基于单片机的脉搏测量仪毕业论文.doc

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1、毕业论文毕业论文 基于单片机的脉搏测量仪基于单片机的脉搏测量仪 目 录 摘要I AbstractII 引 言1 第一章 概述2 1.1 选题的背景和意义2 1.2 脉搏测量仪的发展与应用3 第二章 脉搏测量仪系统结构5 2.1 光电脉搏测量仪的结构5 2.2 工作原理.5 2.3 光电脉搏测量仪的特点.6 第三章 硬件系统7 3.1 控制器7 3.1.1 AT89S52 简介7 3.1.2 AT89S52 的特点7 3.1.3 AT89S52 的结构7 3.1.3 电源电路10 3.1.4 时钟电路10 3.1.5 复位电路.11 3.2 脉搏信号采集.12 3.2.1 光电传感器的原理12

2、3.2.2 光电传感器的结构12 3.2.3 光电传感器检测原理.13 3.2.4 信号采集电路13 3.3 信号放大.14 3.3.1 放大电路.15 3.4 波形整形电路17 3.5 单片机处理电路.17 3.6 显示电路18 第四章 软件系统21 4.1 主程序流程21 4.2 INT 中断程序流程 .22 4.3 显示程序流程22 4.4 软件说明23 第五章 抗干扰措施及使用方法24 5.1 抗干扰措施.24 5.1.1 环境光对脉搏传感器测量的影响24 5.1.2 电磁干扰对脉搏传感器的影响24 5.1.3 测量过程中运动噪声的影响.25 5.2 测量仪使用方法.25 第六章 系统

3、调试26 6.1 系统调试26 6.2 系统检验27 6.3 误差分析28 参考文献30 致 谢31 附 录 A32 附 录 B37 附 录 C38 I 基于单片机的脉搏测量仪设计基于单片机的脉搏测量仪设计 摘要摘要：脉搏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 脉搏测量仪的简便性和精确度，本课题设计了一种基于51单片机的脉搏测量仪。 系统以AT89S52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

4、行时，能够显示总的脉搏次数和时间。经测试， 系统工作正常，达到设计要求。 关键词：关键词：脉搏测量仪；AT89S52 单片机；光电传感器 II Design of Pulse Measuring System Based On MCS-51 MCU Abstract: Pulse measuring instrument has been widely used in our daily life. In order to increase its simplicity and accuracy, this subject designs one system based on single-

5、chip microcomputer and infrared light emitting diode and photo transistor as sensors, and calculates time with the inner timer. The sensor produces pulse and the single-chip microcomputer gets the frequency by accumulating the pulses, and the timer obtains the time. The system could display the freq

6、uency and time of the pulse during operation. It can also shows the total number when it stops. After testing, the system works well and meets the design requirements. Keywords: Pulse Measurement; MSC; Photoelectric Sensor 1 引 言 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

7、研究。起初用于体育测量的脉搏测试集中在对接触式传感器的研究，利 用此类传感器所研制的指脉、耳脉等测量仪各有其优缺点。指脉测量比较方便、 简单，但因为手指上的汗腺较多，指夹常年使用，污染可能会使测量灵敏度下 降：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3。 过去在医院临床监护和日常中老年保健中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。 近

8、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。 其中光电式脉搏传感器是根据光电容积法制成的脉搏传感器，通过对手指 末端透光度的监测，间接检测出脉搏信号。具有结构简单、无损伤、精度高、 可重复使用等优点。通过光电式脉搏传感器所研制的脉搏测量仪已经应用到临 床医学等各个方面并收到了理想效果。 2 第一章 概述 1.1 选题的背景和意义 论得到不断的发展和提高。在中医四诊（望、闻、问、切）中，脉诊占有 非常重要的位置。脉诊是我国传统医学中

9、最具特色的一项诊断方法，其历史悠 久，内容丰富，是中医“整体观念” 、 “辨证论证”的基本精神的体现与应用。 脉脉搏携带有丰富的人体健康状况的信息，自公元三世纪我国最早的脉学专著 脉经问世以来，脉学理诊作为“绿色无创”诊断的手段和方法，得到了中 外人士的关注。但由于中医是靠手指获取脉搏信息，虽然脉诊具有简便、无创、 无痛的特点易为患者接受，然而在长期的医疗实践中也暴露出一些缺陷。首先， 切脉单凭医生手指感觉辨别脉象的特征，受到感觉、经验和表述的限制，并且 难免存在许多主观臆断因素，影响了对脉象判断的规范化；其次，这种用手指 切脉的技巧很难掌握；再则，感知的脉象无法记录和保存影响了对脉象机理的

10、研究。脉诊的这种定性化和主观性，大大影响了其精度与可行性，成为中医脉 诊应用、发展和交流中的制约因素。为了将传统的中医药学发扬光大，促进脉 诊的应用和发展，必须与现代科技相结合，实现更科学、客观的诊断1。 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，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。为了提高脉 搏测量的精确与速度，多种脉搏测量仪被运用到医学上来，从而开辟了一条全 新的医学诊断方法。 早在 1860

11、 年 Vierordt 创建了第一台杠杆式脉搏描记仪，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、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。脉象探头式样很多，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 3 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

12、向设计2。 目前脉搏测量仪在多个领域被广泛应用，除了应用于医学领域，如无创心 血管功能检测、妊高症检测、中医脉象、脉率检测等等，商业应用也不断拓展， 如运动、健身器材中的心率测试都用到了技术先进的脉搏测量仪。 1.2 脉搏测量仪的发展与应用 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。起初用于体育测量的脉搏测试集中在对接触式传感器的研究，利 用此类传感器所研制的指脉、耳脉等测量仪各有其优缺点。指脉测量比较方便、 简单，但因为手指上的汗腺较多，指夹常年使用，污染可能会使测量灵敏度下 降：耳脉测

13、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3。 过去在医院临床监护和日常中老年保健中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。 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。 其中

14、光电式脉搏传感器是根据光电容积法制成的脉搏传感器，通过对手指 末端透光度的监测，间接检测出脉搏信号。具有结构简单、无损伤、精度高、 可重复使用等优点。通过光电式脉搏传感器所研制的脉搏测量仪已经应用到临 床医学等各个方面并收到了理想效果。 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4。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 4 (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

15、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5。但 人体的生物信号多属于强噪声背景下的低频的弱信号, 脉搏波信号更是低频微 弱的非电生理信号,因此必需经过放大和后级滤波以满足采集的要求。 5 第二章 脉搏测量仪系统结构 脉搏测量仪的设计，必须是通过采集人体脉搏变化引起的一些生物信号， 然后把生物信号转化为物理信号，使得这些变化的物理信号能够表达人体的脉 搏变化，最后要得出每分钟的脉搏次数。在硬件设计中一般的物理信号就是电 压变化，有了这个系统的设计思路，本课题就此开始实施。 2.1 光电脉搏测量仪的结构 光电脉搏测量仪是利用光电传感器作为变换原件，把采集到的用于检测脉 搏跳动

16、的红外光转换成电信号，用电子仪表进行测量和显示的装置。本系统的 组成包括光电传感器、信号处理、单片机电路、液晶显示、电源等部分。 1光电传感器 即将非电量(红外光)转换成电量的转换元件，它由红外发射二极管和接收 三极管组成，它可以将接收到的红外光按一定的函数关系(通常是线性关系)转 换成便于测量的物理量(如电压、电流或频率等)输出。 2信号处理 即处理光电传感器采集到的低频信号的模拟电路(包括放大、滤波、整形等)。 3. 单片机电路 即利用单片机自身的定时中断计数功能对输入的脉冲电平进行运算得出心 率（包括 AT89S52、外部晶振、外部中断等） 。 4液晶显示 即把单片机计算得出的结果用LC

17、D1602来显示，便于直接准确无误的读出 数据。 5. 电源 即向光电传感器、信号处理、单片机提供的电源，可以是5V的直流的稳压 电源。 2.2 工作原理 本设计采用单片机 AT89S52 为控制核心，实现脉搏测量仪的基本测量功能。 6 脉搏测量仪硬件框图如下图 2.1 所示： 外部中断信号 光电传 感器 放大器比较器 单片机 AT89S52 液晶显 示电路 外部晶振 图 2.1 脉搏测量仪的工作原理 当手指放在红外线发射二极管和接收三极管中间，随着心脏的跳动，血管 中血液的流量将发生变换。由于手指放在光的传递路径中，血管中血液饱和程 度的变化将引起光的强度发生变化，因此和心跳的节拍相对应，红

18、外接收三极 管的电流也跟着改变，这就导致红外接收三极管输出脉冲信号。该信号经放大、 滤波、整形后输出，输出的脉冲信号作为单片机的外部中断信号。单片机电路 对输入的脉冲信号进行计算处理后把结果送到液晶显示。 2.3 光电脉搏测量仪的特点 与传统的脉搏测量仪相比，光电式脉搏测量仪具有以下特点： 1. 测量的探测部分不侵入机体，不造成机体创伤，通常在体外。 2. 传感器可重复使用且速度快，精度高。 3. 测试的适用电压为5V直流电压。 4. 稳定性好、磨损小、寿命长、维修方便。 5. 由于结构简单，因此体积小、重量轻、性价比优越。 6. 测量的有效范围为60次-100次/分钟。 7 第三章 硬件系统

19、 3.1 控制器 本系统基于 51 系列单片机来实现，因为系统没有其它高标准的要求，我们 最终选择了 AT89S52 通用的比较普通单片机来实现系统设计。 3.1.1 AT89S52 简介 AT89S52 是美国 ATMEL 公司生产的低电压、高性能的 CMOS 8 位单片机， 片内含 4k bytes 的可反复擦写的只读程序存储器(PEROM)和 128 bytes 的随机存 取数据存储器(RAM)，器件采用 ATMEL 公司的高密度、非易失性存储技术生 产，兼容标准 MCS-51 指令系统，片内置通用 8 位中央处理器(CPU)和 Flash 存 储单元，功能强大 AT89S52 单片机可

20、为您提供许多高性价比的应用场合，可灵 活应用于各种控制领域。 3.1.2 AT89S52 的特点 与 MCS-51 产品指令系统完全兼容 4k 字节可重擦写 Flash 闪速存储器 1000 次擦写周期 全静态操作：OHz-24MHz 三级加密程序存储器 128*8 字节内部 RAM 32 个可编程 IO 口线 2 个 16 位定时计数器 6 个中断源 可编程串行 UART 通道 低功耗空闲和掉电模式 3.1.3 AT89S52 的结构 此次设计所使用的AT89S52 的封装形式是DIP40。如图3.1 所示。 8 图 3.1 AT89S52 的封装形式 引脚功能： Vcc：电源电压 GND：

21、接地 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 T

22、TL 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。 9 表 3.1 P3 口的第二功能 端口引脚第二功能 P3.0 RXD(串行输入口) P3.1 TXD(串行输出口) P3.2 INTO(外中断 0) P3.3 INT1(外中断 1) P3.4TO(定时/计数器 0) P3.5T1(定时/计数器 1) P3.6WR(外部数据存储器写选通) P3.7RD(外部数据存储器读选通

23、) RST：复位输入。当振荡器工作时，RST 引脚出现两个机器周期以上高电平将 使单片机复位。 ALE/PROG：当访问外部程序存储器或数据存储器时，ALE(地址锁存允许)输 出脉冲用于锁存地址的低 8 位字节。即使不访问外部存储器，ALE 仍以时钟振 器频率的 16 输出固定的正脉冲信号，因此它可对外输出时钟或用于定时目的。 PSEN：程序存储允许（PSEN）输出是外部程序存储器的读选通信号，当 AT89S52 由外部程序存储器取指令(或数据)时每个机器周期两次 PSEN 有效， 即输出两个脉冲。在此期间，当访问外部数据存储器，这两次有效的 PSEN 信 号不出现。 EAVPP：EA 0，单

24、片机只访问外部程序存储器。EA 1，单片机访问内 部程序存储器。 XTALI：振荡器反相放大器的及内部时钟发生器的输入端。 XTAL2：振荡器反相放大器的输出端。 10 3.1.3 电源电路 电源电路如图 3.2 所示。本设计采用 USB 供电，使用按键开关控制电路通 与断，分别将 VCC 和 GND 接入电路中 图 3.2 电源电路 3.1.4 时钟电路 AT89S52 虽然有内部振荡电路，但要形成时钟，必须外接元件，所以实际 构成的振荡时钟电路，外接晶振以及电容 C7 和 C10 构成了并联谐振电路接在 放大器的反馈回路中，对接电容的值虽然没有严格的要求，但电容的大小会影 响振荡频率的高低

25、，振荡器的稳定性，起振的快速性和温度的稳定性。晶振的 频率可在 1.2MHZ12MHZ 之间任选，电容 C7 和 C10 的典型值在 20pf100pf 之间选择，由于本系统用到定时器，为了方便计算，采用了 12M 的晶振，采用 电容选择 30pf，时钟电路如图 3.3 所示。 11 图 3.3 时钟电路 3.1.5 复位电路 AT89S52 的复位输入引脚 RST 为单片机提供了初始化的手段，可以使程序 从指定处开始执行，在 AT89S52 的时钟电路工作后，只要 RST 引脚上出现超 过两个机器周期以上的高电平时，即可产生复位的操作，只要 RST 保持高电平， 则 AT89S52 循环复位

26、，只有当 RET 由高电平变成低电平以后，AT89S52 才从 0000H 地址开始执行程序，本系统采用按键复位方式的复位电路。复位电路如 图 3.4 所示。 图 3.4 复位电路 12 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。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,具有结构简单、无损伤、 精度高、可重复好等优点6。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。

27、3.2.1 光电传感器的原理 根据朗伯-比尔(Lamber-Beer)定律，物质在一定波长处的吸光度和他的浓度 成正比。当恒定波长的光照射到人体组织上时，通过人体组织吸收、反射衰减 后，测量到的光强将在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征7。 脉搏主要由人体动脉舒张和收缩产生的，在人体指尖组织中的动脉成分含 量高，而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄，透过手指后检测到的光强 相对较大，因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。 手指组织可以分成皮肤、肌肉、骨骼等非血液组织和血液组织，其中非血 液组织的光吸收量是恒定的，而在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血是十分 微弱的，可以忽略。因此

28、可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的充盈而引 起的，那么在恒定波长的光源照射下，通过检测透过手指的光强将可以间接测 量到人体的脉搏信号7。 3.2.2 光电传感器的结构 传感器由红外发光二级管和红外接收三极管组成。采用 GaAs 红外发光二 极管作为光源时，可基本抑制由呼吸运动造成的脉搏波曲线的漂移。红外接收 三极管在红外光的照射下能产生电能，它的特性是将光信号转换为电信号。在 本设计中，红外接收三极管和红外发射二极管相对摆放以获得最佳的指向特性。 从光源发出的光除被手指组织吸收以外，一部分由血液漫反射返回，其余 部分透射出来。光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式 2 种8。

29、其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，接收 的是透射光，这种方法可较好地反映出心律的时间关系。因此本系统采用了指 13 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 3.5 所示。 图 3.5 透射式光电传感器 3.2.3 光电传感器检测原理 检测原理是: 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，组织半透明度则增大； 这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显5。因此本设计将红 外发光二极管产生的红外线照射到人体的手指部位，经过手指组织的反射和衰 减由装在该部位旁边的光

30、敏三管来接收其透射光并把它转换成电信号。由于手 指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化，所以它对光的反射和衰减也 是周期性脉动的, 于是红外接收三极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉 动变化。故只要把此电信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示9，即可实时 的测出脉搏的次数。 3.2.4 信号采集电路 图 3.6 是脉搏信号的采集电路，L2，L3 分别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 R6 阻值的选取要求较高。R6 选择 330 同时也是基于红外接收三极管感应 红外光灵敏度考虑的。R6 过大，通过红外发射二极管的电流偏小，红

31、外接收三 极管无法区别有脉搏和无脉搏时的信号。反之，R6 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 C2 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 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 14 很低，如当脉搏只有为

32、 50 次/分钟时，只有 0.78Hz，200 次/分钟时也只有 3.33Hz，信号首先经 C6 滤除高频干扰，再由耦合电容 C2 加到线性放大输入端。 图 3.6 信号采集电路 3.3 信号放大 由于人体的脉搏通常为 50200 次/分钟，对应的频率范围在 0.83Hz3.33Hz 之间，因此经红外检测采集到并转换得到的电信号频率就非常低。为了防止信 号因外界高频信号干扰而使检测结果有误，信号就必须先进行低通滤波，以便 滤出绝大部分的高频干扰。而且脉搏仪所使用的地点不能保证是阴暗的室内， 所以要考虑到强光对其测量的干扰。此外，低频信号需要经过多倍放大和整形， 才能被主控模块所接受和处理。 信

33、号转换模块会使用到 LM358 运算放大器。主要参数和特性如下： LM358 内部包括有两个独立的、高增益、内部频率补偿的双运算放大器， 适合于电源电压范围很宽的单电源使用，也适用于双电源工作模式，在推荐的 工作条件下，电源电流与电源电压无关。它的使用范围包括传感放大器、直流 增益模块和其他所有可用单电源供电的使用运算放大器的场合。3 15 特性(Features): 内部频率补偿 直流电压增益高(约 100dB) 单位增益频带宽(约 1MHz) 电源电压范围宽：单电源(330V) 双电源(1.5 15V) 低功耗电流，适合于电池供电 低输入偏流 低输入失调电压和失调电流 共模输入电压范围宽，

34、包括接地 差模输入电压范围宽，等于电源电压范围 输出电压摆幅大(0 至 Vcc-1.5V)4 表 3.2 LM358 引脚功能说明 电阻参数（K） 直流电压参数 （V）引脚 序号 英文 缩写 集成电路 引脚功能正笔 接地 负笔 接地 有信号无信号 1AMPout1 放大信号（1）输 出 1776.56.5 2IN1- 反向信号（1）输 入 197.56.56.5 3IN1+ 同向信号（1）输 入 4.94.96.36.3 4GND接地0000 5IN2- 反向信号（2）输 入 4.94.96.36.3 6IN2+ 同向信号（2）输 入 5886.46.4 7AMPout2放大信号（2）输186

35、.96.46.4 16 出 8Vcc电源电压+12V0.430.431212 3.3.1 放大电路 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 3.7 所示。RW1、C2，C3,C4 组成低通滤波器以进一步滤除残留的干扰，截 止频率由 R4、C2，C3,C4 决定，运放 U2A 将信号放大，放大倍数由 R4 和 RW1 的比值决定。 图 3.7 低通放大电路 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：H=R4/RW1 =20 截止频率为：fH = 7.7Hz 按人体的脉搏跳动

36、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 17 经过低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波。波形如图 3.8 所 示。 图 3.8 放大后波形 3.4 波形整形电路 波形整形电路如图 3.9 所示，U3B 是一个电压比较器，在电压比较器的负 向电压输入端通过 R3、R5 分压得到 2.5V 的基准电压，放大后的信号通过 C5 电容耦合进入比较器，当输入的电压低于 2.5v 时，U3B 的第七引脚输出高电平， 发光二极管 L2 亮，并且输入单片机进行参与运算处理，反之输出低电平，发 光二级管 L2 灭。电路如图所示： 图 3.9 波形整形电 经过比较器 U

37、3B 的输出波形如图 3.10 所示。 18 图 3.10 经比较器后波形 3.5 单片机处理电路 如图 3.11 所示，本部分运用了 ATMEL 公司的 AT89S52 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 AT89S52 的/INTO 脚，单 片机设为负跳变中断触发模式，对脉冲进行技术，然后 P0 口控制液晶显示 图 3.11 单片机处理电路 3.6 显示电路 1602 字符型液晶显示模块是工业字符型液晶，能够同时显示 16x02 即 32 个字符

38、，专门用于显示字母、数字、符号等点阵式 LCD。本设计采用 16 列*2 19 行的字符型 LCD1602 带背光的液晶显示屏。1602 液晶模块内部的字符发生存 储器（CGROM)存储了 160 个不同的点阵字符图形，这些字符有：阿拉伯数字、 英文字母的大小写、常用的符号、和日文假名等，每一个字符都有一个固定的 代码，显示时模块把地址中的点阵字符图形显示出来，我们就能看到相应的字 母。 因为 1602 识别的是 ASCII 码，所以可以用 ASCII 码直接赋值，在单片 机编程中还可以用字符型常量或变量赋值。1602 液晶模块内部的控制器共有 11 条控制指令。模块的读写操作、屏幕和光标的操

39、作都是通过指令编程来实现的。 液晶显示模块是一个慢显示器件，所以在执行每条指令之前一定要确认模块的 忙标志为低电平，表示不忙，否则此指令失效8。要显示字符时要先输入显示 字符地址，也就是告诉模块在哪里显示字符。 在对液晶模块的初始化中要先设置其显示模式，在液晶模块显示字符时光 标是自动右移的，无需人工干预。每次输入指令前都要判断液晶模块是否处于 忙的状态。1602 液晶模块内部的字符发生存储器（CGROM）存储了 160 个不 同的点阵字符图形。 这些字符有：阿拉伯数字、英文字母的大小写、常用的符号、和日文假名 等，每一个字符都有一个固定的代码，比如大写的英文字母“A”的代码是 0100000

40、1B（41H） ，显示时模块把地址 41H 中的点阵字符图形显示出来，我们 就能看到字母“A”。 液晶显示电路：液晶的 8 个数据端口和 52 单片机的 P0 口相连用于数据的 传输。在显示电路图 3.12 显示电路原理图 3.13 中可以看到，液晶显示器的控制 端口 RS，WR，和 EN 分别与单片机的 P2.5，P2.6，P2.7 相连，便于单片机对 液晶的初始化和读写操作。 20 P00 P01 GND 1 VCC2 VO 3 RS 4 RW 5 E 6 DB0 7 DB1 8 DB2 9 DB3 10 DB4 11 DB5 12 DB6 13 DB7 14 BG VCC 15 BG G

41、ND 16 LCD 1602 LCD1位位-LCD1602 P02 P03 P04 P05 P06 P07 VCCVCC GND GND R2 位位位 P25 P26 P27 图 3.12LCD1602 液晶显示电路 图 3.13LCD1602 液晶显示电路原理图 其中，液晶 5 端为读/写选择端，因为不从液晶中读取数据，只向其写入命 令和显示数据，因此此端始终选择为写状态，即低电平接地。液晶 6 端为使能 信号，是操作时必须的信号。LCD1602 液晶显示屏如图 3.14。 21 图 3.14LCD1602 液晶显示屏实物图 第四章 软件系统 4.1 主程序流程： 系统主程序控制单片机系统按

42、预定的操作方式运行, 它是单片机系统程序 的框架。系统上电后,对系统进行初始化。初始化程序主要完成对单片机内专用 寄存器、定时器工作方式及各端口的工作状态的设定。系统初始化之后, 进行 定时器中断、外部中断、显示等工作，不同的外部硬件控制不同的子程序12。 流程如图4.1所示。 22 图 4.1 主程序流程图 4.2 INT 中断程序流程： 外部中断服务程序完成对外部信号的测量和计算。外部中断采用边沿触发 的方式，当处于测量状态的时候，来一个脉冲脉搏次数就加一，由单片机内部 定时器控制一分钟，累加得出一分钟内的脉搏次数。流程如图4.2所示。 开始 初始化 开中断 显示程序 外部中断 0 进入

43、等待按键按下 脉搏数+1 返回 处于检测？ Y 23 图 4.2 INT中断程序流程图 4.3 显示程序流程： 显示程序包括显示上次的脉搏次数、本次测量中的时间和脉搏的次数。从 中断程序中取得结果后，先显示上次的脉搏次数，经过10ms的延时后再显示测 试中的脉搏次数，再经过10ms的延时显示测试中的时间。流程如图4.3所示。 取结果 延时 显示上次脉搏结 果 显示测试中脉搏 结果 显示子程序 图 4.3 显示程序流程图 24 4.4 软件说明 本程序采用C语言，程序的可读性非常好,程序中对前一次测量的脉搏数据 进行了自动保存，并且用1602显示,程序在执行过程若发现有干扰则忽略该干扰 而不显示

44、，进一步减少读入数据的误差。 第五章 抗干扰措施及使用方法 5.1 抗干扰措施 为了提高测量仪的精确度，系统首先要解决的是硬件方面的干扰问题。光 电式脉搏测量仪的测量过程中，前端测量到的脉搏信号十分微弱，容易受到外 界环境干扰，其中主要的干扰源有测量环境光干扰、电磁干扰、测量运动噪声。 5.1.1 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13。 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 25 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