基于單片機的心率設計畢業(yè)設計論文.doc

畢業(yè)設計（論文）題 目 心率監(jiān)測系統(tǒng)設計 畢業(yè)設計（論文）原創(chuàng)性聲明和使用授權說明原創(chuàng)性聲明本人鄭重承諾：所呈交的畢業(yè)設計（論文），是我個人在指導教師的指導下進行的研究工作及取得的成果。盡我所知，除文中特別加以標注和致謝的地方外，不包含其他人或組織已經發(fā)表或公布過的研究成果，也不包含我為獲得 及其它教育機構的學位或學歷而使用過的材料。對本研究提供過幫助和做出過貢獻的個人或集體，均已在文中作了明確的說明并表示了謝意。作 者 簽 名： 日 期： 指導教師簽名： 日期： 使用授權說明本人完全了解 大學關于收集、保存、使用畢業(yè)設計（論文）的規(guī)定，即：按照學校要求提交畢業(yè)設計（論文）的印刷本和電子版本；學校有權保存畢業(yè)設計（論文）的印刷本和電子版，并提供目錄檢索與閱覽服務；學?？梢圆捎糜坝?、縮印、數(shù)字化或其它復制手段保存論文；在不以贏利為目的前提下，學校可以公布論文的部分或全部內容。作者簽名： 日 期： 學位論文原創(chuàng)性聲明本人鄭重聲明：所呈交的論文是本人在導師的指導下獨立進行研究所取得的研究成果。除了文中特別加以標注引用的內容外，本論文不包含任何其他個人或集體已經發(fā)表或撰寫的成果作品。對本文的研究做出重要貢獻的個人和集體，均已在文中以明確方式標明。本人完全意識到本聲明的法律后果由本人承擔。作者簽名： 日期： 年 月 日學位論文版權使用授權書本學位論文作者完全了解學校有關保留、使用學位論文的規(guī)定，同意學校保留并向國家有關部門或機構送交論文的復印件和電子版，允許論文被查閱和借閱。本人授權 大學可以將本學位論文的全部或部分內容編入有關數(shù)據庫進行檢索，可以采用影印、縮印或掃描等復制手段保存和匯編本學位論文。涉密論文按學校規(guī)定處理。作者簽名：日期： 年 月 日導師簽名： 日期： 年 月 日注 意 事 項1.設計（論文）的內容包括：1）封面（按教務處制定的標準封面格式制作）2）原創(chuàng)性聲明3）中文摘要（300字左右）、關鍵詞4）外文摘要、關鍵詞 5）目次頁（附件不統(tǒng)一編入）6）論文主體部分：引言（或緒論）、正文、結論7）參考文獻8）致謝9）附錄（對論文支持必要時）2.論文字數(shù)要求：理工類設計（論文）正文字數(shù)不少于1萬字（不包括圖紙、程序清單等），文科類論文正文字數(shù)不少于1.2萬字。3.附件包括：任務書、開題報告、外文譯文、譯文原文（復印件）。4.文字、圖表要求：1）文字通順，語言流暢，書寫字跡工整，打印字體及大小符合要求，無錯別字，不準請他人代寫2）工程設計類題目的圖紙，要求部分用尺規(guī)繪制，部分用計算機繪制，所有圖紙應符合國家技術標準規(guī)范。圖表整潔，布局合理，文字注釋必須使用工程字書寫，不準用徒手畫3）畢業(yè)論文須用a4單面打印，論文50頁以上的雙面打印4）圖表應繪制于無格子的頁面上5）軟件工程類課題應有程序清單，并提供電子文檔5.裝訂順序1）設計（論文）2）附件：按照任務書、開題報告、外文譯文、譯文原文（復印件）次序裝訂3）其它摘 要心率是指單位時間內心臟跳動的次數(shù),一般指每分鐘的心跳次數(shù),是臨床常規(guī)檢查的生理指標。心率監(jiān)測系統(tǒng)在我們的日常生活中已經得到了非常廣泛的應用。在醫(yī)學上，通過測量人的心率，便可初步判斷人的健康狀況。本課題設計完成了一個基于51單片機的心率監(jiān)測系統(tǒng)。系統(tǒng)以at89c51單片機為核心，以紅外發(fā)光二極管和光敏三極管為傳感器，利用單片機系統(tǒng)內部定時器來計算時間，由光敏三極管感應心跳脈沖，單片機通過脈沖累加得到心臟跳動次數(shù)，在數(shù)碼管上顯示心跳次數(shù)和時間。系統(tǒng)實現(xiàn)了心率的實時監(jiān)測與顯示、定時測量以及報警提醒等功能。實驗結果表明，系統(tǒng)工作正常，測量靈敏度高，實現(xiàn)了設計功能。關鍵詞：心率監(jiān)測；at89c51單片機；光電傳感器abstractheart rate generally refers to the number of heart beats per minute. it is one of the physiological indexes in clinical routine examination. the heart rate monitoring system has been widely used in our daily life. in medicine, it can preliminarily determine the health status by measuring heart rate. this paper proposes a new system based on a single-chip microcomputer and two sensors of an infrared light emitting diode and a photo transistor. the sensors detect heart beating and the single-chip microcomputer gets the frequency by accumulating the times of heart beating. the time is obtained by the inner timer of the single-chip microcomputer. this system can not only display the heart rate, the test time online, but also give alarming as a reminding when the heart rate is not normal. the test result shows that the system works well with high sensitivity and short delay. it has realized the functions of design.朗讀顯示對應的拉丁字符的拼音字典keywords: hearting rate monitoring；at89c51 single-chip microcomputer；photoelectric sensorvi目 錄摘 要iabstractii第1章概述11.1選題的背景和意義11.2心率監(jiān)測系統(tǒng)的發(fā)展與應用2第2章心率監(jiān)測系統(tǒng)結構32.1系統(tǒng)結構32.2工作原理3第3章硬件系統(tǒng)設計53.1控制器53.1.1at89c51 簡介53.1.2at89c51 的特點53.1.3at89c51 的結構53.2心率信號取樣73.2.1光電傳感器的原理73.2.2光電傳感器的結構83.2.3光電傳感器檢測原理83.2.4信號取樣電路93.3信號放大電路103.3.1lm324放大器103.3.2低通放大電路103.4波形整形電路123.5單片機控制電路143.6led顯示電路143.6.1led的結構及工作原理153.6.2led數(shù)碼管的顯示方式163.7報警電路163.8硬件系統(tǒng)原理17第4章軟件系統(tǒng)設計184.1主程序流程184.2中斷程序流程184.3顯示程序流程19第5章系統(tǒng)干擾分析及處理措施205.1干擾分析205.1.1環(huán)境光干擾及處理措施205.1.2電磁干擾及處理措施205.1.3測量過程中運動噪聲干擾及處理措施21第6章系統(tǒng)測試結果226.1硬件調試226.2系統(tǒng)測試246.3誤差分析24第7章總結與展望25參考文獻26附 錄28致 謝34 34第1章 概述1.1 選題的背景和意義心率(heart rate)是用來描述心跳周期的專業(yè)術語，是指心臟每分鐘跳動的次數(shù), 它不僅是反映心臟功能強弱的重要標志，也是反映人體運動強度的生理指標。 心率攜帶有豐富的人體健康狀況信息。自我國最早的脈學專著脈經問世以來，脈學理論得到不斷發(fā)展和提高。在中醫(yī)四診(望、聞、問、切)中，脈診具有非常重要的位置。它是我國傳統(tǒng)醫(yī)學中最具特色的一項診斷方法，歷史悠久，內容豐富，是中醫(yī)“整體觀念”、“辨證論證”基本精神的體現(xiàn)與應用。脈診作為“綠色無創(chuàng)”診斷的手法，得到了中外人士的關注。但由于中醫(yī)是靠手指獲取心率信息，雖然脈診具有簡便、無創(chuàng)、無痛的特點易為患者接受，然而在長期的醫(yī)療實踐中也暴露出一些缺陷1。進入21世紀以來，科技不斷的發(fā)展，電子產品越來越多，系統(tǒng)的價格越來越便宜；產品的科技含量比例也越來越大，性能越來越可靠。人們日常的生產、生活都在慢慢走向高度自動化和智能化。醫(yī)院的護士每天都要給住院的病人把脈記錄病人每分鐘心跳數(shù)，方法是用聽診器放在胸口處，根據心臟的跳動進行計數(shù)。為了節(jié)省時間，一般不會作1分鐘的測量，通常是測量10秒內的心跳數(shù)，再把結果乘以6得到每分鐘的心跳數(shù)，這樣做還是比較費時，而且精度也不高。為了提高心率測量的精確性與速度，多種心率監(jiān)測儀被運用到醫(yī)學上來，從而開辟了一條全新的醫(yī)學診斷方法。隨著國民經濟的不斷發(fā)展，人們生活水平不斷提高，健康已成了人們關注的焦點和追求的目標。參加鍛煉無疑是保持健康的最佳方法，但很多人急于求成，往往適得其反，達不到鍛煉的效果，甚至可能對身體造成一定程度的傷害。目前市場上單純的跑步計步器不能同時監(jiān)測人體生理參數(shù)并實時顯示，反饋給鍛煉者。心率監(jiān)測儀是一種可對跑步者跑步等各種身體運動心率參數(shù)進行實時監(jiān)測的儀器，并能將實時監(jiān)測的心率參數(shù)顯示出來。目前心率監(jiān)測儀2在多個領域被廣泛應用，除了應用于醫(yī)學領域，如無創(chuàng)心血管功能檢測、妊高癥檢測、中醫(yī)脈象、脈率檢測等等，商業(yè)應用也不斷拓展，如運動、健身器材中的心率測試都用到了技術先進的心率監(jiān)控儀。1.2 心率監(jiān)測系統(tǒng)的發(fā)展與應用隨著科學技術的發(fā)展，心率監(jiān)測技術也越來越先進，對心率的測量精度也越來越高，國內外先后研制了不同類型的心率監(jiān)測系統(tǒng)，其關鍵在于對心率傳感器的研究。起初用于體育測量的心率測試儀主要集中在對接觸式傳感器的研究，利用此類傳感器所研制的指脈、耳脈等測量儀各有其優(yōu)缺點。指脈測量比較方便、簡單，但因為手指上汗腺較多，指夾常年使用，污漬會使測量靈敏度下降；耳脈測量比較干凈，傳感器使用環(huán)境污染少，易維護，但耳脈較弱，尤其是當季節(jié)變化時，所測信號易受環(huán)境溫度影響，造成測量結果不準確3。過去在醫(yī)院臨床監(jiān)護和中老年保健中出現(xiàn)的日常監(jiān)護儀器，如便攜式電子血壓計，可以完成心率的測量，但是這種便攜式電子血壓計利用微型氣泵加壓橡膠氣囊，每次測量都需要一個加壓和減壓的過程，存在體積龐大、加減壓過程造成不適、心率檢測的精確度低等缺點。近年來國內外致力于開發(fā)無創(chuàng)非接觸式傳感器，這類傳感器的重要特征是測量探測部分不侵入機體，不會造成機體創(chuàng)傷，能夠自動消除系統(tǒng)誤差，測量精度高，通常在體表間接測量人體的生理和生化參數(shù)。人體心室周期性的收縮和舒張引起主動脈的收縮和舒張，是血壓以波的形式從主動脈根部開始沿著整個動脈系統(tǒng)傳播，這種波成為心率波4。從心率波中提取人體的病理信息作為臨床診斷和治療的依據，歷來都受到了中外醫(yī)學界的重視。心率波所呈現(xiàn)出的形態(tài)(波形)、強度(波幅)、速率(波速)和節(jié)律(周期)等方面的綜合信息，在很大程度上反映出人體心血管系統(tǒng)中許多病理的血流特征，因此對心率波采集和處理具有很高的醫(yī)學價值和應用前景5。但人體的生物信號多屬于強噪聲背景下的低頻弱信號，心率波信號更是低頻微弱的非電生理信號，因此必需經過放大和濾波以滿足采集的要求。第2章 心率監(jiān)測系統(tǒng)結構心率監(jiān)測系統(tǒng)的設計，必須是通過采集人體心率變化引起的一些生物信號，然后把生物信號轉化為物理信號，使得這些變化的物理信號能夠表達人體的心率變化，最后要得出每分鐘的心跳次數(shù)，就需要通過相應的硬件電路及芯片來處理物理變化并存儲心跳次數(shù)。2.1 系統(tǒng)結構光電式心率監(jiān)測系統(tǒng)是利用光電傳感器作為變換原件，把采集到的用于檢測心臟跳動的紅外光轉換成電信號，用電子儀表進行測量和顯示的裝置。本系統(tǒng)的組成包括光電傳感器、信號處理電路、單片機電路、數(shù)碼顯示、電源等部分。光電傳感器是將非電量(紅外光)轉換成電量的轉換元件，由紅外發(fā)射二極管和接收三極管組成，可以將接收到的紅外光按一定的函數(shù)關系(通常是線性關系)轉換成便于測量的物理量(如電壓、電流或頻率等)輸出。信號處理電路主要處理光電傳感器采集到的低頻信號的模擬電路(包括放大、濾波、整形等)。單片機電路利用單片機自身的定時中斷計數(shù)功能對輸入的脈沖電平進行運算得出心率(包括at89c51、外部晶振、外部中斷等)。電源電路向光電傳感器、信號處理、單片機提供的電源，可以是5v-9v的交流或直流的穩(wěn)壓電源。2.2 工作原理本設計采用單片機at89c51為控制核心，實現(xiàn)心率監(jiān)測系統(tǒng)的基本測量功能。該系統(tǒng)的硬件框圖如下圖2.1 所示：外部中斷信號光電傳感器低通放大器比較器/振蕩器單片機at89c51數(shù)碼顯示電路外部晶振報警電路圖2.1 心率監(jiān)測系統(tǒng)的工作原理當手指放在紅外發(fā)射二極管和接收三極管中間，隨著心臟的跳動，血管中血液的流量將發(fā)生變換。由于手指放在光的傳遞路徑中，血管中血液飽和度的變化會引起光的強度發(fā)生變化，因此和心跳的節(jié)拍相對應，紅外接收三極管的電流也跟著改變，這就使紅外接收三極管輸出脈沖信號。該信號經放大、濾波、整形后輸出，輸出的脈沖信號作為單片機外部中斷信號。單片機電路對輸入的脈沖信號進行計算處理之后把結果送到數(shù)碼管顯示。第3章 硬件系統(tǒng)設計3.1 控制器本系統(tǒng)基于51系列單片機來實現(xiàn)功能，因為系統(tǒng)沒有其它高標準的要求，我們最終選擇了比較普遍的at89c51單片機來實現(xiàn)系統(tǒng)設計。3.1.1 at89c51 簡介at89c5l是美國atmel公司生產的低電壓、高性能cmos 8位單片機，片內含4k bytes可反復擦寫的只讀程序存儲器(perom)和128 bytes隨機存取數(shù)據存儲器(ram)，器件采用atmel公司高密度、非易失性存儲技術生產，兼容mcs-51指令系統(tǒng)，片內置通用8位中央處理器(cpu)和flash存儲單元，功能強大。3.1.2 at89c51 的特點與mcs-51產品指令系統(tǒng)完全兼容1000次擦寫周期全靜態(tài)操作：ohz-24mhz三級加密程序存儲器128*8字節(jié)的內部ram32個可編程io口線2個16位定時計數(shù)器6個中斷源可編程串行uart通道3.1.3 at89c51 的結構此次設計所使用的at89c51 的封裝形式是dip40。如圖3.1 所示。圖3.1 at89c51的封裝形式引腳功能：vcc：電源電壓gnd：接地p0口：p0口是一組8位漏極開路型雙向i0口，也是地址數(shù)據總線復用口。作為輸出口用時，每位能吸收電流方式驅動8個ttl邏輯門電路，對端口寫“1”可作為高阻抗轉入端用。pl口：p1是個帶內部上拉電阻的8位雙向io口，p1的輸出緩沖級可驅動4個ttl邏輯門電路。對端口寫“1”，通過內部的上拉電阻把端口拉到高電平，此時可作輸入口。作輸入口使用時，因內部存在上拉電阻，某個引腳被外部信號拉低時會輸出一個電流。p2口：p2是一個帶有內部上拉電阻的8位雙向io口，p2的輸出緩沖級可驅動4個ttl邏輯門電路。對端口寫“1”，通過內部的上拉電阻把端口拉到高電平，此時可作輸入口，作輸入口使用時，因為內部存在上拉電阻，某個引腳被外部信號拉低時會輸出一個電流。p3口：可以作為輸入/輸出口，外接輸入/輸出設備；作為第二功能使用。rst：復位輸入。當振蕩器工作時，rst引腳會出現(xiàn)兩個機器周期以上高電平將使單片機復位。ale/prog：當訪問外部程序存儲器或數(shù)據存儲器時，ale(地址鎖存允許)輸出脈沖用于鎖存地址的低8位字節(jié)。即使不訪問外部存儲器，ale仍能以時鐘振器頻率的16輸出固定的正脈沖信號，因此它可對外輸出時鐘或用于定時目的。psen：程序存儲允許(psen)輸出是外部程序存儲器的讀選通信號，當at89c51由外部程序存儲器取指令(或數(shù)據)時每個機器周期兩次psen有效，即輸出兩個脈沖。在此期間，當訪問外部數(shù)據存儲器，這兩次有效的psen信號不出現(xiàn)。eavpp：ea 0，單片機只訪問外部程序存儲器。ea 1，單片機訪問內部程序存儲器。xtal1：振蕩器反相放大器及內部時鐘發(fā)生器的輸入端。xtal2：振蕩器反相放大器的輸出端。3.2 心率信號取樣目前心率監(jiān)測系統(tǒng)有以下幾種檢測方法：光電容積脈搏波法、液體耦合腔心率傳感器、壓阻式心率傳感器以及應變式心率傳感器。近年來，光電檢測技術在臨床醫(yī)學應用中發(fā)展很快,主要由于光能避開強烈的電磁干擾, 具有很高的絕緣性,可非侵入地檢測病人各種癥狀信息，具有結構簡單、無損傷、精度高、可重復等優(yōu)點6。用光電法提取指尖脈搏光信息受到了從事生物醫(yī)學儀器工作專家和學者的重視。3.2.1 光電傳感器的原理根據朗伯一比爾(lamberbeer)定律，物質在一定波長處的吸光度和其濃度成正比。當恒定波長的光照射到人體組織上時，通過人體組織的吸收、反射衰減后，測量到的光強將在一定程度上反映了被照射部位組織的結構特征。心率主要由人體動脈舒張和收縮產生的，在人體指尖組織中的動脈成分含量高，而且指尖厚度相對其他人體組織而言比較薄，透過手指后檢測到的光強相對較大，因此光電式脈搏傳感器的測量部位通常在人體指尖。手指組織可以分成皮膚、肌肉、骨骼等非血液組織和血液組織，其中非血液組織光的吸收量是恒定的。在血液中，靜脈血的搏動相對于動脈血來說十分微弱，可以忽略。因此可以認為光透過手指后的變化僅由動脈血的搏動引起，那么在恒定波長的光照下，通過檢測透過手指的光強將可以間接測量到人體的心率信號7。3.2.2 光電傳感器的結構傳感器由紅外發(fā)光二級管和接收三極管組成。采用gaas紅外發(fā)光二極管作為光源時，可基本抑制由呼吸運動造成的心率波曲線的漂移。紅外接收三極管在紅外光照射下能產生電能，它的特性是將光信號轉換為電信號。在本設計中，紅外接收三極管和紅外發(fā)射二極管相對擺放以獲得最佳的指向特性。從光源發(fā)出的光除了被手指組織吸收以外，一部分由血液漫反射返回，其余部分透射出來。光電式心率傳感器8按照光的接收方式可分為透射式和反射式兩種。其中透射式的發(fā)射光源與光敏接收器件的距離相等并且對稱布置，這種方法可較好地反映出心律的時間關系。因此本系統(tǒng)采用了指套式的透射型光電傳感器, 實現(xiàn)了光電隔離,減少了對后級模擬電路的干擾。結構如圖3.2所示。圖3.2 透射式光電傳感器3.2.3 光電傳感器檢測原理隨著心臟的跳動，人體組織半透明度隨之改變：當血液送到人體組織時，組織的半透明度減小，當血液流回心臟，組織半透明度則增大；這種現(xiàn)象在人體組織較薄的手指尖、耳垂等部位最明顯9。因此本設計將紅外發(fā)光二極管產生的紅外線照射到人體手指部位，經過手指組織的反射和衰減由裝在該部位旁邊的光敏三管來接收其透射光并轉換成電信號。由于手指動脈血在血液循環(huán)過程中呈周期性的脈動變化，所以它對光的反射和衰減也是周期性脈動, 于是紅外接收三極管輸出信號的變化也就反映了動脈血的脈動變化。只要把此電信號轉換成脈沖并進行整形、計數(shù)和顯示10，即可實時的測出心臟跳動的次數(shù)。3.2.4 信號取樣電路硬件電路中，關鍵部分在于心率信號的檢測。系統(tǒng)采用紅色發(fā)光二極管和硫化鎘光敏電阻組成透射遮光指套式光電傳感器。紅色發(fā)光二極管穩(wěn)定性好，遮光指套式的裝置減少了外界光的干擾，只需將待測手指插入，便可進行測量測試時，被測手指正好處在發(fā)光二極管和光敏電阻之間，這樣一來，光敏電阻的阻值便將隨著手指的血容量的變化而變化。心率信號取樣電路如圖3.3所示，u4是紅外發(fā)射和接收裝置，由于紅外發(fā)射二極管中的電流越大，發(fā)射角度越小，產生的發(fā)射強度就越大，所以對r17阻值的選取要求較高。r17選擇270同時也是基于紅外接收三極管感應紅外光靈敏度考慮的。r17過大，通過紅外發(fā)射二極管的電流偏小，紅外接收三極管無法區(qū)別有心跳和無心跳時的信號。反之，r17過小，通過的電流偏大，紅外接收三極管也不能準確地辨別有心跳和無心跳時的信號。硬件系統(tǒng)是通過檢測指尖來采取脈搏信號，從而得到心率信號。當手指離開傳感器或檢測到較強的干擾光線時，輸入端的直流電壓會出現(xiàn)很大變化，為了使它不致泄露到u3a輸入端而造成錯誤指示，用c8、c10串聯(lián)組成的雙極性耦合電容把它隔斷11。圖3.3 信號采集電路3.3 信號放大電路3.3.1 lm324放大器lm324 是四運放集成電路，它采用14 腳雙列直插塑料封裝.它的內部包含四組形式完全相同的運算放大器，除電源共用外，四組運放相互獨立。每一組運算放大器可用圖3.4所示符號來表示，它有5個引出腳，其中“+”、“-”為兩個信號輸入端，“v+”、“v-”為正、負電源端，“vo”為輸出端。兩個信號輸入端中，vi-(-)為反相輸入端，表示運放輸出端vo 的信號與該輸入端的相位相反；vi+(+)為同相輸入端，表示運放輸出端vo 的信號與該輸入端的相位相同。lm324 的引腳排列見圖3.5。 圖3.4 運算放大器 圖3.5 引腳排列由于lm324 四運放電路具有電源電壓范圍寬，靜態(tài)功耗小， 價格低廉等優(yōu)點，被廣泛應用在各種電路中。3.3.2 低通放大電路由于通過光電傳感器接收到的信號極其微弱，容易被其外圍電路所干擾， 因此系統(tǒng)必須為信號處理電路提供電源。檢測到的信號經過lm324放大器放大后仍存在較大的偏置電壓，因此必須在信號輸入端加濾波電容，將電路中的直流成份濾掉并保證不影響交流信號的傳遞。該系統(tǒng)按人體心率在運動后跳動次數(shù)達200次/分鐘的計算來設計低通放大器，如圖3.6所示。r24、c6組成低通濾波器以進一步濾除殘留的干擾，截止頻率由r24、c6決定，運放u3a將信號放大，放大倍數(shù)由r22和r24的比值決定。經過低通放大后輸出的信號是疊加有噪聲的脈動正弦波12。圖3.6 信號低通放大電路根據一階有源濾波電路的傳遞函數(shù)，可得： (3.1)放大倍數(shù)為： () (3.2) 截止頻率為： (3.3)按人體心率跳動為200次/分鐘時的頻率是3.3 hz考慮，低頻特性是令人滿意的。經過低通放大后輸出的信號是疊加有噪聲的脈動正弦波。波形如圖3.7所示。圖3.7 脈動正弦波3.4 波形整形電路本電路的功能是將模擬電壓信號轉化為高低電平信號輸出到單片機系統(tǒng)，可以采用反向滯回電壓比較器進一步提高電路抗干擾能力。經過對強弱心率信號的測試和統(tǒng)計分析可以將其閾值確定。整形電路如圖3.8所示，u3b是一個電壓比較器，c7、r27構成一個微分器，u3c和c15、r31組成單穩(wěn)態(tài)多諧振蕩器，其脈寬由c15、r31決定。u3b的輸出信號(波形如圖3.9)經c7、r27的微分后總是將正、負相間的尖脈沖(波形如圖3.10)加到單穩(wěn)態(tài)多諧振蕩器u3c的反向輸入端，不會造成很大的觸發(fā)誤差，因此稍微調節(jié)下r28即可將該比較器的閥值電壓控制在正弦波的幅值范圍內。當檢測到輸入信號時，u3b在比較器輸入信號的每個后沿到來時輸出高電平，使c15通過r31充電。大約持續(xù)20ms之后，因c15充電電流減小而使u3b同相輸入端的電位降低到低于反相輸入端的電位，于是u3b改變狀態(tài)并再次輸出低電平。脈沖高電平與心跳同步，并由紅色發(fā)光二極管ds3的閃亮指示出來，即發(fā)光二極管作心跳狀態(tài)顯示，心臟每跳動一次發(fā)光二極管就亮一次。同時，該脈沖電平通過r29送到單片機/into腳，進行對心率的計算和顯示。輸出波形如圖3.11所示。圖3.8 波形整形電路經過比較器u3c產生的輸出波形：圖3.9 輸出波形經過微分器產生的輸出波形：圖3.10 比較后的輸出波形單片機接收到的信號：圖3.11 接收信號3.5 單片機控制電路本設計采用單片機最小系統(tǒng)作為信號的處理電路，如圖3.12所示，來自取樣和整形輸出電路的脈沖電平輸入單片機at89c51的/into腳，單片機設為負跳變中斷觸發(fā)模式，每次脈沖下降沿到達時觸發(fā)單片機產生中斷并進行計時，來一個脈沖心跳次數(shù)就加一；定時器中斷主要完成一分鐘的定時功能 13。圖3.12 單片機處理電路3.6 led顯示電路本設計采用led數(shù)碼管動態(tài)掃描來顯示數(shù)據。兩個4位的共陽極led數(shù)碼管組成8位顯示，其中0、1兩位顯示測量中的時間，3、4兩位顯示測量中的心跳次數(shù)，6、7兩位用來顯示上次測量的數(shù)據，如圖3.13所示。單片機p0口控制顯示字型，p2口控制顯示字位。圖3.13 單片機處理電路3.6.1 led的結構及工作原理led數(shù)碼管是由發(fā)光二極管顯示字段組成的。在單片機應用系統(tǒng)中使用最多的就是七段led數(shù)碼管，有共陰極和共陽極兩種。共陰極led數(shù)碼管顯示器的公共端為發(fā)光二極管陰極，通常接地，當發(fā)光二極管的陽極為高電平時，發(fā)光二極管點亮。共陽極的led數(shù)碼管顯示器的公共端為發(fā)光二極管的陽極，通常接+5v電源，當發(fā)光二極管的陰極為低電平時，發(fā)光二極管點亮。本設計中采用的是4位七段共陽極數(shù)碼管顯示器，一共具有12個引腳，4個位選端，8個字選端。圖3.14中所示，1、2、3、4是位選端；ag、dp是字選端。內部結構如圖3.15所示。圖3.14 4位數(shù)碼管引腳分布圖圖3.15 4位共陽極數(shù)碼管結構圖3.6.2 led數(shù)碼管的顯示方式led數(shù)碼管要正常顯示，就要用驅動電路來驅動數(shù)碼管的各個段碼，從而顯示出數(shù)據，根據數(shù)碼管的顯示方式可以分為靜態(tài)顯示和動態(tài)顯示兩類。靜態(tài)顯示方式是指當顯示器顯示某一字符時，發(fā)光二極管的位選始終被選中。在這種顯示方式下，每一個led數(shù)碼管顯示器都需要一個8位的輸出口進行控制。靜態(tài)顯示主要的優(yōu)點是顯示穩(wěn)定，缺點在于占用硬件資源較多，每個led數(shù)碼管需要獨占8條輸出線。動態(tài)顯示方式是指一位一位地輪流點亮每位顯示器(稱為掃描)，即每個數(shù)碼管的位選被輪流選中，多個數(shù)碼管公用一組段選，段選數(shù)據僅對位選選中的數(shù)碼管有效。對于每一位顯示器來說，每隔一段時間點亮一次。顯示器的亮度既與導通電流有關，也與點亮時間和間隔時間的比例有關。通過調整電流和時間參數(shù)，可以既保證亮度，又保證顯示。若顯示器的位數(shù)不大于8位，則顯示器的公共端只需一個8位i/o口進行動態(tài)掃描(稱為掃描口)，控制每位顯示器所顯示的字形也需一個8位口(稱為段碼輸出)。通過比較，我們可以發(fā)現(xiàn)led動態(tài)顯示更加適合本設計，所以就采用此方法。3.7 報警電路報警電路部分如圖3.16所示，它使用的是一個蜂鳴器，其一端接p1.1，另外一端接地。當p1.1為高電平是就發(fā)出嘟的聲音，為報警提示音。在系統(tǒng)初始化完成時會“嘟、嘟、嘟”連響三聲，系統(tǒng)正常運行后在出現(xiàn)生理參數(shù)超出正常閾值時，報警電路會嘟嘟嘟的報警到生理參數(shù)回到正常閾值內或重啟監(jiān)測儀才會解除報警。圖3.16 報警電路3.8 硬件系統(tǒng)原理該硬件系統(tǒng)由信號取樣，信號放大，波形整流，數(shù)碼管顯示以及報警等以上所述幾部分電路組成，心率信號通過取樣電路的傳感器檢測，經過信號放大，濾波，整流后，由單片機內部進行處理，最后將檢測到的信號通過顯示電路顯示出來，其硬件原理圖如圖3.17所示。圖3.17 電路原理圖第4章 軟件系統(tǒng)設計4.1 主程序流程系統(tǒng)主程序控制單片機系統(tǒng)按預定的操作方式運行, 它是單片機系統(tǒng)程序的框架。系統(tǒng)上電后，對系統(tǒng)進行初始化。初始化程序主要完成對單片機內專用寄存器、定時器工作方式及各端口的工作狀態(tài)的設定。系統(tǒng)初始化之后， 進行定時器中斷、外部中斷、顯示數(shù)據等工作，不同的外部硬件控制不同的子程序15。流程如圖4.1所示。圖4.1 主程序流程圖4.2 中斷程序流程定時器中斷服務程序由一分鐘計時、有無測試信號判斷等部分組成。當定時器中斷開始執(zhí)行后，對一分鐘開始計時，到60s到了再停止并保存測得的心跳次數(shù)。同時可以對按鍵進行檢測，只要復位測試值就可以重新開始測試。主要完成一分鐘的定時功能和保存測得的心跳次數(shù)。外部中斷服務程序完成對外部信號的測量和計算。外部中斷采用邊沿觸發(fā)的方式，當處于測量狀態(tài)的時候，來一個脈沖心跳次數(shù)就加一，由單片機內部定時器控制一分鐘，累加得出一分鐘內的心跳次數(shù)。流程如圖4.2所示。圖4.2 中斷程序流程圖4.3 顯示程序流程顯示程序包括顯示上次的心跳次數(shù)、本次測量中的時間和心跳次數(shù)。從中斷程序中取得結果后，先顯示上次的心跳次數(shù)，經過10ms的延時后再顯示測試中的心跳次數(shù)，再經過10ms的延時顯示測試中的時間。流程如圖4.3所示。圖4.3 顯示程序流程圖第5章 系統(tǒng)干擾分析及處理措施5.1 干擾分析為了提高該監(jiān)測系統(tǒng)的精確度，系統(tǒng)首先要解決的是硬件方面的干擾問題。在光電式心率監(jiān)測系統(tǒng)的測量過程中，前端測量到的心率信號十分微弱，容易受到外界環(huán)境干擾，其中主要的干擾源有測量環(huán)境光干擾、電磁干擾、測量運動噪聲。 5.1.1 環(huán)境光干擾及處理措施 在光電心率傳感器中，光敏器件接收到的光信號不僅包含心跳信息的透射光信號，還包含測量環(huán)境下的背景光信號，由于動脈波動引起的光強變化比背景光變化微弱得多，因此在測量過程當中要保持測量背景光恒定，減少背景光干擾16。 測量環(huán)境下的背景光包含環(huán)境光和在測量過程中引起的二次反射光。為了減少環(huán)境光對心率信號測量的影響，同時考慮到傳感器使用的方便性，采用密封的指套式包裝方式，整個外殼采用不透光的介質和顏色，盡量減小外界環(huán)境光的影響。為了避免測量過程中的二次反射光影響，在指套式傳感器的內層表面涂一層吸光材料，能有效減少二次反射光的干擾。 加上指套式外殼后的心率傳感器測量到的心率波形比較平滑。這是因為加指套式的心率傳感器中環(huán)境光在測量過程中基本不受外界環(huán)境光的影響，而且能夠有效減少二次反射光，使照射到手指上的光波長單一，所以得到的心率信號較為穩(wěn)定，沒有明顯的重疊雜波信號，能夠很好的體現(xiàn)出心率波形的特征。 5.1.2 電磁干擾及處理措施通過光電轉換得到的包含心率信息的電信號一般比較微弱，容易受到外界電磁信號的干擾，在傳統(tǒng)的光電式心率傳感器電路中，由于光敏器件和放大電路是分開的，在信號的傳遞過程就很容易受到外界電磁干擾，通常在一級放大電路采用電磁屏蔽的方式來消除電磁干擾17。本系統(tǒng)采用新型光敏器件，在芯片內部集成光敏器和一級放大電路，有效抑制了外界電磁信號對原始心率信號的干擾。 工頻干擾是電路中最常見的干擾，心率信號變化緩慢，特別容易受到工頻信號的干擾，因此對工頻信號干擾的抑制是保證心率信號測量精度的主要措施之一。通常心率信號的頻率范圍在0.3-30hz之間，小于工頻50hz，因此通過低通濾波器可以有效濾除工頻干擾，這在信號調理電路中容易實現(xiàn)；同時可以在控制電路中對光源進行脈沖調制，這樣不但能夠降低系統(tǒng)的功耗，而且能夠在一定程度上減小外界的電磁干擾，在心率信號數(shù)據采集后，可以通過數(shù)據處理法方法進一步濾除工頻信號的干擾。5.1.3 測量過程中運動噪聲干擾及處理措施測量過程當中，通常情況下手指和光電心率傳感器可能產生相對的運動，這樣對心率測量產生誤差，可以通過兩個方面減少運動噪聲誤差：一是改善指套式傳感器的機械抗運動性，比如說使指套能夠更緊的套在手指上，不易松動；二是從心率信號處理的角度，通過算法來減小誤差。對于傳感器的設計，現(xiàn)在采用的第一個途徑。第6章 系統(tǒng)測試結果6.1 硬件調試根據系統(tǒng)設計方案，本系統(tǒng)調試分為兩大部分：模擬部分和mcu部分。系統(tǒng)設計采用模塊化設計，方便各電路功能模塊的逐級測試。斷開兩部分連接點，先調試mcu部分，試著輸入一系列脈沖，觀察mcu部分能是否能顯示；模擬部分用不透明的筆在紅外發(fā)射二極管和接收三級管之間搖擺，用示波器觀察波形效果如何。單片機軟件先在最小系統(tǒng)板上調試，確保工作正常之后，再與硬件系統(tǒng)聯(lián)調。最后將各模塊組合后進行整體測試，使系統(tǒng)的功能得以實現(xiàn)。以下是硬件系統(tǒng)調試過程。系統(tǒng)上電后等待測試狀態(tài)，如圖6.1所示：圖6.1 等待測試測量中顯示的數(shù)據，如圖6.2所示：圖6.2 測量中顯示數(shù)據測量結束后顯示的心跳次數(shù)，如圖6.3所示：圖6.3 測量結束顯示數(shù)據調試過程中的問題及解決辦法：(1)傳感器輸出的正弦波幅度很小，經整形輸出后檢測到的脈沖還是很弱，在確定電路沒有問題的情況下，加強信號的放大倍數(shù)，調整電阻r22和r24的阻值。(2)測量顯示正常但經適當運動后測量，心跳次數(shù)沒有增加，經檢查是前置放大級有問題，更換之后系統(tǒng)運行正常。(3)進人測量狀態(tài)后，測量值不穩(wěn)定，主要是光電傳感器受到手機等電磁波干擾，其次是指尖汗液影響測量，將手機關機且測量前擦干指尖汗液即可。6.2 系統(tǒng)測試系統(tǒng)于2011年5月25日10：00在石麟大樓707進行測試，標準的心跳次數(shù)是以型號t006的富林多功能聽診器測出的心跳次數(shù)，結果如下。表6.1 測量結果標準第一次測量第二次測量第三次測量第四次測量第五次測量6864676667637270716969707676757574738280807981808583838582846.3 誤差分析根據均方差公式對以上表格數(shù)據進行計算得： =0.28 (6.1)誤差分析結果，均方差越小，結果就越接近平均值，該處平均值即為實際測量的標準值。由于冬季和夏季的心率值不同，本實驗的數(shù)據使用夏季測量的值。實驗結果產生的誤差主要來自硬件方面，實驗室的背景光、電磁波等以及手指汗液都會影響傳感器的信號采集，最終導致測量數(shù)據的偏差。由于傳感器和其他器件本身并非理想線性，因此實測數(shù)據進行了線性補償，使得誤差值能保持在合理范圍內。經校準，非線性補償后，誤差在合理范圍內。第7章 總結與展望隨著現(xiàn)代經濟的快速發(fā)展，人們對健康的重視程度越來越高，對健康監(jiān)護產品的需求量也穩(wěn)步提升，心率監(jiān)測系統(tǒng)已從危重病人監(jiān)護，發(fā)展到如今普通病房的監(jiān)護，其應用范圍越來越廣泛，市場對心率監(jiān)測系統(tǒng)的需求也越來越大，具有很大的發(fā)展前景。本次所設計的監(jiān)測系統(tǒng)實現(xiàn)簡單、功能穩(wěn)定、使用方便，應用廣泛，具有實際意義。由于時間比較短，同時本人掌握的知識有限，本次設計還存在很多不足，如程序不夠簡練，電路板不夠美觀，光電傳感器靈敏度不夠高，數(shù)碼管顯示部分不夠完美等，同時此次設計的測量儀功能比較單一，沒有如語音系統(tǒng)實現(xiàn)自動讀出心跳次數(shù)等人性化功能，且在設計過程中使用的運放數(shù)量也較多，加大了電源管理的復雜度。但我相信科技的進步勢必會使監(jiān)測儀的功能日益強大和完善，應用領域會不斷擴大，會給我們的生活帶來更多的方便和精彩。為了更好的進行心率監(jiān)測系統(tǒng)的設計，在近一個學期的時間里，認真收集有關資料，并做相關的整理和閱讀，為這次的設計做好充分的準備。經過此次畢設，我受益良多：(1)無論做什么事都應該事先做好充分的準備，不應該為了完成任務而被動盲目的學習；(2)了解了心率監(jiān)測系統(tǒng)在國內外發(fā)展之迅速、應用領域之廣、市場前景之大；(3)對硬件設計和各模塊的功能有了更深的了解，同時提高了動手能力；(4)體會到堅持不懈的毅力對完成一件事情起著巨大的作用；(5)體會到團隊合作精神的重要性及相互討論過程中的樂趣。參考文獻1 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錄參考程序心率監(jiān)控智能系統(tǒng)的信號采集、處理、顯示的程序#include #define uint8 unsigned char#define uint16 unsigned int#define timer0_hight 0xdc/設置定時器0工作方式1自動裝載初值，定時10ms，fosc=11.059200mhz#define timer0_low 0x0