心率测试仪设计毕业论文

1、设计（论文）题目：心率测试仪设计(此文paperpass查重为17.5% 知网查重为15.7% )摘 要心脏的每一次搏动都会导致手指皮肤毛细血管产生一次充盈和收缩，该血脉变化信号可用于检测心率。本课题设计了一种基于反射式光电传感器的心率测试仪，由反射式光电传感器提取出手指皮肤处的微弱脉搏信号并加以处理，使心率的测量显得更简便更精确。本设计主要由六部分组成，包括测量电路、放大电路、滤波整形电路、倍频电路、控制电路和计数译码显示电路。该设计的首要任务是测量电路中传感器的选取，其次就是信号的放大及滤波整形电路的设计，关键点是计数译码显示电路中计数和译码方式的选择。该设计利用外置恒流源电路的反射式光电

2、传感器，将人体的脉搏信号转变为可处理的电信号，再将所得电信号经过电压放大、滤除高频、a/d转换和倍频等处理得到数字脉冲信号，接着在由555定时器组成的闸门控制电路的控制下，经过计数器、译码器的处理，最终将心率测试结果用数码管显示出来。利用mulitisim仿真软件，可以对此心率测试仪实现仿真。本设计只需要被测人把手指放在传感器内不足10秒钟就可以精确测量出心率值，测量结果用三位七段数码管显示。本设计在仿真实验中，当输入1hz正弦信号时，经过6次测试，心率平均值为60次/分钟，最大误差1.67%；当输入2hz正弦信号时，经过6次测试，心率平均值为119次/分钟，最大误差1.68%。仿真结果满足课

3、题要求的当心率大于50次/分钟时，误差小于5%，仿真实验成功，所设计心率测试仪达到预期目的。【关键词】心率测试仪 反射式传感器 mulitisim仿真软件 数字脉冲信号abstractthe heart beat of each time will cause the capillaries of finger skin have a filling and shrinkage, the changes of blood signal can be used for the detection of heart rate, which causes the finger skin produc

4、ing the weak vibration. the vibration signal can be used to test the heart rate this topic designs a heart rate tester which is based on reflecting photoelectric sensor, by reflecting photoelectric sensor extracts the pulse signal from finger skin and process it, at last making the heart rate measur

5、ement appears more simple and precise.this design mainly by six parts, including measuring circuit, amplifying circuit, filtering plastic circuit, times frequency circuit, control circuit and count decode display circuit. as for the design , the selection of sensor is the primary task in the measure

6、ment circuit, followed by signal amplifier and filtering plastic circuit design, the key point is that the count of the counter decoder circuit and the choice of the ways of decoding. this design uses reflecting photoelectric sensor whose outer is constant current source circuit, this design makes t

7、he human body pulse signal into the electrical signals which can be handled, and then through the electrical signal voltage amplifier, filtering hf, a/d conversion and frequency doubling processing get digital pulse signal, and then process it under the control of the gate control circuit which is c

8、omposed by 555 timing device, followed by the counter, decoder, eventually display the heart rate test results with a digital tube. using mulitisim simulation software can realize the simulation about the heart rate tester. this design only needs to the man putting his finger in the sensor less than

9、 10 seconds to measure the value of heart rate, the measured results will be displayed with three seven period of digital pipe. this designed simulation results show that when the input 1 hz sine signals, after six times test, average heart rate for 60 times/minutes, the maximum error 1.67%; when th

10、e input 2 hz sine signals, after six times test, heart rate average of 119 times a minute, the maximum error of 1.68%. the simulation results meet requirements when the subject is greater than 50 / minutes heart rate, the error is less than 5%, the simulation experiment is successful, and the design

11、 of the heart rate tester achieved the expected purpose.【key words】 heart rate tester reflecting sensor mulitisim simulation software digital pulse signal目 录前 言1第一章 基于反射式光电传感器的设计2第一节 心率测试仪组成构架图2第二节 反射式光电传感器分析3一、反射式光电传感器定义3二、反射式光电传感器在心率测试仪中的应用3三、传感器信号关系4第三节 设计方案分析5一、测量法的选择5二、技术指标要求6三、测试误差分析6第二章 指尖脉搏信

12、号采集8第一节 反射式光电传感器的工作原理8第二节 传感器恒流源电路9第三章 信号处理11第一节 放大电路11一、电路说明11二、电路仿真12第二节 滤波电路13一、电路分析13二、仿真波形15第三节 整形电路15一、集成施密特触发器74ls14d16二、电路仿真16第四节 倍频电路17一、利用简单门电路等组成的二倍频电路级联17二、8倍频电路仿真18第五节 本章小结19第四章 心率显示20第一节 控制电路20一、控制信号的产生20二、启动清零的控制24第二节 计数译码显示电路25一、计数器25二、译码显示电路26三、电路仿真图27第三节 系统测试28第四节 本章小结29致 谢30附 录33一

13、、英文原文33二、英文翻译37三、工程设计图纸40 前 言心率不但能够反映心脏的工作状态是否正常，也可以用来衡量脑力劳动和体力劳动的强度。健康成年人安静时，心率的个体差异比较显著，大概范围在60150次/分之间，平均为75次/分左右。根据被测人的年龄、性别以及其他生理情况，心率会有所不同。初生儿的心率很快，可达130次/分以上。在健康的成年人中，一般男性的心率比女性较慢。人体运动的时候，心率会随机体代谢的强度增加而增加，在一定范围内心率可以作为运动强度和机体的代谢水平的参考指标，因此，心率常被用于有氧运动中对运动强度的控制。运动结束后，心率恢复时间的长短又可用作评定运动负荷是否适宜以及心脏机能

14、状态是否正常的依据和指标。因此心率测试有很大的临床意义，它的机理急待于我们进行研究。随着科学技术的发展，心率测试技术越来越先进，消费者对心率测试仪精度的要求也越来越高。国内外科学家先后研制了不同类型的心率测试仪，而设计关键是对高精确度高灵敏度传感器的开发。本设计采用反射式光电传感器来采集人体的脉搏信号，检测的部位为被测者手指指尖或者耳垂。随着电子计算机技术的飞速发展，智能传感器也逐步应用到多个领域。医用领域将传感器与信号采集、放大滤波装置、计算机等相结合构成新型智能测量系统，该系统不仅可以单方面测量心率、血压等，也可进行对人体的多点测量，完整检测脉搏的波动状态，能够更加科学的反映心率的变化，从

15、而为医生的诊断提供详细参考依据。本课题旨在综合反射式光电传感器以及相关专业知识，设计一个数字心率计，对人体心率进行测量处理并数字显示。本课题有较强的综合性，可以巩固所学专业基础知识和基本操作技能，培养综合运用所学知识与技术，以及独立分析问题、解决问题的能力，通过在设计中选择合适型号的传感器，进而掌握其原理、应用范围、功能等，还可以深入了解心率计的工作原理、元器件选择以及电子仪器的常用设计方法等。第一章 基于反射式光电传感器的设计第一节 心率测试仪组成构架图本设计分成以下几个模块：测量电路、放大电路、滤波整形电路、倍频电路、控制电路、计数译码显示电路。其原理方框图如图1.1所示反射式光电传感器整

16、形电路滤波电路放大电路第二节 gsm移动通信系统简介控制电路计数器倍频电路译码器显示器 图1.1 心率计结构框图1、传感器。传感器为本设计最关键部分，旨在将血脉流量变化的物理信号转换成电信号并输出。传感器的灵敏度、精确度、以及抗干扰能力和安装方式决定了心率的测量误差。2、信号放大电路。由于传感器所测得的心率信号比较微弱，所以在经过后续滤波处理以前必须先将信号进行放大，使得输出电信号在整形电路中能满足施密特触发器的稳态触发电压值。3、滤波与整形电路。由于心率信号的频率很低，因此，在信号处理电路中，必须设计低通滤波器将信号中夹杂的高频信号滤除。然后通过整形将模拟的不规则的信号转变成便于信号处理的数

17、字脉冲信号。4、倍频电路。提高整形后脉冲信号的频率，以此在短时间内测得心率的数值。5、控制电路。由于在题目中要求在短时间内测得实验结果，因而需要一个电路来控制整个电路的运行、复位、自启动等，控制电路是用来控制计数脉冲的输入以及控制计数器的工作状态，在心率计设计中起到“闸门”的作用。6、译码显示电路部分。 将所测信号最终用数码管显示出来，将用到拥有译码锁存功能的芯片12。第二节 反射式光电传感器分析一、反射式光电传感器定义 反射式光电传感器是将硅光敏三极管（接收器）和红外线发光管等，以相同的方向安装在传感器的内部支架上。红外线发光管通电导通以后，所发射的红外线照射到被测物体上，而反射的光线会经过

18、合适的角度照射到接收器的窗口上，使光敏三极管导通，三极管导通以后的输出电流会随着接收器所接收光线的强度变化而变化，因此，该传感器不但可以测出被照射物的存在与否，还能测出该物体的动态变化。由此可见，反射式光电传感器不但适用于光电自动控制、物体识别、光电接近开关等方面，也可作为医用光电传感器件使用。二、反射式光电传感器在心率测试仪中的应用 根据朗伯比尔定律, 在一定波长处物质的浓度和他的吸光度成正比。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被照射部位组织的结构特征。脉搏主要是由人体动脉的舒张以及收缩而产生的，在人体手指的尖部，皮肤组织中的含动脉成

19、分高,而且指尖的厚度相对于其他的人体组织而言是比较薄的,入射光透过手指后检测到的光强相对较大, 因此在利用光电式脉搏传感器进行心率测量时，测量部位通常选择人体的手指尖3。手指光吸收量的变化如下图1.2所示1。图1.2手指光吸收量变化示意图在人体血液循环系统中，相对于动脉而言静脉的搏动强度是十分微弱的，几乎可以忽略不计，由此可见，红外线入射光在透过手指之间组织之后，光敏三极管所接收到的透射光或者反射光信号的强度是由指尖动脉的搏动所引起的。由于红外线发光管发出的红外线为恒定的波长，以及恒定的光照强度，因此，可以通过检测接收器所接受的透射光或反射光的强度变化，就可以得到指尖脉搏的振动信号，进而测出人

20、体心率。按照接收器对光线的接收方式，可以将光电式脉搏传感器分成两种，即为透射式光电传感器和反射式光电传感器，如下图1.3所示2，透射式光电传感器的红外线发光管和光敏三极管位于测试部位的两端，它们的位置相对称，且距离相等。反射式传感器的红外线发光管和光敏三极管位于手指的同一侧，呈特定角度的位置分布，使经过血液漫反射回来的红外线信号正好进入接收器窗口2。 图1.3 透射式光电传感器和反射式光电传感器 三、传感器信号关系反射式光电传感器在心率测试仪的应用中，入射光和反射光以及传感器输出电信号关系如下图3。通过对下图的分析，可以看出，由脉搏振动而引起血脉反射光信号的变化，该传感器输出电信号的变化趋势呈

21、正弦变化。 图1.4 反射式光电传感器信号分析图第三节 设计方案分析一、测量法的选择经过反射式光电传感器将所测光信号转变为电信号，该电信号中夹杂着心率信号、直流信号以及工频和电磁干扰信号，为混频信号。其中的心率信号为模拟信号，不满足计数器的计数要求，因此，必须将该混频信号进行放大、滤波以及整形等处理，最终得到于所测心率信号频率相同的数字脉冲信号。数字脉冲信号的频率计算公式为：。由公式可知，fx的值由n和t共同决定，因此，在实际测试中，必须额定其中的一个值，然后测量出另外一个值。在此，本设计提出两种测量方法进行讨论分析。1、周期测量法：运用定时器/计数器，标准的时基信号的周期ts 为机器周期。所

22、测信号周期内的标准时基信号的脉冲次数为nx，所要测量的心率信号的周期为，由此可知，所测心率为。2、频率测量法：这种方法也被称为倍频法。将心率信号转换为数字信号再经过倍频后，测量其在限定闸门时间内的脉冲个数，即可得到心率值。例如假设心率值为每分钟n次，紧接着不是由计数器直接测量心率脉冲数，而是采用由3各二倍频电路组成的8倍频信号进行计数，并将计数器闸门信号时间设为7.5秒，则7.5秒内的计数器的值为（8n/60）7.5=n。可见，该数值恰好等于所需测定的心率。本心率测试以设计采用频率测量法，这种方法采用的电路结构较为简单，同时也比较容易实现，可以在几秒内测得相对可靠的心率值。二、技术指标要求1、

23、计数范围：1999。2、数字显示位数：三位静态十进制计数显示被测信号数值。3、具有计数及显示功能。4、性能良好，工作可靠。5、心率大于50次/分钟时，误差小于5%三、测试误差分析 环境光对脉搏传感器测量的影响利用光电式传感器进行心率测量，由脉搏微弱振动而引起的光强度的变化是非常微弱的，因此，在测试过程中要尽量保持背景光能够恒定，不会产生较大的变化，同时，要避免光敏器件接收到的光信号中含有较多的背景光，从而减少背景光对接收光信号的干扰。为了降低环境光的变化对脉搏信号测量的不利影响, 同时也考虑到传感器测试的方便性, 在实际测量中，通常采用密封的指套式传感器。为了降低环境光的变化带来的影响，传感器

24、的整个外壳均采用不透光的材料和颜色4。同样，为了避免测试过程中产生的二次反射对接收器带来影响，通常在传感器的内侧涂抹吸光材料。 电磁干扰对脉搏传感器的影响通过光电转换而得到的心率电信号比较微弱,外界电磁干扰信号对其影响很大,因此，通常电磁屏蔽一级放大电路的方式来消除电磁干扰。心率信号的频率较低, 比较容易受到工频信号的干扰, 因此，为了使所测心率信号的误差不至于较大，通常在实际电路制作中要对工频信号干扰进行抑制。由于人体正常的心率信号在0.2hz3hz之间，而工频干扰信号频率为50hz，由此，可以运用低通滤波器滤除工频干扰。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

25、3。 测量过程中运动噪声的影响在心率测试的过程中，手指可能会和传感器移位而产生相对运动，从而对所测信号产生误差。对于这种误差，一般通过两种方法进行处理: 一是加强指套式传感器的稳定性，能够牢固的夹在手指上，避免产生较大的相对运动; 二是通过信号处理电路，减少误差,对于心率测试用的传感器设计,采用的主要是第一个途径。 电源不稳定导致光源供电波动带来影响 在心率测试仪的仿真运行中，我们可以直接加入恒定电压电源，而不会带来光源供电波动，但是在实际仪器运用中却没有完全恒定的电源，而我们通常提供的直流电源也会因为各种原因二引起输出电压值在较小的范围内波动。因此在心率信号的测量过程中, 由于光源的波动会对

26、所测得心率值带来影响，所以本设计转为光电传感器设计了恒流源电路，提供恒定的电流，电流值额定，不会随着传感器负载的变化而变化,从而降低电源不稳定给测试结果带来的影响6。第二章 指尖脉搏信号采集第一节 反射式光电传感器的工作原理 图2.1 反射式光电式传感器原理图反射式光电传感器的原理如图2.1所示3，光敏三极管不但具有光电二极管的光信号转换成电信号的功能，还有信号放大功能。光敏三级管的形状和一般的晶体管相似，通常只引出两个极-发射极和集电极。基区面积做得很大，发射区较小，这样能够增大基区接受的光照，因此入射光主要被基区所接收。在光发射管未工作时，光敏三极管的输出电流：iceo=（1+）icbo（

27、很小），电流过小，光敏三极管未导通；当光发射管启动工作时，经过指尖组织的反射，光电接收器中的光敏三极管被激发出大量的电子-空穴对，使光敏三极管导通，基极电流ib变大，光敏三极管的输出电流即为光电流，该电信号电流值为：ic=（1+）ib，由此可以看出，反射式光电传感器的测试性能主要取决于接收器中的光敏三极管的灵敏度和准确率3。第二节 传感器恒流源电路一、电路分析反射式光电传感器进行信号测量的主要原理是将用光敏三极管感知入射光的强度变化，而将此变化表现在电流信号的变化中，因此，对于该传感器，必须设计恒定的电源电路，以确保测量的精确性和稳定性3。本设计采用了以运算放大器为核心的恒流源电路，仿真电路见

28、图2.2。图中，由r5和r6分压，集成运算放的输出电流即为传感器的输入电流，这个电流不随传感器负载的变化而变化，满足恒流源条件，保证了传感器测量的精度5。图2.2 恒流源电路仿真图在通常情况下，电阻值会随着温度的变化而变化，因此，在本恒流源电路中，对于电阻r5和r6应该慎重选取，尽量选择精确度比较高，并且不会随着温度的变化而产生较大变化的电阻。经过相关资料查询，本设计决定采用金属膜电阻。运算放大器的输入端电压值为： （2-1） 运算放大器lm324d的输出电流即为传感器的输入电流： i=1.5v/375=4ma （2-2） 在传感器输出部分，设计了一个滑动变阻器与2个固定值电阻组成的桥式电阻。

29、从图2.2中可以看出此时输出电压为5.038，该桥式电阻值为890。输出电流为：iout=uout/r=（5.038-1.5）/8904 ma （2-3） 在multisim仿真实验中，调节滑动变阻器，使桥式电阻的阻值变化。经测试，随着滑动变阻器的变化，运算放大器输出电压变化，但是iout恒定不变。 通过以上测试，运算放大器的输出电流不会随着负载的变化而变化，能够达到恒流源的条件。第三章 信号处理第一节 放大电路一、电路说明用反射式光电传感器进行心率测量，测试部位为手指尖部，但是传感器所测得的信号较弱，必须将其放大处理。因此，为了将测得心率信号放大，在本心率测试仪中，设计了信号放大电路，使传感

30、器测得的信号电压幅值适当，使其电压能满足后续的信号处理电路。设计思路：采用仪表放大器ad620构成的放大电路本设计的电路放大部分采用ad620芯片，ad620成本低、精密度高，在运用ad620进行信号放大时，只需运用改变一个外接电阻的阻值就可以设置相应的增益，ad620的增益允许范围为1-10000。此外，ad620的尺寸小于分立电路设计，具有很低的功耗，在便携式心率测试仪中显得很适用。除了低功耗，ad620还具有低噪声、低输入偏置电流等特性，并且ad620和传感器输出阻抗匹配性良好，从而减少了由于传感器输出阻抗较大，输出电流非常微弱，而与放大器输入阻抗不匹配引起的信号损失。ad620增益方程

31、式为 g =49.4 k/r g + 17，其内部电路图7如下。图3.1 ad620内部电路在实际进行心率测试时，由于每个人的个体差异，致使传感器所测的心率波动有一定差异，有些心率信号较强，有些心率信号较弱，因此为了适合不同用户，在实际的电路制作中可将电阻rg改为可变电阻, 通过对rg的调节，即可以改变放大倍数。二、电路仿真由图3.2可见8，通过反射式光电传感器采集到的原始心率信号极其微弱（变化幅值在10mv之间），其幅值为毫伏级，所以需要将被测信号通过放大电路放大500倍左右，使信号放大后电压达到伏级。由ad620an芯片组成放大电路，元件参数设置如下：rg=100,r1=100k,c1=1

32、00uf为隔直电容。图3.2 心率波形图3.3 放大电路仿真说明：将信号发生器设置为输出2hz/5mvp的正弦波信号。在电路图3.中，c1和r1组成一个一阶高通滤波器，经过计算，将截止频率调至接近直流，从而起到隔直作用。rg=100，由增益方程式为 g =49.4 k/rg + 1，得到g500,放大后信号幅值为2.5v。 图3.4 放大电路的波形说明：如图3.4仿真结果中，红色低幅度正弦波为函数信号发生器所产生的模拟心率信号，蓝色高幅度正弦波显示的为经过放大电路以后产生的波形。第二节 滤波电路在实际操作心率测试仪的时候，会由于人为或者仪器固有的因素使测得心率信号含有杂波，有环境光对脉搏传感器

33、测量的影响，有电磁干扰带来的影响，也有人为造成的运动性干扰9。并且由于心率信号的频率相对而言较低，所以将设计低通滤波器对高频干扰信号清除。一、电路分析人体心率信号属于低频微弱信号，中高频杂波信号会对其产生影响，因此我们运用低通滤波器滤除中高频信号，从而让低频的心率信号通过电路，同时心率信号通过滤波器后其电压值不一定能达到整形电路所要求的幅值，因此通常把运用集成运算放大器lm423将电压放大到1.6倍左右9。对滤波器的学习，我了解到一阶低通滤波器和二阶低通滤波器的幅频特性，通过对比判断，一阶低通滤波器不能满足心率测试仪信号过滤要求，因而在此本设计采取二阶低通滤波器，其通带电压放大倍数和通带截止频

34、率与一阶低通滤波器电路相同10。二阶有源低通滤波器电路图如图3.5所示：图3.5 二阶有源低通滤波器电路性能参数：二阶低通滤波器增益： （3-1）角频率： w。=1/rc （3-2）截止频率： （3-4）品质因数： （3-5）品质因素的大小表达了低通滤波器在截止频率处幅频特性的形状电压幅值增益：10说明：图3.5为典型的二阶有源低通滤波器。它由两级rc滤波环节与lm324d集成运算放大器组成，其中第一级电容c2接至输出端，引入适量的正反馈，以改善幅频特性11。已知人体的心脏跳动频率应在0.2hz3hz之间，在此采用截止频率为5hz的低通滤波，并将电压幅值提升到1.6倍。w=1/(1.6 k*2

35、0uf) 31.4 f=5hz二、仿真波形图3.6 放大器输出信号滤波结果说明：红色幅度较小的波形为放大器输出波形，蓝色幅度较大的波形为二阶有源低通滤波器输出波形。第三节 整形电路所测信号在经过前面的放大电路和滤波电路之后，变成较单一，幅值也达到后续处理标准的心率信号。但是现在心率信号仍然是正弦波模拟信号，然而在后续的计数电路和译码电路中，我们需要的是数字信号，因此本电路将设计为拥有a/d转换功能的整形电路。经过上网大量查阅资料以及吸取别人的研究经验以后，决定采用由555时基电路组成的滞回比较器及集成施密特触发器作为整形电路。一、集成施密特触发器74ls14d 图3.7 74ls14d仿真图形

36、符号 图3.8 集成施密特触发器整形心率信号在信号传输系统中，心率信号的波形由于传输通道噪声等的影响，往往会发生畸变。如传输线路的电容值比较大时，心率信号的波形会发生衰减和延迟，而信号的波峰和波谷会出现缺陷；而传输线较长时，信号处理部分的电路接收端阻抗与传输线的阻抗不匹配，因此波形会产生震荡；干扰信号叠加到心率信号上时，心率信号将出现电路附加噪声，此时输入信号为一系列幅度不等的信号，但是当信号加到施密特触发器时，只有那些幅度大于ut+的脉冲才会在输出端产生输出信号。因此，集成施密特触发器能将幅度大于ut+的脉冲选出，具有脉冲鉴幅的能力，都可以利用施密特触发器信号进行波形整形，从而获得比较理想的

37、矩形脉冲波形1314。新的频率计数的原則，提高分辨率。如图3.10所示，合理调节施密特触发器的ut+和ut-的值，可以收到满意的整形效果。图中输入信号均为2hz。二、电路仿真图3.9 整形电路 图3.10 整形前后波形对比第四节 倍频电路较落后的心率测试方法中，被测试者将持续测试1分钟，然后计算着一分钟所测到的总心率，这样虽然能够精准的把握人体心率，但是这样的方法却需要较长的时间进行测量，并且被测试者在测试期间也可能由于被测试者心理和外界原因而产生暂时性的心律不齐，而给测量结果造成误差。因此，本设计添加了倍频电路。在前面的电路中，被测心率信号的频率一直没有变化，为了达到在短时间内完成每分钟心跳

38、次数计数功能，必须将整形后的信号的频率加倍，这样就可以满足在短时间内完成测量任务的要求。设心率为每分钟n次，将此信号输入8倍频倍频电路，经过计算，测试的计数时间为7.5秒，则7.5秒内的计数值为（8n/60）7.5=n。可见，该计数值恰好等于所需测定的心率2。一、利用简单门电路等组成的二倍频电路级联倍频电路的形式很多，如锁相倍频器、异或门倍频器等，由于锁相倍频器电路比较复杂，并且成本比较高，所以这里采用了能满足设计要求的异或门组成的8倍频电路2。利用第一个异或门的延迟时间对第二个异或门产生作用，当输入由“0”变成“1”或者由“1”变成“0”时，都会产生脉冲输出。其中电容c是为了延时。 图3.1

39、2 实用二倍频电路图 图3.13 快速二倍频电路图原理说明：图3.12中，当输入高电平“1”，则第一个异或门输出端1为高电平“1”，r1为50k，阻值较大，又因为电容c1，故2点充电，此时2点电压为过阈值uth，可视为低电平“0”，第二个异或门输出为“1”，当2点电压过阈值uth，视为高电平“1”，此时第二个异或门输出为“0”，合理调节c1的值，可使电路满足输入信号的二倍频。图3.13中，信号由12导线输入，之所以称之为快速二倍频电路，主要是指输出的高电平信号“1”在短时内进行跳变，这段时间的跳变是由信号通过12导线直接进入u3c和分别经过u1a和u2b芯片的信号处理而产生的延时引起的。二、8

40、倍频电路仿真图3.14 8倍频电路说明：由于本课题要求的需要在10秒内测出心率，根据前面所列出的公式进行计算，若采用二倍频或者4倍频，均使测量时间超过10秒，因此所选倍数必须在8倍频以上，然而若采用16倍频，则测量时间将不足4秒。为避免测量时间不足而引起的巨大误差，最终我选定采用8倍频，如图为采用2个实用二倍频电路和1个快速二倍频电路组成的8倍频电路。图3.15 8倍频电路波形说明：在仿真模拟时，我将几种倍频产生信号分别接入示波器，从而方便进行对比，最上面的黄色线信号为整形后的信号，下面红色线信号为2倍频后信号，再下面蓝色线信号为4倍频后的信号，最后绿色信号为最终快速二倍频输出的8倍频信号。第

41、五节 本章小结 本章主要运用模拟电路将信号处理，其中包含信号的放大、滤波、整形以及倍频的处理，通过这四部分电路，达到将微弱的传感器输出信号转换为计数器可作用的数字脉冲信号。在这几部分电路设计中，最主要是的根据信号的实际情况而设计选择实用电路，难点在于结合输入信号和预期输出信号，通过精确的计算，决定电路中各元件参数值。各电路我都做了很多次multisim仿真，并且成功实现了各功能，但是我认为在实际电路中会产生一定的误差，因为实际电路制作中，各电子元件的参数并不是那么精确，并且由于电路比较庸长，在信号传输中途肯定会被杂波信号所叠加。第四章 心率显示第一节 控制电路根据课题要求，本设计必须在较短时间

42、内测出被测者的心率值，因此，需要设计一个“闸门”电路来对整个电路的运行、复位等功能进行控制。该控制电路生成计数脉冲信号cp控制计数器以及译码显示电路的工作状态。一、控制信号的产生在此的控制信号就相当于时间脉冲信号，用来控制心率计在指定时间内完成一分钟的测量任务。555定时器的电气原理图和电路符号如图4.1所示7.图4.1 555定时器的电气原理图和电路符号555定时器有低成本和性能可靠的优点，只需要在该芯片外围添加相应的电阻、电容等元器件，就可以拓展为多谐振荡器、单稳态触发器以及施密特触发器等可以长生时钟脉冲或闸门信号的电路。它也常作为定时器广泛应用于仪器仪表、家用电器、电子测量及自动控制等方

43、面。555 定时器的内部电路框图和外引脚排列图分别如图a和图 b所示。它的内部包括两个电压比较器，三个等值串联电阻，一个 rs 触发器，一个放电管 t 及功率输出级。它提供两个基准电压vcc /3 和 2vcc /3 ,555 定时器的功能主要由两个比较器决定14。两个比较器的输出电压控制rs触发器和放电管的状态。在电源与地之间加上电压，当 5 脚悬空时，则电压比较器c1的同相输入端的电压为2vcc/3，c2的反相输入端的电压为vcc /3。若触发输入端 tr 的电压小于vcc/3，则比较器 c2 的输出为0，可使rs触发器置1，使输出端out=1。如果阈值输入端th的电压大于2vcc/3，同

44、时 tr 端的电压大于vcc/3，则c1的输出为0，c2的输出为1，可将rs触发器置0，使输出为0电平14。555定时器构成的多谐振荡器如下图所示7. 图4.2 用555定时器构成的多谐振荡器工作原理：假设接通电源之前，电容电压vc为0.在电路接通电源时，由于vc不能跳变，所以比较器c1和c2的输出分别为高电平和低电平。这样，基本rs触发器被置0，电路输出为高电平。同时，q=0使三极管vtd截止，电容c开始充电，充电路径为vcc、r1、r2、c、地，充电时间常数为（r1+r2）c16。随着充电的进行，vc电位不断升高，但是只要vc2vcc/3，电路的输出vo=voh=vcc就保持不变，这就是暂

45、稳态1516。随着充电的进行，vc电位继续升高，当vc 2vcc/3时，c1和c2的输出分别为低电平和高电平。这样，基本rs触发器被置1，电路输出为低电平，发生第一次自动翻转。同时，q=1是三极管vtd导通，电容c开始充电，放电路径为c、r2、vtd、地，放电时间常数为r2*c。随着放电的进行，vc电位不断下降，但只要2vcc/3vcvcc/3，电路的输出vo=vol=0保持不变，达到暂稳态15。随着放电的进行，vc电位不断下降，当vcvcc/3时，基本rs触发器被置0，电路输出为高电平，发生第二次自动翻转。同时，q=0是三极管vtd截止，电源又通过（r1+r2）对电容c再次充电，重复上述过程

46、，如此反复，形成自激多谐振荡，电路输出使得到周期性的矩形脉冲1516。振荡参数 （4-1） （4-2） （4-3）电路振荡频率: （4-4）占空比： （4-5）若直接采用上述自激多谐振荡器，根据参考文献所述，充电的暂稳态1的时间将总是大于放电的暂稳态2的时间。所产生的控制脉冲不可能为对称的信号及占空比为0.5，所以本设计将采用占空比可调的多谐振荡器，其电路图17如下：图4.3 占空比可调的多谐振荡器说明：如图所示，当充电时vd2二极管截断，因此电容充电时电路电阻只有r1，当电容放电时vd1二极管截断，电路电阻为r2。电容充放电时间为： （4-6） （4-7）占空比： （4-8）在实际测量中，可

47、以通过改变滑动变阻器的阻值，对r1和r2的大小进行调节，当满足r1=r2的时候，q=0.5，生成对称的矩形脉冲。 由于在前面将心率信号倍频处理，并且还可以适当调整倍频倍数，但是当倍频倍数变化是，电路所需要的测量时间及控制信号的t/2（高电平时长）将发生相应改变，因此将采用分频芯片4024bd2。 图4.4 闸门时间电路说明：芯片4024bd中vdd置低电平，芯片启动，当vdd置高电平时，芯片清零。该芯片各输出管脚分别为2分频、4分频、8分频，一直到128分频。根据资料查阅，多谐振荡器电路各元件参数如图中所示，因为前面倍频电路选择8倍频，经计算，需要7.5s的测试计数时间。根据公式t=1/f(r

48、1+r2)c/1.430.951s，当采用16分频时，4024bd输出高电平及测试计数时间t=8t0.951*87.6s7.5s，刚好符合8倍频信号要求，因此采用16分频。图4.5 控制信号波形二、启动清零的控制电路的启动和清零等功能由控制电路控制，其电路仿真图形如图4-6所示，图中开关k2为单刀单掷开关，控制555电路的启动。开关k1为单刀双掷开关，当开关k1接高电平时，6线接4024的清零端，使4024清零，不致影响下次的测量。开关k1打到1线时计数器4518bd清零，打到0线时，4518bd可以开始计数，同时经过简单rs触发器2线输出1，当4线的闸门时间信号为1时，则此时允许倍频后的信号

49、通过，进行计数译码显示1。图4.6 控制电路说明：芯片4011bd为与非门逻辑电路,两个4011bd芯片在此组成一个简单rs触发器，芯片4023bd为3输入与非门电路。第二节 计数译码显示电路本设计心率计要求是能够用三位十进制显示，数字显示用七段led数码管，并且要有锁存的功能。此模块电路的传统设计思路是由计数芯片进行计数，然后经过译码、锁存，最后经过驱动芯片，来驱动数码管进行显示。但在计数、译码、锁存以及驱动等芯片的选择上有所区别，不同的芯片功能有所差别，相应的电路设计也有差别。一、计数器本课题设计采用4518bd作为计数器，其详细信息及功能讲解如下：表4.8 4518bd的真值表 图4.7

50、 4518bd的符号图 图4.9 4518bd芯片扩展逻辑图说明：根据该芯片的扩展逻辑图18和真值表可得出，当心率信号使计数器工作时，一级计数器en/mr设置为1/0，cp接通过控制电路的心率脉冲，二级计数器设置为en接一级计数器q4，mr/cp设置为0/0，同理三级计数器设置与二级计数器设置一样。当一级计数器输出q4/q3/q2/q1为1001时，再cp上升沿变化为0000，q4产生下降沿，触发二级计数器使其计数，三级计数器同理18。二、译码显示电路 本电路中，译码器选用4511bd芯片，其引脚功能说明如下：bi：4脚是消隐输入控制端，当bi=0时，数码管不显示任何东西。el：锁定控制端，当

51、el=0时，允许译码输出。lt：3脚是测试信号的输入端，当bi=1时，lt=0时，数码管将全部显示，这主要用于测试7段数码管有没有物理损坏。a3,a2,a1,a0为8421bcd码输入端，高位到低位依次为a3a0。a，b，c，d，e，f，g为译码输出端，输出高电平有效19。图4.10 4511bd引脚图表4.11 4511bd的真值表三、电路仿真图图4.12 计数译码显示电路说明：这是部分电路模块的仿真图形，用8hz方波信号源代替8倍频心率脉冲，输入4518bd计数器，通过译码后的值输入数码管显示。在译码器和数码管间个端口连接一个220电阻以保护数码管。第三节 系统测试通过各部分电路的整合，我

52、们可以通过数码管读取被测心率值，总电路图已在附录中列出，该图为输入2hz信号时的测试结果。因为本电路只是通过软件仿真，而不会产生较大误差，但是在实际电路制作中，在倍频电路中，可能由于硬件差异等原因而使输出的8倍频信号不对称，而导致输出倍频信号脉冲的数量产生误差。在闸门控制电路中，由于电阻和电容参数值设置的不准确，将会使闸门信号与8倍频相对应的7.5s标准测试时间产生误差，因此在实际制作电路时还要进行更精确的计算和测试，以确保元件参数准确，减少误差。表4.13 输入信号为1hz时的心率值1234568倍频596061596161表4.14 输入信号为2hz时的心率值1234568倍频118121

53、119120119121通过六次仿真测试，测试结果如上图，通过计算，当输入信号为1hz时f=（59+60+61+59+62+61）/660，当输入信号为2hz时f=（118+121+119+120+119+121）/6119。计算各次测试中出现的最大误差：输入1hz时：a=1/601.67%5% 输入2hz时：a=2/1191.68%5%因此，所设计的心率测试仪误差小于课题要求的当心率大于50次/分钟时最大误差5%，其测试时间为7.5s，符合测试时间小于10s的要求。该设计满足设计要求。由于本设计是通过multisim软件进行电路仿真，而未制作实际电路，所以在抗干扰能力方面未能检测。不过，在实

54、际电路的制作中，我们可以采用电路板屏蔽罩来隔绝外来电磁干扰。第四节 本章小结 本章主要是将信号进行数字逻辑电路处理，旨在将第三章中处理完毕的信号在闸门电路的控制下，经过计数器、译码器最终用数码管显示出来。在闸门电路中，主要运用555定时器的原理，但是由于普通的多谐振荡器的占空比特性不能满足输出对称脉冲信号的要求，所以最终选用了可调占空比的由555定时器构成的多谐振荡器。本部分的控制电路主要是由各逻辑门组成，采用逻辑门可以更精准的控制脉冲信号的输入与输出。在软件仿真的时候，起初，在译码器和数码管之间并没有连接电阻，以至于数码管部分管脚显示出现异常，但是当接入220电阻以后，又恢复正常，经过查询资料，我认为应该是译码器4511bd内部电路输出阻抗过小，导致输出电流较大而对数码管产生影响。本章最终通过数码管将所测心率显示出来，并验证结果在误差允许范围内。参考文献1牛燕平,安福林.反射式光电传感器在心率测量中的应用j.数据采集与处理,1995.7,10(增刊):208-211.2骆文,刘阳,熊俊俏等.基于光电技术的心率测量仪j.工业仪表