基于单片机的心率设计毕业设计论文(编辑修改稿)

基于单片机的心率设计毕业设计论文(编辑修改稿)内容摘要：

央处理器 (CPU)和 Flash 存储单元，功能强大。 AT89C51 的特点 与 MCS51 产品指令系统完全兼容 1000 次擦写周期 全静态操作： OHz24MHz 三级加密程序存储器 128*8 字节 的 内部 RAM 32 个可编程 I／ O 口线 2 个 16 位定时／计数器 6 个中断源 可编程串行 UART 通道 AT89C51 的结构 此次设计所使用的 AT89C51 的封装形式是 DIP40。 如图 所示。 6 图 AT89C51的封装形式 引脚功能： Vcc：电源电压 GND：接地 P0 口： P0 口是一组 8 位漏极开路型双向 I／ 0 口，也 是 地址／数据总线复用口。 作为输出口用时，每位能吸收电流方式驱动 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 I／ O 口， P1 的输出缓冲级可驱动 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 流。 P2 口： P2 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： ① 可以作为输入 /输出口，外接输入 /输出设备 ； ② 作为 第二功能使用。 7 RST：复位输入。 当振荡器工作时， RST 引脚 会 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 能 以时钟振器频率的 1／ 6 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 AT89C51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。 EA／ VPP： EA ＝ 0，单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。 ． XTAL1：振荡器反相放大器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。 心率 信号 取样 目前 心率监 测 系统 有以下几种检测方法：光电容积脉搏波法、液体耦合腔心率传感器、压阻式心率传感器以及应变式心率传感器。 近年来，光电检测技术在临床医学应用中发展很快 ,主要由于光能避开强烈的电磁干扰 , 具有很高的绝缘性 ,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专家和学者的重视。 光电传感器的原理 根据朗伯一比尔 (Lamber— Beer)定律，物质在一定波长处的吸光度和 其 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 的 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。 心率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 8 组织光 的 吸收量是恒定的。 在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血 来说十分微弱 ，可以忽略。 因此可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的 搏动 引起，那么在恒定波长的光 照下，通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的心率信号 [7]。 光电传感器的结构 传感器由红外发光二级管和 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心率波曲线的漂移。 红外接收三极管在红外光 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 了 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 心率 传感器 [8]按照光的接收方式可分为透射式和反射式 两 种。 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，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 所示。 图 透射式光电传感器 光电传感器检测原理 随着心脏的 跳 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、耳垂等部位最明显 [9]。 因此本设计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体手指部位，经过手指组织的反射和衰减由装在该部位旁边的光敏三管来接收其透射光并转换成电信号。 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 , 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。 只要把此电信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示 [10]，即可实时的测 出 心脏跳动 的次数。 9 信号 取样 电路 硬件电路中，关键部分在于 心率 信号的检测。 系统采用红色发光二极管和硫化镉光敏电阻组成透射遮光指套式光电传感器。 红色发光二极管稳定性好，遮光指套式的装置减少了外界光的干扰，只需将待测手指插入，便可进行测量．测试时，被测手指正好处在发光二极管和光敏电阻之间，这样一来，光敏电阻的阻值便将随着手指的血容量的变化而变化。 心率 信号 取样 电路 如 图 所示 ， U4 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 R17 阻值的选取要求较高。 R17 选 择 270Ω 同时也是基于红外接收三极管感应红外光灵敏度考虑的。 R17 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心跳 和无 心跳 时的信号。 反之， R17 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 心跳 和无 心跳 时的信号。 硬件系统是通过检测指尖来采取脉搏信号，从而得到心率信号。 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 U3A 输入端而造成错误指示，用 C C10 串联组成的双极性耦合电容把它隔断 [11]。 图 信号采集电路 10 信号放大 电路 LM324 放大器 LM324 是四运放集成电路，它采用 14 脚双列直插塑料封装 .它的内部包含四组形式完全相同的运算放大器，除电源共用外，四组运放相互独立。 每一组运算放大器可用图 符号来表示，它有 5个引出脚，其中 “ +” 、“ ” 为两个信号输入端， “ V+” 、 “ V” 为正、负电源端， “ Vo” 为输出端。 两个信号输入端中， Vi()为反相输入端，表示运放输出端 Vo 的信号与该输入端的相位相反； Vi+(+)为同相输入端，表示运放输出端 Vo 的信号与该输入端的相位相同。 LM324 的引脚排列见图。 图 运算放大器 图 引脚排列 由于 LM324 四运放电路具有电源电压范围宽，静态功耗小， 价格低廉等优点，被广泛应用在各种电路中。 低通 放大电路 由于通过光电 传感器 接收到的信号极其微弱 ， 容易被其外围电路所干扰 ， 因此系统必须为信号 处理 电路提供电源。 检测到的 信号经过 LM324放大器 放大后仍存在较大的偏置电压 ， 因此必须在信号输入端加滤波电容 ， 将电路中的直流成份滤掉并保证不影响交流信号的传递。 该系统 按人体 心率 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 所示。 R2 C6 组成低通滤波器以进一步滤除残留的干扰，截止频率由 R2 C6 决定，运放 U3A 将信号放大，放大倍数由 R22 和 R24 的比值决定。 经过低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波 [12]。 11 图 信号 低通 放大电路 根据一阶有源滤波电路的传递函数，可得： ci wsAsVsVsA1)()()( 00 () 放大倍数为： () () 截止频率为： () 按人体 心率 跳动为 200 次 /分 钟时的频率是 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。 波形如图 所示。 图 脉动正弦波 22240  KMRRAHzRCf 12460 12 波形整形电路 本电路的功能是将模拟电压信号转化为高低电平信号输出到单片机系统，可以采用反向滞回电压比较器进一步提高电路抗干扰能力。 经过对强弱心率信号的测试和统计分析可以将其阈值确定。 整形电路如图 所示， U3B 是一个电压比较器， C R27 构成一个微分器， U3C 和 C1 R31 组成单稳态多谐振荡器，其脉宽由 C1 R31 决定。 U3B 的输出信号 (波形如图 )经 C R27 的微分后总是将正、负相间的尖脉冲 (波形如图 )加到单稳态多谐振荡器 U3C 的反向输入端，不会造成很大的触发误差 ，因此稍微调节下 R28 即可将 该比 较器的阀值电压 控制在正弦波的幅值范围内。 当 检测到 输入信号时， U3B 在比较器输入信号的每个后沿到来时输出高电平，使 C15 通过 R31 充电。 大约持续 20ms 之后，因 C15 充电电流减小而使 U3B 同相输入端的电位降低到低于反相输入端的电位，于是 U3B 改变状态并再次输出低电平。 脉冲高电平 与 心跳 同步，并由红色发光二极管 DS3 的闪亮指示出来 ， 即发光二极管作 心 跳 状态显示， 心脏 每跳动一次发光二极管就亮一次。 同时，该脉冲电平通过 R29 送到单片机 /INTO 脚，进行对心率的计算和显示。 输出 波形如图 所示。 图 波形 整形电路 经过比较器 U3C 产生 的输出波形： 13 图 输出波形 经过微分器 产生 的输出波形： 图 比较后的输出波形 单片机接收到的信号： 图 接收信号 14 单片机 控制 电路 本设计采用单片机最小系统作为信号的处理电路， 如图 所示， 来自 取样和整形输出电路的脉冲电平输入单片机 AT89C51 的 /INTO 脚，单片机设为负跳变中断触发模式，每次脉冲下降沿到达时触发单片机产生中断并进行计时， 来一个脉冲 心跳 次数就加一 ；定时器中断 主要完成一分钟的定时功能 [13]。 图 单片机处理电路 LED 显示电路 本设计采用 LED数码管动态扫描来显示 数据。 两个 4位的共阳极 LED数码管组成 8位显示，其中 0、 1两位显示测量中的时间， 4两位显示测量中的 心跳 次数， 7两位用来显示上次测量的数据 ， 如图。 单片机 P0口控制显示字型， P2口控制显示字位。 15 图 单片机处理电路 LED 的 结构 及工作原理 LED 数码管是由发光二极管显示字段组成的。 在单片机应用系统中使用最多的就是七段 LED 数码管，有共阴极和共阳极两种。 共阴极 LED 数码管显示器的公共端为发光二极管阴极，通常接地，当发光二极管的阳 极为高电平时，发光二极。