89s52 .9 3.1.2 at89s52 的特點 .9 3.1.3 at89s52 的結構 .9 3.2 脈搏信號采集.12 3.2.1 光電傳感器的結構及原理.12 3.

13、2.2 信號采集電路.13 3.3 信號放大電路.13 3.4 波形整形電路.15 3.5 單片機處理電路.15 3.6 顯示電路.16 3.7 報警電路.17 3.8 本章小結.17 第 4 章 軟件系統(tǒng).18 4.1 主程序流程.18 4.2 定時器中斷程序流程.19 4.3 int 中斷程序流程.20 4.4 顯示程序流程.20 4.5 蜂鳴器報警流程.21 4.6 本章小結.22 結束語.23 參考文獻.25 致謝.27 附錄.28 附錄 a 整體硬件電路圖.28 附錄 b 程序.29 附錄 c 外文翻譯.35 第 1 章 引 言 1.1 概述 多年來，心率測試儀在心腦血管疾病的研究和

14、診斷方面發(fā)揮出顯著的作用， 它記錄的心臟活動時的生物電信號，已成為臨床診斷的重要依據(jù)。臨床上使用 的心電監(jiān)護儀雖然功能強大，測量精度高，但因為價格高昂，不利于家庭的普 及。就算是在醫(yī)院，護士每天監(jiān)控病人病情而進行的心率測試也是常用手測。 因為正常人的心率和脈搏跳動的次數(shù)是一樣的，所以可以用測量脈搏的方法來 測心率。因此，本設計采用的是設計一種脈搏測試儀測量脈搏數(shù)從而實現(xiàn)心率 的測量的方法。 脈搏測試儀是用來測量一個人脈搏跳動次數(shù)的電子儀器，也是心電圖的主 要組成部分,因此，在現(xiàn)代醫(yī)學上具有重要的作用。目前檢測脈搏的儀器雖然很 多，但是能實現(xiàn)精確測量、精確顯示且計時功能準確等多種功能的便攜式全數(shù)

15、 字脈搏測量裝置很少。隨著人們生活環(huán)境和經(jīng)濟條件的改善，以及文化素質的 提高，其生活方式，保健需求以及疾病種類、治療措施等發(fā)生了明顯的變化。 但在目前，我國的心腦血管疾病仍呈逐年上升趨勢。其發(fā)病率和死亡率均居各 種疾病之首，是人類死亡的主要原因之一。因此，認識、預防及早期發(fā)現(xiàn)這些 疾病是十分必要的。 從脈搏波中提取人體的生理病理信息作為臨床診斷和治療的依據(jù)，歷來都 受到中外醫(yī)學界的重視。幾乎世界上所有的民族都用過摸脈作為診斷疾病的 手段。脈搏波所呈現(xiàn)出的形態(tài)(波形)、強度(波幅)、速率(波速)和節(jié)律(周期) 等方面的綜合信息，在很大程度上反映出人體心血管系統(tǒng)中許多生理病理的血 流特征,因此對脈

16、搏波采集和處理具有很高的醫(yī)學價值和應用前景。 本設計旨在設計出一種以單片機為核心的一種實用型脈搏測量儀。采用脈 搏檢測傳感器對人體的脈搏進行數(shù)據(jù)采集。得到的信號送入進行濾波、放大、 整形等處理之后送入單片機進行處理。單片機將采集到的脈搏數(shù)在數(shù)碼管上實 時顯示出來，同時還設置了脈搏測量儀的上下限報警電路。本設計首先描述本 設計的整體思路，然后介紹各個部分設計中的細節(jié)問題，最后提出一些完善本 設計的改進意見。 本設計所設計的基于單片機的便攜式心率測試儀，系統(tǒng)性能良好，結構簡 單，性價比高，輸出顯示穩(wěn)定，比較適合大眾化。適合家庭進行自我檢測以及 醫(yī)院護士進行每日的臨床記錄。這使我們在家中就可以測試心

17、率從而能檢測是 否患有一些心血管疾病，做到早發(fā)現(xiàn)。 1.2 基于單片機的心率測試儀的發(fā)展與應用 在我國傳統(tǒng)中醫(yī)學的診斷中，“望、聞、問、切”是最基本的四個方面。而 在其中，切，也就是脈診，占有非常重要的地位。通過脈診，醫(yī)生可以對患者 的身體狀況有一個大概的了解，進而對癥下藥。脈搏信號可以直接反應出患者 心臟的部分狀況，我國傳統(tǒng)中醫(yī)學認為，通過脈診可以了解到患者臟腑氣血的 盛衰，可以探測到病因，病位，預測療效等。 鑒于脈診的重要性，人們對于脈搏測量一直非常關注，早在 1860 年 vierordt 創(chuàng)建了第一臺杠桿式脈搏描記儀，國內(nèi) 20 世紀 50 年代初朱顏將脈搏 儀引用到中醫(yī)脈診的客觀化研

18、究方面。此后隨著機械及電子技術的發(fā)展，國內(nèi) 外在研制中醫(yī)脈象儀方面進展很快，尤其是 70 年代中期，國內(nèi)天津、上海、廣 州、江西等地相繼成立了跨學科的脈象研究協(xié)作組，多學科共同合作促使中醫(yī) 脈象研究工作進入了一個新的境界。 隨著科學技術的發(fā)展，脈搏測量技術也越來越先進，對脈搏的測量精度也 越來越高，國內(nèi)外先后研制了不同類型的脈搏測量儀，而其中關鍵是對脈搏傳 感器的研究。而由于脈搏傳感器的不同，現(xiàn)今市場上的脈搏測試儀的脈率采集 主要有三種方法：采用一對紅色發(fā)光二極管實現(xiàn)、采用反射式的紅外管實現(xiàn)和 采用壓電陶瓷芯片實現(xiàn)。近年來國內(nèi)外致力于開發(fā)無創(chuàng)非接觸式的傳感器，這 類傳感器的重要特征是測量的探測

19、部分不侵入機體，不造成機體創(chuàng)傷，能夠自 動消除儀表自身系統(tǒng)的誤差，測量精度高，通常在體外，尤其是在體表間接測 量人體的生理和生化參數(shù)。 脈搏測量儀的發(fā)展主要向以下幾個趨勢： 1、自動測量脈搏并且對所得到的脈搏進行自動分析 目前很多脈搏測量儀都具有檢測血氧等其他的功能，但是對這些信號的分 析和診斷還需要一些有經(jīng)驗的醫(yī)生觀察，進行分析后才能確認結果，浪費大量 的人力，且由人為引入的誤差較大。因此，未來脈搏自動檢測的內(nèi)容將更加詳 細，自動分析診斷功能也更強大。 2、數(shù)字化技術等先進技術的應用 隨著數(shù)字科學技術的發(fā)展，脈搏測量儀集成度將更高，更便于攜帶。數(shù)字 信號處理的運用將使干擾更小，測量更為準確。

20、 3、多功能化越來越明顯 目前的脈搏測量儀，一般都具有測試血氧，心電圖等等功能，單純的脈搏 測量儀已經(jīng)很少見。隨著電子技術的發(fā)展，脈搏測量儀必然可以實現(xiàn)更多的功 能。 1.3 本設計的主要內(nèi)容 本設計以單片機為核心，由脈搏檢測傳感器采集脈搏信號。經(jīng)過前置放大 電路、濾波電路、整形電路后得到與脈搏相關的脈沖信號。該脈沖信號作為中 斷信號交由單片機進行脈長周期的計算。然后得到每分鐘的脈搏搏動次數(shù)（即 心率） ，并在數(shù)碼管上顯示心率，同時還設置了脈搏測量儀的上下限報警電路。 本設計的工作是圍繞著脈搏檢測傳感器檢測脈搏波而單片機進行控制進行 的。本設計的設計內(nèi)容安排如下： 第一章為引言。簡要介紹了心率

21、測試儀設計的目的和意義，并對基于單機 的便攜式心率測試儀的現(xiàn)狀和應用以及未來的發(fā)轉走勢做了簡單的闡述，指出 了本設計的主要技術內(nèi)容，即心率的測試。 第二章為整體方案的分析。顧名思義第二章是對整個方案的詳細的對比與 選擇并確定最終方案。在確定方案之前我必須先明確本設計的任務與要求，之 后是各個部分的對比選擇。 第三章是本設計的核心。在這里給出了整體的硬件電路設計思路，并且對 電路的各個部分進行分析與解釋。 第四章敘述程序的編程方案，給出程序的框架結構圖并對整個設計進行總 結，而且對以后的設計工作進行了展望。 第 2 章 整體方案分析 2.1 任務 基于單片機的便攜式心率測試儀的設計。本設計以單片

22、機為核心，由光電 傳感器采集脈搏信號。經(jīng)過前置放大電路、濾波電路、積分和比較電路后得到 與脈搏相關的脈沖信號。該脈沖信號作為中斷信號交由單片機進行脈長周期的 計算。然后得到每分鐘的脈搏搏動次數(shù)（即心率） ，并在數(shù)碼管上顯示，并且在 超出設定的正常脈搏跳動范圍時，驅動蜂鳴器報警。 2.2 要求 (1)通過脈搏傳感器采樣脈搏信號，設計脈搏波檢測電路，通過譯碼管來顯 數(shù)脈搏次數(shù)。 (2)將脈沖波送入單片機，采用單片機構成脈搏波檢測儀，要求實現(xiàn)脈搏波 次數(shù)超出設定時限時驅動蜂鳴器報警。 2.3 系統(tǒng)的整體方案 本設計的系統(tǒng)模塊可以基本劃分為：脈搏傳感器部分、單片機處理電路部 分、顯示電路部分和報警電路

23、部分。 本設計所設計的基于單片機的便攜式脈搏測量儀將利用脈搏檢測傳感器采 集脈搏信號，再對其進行整形、計數(shù)和顯示，就能實現(xiàn)實時檢測脈搏次數(shù)的目 的，再通過報警電路可實現(xiàn)報警功能。本設計結構硬件框圖如圖 2.1 所示。 脈搏檢測傳感器低通放大器整形電路 單片機數(shù)碼顯示電路報警電路 圖 2.1 硬件框圖 2.4 方案的對比和論證 2.4.1 脈搏檢測傳感器的選擇 傳感器又稱為換能器、變換器等。脈搏傳感器是脈搏檢測系統(tǒng)中重要的組 成部分。 1、光電式傳感器 血液是高度不透明的液體，光照在一般組織中的穿透性要比血液中大幾十 倍，據(jù)此特點，采用光電效應手指脈搏傳感器來拾取脈搏信號。反向偏壓的光 敏二極管

24、，它的反向電流具有隨光照強度增加而增加的光電效應特性，在一定 光強范圍內(nèi)，光敏二極管的反向電流與光強呈線性關系。指端血管的容積和透 光度隨心搏改變時，將使光電三極管極管收到不同的光強，并由此產(chǎn)生的光電 流均隨之作相應變化。常用檢測脈搏的光電傳感器一般是紅外對管。 紅外對管將對管夾于手指端部，通過手指的血液濃度會隨著心臟的跳動發(fā) 生變化，紅外對管對應的信號便會發(fā)生相應的變化，采集此信號經(jīng)過放大，濾 波，比較等處理便可以得到理想的信號。紅外對管對脈搏的檢測的基本原理： 隨著心臟的搏動，人體組織半透明度隨之改變。當血液送到人體組織時，組織 的半透明度減??；當血液流回心臟，組織的半透明度增大。這種現(xiàn)象

25、在人體組 織較薄的手指尖、耳垂等部位最為明顯。 光電式傳感器具有靈敏度高，易于操作，響應速度快，結構簡單等優(yōu)點。 雖然外部光源的變化對測量結果的影響較大，但我們進行測量的地方一般都是 在室內(nèi)，有穩(wěn)定的光源，所以在正常的操作過程中只要稍微注意下光源的問題 就可以了。 2、壓電式傳感器 目前常用的是一次性心電電極，它是用印刷方法制得的 ag/ agcl 傳感器。 這種傳感器采用接扣與敏感區(qū)分離的方法，能明顯的減少由于人體運動產(chǎn)生的 干擾。電極的好壞對采集到的心電信號質量起著至關重要的作用，采用的電極 應有貼力強，能緊附在人體表面，柔軟、吸汗、極化電壓低、導電性良好等特 點。當選用電極傳感器時，需要

26、 3 個電極分別置于左右手和左腿，構成標準導 聯(lián)。臨床上為了統(tǒng)一和便于比較所獲得的脈搏信號，在檢測脈搏信號時，對電 極的位置，引線與放大器的連接方式都有嚴格的統(tǒng)一規(guī)定。 目前市場上有一種采用新型高分子壓電材料聚偏氟乙烯研制的壓電傳感器， 其靈敏度高,頻帶范圍好，結構簡單，便于使用。當手指前端受到輕微的壓力時， 可以感覺到手指前端在血壓的作用下有一張一弛的感覺，將這個信號用傳感器 提取出來，轉變?yōu)殡娦盘?，通過指脈的波形檢測，就可以獲得人體的脈搏信號。 壓電式傳感器有著結構簡單，實時性好，工作頻帶寬，應用電路簡單等諸 多優(yōu)點，并且價格低廉。但壓電式傳感器直接與人體相接觸，容易因為人體肌 肉的顫動等

27、而產(chǎn)生干擾。而肌肉的顫動不是人能主動控制的，所以說這部分的 誤差很難控制。并且使用壓電式傳感器測脈搏還容易受到外界其他信號的干擾。 3、集成傳感器 當前，市面上有很多類型的集成心電傳感器，其靈敏度高，集成度高，直 接就可以反映出心率的變化，且已包含了濾波等抗干擾電路，波形經(jīng)過放大可 以直接處理使用。缺點是價格非常昂貴，一般均在五百元以上，就本次設計來 說，考慮到經(jīng)費以及鍛煉自己的目的，不選擇使用該型傳感器。 綜合考慮種種情況，結合本系統(tǒng)的設計要求以及經(jīng)費的考慮，本設計采用 光電式傳感器。 2.4.2 單片機的選擇 單片機的選擇主要是在 at89c2051 和 at89s52 之間做選擇。 1、

28、at89s52 單片機 at89s52 是一種低功耗、高性能的 cmos 8 位微控制器，具有 8k 的系統(tǒng) 可編程 flash 存儲器。使用 atmel 公司的高密度非易失性存儲技術制造，與工 業(yè) 80c51 產(chǎn)品指令和引腳完全兼容。片上的 flash 允許程序存儲在系統(tǒng)可編程， 亦適于常規(guī)編程器。在單芯片上，擁有靈巧的 8 位 cpu 和在系統(tǒng)可編程 flash，使得 at89s52 在眾多嵌入式控制應用系統(tǒng)中得到廣泛應用。 2、at89c2051 單片機 at89c2051 是一種低電壓、高性能的 cmos 8 位微控制器，片內(nèi)含 2k 字 節(jié)可反復擦除的 flash 只讀程序存儲器和

29、128b 的隨機數(shù)據(jù)存儲器，器件采用 atmel 公司的高密度非易失性存儲技術制造，兼容標準 mcs-51 指令系統(tǒng)。芯 片置通用 8 位中央處理器和 flash 存儲單元，at89c2051 在電子類產(chǎn)品中有廣 泛的應用。 經(jīng)過比較，本設計采用 at89s52 單片機。 2.4.3 顯示部分的選擇 根據(jù)題目要求，設計出來的系統(tǒng)是可以設定報警的范圍的。在單片機的應 用系統(tǒng)中，為了便于人們觀察和監(jiān)視單片機的運行情況，常常需要用顯示器顯 示運行的中間結果、狀態(tài)等信息，因此顯示器也是不可缺少的外部設備之一。 顯示器的種類很多，從液晶顯示、發(fā)光二極管顯示到 crt 顯示器，都可以與 微機配接。在單片機

30、應用系統(tǒng)中常用的顯示器主要有發(fā)光二極管數(shù)碼顯示器， 簡稱 led 顯示器。led 顯示器具有耗電省、成本低廉、配置簡單靈活、安裝 方便、耐振動、壽命長等優(yōu)點。但與 lcd 相比顯示內(nèi)容有限，不能顯示圖形， 因而其應用有局限性。led 數(shù)碼管顯示器是由發(fā)光的二極管顯示字段組成的。 在單片機應用系統(tǒng)中使用最多的就是七段 led 數(shù)碼管，有共陰極和共陽極兩種。 七段 led 數(shù)碼管顯示器有 8 個發(fā)光二極管，其中從 ag 管腳輸入顯示代碼，可 顯示不同的數(shù)字或字符，dp 顯示小數(shù)點。共陰極 led 數(shù)碼管顯示器的公共端 為發(fā)光二極管陰極，通常接地，當發(fā)光二極管的陽極為高電平時，發(fā)光二極管 點亮。共陽

31、極的 led 數(shù)碼管顯示器的公共端為發(fā)光二極管的陽極，通常接+5v 電源，當發(fā)光二極管的陰極為低電平時，發(fā)光二極管點亮。 通過比較，我們可以發(fā)現(xiàn) led 動態(tài)顯示更加適合本設計，所以就采用此方 法。 2.5 設計時要考慮的問題 2.5.1 環(huán)境光對脈搏傳感器測量的影響 在光電式脈搏傳感器中，光敏器件接收到的光信號不僅包含脈搏信息的透 射光的信號，而且包含測量環(huán)境下的背景光信號，由于動脈波動引起的光強變 化比背景光的變化微弱得多，因此在測量過程當中要保持測量背景光的恒定， 減少背景光的干擾。 測量環(huán)境下的背景光包含環(huán)境光和在測量過程中引起的二次反射光。為了 減少環(huán)境光對脈搏信號測量的影響，同時考

32、慮到傳感器使用的方便性，采用密 封的指套式包裝方式，整個外殼采用不透光的介質和顏色，盡量減小外界環(huán)境 光的影響，為了避免測量過程中的二次反射光的影響，在指套式傳感器的內(nèi)層 表面涂上一層吸光材料，這樣能有效減少二次反射光的干擾。 加上指套式外殼后的脈搏傳感器測量到的脈搏波形比較平滑。這是因為加 指套式的脈搏傳感器中環(huán)境光在測量過程中基本不受外界環(huán)境光的影響，而且 能夠有效減少二次反射光，使照射到手指上的光波長單一，所以得到的脈搏信 號較為穩(wěn)定，沒有明顯的重疊雜波信號，能夠很好的體現(xiàn)出脈搏波形的特征。 2.5.2 電磁干擾對脈搏傳感器的影響 通過光電轉換得到的包含脈搏信息的電信號一般比較微弱，容易

33、受到外界 電磁信號的干擾，在傳統(tǒng)的光電式脈搏傳感器電路中，由于光敏器件和放大電 路是分離的，那么在信號的傳遞過程就很容易受到外界電磁干擾，通常在一級 放大電路采用電磁屏蔽的方式來消除電磁干擾。本系統(tǒng)采用了新型的光敏器件， 在芯片內(nèi)部集成光敏器和一級放大電路，有效地抑制了外界電磁信號對原始脈 搏信號的干擾。 工頻干擾是電路中最常見的干擾，脈搏信號變化緩慢，特別容易受到工頻 信號的干擾，因此對工頻信號干擾的抑制是保證脈搏信號測量精度的主要措施 之一。通常脈搏信號的頻率范圍在 0.330hz 之間，小于工頻 50hz，因此通過 低通濾波器可以有效濾除工頻干擾，這在信號調(diào)理電路中容易實現(xiàn)；同時可以 在

34、控制電路中對光源進行脈沖調(diào)制，這樣不但能夠降低系統(tǒng)的功耗，而且能夠 在一定程度上減小外界的電磁干擾，在脈搏信號數(shù)據(jù)采集后，可以通過數(shù)據(jù)處 理法方法進一步濾除工頻信號的干擾。 2.5.3 測量過程中運動噪聲的影響 測量過程中，通常情況下手指和光電式脈搏傳感器可能產(chǎn)生相對的運動， 這樣會使脈搏的測量產(chǎn)生誤差，可以通過兩個方面減少運動噪聲誤差：一是改 善指套式傳感器的機械運動性，比如說使指套能夠更緊的套在手指上，不易松 動；二是從脈搏處理的角度，通過算法來減少誤差。對于本設計的傳感器的設 計來說，采用的是第一個途徑。 2.6 本章小結 本章主要介紹了常見的用于脈搏檢測的三種傳感器，并對這三種感器的優(yōu)

35、 缺點進行了比較。本設計采用的單片機芯片的型號是 at89s52，在本章主要介 紹了它的一些特點。最后，給出了最終的設計方案和硬件框圖。 第 3 章 硬件電路設計分析 3.1 控制器 經(jīng)過第 2 章的敘述已經(jīng)確定了完成本設計所需要的主要元器件，所以本章 開始講述基于單片機的便攜式心率測試儀的設計的硬件電路的設計。 在這里，單片機要實現(xiàn)對脈搏信號的處理。在檢測到第一個脈沖到達時， 開啟定時器，然后在下一個脈沖到達時，關閉計時器，如此就可以求得一次心 跳所需要的時間，然后由該周期就可以得到一分鐘的脈搏數(shù)。 。 3.1.1 at89s52 at89s52 是一種低功耗、高性能的 cmos 8 位微控

36、制器，具有 8k 的系統(tǒng) 可編程 flash 存儲器。使用 atmel 公司的高密度非易失性存儲技術制造，與工 業(yè) 80c51 產(chǎn)品指令和引腳完全兼容。片上的 flash 允許程序存儲在系統(tǒng)可編程， 亦適于常規(guī)編程器。在單芯片上，擁有靈巧的 8 位 cpu 和在系統(tǒng)可編程 flash，使得 at89s52 在眾多嵌入式控制應用系統(tǒng)中得到廣泛應用。 3.1.2 at89s52 的特點 1、兼容標準 mcs-51 指令系統(tǒng)及 80c51 引腳結構 2、8k 字節(jié)可重擦寫 flash 閃速存儲器 3、128 bytes 的隨機存取數(shù)據(jù)存儲器 (ram) 4、32 個外部雙向輸入 /輸出(i/o)口

37、5、5 個中斷優(yōu)先級、 2 層中斷嵌套中斷 6、2 個全雙工串行通信口 7、片內(nèi)振蕩器和時鐘電路 8、2 個 16 位定時/計數(shù)器 9、6 個中斷源 10、看門狗(wdt)電路 11、全靜態(tài)工作： 0hz33mhz 12、三級程序存儲器保密鎖定 13、可編程串行通道 14、低功耗空閑和掉電模式 3.1.3 at89s52 的結構 此次設計所使用的 at89s52 的封裝形式是 pdip。dip 管腳圖如圖 3.1 所 示。 ea/vpp 31 xtal1 19 xtal2 18 r s t/vpd 9 p3.7/r d 17 p3.6/w r 16 p3.2/int0 12 p3.3/int1

38、 13 p3.4/t0 14 p3.5/t1 15 p1.0/t 1 p1.1/t 2 p1.2 3 p1.3 4 p1.4 5 p1.5 6 p1.6 7 p1.7 8 p0.0 39 p0.1 38 p0.2 37 p0.3 36 p0.4 35 p0.5 34 p0.6 33 p0.7 32 p2.0 21 p2.1 22 p2.2 23 p2.3 24 p2.4 25 p2.5 26 p2.6 27 p2.7 28 ps en 29 ale/pr og 30 p3.1/txd 11 p3.0/r xd 10 vcc 40 gnd 20 at89s52 at89s 5x 圖 3.1 di

39、p 管腳圖 at89s52 與 51 系列中各種型號芯片的引腳互相兼容。目前多采用 40 只引 腳雙列直插，如圖 3.1 所示。 引腳按其功能可分為如下 3 類： 1、電源及時鐘引腳vcc、vss；xtal1、xtal2； 2、控制引腳、和；/rst vpd/ale progpsen/ea vpp 3、i/o 口引腳p0、p1、p2、p3，為 4 個 8 位 i/o 口。 1、電源及時鐘引腳 (1)電源引腳 vcc：5v 電壓。 gnd：接地。 (2)外接晶體引腳 xtal1：接外部晶體振蕩器的一端。當使用芯片內(nèi)部時鐘時，此腳用于外 接石英晶體振蕩器和微調(diào)電容；當使用外部時鐘時，對于 hmos

40、 單片機，此引 腳接地；對于 cmos 單片機，此引腳作為外部振蕩信號的輸入端。 xtal2：接外部晶體振蕩器的另一端，當使用芯片內(nèi)部時鐘時，此腳用于 外接石英晶體振蕩器和微調(diào)電容。當使用外部時鐘時，對于 hmos 單片機，此 引腳接外部振蕩源；對于 cmos 單片機，此引腳懸空不接。 at89s52 晶體振蕩器頻率可在 6mhz40mhz 之間選擇，常選 6mhz 或 12mhz 的石英晶體。電容的值沒有嚴格要求，但其取值對振蕩器的頻率輸出的 穩(wěn)定性、大小、振蕩電路起振速度稍有影響，c1、c2 可在 20pf100pf 之間選 擇。當外接晶體振蕩器時，電容可選 30pf10pf；外接陶瓷振蕩

41、器時，電容可 選 40pf10pf。 2、控制引腳 ：復位端。當輸入的復位信號持續(xù) 2 個以上機器周期(個晶體振/rst vpd 蕩周期）高電平即為有效，用于完成單片機的復位初始化操作。正常工作時， 此腳電平應 0.5v。 在 vcc 發(fā)生故障、降低到電平規(guī)定值掉電期間，此引腳可接備用電源 vpd（電源范圍 5v0.5v） ，由 vpd 向內(nèi)部 ram 供電，以保持內(nèi)部 ram 中的 數(shù)據(jù)。 ：地址鎖存使能。ale（address latch enable） ；/ale prog prog（program） 為 cpu 訪問外部程序存儲器或外部數(shù)據(jù)存儲器提供地址鎖存/ale prog 信號，將

42、低 8 位地址鎖存在片外的地址鎖存器中。引腳第二功能，/ale prog 對片內(nèi) flash 編程，為編程脈沖輸入端。 ：（programmer saving enable） ，外部程序存儲器讀選通信號。在讀psen 外部程序存儲器時有效（低電平） ，以實現(xiàn)外部程序存儲器單元的讀操作。在訪 問外部數(shù)據(jù)存儲器、訪問內(nèi)部程序存儲器時無效。psen ：（enable address/voltage pulse of programming） ，訪問程序存儲/ea vpp 控制信號。當“0”時，表示讀外部程序存儲器。只讀取外部的程序存/ea vpp 儲器中的內(nèi)容，讀取的地址范圍為 0000hffffh

43、（64kb） ，片內(nèi)的 8kb flash 程序存儲器不起作用。當“1”時，表示對程序存儲器的讀操作是從內(nèi)/ea vpp 部程序存儲器開始，并可延至外部程序存儲器。在 pc 值不超出 0fffh（即不 超出片內(nèi) 4kb flash 存儲器的地址范圍）時，單片機讀片內(nèi)程序存儲器 （4kb）中的程序，但當 pc 值超出 0fffh （即超出片內(nèi) 4kb flash 地址范圍） 時，將自動轉向讀取片外 60kb（1000h-ffffh）程序存儲器空間中的程序。 對于 eprom（或 flash）型單片機，在 eprom 編程期間，此引腳需加 12.75v 或 21v 的編程電壓。 3、i/o 口引腳

44、 p0 口：p0 口是一組 8 位漏極開路型雙向 i/o 口，也即地址數(shù)據(jù)總線復用 口。作為輸出口用時，每位能吸收電流的方式驅動 8 個 ttl 邏輯門電路，對端 口寫“1”可作為高阻抗轉入端用。 pl 口：p1 是個帶內(nèi)部上拉電阻的 8 位雙向 i/o 口，p1 的輸出緩沖級可驅 動(吸收或輸出電流)4 個 ttl 邏輯門電路。對端口寫“1”，通過內(nèi)部的上拉電阻 把端口拉到高電平，此時可作輸入口。作輸入口使用時，因內(nèi)部存在上拉電阻， 某個引腳被外部信號拉低時會輸出一個電流。 p2 口：p2 是一個帶有內(nèi)部上拉電阻的 8 位雙向 i/o 口，p2 的輸出緩沖級 可驅動（吸收或輸出電流)4 個

45、ttl 邏輯門電路。對端口寫“1”，通過內(nèi)部的上 拉電阻把端口拉到高電平，此時可作輸入口，作輸入口使用時，因為內(nèi)部存在 上拉電阻，某個引腳被外部信號拉低時會輸出一個電流。 p3口：可以作為輸入/輸出口，外接輸入/輸出設備。作為第二功能使用， 每一位功能定義如表3.1所示。 表3.1 p3口的第二功能 端口引腳 第二功能 p3.0 rxd(串行輸入口) p3.1 txd（串行輸出口） p3.2 int0(外中斷 0) p3.3 int1（外中斷 1） p3.4 t0（定時/計數(shù)器 0） p3.5 t1（定時/計數(shù)器 1） p3.6 wr(外部數(shù)據(jù)存儲器寫選通) p3.7 rd(外部數(shù)據(jù)存儲器讀選

46、通) 3.2 脈搏信號采集 目前脈搏波檢測系統(tǒng)有以下幾種檢測方法：光電容積脈搏波法、液體耦合 腔脈搏傳感器、壓阻式脈搏傳感器以及應變式脈搏傳感器。 3.2.1 光電傳感器的結構及原理 近年來，光電檢測技術在臨床醫(yī)學應用中發(fā)展很快，這主要是由于光能避 開強烈的電磁干擾，具有很高的絕緣性，且可非侵入地檢測病人各種癥狀信息。 用光電法提取指尖脈搏光信息受到了從事生物醫(yī)學儀器工作的專家和學者的重 視。 傳感器由紅外發(fā)光二級管和紅外接收三極管組成。采用 gaas 紅外發(fā)光二 極管作為光源時，可基本抑制由呼吸運動造成的脈搏波曲線的漂移。紅外接收 三極管在紅外光的照射下能產(chǎn)生電能，它的特性是將光信號轉換為電

47、信號。在 本設計中，紅外接收三極管和紅外發(fā)射二極管相對擺放以獲得最佳的指向特性。 從光源發(fā)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照光的接收方式可分為透射式和反射式 2 種。其中透射式的發(fā)射光源與光敏接收器件的距離相等并且對稱布置，接收的 是透射光，這種方法可較好地反映出心律的時間關系。因此本系統(tǒng)采用了指套 式的透射型光電傳感器，實現(xiàn)了光電隔離，減少了對后級模擬電路的干擾。透 射式光電傳感器結構如圖 3.2 所示。 圖 3.2 透射式光電傳感器結構圖 3.2.2 信號采集電路 圖 3.3 是脈搏信號的采集電路，u3 是紅外發(fā)射接收裝置，由于紅外

48、發(fā)射二 極管中的電流越大，發(fā)射角度越小，產(chǎn)生的發(fā)射強度就越大，所以對 r21 阻值 的選取要求較高。r21 選擇 270 同時也是基于紅外接收三極管感應紅外光靈 敏度考慮的。r21 過大，通過紅外發(fā)射二極管的電流偏小，紅外接收三極管無 法區(qū)別有脈搏和無脈搏時的信號。反之，r21 過小，通過的電流偏大，紅外接 收三極管也不能準確地辨別有脈搏和無脈搏時的信號。 當手指處于測量位置時，會出現(xiàn)二種情況：一是無脈期。雖然手指遮擋了 紅外發(fā)射二極管發(fā)射的紅外光，但是由于紅外接收三極管中存在暗電流，會造 成輸出電壓略低。二是有脈期。當有跳動的脈搏時，血脈使手指透光性變差， 紅外接收三極管中的暗電流減小，輸出

49、電壓上升。但該傳感器輸出信號的頻率 很低，如當脈搏只有為 50 次/分鐘時，只有 0.78hz，200 次/分鐘時也只有 3.33hz，因此信號首先經(jīng) r22、c10 濾波以濾除高頻干擾。 vc c u3 optoisolator1 r 21 270 r 22 56k c 10 220uf gnd 圖 3.3 信號采集電路 3.3 信號放大電路 本設計采用的放大器是lm324。lm324 是四運放集成電路，它采用14 腳 雙列直插塑料封裝.它的內(nèi)部包含四組形式完全相同的運算放大器，除電源共用 外，四組運放相互獨立。由于lm324 四運放電路具有電源電壓范圍寬，靜態(tài)功 耗小，可單電源使用，價格低

50、廉等優(yōu)點，因此被廣泛應用在各種電路中。 由于通過光電式脈搏傳感器檢測到的脈搏波的信號非常微弱，所以在單片 機接受處理前需要進行信號的放大處理。按人體脈搏在運動后跳動次數(shù)達 200 次/分鐘的計算來設計低通放大器，放大電路如圖 3.4 所示。r23、c6 組成低通 濾波器以進一步濾除殘留的干擾，截止頻率由 r23、c6 決定，運放 u3a 將信 號放大，放大倍數(shù)由 r23 和 r27 的比值決定。 r 23 1m r 26 56k r 27 4.7k 5 6 411 7 u3a lm 324 vc c gnd gnd c 6 47nf 圖 3.4 放大電路 根據(jù)一階有源濾波電路的傳遞函數(shù)，可得：

51、 (3.1) c o i o w s a sv sv sa 1 )( )( )( 放大倍數(shù)為： (3.2) 23 0 27 1 11214 4.7 rm a rk 截止頻率為： (3.3) 0 236 1 3.39 2 fhz r c 按人體的脈搏跳動為 200 次/分鐘時的頻率是 3.3 hz 考慮，低頻特性是令 人滿意的。經(jīng)過低通放大后輸出的信號是疊加有噪聲的脈動正弦波。 3.4 波形整形電路 波形整形電路如圖 3.5 所示，u2a 是一個電壓比較器，c11、r29 構成一個 微分器，u1a 和 c7、r32 組成單穩(wěn)態(tài)多諧振蕩器，其脈寬由 c7、r32 決定。 該比較器的閥值電壓可用 r

52、31 調(diào)節(jié)在正弦波的幅值范圍內(nèi)，但是對 r31 的 調(diào)節(jié)要求并不嚴格，因為 u2a 的輸出信號經(jīng) c11、r29 的微分后總是將尖脈沖 送到單片機腳，進行對心率的計算和顯示。0int c 1 1nf r 29 1m r 20 220k r 25 10k r 28 22k r 31 10k 10 9 411 8 u2a lm 324 vc c vc c gnd 圖 3.5 整形電路 3.5 單片機處理電路 單片機處理電路如圖 3.6 所示，本部分運用了 atmel 公司的 89s52 單片 機作為核心元件，在這里運用單片機能更快更準確地對數(shù)據(jù)進行運算，而且可 以根據(jù)實際情況進行編程，所用外圍元件

53、少，輕巧省電，故障率低。 單片機外圍電路包括復位電路和振蕩電路。本設計采用自激蕩方式，使內(nèi) 部振蕩器按照石英晶振的頻率振蕩產(chǎn)生時鐘信號。石英晶振選擇頻率為 11.0592mhz，電容選擇 30pf。如圖 3.6 中振蕩電路所示。經(jīng)計算得單片機工作 機器周期為：。時鐘電路工作后，在 rest 管腳上usm1)0592.111 (0592.11 加兩個機器周期（12 個晶振周期）以上的高電平，芯片內(nèi)部開始進行初始復位。 來自傳感和整形輸出電路的脈沖電平輸入單片機 89s52 的腳，單片機0int 設為負跳變中斷觸發(fā)模式，故每次脈沖下降沿到達時觸發(fā)單片機產(chǎn)生中斷并進 行計時，來一個脈沖脈搏次數(shù)就加一

54、；定時器中斷主要完成一分鐘的定時功能。 單片機對一分鐘內(nèi)的脈沖次數(shù)進行累加，通過 p0、p2 口把測量過程和結果送到 數(shù)碼管顯示出來。 gnd vc c r 10 10k s 1 s w -pb 1 +c 3 10u vc c gnd c 4 30p c 5 30p y1 110592m r 11 10k vc c 2 3 4 5 6 7 8 9 1 r 9 10k vc c ea/vpp 31 xtal1 19 xtal2 18 r s t/vpd 9 p3.7/r d 17 p3.6/w r 16 p3.2/int0 12 p3.3/int1 13 p3.4/t0 14 p3.5/t1 1

55、5 p1.0/t 1 p1.1/t 2 p1.2 3 p1.3 4 p1.4 5 p1.5 6 p1.6 7 p1.7 8 p0.0 39 p0.1 38 p0.2 37 p0.3 36 p0.4 35 p0.5 34 p0.6 33 p0.7 32 p2.0 21 p2.1 22 p2.2 23 p2.3 24 p2.4 25 p2.5 26 p2.6 27 p2.7 28 ps en 29 ale/pr og 30 p3.1/txd 11 p3.0/r xd 10 vcc 40 gnd 20 at89s52 at89s 52 gnd 圖 3.6 單片機處理電路 3.6 顯示電路 顯示電路如

56、圖 3.7 所示。 r 1 r 2 r 3 r 4 r 5 r 6 r 7 220 r 8 q2 9012 q3 9012 q4 9012 q5 9012 q6 9012 q1 9012 vc c r 12 220 r 13 220 r 15 220 r 16 220 r 18 220 r 19 220 a 11 b 7 c 4 d 2 e 1 f 10 g 5 dp 3 9 a bf c g d w4 8 6 a bf c g d w3 a bf c g d w2 a bf c g d w1 12 a 11 b 7 c 4 d 2 e 1 f 10 g 5 dp 3 9 a bf c g d

57、 w4 8 6 a bf c g d w3 a bf c g d w2 a bf c g d w1 12 圖 3.7 顯示電路 本設計的顯示采用 led 數(shù)碼管動態(tài)掃描來顯示。動態(tài)顯示方式是指一位一 位地輪流點亮每位顯示器（稱為掃描） ，即每個數(shù)碼管的位選被輪流選中，多個 數(shù)碼管公用一組段選，段選數(shù)據(jù)僅對位選選中的數(shù)碼管有效。對于每一位顯示 器來說，每隔一段時間點亮一次。顯示器的亮度既與導通電流有關，也與點亮 時間和間隔時間的比例有關。通過調(diào)整電流和時間參數(shù)，可以既保證亮度，又 保證顯示。若顯示器的位數(shù)不大于 8 位，則顯示器的公共端只需一個 8 位 i/o 口進行動態(tài)掃描（稱為掃描口） ，控

58、制每位顯示器所顯示的字形也需一個 8 位口 （稱為段碼輸出） 。本設計采用的 led 是兩個 3 位的共陽極 led 數(shù)碼管組成 8 位顯示，其中 0、1 兩位顯示測量中的時間，3、4 兩位顯示測量中的脈搏次數(shù)， 6、7 兩位用來顯示上次測量的數(shù)據(jù)。單片機的 p0 口控制顯示字型，p2 控制顯 示字位。 3.7 報警電路 根據(jù)醫(yī)學數(shù)據(jù)，人體脈搏正常在 60 到 120 之間，當數(shù)碼管所顯示的示數(shù)大 于 120 或小于 60 時，蜂鳴器響應報警；示數(shù)小于 120 時大于 60 時，蜂鳴器不 響。因為單片機的端口輸出電流能力低，無法直接驅動那些器件，故增加三極 管加大功率 ，驅動蜂鳴器工作。報警電

59、路如圖 3.8 所示。 q1 2n3904 r ? r es2 ls 1 s peak er vc c gnd p1.6 圖 3.8 報警電路 3.8 本章小結 本章是本設計的核心。在這里給出了整體的硬件電路設計思路，并且對電 路的各個部分進行分析與解釋。主要介紹了 at89s52 單片機的結構與引腳功能、 光電傳感器采集脈搏波原理和 led 等的原理。 第 4 章 軟件系統(tǒng) 硬件電路設計完成以后，系統(tǒng)的主要功能將依賴于系統(tǒng)軟件來實現(xiàn)。系統(tǒng) 能否正?？煽康毓ぷ?，除了硬件的合理設計外，與功能完善的軟件設計是分不 開的。 4.1 主程序流程 主流程如圖4.1所示。 開始 系統(tǒng)初始化 p3.2是否為

60、下降沿？ 脈搏測量子程序 led顯示 n y 顯示結果是否大于120或小于60？ led顯示 驅動蜂鳴器報警 n y 圖4.1 主程序流程圖 在軟件設計中，一般采用模塊化的程序設計方法，它具有明顯的優(yōu)點。把 一個多功能的復雜的程序劃分為若干個簡單的、功能單一的程序模塊，有利于 程序的設計和調(diào)試，有利于程序的優(yōu)化和分工，提高了程序的閱讀性和可靠性， 使程序的結構層次一目了然。應用系統(tǒng)的程序由包含多個模塊的主程序和各種 子程序組成。各程序模塊都要完成一個明確的任務，實現(xiàn)某個具體的功能，在 具體需要時調(diào)用相應的模塊即可。 系統(tǒng)主程序控制單片機系統(tǒng)按預定的操作方式運行,它是單片機系統(tǒng)程序的 框架。系統(tǒng)