基于单片机的脉搏测量仪毕业论文(编辑修改稿)

基于单片机的脉搏测量仪毕业论文(编辑修改稿)内容摘要：

的非电生理信号 ,因此必需经过放大和后级滤波以满足采集的要求。 5 第二章 脉搏测量仪系统结构 脉搏测量仪的设计，必须是通过采集人体脉搏变化引起的一些生物信号，然后把生物信号转化 为物理信号，使得这些变化的物理信号能够表达人体的脉搏变化，最后要得出每分钟的脉搏次数。 在硬件设计中一般的物理信号就是电压变化，有了这个系统的设计思路，本课题就此开始实施。 光电脉搏测量仪的结构 光电脉搏测量仪是利用光电传感器作为变换原件，把采集到的用于检测脉搏跳动的红外光转换成电信号，用电子仪表进行测量和显示的装置。 本系统的组成包括光电传感器、信号处理、单片机电路、液晶显示、电源等部分。 1．光电传感器 即将非电量 (红外光 )转换成电量的转换元件，它由红外发射二极管和接收三极管组成，它可以将接收到的 红外光按一定的函数关系 (通常是线性关系 )转换成便于测量的物理量 (如电压、电流或频率等 )输出。 2．信号处理 即处理光电传感器采集到的低频信号的模拟电路 (包括放大、滤波、整形等 )。 3. 单片机电路 即利用单片机自身的定时中断计数功能对输入的脉冲电平进行运算得出心率（包括 AT89S5外部晶振、外部中断等）。 4．液晶显示 即把单片机计算得出的结果用 LCD1602来显示，便于直接准确无误的读出数据。 5. 电源 即向光电传感器、信号处理、单片机提供的电源，可以是 5V的直流的稳压电源。 工作原理 本设 计采用单片机 AT89S52 为控制核心，实现脉搏测量仪的基本测量功能。 脉搏测量仪硬件框图如下图 所示： 6 图 脉搏测量仪的工作原理 当手指放在红外线发射二极管和接收三极管中间，随着心脏的跳动，血管中血液的流量将发生变换。 由于手指放在光的传递路径中，血管中血液饱和程度的变化将引起光的强度发生变化，因此和心跳的节拍相对应，红外接收三极管的电流也跟着改变，这就导致红外接收三极管输出脉冲信号。 该信号经放大、滤波、整形后输出，输出的脉冲信号作为单片机的 外部中断信号。 单片机电路对输入的脉冲信号进行计算处理后把结果送到液晶显示。 光电脉搏测量仪的特点 与传统的脉搏测量仪相比，光电式脉搏测量仪具有以下特点： 1. 测量的探测部分不侵入机体，不造成机体创伤，通常在体外。 2. 传感器可重复使用且速度快，精度高。 3. 测试的适用电压为 5V直流电压。 4. 稳定性好、磨损小、寿命长、维修方便。 5. 由于结构简单，因此体积小、重量轻、性价比优越。 6. 测量的有效范围为 60次 100次 /分钟。 外部中断信号 光电传感器 放大器 比较器 单片机 AT89S52 液晶显示电路 外部晶振 7 第三章 硬件系统 控制器 本系统基于 51 系列单片 机来实现，因为系统没有其它高标准的要求，我们最终选择了 AT89S52 通用的比较普通单片机来实现系统设计。 AT89S52 简介 AT89S52 是美国 ATMEL 公司生产的低电压、高性能的 CMOS 8 位单片机，片内含 4k bytes 的可反复擦写的只读程序存储器 (PEROM)和 128 bytes 的随机存取数据存储器 (RAM)，器件采用 ATMEL 公司的高密度、非易失性存储技术生产，兼容标准 MCS51 指令系统，片内置通用 8 位中央处理器 (CPU)和 Flash 存储单元，功能强大 AT89S52 单片机可为您提供 许多高性价比的应用场合，可灵活应用于各种控制领域。 AT89S52 的特点 与 MCS51 产品指令系统完全兼容 4k 字节可重擦写 Flash 闪速存储器 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 低功耗空闲和掉电模式 AT89S52 的结构 此次设计所使用的 AT89S52 的封装形式是 DIP40。 如图 所示。 8 图 AT89S52 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，也即地址／数据总线复用口。 作为输出口用时，每位能吸收电流的方式驱动 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 (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 电萌。 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（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，每一位功能定义如表 所示。 9 表 P3 口的第二功能 端口引脚 第二功能 RXD(串行输入口 ) TXD(串行输出口 ) INTO(外中断 0) INT1(外中断 1) TO(定时 /计数器 0) T1(定时 /计数器 1) WR(外部数据 存储器 写选通 ) RD(外部数据 存储器 读选 通 ) RST：复位输入。 当振荡器工作时， RST 引脚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 AT89S52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。 ． XTALI：振荡器反相放大器的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。 10 电源 电路 电源电路如图 所示。 本设计采用 USB 供电，使用按键开关控制电路通与断，分别将 VCC 和 GND 接入电路中 图 电源电路 时钟电路 AT89S52 虽然有内部振荡电路，但要形成时钟，必须外接元件，所以实际构成的振荡时钟电 路，外接晶振以及电容 C7 和 C10 构成了并联谐振电路接在放大器的反馈回路中，对接电容的值虽然没有严格的要求，但电容的大小会影响振荡频率的高低，振荡器的稳定性，起振的快速性和温度的稳定性。 晶振的频率可在~12MHZ 之间任选，电容 C7 和 C10 的典型值在 20pf~100pf 之间选择，由于本系统用到定时器，为了方便计算，采用了 12M 的晶振，采用电容选择 30pf，时钟电路如图 所示。 11 图 时钟电路 复位电路 AT89S52 的复位输入引脚 RST 为单片机提供了初始化的手段，可以使程序从 指定处开始执行，在 AT89S52 的时钟电路工作后，只要 RST 引脚上出现超过两个机器周期以上的高电平时，即可产生复位的操作，只要 RST 保持高电平，则 AT89S52 循环复位，只有当 RET 由高电平变成低电平以后， AT89S52 才从0000H 地址开始执行程序，本系统采用按键复位方式的复位电路。 复位电路如图 所示。 图 复位 电路 12 脉搏信号采集 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 ,具有结构简单、无损伤、精度高、可重复好等优点 [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的专家和学者的重视。 光电传感器的原理 根据朗伯 比尔 (LamberBeer)定律， 物质在一定波长处的吸光度和他的浓度成正比。 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 [7]。 脉搏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，其中非血液组织的光吸收量是恒定的，而在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱的，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充盈而引起的，那么在恒定波长的光源照射下，通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的脉搏信号 [7]。 光电传感器的结构 传感器由红外发光二级管和红外接收 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脉搏波曲线的漂移。 红外接收三极管在红外光的照射下能产生电能，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。 光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式 2 种 [8]。 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，接收的是透射光，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 13 示。 图 透射式光电传感器 光电传感器检测原理 检测原理是 : 随着心脏的搏动，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、耳垂等部位最为明显 [5]。 因此本设计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体的手指部位，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把它转换成电信号。 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的 , 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。 故只要把此电信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示 [9]，即可实时的测出脉搏的次数。 信号采集电路 图 是脉搏信号的采集电路， L2， L3 分别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R6 阻值的选取要求较高。 R6 选择 330Ω 同时也是基于红外接收三极管感应红外光灵敏度考虑的。 R6 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脉搏和无脉搏时的信号。 反之， R6 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脉搏和无脉搏时的信号。 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U2B 输入端而造成错误指示，用 C2 耦合电容把它隔断 [10]。 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，但是由于红外接收三极管中存在暗电流，会造成输出电压略低。 二是有脉期。 当有跳动的脉搏时，血脉使手指透光性变差，红外接收三极管中的暗电流减小，输出电压上升。 但该传感器输出信号的频率很低，如当脉搏只有为 50 次 /分钟时，只有 ， 200 次 /分钟时也只有 ，信号首先经 C6 滤除高频干扰，再由耦合电容 C2 加到线性放大输入端。 14 图 信号采集电路 信号放大 由于人体的脉搏通常为 50~200 次 /分钟，对 应的频率范围在 ~之间，因此经红外检测采集到并转换得到的电信号频率就非常低。 为了防止信号因外界高频信号干扰而使检测结果有误，信号就必须先进行低通滤波，以便滤出绝大部分的高频干扰。 而且脉搏仪所使用的地点不能保证是阴暗的室内，所以要考虑到强光对其测量的干扰。 此外，低频信号需要经过多倍放大和整形，才能被主控模块所接受和处理。 信号转换模块会使用到 LM358 运算放大器。 主要参数和特性如下： LM358 内部包括有两个独立的、高增益、内部频率补偿的双运算放大器，适合于电源电压范围很宽的单电源使用 ，也适用于双电源工作模式，在推荐的工作条件下，电源电流与电源电压无关。 它的使用范围包括传感放大器、直流增益模块和其他所有可用单电源供电的使用运算放大器的场合。 [3] 特性 (Features): • 内部频率补偿 • 直流电压增益高 (约 100dB) • 单位增益频带宽 (约 1MHz) 15 • 电源电压范围宽：单电源 (3—30V) • 双电源 (177。 ——177。 15V) • 低功耗电流，适合于电池供电 • 低输入偏流 •。