毕业论文-基于89S51单片机的人体脉搏检测系统设计.doc

基于基于 89S51 单片机的人体脉搏检测系统设计单片机的人体脉搏检测系统设计 摘摘 要要 脉搏波所呈现出来的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息，能反映出人体 心血管系统中许多生理疾病的血流特征。本课题是人体脉搏测量仪的设计。由于脉搏 信号的特殊性，在设计时必须要注意实现测量的准确。该系统的重点就在于要求实现 测量的简便化和精确化。系统测量出人体一分钟的脉搏，并且保证误差在 2 次以内。 本系统以 89S51 单片机作为中心，通过使用单片机来实现系统最核心的计算脉搏功能。 在信号的前端处理上，使用压电陶瓷片采集人体脉搏信号，然后经过 AD620 放大，施 密特触发器整形，低通滤波器滤波等一系列操作，将脉搏信号转换为同频率的脉冲信 号输入到单片机内，并利用单片机对其进行计数。计数的方法是利用单片机的计时器， 然后由该周期计算出频率，继而就可以求出一分钟的脉搏数。计数结果将最终送至液 晶屏 1602 来进行显示。虽然压电陶瓷片的性能并非很好，在信号的采集上不能实现非 常精确的采集，但是它的价格低廉，并且在经过系统的信号调理电路后，也能比较满 意的实现我们所要实现的目标。系统运行中能显示脉搏次数和时间，系统停止运行时， 能够显示总的脉搏次数和时间。本文首先描述本设计的整体思路，然后介绍各个部分 设计中的细节问题，最后提出一些完善本设计的改进意见。 关键字：脉搏测量；压电陶瓷片；液晶显示屏；单片机 THE DESIGN OF HUMAN PLUSE DETECTION SYSTEM 第 2 页 共 2 页 BASED ON MCU ABSTRAC The shape, intensity, speed, and rhythm of pulse signals mostly reflect the physical and pathological characters of heart-blood system in human bodies. This topic is a design of body pulse measuring instrument. Because of the specificity of the pulse signal, the design must pay attention to achieve an accurate measurement.The point of this design is the simple and precise of the measurement.We need to measure the pulse of the human body in one minute,and to ensure that the error in less than 2 timesThe whole system is center on single- chip microcomputer 89s51,using the signle-chip to achieve the system core function of counting pulse.In the front-end of the signal, we use piezoelectric ceramics to collect the signal of the human body pulse.And then,after after amplification of the AD620, shaping of the 555, filtering of the low-pass filter and other operations,the signal will be converted to the pulse signal with the same frequency,and this signal will be input to the single-ship.The single-ship will count to this.The method of counting is using the timer of the single-ship,and then use the cycle,get the frequency,by the frequency,we can get the number of the one- minute pulse. The final result of the count will display in the 1602 LCD screen.Although the performance of the piezoelectric ceramics is not very good,in the signal collection.it cant do it very precise.But its price is very low,and after the signal conditioning circuit of the system,the signal can be quite satisfactory to achieve our objectives. At the beginning of the paper, the integral notion of the device design is brought out. Afterwards, the detail information of each part is narrated. At last part, some suggestions for improving the device are provided. Key words: Pulse measurement; piezoelectric ceramics; LCD; single-ship 第 1 页 共 2 页 目 录 1 绪论.1 1.1 课题背景及目的.1 1.2 国内外研究状况及发展趋势2 1.3 课题研究难点3 1.3.1 抗干扰.3 1.3.2 低噪声、低漂移.3 1.4 课题主要研究内容4 2 系统总体设计.5 2.1 系统硬件电路设计方案6 2.1.1 传感器的选择6 2.1.2 单片机的选择.8 2.1.3 信号调理电路的选择.10 2.2 系统软件设计方案10 2.2.1 脉搏波动频率测量方案的选择.10 2.2.2 单片机工作方式的选择.10 2.2.3 显示电路方案的选择.11 3 系统硬件设计.12 3.1 一级放大电路的设计12 3.2 二阶滤波器电路的设计15 3.3 第二级放大电路的设计17 3.4 整形电路18 3.5 定时计数电路的设计21 3.6 显示电路的设计22 4 系统软件设计.25 第 2 页 共 2 页 4.1 主程序流程的设计25 4.2 定时器/计数器中断程序流程的设计.26 4.3 显示程序流程的设计27 5 总结与展望.28 参考文献.29 致谢.31 附录.32 附录 A 原理图.32 附录 B 主程序.33 附录 C 显示程序.37 附件 附件 A 开题报告 附件 B 译文及原文影印件 第 1 页 共 47 页 1 绪论 1.1 课题背景及目的 脉搏是临床检查和生理研究中常见的生理现象1，包含了反映心脏和血管状态的重 要生理信息。人体内各器官的健康状态、病变等信息将以某种方式显现在脉搏中即在 脉象中。人体脉象中富含有关心脏、内外循环和神经等系统的动态信息，我们可以通 过对脉搏波检测得到的脉波图含有出许多有诊断价值的信息，可以用来预测人体某些 器脏结构和功能的变换趋势，如:血管几何形态和力学性质的变异会引起脉搏波波形和 波速等性质的改变，而脉搏的病理生理性改变常引发各种心血管事件，脉搏生理性能 的改变可以先于疾病临床症状出现，通过对脉搏的检测可以对如高血压和糖尿病等引 起的血管病变进行评估。同时脉搏测量还为血压测量，血流测量及其他某些生理检测 技术提供了一种生理参考信号。 在医院临床监护和日常中老年保健中，脉搏是一项基本的生命指标，因而脉搏测 量是最常见的生命特征的提取。2近年来出现的日常监护仪器，如便携式电子血压计， 可以完成脉搏的测量。但是这种便携式电子血压计利用微型气泵加压橡胶气囊，每次 测量都需要一个加压和减压的过程，存在体积庞大、加减压过程会有不适、脉搏检测 的精确度低等缺点。 人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张，使血流压力以波的形式 从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播，这种波称为脉搏波。脉搏波所呈现出的形 态、强度、速率和节律等方面的综合信息，很大程度上反映出人体心血管系统中许多 生理病理的血流特征。 本设计所使用的系统利用压电陶瓷片将脉博转换为电压信号，经过信号调理后利 用 AT89S51 单片机进行信号采集和处理，在短时间内，测量出人体一分钟的脉搏数， 并将心率进行实时显示，便于携带。达到了方便、快速、准确地测量心率的目的。这 样的脉搏测量系统性能良好，结构简单，性价比高，输出显示稳定，比较适应大众化， 适合家庭进行自我检查以及医院护士进行每日的临床记录。 第 2 页 共 47 页 1.2 国内外研究状况及发展趋势 早在 1860 年 Vierordt 创建了第一台杠杆式脉搏描记仪3，国内 20 世纪 50 年代初 朱颜将脉搏仪引用到中医脉诊的客观化研究方面。此后随着机械及电子技术的发展， 国内外在研制中医脉象仪方面进展很快，尤其是 70 年代中期，国内天津、上海、贵州、 江西等地相继成立了跨学科的脉象研究协作组，多学科共同合作促使中医脉象研究工 作进入了一个新的境界。以下按脉象仪探头的形式，传感器的特点及研制者作一简单 的归纳4，详见表 1-1。 表表 1-1 脉象仪的研制情况脉象仪的研制情况 研制者探头形式（单部）探头形势（三部） 北京医疗器械厂 MX-1 型（应变片） BYS-14 型（应变片） 上海医疗仪器研究所 MX-3 型，MX 型（7 点式） 3MX-1 型（应变片） 天津医疗仪器研究所 MTY-A（寸部 7 点，应变片） 上海中医学院 ZM-1 型（子母式，应变片）九路型（径向 7 点，轴向 3 组） 贵州省脉象协作组ZH-I 型（应变片） ZH-II 型，轴向径向均可调节 西安交通大学 圆形气囊加压式（7 点） 上海中医研究院 横向线列式九道（应变片） 浙江大学 63 点（PVDF 压电薄膜） 西苑医院 压电晶体 江西脉图协作组 MX-811 型（液态泵） 中科院基础所 硅杯式（单晶硅） 中科院智能机械所 软接触式（应变片，液态） 湖南省中医学院 血管容积式（光敏元件） 湖南省中医研究院 阻抗仪 中国台湾 汪叔游 三部压力换能器 美国 Dr. Laub （压电晶体） 三部手套力与压力复合式 德国 Park. H.S 三部绑带充气加压 脉象探头式样5很多，有单部、三部、单点、多点、刚性接触式、软性接触式、气 压式、硅杯式、液态汞、液态水、子母式等组成脉象探头的主要原件有应变片，压电 晶体、单晶硅、光敏元件、PVDF 压电薄膜等，其中以单部单点应变片式为最广泛， 不过近年来正在向三部多点式方向发展。 脉搏测量仪的发展主要向以下几个趋势发展： (1) 自动测量脉搏并且对所得到的脉搏进行自动分析。 目前很多脉搏测量仪都具有检测血氧等其他的功能，但是对这些信号的分析和诊 断还需要一些有经验的医生观察，进行分析后才能确认结果，浪费大量的人力，且由 第 3 页 共 47 页 人为引入的误差较大。因此，未来脉搏自动检测的内容将更加详细，自动分析诊断功 能也更强大。 (2) 数字化技术等先进技术的应用。 随着数字科学技术的发展，脉搏测量仪集成度将更高，更便于携带。数字信号处 理的运用将使干扰更小，测量更为准确。 （3）多功能化越来越明显 目前的脉搏测量仪，一般都具有测试血氧，心电图等等功能，单纯的脉搏测量仪 已经很少见。随着电子技术的发展，脉搏测量仪必然可以实现更多的功能。 1.3 课题研究难点 由于人体的脉搏信号具有频率低、幅度小干扰大，不稳定度低，随机性强等特点， 使得对脉搏信号的采集放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是抗干扰变为十分 重要，需要设计低通滤波器进行滤波。选择放大器时需要从增益、频率响应，输入阻 抗，共模抑制比，噪声，漂移等几个方面加以综合考虑6。 1.3.1 抗干扰 （1） 工频 50HZ 干扰及其各次谐波 使用频率为 50HZ 的市电的电子仪器设备会对检测系统会产生较大的干扰，其幅 值大约是脉搏信号峰峰值的 50%,是主要的干扰源 （2） 肌电干扰 肌肉的收缩会产生微伏级的电势，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的 10，维持时 间大约是 50ms，频带范围可以在 0HZ10000HZ。 （3） 由于呼吸引起的基线漂移和 ECG 幅度变化 呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率加入 ECG 信号的窦性成分（正 弦曲线） ，这个正弦成分的幅度和频率是变化的。呼吸所引起的 ECG 信号的幅度的变 化可以达到 15。基线漂移的频率是从 0.150.3HZ。 1.3.2 低噪声、低漂移 在脉搏信号放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。脉搏信 号放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这些都属 于白噪声，其幅值为正态分布。为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声 性能有严格要求。另外，温度变化会造成零点漂移，漂移现象限制了放大器的输入范 第 4 页 共 47 页 围，使得微弱的缓变信号无法被放大。而脉搏信号具有很低的频率成分，为了能正常 测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。所以放大器应选用低漂移，高输入阻抗并 且具有高共模抑制比的集成运放电路。 1.4 课题主要研究内容 正常人的脉搏次数是每分钟 6080 次（婴儿为 90140 次,老年人则为 100150 次), 这种频率信号属于低频范畴.因此,脉搏测量仪是用来测量低频信号的装置,它的基 本功能要求应该是: （1）要把人体的脉搏数(振动)转换成电信号,这就需要借助传感器。 （2）对转换后的电信号要进行放大和整形处理，以保证其它电路能正常加工和处 理。 （3）在很短的时间（若干秒）内，测出经放大后的电信号频率值。 总之，脉搏测量仪的核心是要对低频信号在固定的短时间计数，最后以数字形式 显示出来。可见，脉搏测量仪的主要组成部分是计数器和数字显示器。 脉搏测量仪的上述功能要求，可采用两个不同的方案来实现： （1）把转换为电信号的脉搏信号，在单位时间内（一分钟或半分钟）进行计数， 并用数字显示其计数值，从而直接得到每分钟的脉搏数。 （2）测量脉搏跳动固定次数（比如 5 次，10 次）所需的时间，然后转换为每分钟 的脉搏数7。 这两种方案比较起来，第一种更直观，所需的电路结构更简单些；第二种方案的 测量误差比较小，但实现起来电路要复杂些。本设计采用第二种方案。 第 5 页 共 47 页 2 系统总体设计 脉搏测量仪要实现对脉搏信号的检测，并且能够对脉搏信号进行处理，并进而求 得脉搏数来显示。考虑到系统的实现，有两种方案可以实现。 方案一：使用纯硬件电路来实现。整个系统的框图如下图 2.1 所示 图 2.1 纯硬件脉搏测量仪框图 方案二：使用单片机电路来实现。通过信号调理电路，将脉搏信号转换为数字信 号，然后利用单片机来实现脉搏测量功能。使用该方案其框图如下图图 2.2 所示。 图 2.2 单片机脉搏测量仪框图 通过比较以上两种方案。方案一由于使用纯硬件方式，系统稳定度比较高。但是 功能有限，灵活度较低，也不能很好的实现锻炼自己的目的。而单片机方案有较大的 活动空间，不但能实现所要求的功能而且能在很大的程度上扩展功能，而且还可以方 便的对系统进行升级，所以我们采用后一种方案。 标准时标 （分）发生 器 计数器 放大整形脉搏检测人体 译码器 LCD 显示 （3 位） 信号调理 脉搏检测人体 单片机电路显示 第 6 页 共 47 页 2.1 系统硬件电路设计方案 2.1.1 传感器的选择 （1）压电式传感器 目前常用的是一次性心电电极,它是用印刷方法制得的 Ag/ Agcl 传感器。这种传感 器采用接扣与敏感区分离的方法,能明显的减少由于人体运动产生的干扰。电极的好坏 对采集到的心电信号质量起着至关重要的作用,采用的电极应有贴力强,能紧附在人体表 面,柔软、吸汗、极化电压低、导电性良好等特点。当选用电极传感器时,需要 3 个电极 分别置于左右手和左腿,构成标准导联。临床上为了统一和便于比较所获得的脉搏信号, 在检测脉搏信号时,对电极的位置,引线与放大器的连接方式都有严格的统一规定。 目前市场上有一种采用新型高分子压电材料聚偏氟乙烯研制的压电传感器,其灵敏 度高,频带范围好,结构简单,便于使用。当手指前端受到轻微的压力时，可以感觉到手指 前端在血压的作用下有一张一弛的感觉，将这个信号用传感器提取出来，转变为电信 号，通过指脉的波形检测，就可以获得人体的脉搏信号。 （2）光电式传感器 血液是高度不透明的液体，光照在一般组织中的穿透性要比血液中大几十倍，据 此特点，采用光电效应手指脉搏传感器89来拾取脉搏信号。反向偏压的光敏二极管， 它的反向电流具有随光照强度增加而增加的光电效应特性，在一定光强范围内，光敏 二极管的反向电流与光强呈线性关系。指端血管的容积和透光度随心搏改变时，将使 光电三极管极管收到不同的光强，并由此产生的光电流均随之作相应变化。常用检测 脉搏的光电传感器10分为红外对管和红外放射管。 采用红外对管。将对管夹于手指端部，通过手指的血液浓度会随着心脏的跳动发 生变化，红外对管对应的信号便会发生相应的变化，采集此信号经过放大，滤波，比 较等处理便可以得到理想的信号。 采用反射式的红外管。现在市场上的心率计普遍采用这种传感器来采集信号，因 为此红外管接收和发射都在手指的同一侧，因此便不用考虑每个人手指情况不同所造 成的麻烦。接收的是血液漫反射回来的光，此信号可以精确地测得血管内容积变化。 （3）集成传感器 当前,市面上有很多类型的集成心电传感器11,其灵敏度高,集成度高,直接就可以反 映出心率的变化,且已包含了滤波等抗干扰电路,波形经过放大可以直接处理使用。缺点 第 7 页 共 47 页 是价格非常昂贵，一般均在五百元以上。 三种方案的优缺点比较 （1）光电式： 优点：灵敏度高，易于操作,响应速度快，结构简单。 缺点：1、外部光源的变化对测量结果的影响较大； 2、需要购买专门的医用光电传感器，价格较贵且不易购买； 3、对这样的器件接触很少，对其进行调试时可能会出现较大困难。 （2）压电式： 优点：结构简单，实时性好，工作频带宽，应用电路简单，且价格低廉。 缺点：直接与人体相接触，容易因为人体肌肉的颤动等而产生干扰。并且容易受 到外界其他信号的干扰。 （3）集成式: 优点:集成度高,包含了滤波,放大电路,可以直接输出信号,便于操作,有效的减少了各 种干扰。 缺点:降低了本任务的难度,如果采用该传感器，只需将其直接接上单片机即可实现 功能，且价格非常昂贵。 考虑到种种情况，结合本系统的设计要求以及经费的考虑，最终选择压电式传感 器。该传感器价格较低，而且输出电压变化较为明显，可以实现我们的实验目的。 压电陶瓷片1213的外观和电路符号如下图 2.3 所示。压电片包括三个部分，镀银 层，压电陶瓷，以及铜片。外部压力作用于铜片时，压电陶瓷就可以感受压力而产生 电信号，并最终通过镀银层将该信号输出。在使用时，压电陶瓷片要通过导线与电路 板连接,注意在焊接压电陶瓷片时,时间不能太长以免烫坏压电陶瓷片的镀银层。 图 2.3 压电陶瓷片的符号及外观 第 8 页 共 47 页 由于压电陶瓷片的资料比较少，为了确定使用该传感器能够实现本次设计的目的， 先要对其进行实验，来确定它的输出电压是否符合要求。 使用实验室砝码来测试，其结果如下表表 2-1 所示。 表表 2-1 压电陶瓷片输出电压测试表压电陶瓷片输出电压测试表 压力(N)输出电压(mV) 0.1964.41 0.3924.55 0.5884.77 0.7844.80 0.984.85 1.1765.05 1.3725.35 1.5685.54 由于只需要 4mv-5mv 左右的电压输出，就可以实现设计要求14。由本次试验，可 以得知压电陶瓷片可以实现我们所要达到的目标。 2.1.2 单片机的选择 本设计作为一个简单脉搏测量仪，最后需给出脉搏波动频率。以单片机作为信息 处理中心，通过对单片机进行编程，完成信号输入检测、信息分析处理及信息显示。 （1）AVR 单片机 AVR 单片机1516是 ATMEL 公司生产的单片机。1997 年,由 ATMEL 公司挪威设 计中心的 A 先生与 V 先生利用 ATMEL 公司的 Flash 新技术, 共同研发出 RISC 精简指 令集的高速 8 位单片机，简称 AVR。相对于出现较早也较为成熟的 51 系列单片机， AVR 系列单片机片内资源更为丰富，接口也更为强大，同时由于其价格低等优势，在 很多场合可以替代 51 系列单片机。其特点是高速度(50ns)、低功耗,硬件应用 Harward 结构，具有预取指令功能，使得指令可以在一个时钟周期内执行，而 MSC-51 要 12 个 时钟周期执行一条指令。AVR 单片机如 LPC2131 等。 （2）凌阳单片机 凌阳是台湾凌阳公司推出的单片机，具有高速度、低价、可靠、实用、体积小、 功耗低和简单易学等特点，它的 CPU 内核采用凌阳推出的 Microcontroller and Signal Processor 16 位微机处理器芯片，以下简称nSP 。围绕 micro;nSP 所形成的 16 位 unSP 系列单片机，以下简称nSP 家族。采用的是模块式集成结构，它以 nSP 内核为中心集成不同规模的 ROM PAM 和功能丰富的各种外设部件。 nSP 内核是一个通用的和结构。除此之外的其它功能模块均为可选结构。以 第 9 页 共 47 页 及这种结构可大可小可有可无，借助这种通用结构附加可选结构的积木式的构成，便 可成为各种系列的派生产品，以适合不同场合，这样做无疑会使每种派生产品具有更 强的功能和更低的成本。 nSP 家族有有以下特点：体积小 ，集成度高，可靠性好易于扩展。 nSP 家族把各功能把各功能部件模块化地集成在一个芯片里。内部采用总线 结构，因为减少了各功能部件之间的连接，提高了其可靠性和抗干扰能力，另外，模 块化的结构易于系列的扩展，以适应不同用户的需求。具有较强的中断处理能力。 nSPTM 家族的中断系统支持 10 个中断向量及 10 余个中断源，适合实时应用领域。高 性能价格比：nSPTM 家族片内带有高寻址能力的 ROM，静态 RAM 和多功能的 I/O 口，另外 nSPTM 的指令系统提供出具有较高运算速度的 16 位，16 位的乘法运算指 令和内积运算指令，为其应用添加了 DSP 功能，使得 nSPTM 家族运用在复杂的数 字信号处理方面既很便利又比专用的 DSP 芯片廉价。如 SPCE061 等。 （3）51 单片机 51 单片机是对目前所有兼容 Intel 8031 指令系统的单片机的统称。该系列单片机 的始祖是 Intel 的 8031 单片机，后来随着 Flash rom 技术的发展，8031 单片机取得了长 足的进展，成为目前应用最广泛的 8 位单片机之一，其代表型号是 ATMEL 公司的 AT89 系列，它广泛应用于工业测控系统之中。目前很多公司都有 51 系列的兼容机型 推出，在目前乃至今后很长的一段时间内将占有大量市场。51 单片机是基础入门的一 个单片机，还是应用最广泛的一种。 51 单片机是 INTEL 公司生产的。它具有结构简单，价格便宜，易于开发的特点。 通用型，有总线扩展，有较强的位处理功能，有全双工异步串行通信口。但是其功能 相对较少，访问外部数据有瓶颈，作电压范围窄。 本设计中，单片机只需要对脉搏信号的波动频率进行测量、计算和显示，对单片 机的要求不是很高。而对 51 单片机，本人比较熟悉，所以，本设计中选择 51 单片机 作为信息处理中心。 在 51 系列单片机中，AT89 系列单片机是美国 ATMEL 公司推出的一种新型高性 能低价位、低电压低功耗的 8 位 CMOS 微型计算机。AT89S51 就是其中一款，它可以 完全满足本设计的设计要求，而且，AT89S51 的价格较低。 2.1.3 信号调理电路的选择 信号调理电路包括对信号的放大和滤波两个部分1718。由于传感器输出的电压比 第 10 页 共 47 页 较小，在几毫伏左右，且频率较低，需要低噪声，低漂移，高输入阻抗的放大器，所 以选择使用仪表放大器。肌电干扰可能会导致放大器的静态工作点偏移，甚至使放大 器达到饱和，所以第一级放大器的放大倍数不能太高。因此还需要另一个放大器。此 外，为了滤去高频信号和市电的干扰，还需要设计一个低通滤波器。这部分电路的框 图如图 2.4 所示。 图 2.4 信号调理单元框图 2.2 系统软件设计方案 2.2.1 脉搏波动频率测量方案的选择 脉冲信号的频率是指在单位时间内由信号所产生的交变次数或脉冲个数，即 。可以看出测量 fx 必须将 N 或 t 两个量之一作为闸门或基准，对另一个量进/fxN t 行测量。对于不同的频率范围，有三种不同的测量方法。 （1）周期测量法：适用于低频信号。采用单片机内的一个定时/计数器，以单片机 内的标准机器周期作为标准时基信号 Ts。被测信号的周期作为信号闸门，由程序控制 开关对时基进行计数得 nx，因此被测信号周期为，每分钟脉搏跳动次数为Txnx Ts 。60/NTx （2）多周期同步法：适用于中频信号。其特点是标准频率信号不是用来填充待测 信号的周期，而是与待测信号分别输入到两个计数器进行同步计数。 （3）频率测量法：适用于高频信号。充分利用单片机内的两个定时/计数器，一个 作为定时器，给出标准闸门信号，另一个作为计数器。 人体脉搏波动频率一般为 6080 次/min，其频率成分主要分布在 020Hz 之间， 属于次声，最高频率不超过 40Hz，一般情况下为 1Hz 左右，属于低频信号。所以，本 设计中选择周期测量法。 2.2.2 单片机工作方式的选择 单片机数据传送方式19一般有以下几种： （1）查询方式：由于 CPU 与外设之间存在时序、速度等差异，在数据传送前必 须检测接口状态，探查外设是否数据准备就绪。查询方式优点是结构简单，硬件开销 小；缺点是 CPU 在整个传送过程中需要不断检测外设状态，由于 CPU 的速度远远高 第 11 页 共 47 页 于外设，因此通常处于等待状态，工作效率很低。 （2）中断方式：CPU 无需检测外设是否数据准备就绪，不占据 CPU 时间，因此 CPU 与外设并行工作，提高了 CPU 的工作效率，还满足了外设的实时要求。 本设计中，选择中断方式。 2.2.3 显示电路方案的选择 脉搏信号经过单片机处理，得到脉搏波动频率之后，需要在显示电路中直观地显 示出来。所以，需要选用合适的显示设备及显示电路，来实现对脉搏波动频率信息的 显示。 人体脉搏信号从时域上看，是一个周期性较强的准周期信号。脉搏波动频率一般 为 6080 次/min。本设计中，显示位数较多。可以选择 LCD 字符液晶屏来对脉搏波 动频率信息进行显示。它具有： 电参数(VDD=5.0V 10%,VSS=0V,Ta=25 ) 显示内容：16 字符 x 2 行 字符点阵：5 x 8 点 驱动方式：1/16D 可供型号：TN STN(黄绿模灰模黑白模) 反射型带 EL 或 LCD 背光源 LCD 常用显示方法有两种：静态显示和动态扫描显示。 （1）静态显示：所谓静态显示，就是每一个显示器都要占用单独的具有锁存功能 的 I/O 接口用于笔划段字形显示。这样单片机只要把要显示的字形代码发送到接口电 路，就不用管它了，直到要显示新的数据时，再发送新的字形码，因此，使用这种方 法单片机中 CPU 的开销小，较小的电流能得到较高的亮度且字符不闪烁。静态显示适 用于显示器位数较少时。 （2）动态扫描显示：所谓动态显示，就是一位一位地轮流点亮显示器各个位（扫 描） ，对于显示器的每一位来说，每隔一段时间点亮一次。利用人的视觉暂留功能可以 看到整个显示，但必需保证扫描速度足够快，字符才不闪烁。当显示位数较多时，用 静态显示所需的 I/O 太多，一般采用动态显示的方法。 本设计中，显示的脉搏波动频率，同时显示脉搏次数和测试时间，选用动态显示。 第 12 页 共 47 页 3 系统硬件设计 本设计中，脉搏波动频率测量的实现是通过脉搏传感器采集脉搏信息输出电压信 号，经信号放大电路对其进行放大。然后，将放大后的脉搏信号经过整形电路将模拟 信号转化成数字信号，将脉搏信号转换为同频率的脉冲。通过对单片机进行编程来实 现对脉搏波动频率的测量和计算，并在显示电路中直观的显示出来。本章对各部分电 路的设计进行详细论述与分析。 3.1 一级放大电路的设计 一级放大电路20是整个系统设计的重点,脉搏测量仪要求在脉搏信号频率范围内， 不失真的放大所采集的微弱信号,这要求所用的放大器必须具有低噪声,低漂移,低失调参 数,高共模抑制比,高输入阻抗,线形度小等特点。 为了达到上述要求,并联型双运放放大电路21能满足其要求 图 3.1 并联型双运放放大电路 前两个运放为同向比例放大器,输入阻抗很高,它对共模信号有很高的抑制比。由于 Rx 连接于这两个放大器的求和点之间,当一个差分电压加到医用放大器的输入端时,整 个输入的电压都呈现在 Rx 两端。由于 Rx 两端的电压等于 V2-V1,所以流过 Rx 的电流 等于(V2-V1)/Rx,因此输入信号将通过放大器获得增益并且得到放大。 这种电路的优点在于： a,高共模抑制比； b,通常只需改变电阻 Rx 大小可改变增益。 以上电路需要三个运放，在调试的时候会比较复杂。现在的很多仪表放大器的内 部电路与这个电路相同，而且仪表放大器都有成品可以买到,只需调整外界电阻就可以 第 13 页 共 47 页 调整放大器的放大倍数，准确而且方便。 以下是几种常用的集成仪表放大器2223,其主要参数如表 3-1 表表 3-1 三种集成医用放大器参数三种集成医用放大器参数 器件输入失调电压输入偏置电流输入失调电流输入噪声 AD62050uV1.0nA0.5nA13 INA128125nV5.0nA5.0nA10 OPA1311mV50pA50pA21 脉搏信号是在强噪声下的微弱信号，它对前置放大器的共模抑制比，输入阻抗， 输入噪声，输入失调电压有较严格的要求，由表 3-1 知 AD620 是最为理想的。 AD620 参数如表 3-2 所示。 表表 3-2 AD620 参数表参数表 项目规格备注 增益范围11000 只需一个电阻 就可以设定 电源供应范围2.3V 18V 低耗电量最大供应电流 =1.3mA 可用电池供电， 方便 运用于便携式器材 精确度高 40ppm 的最大非线性度； 最大偏置电压为 50V ； 最大漂移电压0.6V/ 低讯号1khz 时低输入噪声9nV/Hz 使用场合 ECG 量测量与用以器材、压力测量 ,V/I 转换 资料拾取系统等 AD620 的芯片引脚如图 3.2 所示 第 14 页 共 47 页 1 R 4 . 49 x K G 图 3.2 AD620 芯片引脚图 其中增益为 （3-1） 由于肌电干扰可能造成前置放大器静态工作点的偏移，甚至截至饱和，所以前置 放大器的增益不能太大。所以设计时考虑两级放大,第一级采用 AD620,外接一个 4.7K 的电阻,放大倍数由公式大约放大十倍左右。 实际的一级放大电路原理图如图 3.3 所示。 图 3.3 一级放大电路 3.2 二阶滤波器电路的设计 由于脉搏信号的频率在 1.33HZ 左右，正常情况下不会出现高于 2HZ 的信号，因 此需要设计一个低通滤波器，用来滤去高频信号。在这个系统中最大的干扰就是来自 市电的 50HZ 干扰信号，考虑到有些病人在患病时可能会出现较高的脉搏，因此在设 第 15 页 共 47 页 计滤波器的截止频率在 4HZ 左右，这样不但能保证不滤去脉搏信号，而且能很好的将 干扰滤去。 （1）方案选择： 方案一：无源滤波器 采用 RC 低通滤波器。其电路如图 3.4 所示，特点是电路简单，阻带衰减太慢，选 择性较差。其幅频特性如图 3.5 所示。 图 3.4 一阶无源滤波 图 3.5 一阶无源滤波器幅频特性 方案二：二阶低通滤波器 采用二阶有源滤波器，通带内幅频特性曲线比较平坦，而且二阶也可以达到较陡 的衰减的特性。由于主要的干扰出现在 50HZ 左右，所以在截止频率较低时，采用二 阶滤波器即可达到很好的滤波效果。二阶有源滤波器的电路图如图 3.6 所示。其幅频特 性如图 3.7 所示。 第 16 页 共 47 页 RC FC 2 1 图 3.6 二阶有源滤波器 图 3.7 有源滤波器幅频特性 （2）参数确定 电容 C 的容量宜在微法数量级以下,电阻器的阻值一般应在几百千欧以内。我们现 在设定 C1=C2=0.33uF，R1=R2=100K。 根据 （3-2） 可以计算出，该滤波器的截止频率为 4.8HZ。符合所要达到的指标。同时，为了 更好的实现效果，也可以使用一些稍大的电阻，如 110K 等。 （3）方案确定 由于使用二阶有源滤波器能够很好的实现系统的滤波目的，所以选择使用方案二， 即二阶有源滤波器。其电路原理图如图 3.8 所示。 第 17 页 共 47 页 图 3.8 二阶滤波器 3.3 第二级放大电路的设计 第二级放大采用同相放大器24,其电路图为 图 3.9 同相放大器电路 其闭环电压增益 AVF=1+ （3-3） RF R1 输入电阻 Ri=ric （3-4） 输出电阻 R0=0 （3-5） VI R1 RP RF VO + 第 18 页 共 47 页 平衡电阻 RP=R1/RF （3-6） 其中，ric为运放本身同相端对地的共模输入电阻，一般为 108欧姆。 同相放大器具有输入阻抗高，输出阻抗很低的特点，广泛用于前置放大级。若 RF0，R1=（开路） ，则为电压跟随器，与晶体管电压跟随器（射极输出器）相比， 集成运放的电压跟随器的输入阻抗更高，几乎不从信号源吸取电流；输出阻抗更小， 可视作电压源，是较理想的阻抗变换器。 在设计时，选用的运放为 TL082，该运放具有较小的输入偏置电压和偏移电流， 输出设有短路保护，输入级有较高的输入阻抗，完全可以达到设计要求。同时，设定 RF=100K,R1=1K, 由 AVF=1+ （3-7） RF R1 可以得到第二级的放大倍数为 101 倍,可以实现系统所要达到的放大参数。 第二级放大电路的电路图如图 3.10 所示。 图 3.10 第二级放大器电路 3.4 整形电路 由于单片机只能检测到数字信号，因此，经过信号调理电路后得到的模拟信号必 须转换为数字信号。这里有两个方案可以选择。 方案一: 使用三极管进行整形. 第 19 页 共 47 页 图 3.11 三极管整形电路 方案二：使用施密特触发器25来实现整形。 只要使用一个施密特触发器，就可以实现对于信号的整流作用。 由于三极管的调试较为复杂，且工作性能不如施密特触发器稳定，所以我们选用 施密特触发器。现在的施密特触发器一般分为由 555 芯片构成和用 TTL 电路构成两种。 使用由 555 芯片构成的施密特触发器，结构简单，使用方便，因此选用 555 芯片来完 成该项任务。 由 555 芯片构成的施密特触发器如图 3.12 所示。 图 3.12 555 施密特触发器电路图 第 20 页 共 47 页 使用施密特触发器后，其输入输出波形的变化如图 3.13 所示。 图 3.13 施密特触发器工作波形 由于 VCC=5V，所以，当输入电压大于 2/3VCC，也就是 3.33V 时，电路就可以输 出高电平，然后一直持续到 1/3VCC，也就是 1.67V 时，电路开始输出低电平。在前面 的电路中，脉搏信号被转化为 5V 左右的信号，经过实验验证，脉搏信号在本级可以被 转化为能被单片机识别的数字信号。 图 3.14 整形电路 第 21 页 共 47 页 3.5 定时计数电路的设计 在这里，单片机要实现对脉搏信号的处理。在检测到第一个脉冲到达时，开启定 时器，然后在下一个脉冲到达时，关闭计时器，如此就可以求得一次心跳所需要的时 间，然后由该周期就可以得到一分钟的脉搏数。 考虑到单片机要实现以上功能，选择使用 AT89S51 来构成电路。AT89S5127是一 个低功耗，高性能 CMOS 8 位单片机，片内含 4k Bytes ISP(In-system programmable)的 可反复擦写 1000 次的 Flash 只读程序存储器，器件采用 ATMEL 公司的高密度、非易 失性存储技术制造，兼容标准 MCS-51 指令系统及 80C51 引脚结构，芯片内集成了通 用 8 位中央处理器和 ISP Flash 存储单元，功能强大的微型计算机的 AT89S51 可为许多 嵌入式控制应用系统提供高性价比的解决方案。 AT89S51 具有如下特点：40 个引脚，4k Bytes Flash 片内程序存储器，128 bytes 的 随机存取数据存储器（RAM） ，32 个外部双向输入/输出（I/O）口，5 个中断优先级 2 层中断嵌套中断，2 个 16 位可编程定时计数器,2 个全双工串行通信口，看门狗 （WDT）电路，片内时钟振荡器。 此外，AT89S51 设计和配置了振荡频率可为 0Hz 并可通过软件设置省电模式。空 闲模式下，CPU 暂停工作，而 RAM 定时计数器，串行口，外中断系统可继续工作， 掉电模式冻结振荡器而保存 RAM 的数据，停止芯片其它功能直至外中断激活或硬件复 位。同时该芯片还具有 PDIP、TQFP 和 PLCC 等三种封装形式，以适应不同产品的需 求。 经过整形的信号由单片机的 INT0 口输入，使用单片机的外部中断 0。单片机的 P0 口作为数据口，与显示屏相接，来输出单片机所计算的脉搏值。单片机的 P2.5，P2.6,P2.7 口接到液晶屏的控制端，来控制单片机工作。设置定时/计数器 1 屏蔽， 定时/计数器 0 工作方式为 16 位计数器，并对中断做出定义28。 定时计数电路如图 3.15 所示。 第 22 页 共 47 页 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 RXD 10 TXD 11 ALE/P 18 PSEN 19 P1.0 0 P1.1 1 P1.2 3 P1.3 4 P1.4 5 P1.5 6 P1.6 7 P1.7 8 INT1 13 INT0 12 T1 15 T0 14 EA/VP 31 X1 19 X2 18 RESET 9 RD 17 WR 16 AT89C51 20pF C12 20pF C13 Y2 12M GND 12 S1RESET EC1 1uf 30K R13 3.3K R14 图 3.15 定时计数电路 3.6 显示电路的设计 脉搏信号经过单片机处理，得到脉搏波动频率之后，需要在显示电路中直观地显 示出来。所以，需要选用合适的显示设备及显示电路，来实现对脉搏波动频率信息的 显示。本设计中，采用 160229字符液晶屏动态显示方式来显示脉搏波动频率信息。显 示电路如图 3.16 所示，1602 字符液晶屏时序参数如表 3-3 所示，硬件端口定义及软件 资源分配如表 3-4 所示。 表表 3-3 液晶驱动程序硬件端口资源分配表液晶驱动程序硬件端口资源分配表 硬件端口分配资源说 明 RSP0.0寄存器选择控制线 RWP0.1LCD 读写控制线 EP0.2启用控制线，高电平动作 LCDP2双向数据总线 POS_FLAG20H 字符串显示位置标志，为 0 时显示在第一行，为 1 时显示在 第二行 BLANK30H清行时填入的空格个数控制变量 第 23 页 共 47 页 LCD 初始化 液晶显示模块 1602 的控制指令：1602 的控制指令共 11 条,其中 9 条针对命令寄存 器 IR 的，30 31另外 2 条是针对数据寄存器 DR 的，具体指令如表 3.4 所示。 表表 3-4 1602 指令表（注：指令表（注：表示可以为表示可以为 0 或或 1） 编号指 令RSRWD7 D6D5D4D3D2D1D0 1清屏显示0000000001 2光标返回000000001 3置输入模式00000001I/DS 4显示开/关控制0000001DCB 5光标或字符移位000001S/CR/L 6置功能00001DLNF 7置字符发生存储器地址0001字符发生存储器地址(AGG) 8置数据存储器地址001显示数据存储器地址(ADD) 9读忙标志或地址01BF计数器地址(AC) 10 写数到 CGRAM 或 DDRAM 10要写的数据 11 从 CGRAM 或 DDRAM 读数 11读出的数据 32 33表 3-4 的相关命令设置如表 3-5 所示： 表表 3-5 1602 指令相关设置指令相关设置 命 令设置命 令设置 I/D1增量方式，0减量方式S/C1显示器移位，0光标移位 S1不移动，0移动R/L1右移，0左移 D1显示，0不显示DL18BIT，06BIT C1显示光标，0不显示光标N12 行，01 行 B1光标闪烁，0光标不闪烁F15*10 字型，05*7 字型 BF 1正在执行内部操作，0可接收 命令 第 24 页 共 47 页 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 RXD 10 TXD 11 ALE/P 18 PSEN 19 P1.0 0 P1.1 1 P1.2 3 P1.3 4 P1.4 5 P1.5 6 P1.6 7 P1.7 8 INT1 13 INT0 12 T1 15 T0 14 EA/VP 31 X