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心率计毕业设计论文
心率计毕业设计论文
1绪论
心率不仅是反映心脏功能强弱的重要标志，也是反映人体运动强度的生理指标，很多情况下我们需要及时知道自己的心率．本文介绍一种基于单片机技术的心率计，单片机的可编程性使其具有较大的适应性和灵活性．
1.1课题的来源
在医学上，通过测量人的心率，便可初步判断人的健康状况。
随着人们生活水平的提高，地球环境遭到破坏，多种疾病威胁着人们的生命；而心脏病的发作又是人们难以预防的突发致命疾病。
因此，心率计很快产生，并得到发展。
随着单片机技术的发展、人们的生活节奏加快，设计一种以使用方便为前提，能够快速测出人心率的心率计，不仅是临床者的欲求，也是体育训练者和外出旅游者的需求，因此，单片机快速心率计有着广阔的市场前景。
根据设计任务要求：
①心率计要在5秒钟显示被测人的心率参数②要求设计异常声光报警③心率传感器要求套在手指测量。
该设计，从符合操作简便、外表美观、实用、安全的要求出发，完成设计和调试的全过程，该产品经过数十人的测试，符合毕业设计题目的要求。
1.2课题设计的目的及功能实现的方法
现在经常可以看到在许多小型医院里，对心率的测定仍采用人工听诊器的方式，为了方便心率的采集，决定用AT89S52单片机为主芯片制作一个简单易用易携的心率计，能自动测量心跳次数并数字化形象直观的表现出来。
为此，其中心率计特色功能的实现主要靠有效稳定的信号采集模式，可以通过查阅资料发现主要的心率采集有两种方法：
通过一对红色发光二极管实现和通过压电陶瓷芯片实现。
方案一：
检测的基本原理：
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，组织的半透明度增大。
这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显。
因此，本心率计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体的上述位置，并用装在该部位另一侧或旁边的红外光电管来检测机体组织的透明程度并把它转化为电信号。
由于此信号的频率与人体每分钟的脉搏次数成正比，故只要把它转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。
方案二：
检测的基本原理：
随着心脏的搏动，人体手腕的脉搏及颈部的搏动较为明显，我们采用压电传感器放在上述位置，把压电传感器测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。
1.3论文结构
本文阐述了基于单片机设计的心率计的设计原理与实现方法。
以AT89S52单片机为基础，实现了心率计的各种功能。
文中详细地描述了心率计的设计过程，包括：
取样电路、放大电路、比较电路、A/D转换电路和单片机处理电路和显示电路，同时还提出了基于单片机的编码、译码程序设计流程图。
从整体上实现了心率计的功能。
第1章：
对本论文的选题的目的和意义以及论文的结构进行了阐述，并说明了心率计的设计思路及课题的设计和要求。
第2章：
介绍了系统整体方案的设计与原理总图，简要的介绍了设计的原理和框图介绍。
第3章：
详细介绍了系统所需的主要元器件单片机AT89S52、运算放大器LM324N、比较器OP07DP、A/D转换器及部分元器件使用说明。
第4章：
详细介绍了单片机最小系统，对取样电路、放大电路、比较电路、A/D转换电路和单片机处理电路和显示电路进行了设计。
并附了部分电路的仿真图。
第5章：
在硬件设计的基础上，阐述了对软件的设计并介绍了程序计算方法，给出了程序主程序和子程序。
第6章：
在本章介绍了软硬件调试、焊接及仿真和结果分析
第7章：
总结本文的研究工作，对心率计未来的发展方向及需要改进的地方进行了展望。
2总体方案设计
2.1心率计原理
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，组织的半透明度增大。
这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显。
因此，本心率计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体的上述部位，并用装在该部位另一侧或旁边的红外光电管来检测机体组织的透明程度并把它转换成电信号。
由于此信号的频率与人体每分钟的脉搏次数成正比，故只要把它转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。
本电路把心跳脉冲输入给计数器之前，作了100倍频处理，组成方框图。
假设心跳每分钟为n次，相当频率n/60Hz，则100倍频后为5/3nHz，这时，只要计数闸门设置为0.6秒，则能准确显示出心率来。
如n=76，100倍频后频率为127Hz，通过脉冲为127×0.6=76，正好与实际心率相符。
2.2总体电路框图设计
心率计的总体设计电路框图如图2-1所示，主要包括取样电路、放大电路、比较电路、A/D转换电路和单片机处理电路和显示电路．先用红外光电传感器采集与心跳同频率的信息，当人体组织半透明度的数值较大时，红外光电二极管Dl发射出的透过人体组织的光强度很弱，光敏三极管无法导通，所以输出端为高电平；当人体组织半透明度的数值较小时，红外光电二极管Dl发射出的透过人体组织的光强度较强，光敏三极管导通，输出端为低电平，这样就形成了频率与脉搏次数成正比的低频信号，它近似于正弦波形．脉搏为50次，分时，频率是0．78Hz，199次，分时是3．33Hz，从传感器过来的是低频信号．该低频信号首先经RC振荡器滤波以消除高频干扰，经无极性隔直流电容C3、C5加到线性放大器的输入端．放大器将信号放大200倍，并与R7、c6组成截止频率为10I-Iz左右的低通滤波器以进一步滤除残留的干扰．正弦信号经CIO、R14微分形成尖脉冲信号，单稳态振荡电路将尖脉冲信号转化为同频率的长脉冲信号，该脉冲信号通过R17送到单片机后，软件对信号进行处理，最后在数码管上显示数值。
图2-1系统设计原理框图
3元器件选择及其功能介绍
3.1单片机AT89S52
主要性能：
（1）与MCS-51单片机产品兼容
（2）8K字节在系统可编程Flash存储器
（3）1000次擦写周期
（4）全静态操作：
0Hz～33Hz
（5）三级加密程序存储器
（6）32个可编程I/O口线
（7）三个16位定时器/计数器
（8）八个中断源
（9）全双工UART串行通道
（10）低功耗空闲和掉电模式
（11）掉电后中断可唤醒
（12）看门狗定时器
（13）双数据指针
（14）掉电标识符
功能特性描述：
AT89S52是一种低功耗、高性能CMOS8位微控制器，具有8K在系统可编程Flash存储器。
使用Atmel公司高密度非易失性存储器技术制造，与工业80C51产品指令和引脚完全兼容。
片上Flash允许程序存储器在系统可编程，亦适于常规编程器。
在单芯片上，拥有灵巧的8位CPU和在系统可编程Flash，使得AT89S52为众多嵌入式控制应用系统提供高灵活、有效的解决方案。
AT89S52具有以下标准功能：
8k字节Flash，256字节RAM，32位I/O口线，看门狗定时器，2个数据指针，三个16位定时器/计数器，一个6向量2级中断结构，全双工串行口，片晶振及时钟电路。
另外，AT89S52可降至0Hz静态逻辑操作，支持2种软件可选择节电模式。
空闲模式下，CPU停止工作，允许RAM、定时器/计数器、串口、中断继续工作。
掉电保护方式下，RAM容被保存，振荡器被冻结，单片机一切工作停止，直到下一个中断或硬件复位为止.AT89S52的引脚结构如图3-1所示。
图3-1AT89S52的引脚结构
3.2传感器OPT101
3.2.1OPT101的技术性能
OPT101型传感器是美国B-B公司研制的集光敏器件（光敏二极管）与信号放大于一体的器件.采用单电源供电，压电输出。
输出电压随照射到光敏器件的光强度呈线性变化。
可用于医疗仪器、实验室仪表、位置与接近探测、图像分析、条线码扫描器、温室的光照度控制等。
OPT101型传感器部电路结构如图3-2所示。
OPT101型传感器的性能、特点：
（1）单电源供电+2.7V~~+36V
（2）光敏二极管的尺寸：
0.09*0.09in
（3）片放大器反馈电阻：
Rf=1MΩ
（4）光敏二极管响应：
0.45A/W（650nm时）
（5）响应带宽：
14KHz（Rf=1MΩ）
（6）静态电流：
120mA
（7）采用8引脚DIP，5引脚SIP，与8引脚表面贴装封装
（8）工作温度：
0~70℃
图3-2OPT101型传感器部电路结构
3.2.2OPT101的典型应用
应用片1MΩ与3pF组成的反馈网络，即将引脚4、5连接即构成基本应用电路；这是电路的输出幅度与照射光线波长的关系如图3-3，照射光线的入射角与输出幅度的关系如图3-4所示。
图3-3电路的输出幅度与照射光线波长的关系
图3-4照射光线的入射角与输出幅度的关系
当不用片反馈网络，使用外部反馈网络时（在2脚与5脚间），其输出特性与频率特性如图3-5和3-6所示。
图3-5采用外部反馈网络时的输出特性
图3-6采用外部反馈网络时的频率特性
3.3集成运算放大器OP07
这些低成本JFET输入运算放大器整合在一个单片集成电路上，是目前国家最先进的线性技术。
每个部补偿运算放大器具有良好的匹配低输入高电压JFET输入设备的偏移电压。
该技术提供广泛的BIFET带宽和快速的低输入偏置电流的转换速率，输入失调电流和电源电流。
这些器件在单、双和四引脚与业界标准运算放大器MC1741兼容。
集成运放TL184CN的最大额定值如表3-1所示。
OP07的性能特点：
（1）输入失调6.0mV和15mV的最大电压选项
（2）低输入偏置电流：
30pA
（3）低输入失调电流：
5.0pA
（4）增益带宽：
40MHz
（5）高压摆率：
13V/us
（6）低电源电流：
每个放大器1.4mA
（7）高输入阻抗：
1012Ω
表3-1TL184CN的最大额定值
类别
符号
大小
单位
电源电压
VCC
VEE
18
-18
V
差分输入电压
Vid
±30
V
输入电压围
Vidr
±15
V
输出短路持续时间
Tsc
连续，没中断
操作环境温度围
TA
0~~+70
℃
储藏温度围
Tstg
-65~~150
℃
3.4低功率运算放大器LM324N
LM324系列器件为价格便宜的带有真差动输入的四运算放大器。
其最大额定值如表3-2所示，与单电源应用场合的标准运算放大器相比，它们有显著的有点：
该四放大器可以工作在低到3.0伏或高到32伏的电压下，静态电流大致为MC1741的五分之一（对每个放大器而言），共模输入围包括负电源，因而消除了在许多应用场合中采用外部偏置元件的必要性，输出电压围也包括负电源电压。
其特点为：
（1）短路保护输出
（2）真差动输入级
（3）单电源工作，3.0V~~32V（4）低输入偏置电流，最大100nA[LM324A]
（5）每一个封装四个放大器（6）部补偿
（7）共模围扩展到负电源（8）行业标准引脚输出
（9）在输入端的静电放电位增加可靠性而不影响器件的工作
表3-2LM324的最大额定值
额定值
符号
LM324,
LM324A
LM2902
LM2902V
单位
电源电压
单电压
分离电压
VCC
VCC,VEE
32
±16
26
±13
Vdc
输入差动电压围
Vidr
±32
±26
Vdc
输入共模电压围
Vicr
-0.3至32
-0.3至26
Vdc
输出短路持续时间
Tsc
连续
结温
Tj
150
℃
保存温度围
Tstg
-65~+150
℃
工作环境温度围
TA
-25~+85
0~70
-40~+105
-40~+125
℃
3.5A/D转换器ADC0809
ADC0809是4位双积分A/D转换芯片,可以转换输出±20000个数字量,有STB选通控制的BCD码输出,与微机接口十分方便.ADC0809具有精度高（相当于14位A/D转换）,价格低的优点.其转换速度与时钟频率相关,每个转换周期均有:
自校准（调零）,正向积分（被测模拟电压积分）,反向积分（基准电压积分）和过零检测四个阶段组成,其中自校准时间为10001个脉冲,正向积分时间为10000个脉冲,反向积分直至电压到零为止（最大不超过20001个脉冲）.ADC0809为DIP28封装,芯片引脚排列如图3-7所示，主要参数如表3-3所示：
图3-7芯片ADC0809引脚图
表3-3ADC0809的主要参数
电源电压
V+
+6V
温度围
0~70℃
V-
-9V
热电阻
PDIP封装
qJA
55
模拟输入电压
V+toV-
最大结温
150℃
参考输入电压
V+toV-
最高储存温度围
-65~~150
时钟输入电压
GNDtoV+
--
4系统硬件结构设计与仿真
硬件电路的设计主要包括单片机系统及显示电路、信号采集、信号放大、比较电路及信号转换电路五部分。
单片机采用AT89S52或其兼容系列。
采用12MHz高精度的晶振，以获得较稳定时钟频率，减小测量误差。
单片机用P1.0端口输出超声波换能器所需的40kHz的方波信号，利用外中断0口监测由传感器OPT101信号采集电路输出的信号。
显示电路采用简单实用的四位LED数码管，信号用OP07放大，比较电流用LM324N。
仿真主要包括放大电路与-5V电源电路与比较电路。
4.1单片机最小系统
AT89S52是片有EPROM的单片机。
因此，用这种芯片构成的最小系统简单、可靠。
用AT89S52单片机构成最小应用系统时，只要将单片机接上时钟电路和复位电路以及扩展的简单I/O口即可，如图4-1所示。
由于受集成度、片功能的限制，最小应用系统只能用作一些小型的控制单元。
其应用特点为：
有可供用户使用的较多的I/O口线。
由于不需要扩展外部存储器，EA应接高电平，P0、P1、P2、P3均作为用户I/O口使用。
部存储器容量有限。
应用系统开发具有特殊性。
如AT89S52的应用软件须依靠半导体厂家用半导体掩膜技术置入，故AT89S52应用系统一般用作大批量生产的应用系统。
另外，P0、P2口的应用与开发环境差别较大。
图4-1单片机最小系统原理图
4.2信号采集电路
信号采集电路如图4-2所示。
D1与Vb组成光电传感器。
因光电传感器输出的点脉冲信号时非常微弱的信号，而且频率很低（如脉搏50次/分钟为0.78Hz，200次/分钟为3.33Hz），并且还伴有各种噪声干扰，故该信号要经过R3、C1低通滤波，去除高频干扰。
当传感器检测到较强的干扰光线时，其输出端的直流电压信号会有很大变化。
图4-2信号采集电路
4.3信号放大电路与仿真
4.3.1信号放大电路与仿真
如图4-3所示，R5与R1、R2、R3的电阻和之比为放大器的放大倍数，经过计算所得改放大器的理论值为200倍，但由于11号接口上-5V供压不足再加上材料限制和人为的因素，该放大倍数只有20倍左右。
图中C2为耦合电容，作用为隔直流通交流，之所以使用10u的电容，是为了让所有的信号通过。
C3同C2一样。
信号放大电路仿真图如图4-4所示。
图4-3信号放大电路
图4-4信号放大电路仿真图
4.3.2电源模块设计
-5V电源由555定时器生成，原理图如图4-5所示：
图4-5-5V电源电压原理图
-5V电源电压仿真图如图4-6所示：
图4-6-5V电源电压仿真图
4.4信号比较电路
电压比较器是一种常用的集成电路。
它可用于报警器电路、自动控制电路、测量技术，也可用于V/F变换电路、A/D变换电路、高速采样电路、电源电压监测电路、振荡器及压控振荡器电路、过零检测电路等。
我们主要介绍其基本概念、工作原理及典型工作电路，电压比较器是对两个模拟电压比较其大小并判断出其中哪一个电压高，如图4-7所示。
图4-7电压比较器
4.5A/D转换电路
A/D转换电路如图4-8所示。
首先输入3位地址，并使ALE=1，将地址存入地址锁存器中。
此地址经译码选通8路模拟输入之一到比较器。
START上升沿将逐次逼近寄存器复位。
下降沿启动A／D转换，之后EOC输出信号变低，指示转换正在进行。
直到A／D转换完成，EOC变为高电平，指示A／D转换结束，结果数据已存入锁存器，这个信号可用作中断申请。
当OE输入高电平时，输出三态门打开，转换结果的数字量输出到数据总线上
图4-8A/D转换器连线图
4.6显示电路
LED采用3位8段加提示符的液晶显示模块LCM046，3-4线串行接口，低功耗特性；显示状态功耗为50Ua;省电模式下<1uA;工作电压2.7V—5.2V。
视角对比度可调，显示清晰，稳定可靠，可加背光。
AT89S52通过P0.0~P0.7与LED连接.图4-9为显示电路：
图4-9显示电路
4.7系统总体设计原理图
心率计的总体电路如图4-10所示，主要包括取样整型电路，单片机处理电路和显示电路．先用红外光电传感器采集与心跳同频率的信息，当人体组织半透明度的数值较大时，红外光电二极管Dl发射出的透过人体组织的光强度很弱，光敏三极管无法导通，所以输出端为高电平；当人体组织半透明度的数值较小时，红外光电二极管Dl发射出的透过人体组织的光强度较强，光敏三极管导通，输出端为低电平，这样就形成了频率与脉搏次数成正比的低频信号，它近似于正弦波形．
图4-10系统原理总图
5系统软件设计
基于单片机心率计的软件设计主要由主程序流程图、中断程序流程图及显示子程序组成。
我们知道C语言程序有利于实现较复杂的算法，汇编语言程序则具有较高的效率且容易精细计算程序运行的时间，而心率计的程序既有较复杂的计算（时间t的平均值），又要求精细计算程序运行时间（动脉搏动时间），所以控制程序可采用C语言和汇编语言混合编程。
5.1测量计算原理
设K个连续的动脉搏动所用时间为t（秒），在时间t心率的平均值为n（次/分），则：
n=60K/t
（1）
为了能够控制用单片机计算机测定t值，我们利用脉动信号控制（在K个连续的脉搏周期）单片机的定时/计数器T0定时（定时1ms中断一次），工作寄存器对中断次数进行计数，然后读取计数值。
设该计数值为N，于是有：
t=0.001N
（2）
把
（2）带入
（1）得到：
n=60k/0.001N=60000K/N（3）
式（3）就是利用单片计算机测定心率值的数学模型（误差小于0.4%）。
在该单片机系统中，K=1~~9（用户可通过按键自行设置）。
可测心率围20次/分~~200次/分（N的围：
300~~30000）.
5.2主程序流程图
程序流程图如图5-1所示。
程序初始化是每个单片机程序所必备的，它的主要任务是确定程序人口和中断人口地址。
接下来是显示为全零，主要目的是为了区分是否有信号送人，当没有信号送人时，显示为全零，则说明心率计没有工作，反之，则正常工作。
定时lOOms是设计中比较重要的一部分，它主要是为采样6s打下基础。
设计中运用定时器T1的定时功能来实现100s的定时，等待中断占用了程序执行的大部分时间，它主要是一个死循环语句，只有当中断条件满足时，才执行中断服务子程序，对计数的结果进行累加，累加之后，判断采样的次数，如果采样未满60次，说明不到6s，返回继续采样、等待中断，直到采样60次为止，之后把6s采样得到的次数由二进制数转化为十进制数，送到数码管进行动态显示。
N
Y
图5-1程序流程图图5-2中断程序流程图
5.3中断程序流程图
心率的有效测量围为50次一199次/分钟，为了消除外界信号的干扰，在定时器中断程序中加入了对频率大小的判断，滤除掉小于50次/分钟和大于199次/分钟的脉冲信号，中断程序如图5-2所示．
5.4定时器T0和T1的中断服务程序
定时器T0的中断流程图如图5-3所示，定时器T1的中断服务流程图如图5-4所示。
N
Y
·
图5-3定时器T0的中断图5-4定时器T1的中断
服务程序流程图服务程序流程图
6系统硬件调试
在制作实物之前，首先需要根据自己制作实物的思想步骤和实物所要达到的功能绘制出元器件的原理图，然后把原理图放到ISIS7protues中进行仿真。
因为元器件的大小不同，达到预期功能的效果也不一样，在这种情况下，就需要对硬件电路进行变换和调试。
实物焊接出来之后，考虑各种干扰和影响因素，还要对硬件进行整机调试。
系统的调试过程是检验、修正设计方案的实践过程，也是应用理论知识来解决实践中各类问题的关键环节，是电路设计者必须掌握的基本技能。
6.1系统各部分电路模块测试与仿真
6.1.1一级放大电路
心率计的主要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，组织的半透明度增大。
这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最为明显。
当用光电红外传感器接收到该变化后，但由于该变化很微弱，这就需要放大器对其进行放大，这就是一级放大电路。
放大电路如图6-1所示。
图6-1一级放大电路
图6-2R5为125K时的仿真图
图6-3R5为1M时的仿真图
如图6-1所示，C2为电解电容，开始使用的电容为0.1u，此时发现通过的交变电流很少，当改成10u之后，几乎所有的交变电流都可以传输到放大器U1A放大，电解电容C3的原理和C2一样。
R5为接在放大器两端的电阻，它的值直接影响着放大器的放大倍数。
经计算当R5的值为125K时，放大器的状态最好，不失真。
仿真如图6-2所示，此时放大器的放大倍数为25倍，信号的放大不足。
所以把R5的值改为1M，此时的仿真图为6-3所示，虽然信号放大失真，但放大倍数提高到200倍，因为在设计中只需要最大幅值，经过试验，该放大值很适合试验，所以R5采用1M值。
所以该失真不影响最后试验。
6.1.2比较电路
图6-4比较电路
图6-5比较电路仿真图
比较电路如图6-4所示，信号从上级放大器C3口输出，由于上级放大电路材料的限制和人为干扰的因素，放大倍数远没有达到200倍（约20倍左右）,这就使得传输到比较电路2口的电压值还是很小，约0~~2V，但设计需要0、5V的方波，所以考虑由R9和R10求出一电压值作为比较值。
当2口接到的信号电压小于该值时显示0V，当大于该值时显示5V。
这就形成了0和5V的方波。
比较电路仿真图如图6-5所示。
6.2试验与焊接阶段
6.2.1试验阶段
当模块设计完成并在ISIS7protues中仿真无误后，电路基本确定，但那只是理论值，需要对这些仿真电路进行试验，以确保这些电路是否适用与该设计。
图6-6为试验过程中的插图。
图6-6试验插图
6.2.2焊接与完成阶段
在完成实验阶段测试后，这时电路的元器件及各种电阻电容的值就已经确定。
可以实物的焊接。
⑴焊前处理
焊接前，应对元件引脚或电路板的焊接部位进行焊前处理。
①清除焊接部位的氧化层
可用断锯条制成小刀。
刮去金属引线表面的氧化层，使引脚露出金属光泽。
印刷电路板可用细纱纸将铜箔打光后，涂上一层松香酒精溶液。
②元件镀锡
在刮净的引线上镀锡。
可将引线蘸一下松香酒精溶液后，将带锡的热烙铁头压在
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