【正文】 ，因?yàn)橄到y(tǒng)沒有其它高標(biāo)準(zhǔn)的要求，我們最終選擇了 AT89C51 通用的比較普通單片機(jī)來實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)設(shè)計(jì)。 AT89C51 的特點(diǎn) （ 1） 與 MCS51 產(chǎn)品指令系統(tǒng)完全兼容 （ 2） 4k 字節(jié)可重擦寫 Flash 閃速存儲(chǔ)器 （ 3） 1000 次擦寫周期 （ 4） 全靜態(tài)操作： OHz24MHz （ 5） 三級(jí)加密程序存儲(chǔ)器 （ 6） 128*8 字節(jié)內(nèi)部 RAM （ 7） 32 個(gè)可編程 I／ O 口線 （ 8） 2 個(gè) 16 位定時(shí)／計(jì)數(shù)器 （ 9） 6 個(gè)中斷源 （ 10） 可編程串行 UART 通道 （ 11） 低功耗空閑和掉電模式 AT89C51 的結(jié)構(gòu) 此次設(shè)計(jì)所使用的 AT89C51 的封裝形式是 DIP40。 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，也即地址／數(shù)據(jù)總線復(fù)用口。 Pl 口： P1 是 — 個(gè)帶內(nèi)部上拉電阻的 8 位雙向 I／ O 口， P1 的輸出緩沖級(jí)可驅(qū)動(dòng) (吸收或輸出電流 )4 個(gè) TTL 邏輯門電路。作輸入口使用 時(shí)，因內(nèi)部存在上拉電阻，某個(gè)引腳被外部信號(hào)拉低時(shí)會(huì)輸出一個(gè)電萌 。對(duì)端口寫 “ 1” ，通過內(nèi)部的上拉電阻把端口拉到高電平，此時(shí)可作輸入口，作輸入口使用時(shí) ，因?yàn)閮?nèi)部存在上拉電阻，某個(gè)引腳被外部信號(hào)拉低時(shí)會(huì)輸出一個(gè)電流 。 ② 作為第二功能使用，每一位功能定義如表 所示。當(dāng)振蕩器工作時(shí)， RST 引腳出現(xiàn)兩個(gè)機(jī)器周期以上高電平將使單片機(jī)復(fù)位。即使不訪問外部存儲(chǔ)器， ALE 仍以時(shí)鐘振器頻率的 1／ 6 輸出固定的正脈沖信號(hào)，因此它可對(duì)外輸出時(shí)鐘或用于定時(shí)目的。在此期間，當(dāng)訪問外部數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器，這兩次有效的 PSEN信號(hào)不出現(xiàn)。 EA ＝ 1，單片機(jī)訪問內(nèi)部程序存儲(chǔ)器。 XTAL2： 振蕩器反相放大器的輸出端。近年來 , 光電檢測(cè)技術(shù)在臨床醫(yī)學(xué)應(yīng)用中發(fā)展很 快 , 這主要是由于光能避開強(qiáng)烈的電磁干擾 , 具有很高的絕緣性 , 且可非侵入地檢測(cè)病人各種癥狀信息 ,具有結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單、無損傷、精度高、可重復(fù)好等優(yōu)點(diǎn) 。 8 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(zhǎng)處的吸光度和他的濃度成正比。 脈搏主要由人體動(dòng)脈舒張和收縮產(chǎn)生的，在人體指尖 組織中的 動(dòng)脈成分含量高，而且指尖厚度相對(duì)其他人體組織而言比較薄，透過手指后檢測(cè)到的光強(qiáng)相對(duì)較大，因此光電式脈搏傳感器的測(cè)量部位通常在人體指尖。 因此可以認(rèn)為光 透過手指后的變化僅由動(dòng)脈血的充盈而引起的，那么在恒定波長(zhǎng)的光源 照射下，通過檢測(cè)透過手指的光強(qiáng)將可以間接測(cè)量到人體的脈搏信號(hào)。采用 GaAs 紅 外發(fā)光二極管作為光源時(shí)，可基本抑制由呼吸運(yùn)動(dòng)造成的脈搏波曲線的漂移。 在 本設(shè)計(jì)中 ，紅外接收三 極管和紅外發(fā)射二極管相對(duì)擺放以獲得最佳的指向特性。光電式脈搏傳感器按照光的接收方式可分為透射式和反射式 2 種 。因此本系統(tǒng)采用 了指套式的透射型光電傳感器 , 實(shí)現(xiàn) 了光電隔離 ,減少了對(duì)后級(jí)模擬電路的干擾 。 圖 透 射式光電傳感器 光電傳感器檢測(cè)原理 9 檢測(cè) 原理是 : 隨著心臟的搏動(dòng)，人體組織半透明度隨之改變：當(dāng)血液送到人體組織時(shí)，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、耳垂等部位最為明顯。由于手指動(dòng)脈血在血液循環(huán)過程中呈周期性的脈動(dòng)變化，所以它 對(duì)光的反射和衰減也是周期性脈動(dòng)的 , 于是紅外接收 三極管輸出信號(hào)的變化也就反映了動(dòng)脈血的脈動(dòng)變化。 信號(hào)采集 電路 圖 是脈搏信號(hào)的 采集 電路， U3 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(duì) R21 阻值的選取要求較高 。 R21 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)別有脈搏和無脈搏時(shí)的信號(hào)。當(dāng)手指離開傳感器或檢測(cè)到較強(qiáng)的干擾光線 時(shí)， 輸入端的直流電壓會(huì)出現(xiàn)很大變化，為了使它不致泄露到 U2B 輸入端而造成錯(cuò)誤指示，用 C C9 串聯(lián)組成的雙極性耦合電容把它隔斷。 雖然手指遮擋了紅外發(fā)射二極管發(fā)射的紅外光，但是由于紅外接收三極管中存在暗電流，會(huì)造成輸出電壓 略低 。當(dāng)有跳動(dòng)的脈搏時(shí)，血脈使手指透光性變差，紅外接收三極管中的暗電流減小， 輸出 電壓 上升。 10 圖 信號(hào)采集電路 信號(hào) 放大 整形 脈搏信號(hào)介紹 由于光電傳感器所輸出的信號(hào)波源強(qiáng)度比較弱，且為類似于正弦波波形， 如圖 所示， 所以對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大整形處理，使其以較強(qiáng)方波形式輸出。 圖 整形后的方波 圖 為脈搏信號(hào)在放大整形前后的對(duì)比。 來自傳感和整形輸出電路的脈沖電平輸入單片機(jī) 89C51 的 ，單片機(jī)設(shè)為 下降沿 中斷觸發(fā)模式，故每次脈沖下降沿到達(dá)時(shí)觸發(fā)單片機(jī)產(chǎn)生中斷并進(jìn)行計(jì)時(shí) ，來一個(gè)脈沖脈搏次數(shù)就加 一 ； 定時(shí)器中斷 主要完成 十秒鐘 的定時(shí)功能 。 圖 單片機(jī)處理電路 顯示電路 LED 的綜述 在單片機(jī)的應(yīng)用系統(tǒng)中，為了便于人們觀察和監(jiān)視單片機(jī)的運(yùn)行情況，常常 需要用顯示器顯示運(yùn)行的中間結(jié)果、狀態(tài)等信息，因此顯示器也是不可缺少的外 部設(shè)備之一。在單片機(jī)應(yīng)用系統(tǒng)中常用的顯示器主要有 發(fā)光二極管數(shù)碼顯 示器，簡(jiǎn)稱 LED 顯示器。但顯示內(nèi)容有限，不能顯示圖形，因而其應(yīng)用有局限性。 圖 共陰極數(shù)碼管結(jié)構(gòu) LED 數(shù)碼管的顯示方法 靜態(tài)顯示方式是指當(dāng)顯示器顯示某一字符時(shí)，發(fā)光二極管的位選始終被選中。由于單片機(jī)本身提供的 I/O 口有限，實(shí)際使用中，通常通過擴(kuò)展 I/O口的形式解決輸出口數(shù)量不足的 問題。其不足之處是占用硬件資源較多，每個(gè) LED 數(shù)碼管需要獨(dú)占 8 條輸出線。 動(dòng)態(tài)顯示方式是指一位一位地輪流點(diǎn)亮每位顯示器（稱為掃描），即每個(gè)數(shù)碼管的位選被輪流選中，多個(gè)數(shù)碼管公用一組段選，段選數(shù)據(jù)僅對(duì)位選選中的數(shù)碼管有效。顯 示器的亮度既與導(dǎo)通電流有關(guān)，也與點(diǎn)亮?xí)r間和間隔時(shí)間的比例有關(guān)。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(gè) 8 位 I/O 口進(jìn)行動(dòng)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(gè) 8 位口（稱為段碼輸出）。 14 圖 數(shù)碼管顯示電路 74LS246 介紹 74LS245 是我們常用的芯片，用來驅(qū)動(dòng) LED 或者其他的設(shè)備，它是 8 路同向三態(tài)雙向總線收發(fā)器（如圖 ）， 可雙向傳輸數(shù)據(jù)。 當(dāng) 8051 單片機(jī)的 P0 口總線負(fù)載達(dá)到或超過 P0 最大負(fù)載能力時(shí)，必須接入 74LS245 等總線驅(qū)動(dòng)器。 由于 P2 口始終輸出地址的高 8 位，接口時(shí) 74LS245 的三態(tài)控制端 1G 和 2G接地， P2 口與驅(qū)動(dòng)器輸入線對(duì)應(yīng)相連。 8051 的 /RD 和 /PSEN 相與后接 DIR，使得 RD且 PSEN有效時(shí)， 74LS245 輸入（ ←D1 ），其它時(shí)間處于輸出（ →D1 ）。系統(tǒng)上電后 ,對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行初始化。系統(tǒng)初始化之后 , 進(jìn)行定時(shí)器中斷 、外部中斷、顯示等工作，不同的外部硬件控制不同的子程序。 圖 主程序流程圖 定時(shí)器中斷程序 流程： 定時(shí)器中斷服務(wù)程序由 十秒鐘 鐘計(jì)時(shí)、按鍵檢測(cè)、有無測(cè)試信號(hào)判斷等部分組成。同時(shí)可以對(duì)按鍵進(jìn)行檢測(cè)，只要復(fù)位測(cè)試值就可以重新開始測(cè)試。 流程如圖 所示。 TMOD=0x51。 TL0=(6553650000)%256。 if (K1==0) { TR1=TR0=1。i5。 P0=DSY_CODE[Disp_Buffer[i]]。 } } } INT 中斷程序 流程： 外部中斷服務(wù)程序完成對(duì)外部信號(hào)的測(cè)量和計(jì)算。 流程如圖 所示。 TMOD=0x51。 TL0=(6553650000)%256。 if (K1==0) { TR1=TR0=1。 顯示程序 流程 ： 顯示程序包括顯示上次的脈搏次數(shù)、本次測(cè)量中的時(shí)間和脈搏的次數(shù)。 流 程如圖 所示。 Disp_Buffer[4]=Tmp*6/10000。 Disp_Buffer[2]=Tmp*6/100%10。 Disp_Buffer[0]=Tmp*6%10。 軟件說明 本程序采用 C 語言，程序的可讀性非 常好。 程序在執(zhí)行過程 若發(fā)現(xiàn)有干擾則忽略該干擾而不顯示 ，進(jìn)一步減少讀入數(shù)據(jù)的誤差 。 光電式脈搏測(cè)量?jī)x的測(cè)量過程中，前端測(cè)量到的脈搏信號(hào)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(cè)量環(huán)境光干擾、電磁干擾、測(cè)量運(yùn)動(dòng)噪聲。 測(cè)量環(huán)境下的背景光包含環(huán)境光和在測(cè)量過程中引起的二次反射光。 加上指套式外殼后的脈搏傳感器測(cè)量到的脈搏波形比較平滑。 電磁干擾對(duì)脈搏傳感器的影響 通過光電轉(zhuǎn)換得到的包含脈搏信息的電信號(hào)一般比較微弱，容易受到外界電磁信號(hào)的干擾，在傳統(tǒng)的光電式脈搏傳感器電路中，由于光敏器件和放大電路是分離的，那么在信號(hào)的傳遞過程就很容易受到外界電磁干擾，通常在一級(jí) 放大電路采用電磁屏蔽的方式來消除電磁干擾。 工頻干擾是電路中最常見的干擾，脈搏信號(hào)變化緩慢，特別容易受到工頻信號(hào)的干擾，因此對(duì)工頻信號(hào)干擾的抑制是保證脈搏信號(hào)測(cè)量精度的主要措施之 25 一。 測(cè)量過程中運(yùn)動(dòng)噪聲 的影響 測(cè)量過程當(dāng)中，通常情況下手指和光電式脈搏傳感器可能產(chǎn)生相對(duì)的運(yùn)動(dòng)，這樣對(duì)脈搏測(cè)量產(chǎn)生誤差，可以通過 2 個(gè)方面減少運(yùn)動(dòng)噪聲誤差：一是改善指套式傳感器的機(jī)械抗運(yùn)動(dòng)性，比如說使指套能夠更緊的 套 在手指上，不易松動(dòng)；二是從脈搏信號(hào)處理的角度，通過算法來減小誤差。 測(cè) 量 儀 使用方法 測(cè)量?jī)x通電后，數(shù)碼管全部顯示 0。 如果偶爾出現(xiàn)不穩(wěn)的情況，請(qǐng)按復(fù)位鍵對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行復(fù)位。由于在系統(tǒng)設(shè)計(jì)中采用模塊化設(shè)計(jì)，所以方便了對(duì)各電路功能模塊的逐級(jí)測(cè)試 。試著輸入一系列脈沖（用適當(dāng)?shù)碾娮杞诱龢O，間 斷性地輸入），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(jí)管之間搖擺，借助示波器觀察波形效果如何。最后將各模塊組合后進(jìn)行整體測(cè)試，使系統(tǒng)的功能得以實(shí)現(xiàn)。 （ 2） 時(shí)鐘的調(diào)試 根據(jù)晶體振蕩頻率計(jì)算出內(nèi)部定時(shí)器的基本參數(shù) ， 通過運(yùn)行一 段時(shí)間可通過秒表來校正后 ,看時(shí)間誤差的量 ,以這個(gè)量為依據(jù)改變程序中的內(nèi)部定時(shí)器基本參數(shù) ,就可使時(shí)鐘調(diào)準(zhǔn)確。 （ 4） 顯示正常但經(jīng)適當(dāng)運(yùn)動(dòng)后測(cè)量，脈搏次數(shù)沒有增加 可能是前置放大級(jí)有問題 ， 可采用更換的辦法判斷并排除。 （ 6） 開機(jī)后顯示不正?；虬存I失靈 可查手指擺放的位置或按鍵電路 ， 若無故障則是硬件損壞。另一方面，單片機(jī)應(yīng)用的重要意義還在于，它從根本上改變了傳統(tǒng)的控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)思想和設(shè)計(jì)方法。這種軟件代替硬件的控制技術(shù)也稱為微控制技術(shù)，是傳統(tǒng)控制技術(shù)的一次革命。 本設(shè)計(jì)主要是 51 單片機(jī)在 脈搏測(cè)試 系統(tǒng)中的應(yīng)用。 利用單片機(jī)自身的定時(shí)中斷、外部中斷、計(jì)數(shù)等功能，不僅能顯示出此次脈搏測(cè)量的次數(shù)，還能自動(dòng)儲(chǔ)存這個(gè)數(shù)據(jù)。由于時(shí)間比較短，同時(shí)本人掌握的知識(shí)有限， 本次設(shè)計(jì)雖已完成，但其中有很多不足， 如 程序不夠簡(jiǎn)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(shí)此次設(shè)計(jì)的測(cè)量 儀功能比較單一，沒有如語音系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)自動(dòng)讀出脈搏次數(shù)等人性化功能， 且在設(shè)計(jì)過程中使用的運(yùn)放數(shù)量也較多，加大了電源管理的復(fù)雜度。 為了更好的進(jìn)行電脈搏測(cè)量?jī)x的設(shè)計(jì)，在近一個(gè)學(xué)期的時(shí)間里，認(rèn)真收集有關(guān)資料，并做相關(guān)的整理和閱讀，為這次的設(shè)計(jì)做好充分的準(zhǔn)備。（ 2）通過此次的設(shè)計(jì)，使我了解了脈搏測(cè)量?jī)x在國(guó)內(nèi)外發(fā)展之迅速、應(yīng)用領(lǐng)域之廣、市場(chǎng)前景之大。（ 4） 通過次次的設(shè)計(jì)，使我體會(huì)到堅(jiān)持不懈的毅力對(duì)完成一件事情起著巨大的作用。 28 參考文獻(xiàn) [1] 歐陽俊，謝定等．基于 BL410 的指端脈搏波采集系統(tǒng)應(yīng)用研究 [J]．實(shí)用預(yù)防醫(yī)學(xué)， 2021，第 11 卷第 2 期， 2— 4． [2] 韓文波，曹維國(guó)，張精慧．光電式脈搏波監(jiān)測(cè)系統(tǒng) [J]．長(zhǎng)春光學(xué)精密機(jī)械學(xué)院學(xué)報(bào)， 1999，第 22 卷第 4 期， 2． [3] 朱國(guó)富，廖明濤，王博亮．袖珍式脈搏波測(cè)量?jī)x [J]．電子技術(shù)應(yīng)用， 1998，第 1 期， 1— 3． [4] 劉云麗，徐可欣等．微功耗光電式脈搏測(cè)量?jī)x [J]．電子測(cè)量技術(shù)， 2021，第 2 期， 2— 5． [5] 程詠梅，夏雅琴，尚嵐．人體脈搏波信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng) [J]．北京生物醫(yī)學(xué)工程， 2021，第 25卷第 5 期， 1— 3． [6] 劉文，楊欣，張鎧麟．基于 AT89C2051 單片機(jī)的指脈檢測(cè)系統(tǒng)的研究 [J]．醫(yī)療裝備，2021，第 9 期， 2— 14． [7] 郁道銀，談恒英．工程光學(xué) 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