基于单片机设计的脉搏测量仪

基于单片机设计的脉搏测量仪内容摘要：

AT89C2051 的结构框图 AT89C2051 是一带有 2K 字节闪速可编程可擦除只读存储体 (EEPROM)的低电压 ,高性能 8位 CMOS 微型计算机。 如图 所示。 它采用 ATMEL 的高密非易失存储技术制造并和工业标准 MCS— 51 指令集和引脚结构兼容。 通过在单块芯片上组合通用的 CPL1 和闪速存储器 ,ATMEL AT89C2051 是一强劲的微型计算机 ,它对许多嵌入式控制应用提供一高度灵活和成本低的解决办法。 第 13 页 图 22 AT89C2051内部结构图 此外 ,从 AT89C2051 内部结构图也可看出 ,其内部结构与 8051 内部结构基本一致（除模拟比较器外） ,引脚 RST、 XTAL XTAL2 的特性和外部连接电路也完全与 51 系列单片机相应引脚一致 ,但 P1口、 P3 口有其独特之处。 AT89C2051 的引脚说明 AT89C2051 是一个有 20 个引脚的芯片 ,引脚如图 所示 ,与 8051 内部结构进行对比可发现 ,AT89C2051 减少了两个对外端口（即 P0、 P2 口） ,使它最大可能地减少了对外引脚 ,因而芯片尺寸有所减少。 AT89C2051 芯片的 20个引脚功能为： 1. Vcc：电源电压。 2. GND：地。 3. P1 口： P1 口是一 8 位双向 I/O 口。 口引脚 ～ 提供内部上拉电阻。 和 要求外部上拉电阻。 和 还分别作为片内精密模拟比较器的同 相输入 (AIN0)和反相输入（ AIN1)。 P1 口输出缓冲器可吸收 20mA 电流并能直接驱动 LED显示。 当 P1口引脚写入“ 1”时 ,其可用作输入端。 当引脚 ～ 用作输入并被外部拉低时 ,它们将因内部的上拉电阻而流出电流 (IIL)。 P1口还在闪速编程和程序校验期间接收代码数据。 4. P3 口： P3 口的 ～ 、 是带有内部上拉电阻的七个双向 I/0引脚。 用于固定输入片内比较器的输出信号并且它作为一通用 I/O 引脚而不可访问。 P3 口缓冲器可吸收 20mA 电流。 当 P3 口引脚写入“ 1”时 ,它 们被内部上拉电阻拉高并可用作输入端。 用作输入时 ,被外部拉低的 P3口引脚将用上拉电阻而流出电流 (IIL)。 P3口还用于实现 AT89C2051 的各种功能 ,如下表 101所示。 P3 口还接收一些用于闪速存储器编程和程序校验的控制信号。 5. RST：复位输入。 RST 一旦变成高电平 ,所有的 I/O 引脚就复位到“ 1”。 当振荡器正在运行时 ,持续给出 RST 引脚两个机器周期的高电平便可完成复位。 每一个机器周期需 12个振荡器或时钟周期。 6. XTAL1：作为振荡器反相放大器的输入和内部时钟发生器的输入。 7. XTAL2：作为 振荡器反相放大器的输出。 第 14 页 表 11 P3 口的功能 P3 口引脚 功能 RXD(串行输入端口 ) TXD(串行输出端口 ) INT0(外中断 0) INT1(外中断 1) TO(定时器 0 外部输入 ) T1(定时器 1 外部输入 ) 从上述引脚说明可看出 ， AT89C2051 没有提供外部扩展存储器与 I/O设备所需的地址、数据、控制信号 ,因此利用 AT89C2051 构成的单片机应用系统不能在AT89C2051 之外扩展存储器或 I/O 设备 ， 也即 AT89C2051 本身即构成了最小单片机系统。 复位电路 C30 .4 7 u fR11kG NDV C CSs w P B 第 15 页 图 23 复位电路 图 时钟电路工作后，在 REST 管脚上加两个机器周期的高电平，芯片内部开始进行初始复位（如图 2— 3）。 振荡电路 C13 0 p FC23 0 p FX T A LX T A L21X L A L 1X T A L 2 图 24 振荡电路 图 本设计晶振选择频率为 12MHz，电容选择 30pF 如图（ 2－ 4）。 经计算得单片机工作胡机器周期为： 12（ 1247。 12M） =1us。 第 16 页 第 三 章 基本结构模块 脉搏波检测电路 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。 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。 本系统设计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 1 所示。 图 31 透射式光电传感器 图 传感器由发光二级管和光敏二极管组成 , 其工作原理是 : 发光二极管发出的光透射过手指 ,经过手指组织的血液吸收和衰减，由光敏二 极管接收。 由于手指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化，所以它对光的吸收和衰减也是周期性脉动的 , 于是光敏二极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉动变化。 脉搏信号拾取电路 如图 2所示， IClA 为单位 增益缓冲 器 ，用于 产生 的基准电压。 第 17 页 1 2 3 4 5 6ABCD654321DCBAT i t l eN um be r R e vi s i onS i z eBD a t e : 22 A pr 20 06 S he e t o f F i l e : D : \ D E S I G N E X P L O R E R 9 9 S E \ E X A M P L E S \ M y D e s i gn .d dbD r a w n B y :V C CR333KR233KR4150KR5470KR0100C147uFC2I C 1AT L C 22 62I C 2BT L C 22 62V C CI M DI R 33 3I R DP B W 83Vi 图 32 信号拾取器 图 红外接收二极管在红外光的照射下能产生电能，单个二极管能产生 V电压， mA 电流。 BPW83 型红外接收二极管和 IR333 型红外发射二极管工作波长都是 940 nm，在指夹中，红外接收二极管和红外发射二极管相对 摆放以获得最佳的指向特性。 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。 在图 l 中， RO选 100 Ω 是基于红外接收二极管感应红外光灵敏度考虑的。 R0 过大，通过红外发射二极管的电流偏小， BPW83 型红外接收二极管无法区别有脉搏和无脉搏时的信号。 反之， R0 过小，通过的电流偏大，红外接收二极管也不能准确地辨别有脉搏和无脉搏时的信号。 当红外发射二极管发射的红外光直接照射到红外接收二 极管上时， IC1B 的反相输入端电位大于同相输入端电位， Vi为 “O”。 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，由于红外接收二极管中存在暗电流，仍有 lμA 的暗电流会造成 Vi 电位略低于 V。 二是有脉期。 当有跳动的脉搏时，血脉使手指透光性变差，红外接收二极管中的暗电流减小， Vi 电位上升。 由此看来，所谓脉搏信号的拾取实际上是通过红外接收二极管，在有脉和无脉时暗电流的微弱变化，再经过 IClB 的放大而得到的。 所拾取的信号为 2μV左右的电压信号。 第 18 页 信号放大 按人体脉搏在运动后最高跳动次数达 240 次 /分计算来设计低通放大器，它由 IC2A 和 C04 等组成，如图 2所示。 转折频率由 R0 C0 R08 和 C05 决定，放大倍数由 R08 和 R06 的比值决定。 R61 0 kR71 0 kR93 0 0 kR82 2 0 kC50 .4 7 u FC40 .1 u FIC 2 AT L C22 6 4C34 .7 u F2 .5 VViV o 1Vs 图 33 低通滤波器 图 根据二阶低通滤波器的传递函数，可得 （ 1） 放大倍数为 H=R08/R06 =22 （ 2） 取 倍零频增益计算高频转折频率，即 fH = （ 3） 第 19 页 按人的脉搏最高为 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 C03 的条件下做出的，如果考虑 C03 的话，那么： 由此可见， C03 没有影响频率特性的分析，它的作用只是隔直。 二级放大器兼比较器如图 4 所示。 Rpll 用以调整系统的放大倍数， C06 用以防止放大器自激。 采用二级放大，零点漂移不很明显，在 V 左右。 所以将比较器的阈值电压设计成 V，以确保滤除干扰信号。 采用比较器的好处是能有效地克服零点漂移所造成的影响，提高测量的准确性。 R 1 61 0 kR 1 61 0 kR 1 23 9 kR43 9 kC60 .1 u F321411IC 2 B 321411IC 2 CT L C22 6 4V C CR P 1 15 0 0 kR P 1 21 0 k2 .5 vV o 1AB 图 34 二级放大器和比较器 图 第 20 页 波形整形部分 波形整形电路如图 5所示， IC3A 是 CD4528 型单稳态多谐振荡器，有效脉宽为 s．其宽度由 R22 和 C20 决定。 IC3B 也组成一个单稳态多谐振荡器，脉宽为 240ms。 D Dl 和 T3等组成一个或非门，只有 C，。