【文章內(nèi)容簡介】 央處理器 (CPU)和 Flash 存儲單元，功能強(qiáng)大 。 AT89C51 的特點 與 MCS51 產(chǎn)品指令系統(tǒng)完全兼容 1000 次擦寫周期 全靜態(tài)操作： OHz24MHz 三級加密程序存儲器 128*8 字節(jié) 的 內(nèi)部 RAM 32 個可編程 I／ O 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 AT89C51 的結(jié)構(gòu) 此次設(shè)計所使用的 AT89C51 的封裝形式是 DIP40。如圖 所示。 6 圖 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 I／ 0 口，也 是 地址／數(shù)據(jù)總線復(fù)用口。作為輸出口用時，每位能吸收電流方式驅(qū)動 8 個 TTL 邏輯門電路，對端口寫 “ 1”可作為高阻抗轉(zhuǎn)入端用。 Pl 口： P1 是 — 個帶內(nèi)部上拉電阻的 8 位 雙向 I／ O 口， P1 的輸出緩沖級可驅(qū)動 4個 TTL 邏輯門電路。對端口寫 “ 1” ，通過內(nèi)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(nèi)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(nèi)部上拉電阻的 8 位雙向 I／ O 口， P2 的輸出緩沖級可驅(qū)動4 個 TTL 邏輯門電路。對端口寫 “ 1” ，通過內(nèi)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(nèi)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： ① 可以作為輸入 /輸出口，外接輸入 /輸出設(shè)備 ； ② 作為 第二功能使用。 7 RST：復(fù)位輸入。當(dāng)振蕩器工作時， RST 引腳 會 出現(xiàn)兩個機(jī)器周期以上高電平將使單片機(jī)復(fù)位。 ALE/PROG：當(dāng)訪問外部程序存儲器或數(shù)據(jù)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 1／ 6 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(dāng) AT89C51由外部程序存儲器取指令 (或數(shù)據(jù) )時．每個機(jī)器周期兩次 PSEN 有效，即輸出兩個脈沖。在此期間 ，當(dāng)訪問外部數(shù)據(jù)存儲器，這兩次有效的 PSEN 信號不出現(xiàn)。 EA／ VPP： EA ＝ 0，單片機(jī)只訪問外部程序存儲器。 EA ＝ 1，單片機(jī)訪問內(nèi)部程序存儲器。 ． XTAL1：振蕩器反相放大器及內(nèi)部時鐘發(fā)生器的輸入端。 ． XTAL2：振蕩器反相放大器的輸出端。 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(yīng)變式心率傳感器。近年來，光電檢測技術(shù)在臨床醫(yī)學(xué)應(yīng)用中發(fā)展很快 ,主要由于光能避開強(qiáng)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(jié)構(gòu)簡單、無損傷、精度高、可重復(fù)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(xué)儀器工作專家和學(xué)者的重視。 光電傳感器的原理 根據(jù)朗伯一比爾 (Lamber— Beer)定律，物質(zhì)在一定波長處的吸光度和 其 濃度成正比。當(dāng)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(qiáng)將在一定程度上反映了被照射部位組織的結(jié)構(gòu)特征。 心率主要由人體動脈舒張和收縮產(chǎn)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(qiáng)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 8 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(rèn)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(qiáng)將可以間接測量到人體的心率信號 [7]。 光電傳感器的結(jié)構(gòu) 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(chǎn)生電能，它的特性是將光信 號轉(zhuǎn)換為電信號。在本設(shè)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(guān)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(jié)構(gòu)如圖 所示。 圖 透射式光電傳感器 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(dāng)血液送到人體組織時，組織的半透明度減小，當(dāng)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(shè)計將紅外發(fā)光二極管產(chǎn)生的紅外線照射到人體手指部位，經(jīng)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(zhuǎn)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(zhuǎn)換成脈沖并進(jìn)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)。 9 信號 取樣 電路 硬件電路中，關(guān)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(jìn)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 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(chǎn)生的發(fā)射強(qiáng)度就越大，所以對 R17 阻值的選取要求較高。 R17 選 擇 270Ω 同時也是基于紅外接收三極管感應(yīng)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(zhǔn)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(dāng)手指離開傳感器或檢測到較強(qiáng)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 C C10 串聯(lián)組成的雙極性耦合電容把它隔斷 [11]。 圖 信號采集電路 10 信號放大 電路 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(nèi)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 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(fù)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 。 圖 運算放大器 圖 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(yīng)用在各種電路中。 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(jīng)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(dá) 200 次 /分鐘的計算來設(shè)計低通放大器，如圖 所示。 R2 C6 組成低通濾波器以進(jìn)一步濾除殘留的干擾，截止頻率由 R2 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(jīng)過低通放大后輸出的信號是疊加有噪聲的脈動正弦波 [12]。 11 圖 信號 低通 放大電路 根據(jù)一階有源濾波電路的傳遞函數(shù)，可得： ci wsAsVsVsA???1)()()( 00 () 放大倍數(shù)為： () () 截止頻率為： () 按人體 心率 跳動為 200 次 /分 鐘時的頻率是 Hz 考慮，低頻特性是令人滿意的。 經(jīng)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 所示。 圖 脈動正弦波 22240 ????? KMRRAHzRCf 12460?? 12 波形整形電路 本電路的功能是將模擬電壓信號轉(zhuǎn)化為高低電平信號輸出到單片機(jī)系統(tǒng)，可以采用反向滯回電壓比較器進(jìn)一步提高電路抗干擾能力。經(jīng)過對強(qiáng)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 所示， U3B 是一個電壓比較器， C R27 構(gòu)成一個微分器， U3C 和 C1 R31 組成單穩(wěn)態(tài)多諧振蕩器，其脈寬由 C1 R31 決定。 U3B 的輸出信號 (波形如圖 )經(jīng) C R27 的微分后總是將正、負(fù)相間的尖脈沖 (波形如圖 )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(diào)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(nèi)。 當(dāng) 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(jī) /INTO 腳，進(jìn)行對心率的計算和顯示。輸出 波形如圖 所示。 圖 波形 整形電路 經(jīng)過比較器 U3C 產(chǎn)生 的輸出波形： 13 圖 輸出波形 經(jīng)過微分器 產(chǎn)生 的輸出波形： 圖 比較后的輸出波形 單片機(jī)接收到的信號： 圖 接收信號 14 單片機(jī) 控制 電路 本設(shè)計采用單片機(jī)最小系統(tǒng)作為信號的處理電路， 如圖 所示， 來自 取樣和整形輸出電路的脈沖電平輸入單片機(jī) AT89C51 的 /INTO 腳，單片機(jī)設(shè)為負(fù)跳變中斷觸發(fā)模式，每次脈沖下降沿到達(dá)時觸發(fā)單片機(jī)產(chǎn)生中斷并進(jìn)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 單片機(jī)處理電路 LED 顯示電路 本設(shè)計采用 LED數(shù)碼管動態(tài)掃描來顯示 數(shù)據(jù) 。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， 4兩位顯示測量中的 心跳 次數(shù)， 7兩位用來顯示上次測量的數(shù)據(jù) ， 如圖 。單片機(jī) P0口控制顯示字型， P2口控制顯示字位。 15 圖 單片機(jī)處理電路 LED 的 結(jié)構(gòu) 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(jī)應(yīng)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(dāng)發(fā)光二極管的陽 極為高電平時，發(fā)光二極