心电图数据采集系统设计

1 目录 摘要 2 第一章 绪论 3 1 1 引言 3 1 2 本课题研究意义 3 第二章 本课题主要硬件设计内容 10 2 1 心电信号采集 11 2 1 1 带通滤波电路 13 2 1 2 工频陷波电路 14 2 1 3 主放大电路 15 2 1 4 A D 转换 16 2 1 5 ADC0809 内部功能与引脚介绍 16 2 1 6 AT89C51 与 ADC0809 的接口 18 2 1 7 时钟源设计 19 2 1 9 复位电路设计 19 1 1 10 显示电路 19 第三章 系统主要程序设计 20 第四章 系统原理图 26 总结 27 参考文献 28 2 摘 要 心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一 据统计 心血 管疾病是威胁人类生命的主要疾病 世界上心脏病的死亡率仍占 首位 因此 对心血管疾病的诊断 治疗一直被世界各国医学界 所重视 准确地进行心电信号提取 为医生提供有效的辅助分析 手段是重要而有意义的课题 随着电子技术的迅速发展 医用心 电信号采集系统近年来己在临床诊断中逐渐应用 首先 设计心电采集模块 包括心电前置放大器 带通滤波 电路 线性光耦放大电路 50 Hz 陷波电路 35 Hz 陷波电路及 电平抬升电路 A D 转换电路输出显示电路等 其次 由于越 来越多的研究者发现心电图中变化与大多数心血管疾病都有着紧 密的联系 因此 本课题设计了心电信号检测方法 包括心电信 号的采集 放大以及波形的液晶显示 在论文当中 设计的电路 能够有效的抑制了各种干扰 检测出良好的心电信号 论文的研 究工作基本上达到了设计的要求 为进一步的产品开发打下了良 好的基础 关键词 心电信号 数据采集 A D 转换 单片机 LCD 显示 3 第 1 章 绪论 1 1 引言 心电信号是人类较早研究并应用于医学临床的生物电信号 之一 它比其他生物电信号更易于检测 并具有一定的规律性 自 1903 年心电图引入医学临床以来 无论是在生物医学方面 还是在工程学方面 心电信号的记录 处理与诊断技术均得到了 飞速的发展 并积累了相当丰富的资料 当前 心电信号的检测 处理仍然是生物医学工程界的重要研究对象之一 1 2 本课题研究意义 心脏病已成为危害人类健康的主要疾病之一 据统计 世 界上每年平均有几百万人死于心血管疾病 心血管疾病是威胁人 类生命的主要疾病 据统计全世界死亡人数中 约有三分之一死 于此类疾病 很多病人由于没能及时发现病变从而延误了治疗 在我国因心血管疾病而死亡的人数占总死亡人数的 44 可见 心脏病己成为危害人类健康的多发病常见病 因此心脏系统疾病 的防治和诊断是当今医学界面临的首要问题 国际上医学界人士 能够通过对心电信号的特征 规律的研究 对部分相关病变做出 早期预测和及时诊断 因此 准确地进行心电信号提取 为医生 提供有效的辅助分析手段是重要而有意义的课题 医学实践表明 对猝发性心律失常患者 如果能够及早发现心律失常先兆 及时 采取抢救措旋 其中 70 80 的患者可以避免死亡 随着电于技术的迅速发展 医用电子监测 监护系统 近年 来己在临床中普遍应用 这类仪器是以心电图作为首位监护参数 的 所以也称为心电监护 常规心电图是病人在医院静卧情况 4 下由心电图仪记录下来的心电活动 一般有 12 个导联 反映了 额面和横面上的心电变化 可以从多个角度观察到心脏的活动情 况 对心肌梗塞 早搏 左前支阻塞和左后分支阻塞等进行定位 诊断 是心脏病诊断的重要手段之一 但是常规心电图仅记录 6 100 个心动周期 历时仅几秒 1 分钟左右 只能获取较少有 关心脏状态的信息 一个正常人一天 24 小时心搏数达 10 万次以 上 在有限的时间内 记录发生心率失常的概率相当低 尤其是 一些阵发性心率失常 即使病人有自觉症状 但在做常规心电图 检查时也往往难以捕获 研究发现监测 l rain 心电图只能检出 10 病人的心率失常 24h 则可达到 85 90 在人的日常活 动过程中进行心电监护 长时间不间断地记录得到的动态心电图 包含各种情况下的心电图形 这样它就能发现常规心电图检查时 不易发现的短暂心律失常和一过性的心肌缺血 并且还能进一步 计算出它们发作的频率和分析引起它们发作的条件 因此 动态 心电图有助于诊断心律失常和心绞痛 有助于鉴别胸痛 心悸 头晕和昏厥是否由心脏原因所引起 可作为心肌梗塞病人康复期 的监测 可用于细致研究抗心律失常和抗心绞痛药物的疗效 也 用作观察人工心脏起搏器的治疗作用 从而大大提高临床心电图 诊断的价值 实践表明 应用动态心电监护进行长时间连续心电 记录 其 24 小时动态心电图检查对冠心病心肌缺血的检出率为 70 90 对症状不典型 常规心电图检查正常或仅有轻微改 变 运动实验阴性或可疑阳性的可疑冠心病人 不稳定性心绞痛 的病人非常有用 对于冠状动脉痉挛引起的无症状性心肌缺血等 症 尤其有效 而且 这些都是常规心电图检查难以发现的 此 外 由于动态心电图能比较不同生理或病理状态下的心电图变化 5 还可用于医学科学研究 例如取得正常情况下的各种心电图数据 与特定状态下的相应数据进行对比分析等等 可见它的用途是相 当广泛的 动态心电图长时间的记录 不但使心电变化的检出率 发生量的飞跃 还能使那些平静 仰卧状态下不会出现的心电变 化揭示出来 并能了解这些变化与心率 日常生活 症状 体位 等及其他心电活动变化之间的关系 使心电图的临床应用提高到 一个新阶段 由于心电监护能及时捕捉心律的各种异常变化 使 医生能对病情了如指掌 一旦病兆出现就能及时采取治疗措施 从而有效地降低死亡率 因此 能够记录分析病人 24 小时活动 过程中的动态心电图 并对其分析 给医生提供具有诊断价值的 资料 对于心脏功能的评估 心脏病的早期诊断非常有益 由于动态心电监护仪其价格的高昂以及我国人口的众多 经 济的落后 到目前为止 我国县级医院大多数仍没有配备动态心 电监护仪 乡镇医院除少数经济条件特别好的外 其余一般医院 均未配备动态心电监护仪 即使在部分城市中 人口密度大 患 者数量不在少数 而医院中的动态心电监护仪数量有限 无法因 而使得绝大多数人没条件使用这种仪器 错过了及早发现和治疗 心血管疾病的时机 需要一种既物美价廉 操作方便 又可满足 临床要求 以适合我国广大家庭中使用的同类产品 同时可考虑 与省级大医院的高档动态心电图相兼容 与之能配套使用 随着微处理机技术 微电子技术的迅速发展 研制一种既能 自动检测 存储心电信号 能对其进行实时监视 又可对其进行 回放分析的低成本动态心电监测 监护及回放分析系统己经成为 可能 6 5 前便携式心电图仪的设计主要向智能化 系统化和集成化 方向发展 目前市面上常见的便携式心电仪多数是采用了前后端 的实现方式 前端是以单片机为核心的心电信号采集系统 后端 多数采用的是处理性能较高的嵌入式微处理器 这种处理器性能 强大 它使得心电仪在心电数据采集 处理 存储和显示等功能 的基础上 还能够实现对心电数据的分析 3 1 2 体表心电图及心电信号的特征分析 4 心电是心脏的无数心肌细胞电活动的综合反映 心电的产生 与心肌细胞的除极和复极过程密不可分 心肌细胞在静息状态下 细胞膜外带有正电荷 细胞膜内带有同等数量的负电荷 此种分 布状态称为极化状态 这种静息状态下细胞内外的电位差称为静 息电位 其值保持相对的恒定 当心肌细胞一端的细胞膜受到一 定程度的刺激 或阈刺激 时 对钾 钠 氯 钙等离子的通透性 发生改变 引起膜内外的阴阳离子产生流动 使心肌细胞除极化 和复极化 并在此过程中与尚处于静止状态的邻近细胞膜构成一 对电偶 此变化过程可用置于体表的一定检测出来 由心脏内部 产生的一系列非常协调的电刺激脉冲 分别使心房 心室的肌肉 细胞兴奋 使之有节律地舒张和收缩 从而实现 血液泵 的功 7 能 维持人体循环系统的正常运转 心电信号从宏观上记录心脏 细胞的除极和复极过程 在一定程度上客观反映了心脏各部位的 生理状况 因而在临床医学中有重要意义 每一个心脏细胞的除 极和复极过程可以等效于一个电偶极子的活动 为了研究方便和 简化分析 可以把人体看作是一个容积导体 心脏细胞的电偶极 子在该容积导体的空间中形成一定方向和大小的电场 所有偶极 子电场向量相加 形成综合向量 即心电向量 当它作用于人体 的容积导体时 在体表不同部位则形成电位差 通常从体表检测 到的心电信号就是这种电位差信号 当检测电极安放位置不同时 得到的心电信号波形也不同 于是产生了临床上不同的导联接法 同时也考虑有可能用体表心电电位分布图反推心脏外膜电位即心 电逆问题的求解 5 心电信号的电特性分析 6 按照美国心电学会确定的标准 正常心电信号的幅值范围在 10 V 4mv 之间 典型值为 1mV 频率范围在 O 05 100Hz 以内 而 90 的 ECG 频谱能量集中 O 25 35Hz 之间 心电信号频率较 低 大量的是直流成分 去掉直流 它的主要频率范围是 O 05 100Hz 大部分能量集中在 O 05 40Hz 12 心搏的节律性和随 机性决定了心电信号的准周期和随机时变特性 从医学理论和实 践可以理解 心电信号受人体生理状态和测量过程等多种因素的 影响而呈现复杂的形态 同时 个体的差异也使心电信号千差万 别 阐述心电信号特征的相关文章和书籍很多 本人在认真阅读 8 和分析的基础上 得出心电信号特征主要体现在以下四个方面 1 微弱性 从人体体表获取的心电信号一般只有 10 V 4mV 典型值为 1mV 2 不稳定性 人体信号处于不停的动态变化当中 3 低频特性 人体心电信号的频率多集中在 O 05 100Hz 之 间 4 随机性 人体心电信号反映了人体的生理机能 是人体 信号系统的一部分 由于人体的不均匀性 且容易接收外来信号 的影响 信号容易随着外界干扰的变换而变化 具有一定的随机 性 1 3 心电信号的噪声来源 7 人体心电信号是一种弱电信号 信噪比低 一般正常的心电 信号频率范围为 0 05 100 Hz 而 90 的心电信号 ECG 频谱能 量集中在 0 25 35 Hz 之间 13 采集一种电信号时 会受到各种 噪声的干扰 噪声来源通常有下面几种 1 工频干扰 50 Hz 工频干扰是由人体的分布电容所引起 工频干扰的模型由 50 Hz 的正弦信号及其谐波组成 幅值通常与 ECG 峰峰值相当或更强 2 电极接触噪声 电极接触噪声是瞬时干扰 来源于电极与 肌肤的不良接触 即病人与检侧系统的连接不好 其连接不好可 能是瞬时的 如病人的运动和振动导致松动 也可能是检测系统 不断的开关 放大器输入端连接不好等 电极接触噪声可抽象为 快速 随机变化的阶跃信号 它按指数形式衰减到基线值 包含 9 工频成分 这种瞬态过渡过程可发生一次或多次 其特征值包括 初始瞬态的幅值和工频成分的幅值 衰减的时间常数 其持续时 间一般的 1s 左右 幅值可达记录仪的最大值 3 人为运动 人为运动是瞬时的 但非阶跃 基线改变 由电 极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起 人为运动由病人的运动和 振动所引起 造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号 其 峰值幅度和持续时间是变化的 幅值通常为几十毫伏 4 肌电干扰 EMG 肌电干扰来自于人体的肌肉颤动 肌肉 运动产生毫伏级电势 EMG 基线通常在很小电压范围内 所以 一般不明显 肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声 主要 能量集中在 30 300 Hz 范围内 5 基线漂移和呼吸时 ECG 幅值的变化 基线漂移和呼吸时 ECG 幅值的变化一般由人体呼吸 电极移动等低频干扰所引起 频率小于 5 Hz 其变化可视为一个加在心电信号上的与呼吸频 率同频率的正弦分量 在 O 015 O 3Hz 处基线变化变化幅度的为 ECG 峰峰值的 15 6 信号处理中用电设备产生的仪器噪声 心电信号是由人体 心脏发出的极其精密 相当复杂并且有规律的微弱信号 外界干 扰以及其它因素的存在都会使其变得更为复杂 要准确地对其进 行自动检测 存储 分析却是一项十分艰巨的任务 例如 工频 干扰信号对心电图的影响会使心电信号的特征点定位变得十分困 难 因此 心电信号的监视 分析必须在建立在有效抑制各种干 扰 检测出良好的心电信号的基础之上 7 共模信号 commonmode signal 从体表采集到的信号 除了人体心脏产生的电信号外 还包含许多与心电无关的电信号 10 由于体表各个导联均可看到这些信号 故称为共模信号 共模信 号强度可以远远大于心电信号 从而干扰心电图分析 第二章 本课题主要硬件设计内容 本课题是设计心电信号数据采集系统 利用单片机实现对心电信 号的采集与处理 并通过液晶显示器显示心电波形 该心电信号 采集系统主要有以下几个部分组成 前置放大电路 从强的噪声背景中提取心电信号 带通滤波电路 使频率为 0 05 100Hz 的心电信号通过 该范 围以外的信号将大幅度衰减掉 50Hz 陷波电路 用于滤掉 50Hz 工频干扰 主放大电路 将前级放大的心电信号进行再次放大 A D 转换电路 将系统采集到的模拟信号转换为数字信号 单片机及液晶显示器输出电路 处理采集到的数据并输出 电 极 前 置 放 大 电 路 0 05HZ 高 通 滤 波 电 路 100HZ 低 通 滤 波 电 路 工 频 限 波 电 路 主 放 大 电 路 模拟信号处理 11 2 1 心电信号采集 生物信号测量有电测量和非电测量 象心电这类信号本身即 是电参量 直接加电极于人体即可获取心电信号 由于生物电信 号是两点的电位差信号 心电信号是变化缓慢的生物电位 当用 两个电极分别引导生物体两点的电位时 如果两个电极本身的电 位不同则会造成记录中的伪差 又称极化电位 因此我们必须用 去极化电极 我们采用了银 氯化银电极 它就是一种去极化电 极 对于数据的采集我们使用了一种间歇式的方法 由于记录电 极存在电极极化电位 若两电极极化电压极性相同 则作为共模 直流信号入前置放大器 前置放大器有高CMRR 可克服一定共 模极化电压 但是通常电极是不对称的 也就是两电极极化电压 不等 则两极化电压之差作为差模直流信号入前置放大器 会造 成前置放大器静态工作点的偏离 甚至进入截止或饱和 这种极 极化电位的存在限制了前置放大器的增益 因此前端放大增益较 小 设计在10左右 是为了避免饱和 过强的高频信号在通过前 级时形成阻塞 进而通过 斩波 的方式产生一个低频干扰信号 1 心电测量中 皮肤和电极接触将引起极化电压 如果 两个电极完全对称 这种极化电压数值和相位相同 将作为直流 共模信号输入到心电放大器 无处不在的工频干扰也是一种共模 干扰 因而所选放大器一定要有很高的共模抑制比 CMRR 共 模抑制比高能很好地抑制干扰 心电信号前置放大器的共模抑制 12 比一般要在80dB以上 2 电极和皮肤接触会存在极化电阻 而被测者身体的移 动会导致极化电阻阻抗值发生变化 极化电阻可以看作是整个电 路系统源电阻 和前置放大电路的输入电阻进行分压 变化的极 化电阻会导致前置放大电路的分压输出处于不稳定状态 所以心 电前置放大器必须具有很高的输入阻抗才能减弱心电信号的衰减 影响 信号源阻抗一般在数十欧姆到数K欧姆之间 心电前置放 大器的输入阻抗应该比源阻抗至少高两个数量级 以保证信号的 不失真 3 由于电子电路温度变化而造成的零点漂移也能严重影响 正常的心电信号的检测 因而要采用低温漂的元件 尤其是在选 择心电信号放大器时更要选择低温漂的产品 否则会影响放大器 的输入范围 使得微弱的缓变信号无法放大 心电信号中的低频 成分不能得到正确的测量 总之前置放大器的选择要从高共模抑 制比 高输入阻抗 低噪声和低温漂这几个方面着手 心电前置电路是指输入的心电信号首先通过一高输入阻抗 的电压跟随器 再经差分放大输入到主放大电路的这一部分 主 要由输入电压保护电路 前置放大电路 右腿驱动电路 导联脱 落检测电路等几部分组成 置放大器的要求是高输入阻抗 高共 模抑制比 高增益 高稳定度 低噪声 低漂 同时考虑到便携 性 还要同时考虑功耗及体积的特性 前置放大器我们选用美 Analog Devices公司的AD620AN AD620AN0z 是一款价格低廉 性能优良的仪表放大器 图2 5是内部结构简化图 AD620AN为三 运放集成的仪表放大器结构 为保护增益控制的高精度 其输入 端的三极管提供简单的差分双极输入 并采用p工艺获得更低的 13 输入偏置电流 通过输入级内部运放的反馈 保持输入三极管的 集电极电流恒定 并使输入电压加到外部增益控制电阻Rg上 虽 然AD620由传统的三运算放大器发展而成 但一些主要性能却优 于三运算放大器构成的仪表放大器的设计 AD705J 7 6 8 5 2 1 4 3 AD620 R5 1M R2 24 8K R0 0 26K R3 24 8K R4 1M R1 10K C1 GND 1 2 3 BT BATTERY BT BATTERY GND GND 5V 5V 前置放大电路 14 2 1 1 带通滤波电路 从电极提取过来的的来自人体和电源的噪声比较强 前置级 放大不能抑制所有的工频干扰 所以需要在前置放大电路和主放 大电路之间设计模拟滤波电路 由于人体心电信号的心电信号频带主要集中在 0 05 100Hz 所以要求心电放大器在此频率范围内必须不失真的放大所 检测到的的各种电信号 由于滤波电路的作用是在允许采用信号 中所需频率信号通过的同时 对其他频率的信号进行有效地衰减 可以采用高通滤波器和低通滤波器来压缩通频带 本次设计采用 两个 OP 07 运放分别设计二阶压控有源高通滤波和低通滤波器来 实现 放大系数威 1 有下图所示 1 滤波理论 模拟滤波器类型由低通 高通 带通 带阻以及全通等 滤波电路传递函数一般采用复频率表示方式 既S域法 传递函 数的零 极点决定了该电路具体的滤波类型 零点 是分子s 多项式的根 极点 则是分母多项式的根 需要注意的是必须 保证系统处于稳定状态 既极点都处于S平面的左半侧 否则电 路会产生自激振荡 图3 7为二阶有源滤波器的示意图 运放接 成同相放大器 其增益为 21 2 34 RR K R 15 图3 7 二阶有源滤波器示意图 该电路的传递函数推导如下 根据电路 分别列出节点C及B的电 流方程 I 0 得 123132 343 0 035 ciBo BC oB UYYYU YU YU Y UYYU Y UU K 联立上式可得 1 3 4123123 36 1 o uf i UsKYY A UsYYYYYYKY 赋予Y1到Y4不同的阻容元件 可以得到不同类型的滤波器 令 Y1 Y3 1 R Y2 Y4 SC 则传递函数 2 22 0 1 222 0 022 1 37 31 uf K K R C As K ssss RCR CQ 该传递函数共有两个极点而没有零点 是一个二阶低通滤波器 其中 式中 0 1 38 RC 2 1 139 f f R K R 1 3 10 3 Q K 特征角频率 K 运放增益 Q 滤波电路的等效品质因素 Q 0 16 C3 1uF C2 1uF R6 4 6M R7 4 6M GND GND 3 2 7 1 4 6 5 OP07 C4 0 25uF C5 10uF R8 10K R9 100K 3 2 7 1 4 6 5 OP07 5V 5V 5V 5V 值太低 滤波器很难有陡峭的过渡带 当K 3时 母中系数s项 变为负 极点就会移至s平面的右半平面 从而导致系统不稳定 如果将低通电路中的R和C的位置互换 就可以得到RC高通电路 即若Y1 Y3 SC Y2 Y4 1 R 就可以得到二阶有源高通滤波器 由于二 阶高通滤波器与二阶低通滤波器在电路结构上存在对称性 他们 的传递函数也存在对偶关系 可得高通滤波器的传递函数为 22 2 222 0 022 311 31 uf KsKs As K ssss RCR CQ 当低通和高通滤波电路串联 可以构成带通滤波电路 条件是低 通滤波器的截止角频率大于高通滤波电路的截止角频率 两者覆 盖的通带就提供了一个带通响应 2 心电信号的带通滤波器设计 图3 8是带通滤波电路图 采用两个运放设计成二阶有源高通和 低通滤波电路并组合成带通滤波 两个运放的增益为1 OP 07 图中标识为U13和U14 是常用的通用放大器 价格便宜 它具 有高精度 低功耗 低偏置的特点 17 R12 72 4K R10 144 6K R13 0 5K R5 9 5K R11 144 6K C7 22uF C6 22uF GN D C8 44uF VIN VO UT 5V 5V 5V 5V 带通滤波电路 2 1 2 工频陷波电路 尽管在前置放大电路中 我们采用了低噪声的集成运放来抑 制 50HZ 工频干扰 但往往在不同环境中实际测量时 不能完全 消除 50HZ 工频干扰 因此我们还要设计一个 50HZ 陷波器来消 除工频干扰 一般常用带阻滤波予以抑制 带阻滤波器又叫陷波 器 当 50HZ 干扰非常严重时 可采用以 50HZ 为中心频率的陷 波器把 50HZ 的频率成分滤掉 该陷波器如下图所示 18 工频陷波电路 2 1 3 主放大电路 心电信号的幅度誉为 10uV 5mV 我们选用的 A D 转化器的输 入电平要求为 0 3 3V 因此必须实现心电信号的高效增益放大 600 80 倍左右 前置放大器理论上放大了 10 倍 主放大电路再 放大 80 左右即可 主放大电路有 R15 R16 和运放组成如下图所 示 这里采用的是同比例放大电路 介入 R16 可变电阻 可调 节最佳的增益输出 19 3 2 7 1 4 6 5 OP07 R16 1M R15 100K GN D 5V 5V 主放大电路 2 1 4 A D 转换 本系统用 AT89S51 系列单片机 AT89S51 系列单片机基于 简化的嵌入式控制系统结构 具有体积小 重量轻 具有很强 的灵活性 并采用 ADC0809 模数转换芯片 具有很高的稳定性 且节约成本 2 1 5 ADC0809 内部功能与引脚介绍 20 ADC0809 八位逐次逼近式 A D 转换器是一种单片 CMOS 器件 包括 8 位模拟转换器 8 通道转换开关和与微处理器兼容 的控制逻辑 8 路转换开关能直接连通 8 个单端模拟信号中的任 何一个 其内部结构如图 2 2 所示 1 ADC0809 主要性能 逐次比较型 CMOS 工艺制造 单电源供电 无需零点和满刻度调整 具有三态锁存输出缓冲器 输出与 TTL 兼容 图 2 2 ADC0809 内部结构 21 易与各种微控制器接口 具有锁存控制的 8 路模拟开关 分辨率 8 位 功耗 15mW 最大不可调误差小于 1LSB 最低有效位 转换时间 128us500 CLK fKHz 转换精度 0 4 ADC0809 没有内部时钟 必须由外部提供 其范围为 10 1280kHz 典型时钟频率为 640kHz 2 引脚排列及各引脚的功能 引脚排列如图 2 3 所示 各引脚的功能如下 IN0 IN7 8 个通道的模拟量输入端 可输入 0 5V 待转换的 模拟电压 D0 D7 8 位转换结果输出端 三态输出 D7 是最高位 D0 是最低位 A B C 通道选择端 当 CBA 000 时 IN0 输入 当 CBA 111 时 IN7 输入 ALE 地址锁存信号输入端 该信号在上升沿处把 A B C 的 状态锁存到内部的多路开关的地址锁存器中 从而选通 8 路模拟 信号中的某一路 START 启动转换信号输入端 从 START 端输入一个正脉冲 其下降沿启动 ADC0809 开始转换 脉冲宽度应不小于 100 200ns EOC 转换结束信号输出端 启动 A D 转换时它自动变为低电 图 2 3 A DC0809 引脚 22 平 OE 输出允许端 CLK 时钟输入端 ADC0809 的典型时钟频率为 640kHz 转换 时间约为 100 s REF REF 参考电压输入端 ADC0809 的参考电压为 5V VCC GND 供电电源端 ADC0809 使用 5V 单一电源供电 当 ALE 为高电平时 通道地址输入到地址锁存器中 下降 沿将地址锁存 并译码 在 START 上升沿时 所有的内部寄存 器清零 在下降沿时 开始进行 A D 转换 此期间 START 应保 持低电平 在 START 下降沿后 10us 左右 转换结束信号变为 低电平 EOC 为低电平时 表示正在转换 为高电平时 表示 转换结束 OE 为低电平时 D0 D7 为高阻状态 OE 为高电平 时 允许转换结果输出 2 1 6 AT89C51 与 ADC0809 的接口 ADC0809 时钟信号由单片机的 ALE 信号 2 分频获得 ADC0809 通道地址由 P0 口的低 3 位直接与 ADC0809 的 A B C 相连 转换后的 N 个数据顺序存放到起始地址为 data addr 数据 存区 5 3 ADC0809 的时钟频率 500KHZ 的产生 从单片机 ALE 引脚产生的 1MHZ 频率 通过 D 触发器后变为 500KHZ 然后 输入到 0809 中的 CLK 引脚中 而 D 触发器在 74LS74 芯片可以找到 如图所示 23 4 CLK 3 D 2 1 Q 5 Q 6 CLR PR500KHZ 1MHZ 2 1 7 时钟源设计 时钟源电路如图 6 所示 X1 和 X2 之间跨接晶体振荡器 和微调电容 构成一个稳定的自激振荡器 这就是单片机的时钟 电路 时钟电路产生的振荡脉冲经过触发器进行二分频之后 才 成为单片机的时钟脉冲信号 2 1 9 复位电路设计 复位电路如图原理图所示 复位电路具有上电自动复位作 用 24 a b f c g d e VCC 1 2 3 4 5 6 7 abc de fg 8 dp dp 9 a b f c g d e VCC 1 2 3 4 5 6 7 abc de fg 8 dp dp 9 a b f c g d e VCC 1 2 3 4 5 6 7 abc de fg 8 dp dp 9 R20 2K R19 2K R18 2K 5V P2 0P2 1P2 2 8 470 P1 0 P1 1 P1 2 P1 3 P1 4 P1 5 P1 6 1 1 10 显示电路 25 第三章第三章 系统主要程序的设计系统主要程序的设计 整个系统软件设计分为两个部分 即主程序和中断服务程序 系统采用模块化编程 将各部分功能分别实现 主要的功能子程 序有 数据采集 部分中断子程序 序流程图如图所示 外外中中断断I IN NT T0 0 中中断断服服务务程程序序 读读取取A A D D0 08 80 09 9的的转转换换结结果果 启启动动下下一一轮轮转转换换 将将转转换换成成三三位位B BC CD D码码 返返回回 主程序 外中断 INT0 中断服务程序 主主程程序序 初初始始化化 中中断断开开发发 定定时时器器初初始始化化 堆堆栈栈设设置置 启启动动A AD D转转换换 启启动动定定时时器器 原地踏步 26 定定时时器器T T0 0 中中断断服服务务程程序序 定定时时器器重重置置初初值值 计计数数器器 0 0 计计数数器器 1 1 计计数数器器 2 2 送送个个位位数数 个个位位数数码码管管点点 亮亮 计计数数器器加加1 1 送送十十位位数数 十十位位数数码码管管点点亮亮 计计数数器器加加1 1 送送百百位位数数 百百位位数数码码管管点点亮亮 计计数数器器加加1 1 返返回回 定时器 T0 中断服务程序程序如下 三位显示 12ms 循环一次 每位显示 4ms 计算定时器初值 晶振频率 6MH 每机器周期 2us 采用定时器方式一 初值 为 X 65535 4000 2 63536 F830H 30H 31H 32H 作为显示缓冲单元分别存放个 十 百 位 的 BCD 码 程序中的第二表格电压 心电数表 TAB2 是假数据并且不全 27 程序如下 ORG 000H AJMP MAIN ORG 000BH AJMP DISP ORG 0013H AJMP AD MAIN SETB IT0 设置 INT0 为边沿触发方 式 MOV IE 83H INT0 T0 中断开 放 MOV IP 02H T0 高级优先 MOV TMOD 01H 设置初值 MOV TL0 30H MOV TH0 0F8H SETB TR0 启动 T0 MOV 30H 0 3 个显示缓冲区 MOV 31H 0 MOV 32H 0 MOV A 0 启动一次 A D 转 换 MOV R0 0 MOV R0 A SJMP 原地踏步 T0 中断显示 显示缓冲百 32H 十 31H 个 30H DISP MOV TL0 30H T0 设初值 MOV TH0 0F8H MOV P2 0FFH 显示全关 CJMP R2 00H DISP1 显示个位 MOV P1 30H CLR P2 0 AJMP DISP3 DISP1 CJNE R2 01H DISP2 显示十位 28 MOV P1 31H CLR P2 1 AJMP DISP3 DISP2 MOV P1 32H 显示百位 CLR P2 2 MOV R2 00H DISP3 RETI INT0 中断 A D 转换结 果 AD MOV R0 00H 读取 A D 转换结 果 MOVX A R0 MOV A 0 启动下一次 A D 转换 MOVX R0 A MOV DPTR TAB2 指向电压 心电数据表 MOVC A A DPTR 查看心电数 值 MOV B 64H 取得百位 BCD 码 DIV AB MOV DPTR TAB1 MOVC A A DPTR 查对应的七段 码 MOV 32H A 七段码存入百位显示 区 MOV A B 取得十 个位 BCD 码 MOV B 0AH DIV AB MOVC A A DPTR 取得十位七段 码 MOV 31H A MOV A B 取得个位七段 码 MOVC A A DPTR 29 AD705J 7 6 8 5 2 1 4 3 AD620 R5 1M R2 24 8K R0 0 26K R3 24 8K R4 1M R1 10K C1 GND 1 2 3 BT BATTERY BT BATTERY GND GND 5V 5V C3 1uF C2 1uF R6 4 6M R7 4 6M GND GND 3 2 7 1 4 6 5 OP07 C4 0 25uF C5 10uF R8 10K R9 100K 3 2 7 1 4 6 5 OP07 5V 5V 5V 5V R12 72 4K R10 144 6K R13 0 5K R14 9 5K R11 144 6K C7 22uF C6 22uF GND C8 44uF VIN VOUT 5V 5V 5V 5V 3 2 7 1 4 6 5 OP07 R16 1M R15 100K GND 5V 5V 1 1 P1 0 1 P1 1 2 P1 2 3 P1 3 4 P1 4 5 MOSI P1 5 6 MISO P1 6 7 SCK P1 7 8 RST 9 RXD P3 0 10 TXD P3 1 11 INT0 P3 2 12 INT1 P3 3 13 T0 P3 4 14 T1 P3 5 15 WR P3 6 16 RD P3 7 17 XTAL2 18 XTAL1 19 Vss 20 P2 0 21 P2 1 22 P2 2 23 P2 3 24 P2 4 25 P2 5 26 P2 6 27 P2 7 28 PSEN 29 ALE PR