毕业设计人体脉搏测量仪设计.docx

摘 要本课题是人体脉搏测量仪的设计。由于脉搏信号的特别性，在设计时必需要留意实现测量的准确。该系统的重点就在于要求实现测量的简便化和准确化。系统要在小于十秒的时间内，测量出人体一分钟的脉搏，并且保证误差在 2 次以内。本系统以 89S51 单片机作为中心，通过使用单片机来实现系统最核心的计算脉搏功能。在信号的前端处理上，使用压电陶瓷片采集人体脉搏信号，然后经过 AD620 放大，施密特触发器整形，低通滤波器滤波等一系列操作，将脉搏信号转换为同频率的脉冲信号输入到单片机内，并利用单片机对其进展计数。计数的方法是利用单片机的计时器，计算一次心跳的时间，然后由该周期计算出频率，继而就可以求出一分钟的脉搏数。依据理论来说，只要有一次心跳信号就可以。但是要考虑到计算的准确性，可以设定为测量五次心跳信号，然后再求脉搏就可以使结果比较准确。计数结果将最终送至液晶屏 1602 来进展显示。虽然压电陶瓷片的性能并非很好，在信号的采集上不能实现格外准确的采集，但是它的价格低廉，并且在经过系统的信号调理电路后，也能比较满足的实现我们所要实现的目标。整个系统耗电低，体积小，具有便携性与准确性。经过屡次调试和试验，本系统根本实现了设计所要求的指标。关键词：脉搏测量；心律监测；压电陶瓷片；液晶显示屏目 录引言11 设计任务及要求31.1 设计任务31.2 设计要求31.3 设计时所遇到的问题32 系统总体设计32.1 方案论证32.2 总体设计框图43 系统硬件设计53.1 脉搏信号采集53.1.1 传感器的选择53.1.2 三种方案的优缺点比较63.1.3 压电陶瓷片介绍73.2 信号调理单元73.2.1 一级放大电路83.2.2 二阶滤波器电路103.2.3 二级放大电路123.3 整形电路143.4 电源滤波电路163.5 单片机电路163.6 显示系统184 测试方案及结果214.1 测试方案214.2 模拟测试结果214.2 实际测试结果225 完毕语22谢辞24参考文献25附录26引言在我国传统中医学的诊断中，“望、闻、问、切”是最根本的四个方面。而在其中，切，也就是脉诊，占有格外重要的地位。通过脉诊，医生可以对患者的身体状况有一个或许的了解，进而对症下药。脉搏信号可以直接反响出患者心脏的局部状况，我国传统中医学认为，通过脉诊可以了解到患者脏腑气血的盛衰， 可以探测到病因，病位，推想疗效等。从近代医学的角度来看，人体循环系统担当着协调全身各组织的能量代谢， 输送氧气、养分物质，运走代谢废物等重要的工作，还担当运送抗体、激素等物质以协调整体的动态平衡。从整体的角度对疾病进展综合分析，明显循环系统的信息将占很重要的比重；从整个循环系统来看桡动脉介于大动脉与小动脉之间， 由于心脏的舒缩、内脏血容量的变化、血管端点阻抗、管道内脉波的反射、血液的粘滞性、血管壁的粘弹性等因素使脉象携带着有关心脏运动、内脏循环、外周循环等丰富的心血管系统及整体的动态信息。因此脉诊的临床意义很大，它的机理是急待于我们进展争论的。鉴于脉诊的重要性，人们对于脉搏测量始终格外关注，早在 1860 年Vierordt 创立了第一台杠杆式脉搏描记仪，国内 20 世纪 50 年月初朱颜将脉搏仪引用到中医脉诊的客观化争论方面。此后随着机械及电子技术的进展，国内外在研制中医脉象仪方面进展很快，尤其是 70 年月中期，国内天津、上海、广州、江西等地相继成立了跨学科的脉象争论协作组，多学科共同合作促使中医脉象争论工作进入了一个的境地。脉搏测量仪的进展主要向以下几个趋势进展：(1) 自动测量脉搏并且对所得到的脉搏进展自动分析。目前很多脉搏测量仪都具有检测血氧等其他的功能，但是对这些信号的分析和诊断还需要一些有阅历的医生观看，进展分析后才能确认结果，铺张大量的人力，且由人为引入的误差较大。因此，将来脉搏自动检测的内容将更加具体，自动分析诊断功能也更强大。(2) 数字化技术等先进技术的应用。随着数字科学技术的进展，脉搏测量仪集成度将更高，更便于携带。数字信号处理的运用将使干扰更小，测量更为准确。3多功能化越来越明显目前的脉搏测量仪，一般都具有测试血氧，心电图等等功能，单纯的脉搏测量仪已经很少见。随着电子技术的进展，脉搏测量仪必定可以实现更多的功能。人体脉搏测试仪是用来测量人体心脏跳动频率的电子仪器，也是心电图的主要组成局部。心脏跳动频率通常用每分钟心脏跳动的次数来表示。承受数显式脉搏计测量心脏跳动的频率不但准确，而且使用便利，显示结果醒目。本设计所使用的系统利用压电陶瓷片将脉博转换为电压信号，经过信号调理后利用 AD 放大器进展放大和整形，在短时间内，测量出人体一分钟的脉搏数， 并将心率进展实时显示，便于携带。到达了便利、快速、准确地测量心率的目的。这样的脉搏测量系统性能良好，构造简洁，性价比高，输出显示稳定，比较适应群众化，适合家庭进展自我检查以及医院护士进展每日的临床记录。人体脉搏测试仪是用来测量人体心脏跳动频率的电子仪器，也是心电图的主要组成局部。心脏跳动频率通常用每分钟心脏跳动的次数来表示。承受数显式脉搏计测量心脏跳动的频率不但准确，而且使用便利，显示结果醒目。1 设计任务及要求1.1 设计任务本课题要求利用传感器对人体脉搏信号进展采集，设计相应的信号调理电路，然后利用通过对脉搏信号进展测量，来进展实时显示测量结果。1.2 设计要求(1)、应用数字电路实现在 1min 或 0.5min 内测量脉搏数，并显示其数值； (2)、脉搏测量精度：±2 次/分钟；(3)、正常成年人的脉搏数为 6080 次/min，老年人为 100150 次/min，假设消灭心律不齐，要有所指示。1.3 设计时要考虑的问题由于人体的脉搏信号具有频率低、幅度小干扰大，不稳定度低，随机性强等特点，使得对脉搏信号的采集放大电路的设计提出了很严格的要求，尤其是抗干扰变为格外重要，需要设计低通滤波器进展滤波。选择放大器时需要从增益、频率响应，输入阻抗，共模抑制比，噪声，漂移等几个方面加以综合考虑。（1） 抗干扰1工频 50HZ 干扰及其各次谐波使用频率为 50HZ 的市电的电子仪器设备会对检测系统会产生较大的干扰， 其幅值大约是脉搏信号峰峰值的 50%,是主要的干扰源2 肌电干扰肌肉的收缩会产生微伏级的电势，其幅值大约是脉搏信号峰峰值的 10， 维持时间大约是 50ms，频带范围可以在 0HZ10000HZ。3 由于呼吸引起的基线漂移和 ECG 幅度变化呼吸引起的基线漂移可以看成是一个以呼吸的频率参与 ECG 信号的窦性成分正弦曲线，这个正弦成分的幅度和频率是变化的。呼吸所引起的 ECG 信号的幅度的变化可以到达 15。基线漂移的频率是从 0.150.3HZ。（2） 低噪声、低漂移在脉搏信号放大器中，由于增益较高，噪声和漂移是两个较重要的参数。脉搏信号放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声， 这些都属于白噪声，其幅值为正态分布。为了获得确定信噪比的输出信号，对放大器的低噪声性能有严格要求。另外，温度变化会造成零点漂移，漂移现象限制了放大器的输入范围，使得微弱的缓变信号无法被放大。而脉搏信号具有很低的频率成分，为了能正常测量，必需实行措施来限制放大器的漂移。所以放大器应选用低漂移，高输入阻抗并且具有高共模抑制比的集成运放电路。2 系统总体设计2.1 方案论证正常成年人的脉搏次数是 60-80 次/min，婴儿为 90-140 次/min，老年人则为 100-150 次/min，明显这种信号属于低频范畴。因此，脉搏计时用来测量低频信号的装置，依据任务要求可知，要把人体的脉搏振动信号装换成点信号， 这就需要借助于传感器。对装换后的电信号要进展放大和整形等处理，以保证其他电路工作正常。要求在很短的时间假设干秒内测量出放大的电信号频率值。脉搏计的核心是在固定的短时间内对低频电脉冲信号计数，最终以数字形式显示出来，这可以用频率测量的原理来实现，脉搏计的主要组成局部是计数和数字显示器。要满足上述脉搏计功能的要求，可以实现的方案有很多，现提出两种不同的方案。方案一：对装换为电信号的脉搏信号在单位时间内1min 或 0.5min进展计数，并用数字显示其计数值，从而直接得到每分钟的脉搏数，脉搏计方案一电路框图如图 2.1 所示。用这种方案测量的误差为+/-2 次/min，测量时间越短， 误差也就越大。图 2.1 脉搏计方案一电路框图各电路的作用如下：传感器：将脉搏跳动信号装换为与此相对的电脉冲信号。放大与整形电路：将传感器的微弱信号放大，整形除去杂散信号，获得标准计数脉冲。基准时间产生电路：产生短时间的把握信号，以把握恳切时间。把握电路：保证在基准时间把握下，将放大整形后的脉冲信号送到计数译码显示电路。计数译码显示电路：读出脉搏数，并以十进制数的形式有数码管显示出来。方案二：测量脉搏计跳动固定次数例如 5 次，10 次所需的时间，然后换算为每分钟的脉搏次数，脉搏计方案二电路框图如以以下图。这种测量方法的误差小，可达+/1 次/min。图 2.2 脉搏计方案二电路框图此方案的传感器，放大与整形电路，译码显示电路与方案一完全一样，其余局部的功能表达如下：六进制计数器：检测 6 个脉搏信号，产生 5 个脉冲周期的门控信号。基准时间产生电路：产生周期为 0.1s 的基准脉冲信号。门控电路：把握基准脉冲信号进入 8 位二进制计数器。8 位二进制计数器：对通过门控电路的基准脉冲进展计数，例如5 个脉搏周期为 5 s，即门翻开 5 s 的时间，让 0.1 s 周期的基准脉冲信号进入 8 位二进制计数器，明显计数值位 50；反之，由它可相应求出 5 个脉冲周期的时间。定脉冲数产生电路：产生定时脉冲数信号，如 3000 个脉冲送入可预置 8 位计数器输入端。可预置 8 位计数器：以 8 位二进制计数器输出如 50作为预置数，对 3 000 个脉冲进展分频，所得的脉冲数如得到 60 个脉冲信号肌心率，从而将计数值转换成每分钟的脉搏次数。这两种方案均承受频率测量的根本原理来实现。相比较而言，第一种方案更直观，所需的电路构造更简洁；其次种方案的测量误差比较小，但实现起来电路要简洁些。为了使脉搏计轻松而且廉价，这里预备承受第一种方案。2.2 总体设计框图脉搏测量仪系统总框图，如图 2.3 所示。系统由六个局部组成：输入单元电路，信号放大与整形电路，时基产生电路，主门电路，计数显示器，规律把握电路。其中输入单元电路主要是选用适宜的传感器将脉搏的压力信号转换为电信 号，一般传感器输出的电压都在几毫伏左右。信号调理单元主要包括信号的低通滤波，以及实现信号的放大，经过信号调理单元，几毫伏的脉搏信号的电压被放大为 4V-5V 左右。信号整形单元则将模拟信号转化成数字信号，将脉搏信号转换为同频率的脉冲。单片机单元通过计时器求出一次脉搏的时间，并进而得出脉搏数，然后将该数据送到显示单元进展显示。显示单元选择数码管或者液晶屏，对数据进展实时显示。图2.3系统总体框图3 系统硬件设计系统的硬件框图如图 2.3 所示，包括五个局部组成。下面将分别介绍该五个单元。3.1 输入单元电路该单元要将脉搏跳动的压力信号转换为电信号，因此需要使用传感器来实现。3.1.1 传感器的选择压电式传感器目前常用的是一次性心电电极,它是用印刷方法制得的 Ag/ Agcl 传感器。这种传感器承受接扣与敏感区分别的方法 ,能明显的削减由于人体运动产生的干扰。电极的好坏对采集到的心电信号质量起着至关重要的作用,承受的电极应有贴力强,能紧附在人体外表,松软、吸汗、极化电压低、导电性良好等特点。中选用电极传感器时,需要 3 个电极分别置于左右手和左腿,构成标准导联。临床上为了统一和便于比较所获得的脉搏信号,在检测脉搏信号时,对电极的位置,引线与放大器的连接方式都有严格的统一规定。目前市场上有一种承受型高分子压电材料聚偏氟乙烯研制的压电传感器, 其灵敏度高,频带范围好,构造简洁,便于使用。当手指前端受到略微的压力时， 可以感觉到手指前端在血压的作用下有一张一弛的感觉，将这个信号用传感器提取出来，转变为电信号，通过指脉的波形检测，就可以获得人体的脉搏信号。2 光电式传感器血液是高度不透亮的液体，光照在一般组织中的穿透性要比血液中大几十倍，据此特点，承受光电效应手指脉搏传感器来拾取脉搏信号。反向偏压的光敏二极管，它的反向电流具有随光照强度增加而增加的光电效应特性，在确定光强范围内，光敏二极管的反向电流与光强呈线性关系。指端血管的容积和透光度随心搏转变时，将使光电三极管极管收到不同的光强，并由此产生的光电流均随之作相应变化。常用检测脉搏的光电传感器分为红外对管和红外放射管。承受红外对管。将对管夹于手指端部，通过手指的血液浓度会随着心脏的跳动发生变化，红外对管对应的信号便会发生相应的变化，采集此信号经过放大， 滤波，比较等处理便可以得到抱负的信号。承受反射式的红外管。现在市场上的心率计普遍承受这种传感器来采集信号，由于此红外管接收和放射都在手指的同一侧，因此便不用考虑每个人手指状况不同所造成的麻烦。接收的是血液漫反射回来的光，此信号可以准确地测得血管内容积变化。3 集成传感器当前,市面上有很多类型的集成心电传感器 ,其灵敏度高,集成度高,直接就可以反映出心率的变化,且已包含了滤波等抗干扰电路 ,波形经过放大可以直接处理使用。缺点是价格格外昂贵，一般均在五百元以上，就本次设计来说，考虑到经费以及熬炼自己的目的，不选择使用该型传感器。3.1.2 三种方案的优缺点比较1 光电式：优点：灵敏度高，易于操作,响应速度快，构造简洁。缺点：1、外部光源的变化对测量结果的影响较大；2、需要购置特地的医用光电传感器，价格较贵且不易购置；3、对这样的器件接触很少，对其进展调试时可能会消灭较大困难。2 压电式：优点：构造简洁，实时性好，工作频带宽，应用电路简洁，且价格低廉。缺点：直接与人体相接触，简洁由于人体肌肉的抖动等而产生干扰。并且容易受到外界其他信号的干扰。3 集成式:优点:集成度高,包含了滤波,放大电路,可以直接输出信号,便于操作,有效的削减了各种干扰。缺点:降低了本任务的难度,假设承受该传感器，只需将其直接接上单片机即可实现功能，且价格格外昂贵。考虑到种种状况，结合本系统的设计要求以及经费的考虑，最终选择压电式陶瓷片。该传感器价格较低，而且输出电压变化较为明显，可以实现我们的试验目的。3.1.3 压电陶瓷片介绍压电陶瓷片的外观和电路符号如以以以下图 3.2 所示。压电片包括三个局部，镀银层，压电陶瓷，以及铜片。外部压力作用于铜片时，压电陶瓷就可以感受压力而产生电信号，并最终通过镀银层将该信号输出。在使用时，压电陶瓷片要通过导线与电路板连接,留意在焊接压电陶瓷片时,时间不能太长以免烫坏压电陶瓷片的镀银层。图 3.1 压电陶瓷片的符号及外观由于压电陶瓷片的资料比较少，为了确定使用该传感器能够实现本次设计的目的，先要对其进展试验，来确定它的输出电压是否符合要求。使用试验室砝码来测试，其结果如下表表 3.1 所示。表 3.1压电陶瓷片输出电压测试表压力(N)输出电压(mV)0.1964.410.3924.550.5884.770.7844.800.984.851.1765.051.3725.351.5685.54由于只需要 4mv-5mv 左右的电压输出，就可以实现设计要求。由本次试验， 可以得知压电陶瓷片可以实现我们所要到达的目标。3.2 放大与整形电路信号调理电路包括对信号的放大和整形局部。由于传感器输出的电压比较 小，在几毫伏左右，且频率较低，需要低噪声，低漂移，高输入阻抗的放大器， 所以选择使用仪表放大器。如美国 AD 公司的专用放大器 AD6××系列，其具有输入阻抗高和输出阻抗低以及调整电压放大倍数便利等优点，微伏级的信号一般承受调制、解调方式作前级放大，就是一个乘法器一类似于收音机的解调电路。但在数字电路系统中，也常用非门来构成线性放大器。门电路的转换特性如图3-29 所示，假设使它工作在线性区，它就有电压放大力气。通过转变门电路的输出端、输入端所连接的反响电阻，可使其工作在线性区。肌电干扰可能会导致放大器的静态工作点偏移，甚至使放大器到达饱和，所以第一级放大器的放大倍数不能太高。因此还需要另一个放大器。同时完成放大工作后还需对信号进展整形，这里运用施密特触发器，完成整形功能。图 3.2信号调理单元框图下面，将分别介绍这两个局部。3.2.1 放大电路放大与电路是整个系统设计的重点 ,脉搏测量仪要求在脉搏信号频率范围内，不失真的放大所采集的微弱信号,这要求所用的放大器必需具有低噪声,低漂移,低失调参数,高共模抑制比,高输入阻抗,线形度小等特点。为了到达上述要求,电路如图 3.3 所示。图 3.3 放大电路图其中非门 D4A 和 D4B 构成两级放大器，为了使 D4A 和 D4C 两个非门处于传输特性的线性区，应适中选取反响电阻 R16、R17 的阻值。其阻值不能太小，否则非门的输出与输入之间的信号直接馈通。一般 R16、R17 的阻值应比非门的输出电阻 RO 大两个数量级(非门 R。=815 kfl,)，但 R16、R17 的阻值也不能太大，否则将使工作点稳定性变差，甚至有可能偏离出线性区，在这里取 R16=R17=20 k。由非门构成的放大电路，其放大倍数约为 20 倍，且一般是不行调的。如放大倍数不够，可实行多级放大器级联来增大放大倍数。D4C 和 D4D 门通过正反响构成施密特触发器，电阻比值 R14 /R15 影响其回差值，一般先确定电阻 R15， 可依据公式求得 R15 的值。R15(UOH-UTH) /IOHmax式中，UOH 为门电路的输出高电平(UOHVDD)；UTH 为门电路的阈值电压(UTH一 VDD/2); IOHma。为所选门电路的高电平输出电流最大允许值。当 R15 选定后，即可确定电阻 R14 的阻值，由于这里的施密特触发器主要用来对输入电压进展整形，以提高抗干扰力气，通常可按 R14 一(0. 010.1)Ris 的关系来选取电阻 R14 的阻值。在这里选取 R14 =22 kR15=220k。由门电路构成的放大电路具有功耗小、稳定性高和本钱低等优点，缺点是输出阻抗高和上限频率较低。3.2.2 整形电路由于芯片只能检测到数字信号，因此，经过信号调理电路后得到的模拟信号必需转换为数字信号。这里有两个方案可以选择。方案一: 使用三极管进展整形.图 3.13三极管整形电路方案二：使用施密特触发器来实现整形。只要使用一个施密特触发器，就可以实现对于信号的整流作用。由于三极管的调试较为简洁，且工作性能不如施密特触发器稳定，所以我们选用施密特触发器。D4C 和 D4D 门通过正反响构成施密特触发器，构造简洁，使用便利，因此选用 555 芯片来完成该项任务。由 D4C 和 D4D 门通过正反响构成施密特触发器如以以以下图图 3.14 所示。图 3.14D4C 和 D4D 门通过正反响构成施密特触发器使用施密特触发器后，其输入输出波形的变化如以以以下图图 3.15 所示。图 3.15施密特触发器工作波形电阻比值 R14 /R15 影响其回差值，一般先确定电阻 R15，可依据公式求得R15 的值。R15(UOH-UTH) /IOHmax式中，UOH 为门电路的输出高电平(UOHVDD)；UTH 为门电路的阈值电压(UTH一 VDD/2); IOHma。为所选门电路的高电平输出电流最大允许值。当 R15 选定后，即可确定电阻 R14 的阻值，由于这里的施密特触发器主要用来对输入电压进展整形，以提高抗干扰力气，通常可按 R14 一(0. 010.1)Ris 的关系来选取电阻 R14 的阻值。在这里选取 R14 =22 kR15=220k。由门电路构成的放大电路具有功耗小、稳定性高和本钱低等优点，缺点是输出阻抗高和上限频率较低。由于 VCC=5V，所以，当输入电压大于 2/3VCC，也就是 3.33V 时，电路就可以输出高电平，然后始终持续到 1/3VCC，也就是 1.67V 时，电路开头输出低电平。在前面的电路中，脉搏信号被转化为 5V 左右的信号，经过试验验证，脉搏信号在本级可以被转化为能被单片机识别的数字信号。图 3.16 整形电路3.3 时基信号产生电路时基信号产生电路应产生一个定时(1 min 或 0.5 min)方波脉冲的把握信号， 使计数器在定时脉冲宽度固定的时间内对脉搏电脉冲进展计数。为了得到频率较低、脉冲宽度确定的定时信号计数器的门控信号，通常承受“振荡加分频”的方法。先用振荡器产生高频脉冲，然后经数次分频得到所要求的时基信号，这种方法能获得格外准确的脉冲宽度。现在有一些集成电路，其内部同时包含振荡和分频两局部电路，使用起来格外便利，例如 CD4060 和 CD4040。CD4060 是一个 14 位二进制串行计数器分频器，它内部除了有 14 个 T 触发器组成 14 位计数器外，还包含一个振荡器，只要在CPi、CPo 和 CPo 端外接电阻和电容，就可以构成RC 振荡器。CD4060 的典型应用电路如图 3-31 所示。当 CD4060 接成 RC 振荡器时，其振荡频率 fo 与 Rr、CT 之间有以下近似关系：Fo=1(2. 2RrCT)电阻 RT 的值应>1 kfl，电容 CT 应100 pF，一般可先选定电容 CT 的容量，再依据上式估算出电阻值。图 3-31 CD4060 的典型应用电路时信号留意电阻 Rs 是为了改善振荡器的稳定性，削减由于器件参数差异而引起的振荡周期的变化而接入的。Rs 的阻值应尽量大于 Rr，一般可取 Rs 一 10R，r，此时振荡周期的变化可大为减小。为了得到准确的振荡频率值，实际上 RT 和 Rs 均应承受电位器，以便于调整。为了产生 60 s 的定时脉冲，依据 CD4060 的典型应用电路，修改外围电阻、电容的参数，很简洁得到所需要的时钟脉冲。时基信号产生电路如图 3-32 所示。图 3-32 时基信号产生电路芯片 CD4060 由一振荡器和 14 级二进制串行计数器位组成，振荡器的构造可以是 RC 或晶振电路，CR 为高电寻常，计数器清零且振荡器使用无效。全部的计数器位均为主从触发器。在 CP (和 CP )的下降沿计数器以二进制进展计数。在10时钟脉冲线上使用斯密特触发器对时钟上升和下降时间无限制。CD4060 引脚功能图CD4060 内部方框图Absolute Maximum Ratings 确定最大额定值：留意：本电路中 CD4060 的集成电路是承受飞思卡尔半导体公司生产的MC54HC4060J，它的功能与 CD4060 完全全都。世界上很多著名的芯片公司均生产同一功能和类型的芯片，但各个公司均有自己的一套命名方法表示型号，以期能够识别。3.4 计数译码显示电路计数译码显示电路是脉搏测试仪的重要组成局部，计数器的类型很多，选择余地较大，如十进制计数器74LS161、十进制计数器脉冲安排器CD4017、双十进制计教器 74LS390、异步二一五一十进制计数器 74LS290、CMOS 双十进制同步计数器 CC4518、CD4553 三位 BCD 计数器等，但最好选用有选通脉冲输出把握的计数器，以便实行动态扫描显示方式，这样可大大简化电路，节约元器件。这种类型的计数器中最典型的是 CD4553，它是 3 位十进制计数器。但它只有 1 位输出端输出 BCD 码，要完成 3 位输出，承受扫描输出方式，通过其选通脉冲信号依次把握 3 位十进制数的输出，从而实现扫描显示方式。由于人体脉搏每分钟的跳动次数不会超过 3 位数，用一块 CD4553 就可完成计数，电路格外简洁。计数译码显示电路承受CD4553(MC14553BCP) 作为计数器，由于CD4553 (MC14553BCP)具有以下功能：(1) 计数输出为 BCD 码，便于译码显示。(2) 具有显示驱动扫描脉冲信号输出，可实现动态显示。(3) 具有锁存把握、清零、计数允许(DIS)和溢出(OF)把握端，可实现其他功能的要求。CD4553 (MC14553BCP)的组成框图及其管脚排列如图 3-33 所示，其功能见表 3-5。CD4553 (MC14553BCP)的组成框图及其管脚排列a)组成框图 b管脚排列表 3-5CD4553 (MC14553BCP)的功能表输入输出MRCI_K DIS LEOOO不变j计数OOO1O×1×不变O1O计数fOlO不变lOO××不变O××工锁存O××l锁存1××OQO=QI= Q2 = Q3 = O 下面简要说明某些管脚的功能。CLK引脚：计数脉冲输入端。DIS引脚：计数允许把握端，当 DIS 为“o”时，计数脉冲由 CLK 端进入计数器；而当 DIS 为“1”时，制止计数脉冲输入计数器，计数器保持制止前的最终计数状态。LE引脚：锁存允许端，当 LE 为“1”时，锁存器呈锁存状态而保持原有锁存器内的信息。MR引脚：清零端，MR=1 时，计数器输出 QOQ3 皆为 0。溢出 OF引脚：当 CD4553 (MC14553BCP)每计满 1 000 个脉冲时，溢出端输出一个脉冲，然后重开头计数。输出哪一位的计数值由选通脉冲 DS1DS3 进展把握低电平有效。译码器的功能是把计数器 CD4533 (MC14553BCP)输出的计数结果BCD 码 转换成七段字形码，以驱动数码管，实现数字或符号的显示。CD4511 是常用的 BCD 码七段显示译码器，它本身由译码器和输出缓冲器组成，具有锁存、译码和驱动等功能，其最大输出电流可达 25 mA，可直接驱动共阴极 LED 数码管。CD4511 (CD45IIBCN)的规律电路框图和引脚功能图如图 3-34 所示。图 3-34 CD4511 (CD4511BCN)昀规律电路框图和引脚功能脚图CD4511 (CD451IBCN)的功能表见表 3-6。CD4511 (CD451IBCN)的功能表译码显示承受扫描方式，显示 3 位数字只需一片CD4511 (CD4511BCN)译码器， 这种显示方式可简化电路，节约元件，降低功耗。扫描显示方式的电路原理图如图 3-35 所示，其为 3 位 LED 显示，全部位的七段码线都并联在一起，而各位数码管的共阴极对于共阴LED 数码管K1、K2、K3 分别被计数器 MC14553BCP 输出的扫描时序脉冲 DSi、DS2、DS3 拉制(本设计电路中 DSiDS3 经三极管 V1 V3 把握 DID3)，从而实现各位的分时选通显示。留意：为了使显示稳定，应使扫描时序脉冲的频率适宜，频率过低将会使显示产生闪耀，而频率过高将会使显示产生余辉。扫描频率与显示数码管的位数有关，位数越多，扫描频率越高，通常扫描频率取几百赫兹，可通过调整 MC14553BCP 的电容 Cs 值来打算。数码管限流电阻值需依据数码管电流的允许值来进展计算。限流电阻 RI R7 可按 RiR7 一(UOH - UD - UCE)/I。选择。式中，UOH 为 CD4511 (CD45IIBCN)输出高电平(UOH =UCC)，UD 为 LED 正向工作电压(约为 1.52 V);I。为数码管的每段电流(约为 510 mA)；UCE 是三极管 VI、V2、V3 的管压降(约为 1 V)，则可求得 RiR7 均约为 0.5 k，在此取 RIR7 =470。图 3-35 3 位数码管显示电路留意:上面的限流电阻也可以串接在三极管的集电极与地之间这时原来 3位显示器的 3 个三极管的集电极要并联在一起，这样就可用一个电阻代替原来的 7 个电阻，这种接法的限流电阻仍可用上式计算，但工。不是数码管的每段电流，而应当取七段电流的总和。3.5 心律监测电路对脉搏计来讲，要求其不仅能测出人的心脏每分钟的跳动次数，还应能够指示出心律是否正常，心律不正常心律不齐是指脉搏中间消灭停跳的状态，即在连续的脉搏电信号中消灭脉冲失落的现象。通常可承受漏失脉冲检出电路来进展监测，如图 3-36 所示。图 3-36 漏失脉冲检出电路图漏失脉冲检出电路的核心局部是由 D5 (LM555J)组成的单稳态触发器。此外， 在外接电容 C3 的两端并联了一个三极管 V4。在没LM555J 引脚为低电平， u。=O。当输入端LM555J 引脚的触发脉冲下降沿到达后，电路进入暂稳态， 输出端为高电平，u。=1。而后电源电压 Ucc 通过电阻 R18 开头向电容 C3 充电， 当充电至 2/3Ucc 时，电路又返回到稳态，输出端重回到低电平，u。=0，这个稳态始终维持到下一个触发脉冲下降沿到达时为止。暂稳态持续时间输出脉冲宽度 Tw只取决于外接电阻 R18 和电容 C3 的大小，T=1.1 R18 C3。单稳态电路的工作波形如图 3-37 所示。图 3-37 单稳态电路的工作波形端漏失脉冲检出电路的根本原理是：使电路在没有漏失脉冲时，电容 C3 的充电值始终达不到 uc =2/3Ucc，则输出端将始终维持高电平。但是，当有漏失脉冲时，电容 C3 的充电时间加长，可使电容 C3 充电值到达 2/3 Ucc，于是电路由暂态返回稳态，输出端变为低电平。在下一个触发脉冲下降沿到达时，输出端又变为高电平，结果在漏失脉冲状态下，输出端产生一负脉冲，它可作为有漏失脉冲的标志信号。现在结合图 3-36 所示电路和图 3-37 的工作波形图进展说明，如图 3-38 所示。图 3-38 漏失脉冲检出电路波形假设单稳态电路开头时“。一 1，原来电容 C3 应通过电阻 R18 被电源电压 Ucc 充电，但由于此时CP 为低电平，三极管V4 饱和导通，则C3 两端电压 uc 将近似为 0。只有在tl 时刻后，由于CP 为高电平，三极管V4 截止，电容C3 才开头充电，甜。：将近似线性增加。当到达t2 时刻，电容C3 充电电压尚未到达2Ucc/3，而触发脉冲 CP 的下降沿消灭。在此后的 tzt3 期间，电容 C3 很快放电因三极管 V4 导通，这样输出电压“。仍保持原来的高电平。在 t3 时刻C3 又充电，未充到 2Ucc3 时，CP 又产生下降沿t4 时刻>，C3 很快放电。t5 时刻，C3 被充电，但由于在 z。幻期间有触发脉冲漏失，这样 C3 充电时间加长，在 t6 时刻可使电容 C3 充电至 2Ua:/3，使输出端“。变为低电平，C3 则通过 LM555J 内部的开关管快速放电。t7 时刻有触发脉冲下降沿消灭，从而使“。回跳至高电平。可见有漏失脉冲时，输出端“。就会消灭一个负脉冲，它就是检出漏失脉冲的标志信号。两个与非门组成 RS 愈发器，用来记忆漏失脉冲的状态。这样，当有漏失脉冲脉搏停跳 1 次时，甜。消灭负脉冲，通过