基于单片机的人体脉搏检测系统设计

基于单片机的人体脉搏检测系统设计摘要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。本课题是人体脉搏测量仪的设计。由于脉搏信号的特殊性，在设计时必须要注意实现测量的准确。该系统的重点就在于要求实现测量的简便化和精确化。系统测量出人体一分钟的脉搏，并且保证误差在2次以内。本系统以89S51单片机作为中心，通过使用单片机来实现系统最核心的计算脉搏功能。在信号的前端处理上，使用压电陶瓷片采集人体脉搏信号，然后经过AD620放大，施密特触发器整形，低通滤波器滤波等一系列操作，将脉搏信号转换为同频率的脉冲信号输入到单片机内，并利用单片机对其进行计数。计数的方法是利用单片机的计时器，然后由该周期计算出频率，继而就可以求出一分钟的脉搏数。计数结果将最终送至液晶屏1602来进行显示。虽然压电陶瓷片的性能并非很好，在信号的采集上不能实现非常精确的采集，但是它的价格低廉，并且在经过系统的信号调理电路后，也能比拟满意的实现我们所要实现的目标。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。本文首先描述本设计的整体思路，然后介绍各个局部设计中的细节问题，最后提出一些完善本设计的改良意见。关键字：脉搏测量；压电陶瓷片；液晶显示屏；单片机THEDESIGNOFHUMANPLUSEDETECTIONSYSTEMBASEDONMCUABSTRACTTheshape,intensity,speed,andrhythmofpulsesignalsmostlyreflectthephysicalandpathologicalcharactersofheart-bloodsysteminhumanbodies.Thistopicisadesignofbodypulsemeasuringinstrument.Becauseofthespecificityofthepulsesignal,thedesignmustpayattentiontoachieveanaccuratemeasurement.Thepointofthisdesignisthesimpleandpreciseofthemeasurement.Weneedtomeasurethepulseofthehumanbodyinoneminute,andtoensurethattheerrorinlessthan2times..Thewholesystemiscenteronsingle-chipmicrocomputer89s51,usingthesignle-chiptoachievethesystemcorefunctionofcountingpulse.Inthefront-endofthesignal,weusepiezoelectricceramicstocollectthesignalofthehumanbodypulse.Andthen,afterafteramplificationoftheAD620,shapingofthe555,filteringofthelow-passfilterandotheroperations,thesignalwillbeconvertedtothepulsesignalwiththesamefrequency,andthissignalwillbeinputtothesingle-ship.Thesingle-shipwillcounttothis.Themethodofcountingisusingthetimerofthesingle-ship,andthenusethecycle,getthefrequency,bythefrequency,wecangetthenumberoftheone-minutepulse.Thefinalresultofthecountwilldisplayinthe1602LCDscreen.Althoughtheperformanceofthepiezoelectricceramicsisnotverygood,inthesignalcollection.itcan’tdoitveryprecise.Butitspriceisverylow,andafterthesignalconditioningcircuitofthesystem,thesignalcanbequitesatisfactorytoachieveourobjectives.Atthebeginningofthepaper,theintegralnotionofthedevicedesignisbroughtout.Afterwards,thedetailinformationofeachpartisnarrated.Atlastpart,somesuggestionsforimprovingthedeviceareprovided.Keywords:Pulsemeasurement;piezoelectricceramics;LCD;single-ship目录TOC\h\z\t"一级标题,1,二级标题,2,三级标题,3"1绪论11.1课题背景及目的11.2国内外研究状况及开展趋势21.3课题研究难点31.3.1抗干扰31.3.2低噪声、低漂移31.4课题主要研究内容42系统总体设计52.1系统硬件电路设计方案6传感器的选择62.1.2单片机的选择82.1.3信号调理电路的选择102.2系统软件设计方案102.2.1脉搏波动频率测量方案的选择102.2.2单片机工作方式的选择102.2.3显示电路方案的选择113系统硬件设计123.1一级放大电路的设计123.2二阶滤波器电路的设计153.3第二级放大电路的设计173.4整形电路183.5定时计数电路的设计213.6显示电路的设计224系统软件设计254.1主程序流程的设计254.2定时器/计数器中断程序流程的设计264.3显示程序流程的设计275总结与展望28参考文献29致谢31附录32附录A原理图32附录B主程序33附录C显示程序37附件附件A开题报告附件B译文及原文影印件1绪论1.1课题背景及目的脉搏是临床检查和生理研究中常见的生理现象[1]，包含了反映心脏和血管状态的重要生理信息。人体内各器官的健康状态、病变等信息将以某种方式显现在脉搏中即在脉象中。人体脉象中富含有关心脏、内外循环和神经等系统的动态信息，我们可以通过对脉搏波检测得到的脉波图含有出许多有诊断价值的信息，可以用来预测人体某些器脏结构和功能的变换趋势，如:血管几何形态和力学性质的变异会引起脉搏波波形和波速等性质的改变，而脉搏的病理生理性改变常引发各种心血管事件，脉搏生理性能的改变可以先于疾病临床病症出现，通过对脉搏的检测可以对如高血压和糖尿病等引起的血管病变进行评估。同时脉搏测量还为血压测量，血流测量及其他某些生理检测技术提供了一种生理参考信号。在医院临床监护和日常中老年保健中，脉搏是一项根本的生命指标，因而脉搏测量是最常见的生命特征的提取。[2]近年来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。人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张，使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，这种波称为脉搏波。脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息，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。本设计所使用的系统利用压电陶瓷片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。到达了方便、快速、准确地测量心率的目的。这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，比拟适应群众化，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。1.2国内外研究状况及开展趋势早在1860年Vierordt创立了第一台杠杆式脉搏描记仪[3]，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开展，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、贵州、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。以下按脉象仪探头的形式，传感器的特点及研制者作一简单的归纳[4]，详见表1-1。表1-1脉象仪的研制情况研制者探头形式〔单部〕探头形势〔三部〕北京医疗器械厂MX-1型〔应变片〕BYS-14型〔应变片〕上海医疗仪器研究所MX-3型，MX型〔7点式〕3MX-1型〔应变片〕天津医疗仪器研究所MTY-A〔寸部7点，应变片〕上海中医学院ZM-1型〔子母式，应变片〕九路型〔径向7点，轴向3组〕贵州省脉象协作组ZH-I型〔应变片〕ZH-II型，轴向径向均可调节西安交通大学圆形气囊加压式〔7点〕上海中医研究院横向线列式九道〔应变片〕浙江大学63点〔PVDF压电薄膜〕西苑医院压电晶体江西脉图协作组MX-811型〔液态泵〕中科院根底所硅杯式〔单晶硅〕中科院智能机械所软接触式〔应变片，液态〕湖南省中医学院血管容积式〔光敏元件〕湖南省中医研究院阻抗仪中国台湾汪叔游三部压力换能器美国Dr.Laub〔压电晶体〕三部手套力与压力复合式德国Park.H.S三部绑带充气加压脉象探头式样[5]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向开展。脉搏测量仪的开展主要向以下几个趋势开展：(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开展，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。随着电子技术的开展，脉搏测量仪必然可以实现更多的功能。1.3课题研究难点由于人体的脉搏信号具有频率低、幅度小干扰大，不稳定度低，随机性强等特点，使得对脉搏信号的采集放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是抗干扰变为十分重要，需要设计低通滤波器进行滤波。选择放大器时需要从增益、频率响应，输入阻抗，共模抑制比，噪声，漂移等几个方面加以综合考虑[6]。1.3.1抗干扰〔1〕工频50HZ干扰及其各次谐波使用频率为50HZ的市电的电子仪器设备会对检测系统会产生较大的干扰，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的50%,是主要的干扰源〔2〕肌电干扰肌肉的收缩会产生微伏级的电势，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的10％，维持时间大约是50ms，频带范围可以在0HZ~10000HZ。〔3〕由于呼吸引起的基线漂移和ECG幅度变化呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率参加ECG信号的窦性成分〔正弦曲线〕，这个正弦成分的幅度和频率是变化的。呼吸所引起的ECG信号的幅度的变化可以到达15％。基线漂移的频率是从0.15～0.3HZ。1.3.2低噪声、低漂移在脉搏信号放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。脉搏信号放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声，这些都属于白噪声，其幅值为正态分布。为了获得一定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声性能有严格要求。另外，温度变化会造成零点漂移，漂移现象限制了放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大。而脉搏信号具有很低的频率成分，为了能正常测量，必须采取措施来限制放大器的漂移。所以放大器应选用低漂移，高输入阻抗并且具有高共模抑制比的集成运放电路。1.4课题主要研究内容正常人的脉搏次数是每分钟60～80次〔婴儿为90～140次,老年人那么为100～150次),这种频率信号属于低频范畴.因此,脉搏测量仪是用来测量低频信号的装置,它的根本功能要求应该是:〔1〕要把人体的脉搏数(振动)转换成电信号,这就需要借助传感器。〔2〕对转换后的电信号要进行放大和整形处理，以保证其它电路能正常加工和处理。〔3〕在很短的时间〔假设干秒〕内，测出经放大后的电信号频率值。总之，脉搏测量仪的核心是要对低频信号在固定的短时间计数，最后以数字形式显示出来。可见，脉搏测量仪的主要组成局部是计数器和数字显示器。脉搏测量仪的上述功能要求，可采用两个不同的方案来实现：〔1〕把转换为电信号的脉搏信号，在单位时间内〔一分钟或半分钟〕进行计数，并用数字显示其计数值，从而直接得到每分钟的脉搏数。〔2〕测量脉搏跳动固定次数〔比方5次，10次〕所需的时间，然后转换为每分钟的脉搏数[7]。这两种方案比拟起来，第一种更直观，所需的电路结构更简单些；第二种方案的测量误差比拟小，但实现起来电路要复杂些。本设计采用第二种方案。2系统总体设计脉搏测量仪要实现对脉搏信号的检测，并且能够对脉搏信号进行处理，并进而求得脉搏数来显示。考虑到系统的实现，有两种方案可以实现。方案一：使用纯硬件电路来实现。整个系统的框图如下列图2.1所示LCD显示〔3位〕标准时标〔分〕发生器LCD显示〔3位〕标准时标〔分〕发生器计数器译码器计数器译码器放大整形人体脉搏检测放大整形人体脉搏检测图2.1纯硬件脉搏测量仪框图方案二：使用单片机电路来实现。通过信号调理电路，将脉搏信号转换为数字信号，然后利用单片机来实现脉搏测量功能。使用该方案其框图如下列图图2.2所示。信号调理信号调理脉搏检测人体单片机电路显示图2.2单片机脉搏测量仪框图通过比拟以上两种方案。方案一由于使用纯硬件方式，系统稳定度比拟高。但是功能有限，灵活度较低，也不能很好的实现锻炼自己的目的。而单片机方案有较大的活动空间，不但能实现所要求的功能而且能在很大的程度上扩展功能，而且还可以方便的对系统进行升级，所以我们采用后一种方案。2.1系统硬件电路设计方案2.1.1传感器的选择〔1〕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。这种传感器采用接扣与敏感区别离的方法,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,能紧附在人体外表,柔软、吸汗、极化电压低、导电性良好等特点。中选用电极传感器时,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拟所获得的脉搏信号,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。〔2〕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[8][9]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[10]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，比拟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。〔3〕集成传感器当前,市面上有很多类型的集成心电传感器[11],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。三种方案的优缺点比拟〔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：1、外部光源的变化对测量结果的影响较大；2、需要购置专门的医用光电传感器，价格较贵且不易购置；3、对这样的器件接触很少，对其进行调试时可能会出现较大困难。〔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：直接与人体相接触，容易因为人体肌肉的颤抖等而产生干扰。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，最终选择压电式传感器。该传感器价格较低，而且输出电压变化较为明显，可以实现我们的实验目的。压电陶瓷片[12][13]的外观和电路符号如下列图2.3所示。压电片包括三个局部，镀银层，压电陶瓷，以及铜片。外部压力作用于铜片时，压电陶瓷就可以感受压力而产生电信号，并最终通过镀银层将该信号输出。在使用时，压电陶瓷片要通过导线与电路板连接,注意在焊接压电陶瓷片时,时间不能太长以免烫坏压电陶瓷片的镀银层。图2.3压电陶瓷片的符号及外观由于压电陶瓷片的资料比拟少，为了确定使用该传感器能够实现本次设计的目的，先要对其进行实验，来确定它的输出电压是否符合要求。使用实验室砝码来测试，其结果如下表表2-1所示。表2-1压电陶瓷片输出电压测试表压力(N)输出电压(mV)0.1964.410.3924.550.5884.770.7844.800.984.851.1765.051.3725.351.5685.54由于只需要4mv-5mv左右的电压输出，就可以实现设计要求[14]。由本次试验，可以得知压电陶瓷片可以实现我们所要到达的目标。2.1.2单片机的选择本设计作为一个简单脉搏测量仪，最后需给出脉搏波动频率。以单片机作为信息处理中心，通过对单片机进行编程，完成信号输入检测、信息分析处理及信息显示。〔1〕AVR单片机AVR单片机[15][16]是ATMEL公司生产的单片机。1997年,由ATMEL公司挪威设计中心的A先生与V先生利用ATMEL公司的Flash新技术,共同研发出RISC精简指令集的高速8位单片机，简称AVR。相对于出现较早也较为成熟的51系列单片机，AVR系列单片机片内资源更为丰富，接口也更为强大，同时由于其价格低等优势，在很多场合可以替代51系列单片机。其特点是高速度(50ns)、低功耗,硬件应用Harward结构，具有预取指令功能，使得指令可以在一个时钟周期内执行，而MSC-51要12个时钟周期执行一条指令。AVR单片机如LPC2131等。〔2〕凌阳单片机凌阳是台湾凌阳公司推出的单片机，具有高速度、低价、可靠、实用、体积小、功耗低和简单易学等特点，它的CPU内核采用凌阳推出的MicrocontrollerandSignalProcessor16位微机处理器芯片，以下简称µ’nSP。围绕micro;’nSP所形成的16位u’nSP系列单片机，以下简称µ’nSP家族。采用的是模块式集成结构，它以µ’nSP内核为中心集成不同规模的ROMPAM和功能丰富的各种外设部件。µ’nSP内核是一个通用的和结构。除此之外的其它功能模块均为可选结构。以及这种结构可大可小可有可无，借助这种通用结构附加可选结构的积木式的构成，便可成为各种系列的派生产品，以适合不同场合，这样做无疑会使每种派生产品具有更强的功能和更低的本钱。µ’nSP家族有有以下特点：体积小，集成度高，可靠性好易于扩展。µ’nSP家族把各功能把各功能部件模块化地集成在一个芯片里。内部采用总线结构，因为减少了各功能部件之间的连接，提高了其可靠性和抗干扰能力，另外，模块化的结构易于系列的扩展，以适应不同用户的需求。具有较强的中断处理能力。μ’nSPTM家族的中断系统支持10个中断向量及10余个中断源，适合实时应用领域。高性能价格比：μ’nSPTM家族片内带有高寻址能力的ROM，静态RAM和多功能的I/O口，另外μ’nSPTM的指令系统提供出具有较高运算速度的16位，16位的乘法运算指令和内积运算指令，为其应用添加了DSP功能，使得μ’nSPTM家族运用在复杂的数字信号处理方面既很便利又比专用的DSP芯片廉价。如SPCE061等。〔3〕51单片机51单片机是对目前所有兼容Intel8031指令系统的单片机的统称。该系列单片机的始祖是Intel的8031单片机，后来随着Flashrom技术的开展，8031单片机取得了长足的进展，成为目前应用最广泛的8位单片机之一，其代表型号是ATMEL公司的AT89系列，它广泛应用于工业测控系统之中。目前很多公司都有51系列的兼容机型推出，在目前乃至今后很长的一段时间内将占有大量市场。51单片机是根底入门的一个单片机，还是应用最广泛的一种。51单片机是INTEL公司生产的。它具有结构简单，价格廉价，易于开发的特点。通用型，有总线扩展，有较强的位处理功能，有全双工异步串行通信口。但是其功能相对较少，访问外部数据有瓶颈，作电压范围窄。本设计中，单片机只需要对脉搏信号的波动频率进行测量、计算和显示，对单片机的要求不是很高。而对51单片机，本人比拟熟悉，所以，本设计中选择51单片机作为信息处理中心。在51系列单片机中，AT89系列单片机是美国ATMEL公司推出的一种新型高性能低价位、低电压低功耗的8位CMOS微型计算机。AT89S51就是其中一款，它可以完全满足本设计的设计要求，而且，AT89S51的价格较低。2.1.3信号调理电路的选择信号调理电路包括对信号的放大和滤波两个局部[17][18]。由于传感器输出的电压比拟小，在几毫伏左右，且频率较低，需要低噪声，低漂移，高输入阻抗的放大器，所以选择使用仪表放大器。肌电干扰可能会导致放大器的静态工作点偏移，甚至使放大器到达饱和，所以第一级放大器的放大倍数不能太高。因此还需要另一个放大器。此外，为了滤去高频信号和市电的干扰，还需要设计一个低通滤波器。这局部电路的框图如图2.4所示。图2.4信号调理单元框图2.2系统软件设计方案2.2.1脉搏波动频率测量方案的选择脉冲信号的频率是指在单位时间内由信号所产生的交变次数或脉冲个数，即。可以看出测量fx必须将N或t两个量之一作为闸门或基准，对另一个量进行测量。对于不同的频率范围，有三种不同的测量方法。〔1〕周期测量法：适用于低频信号。采用单片机内的一个定时/计数器，以单片机内的标准机器周期作为标准时基信号Ts。被测信号的周期作为信号闸门，由程序控制开关对时基进行计数得nx，因此被测信号周期为，每分钟脉搏跳动次数为。〔2〕多周期同步法：适用于中频信号。其特点是标准频率信号不是用来填充待测信号的周期，而是与待测信号分别输入到两个计数器进行同步计数。〔3〕频率测量法：适用于高频信号。充分利用单片机内的两个定时/计数器，一个作为定时器，给出标准闸门信号，另一个作为计数器。人体脉搏波动频率一般为60～80次/min，其频率成分主要分布在0～20Hz之间，属于次声，最高频率不超过40Hz，一般情况下为1Hz左右，属于低频信号。所以，本设计中选择周期测量法。2.2.2单片机工作方式的选择单片机数据传送方式[19]一般有以下几种：〔1〕查询方式：由于CPU与外设之间存在时序、速度等差异，在数据传送前必须检测接口状态，探查外设是否数据准备就绪。查询方式优点是结构简单，硬件开销小；缺点是CPU在整个传送过程中需要不断检测外设状态，由于CPU的速度远远高于外设，因此通常处于等待状态，工作效率很低。〔2〕中断方式：CPU无需检测外设是否数据准备就绪，不占据CPU时间，因此CPU与外设并行工作，提高了CPU的工作效率，还满足了外设的实时要求。本设计中，选择中断方式。2.2.3显示电路方案的选择脉搏信号经过单片机处理，得到脉搏波动频率之后，需要在显示电路中直观地显示出来。所以，需要选用适宜的显示设备及显示电路，来实现对脉搏波动频率信息的显示。人体脉搏信号从时域上看，是一个周期性较强的准周期信号。脉搏波动频率一般为60～80次/min。本设计中，显示位数较多。可以选择LCD字符液晶屏来对脉搏波动频率信息进行显示。它具有：电参数(VDD=5.0V10%,VSS=0V,Ta=25)显示内容：16字符x2行字符点阵：5x8点驱动方式：1/16D可供型号：TNSTN(黄绿模灰模黑白模)反射型带EL或LCD背光源LCD常用显示方法有两种：静态显示和动态扫描显示。〔1〕静态显示：所谓静态显示，就是每一个显示器都要占用单独的具有锁存功能的I/O接口用于笔划段字形显示。这样单片机只要把要显示的字形代码发送到接口电路，就不用管它了，直到要显示新的数据时，再发送新的字形码，因此，使用这种方法单片机中CPU的开销小，较小的电流能得到较高的亮度且字符不闪烁。静态显示适用于显示器位数较少时。〔2〕动态扫描显示：所谓动态显示，就是一位一位地轮流点亮显示器各个位〔扫描〕，对于显示器的每一位来说，每隔一段时间点亮一次。利用人的视觉暂留功能可以看到整个显示，但必需保证扫描速度足够快，字符才不闪烁。当显示位数较多时，用静态显示所需的I/O太多，一般采用动态显示的方法。本设计中，显示的脉搏波动频率，同时显示脉搏次数和测试时间，选用动态显示。3系统硬件设计本设计中，脉搏波动频率测量的实现是通过脉搏传感器采集脉搏信息输出电压信号，经信号放大电路对其进行放大。然后，将放大后的脉搏信号经过整形电路将模拟信号转化成数字信号，将脉搏信号转换为同频率的脉冲。通过对单片机进行编程来实现对脉搏波动频率的测量和计算，并在显示电路中直观的显示出来。本章对各局部电路的设计进行详细论述与分析。3.1一级放大电路的设计一级放大电路[20]是整个系统设计的重点,脉搏测量仪要求在脉搏信号频率范围内，不失真的放大所采集的微弱信号,这要求所用的放大器必须具有低噪声,低漂移,低失调参数,高共模抑制比,高输入阻抗,线形度小等特点。为了到达上述要求,并联型双运放放大电路[21]能满足其要求图3.1并联型双运放放大电路前两个运放为同向比例放大器,输入阻抗很高,它对共模信号有很高的抑制比。由于Rx连接于这两个放大器的求和点之间,当一个差分电压加到医用放大器的输入端时,整个输入的电压都呈现在Rx两端。由于Rx两端的电压等于V2-V1,所以流过Rx的电流等于(V2-V1)/Rx,因此输入信号将通过放大器获得增益并且得到放大。这种电路的优点在于：a,高共模抑制比；b,通常只需改变电阻Rx大小可改变增益。以上电路需要三个运放，在调试的时候会比拟复杂。现在的很多仪表放大器的内部电路与这个电路相同，而且仪表放大器都有成品可以买到,只需调整外界电阻就可以调整放大器的放大倍数，准确而且方便。以下是几种常用的集成仪表放大器[22][23],其主要参数如表3-1表3-1三种集成医用放大器参数器件输入失调电压输入偏置电流输入失调电流输入噪声AD62050uV1.0nA0.5nA13INA128125nV5.0nA5.0nA10OPA1311mV50pA50pA21脉搏信号是在强噪声下的微弱信号，它对前置放大器的共模抑制比，输入阻抗，输入噪声，输入失调电压有较严格的要求，由表3-1知AD620是最为理想的。AD620参数如表3-2所示。表3-2AD620参数表工程规格备注增益范围1～1000只需一个电阻就可以设定电源供给范围2.V~ 1V低耗电量最大供给电流=1.3mA可用电池供电，方便运用于便携式器材精确度高40ppm的最大非线性度；低讯号9nV/Hz使用场合AD620的芯片引脚如图3.2所示图3.2AD620芯片引脚图其中增益为〔3-1〕由于肌电干扰可能造成前置放大器静态工作点的偏移，甚至截至饱和，所以前置放大器的增益不能太大。所以设计时考虑两级放大,第一级采用AD620,外接一个4.7K的电阻,放大倍数由公式大约放大十倍左右。实际的一级放大电路原理图如图3.3所示。图3.3一级放大电路3.2二阶滤波器电路的设计由于脉搏信号的频率在1.33HZ左右，正常情况下不会出现高于2HZ的信号，因此需要设计一个低通滤波器，用来滤去高频信号。在这个系统中最大的干扰就是来自市电的50HZ干扰信号，考虑到有些病人在患病时可能会出现较高的脉搏，因此在设计滤波器的截止频率在4HZ左右，这样不但能保证不滤去脉搏信号，而且能很好的将干扰滤去。〔1〕方案选择：方案一：无源滤波器采用RC低通滤波器。其电路如图3.4所示，特点是电路简单，阻带衰减太慢，选择性较差。其幅频特性如图3.5所示。图3.4一阶无源滤波图3.5一阶无源滤波器幅频特性方案二：二阶低通滤波器采用二阶有源滤波器，通带内幅频特性曲线比拟平坦，而且二阶也可以到达较陡的衰减的特性。由于主要的干扰出现在50HZ左右，所以在截止频率较低时，采用二阶滤波器即可到达很好的滤波效果。二阶有源滤波器的电路图如图3.6所示。其幅频特性如图3.7所示。图3.6二阶有源滤波器图3.7有源滤波器幅频特性〔2〕参数确定电容C的容量宜在微法数量级以下,电阻器的阻值一般应在几百千欧以内。我们现在设定C1=C2=0.33uF，R1=R2=100K。根据 〔3-2〕可以计算出，该滤波器的截止频率为4.8HZ。符合所要到达的指标。同时，为了更好的实现效果，也可以使用一些稍大的电阻，如110K等。〔3〕方案确定由于使用二阶有源滤波器能够很好的实现系统的滤波目的，所以选择使用方案二，即二阶有源滤波器。其电路原理图如图3.8所示。 图3.8二阶滤波器3.3第二级放大电路的设计第二级放大采用同相放大器[24],其电路图为图3.9同相放大器电路其闭环电压增益AVF=1+EQ\F(RF,R1)〔3-3〕输入电阻Ri=ric 〔3-4〕输出电阻R0=0〔3-5〕平衡电阻RP=R1//RF〔3-6〕其中，ric为运放本身同相端对地的共模输入电阻，一般为108欧姆。同相放大器具有输入阻抗高，输出阻抗很低的特点，广泛用于前置放大级。假设RF≈0，R1=∞〔开路〕，那么为电压跟随器，与晶体管电压跟随器〔射极输出器〕相比，集成运放的电压跟随器的输入阻抗更高，几乎不从信号源吸取电流；输出阻抗更小，可视作电压源，是较理想的阻抗变换器。在设计时，选用的运放为TL082，该运放具有较小的输入偏置电压和偏移电流，输出设有短路保护，输入级有较高的输入阻抗，完全可以到达设计要求。同时，设定RF=100K,R1=1K,由AVF=1+EQ\F(RF,R1)〔3-7〕可以得到第二级的放大倍数为101倍,可以实现系统所要到达的放大参数。第二级放大电路的电路图如图3.10所示。图3.10第二级放大器电路3.4整形电路由于单片机只能检测到数字信号，因此，经过信号调理电路后得到的模拟信号必须转换为数字信号。这里有两个方案可以选择。方案一:使用三极管进行整形.图3.11三极管整形电路方案二：使用施密特触发器[25]来实现整形。只要使用一个施密特触发器，就可以实现对于信号的整流作用。由于三极管的调试较为复杂，且工作性能不如施密特触发器稳定，所以我们选用施密特触发器。现在的施密特触发器一般分为由555芯片构成和用TTL电路构成两种。使用由555芯片构成的施密特触发器，结构简单，使用方便，因此选用555芯片来完成该项任务。由555芯片构成的施密特触发器如图3.12所示。图3.12555施密特触发器电路图使用施密特触发器后，其输入输出波形的变化如图3.13所示。图3.13施密特触发器工作波形由于VCC=5V，所以，当输入电压大于2/3VCC，也就是3.33V时，电路就可以输出高电平，然后一直持续到1/3VCC，也就是1.67V时，电路开始输出低电平。在前面的电路中，脉搏信号被转化为5V左右的信号，经过实验验证，脉搏信号在本级可以被转化为能被单片机识别的数字信号。图3.14整形电路3.5定时计数电路的设计在这里，单片机要实现对脉搏信号的处理。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。AT89S51[27]是一个低功耗，高性能CMOS8位单片机，片内含4kBytesISP(In-systemprogrammable)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ISPFlash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，4kBytesFlash片内程序存储器，128bytes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。经过整形的信号由单片机的INT0口输入，使用单片机的外部中断0。单片机的P0口作为数据口，与显示屏相接，来输出单片机所计算的脉搏值。单片机的P2.5，P2.6,P2.7口接到液晶屏的控制端，来控制单片机工作。设置定时/计数器1屏蔽，定时/计数器0工作方式为16位计数器，并对中断做出定义[28]。定时计数电路如图3.15所示。图3.15定时计数电路3.6显示电路的设计脉搏信号经过单片机处理，得到脉搏波动频率之后，需要在显示电路中直观地显示出来。所以，需要选用适宜的显示设备及显示电路，来实现对脉搏波动频率信息的显示。本设计中，采用1602[29]字符液晶屏动态显示方式来显示脉搏波动频率信息。显示电路如图3.16所示，1602字符液晶屏时序参数如表3-3所示，硬件端口定义及软件资源分配如表3-4所示。表3-3液晶驱动程序硬件端口资源分配表硬件端口分配资源说明RSP0.0存放器选择控制线RWP0.1LCD读写控制线EP0.2启用控制线，高电平动作LCDP2双向数据总线POS_FLAG20H字符串显示位置标志，为0时显示在第一行，为1时显示在第二行BLANK30H清行时填入的空格个数控制变量LCD初始化液晶显示模块1602的控制指令：1602的控制指令共11条,其中9条针对命令存放器IR的，[30][31]另外2条是针对数据存放器DR的，具体指令如表3.4所示。表3-41602指令表〔注：×表示可以为0或1〕编号指令RSRWD7D6D5D4D3D2D1D01清屏显示00000000012光标返回000000001×3置输入模式00000001I/DS4显示开/关控制0000001DCB5光标或字符移位000001S/CR/L××6置功能00001DLNF××7置字符发生存储器地址0001字符发生存储器地址(AGG)8置数据存储器地址001显示数据存储器地址(ADD)9读忙标志或地址01BF计数器地址(AC)10写数到CGRAM或DDRAM10要写的数据11从CGRAM或DDRAM读数11读出的数据[32][33]表3-4的相关命令设置如表3-5所示：表3-51602指令相关设置命令设置命令设置I/D1—增量方式，0—减量方式S/C1—显示器移位，0—光标移位S1—不移动，0—移动R/L1—右移，0—左移D1—显示，0—不显示DL1—8BIT，0—6BITC1—显示光标，0—不显示光标N1—2行，0—1行B1—光标闪烁，0—光标不闪烁F1—5*10字型，0—5*7字型BF1—正在执行内部操作，0—可接收命令图3.16液晶显示电路4系统软件设计4.1主程序流程的设计本程序的主要思路是，利用单片机的两个定时器/计数器，得出一分钟的脉搏数，最后送LCD显示。流程如图4.1所示。YYN开始初始化设置T0、T1值为0设计数器结束标志为0开T0,T1中断计数结束标志=1？算出脉搏频率送显示结束图4.1主程序流程图4.2定时器/计数器中断程序流程的设计T0是定时器，T1是计数器。T0,T1中断请求来自于输入单片机中频率为1Hz的脉冲信号。T0中断开始执行后，检测T1代表的时间是否大于60S，没有大于60S那么继续检测，大于60S那么关T1,T0中断，然后设计数结束的标志为1。T1中断采用边沿触发方式，当处于测量状态的时候来一个脉冲，脉搏次数就加一，由T0定时一分钟，累加得出一分钟的脉搏次数。T0，T1流程分别如图4.2，图4.3所示。NNYT0中断入口T1代表的时间≥60S？关T1、T0中断设计数结束的标志为1结束图4.2T0中断程序流程图LCD显示T1的值LCD显示T1的值结束T1中断入口图4.3T1中断程序流程图4.3显示程序流程的设计本次设计LCD1602显示的内容是被测量者一分钟的脉搏次数。设置的动态显示方式是显示的内容在屏幕上从左向右移动。从中断程序中取得结果后，显示测试中的脉搏次数。在液晶屏的第一行将显示出字符“yourpulseis：〞,在第二行显示出脉搏数。其数据口为P0口。sbitRS=P2^5;//H数据，L指令sbitRW=P2^6;//H读，L写sbitE=P2^7;//片使能信号，控制其工作。#defineLCD_DataP0//数据口流程如图4.4所示。显示子程序显示子程序取结果显示测试中的脉搏数延时返回图4.4显示程序流程图5总结与展望本设计主要是51单片机在脉搏测试系统中的应用。重点介绍了单片机的最小系统，通过单片机最小系统实现了脉搏的测量系统，由压电陶瓷片采集到脉冲信号，经过信号的放大、滤波和整形电路将输出的信号通过单片机的外部中断获取并液晶屏上显示。利用单片机自身的定时中断、外部中断、计数等功能，不仅能显示出此次脉搏测量的次数，还能自动储存这个数据。本次所设计的测量仪系统实现简单、功能稳定、使用方便，应用广泛，具有实际意义。由于时间比拟短，同时本人掌握的知识有限，本次设计虽已完成，但其中有很多缺乏，如程序不够简练，压电传感器灵敏度不够高，液晶屏显示局部不够完美等，同时此次设计的测量仪功能比拟单一，没有如语音系统实现自动读出脉搏次数等人性化功能，且在设计过程中使用的运放数量也较多，加大了电源管理的复杂度。然而科技的进步势必会使测量仪的功能日益强大和完善，其应用领域将不断扩大，将会给我们的生活带来更多的方便和精彩。为了更好的进行基于单片机的人体脉搏检测系统的设计，在近一个学期的时间里，认真收集有关资料，并做相关的整理和阅读，为这次的设计做好充分的准备。经过这次毕设，我收获了很多，具体总结如下：〔1〕通过此次的设计，使我知道了无论做什么事都应该事先做好充分的准备，不应该盲目的只为了完成任务而被动的学习。〔2〕通过此次的设计，使我了解了脉搏测量仪在国内外开展之迅速、应用领域之广、市场前景之大。〔3〕通过此次的设计，使我对硬件设计和各模块的功能有了更深的了解，同时提高了动手能力。〔4〕通过次次的设计，使我体会到坚持不懈的毅力对完成一件事情起着巨大的作用。〔5〕通过此次的设计，使我深刻的体会到团队合作精神的重要性及相互讨论过程中的乐趣。参考文献[1]高上凯．浅谈脑一机接口的开展现状与挑战[J]．中国生物医学工程学报，2007，26(6)：801-803．[2]杨国忠．生物医学工程的过去、现在和未来[J]．世界医疗器械，1995，1(1).[3]齐颁扬．医学仪器[M]．北京：高等教育出版社，1990．[4]程咏梅，夏雅琴，尚岚，人体脉搏波信号检测系统[J]．北京生物医学工程，2006，25(5)：1-3．[5]彭承琳．生物医学传感器原理及应用[M]．高等教育出版社，2000．[6]赵茂泰．智能仪器原理及应用[M]．北京：电子工业出版社．2004：7．[7]杨福生．电生理信号的检测[J]．世界医疗器械，1996，2(2)．[8]刘文，杨欣，张铠麟．基于AT89C2051单片机的指脉检测系统的研究[J]．医疗装备，2005，9：2-14．[9]欧阳俊，谢定等．基于BL-410的指端脉搏波采集系统应用研究[J]．实用预防医学，2004，11(2)：2-4．[10]李秀农，汪国强．光电式脉搏传感器及由其组成的血压测量仪[J]．电测与仪表，1998，35(3)：35-48．[11]丁镇生．传感及其遥控遥测技术应用[M]．北京：电子工业出版社，2002．[12]强锡富．传感器[M].北京：机械工业出版社．2001：5.[13]王博亮，刘迎春，刘安芝．医用传感器及其接口设计[J]．北京，国防工业出版社，1998.[14]叶湘滨，熊飞丽，张文娜，罗武胜．传感器与测试技术[M].．北京：国防工业出版社．2023：1.[15]张克彦．AVR单片机实用程序设计[M]．北京：北京航空航天大学出版社，2003．[16]丁化成，耿德根，李君凯．AVR单片机应用设计[M]．北京：北京航空航天大学出版社，2002．[17]张亮．脉搏采集系统的研制[D]．东北大学，2005.[18]刘继光.人体脉搏信号的采集装置[D]．沈阳工业大学，2006.[19]叶青，刘铮，张静，雷辉.微机原理与接口技术[M]．北京：清华大学出版社，2023：9.[20]孙友明，黄秉镰新型脑电信号放大检测电路的设计[J]．医疗卫生装备，2007，28(1)：15-17．[21]童诗白，华成英.模拟电子技术根底〔第五版〕[M].北京：高等教育出版社，2006.[22]蔡建新，张唯真．生物医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//IE0=0;//外部中断0标志位清0在边沿触发模式下 //会由硬件清零 TR0=0;//停止计数 if(1!=g_flag) { g_Ftmp=g_T0count*65535; g_Ftmp+=(unsignedint)(TH0<<8)+TL0; g_flag=2; } else { g_flag=0; } TH0=0; TL0=0; g_T0count=0; TR0=1;//启动定时器进行下一周期测频}voidT0ISR(void)interrupt1//定时器0溢出中断效劳函数{ TH0=0; TL0=0; g_T0count++;}voidTFInit(void)//初始化函数{ EX0=1;//使能外部中断0 IT0=1;//外部中断0触发方式为边沿触发高-->低 ET0=1;//使能T0溢出中断 PX0=1;//外部中断0为高优先级 PT0=0; //定时器0溢出中断为低优先级 TMOD=0x01;//屏蔽T1,GATE=0:软件控制TR0启动定时器 //C/T=0:T0工作在定时器方式 //M1\M0=01:T0