基于单片机的电子测频仪系统设计.

1、 河南机电高等专科学校毕业设计论文论文题目：基于单片机的电子测频仪系统设计系 部 电子通信工程系 专 业 班 级 学生姓名 学 号 指导教师 2013年01月 08 日目 录 HYPERLINK l _Toc229639841 摘 要 = 1 * ROMAN * MERGEFORMAT I HYPERLINK l _Toc229639842 Abstract = 2 * ROMAN * MERGEFORMAT II TOC o 1-3 h z u HYPERLINK l _Toc344971809 引言1 HYPERLINK l _Toc344971786 1课题研究的背景及内容 PAGERE

2、F _Toc344971786 h 2 HYPERLINK l _Toc344971787 2 系统设计基本原理 PAGEREF _Toc344971787 h 2 HYPERLINK l _Toc344971788 心率的测量原理 PAGEREF _Toc344971788 h 3 HYPERLINK l _Toc344971794 频率的测量方法 PAGEREF _Toc344971794 h 3 HYPERLINK l _Toc344971795 2. 直接测频法 PAGEREF _Toc344971795 h 3 HYPERLINK l _Toc344971796 周期测频法 PAGE

3、REF _Toc344971796 h 3 HYPERLINK l _Toc344971797 综合测频法 PAGEREF _Toc344971797 h 4 HYPERLINK l _Toc344971798 AT89C52单片机的简单介绍 PAGEREF _Toc344971798 h 4 HYPERLINK l _Toc344971799 AT89C52各引脚功能及管脚电压 PAGEREF _Toc344971799 h 4 HYPERLINK l _Toc344971801 AT89C52的主要引脚介绍 PAGEREF _Toc344971801 h 5 HYPERLINK l _To

4、c344971802 3 系统硬件的设计 PAGEREF _Toc344971802 h 7 HYPERLINK l _Toc344971803 系统硬件的设计思路 PAGEREF _Toc344971803 h 7 HYPERLINK l _Toc344971804 3.2 系统电路各模块设计 PAGEREF _Toc344971804 h 7 HYPERLINK l _Toc344971805 心电信号的获取 PAGEREF _Toc344971805 h 7 HYPERLINK l _Toc344971806 心电信号的调整模块 PAGEREF _Toc344971806 h 8 HYP

5、ERLINK l _Toc344971807 单片机测频电路及显示 PAGEREF _Toc344971807 h 11 HYPERLINK l _Toc344971808 单片机与计算机的通信 PAGEREF _Toc344971808 h 12 HYPERLINK l _Toc344971809 4 系统软件设计 PAGEREF _Toc344971809 h 17 HYPERLINK l _Toc344971810 5 结论 PAGEREF _Toc344971810 h 20 HYPERLINK l _Toc344971809 致谢21 HYPERLINK l _Toc34497181

6、1 参 考 文 献 PAGEREF _Toc344971811 h 22附录1程序清单.23附录2程序清单.28摘 要随着我国人口老龄化程度的加快和人们物质生活水平的提高,心血管、心脏病等疾病也越来越频繁地出现在人们的生活中,人们对这一类疾病的预防和治疗的意识也在不断提高。因此,人们希望有一种医疗仪器,能够在家里随时随地进行心电图信号频率的测量，对自己的健康状况随时有所掌握，避免危险的发生。作为一个医生，在门诊和查病房时，也希望有一个可以随身携带的测频仪器，方便疾病的快速诊断。因此便携式电子测频仪成为研究的热点。鉴于此, 结合现代医学信号检测、信号处理、信息存储、智能分析等高技术手段，利用单片

7、机研制成功一种便携式电子测频仪,并通过RS-232串行接口与计算机相连接。这是一种新颖的临床和家庭兼用的心电图测频仪。关键词：心电图信号； 频率；便携式；单片机AbstractWith the faster increase of old population and the improvement of living standard, disease such as HYPERLINK app:ds:cardiovascular t cardiovascular and heart trouble is more frequent in our life and our conscious

8、ness of prevention and cure against these disease is also raising continuously. So we hope a kind instrument can be developed to measure the frequency of our ECG signal anytime anywhere by ourselves so that we can avoid danger by mastering our health condition at anytime. For adoctor,he also hopes t

9、here is a carry-on frequency measurementinstrument to facilitate rapid diagnosis. So the carry-on frequency measurement instrument is becoming the research focus.In view of this, we developed a kind of carry-on frequency measurement instrument based on the knowledge of medical signal detection, sign

10、al processing, information storage and intelligent analysis by SCM.The instrument can realize teletransmission by connecting to the computer through the RS-232 serial interface.It do realized remote and real-time monitoring.It is a kind of carry-on instrument for both hospitals and families.Keywords

11、：ECG signal; frequency;carry-on;SCM引 言心率是指人体心脏每分钟搏动的次数。它是反映心脏是否正常工作的一个重要参数，同时心率值也是衡量体力劳动强度和脑力劳动强度的重要指标。因此心率的测量是一种评价病人生理状况很好的方法。心率计是用于测量心率值的的医疗设备，它的应用在心血管疾病的研究和诊断方面也发挥出显著的作用，它们所记录的心脏活动时的生物电信号，已成为临床诊断的重要依据。因此，电子测频仪的发展越来越受关注。电子测频仪是计算机、通讯设备、音频视频等科研生产领域不可缺少的测量仪器。它是一种用十进制数字显示被测信号频率的数字测量仪器。它的基本功能是测量正弦信号，方波

12、信号及其他各种单位时间内变化的物理量。在进行模拟、 数字电路的设计、安装、调试过程中，由于其使用十进制数显示，测量迅速，精确度高，显示直观，受到人们的青睐。 到目前为止，电子测频仪已有30多年的发展史。早期，设计师们追求的目标主要是扩展测量范围，再加上提高测量精度、稳定度等，这些也是人们衡量电子计算器的技术水平，决定电子计数器价格高低的主要依据。目前这些基本技术日臻完善，成熟。应用现代技术可以轻松地将电子计数器的测频上限扩展到微波频段。但是随着人们生活水平的提高和科学技术的发展，人们对电子测频仪的要求也越来越高。1 课题研究的背景及内容众所周知，冠心病是影响人类身体健康的第一杀手，仅去年全世界

13、死于冠心病的患者就达1850万人，占整个死亡人数的四分之一。在我国心脏病患者约有七千万人，死亡原因主要是致命性心率失常和急性心梗。据北京急救中心统计70以上病发于中，大部分人因失去抢救时间死于院外。由于目前用于心率监护的传统数字频率计，体积偏大，操作灵活性差，不便于携带，且价格昂贵，一般只有在医院中才能见到。因此对于病情严重且发病十分危急、变化迅速的心血管疾病特别是冠心病和心源性猝死患者来说,无法实时掌握自己的病情。这样抢救不及时导致死亡成为他们生活中随时可能发生的噩梦。如何使 HYPERLINK :/ eepw /news/listbylabel/label/高危心脏病 高危心脏病人，尤其是

14、占绝大多数的院外患者在病发前能做出早期诊断，提前进行预防和就诊是降低院外 HYPERLINK :/ eepw /news/listbylabel/label/高危心脏病 高危心脏病人群因得不到及时抢救而导致死亡发生率的关键。因此,便携式的电子频率计对于人们健康水平的提高显得尤为重要。 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。在我国传统中医学的诊断中，“望、闻、问、切”是最基本的四个方面。而在其中，切，就是指的脉诊。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

15、信息，在很大程度上反映人体心血管系统中许多生理病理的血流特征,可以直接反应出患者心脏的部分状况，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。本文中就是用脉搏波信号来代替心电信号的。 专家在对中国便携式医疗电子产品市场现状与未来展望的报告中指出，由于国家政策的支持，更适合便携式医疗电子产品的应用。另外随着消费者对产品认知程度不断升高，健康意识提升以及产业分工的不断细化，便携式医疗电子产品价格也会出现大幅度的下降，这样更有利于市场规模扩张。由此我们可以看出便携式医疗电子市场前景非常诱人。2 系统设计基本原理 心率的测量原理正常人的胸腔内有一颗时刻跳动的心脏，要测量心率必然要和心脏发生联系。

16、这里需要把心脏的跳动以脉冲波的形式表现出来。那我们如何才能获取到心脏的跳动信号呢。心跳的声音又称为心音，用听诊器或直接把耳朵贴到胸膛上就能听到“咚咚咚”的声音，这是心脏跳动时血液进出心脏瓣膜时的撞击声，如果将麦克风与听诊器的听筒连接，或者把麦克风贴到胸膛，用示波器观察麦克风的输出信号，就可得到心音波形。如图2-1所示。图2-1 心音信号另外，中医的“脉诊”把腕动脉赋予了极其重要的诊断功能。可以经常看到人们通过捏住手腕看看有没有脉搏来判断其生死，这个脉搏跳动采集出来就是脉搏波信号。如图2-2所示。它也能反映心脏的跳动。这是一种常用的方法。图2-2 脉搏波信号2.2 频率的测量方法2.2.1 直接

17、测频法直接测频法是记录在单位时间内待测信号的脉冲个数，则待测频率为：=/，其中又称为闸门时间。待测信号的脉冲是在闸门时间内送入计数器的。由于闸门的开与闭和计数脉冲的送入在时间关系上是随机的，这样将产生极限范围为的计数误差，测频相对误差由/决定。对于同一被测频率信号，选取闸门时间愈长，误差越小，当取一定闸门时，被测频率越高，误差越小。从而使得测量精度随被测信号频率的下降而降低。这种方法测量系统简单，测量输出速度快，只适用于高频的测量。2.2.2 周期测频法周期测频法是在待测信号的一个周期内,记录标准频率信号变化次数。这种方法测出的频率是:=/方法同样存在的量化误差。对于同一标准信号, 被测信号周

18、期越大,计数值越大量化误差/越小,测量误差越小;当被测信号周期不变,选用的标准频率信号越大,同样计数值越大,量化误差/越小,测量误差越小。相反的存在测量精度随被测信号频率的升高而降低的缺陷。这种方法测量系统简单,测量输出速度快,只适用于低频的测量。 综合测频法综合测试法是为了克服测试法在低频测量时精度不高的缺陷发展起来。通过倍频,把待测频率放大倍。其中是根据被测频率信号为可变的，即当低频时值大,高频值小，具体值由测量过程经过反馈可编程决定，其待测频率为:=/这时同样存在/()量化误差，不过精度提高到原来的倍。其特点是待测信号脉冲间隔误差降低,但测频程序、倍频控制电路较复杂。分频测频法是为了提高

19、测周期法高频测量时的精度形成的。由于测周期法要求待测信号周期不能太短,所以可通过分频使待测高频信号的周期扩大倍。同样其中是根据被测频率信号为可变的,不过当低频时值小,高频时值大，具体值也由测量过程经过反馈可编程决定。其待测频率为:=/其特点是高频测量精度比测周期法提高倍,但可编程的分频电路较复杂。2.3 AT89C52单片机的简单介绍 AT89C52各引脚功能及管脚电压AT89C52为8位 HYPERLINK :/baike.baidu /view/1315649.htm t _blank 通用微处理器，采用工业标准的C51内核，在内部功能及管脚排布上与通用的8xc52相同，其主要用于会聚调整

20、时的功能控制。功能包括对会聚主IC内部寄存器、数据RAM及外部接口等功能部件的初始化，会聚调整控制，会聚测试图控制，红外遥控信号IR的接收解码及与主板CPU通信等。主要管脚有：XTAL1（19脚）和XTAL2（18脚）为振荡器输入输出端口，外接12MHz晶振。RST/Vpd（9脚）为复位输入端口，外接电阻电容组成的复位电路。VCC（40脚）和VSS（20脚）为供电端口，分别接+5V电源的正负端。P0-P3为可编程通用I/O脚，其功能用途由软件定义，在本设计中，P0端口（32-39脚）被定义为N1功能控制端口，分别与N1的相应功能管脚相连接，13脚定义为IR输入端，10脚和11脚定义为I2C总线

21、控制端口，分别连接N1的SDAS（18脚）和SCLS（19脚）端口，12脚、27脚及28脚定义为握手信号功能端口，连接主板CPU的相应功能端，用于当前制式的检测及会聚调整状态进入的控制功能。AT89C52提供以下标准功能：8K字节Flash闪存，256字节内部RAM，32个I/O口线，3个16位定时/计数器，一个6向量两级中断结构，一个全,双工串行通信口，片内振荡器及时钟电路。同时，AT89C52支持两种软件可选的节电工作模式。空闲方式停止CPU的工作，但允许RAM，定时/计数器，串行通信及中断系统继续工作。掉电方式保存RAM中的内容。但振荡器停止工作并禁止其他所有部件工作直到下一个硬件复位。

22、 AT89C52的主要引脚介绍P0口：P0口是一组8位漏极开路型双向I/O口，也即地址/数据总线复用口。作为输出口用时，每位能以吸收电流的方式驱动8个TTL逻辑门电路，对端口P0写“1”时，可作为高阻抗输入端用。在访问外部数据存储器或程序存储器时，这组口线分时转换地址（低8位）和数据总线复用，在访问期间激活内部上拉电阻。在Flash编程时，P0口接收指令字节，而在程序校验时，输出指令字节，校验时，要求外接上拉电阻。 P1口：P1口是一个带内部上拉电阻的8位双向I/O 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

23、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(IIL)。与AT89C51不同之处是，P1.0和P1.1还可分别作为定时/计数器2的外部计数输入（P1.0/T2）和输入（P1.1/T2EX）。Flash编程和程序校验期间，P1接收低8位地址。 P2口：P2口是一个带有内部上拉电阻的8位双向I/O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P2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(IIL)。在访问外部程序存储器或16位地址的外部数据

24、存储器（例如执行MOVXDPTR指令）时，P2口送出高8位地址数据。在访问8位地址的外部数据存储器（如执行MOVXRI指令）时，P2口输出P2锁存器的内容。 Flash编程或校验时，P2亦接收高位地址和一些控制信号。 P3口：P3口是一组带有内部上拉电阻的8位双向I/O口。P3口输出缓冲级可驱动（吸收或输出电流）4个TTL逻辑门电路。对P3口写入“1”时，它们被内部上拉电阻拉高并可作为输入端口。此时，被外部拉低的P3口将用上拉电阻输出电流（IIL）。P3口除了作为一般的I/O口线外，更重要的用途是它的第二功能。P3口还接收一些用于Flash闪速存储器编程和程序校验的控制信号。 定时器2：定时器

25、2是一个16位定时/计数器。它既可当定时器使用，也可作为外部事件计数器使用，其工作方式由特殊功能寄存器T2CON（如表3）的C/T2位选择。定时器2有三种工作方式：捕获方式，自动重装载（向上或向下计数）方式和波特率发生器方式，工作方式由T2CON的控制位来选择。定时器2由两个8位寄存器TH2和TL2组成，在定时器工作方式中，每个机器周期TL2寄存器的值加1，由于一个机器周期由12个振荡时钟构成，因此，计数速率为振荡频率的1/12。在计数工作方式时，当T2引脚上外部输入信号产生由1至0的下降沿时，寄存器的值加1，在这种工作方式下，每个机器周期的5SP2期间，对外部输入进行采样。若在第一个机器周期

26、中采到的值为1，而在下一个机器周期中采到的值为0，则在紧跟着的下一个周期的S3P1期间寄存器加1。由于识别1至0的跳变需要2个机器周期（24个振荡周期），因此，最高计数速率为振荡频率的1/24。为确保采样的正确性，要求输入的电平在变化前至少保持一个完整周期的时间，以保证输入信号至少被采样一次。 中断：AT89C52共有6个中断，两个外中断（INT0和INT1），3个定时器中断（定时器0、1、2）和串行口中断。这些中断源可通过分别设置专用寄存器IE的置位或清0来控制每一个中断的允许或禁止。IE也有一个总禁止位EA，它能控制所有中断的允许或禁止。 振荡：XTAL1为反向振荡放大器的输入及内部时钟工

27、作电路的输入，XTAL2为来自反向振荡器的输出。一般振荡电路如图2-3所示。图2-3 单片机振荡电路在本图中晶振选择频率为12MHz，电容选择30pF。经计算得单片机工作胡机器周期为：()=。 （2-1）复位：RST为单片机的复位输入。当振荡器复位器件时，要保持RST脚两个机器周期的高电平时间。一般复位电路如图2-4所示：图2-4 单片机复位电路时钟电路工作后，在REST管脚上加两个机器周期高电平，芯片内部开始进行初始复位。3 系统硬件的设计 系统硬件的设计思路本系统的整体构成如下图所示。从光敏传感器输出的信号经过调整，在进入单片机I/O口时以脉冲的形式来代表每次心脏的跳动，再由单片机程序计算

28、心率。计算机系统LED显示器心电信号调理电路光敏传感器单片机系统图3-1 便携式测频仪的硬件组成从图3-1可以看出，此系统由四大模块组成：心电信号的获取、心电信号的调整、单片机测频电路及显示、单片机与计算机之间的通信。心电信号的获取是通过光敏传感器来完成的，将食指放在光源和光敏传感器间，就可得到所需的脉搏跳动信号；光敏传感器输出的心电信号电压非常微弱（只有1mV左右），且波形十分不规则，因此需要预处理电路，对其进行滤波、放大（一般要放大几千倍，变换成0-5V）和整形，形成单片机的外部中断脉冲；单片机系统用于接收心电图信号预处理电路传送来的0-5V电压信号，对信号进行处理后测出频率，显示在LCD

29、液晶显示器上，并且把测量的心电图信号的频率通过自身的串行口传送出去。单片机应具有低电压、低功耗的特点，一般8位单片机能够满足要求。计算机系统是一台普通的PC机，通过RS-232串行口，采集到单片机发送来的数据通过高级语言编写程序，在PC机上显示出相应的频率并将所显示的频率值发送到计算机上。3.2 系统电路各模块设计 心电信号的获取一个在临床中广泛应用的测量脉搏的方法是利用手指尖血容积的变化来反映心脏的跳动。手指上充满了毛细血管，所以在验血时只要用针扎一下指尖就会有鲜血流出。这些毛细血管里的血液体积是不恒定的，当心脏收缩时，血液流向全身的血管，此时毛细血管中血液的体积增大；而当心脏舒张时，血液由

30、静脉回流心脏，此时毛细血管里的血液体积减少。我们只需要想办法监测到手指毛细血管里血液的体积变化。如图3-2所示。心脏收缩心脏舒张 图3-2 指尖血液体积变化当光线穿过指尖时，其中毛细血管中的血液体积随着心脏跳动在规律地变化，当然穿过手指的光线强度也随着毛细血管中血液的体积的改变而改变。如图3-3（a）所示，在手指一侧放置一个光源，在另一侧放置一个光敏传感器。如图3-3所示。当穿过指尖的光线被皮下毛细血管的血液体积影响时，光敏传感器的输出信号会产生相应的改变，得出毛细血管中血液变化的特点。为了减少外界光线对光敏传感器的影响，在实际应用中我们一般把光源和光敏传感器分别安装在一个不透明指套内部的上下

31、面，测量时手指伸到指套里，光线从上方光源发出，穿过手指到达下方的光敏传感器。如图3-3（b）所示。 （a）脉搏信号采集原理图 （b）脉搏信号采集设备图3-3 指尖脉搏信号的采集在本设计中，我们用普通的高亮度发光二极管代替光源（它的亮度足以穿过指尖的皮肤），用普通的光敏电阻代替光敏传感器（由于proteus中没有光敏电阻，因此仿真使用可变电阻代替光敏电阻）。3.2.2 心电信号的调整模块如图3-4所示，心电信号的预处理模块包括所采集心电信号的低通滤波、放大、整形。放大器滤波器整形电路单片机 图3-4 心电信号的调整模块下面分别对此模块的各个电路进行介绍：按运动后人体心脏的最高跳动次数达240次/

32、分计算来设计低通放大器，它由IC2A和C4等组成，如图3-5所示。转折频率由R7、C4、R8和C5决定，放大倍数由R8和R6的比值决定。图3-5 低通放大器根据二阶低通滤波器的传递函数，可得 （3-1）放大倍数为 （3-2）取倍零频增益计算高频转折频率，即 （3-3）按人的心脏频率最高为4 Hz考虑，低频特性是令人满意的。需要说明的是，以上分析是在忽略C3的条件下做出的，如果考虑C3的话，那么： （3-4）由此可见，C3没有影响频率特性的分析，它的作用只是隔直。二级放大器如图3-6所示。RV2用以调整系统的放大倍数，C1是耦合电容，信号由第一级向第二级传递时通常用耦合电容来消除干扰，同时防止自

33、激振荡的产生。采用二级放大，零点漂移不很明显，在0.1 V左右。图3-6 二级放大器整形电路如图3-7所示。图3-7 整形电路整形电路是由555定时器构成的施密特触发器。将555定时器的两个输入端连在一起作为信号输入端，即可得到施密特触发器。由于比较器的参考电压不同，因而基本RS触发器的置0信号（）和置1信号（）必然发生在输入信号的不同电平。因此，输出电压由高电平变为低电平和由低电平变为高电平所对用的值也不相同，这样就形成了施密特触发特性。为了提高比较器参考电压的稳定性，通常在端接有的滤波电容。首先我们来分析从0逐渐升高的过程：当时，故；当时，故保持不变；当以后，故。因此，。其次，再看从高于开

34、始下降的过程：当时，故保持不变；当以后，故。因此，由此得到电路的回差电压为 = （3-5）电路的电压传输特性，如图3-8所示： 0 图3-8 施密特触发器的电压传输特性如果参考电压由外接的电压供给，则不难看出这时 =,=,= (-)通过改变值可以调节回差电压的大小。3.2.3 单片机测频电路及显示 如图3-11所示为由单片机AT89C51、X1、R10、C5等组成单片机电路。单片机电路对P3.4输入的整形后的脉冲信号进行计算处理后把结果送到数码管显示。单片机中，T0选用工作方式2，计数方式；T1也选用工作方式2为定时方式。方式2是将16位的计数寄存器分为两个8位寄存器，组成一个可重装入的8位计

35、数寄存器。其中TLx作为8位计数寄存器，THx作为8位计数常数寄存器。当TLx计数溢出时，一方面，将TFx置位，并向CPU申请中断；另一方面，将THx的内容重新装入TLx中，继续计数。重新装入不影响THx的内容，可以多次连续再装入。定时器（）：此时，计数输入信号是内部时钟脉冲，每个机器周期使寄存器的值增1。每个机器周期等于12个振荡周期，故计数速率为振荡周期的1/12.当采用12MHz的晶振时，计数速率为1MHz。定时器的定时时间，与系统的振荡频率有关，与计数器的长度和初值有关。计数器（）：单片机通过引脚T0（P3.4）和T1（P3.5）对外部信号进行计数。在每个机器周期的S5P2期间，CPU

36、采样引脚的输入电平。若前一机器周期采样值为1，下一个机器周期采样值为0，则计数器增1，此后的机器周期S3P1期间，新的计数值装入计数器。因此，检测一个1到0的跳变需要2个机器周期，故最高计数频率为振荡频率的1/24。本设计中，计算心率的方法是连续计算几个脉冲之间的时间差，将这些时间差平均后得到心脏连续两次跳动之间的平均间隔，从而推算出每分钟心脏跳动的次数，即心率。测出的频率采用液晶数码管显示屏进行显示。利用单片机的P0和P1口分别对字位和字形显示进行控制，从而将所测得的频率直观地显示出来。测频及显示电路如下图3-9所示。图3-9 测频及显示电路3.2.4 单片机与计算机的通信在AT89C52中

37、有一个串行接口（Serial Port），这是一个全双工的异步串行通信接口，可作UART（通用异步接收和发送器）用，也可作同步移位寄存器用。所谓全双工的异步串行通信接口，就是说该接口可以同时进行接收和发送数据。这是因为口内的接收缓冲器和发送缓冲器在物理上是隔离的，是完全独立的。可以通过访问特殊功能寄存器SBUF来访问接收缓冲器和发送缓冲器。接收缓冲器还具有双缓冲的功能，即它在接收第一个数据字节后，还能接收第二个数据字节。但是，在它完成接收第二个数据字节后，若第一个字节仍未取走，则该字节数据将会丢失。UART串行口的结构分为两大部分：波特率发生器和串行口。如图3-10所示。发送控制器1 发送SB

38、UF(99) 门 波特率发生器定时器T1fosc/2分频接受控制端串行控制寄存器SCON(98H)接受SBUF输入移位寄存器 8 TXD(P3.1) T1 R1 中断 8 RXD(P3.0)3-10 串行口结构框图其中波特率发生器主要是由定时器/计数器T1、T2及内部的一些控制开关和分频器所组成，它向串行口送出的时钟信号为TXCLOCK（发送时钟）和RXCLOCK（接收时钟），相应的控制波特率发生器的特殊功能寄存器有TMOD、TCON、T2CON、PCON、TL1、TH1、TL2和TH2等；串行口内部组成如下：(1)接收寄存器SBUF和发送寄存器SBUF：它们在物理上是隔离的，但是占用同一个地

39、址99H。(2)串行口逻辑控制：接收来自波特率发生器的时钟信号TXCLOCK（发送时钟）和RXCLOCK（接收时钟）；控制内部的输入移位寄存器将外部的串行数据转换为并行数据，输出移位寄存器将内部的并行数据转换为串行数据输出，并控制串行中断（RI和TI）。(3)串行口控制寄存器：SCON。(4)串行数据输入/输出引脚：TXD（P3.1）为串行输出，RXD（P3.0）为串行输入。下面我们简单介绍串行口的3个特殊功能寄存器:(1)串行口控制寄存器SCON：串行口控制寄存器SCON是一个逐位定义的8位寄存器，由它控制串行通信的方式选择、接收和发送，指示串行口的状态。寄存器SCON既可字节寻址也可位寻址

40、，字节地址为98H，位地址为98H-9FH。见表3-1所示。表3-1 串行口控制寄存器SCONb7b6b5b4b3b2b1b0SM0SM1SM2RENTB8RB8TIRI9FH9EH9DH9CH9BH9AH99H98H其中各位的意义如下：SM0、SM1串行接口工作方式定义位：当SM0、SM1=00时，串行口工作在方式0，为8位同步移位寄存器；当SM0、SM1=01，串行口工作在方式 1，为10位异步接收发送；当SM0、SM1=10，串行口工作在方式 2，为11位异步接收发送；当SM0、SM1=11，串行口工作在方式 3，为11 位异步接收发送。SM2多机通信控制位（方式2和3）：当SM2= 0

41、时为无多机通信；当SM2= 1时允许多机通信。REN串行口接收数据控制：当REN = 1时允许串行口接收数据；当REN = 0时禁止串行口接收数据。可用软件置位/清零。TB8方式2和方式3中要发送的第9位数据，可用软件置位/清零。双机通信时它可作奇偶校验位，在多机通信中可作为区别地址帧或数据帧的标识位。RB8方式2和方式3中接收到的第9位数据。方式1中接受到的是停止位，方式0中不使用这一位。TI串行口中发送完一组数据后的中断标志。若串口发送完一组数据，则由硬件自动置TI=1；若串口还要发数据，则应手动编程使TI=0。RI串行口中接收完一组数据后的中断标志。若串口接收完一组数据，则由硬件自动置R

42、I=1；若串口还要收数据，则应手动编程使RI=0。(2)电源控制寄存器PCON：控制寄存器PCON是一个逐位定义的8位寄存器，其地址为87H，只能字节寻址。寄存器PCON目前只有几位有定义。其中最高位SMOD与串行口控制有关，当SMOD=1时，波特率提高一倍。复位时，SMOD=0；其它位与掉电方式有关。见表3-2所示：表3-2 电源控制寄存器PCONb7b6b5b4b3b2b1b0SMODGF1GF2PDTDL(3)串行数据寄存器SBUF：串行数据寄存器SBUF包含在物理上相互隔离的两个8位寄存器：发送数据寄存器和接收数据寄存器，但它们共用一个地址99H。当写SBUF时，访问发送数据寄存器；读

43、SBUF时，访问接收数据寄存器。其格式如下：表3-3 串行数据寄存器SBUFD7D6D5D4D3D2D1D0SD7SD6SD5SD4SD3SD2SD1SD0上面我们提到串行口有4中工作方式，下面我们分别对其进行介绍。(1)方式0：在方式0下，串行口作同步移位寄存器用，其波特率固定为fosc/12.串行数据从RXD（P3.0）端输入或输出，同步移位脉冲由TXD（P3.1）送出。这种方式常用于扩展I/O口。(2)方式1：在方式1下，串行口为比特率可调的10位通用异步接口UART。每发送或接受的一帧信息中，包括1位起始位0,8位数据位和1位停止位1。(3)方式2：在方式2下，串行口为11位UART，

44、传送波特率与SMOD有关。发送或接收的一帧数据中包括1位起始位0,8位数据位，1位可编程位（用于奇偶校验）和1位停止位1。(4)方式3：方式3为波特率可变的11位UART通信方式。除了波特率以外，方式3和方式2完全相同。如图3-4所示为4种工作方式的比较。表3-4 串行口的4种工作方式工作方式功能说明波特率方式08位同步移位寄存器常用于扩展I/O口fosc/12方式110位UART8位数据、起始位、结束位可变（取决于定时器1溢出率）方式211位UART8位数据，起始位0，结束位1和奇偶校验位fosc/64或fosc/32方式311位UART数据位，起始位，校验位，结束位可变（取决于定时器1溢出

45、率）在本设计中我们使用的是方式1，下面我们详细介绍一下此种工作方式的发送过程。当串行口选择方式1时，其数据传输波特率由定时器/计数器T1和T2的溢出率决定，可用程序决定。由TXD（P3.1）引脚发送数据，由RXD（P3.0）引脚接收数据。当执行任何一条写SBUF指令时，就启动串行数据的发送。在执行写入SBUF的指令时，也将1写入发送移位寄存器的第9位，并通知发送控制器有发送请求。实际上，发送过程开始于16分频计数器下次满度翻转（由全1变全0）后的机器周期。所以每位的发送过程与16分频计数器同步，而不是与写SBUF同步。开始发送后的一个位周期，发送信号有效，开始将起始位送TXD（P3.1）引脚。

46、1位时间后，数据信号有效。发送移位寄存器将数据由低位到高位顺序输出至TXD（P3.1）引脚。1位时间后，第一个移位脉冲出现，将最低数据位从右边移除，同时0从左边移入。当最高数据位移至发送移位寄存器的输出端时，先前装入的第9位的1，正好在最高数据位的左边，而它的左边全部为0。在第10个位周期（16分频计数器回0时），发送控制器进行最后一次移位，清除发送信号，同时使TI置位。此模块的电路如图3-11所示。图3-11 单片机与计算机通信电路4 系统软件设计系统主程序控制单片机系统按预定的操作方式运行，是单片机系统程序的框架。系统主程序流程图如图：开始系统初始化脉搏波动频率测量程序P3.4是否为矩形脉

47、冲？LCD显示YN串口发送图4-1 系统主程序流程图脉搏波动频率测量程序主要通过编程来控制单片机完成频率的测量和显示。当单片机C/T=1时为计数方式，多路开关与定时器的外部引脚连通，外部计数脉冲由引脚输入。当外部信号由1至0跳变时，计数器加1，此时T0成为外部事件的计数器。由于确认一次由1至0的跳变要用24个振荡器周期，所以计数器的计数频率为单片机内部计数器频率的1/24。当C/T=0时为定时方式，对单片机内部计数器进行分频后，计数器的实际计数频率为单片机内部频率凡的1/m2，当GATE=0时，反相器输出为1，或门输出为1，打开与门，使定时器的启动仅 受TRO端信号电平的控制。在此种情况下，I

48、NT0引脚的电平变化对或门不起作用。 TRO=1时接通控制开关，计数脉冲加到计数器上，每来一个计数脉冲，计数器加1，只有当TRO=0时，控制开关断开，计数器停止计数。 当GATA=0时，若TRO=1，或门、与门全部打开，外部信号电平通过INTO引脚直接 控制定时器的启动和关闭。输人高电平时允许计数，否则停止计数。根据定时器的结构原理，若我们将 GATE 位、TR0 均设为1，INT0 端输入被测频率信号，当被测信号的高电平到来时，开始计数；当被测信号的低电平到来时，计数器停止计数，此时 TL0、TH0 的数据就是相应的N值。本设计中对脉搏频率的测量采用周期测量法。可将单片机内定时/计数器T1定

49、为16位定时器，对内部机器周期计数，即方式控制字为#01H。定时器的开关由程序根据口上的状态进行控制，检测到上升沿时开T0计数，当紧接着的另一个上升沿被检测到时关T0计数。T0中的计数值为nx，则被测脉搏信号周期（对于12MHz晶振，Ts=1s），每分钟跳动次数。考虑到脉搏的频率很低，大约为1HZ左右，而16 位定时/计数器的最高计数值为65535，这样定时/计数器将发生溢出，且最后脉搏波动频率的计算涉及到双字节除法，编程较复杂。为此，采用定时器中断方式，即在一个脉搏周期内，隔一段时间T1，T1即为中断周期，且T165535，就将TH0，TL0清零。设 N为每分钟脉搏跳动次数，T为脉搏跳动周期

50、，则本设计中，设定显示的每分钟脉搏跳动次数误差不超过1次，则若T=2，则定时器周期不超过1/15秒。若T=1，则定时器周期不超过1/60秒。取T=1，即定时器周期不超过1/60秒。设中断周期为T1，中断次数为n，则：取：。由于定时器周期不超过1/60秒，即，故取m=7。即中断周期为，此时，TH0=0 x00，TL0=0 x00，TH1=0 xb1，TL1=0 xe0。每分钟脉搏跳动次数，为方便计算，取。脉搏波动频率测量子程序流程图如图4-2所示。0 x00TH0, 0 x00TL00 xb1TH10 xe0TL1将所得到的数据存储在变量中TR0置0，定时器停止工作将所测数据转化为10进制计算1

51、分钟内的脉搏数TR0、TR1置1，开始计数将数据显示出来图4-2 脉搏波动频率测量子程序流程图串口发送模块的子程序流程图如下图所示串口初始化TI清零发送数据写SBUFTI置位？NoYesNo按键是否按下？Yes图4-3 串口发送模块子程序流程图5 结 论本文详细介绍了采用单片机AT89C51实现宽量程、高精度心电图频率测量的原理,误差分析及系统软硬件设计。此方案接口电路简单,充分利用了单片机的内部资源,成本低,实际使用性能可靠。而且充分利用单片机软件编程技术对测量数据进行优化处理,对测量误差进行修正,提高了仪器测量精度;对测量数据的进行传输,使得本设计更加实用化。数字频率计是计算机、通讯设备、

52、音频视频等科研生产领域不可缺少的测量仪器。在进行模拟、数字电路的设计、安装、调试过程中，由于其使用十进制数显示，测量迅速，精确度高，显示直观，会被经常使用到。 通过本次设计， 不但加深我对在课程上所学到的单片机理论知识的认识和理解，重新让自己认识到了这门学科的在应用方面的广阔前景，并且通过知识与应用于实践的结合更加丰富了自己的知识。扩展了知识面，不但掌握了本专业的相关知识，而且对其他专业的知识也有所了解，而且较系统的掌握单片机应 用系统的开发过程，因而自身的综合素质有了全面的提高。 致 谢毕业设计给我带来了不可磨灭的深刻印象,我的收获是巨大的，首先，在专业知识的理解与掌握上更进了一步，通过对所

53、不理解的专业知识的查找，并最终将其理解掌握，而且融入到设计理念中，这是一个不断成长和成熟的过程。最后,在论文即将完成之际，我的心情无法平静，从开始进入课题到论文的顺利完成，有多少可敬的师长、同学、朋友给了我无言的帮助，在这里请接受我诚挚的谢意！我要借此机会感谢老师和同学们给予我的关心和帮助。首先我要感谢我的指导老师闵茹老师对我悉心的指导。每次向她请教问题，老师都不厌其烦地给我解答，纠正论文中出现的错误。在做毕业设计的过程中不断地督促我、鼓励我，给予我莫大的动力。论文能够按质按量的顺利完成，离不开闵老师的严格要求和无私帮助。我还要感谢给予我很多关心、帮助的老师和同学们。感谢三年来的各位老师在学业

54、上给予我精心的指导，感谢我所有的同学和朋友的支持，感谢你们陪我度过三年充实的大学生活。在这里向你们表示深深的敬意。参考文献1 杨福生,吕扬生.生物医学信号的处理和识别M.天津:天津科技翻译出版公司1997,122 王保强.高精度测频方案设计J.成都信息工程学院学报,2002(2):77-81.3 潘如宝.实用心电图分析诊断指南.广西科技大学出版社,2002.4 郭尚平.一种数字心率计的研制J.中国医疗器械杂志,1994,18(6):333334.5 谈学.基于单片机的等精度频率计设计J.重庆工商大学学报(自然科学版),2004(4):133-135.6 陈新.心脏性猝死的高危患者.中华心律失常

55、学杂志,2000年,4卷(4期):307-308.7 冯涛.远程心电监护系统的设计J.长春,长春理工大学,2004,5.8 程咏梅,夏雅琴,尚岚.人体脉搏波信号检测系统.北京生物医学工程.2006.第25卷.9 朱国富，廖明涛，王博亮.袖珍式脉搏波测量仪.电子技术应用.1998.第1期.10 HYPERLINK :/s.g.wanfangdata /Paper.aspx?f=detail&q=%e4%bd%9c%e8%80%85%3a%22%e6%9d%8e%e6%a0%91%e7%bf%80%22+DBID%3aWF_QK 李树翀.中国便携医疗电子市场分析与预测. HYPERLINK :/c

56、.g.wanfangdata /Periodical-dzyqjzx.aspx 电子元器件资讯. HYPERLINK :/c.g.wanfangdata /periodical/dzyqjzx/2009-5.aspx 2009,(5).11 李三波等.实用临床心电图图谱.陕西科技大学出版社,2002.BL-410 的指端脉搏波采集系统应用研究.2004.第11卷第2期.13 张俊谟.单片机原理与应用M.北京:北京航空航天大学出版社,2001.AT89C2051单片机的指脉检测系统的研究J.医疗装备.2005.15 韩文波.光电式脉搏波监测系统.长春光学精密机械学院学报.1999. 22(4).模拟部分M.第四版.北京:高等教育出版社,1998.17 阎石.数字电子技术基础M.第四版.北京:高等教育出版社,1997.18 康华光.单片机典型外围器件及应用实例M.北京.人民邮电出版社.2003.19 郭天祥,新概念51单片机C语言教程一入门开发扩展全攻略M.电子工业出版社.2009.03.2