基于单片机便携式心率测试仪计

1、基于单片机的便携式心率测试仪的设计 摘 要 心率测量仪在我们的日常生活中已经得到了非常广泛的应用。为了提高心率测量 仪的简便性和精确度，本设计计了一种基于 51 单片机的心率测量仪。系统以 AT89S51 单片机为核心，以红外发光二极管和光敏三极管为传感器，并利用单片机系 统内部定时器来计算时间，由光敏三极管感应产生脉冲，单片机通过对脉冲累加得到 脉搏跳动次数，时间由定时器定时而得。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,在脉搏数超过设定上下限时蜂鸣器报警。 经测试，系统工作正常，达到设计要求。 关键词：心率测量仪；AT89S51 单片机；红外发光二极管；

2、光敏三极管；蜂鸣器。 ABSTRACT Heart rate measuring instrument in our daily lives has been widely used. In order to improve the pulse measuring instrument is simple and accurate, the design method based on 51 single chip Heart rate measuring instrument. System based on the AT89S51 single-chip microcomputer as

3、the core, with the infrared emitting diode and a photosensitive triode sensor three, and the use of MCU internal timer to calculate time, a photosensitive triode induction pulse three, single chip microcomputer based on pulse accumulation by pulse number, and time by the timer timer. System can disp

4、lay the pulse frequency and duration, the system stops running, can display the total pulse frequency and duration, the pulse number exceeds the set upper and lower limit alarm buzzer. After testing, the system is working properly, achieves the design requirements. Key words: Heart rate measuring in

5、strument;AT89S51 single chip microcomputer;Infrared emitting diode;A three transistor;Buzzer. 目 录 摘 要.I ABSTRACT.II 第 1 章 引 言.3 1.1 概述.3 1.2 基于单片机的心率测试仪的发展与应用.4 1.3 设计说明书内容.5 第 2 章 整体方案分析.6 2.1 任务.6 2.2 要求.6 2.3 设计时要考虑的问题.6 2.3.1 环境光对脉搏传感器测量的影响.6 2.3.2 电磁干扰对脉搏传感器的影响.7 2.3.3 测量过程中运动噪声的影响.7 2.4 系统基本方案

6、.7 2.4.1 脉搏传感器部分.7 2.4.3 显示部分.9 2.5 整体方案.9 第 3 章 硬件电路设计分析.11 3.1 控制器.11 3.1.3 AT89C51 的结构 .12 3.2 脉搏信号采集.15 3.2.1 光电传感器的结构及原理.15 图 3.2 透射式光电传感器图.15 3.2.2 信号采集电路.15 3.3 信号放大.16 3.4 波形整形电路.17 3.5 单片机处理电路.18 3.6 显示电路.19 3.6.1 LED 的综述.20 3.6.2 LED 的结构.20 3.6.3 LED 数码管的显示方法.20 3.7 本章总结.21 第四章 软件系统.22 4.1

7、 主程序流程：.22 4.2 定时器中断程序流程：.22 4.3 INT 中断程序流程：.23 4.4 显示程序流程：.23 4.5 软件说明.24 结束语.24 参考文献.26 致 谢.28 附 录.29 附录 A STATEFLOW原理图 .29 附录 B SIMULINK原理图.30 附录 C BOILER PLANT MODEL SIMULINK图 .31 附录 D STATEFLOW子状态仿真图 .32 附录 E STATEFLOW的模型查看器.34 附录 F STATEFLOW 的仿真结果及生成的源代码 .35 附录 G 英文文献翻译.42 第 1 章 引 言 1.1 概述 心脑血

8、管疾病是当今全球死亡率最高的疾病，是 21 世纪人类健康的头号杀 手。多年来，心率测试仪在心脑血管疾病的研究和诊断方面发挥出显著的作用， 它记录的心脏活动时的生物电信号，已称为临床诊断的重要依据。临床上使用 的心电监护仪虽然功能强大，测量精度高，但因为价格高昂，不利于家庭的普 及。就算是在医院，护士每天监控病人病情而进行的心率测试也是用手测。正 常人的心率和脉搏跳动的次数是一样的，因此可以用测脉搏的方法来测心率。 医院的护士每天都要给住院的病人把脉记录病人每分钟脉搏数，从而达到测试 心率的目的，他们一般的方法是用手按在病人腕部的动脉上，根据脉搏的跳动 进行计数。为了节省时间，一般不会作 1 分

9、钟的测量，通常是测量 10 秒钟时间 内心跳的数，再把结果乘以 6 即得到每分钟的心跳数，即使这样做还是比较费 时，而且精度也不高。 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。本系统采用 AT89S51 单片机为 核心而制作的一种实用型脉搏测量仪。采用光电脉搏传感器作为传感器对人体 的脉搏心率警醒数据采集。得到的信号送入 AT89S51 单片机进行处理。单片机 将采集到的脉搏心率在数码管上实时显示出来，同时还设置了脉搏测量仪的上 下限报警电路。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

10、计的改进意见。 从脉搏波中提取人体的生理病理信息作为临床诊断和治疗的依据，历来都 受到中外医学界的重视。几乎世界上所有的民族都用过“摸脉”作为诊断疾病 的手段。脉搏波所呈现出的形态(波形)、强度(波幅)、速率(波速)和节律(周期)等 方面的综合信息，在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,因此对脉搏波采集和处理具有很高的医学价值和应用前景。 随着科技发展的不断提高，生命科学和信息科学的结合越来越紧密，出现 了各种新颖的脉搏测量仪器，特别是电子脉搏仪的出现，使脉搏测量变得非常 方便。 脉诊在我国已具有 2600 多年临床实践，是我国传统中医的精髓，但祖 国传统医学采用“望、闻

11、、问、切”的手段进行病情诊断，受人为的影响因素 较大，测量精度不高。科技的创新，脉搏测试不再局限于传统的人工测试法或 听诊器测试法，脉搏测量可利用电子仪器测量出精度更就的数据。本文介绍一 种用单片机制作的脉搏测量仪，只要人把手指放在传感器内 2 秒钟就可以精确 测量出每分钟脉搏数，测量结果用三位数字显示。本系统以单片机为核心的便 携式心率测试仪，通过脉搏传感器采集信号，并经过后续的信号处理电路，最 终实现心率的测量。 便携式心率测试仪携带方便并且能准确快速地测试心率，这是我们在家中 就可以测试心率从而能检测是否患有一些心血管疾病，做到早发现。他还可以 供运动员使用以检测身体状态，当能护士使用它

12、可以节省大量的时间并大大的 提高了测试心率的准确性。 1.2 基于单片机的心率测试仪的发展与应用 人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张，是血流压力以波 的形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播，这种波成为脉搏波。从脉搏 波中提取人体的心理病理信息作为临床诊断和治疗的依据，历来都受到中外医 学界的重视。脉搏波所呈现出的形态(波形)、强度(波幅)、速率(波速)和节律 (周期)等方面的综合信息，在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,因此对脉搏波采集和处理具有很高的医学价值和应用前景。 随着科学技术的发展，脉搏测量技术也越来越先进，对脉搏的测量精度也 越来越高，国内

13、外先后研制了不同类型的脉搏测量仪，而其中关键是对脉搏传 感器的研究。而由于脉搏传感器的不同，现今市场上的脉搏测试仪的脉率采集 主要有三种方法：采用一对红色发光二极管实现、采用反射式的红外管实现和 采用压电陶瓷芯片实现。近年来国内外致力于开发无创非接触式的传感器，这 类传感器的重要特征是测量的探测部分不侵入机体，不造成机体创伤，能够自 动消除仪表自身系统的误差，测量精度高，通常在体外，尤其是在体表间接测 量人体的生理和生化参数。本设计采用的光电式脉搏传感器是根据光电容积法 制成的脉搏传感器。它是采用一对红色发光二极管进行脉率的采集，而它的测 量位置一般是耳垂或手指。通过对手指末端透光度的监测，间

14、接检测出脉搏信 号。具有结构简单、无损伤、精度高、可重复使用等优点。虽然手指上的汗腺 较多，指夹常年使用，污染可能会使测量灵敏度下降，但只要注意清理，测量 的准确性还是非常高的；耳脉测量比较干净，传感器使用环境污染少，容易维 护。但因耳脉较弱，尤其是当季节变化时，所测信号受环境温度影响明显，造 成测量结果不准确。 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，且由人为引入的误差较大。因此，未来脉搏自动检

15、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。 本设计所使用的系统利用光电传感器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

16、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。 1.3 设计说明书内容 本设计以单片机为核心，由光电传感器采集脉搏信号。经过前置放大电路、 滤波电路、积分和比较电路后得到与脉搏相关的脉冲信号。该脉冲信号作为中 断信号交由单片机进行买长周期的计算。然后得到每分钟的脉搏搏动次数（即 心率） ，并在数码管上显示心率。 本文的工作是围绕着光电传感器检测脉搏波而单片机进行控制进行的。本 文的设计内容安排如下： 第一章为绪论。简要介绍了心率测试仪的现状和应用，并指出了本文的技 术内容，即心率的测试。 第二章主要介绍设计方

17、案前需注意的一些干扰的问题和方案的对比论证以 及最终方案的确定。 第三章是本文的核心。在这里给出了整体的硬件电路设计思路，并且对电 路的各个部分进行分析与解释。 第四章叙述程序的编程方案，给出程序的框架结构图并对全文进行总结， 并对以后的设计工作进行展望。 第 2 章 整体方案分析 2.1 任务 基于单片机的便携式心率测试仪的设计。本设计以单片机为核心，由光电 传感器采集脉搏信号。经过前置放大电路、滤波电路、积分和比较电路后得到 与脉搏相关的脉冲信号。该脉冲信号作为中断信号交由单片机进行买长周期的 计算。然后得到每分钟的脉搏搏动次数（即心率） ，并在数码管上显示心率，并 且在超出设定的正常脉搏

18、跳动范围时，驱动蜂鸣器报警。 2.2 要求 （1）通过脉搏传感器采样脉搏信号，设计脉搏波检测电路，通过译码管来显数 脉搏次数。 (2)将脉冲波送入单片机，采用单片机构成脉搏波检测仪，要求实现脉搏波次 数超出设定时限时驱动蜂鸣器报警。 2.3 设计时要考虑的问题 2.3.1 环境光对脉搏传感器测量的影响 在光电式脉搏传感器中，光敏器件接收到的光信号不仅包含脉搏信息的透 射光的信号，而且包含测量环境下的背景光信号，由于动脉波动引起的光强变 化比背景光的变化微弱得多，因此在测量过程当中要保持测量背景光的恒定， 减少背景光的干扰。 测量环境下的背景光包含环境光和在测量过程中引起的二次反射光。为了 减少

19、环境光对脉搏信号测量的影响，同时考虑到传感器使用的方便性，采用密 封的指套式包装方式，整个外壳采用不透光的介质和颜色，尽量减小外界环境 光的影响，为了避免测量过程中的二次反射光的影响，在指套式传感器的内层 表面涂上一层吸光材料，这样能有效减少二次反射光的干扰。 加上指套式外壳后的脉搏传感器测量到的脉搏波形比较平滑。这是因为加 指套式的脉搏传感器中环境光在测量过程中基本不受外界环境光的影响，而且 能够有效减少二次反射光，使照射到手指上的光波长单一，所以得到的脉搏信 号较为稳定，没有明显的重叠杂波信号，能够很好的体现出脉搏波形的特征。 2.3.2 电磁干扰对脉搏传感器的影响 通过光电转换得到的包含

20、脉搏信息的电信号一般比较微弱，容易受到外界 电磁信号的干扰，在传统的光电式脉搏传感器电路中，由于光敏器件和放大电 路是分离的，那么在信号的传递过程就很容易受到外界电磁干扰，通常在一级 放大电路采用电磁屏蔽的方式来消除电磁干扰。本系统采用了新型的光敏器件， 在芯片内部集成光敏器和一级放大电路，有效地抑制了外界电磁信号对原始脉 搏信号的干扰。 工频干扰是电路中最常见的干扰，脉搏信号变化缓慢，特别容易受到工频 信号的干扰，因此对工频信号干扰的抑制是保证脉搏信号测量精度的主要措施 之一。通常脉搏信号的频率范围在 0.330Hz 之间，小于工频 50Hz，因此通过 低通滤波器可以有效滤除工频干扰，这在信

21、号调理电路中容易实现；同时可以 在控制电路中对光源进行脉冲调制，这样不但能够降低系统的功耗，而且能够 在一定程度上减小外界的电磁干扰，在脉搏信号数据采集后，可以通过数据处 理法方法进一步滤除工频信号的干扰。 2.3.3 测量过程中运动噪声的影响 测量过程当中，通常情况下手指和光电式脉搏传感器可能产生相对的运动， 这样对脉搏测量产生误差，可以通过 2 个方面减少运动噪声误差：一是改善指 套式传感器的机械抗运动性，比如说使指套能够更紧的套在手指上，不易松动； 二是从脉搏信号处理的角度，通过算法来减小误差。对于传感器的设计，现在 采用的主要是第一个途径。 2.4 系统基本方案 根据题目的要求系统模块

22、可以基本划分为：脉搏传感器部分、单片机处理 电路部分、显示电路部分和报警电路。为实现各模块的功能，分别做了几种不 同的设计方案病进行了论证。 2.4.1 脉搏传感器部分 传感器又称为换能器、变换器等。脉搏传感器是脉搏检测系统中重要的组 成部分。 （1） 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

23、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。 （2） 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

24、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

25、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。 （3） 集成传感器 当前,市面上有很多类型的集成心电传感器,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。缺点是价格非常昂贵，一般均在五百元以上，就本次设计来说，考虑到 经费以及锻炼自己的目的，不选择使用该型传感器。 （4）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：外部光源的变化对测量结果的影响较大； 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

26、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，采用光电式传 感器。 2.4.2 单片机选择 AT89S51 是一种低功耗、高性能 CMOS 8 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 Fla

27、sh 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 AT89S51 在众多嵌入式控制应用系统中得到广泛应用。 2.4.3 显示部分 根据题目要求，设计出来的系统是可以设定报警的范围的。对显示部分采 用以下方案：采用数码管。数码管具有功耗小、轻薄短小无辐射危险，简单方 便等特点。 2.5 整体方案 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，本脉率 计将红外发光二极管产

28、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。 本设计的结构如图 2.1 所示 光电传 感器 低通放 大器 比较器和振荡器 单片机 AT89C51 报警电 路 数码显示 电路 图 2.1 硬件框图 2.5 本章小结 本章主要介绍了常见的用于脉搏检测的三种传感器，并对这三种感器的优 缺点进行了比较。本设计采用的单片机芯片的型号是 AT89S52，在本章主要介 绍了它的一些特点。最后，给出了最终的设计方案

29、和硬件框图。 第 3 章 硬件电路设计分析 3.1 控制器 经过第 2 章的叙述已经确定了完成本设计所需要的主要元器件，所以 本章开始讲述基于单片机的便携式心率测试仪的设计的硬件电路的设计。 在这里，单片机要实现对脉搏信号的处理。为了能够在不到 10s 的时间内， 测量出一分钟的脉搏，可以使用单片机的定时器来实现。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。 3.1.1 AT89S51 简介 AT89S51 是一个低功耗

30、，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） ，

31、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。 3.1.2 AT89S51 的特点 兼容标准 MCS-51 指令系统及

32、 80S51 引脚结构 4k 字节可重擦写 Flash 闪速存储器 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 个全双工串行通信口 片内振荡器和时钟电路 2 个 16 位定时计数器 6 个中断源 看门狗（WDT）电路 全静态工作： 0Hz-33MHz 三级程序存储器保密锁定 可编程串行通道 低功耗空闲和掉电模式 3.1.3 AT89C51 的结构 此次设计所使用的 AT89S51 的封装形式是 PDIP。如图 3.1 所示。 图 3.1DIP 管脚图 AT89C51 与 51 系列中各种型号芯片的引

33、脚互相兼容。目前多采用 40 只引 脚双列直插，如图 3.1 所示。 引脚按其功能可分为如下 3 类： 电源及时钟引脚VCC、VSS；XTAL1、XTAL2； 控制引脚、和；/RST VPD/ALE PROGPSEN/EA VPP I/O 口引脚P0、P1、P2、P3，为 4 个 8 位 I/O 口。 1. 电源引脚 Vcc：5V 电压 GND：接地 2外接晶体引脚 XTAL1：接外部晶体振荡器的一端。当使用芯片内部时钟时，此脚用于外 接石英晶体振荡器和微调电容；当使用外部时钟时，对于 HMOS 单片机，此引 脚接地；对于 CMOS 单片机，此引脚作为外部振荡信号的输入端。 XTAL2：接外部

34、晶体振荡器的另一端，当使用芯片内部时钟时，此脚用于 外接石英晶体振荡器和微调电容。当使用外部时钟时，对于 HMOS 单片机，此 引脚接外部振荡源；对于 CMOS 单片机，此引脚悬空不接。 89S51 晶体振荡器频率可在 6MHZ40MHZ 之间选择，常选 6MHz 或 12MHz 的石英晶体。电容的值没有严格要求，但其取值对振荡器的频率输出的 稳定性、大小、振荡电路起振速度稍有影响，C1、C2 可在 20pF100pF 之间选 择。当外接晶体振荡器时，电容可选 30pF10pF；外接陶瓷振荡器时，电容可 选 40pF10pF。 3. 控制信号或与其它电源复用引脚 ：复位端。当输入的复位信号持续

35、 2 个以上机器周期（个晶体/RST VPD 振荡周期）高电平即为有效，用于完成单片机的复位初始化操作。正常工作时， 此脚电平应 0.5V。 在 VCC 发生故障、降低到电平规定值掉电期间，此引脚可接备用电源 VPD（电源范围 5V0.5V） ，由 VPD 向内部 RAM 供电，以保持内部 RAM 中的 数据。 ：地址锁存使能。ALE（Address Latch Enable） ；/ALE PROG PROG（Program） 为 CPU 访问外部程序存储器或外部数据存储器提供地址锁存/ALE PROG 信号，将低 8 位地址锁存在片外的地址锁存器中。引脚第二功能，/ALE PROG 对片内

36、Flash 编程，为编程脉冲输入端。 ：（Programmer Saving ENable） ，外部程序存储器读选通信号。PSEN 在读外部程序存储器时有效（低电平） ，以实现外部程序存储器单元的读操作。 在访问外部数据存储器、访问内部程序存储器时无效。PSEN ：（Enable Address/Voltage Pulse of Programming） ，访问程序存/EA VPP 储控制信号。当“0”时，表示读外部程序存储器。只读取外部的程序/EA VPP 存储器中的内容，读取的地址范围为 0000HFFFFH（64KB） ，片内的 4KB Flash 程序存储器不起作用。当“1”时，表示对

37、程序存储器的读操作/EA VPP 是从内部程序存储器开始，并可延至外部程序存储器。在 PC 值不超出 0FFFH（即不超出片内 4KB Flash 存储器的地址范围）时，单片机读片内程序 存储器（4KB）中的程序，但当 PC 值超出 0FFFH （即超出片内 4KB Flash 地 址范围）时，将自动转向读取片外 60KB（1000H-FFFFH）程序存储器空间中 的程序。对于 EPROM（或 FLASH）型单片机，在 EPROM 编程期间，此引脚 需加 12.75V 或 21V 的编程电压。 3.I/O 口引脚 P0 口：P0 口是一组 8 位漏极开路型双向 I0 口，也即地址数据总线复用

38、口。作为输出口用时，每位能吸收电流的方式驱动 8 个 TTL 逻辑门电路，对端 口写“1”可作为高阻抗转入端用。 Pl 口：P1 是个带内部上拉电阻的 8 位双向 IO 口，P1 的输出缓冲级可驱动 (吸收或输出电流)4 个 TTL 逻辑门电路。对端口写“1”，通过内部的上拉电阻把 端口拉到高电平，此时可作输入口。作输入口使用时，因内部存在上拉电阻， 某个引脚被外部信号拉低时会输出一个电萌。 P2 口：P2 是一个带有内部上拉电阻的 8 位双向 IO 口，P2 的输出缓冲级可 驱动（吸收或输出电流)4 个 TTL 逻辑门电路。对端口写“1”，通过内部的上拉 电阻把端口拉到高电平，此时可作输入口

39、，作输入口使用时，因为内部存在上 拉电阻，某个引脚被外部信号拉低时会输出一个电流。 P3口：可以作为输入/输出口，外接输入/输出设备。作为第二功能使用， 每一位功能定义如表3.1 所示。 表 3.1 3.2 脉搏信号采集 目前脉搏波检测系统有以下几种检测方法：光电容积脉搏波法、液体耦合 腔脉搏传感器、压阻式脉搏传感器以及应变式脉搏传感器。 3.2.1 光电传感器的结构及原理 近年来, 光电检测技术在临床医学应用中发展很快, 这主要是由于光能避开 强烈的电磁干扰, 具有很高的绝缘性, 且可非侵入地检测病人各种症状信息。用 光电法提取指尖脉搏光信息受到了从事生物医学仪器工作的专家和学者的重视。 本

40、系统设计了指套式的透射型光电传感器, 实现了光电隔离,减少了对后级模拟 电路的干扰，结构如图 2 所示。 图 3.2 透射式光电传感器图 传感器由发光二级管和光敏二极管组成, 其工作原理是: 发光二极管发出的 光透射过手指,经过手指组织的血液吸收和衰减，由光敏二极管接收。由于手指 动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化，所以它对光的吸收和衰减也是 周期性脉动的, 于是光敏二极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉动变化。 3.2.2 信号采集电路 图 3.3 是脉搏信号的采集电路，U3 是红外发射和接收装置，由于红外发射 二极管中的电流越大，发射角度越小，产生的发射强度就越大，所以对 R21

41、阻 值的选取要求较高。R21 选择 270 同时也是基于红外接收三极管感应红外光 灵敏度考虑的。R21 过大，通过红外发射二极管的电流偏小，红外接收三极管 无法区别有脉搏和无脉搏时的信号。反之，R21 过小，通过的电流偏大，红外 接收三极管也不能准确地辨别有脉搏和无脉搏时的信号。当手指离开传感器或 检测到较强的干扰光线时，输入端的直流电压会出现很大变化，为了使它不致 泄露到 U2B 输入端而造成错误指示，用 C8、C9 串联组成的双极性耦合电容把 它隔断10。 当手指处于测量位置时，会出现二种情况：一是无脉期。虽然手指遮挡了 红外发射二极管发射的红外光，但是由于红外接收三极管中存在暗电流，会造

42、 成输出电压略低。二是有脉期。当有跳动的脉搏时，血脉使手指透光性变差， 红外接收三极管中的暗电流减小，输出电压上升。但该传感器输出信号的频率 很低，如当脉搏只有为 50 次/分钟时，只有 0.78Hz，200 次/分钟时也只有 3.33Hz，因此信号首先经 R22、C10 滤波以滤除高频干扰，再由耦合电容 C8、C9 加到线性放大输入端。 图 3.3 信号采集电路 3.3 信号放大 按人体脉搏在运动后跳动次数达 200 次/分钟的计算来设计低通放大器，如 图 3.4 所示。R23、C6 组成低通滤波器以进一步滤除残留的干扰，截止频率由 R23、C6 决定，运放 U2B 将信号放大，放大倍数由

43、R23 和 R27 的比值决定。 图 3.4 放大电路 根据一阶有源滤波电路的传递函数，可得： 00 ( ) ( ) ( ) 1 i c V sA A s s V s w 放大倍数为： 23 0 27 1 11214 4.7 RM A RK 截止频率为： 0 236 1 3.39 2 fHz R C 按人体的脉搏跳动为 200 次/分钟时的频率是 3.3 Hz 考虑，低频特性是令人满意 的。经过低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波。 3.4 波形整形电路 波形整形电路如图 3.5 所示，U2C 是一个电压比较器，C11、R29 构成一个 微分器，U2A 和 C7、R32 组成单稳态多谐

44、振荡器，其脉宽由 C7、R32 决定。 该比较器的阀值电压可用 R31 调节在正弦波的幅值范围内，但是对 R31 的 调节要求并不严格，因为 U2C 的输出信号经 C11、R29 的微分后总是将正、负 相间的尖脉冲加到单稳态多谐振荡器 U2A 的反向输入端，不会造成很大的触发 误差。 当有输入信号时，U2A 在比较器输入信号的每个后沿到来时输出高电平， 使 C7 通过 R32 充电。大约持续 20ms 之后，因 C7 充电电流减小而使 U2A 同 相输入端的电位降低到低于反相输入端的电位（尖脉冲已过去很久） ，于是 U2A 改变状态并再次输出低电平。这长的脉冲是与脉搏同步的，并由红色发光 二极管 DS3 的闪亮指示出来。即发光二极管作脉搏测量状态显示，脉搏每跳动 一次发光二极管就亮一次。同时，该脉冲电平通过 R24 送到单片机/INTO 脚， 进行对心率的计算和显示。 图 3.5 整形电路 3.5 单片机处理电路 如图 3.8 所示，本部分运用了 ATMEL 公司的 89C51 单片机作为核心元件， 在这里运用单片机能更快更准确地对数据进行运算，而且可以根据实际情况进 行编程，所用外围元件少，轻巧省电，故障率低。 来自传感和整形输出电路的脉冲电平输入单片机 89C51 的/INTO 脚，单片 机设为负跳变中断触发模式，故每次