机电一体化毕业设计（论文）-基于单片机的心率计的设计.doc

扬州市职业大学毕业设计说明书(论文)作 者:学 号：教学点:专 业:机电一体化技术题 目:基于单片机的心率计的设计讲师许翔指导者： 评阅者： 2012 年 5 月扬州市职业大学毕业设计（论文）评语学生姓名： 班级、学号： 题 目：基于单片机的心率计的设计 综合成绩： 指导者评语： 指导者(签字)： 2011年5月18日毕业设计（论文）评语评阅者评语： 评阅者(签字)： 2011年5月18日答辩委员会（小组）评语： 答辩委员会（小组）负责人(签字)： 2011年5月18日毕业设计说明书（论文）中文摘要在社会飞速发展的今天，人们的物质文化生活得到了极大的提高，但同时多种疾病威胁着人们的生命；而心脏病的发作又是人们难以预防的突发致命疾病，所以健康也被越来越多的人所重视。本设计要解决的问题就是可以测量心率、预防心脏病等心脏方面疾病的数字心率计。本设计采用以at89s52单片机为核心的低成本、高精度、微型化数字显示心率计的硬件电路和软件设计方法。整个电路采用模块化设计，由主程序、预置子程序、信号采集子程序、信号放大处理子程序、显示子程序等模块组成。各探头的信号经单片机综合分析处理，实现心率测量的各种功能。在此基础上设计了系统的总体方案，最后通过硬件和软件实现了各个功能模块。相关部分附有硬件电路图、程序流程图。该心率计的原理是用红外光电传感器opt101接收到人体信号，因人体信号很微弱，所以在电路中设置了双重放大电路（主要芯片：op07、lm324n）。经过以上处理后，再传给单片机at89s52计算，计算完后由四位数码管显示出来。该心率计可以简单的测量出人的心跳和人体体温，基本实现了预定的目标，这将大大减少病人测量心跳和体温的时间。关键字：心率；测量； 单片机at89s52；传感器 专科毕业设计说明书（论文）第i页 共 i页 目录摘要. 1 绪论 1.1 课题的来源 1.2 课题设计的目的及功能实现的方法 1.3 论文结构 2 总体设计方案 2.1 心率计 2.2 总体电路框图设计 3 元器件选择及其功能介绍3.1 单片机at89s523.2 -12v电源 3.3 传感器opt101 3.3.1 opt101的技术性能 3.4 信号放大线路 3.4.1一级信号放大电路 3.4.2 二级信号放大电路 3.5 比较电路 3.6 显示电路 4 系统软件设计 4.1 测量计算原理 4.2 主程序流程图 4.3 中断程序流程图 4.4 定时器t0和t1的中断服务程序 5 系统硬件调试 5.1 系统部分电路测试 5.1.1 放大电路 5.1.2 比较电路 5.2 实验与焊接阶段 5.2.2试验阶段 5.2.2焊接阶段5.3 整机调试 5.3.1心跳的测量过程 5.3.2几种主要系统干扰与影响 6 总结与展望 致 谢 参考文献 附录 1 绪论心率不仅是反映心脏功能强弱的重要标志，也是反映人体运动强度的生理指标，很多情况下我们需要及时知道自己的心率本文介绍一种基于单片机技术的心率计，单片机的可编程性使其具有较大的适应性和灵活性1.1 课题的来源 在医学上，通过测量人的心率，便可初步判断人的健康状况。随着人们生活水平的提高，地球环境遭到破坏，多种疾病威胁着人们的生命；而心脏病的发作又是人们难以预防的突发致命疾病。因此，心率计很快产生，并得到发展。随着单片机技术的发展、人们的生活节奏加快，设计一种以使用方便为前提，能够快速测出人心率的心率计，不仅是临床者的欲求，也是体育训练者和外出旅游者的需求，因此，单片机快速心率计有着广阔的市场前景。根据设计任务要求： 心率计要在短时间内显示被测人的心率参数 要求设计异常光报警 心率传感器要求套在手指测量。该设计，从符合操作简便、外表美观、实用、安全的要求出发，完成设计和调试的全过程，该产品经过数十人的测试，符合毕业设计题目的要求。 1.2 课题设计的目的及功能实现的方法现在经常可以看到在许多小型医院里，对心率的测定仍采用人工听诊器的方式，为了方便心率的采集，决定用at89s52单片机为主芯片制作一个简单易用易携的心率计，能自动测量心跳次数并数字化形象直观的表现出来。为此，其中心率计特色功能的实现主要靠有效稳定的信号采集模式，可以通过查阅资料发现主要的心率采集有两种方法：通过一对红色发光二极管实现和通过压电陶瓷芯片实现。方案一：检测的基本原理：随着心脏的搏动，人体组织半透明度随之改变，当血液送到人体组织时，组织的半透明度减小；当血液流回心脏，组织的半透明度增大。这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显。因此，本心率计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体的上述位置，并用装在该部位另一侧或旁边的红外光电管来检测机体组织的透明程度并把它转化为电信号。由于此信号的频率与人体每分钟的脉搏次数成正比，故只要把它转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。方案二：检测的基本原理：随着心脏的搏动，人体手腕的脉搏及颈部的搏动较为明显，我们采用压电传感器放在上述位置，把压电传感器测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。1.3 论文结构本文阐述了基于单片机设计的心率计的设计原理与 实现方法。以at89s52单片机为基础，实现了心率计的各种功能。文中详细地描述了心率计的设计过程，包括：取样电路、放大电路、比较电路、单片机处理电路和显示电路，同时还提出了基于单片机的编码、译码程序设计流程图。从整体上实现了心率计的功能。第1章：对本论文的选题的目的和意义以及论文的结构进行了阐述，并说明了心率计的设计思路及课题的设计和要求。第2章：介绍了系统整体方案的设计与原理总图，简要的介绍了设计的原理和框图介绍。第3章：详细介绍了系统所需的主要元器件单片机at89s52、运算放大器op07、电压比较器lm324n及部分元器件使用说明。第4章：详细介绍了单片机最小系统，对取样电路、放大电路、比较电路、和单片机处理电路和显示电路进行了设计。并附了部分电路的仿真图。第5章：在硬件设计的基础上，阐述了对软件的设计并介绍了程序计算方法，给出了程序主程序和子程序。第6章：在本章介绍了软硬件调试、焊接及仿真和结果分析第7章：总结本文的研究工作，对心率计未来的发展方向及需要改进的地方进行了展望。2 总体方案设计2.1 心率计原理随着心脏的搏动，人体组织半透明度随之改变。当血液送到人体组织时，组织的半透明度减小;当血液流回心脏，组织的半透明度增大。这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显。因此，本心率计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体的上述部位，并用装在该部位另一侧或旁边的红外光电管来检测机体组织的透明程度并把它转换成电信号。由于此信号的频率与人体每分钟的脉搏次数成正比，故只要把它转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。本电路把心跳脉冲输入给计数器之前，作了100倍频处理，组成方框图。假设心跳每分钟为n次，相当频率n/60hz，经过100倍频处理,这时，只要计数闸门设置为0.6秒，则能准确显示出心率来。如n=76，100倍频后频率为127hz，通过脉冲为1270.6=76，正好与实际心率相符。 2.2 总体电路框图设计心率计的总体设计电路框图如图2-1所示，主要包括取样电路、放大电路、比较电路、单片机处理电路和显示电路先用红外光电传感器采集与心跳同频率的信息，当人体组织半透明度的数值较大时，红外光电二极管dl发射出的透过人体组织的光强度很弱，光敏三极管无法导通，所以输出端为高电平；当人体组织半透明度的数值较小时，红外光电二极管dl发射出的透过人体组织的光强度较强，光敏三极管导通，输出端为低电平，这样就形成了频率与脉搏次数成正比的低频信号，它近似于正弦波形脉搏为50次/分时，频率是078hz，199次/分时,频率是333hz，从传感器过来的是低频信号该低频信号首先经rc振荡器滤波以消除高频干扰，经无极性隔直流电容c3、c5加到线性放大器的输入端放大器将信号放大100倍，并与r7、c6组成截止频率为10hz-1hz左右的低通滤波器以进一步滤除残留的干扰正弦信号经cio、r14微分形成尖脉冲信号，单稳态振荡电路将尖脉冲信号转化为同频率的长脉冲信号，该脉冲信号通过r17送到单片机后，软件对信号进行处理，最后在数码管上显示数值。 光电传感器一级放大电路单片机处理电路显示电路-12v电源比较电路二级放大电路 图2-1 系统设计原理图3 元器件选择及其功能介绍3.1 单片机at89s52 主要性能：（1） 与mcs-51单片机产品兼容（2） 8k字节在系统可编程flash存储器（3） 1000次擦写周期 （4）全静态操作：0hz33hz（5） 三级加密程序存储器（6） 32个可编程i/o口线 （7） 三个16位定时器/计数器（8） 八个中断源（9） 全双工uart串行通道 （10）低功耗空闲和掉电模式（11）掉电后中断可唤醒 （12）看门狗定时器（13）双数据指针 （14）掉电标识符功能特性描述：at89s52是一种低功耗、高性能cmos8位微控制器，具有8k 在系统可编程flash 存储器。使用atmel 公司高密度非易失性存储器技术制造，与工业80c51 产品指令和引脚完全兼容。片上flash允许程序存储器在系统可编程，亦适于常规编程器。在单芯片上，拥有灵巧的8 位cpu 和在系统可编程flash，使得at89s52为众多嵌入式控制应用系统提供高灵活、有效的解决方案。at89s52具有以下标准功能： 8k字节flash，256字节ram，32 位i/o 口线，看门狗定时器，2 个数据指针，三个16 位定时器/计数器，一个6向量2级中断结构，全双工串行口，片内晶振及时钟电路。另外，at89s52 可降至0hz 静态逻辑操作，支持2种软件可选择节电模式。空闲模式下，cpu停止工作，允许ram、定时器/计数器、串口、中断继续工作。掉电保护方式下，ram内容被保存，振荡器被冻结，单片机一切工作停止，直到下一个中断或硬件复位为止.at89s52的引脚结构如图所示。 引脚定义 vcc 电源输入 gnd 接地线 rst/vpp 复位引脚 ale 地址锁存 允许信号 psen 外部存储器读选通信号 ea 程序存储器内外部选通 xtal1 片内震荡电路的输入端 xtal2 片内振荡电路的输出端 p1口 8位准双向i/o口线，p1.0p1.7 p3口 8位准双向i/o口线, p3.0p3.5图3-1 at89s52的引脚 单片机最小系统，是指用最少的原件组成的单片机可以工作的系统。at89s52是片内有eprom的单片机。因此，用这种芯片构成的最小系统简单、可靠。用at89s52单片机构成最小应用系统时，只要将单片机接上时钟电路和复位电路以及扩展的简单i/o口即可，如图4-1所示。由于受集成度、片内功能的限制，最小应用系统只能用作一些小型的控制单元。其应用特点为：有可供用户使用的较多的i/o口线。由于不需要扩展外部存储器，ea应接高电平，p0、p1、p2、p3均作为用户i/o口使用。内部存储器容量有限。应用系统开发具有特殊性。如at89s52的应用软件须依靠半导体厂家用半导体掩膜技术置入，故at89s52应用系统一般用作大批量生产的应用系统。另外，p0、p2口的应用与开发环境差别较大。单片机最小系统由cpu主器件，数据地址锁存器，译码器，ttl或非门，ttl与非门，3位8段共阳极数码管，三极管，开关二极管，单片机时钟晶振。 图3-2 单片机最小系统原理图 3.2 -12v电源-12v电源由555定时器生成，原理图如图3-3 所示：图3-3 -12v电源电压原理图-12v电源电压仿真图如图3-4 所示： 图 3-4 -12v电源电压仿真图 3.2 信号采集电路3.2.1 opt101的技术性能 opt101型传感器是美国b-b公司研制的集光敏器件（光敏二极管）与信号放大于一体的器件.采用单电源供电，压电输出。输出电压随照射到光敏器件的光强度呈线性变化。可用于医疗仪器、实验室仪表、位置与接近探测、图像分析、条线码扫描器、温室的光照度控制等。opt101型传感器内部电路结构如图3-2所示。 opt101型传感器的性能、特点：（1）单电源供电 +2.7v+36v（2）光敏二极管的尺寸：0.09*0.09in（3）片内放大器反馈电阻：rf=1m（4）光敏二极管响应：0.45a/w(650nm时)（5）响应带宽：14k hz（rf=1m）（6）静态电流：120 ma (7) 采用8引脚dip，5引脚sip，与8引脚表面贴装封装（8）工作温度： 0 70（9）输出电压: 050mv信号经过光电管采集后，输入电路中，电路将会将背景噪声滤除，4 5连接后即构成了一个基本应用网络。红外接收二极管在红外光的照射下能产生电能，单个二极管能产生o.4 v电压，0.5 ma电流。由此看来，所谓脉搏信号的拾取实际上是通过红外接收二极管，在有脉和无脉时暗电流的微弱变化，再经过电路的处理后而得到的。从5端口输出的信号为0mv-50mv的电压信号。由于比较电路的设计为0v5v的方波，所以该信号不符合要求，需要经过100倍放大后才能作为输入信号。所以设计了放大电路对输出信号进行处理。图 3-5 opt101型传感器内部电路结构信号采集电路如图4-2所示。d1与vb组成光电传感器。因光电传感器输出的点脉冲信号时非常微弱的信号，而且频率很低（如脉搏50次/分钟为0.78hz，200次/分钟为3.33hz），并且还伴有各种噪声干扰，故该信号要经过r3、c1低通滤波，去除高频干扰。当传感器检测到较强的干扰光线时，其输出端的直流电压信号会有很大变化。为了便于后续电路对信号的处理，其中发光二极管位传感器提供探测光源，c.r2 组成高通滤波网络，其传输函数位 频带截止频率为 f =1/(2rc) 经电路处理后，信号从5号端口输出，信号为0mv50mv的电压信号。信号经过光电管采集后，输入电路中，电路将会将背景噪声滤除，4 5连接后即构成了一个基本应用网络。信号经处理后由3端口输出到下一级的放大电路中进行信号的整形与放大。经处理后，信号经由6号管脚输出。 图3-6 信号采集电路3.3 信号放大线路3. 3.1 一级放大电路这些低成本jfet输入运算放大器整合在一个单片集成电路上，是目前国家最先进的线性技术。每个内部补偿运算放大器具有良好的匹配低输入高电压jfet输入设备的偏移电压。该技术提供广泛的bifet带宽和快速的低输入偏置电流的转换速率，输入失调电流和电源电流。这些器件在单、双和四引脚与业界标准运算放大器mc1741兼容。集成运放tl184cn的最大额定值如表3-1所示。op07的性能特点： （1）输入失调6.0 mv和15 mv的最大电压选项 （2）低输入偏置电流：30pa（3）低输入失调电流：5.0pa（4）增益带宽：40 mhz（5）高压摆率：13v/us （6）低电源电流：每个放大器1.4ma （7）高输入阻抗：1012 w表3-1 tl184cn的最大额定值类别符号大小单位电源电压vccvee 18 -18 v差分输入电压vid30v输入电压范围vidr15 v输出短路持续时间 tsc连续，没中断操作环境温度范围 ta 0+70储藏温度范围tstg -65150心率计的主要原理是随着心脏的搏动，人体组织半透明度随之改变。当血液送到人体组织时，组织的半透明度减小;当血液流回心脏，组织的半透明度增大。这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显。当用光电红外传感器接收到该变化后，但由于该变化很微弱，这就需要放大器对其进行放大，这就是一级放大电路。放大电路如图4-3所示。 对此部分电路进行分析如下:首先,有理想放大器的虚短和虚断的性质有:因此：放大倍数为：由以上式可以得出:为了抑制温漂，所以选择因此配置的电阻为：由于上一级opt101的输出电压为0mv50mv,经次一级放大后为0mv500mv，未能符合电压比较器的输入要求，故信号传输进下一级放大电路。图 3-7 放大电路c2为电解电容，开始使用的电容为0.1u，此时发现通过的交变电流很少，当改成10u之后，几乎所有的交变电流都可以传输到放大器u1a放大，电解电容c3的原理和c2一样。r5为接在放大器两端的电阻，它的值直接影响着放大器的放大倍数。经计算当r5的值为125k时，放大器的状态最好，不失真。此时放大器的放大倍数为5倍，信号的放大不足。所以把r5的值改为1m，此时的仿真图为6-3所示，虽然信号放大失真，但放大倍数提高到100倍，因为在设计中只需要最大幅值，经过试验，该放大值很适合试验，所以r5采用1m值。3.3.2 二级放大电路lm324系列器件为价格便宜的带有真差动输入的四运算放大器。其最大额定值如表3-2所示，与单电源应用场合的标准运算放大器相比，它们有显著的有点：该四放大器可以工作在低到3.0伏或高到32伏的电压下，静态电流大致为mc1741的五分之一（对每个放大器而言），共模输入范围包括负电源，因而消除了在许多应用场合中采用外部偏置元件的必要性，输出电压范围也包括负电源电压。其特点为：（1）短路保护输出 （2）真差动输入级（3）单电源工作，3.0v32v （4）低输入偏置电流，最大100nalm324a（5）每一个封装四个放大器 （6）内部补偿（7）共模范围扩展到负电源 （8）行业标准引脚输出（9）在输入端的静电放电位增加可靠性而不影响器件的工作表3-2 lm324的最大额定值额定值符号lm324,lm324alm2902lm2902v单位电源电压单电压分离电压vccvcc,vee3216 26 13vdc输入差动电压范围vidr3226vdc输入共模电压范围vicr -0.3至32-0.3至26vdc输出短路持续时间 tsc 连续结温 tj 150保存温度范围tstg -65+150工作环境温度范围ta-25+85070-40+105-40+125 如图3-8 所示，r5与r1、r2、r3的电阻和之比为放大器的放大倍数，经过计算所得改放大器的理论值为200倍，但由于11号接口上-5v供压不足再加上材料限制和人为的因素，该放大倍数只有20倍左右。 图中c2为耦合电容，作用为隔直流通交流，之所以使用10u的电容，是为了让所有的信号通过。c3同c2一样。信号放大电路仿真图如图4-3所示。电路见附图。此放大器可代替晶体管进行交流放大,可用于扩音机前置放大等。电路无需调试。放大器采用单电源供电, 由r1、r2组成1/2v+偏置,c1是消振电容。 放大器电压放大倍数av仅由外接电阻ri、rf决定：av=-rf/ri。负号表示输出信号与输入信号相位相反。按图中所给数值, av=-10。此电路输入电阻为ri。一般情况下先取ri与信号源内阻相等,然后根据要求的放大倍数在选定rf。c3和ci为耦合电容。 图 4-3 信号放大电路 3.4 比较电路信号从上级放大器c3口输出，放大倍数为100倍,这就使得传输到比较电路2口的电压值达到了整形的要求，约05v，设计需要0、5v的方波，所以此信号符合电路要求。当2口接到的信号电压小于该值时显示0v，当大于该值时显示5v。这就形成了0和5v的方波。 图 3-8 电压比较器3.5 显示电路led采用3位8段加提示符的液晶显示模块lcm046，3-4线串行接口，低功耗特性；显示状态功耗为50ua;省电模式下1ua;工作电压2.7v5.2v。视角对比度可调，显示清晰，稳定可靠，可加背光。at89s52通过p1.0p1.3与led连接.显示电路如下；图 3-9 显示电路 4 系统软件设计基于单片机心率计的软件设计主要由主程序流程图、中断程序流程图及显示子程序组成。我们知道c语言程序有利于实现较复杂的算法，汇编语言程序则具有较高的效率且容易精细计算程序运行的时间，而心率计的程序既有较复杂的计算（时间t内的平均值），又要求精细计算程序运行时间（动脉搏动时间）。但是由于本专业只学习了汇编语言，所以采用汇编语言编写软件。4.1 测量计算原理 本电路把心跳脉冲输入给计数器之前，作了100倍频处理，组成方框图。假设心跳每分钟为n次，相当频率n/60hz,这时，只要计数闸门设置为0.6秒，则能准确显示出心率来。如n=76，100倍频后频率为127hz，通过脉冲为1270.6=76，正好与实际心率相符。 设k个连续的动脉搏动所用时间为t（秒），在时间 t 内心率的平均值为n（次/分），则： n = 60k/t (1)为了能够控制用单片机计算机测定t值，我们利用脉动信号控制（在k个连续的脉搏周期内）单片机的定时/计数器t0定时（定时1ms中断一次），工作寄存器对中断次数进行计数，然后读取计数值。设该计数值为n，于是有： t = 0.001n （2）把（2）带入（1）得到： n = 60k/0.001n =60000k/n （3）式（3）就是利用单片计算机测定心率值的数学模型（误差小于0.4%）。在该单片机系统中，k = 19（用户可通过按键自行设置）。可测心率范围20次/分200次/分（n的范围：30030000）. 4.2 主程序流程图程序流程图如图5-1所示。程序初始化是每个单片机程序所必备的，它的主要任务是确定程序人口和中断人口地址。接下来是显示为全零，主要目的是为了区分是否有信号送人，当没有信号送人时，显示为全零，则说明心率计没有工作，反之，则正常工作。定时looms是设计中比较重要的一部分，它主要是为采样6s打下基础。设计中运用定时器t1的定时功能来实现100s的定时，等待中断占用了程序执行的大部分时间，它主要是一个死循环语句，只有当中断条件满足时，才执行中断服务子程序，对计数的结果进行累加，累加之后，判断采样的次数，如果采样未满60次，说明不到6 s，返回继续采样、等待中断，直到采样60次为止，之后把6s内采样得到的次数由二进制数转化为十进制数，送到数码管进行动态显示。 steb eto steb ea steb tr0 steb tr1 pctc: mov th0，#15h mov tl0，#0a0h mov th1 ,#00h mov t11, #00h mov tmod,#51h mov 7fh，#0ah ；oah=10 10*60ms=0.6s retctco: push dph push dp1 push accmov th0，#15h ; mov tl0，#0a0h dec 7fh mov a，7fh cjne a, #0ffh, ctco1 ctco1: mov a, tl1addc a, r2mov r2, adec r1 mov a, r1 jnz ctco2 mov b, #03h mov a, r2 div ab lcall chan mov tl1, #00h pop acc pop dp l pop dphctco2: retichan: mov b, #64h div ab mov 60h, a mov a, #0ah xch ab div ab swap a add a, b mov 61h, a ret 开始二翻十等待中断第一次显示全零程序初始化关中断定时器赋值小于50次/分钟大于199次/分钟保持数值程序开中断返回定时100ms中断累加计数结果采样60次显示心率 图 5-1 程序流程图 图5-2 中断程序流程图4.3 中断程序流程图心率的有效测量范围为50次一199次/分钟，为了消除外界信号的干扰，在定时器中断程序中加入了对频率大小的判断，滤除掉小于50次/分钟和大于199次/分钟的脉冲信号，中断程序如图5-2所示中断服务程序steb eto ；允许中断 steb ea steb tr0 steb tr1pctc: mov th0，#15h mov tl0，#0a0h mov th1 , #00h mov t11, #00h mov tmod,#51h mov 7fh，#0ah ；oah=10 10*60ms=0.6s ret 4.4 定时器t0和t1的中断服务程序 定时器t0的中断流程图如图5-3所示，定时器t1的中断服务流程图如图5-4所示。 保护现场置t0定时初值r1r4+1送r1r4恢复现场中断返回保护现场置t1定时初值外部中断0关闭中断次数（100次）-1=0？外部中断0打开恢复现场中断返回图5-3 定时器t0的中断 图5-4 定时器t1的中断服务程序流程图 服务程序流程图 5 系统硬件调试在制作实物之前，首先需要根据自己制作实物的思想步骤和实物所要达到的功能绘制出元器件的原理图。因为元器件的大小不同，达到预期功能的效果也不一样，在这种情况下，就需要对硬件电路进行变换和调试。实物焊接出来之后，考虑各种干扰和影响因素，还要对硬件进行整机调试。系统的调试过程是检验、修正设计方案的实践过程，也是应用理论知识来解决实践中各类问题的关键环节，是电路设计者必须掌握的基本技能。 5.1 系统各部分电路模块测试5.1.1一级放大电路 比较电路如图所示，信号从上级放大器c3口输出，由于上级放大电路材料的限制和人为干扰的因素，放大倍数远没有达到100倍（约20倍左右）,这就使得传输到比较电路2口的电压值还是很小，约0mv100mv。 6.2 焊接与完成阶段在完成实验阶段测试后，这时电路的元器件及各种电阻电容的值就已经确定。可以实物的焊接。焊前处理 焊接前，应对元件引脚或电路板的焊接部位进行焊前处理。清除焊接部位的氧化层可用断锯条制成小刀。刮去金属引线表面的氧化层，使引脚露出金属光泽。印刷电路板可用细纱纸将铜箔打光后，涂上一层松香酒精溶液。元件镀锡在刮净的引线上镀锡。可将引线蘸一下松香酒精溶液后，将带锡的热烙铁头压在引线上，并转动引线。即可使引线均匀地镀上一层很薄的锡层。导线焊接前，应将绝缘外皮剥去，再经过上面两项处理，才能正式焊接。若是多股金属丝的导线，打光后应先拧在一起，然后再镀锡。焊接技做好焊前处理之后，就可正式进行焊接。 焊接方法：焊接，检查，剪短。a.右手持电烙铁。左手用尖嘴钳或镊子夹持元件或导线。焊接前，电烙铁要充分预热。烙铁头刃面上要吃锡，即带上一定量焊锡。b.将烙铁头刃面紧贴在焊点处。电烙铁与水平面大约成60角。以便于熔化锡从烙铁上流到焊点上。烙铁头在焊点处停留的时间控制在23秒钟。c.抬开烙铁头。左手仍持元件不动。待焊点处的锡冷却凝固后，才可松开左手。d.用镊子转动引线，确认不松动，然后可用偏口钳剪去多余的引线。焊接质量焊接时，要保证每个焊点焊接牢固、接触良好。要保证焊接质量。应是锡点光亮，圆滑而无毛刺，锡量适中。锡和被焊物融合牢固。不应有虚焊和假焊。虚焊是焊点处只有少量锡焊住，造成接触不良，时通时断。假焊是指表面上好像焊住了，但实际上并没有焊上，有时用手一拔，引线就可以从焊点中拔出。这两种情况将给电子制作的调试和检修带来极大的困难。只有经过大量的、认真的焊接实践，才能避免这两种情况。焊接电路板时，一定要控制好时间。太长，电路板将被烧焦，或造成铜箔脱落。从电路板上拆卸元件时，可将电烙铁头贴在焊点上，待焊点上的锡熔化后，将元件拔出。由于本次设计采用单片机开发板来焊接，因此最小系统部分只用焊接元件不用另外布线，减轻了焊接部分的工作量，同时是电路板更美观。虽然用单片机开发板来焊接，但是在焊接过程中也必须认真谨慎，避免虚焊和短路。每焊完一个元器件或者一条线路都要用万用表检查焊接是否成功。 6.3 整机调试 6.3.1 心跳的测量过程由于血液是一种高度不透明液体，血液中含有大量的血红细胞，这种细胞具有很强的吸收红外线的功能。因此，红外线在一般组织中的穿透性要比在血液中大几十倍。当人体动脉血管随心脏周期性地收缩和舒张动脉血管的血液容积随之发生变化时，动脉所在部分的人体组织对于红外光的透射性就会发生变化。这种现象在人体组织较薄的手指尖和耳垂等部位最为明显 。由于手指尖比较容易试验，设计中就测量手指的变化来计算出心跳。在设计中，用红外光电二极管照射手指，在手指的另一边用光电传感器opt101接受透射过的光信号，并放大转化为电信号。由于人体内变化很微弱，设计就需要放大器对该信号进行放大，将放大到单片机能处理的信号直接交给单片机处理显示。 6.3.2几种主要系统干扰与影响（1） 阳光的干扰。因为本设计是通过红外光线透过手指采集到信号，进而对信号处理得到人体的心跳，光在本设计中很重要。而且在各种不同的环境中，外界光照的强度不一样，这对实验的干扰就讲很明显。但是外界光照对于人体是均衡的，即各处光照强度相同，对人体内变化的影响是相同的，即可以相互抵消。（2） 测量过程中手指的抖动。光电传感器opt101检测到的人体信号很微弱，手指的一点抖动都会引起测量心跳值的大幅变化。为了解决这个问题，在设计中，把opt101和发光二极管相距一定距离（够放下小拇指）之后固定死，这样在测量的时候只要人尽量保持手指不动，就可以大大减小手指抖动对试验的影响。（3） 呼吸的影响。 试验的原理主要是血液中的含氧量的变化进而导致人体组织变化而测量心跳的，这样均匀呼吸和急促呼吸就将使得人体内的含氧量大大不同。据试验所得，当人运动之后呼吸会比较剧烈，这时他的心跳值就会随之变大。正常情况下 ，心率指的是当人心平气和的时候的却只有20倍，这里存在着很多方面的原因，比如放大器供电不足，理论需要-5v电压，但设计做出的电源电压只有-3-4v，严重影响了放大器的工作；还有就是材料限制、焊接中的问题以及理论方面的不足。二级放大电路（比较电路）基本上完成了由正弦波变成方波的要求，虽然在放大倍数上没有达到理论要求值，但不影响系统的正常运行。设计基本上达到了测量人体内脉搏变化而计算得到心跳次数的要求，手指放在光电传感器前面10秒后，四位数码管即可显示被测人的心跳。7 总结和展望心率是指单位时间内心脏波动的次数。一般指每分钟的心跳次数，是临床常规检查的生理指标。传统测量脉搏次数的方法是以基准时间为单位，并通过基准时间内测得的脉搏跳动次数和相关倍数，计算出没分钟的脉搏次数。但在现实生活中，这种可以直接测量心跳的仪器还不是很常用，在很多小型医院里 ，医生们依旧使用着古老的手动式听诊器，这大大影响了效率和救治的时间。这就为心率计的研究与生产奠定了必然基础。本文是基于单片机研究设计的心率计，现在市场上存在了一些基于fpga研究设计的心率计，二者的原理和过程基本上是一样的！心率计的原理是用传感器接收到人体微弱的信号，因为人体信号比较的微弱，一般放大的倍数也比较高，100倍以上的。心率计硬件电路的设计主要包括单片机系统及显示电路、信号采集和信号放大与滤波处理电路三部分。单片机采用at89s52或其兼容系列。采用12mhz高精度的晶振，以获得较稳定时钟频率，减小测量误差。单片机用p1.0端口输出超声波换能器所需的40khz的方波信号，利用外中断0口监测由传感器opt101信号采集电路输出的信号。显示电路采用简单实用的3位led数码管，信号用op07放大。基于单片机心率计的软件设计主要由主程序流程图、中断程序流程图及显示子程序组成。我们知道c语言程序有利于实现较复杂的算法，汇编语言程序则具有较高的效率且容易精细计算程序运行的时间，而心率计的程序既有较复杂的计算（时间t内的平均值），又要求精细计算程序运行时间（动脉搏动时间），所以控制程序可采用c语言和汇编语言混合编程而成。实物焊接出来之后，先要进行硬件调试。电路的调试过程是检验、修正设计方案的实践过程，也是应用理论知识来解决实践中各类问题的关键环节，是电路设计者必须掌握的基本技能。把电子元器件连接起来，实现特定功能的关键一步是调试。调试方法有两种：分块调试法和整体调试法。在硬件检测完之后，在没有问题的情况下可以输入程序，调试程序的可行性，并加以改正，配合着程序改动系统的原理图。文中的心率计使用了脉搏波作为源信号，当然我还可以通过对心电图的分心来研究心率，它们的后继电路部分结构都大同小异，主要的区别是前段的信号采集。本仪器适用于69v直流电压，工作电流为100ma左右，心率计通电后，将手指放在红外光电传感器的中即可检测到人体的信号，并在数码管中显示出来！当然它也存在着一定的问题，但我想在后来的研制和生产中，肯定会大大提高它的性能 ，极力完善它的缺点。致 谢大学期间的最后一次设计亦毕业设计终于结束了。在本论文的写作过程中，我的指导导师许翔老师倾注了大量的心血，从选题到开题报告，从写作提纲，到一遍又一遍地指出每稿中的具体问题，严格把关，循循善诱，许老师认真,仔细,负责的态度给了我很大的帮助!在此我表示衷心感谢。也要感谢我的同