毕业设计人体脉搏测量仪设计.doc

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1、 摘 要本课题是人体脉搏测量仪的设计。由于脉搏信号的特殊性，在设计时必须要注意实现测量的准确。该系统的重点就在于要求实现测量的简便化和精确化。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行计数。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。按

2、照理论来说，只要有一次心跳信号就可以。但是要考虑到计算的精确性，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精确。计数结果将最终送至液晶屏1602来进行显示。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非常精确的采集，但是它的价格低廉，并且在经过系统的信号调理电路后，也能比较满意的实现我们所要实现的目标。整个系统耗电低，体积小，具有便携性与精确性。经过多次调试和实验，本系统基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

3、 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 结束语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”是最基本的四个方面。而在其中，切，也就是脉诊，占有非

4、常重要的地位。通过脉诊，医生可以对患者的身体状况有一个大概的了解，进而对症下药。脉搏信号可以直接反应出患者心脏的部分状况，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，预测疗效等。从近代医学的角度来看，人体循环系统承担着协调全身各组织的能量代谢，输送氧气、营养物质，运走代谢废物等重要的工作，还承担运送抗体、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行综合分析，显然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

5、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 鉴于脉诊的重要性，人们对于脉搏测量一直非常关注，早在1860年Vierordt 创建了第一台杠杆式脉搏描记仪，国内20世纪50年代初朱颜将脉搏仪引用到中医脉诊的客观化研究方面。此后随着机械及电子技术的发展，国内外在研制中医脉象仪方面进展很快，尤其是70年代中期，国内天津、上海、广州、江西等地相继成立了跨学科的脉象研究协作组，多学科共同合作促使中医脉象研究工作进入了一个新的境界。脉搏测量仪的发展主要向以下几个趋势发展： (1) 自动测量脉搏并且对所得到的脉搏进行自动分析。目前很多脉搏测量仪都具有

6、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经验的医生观察，进行分析后才能确认结果，浪费大量的人力，且由人为引入的误差较大。因此，未来脉搏自动检测的内容将更加详细，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发展，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。随着电子技术的发展，脉搏测量仪必然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部分。心脏跳动频率通

7、常用每分钟心脏跳动的次数来表示。采用数显式脉搏计测量心脏跳动的频率不但精确，而且使用方便，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放大器进行放大和整形，在短时间内，测量出人体一分钟的脉搏数，并将心率进行实时显示，便于携带。达到了方便、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，结构简单，性价比高，输出显示稳定，比较适应大众化，适合家庭进行自我检查以及医院护士进行每日的临床记录。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部分。心脏跳动频率通常用每分钟心脏跳动的次数来表示。采用数显式脉搏计测量心脏跳动的频率

8、不但精确，而且使用方便，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行采集，设计相应的信号调理电路，然后利用通过对脉搏信号进行测量，来进行实时显示测量结果。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，如果出现心律不齐，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

9、扰变为十分重要，需要设计低通滤波器进行滤波。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 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。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加入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

10、号的幅度的变化可以达到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。为了获得一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，必须采取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

11、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，显然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，根据任务要求可知，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行放大和整形等处理，以保证其他电路工作正常。要求在很短的时间（若干秒）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，最后以数字形式显示出来，这可以用频率测量的原理来实现，脉搏计的主要组成部分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

12、电信号的脉搏信号在单位时间内（1min或0.5min）进行计数，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：产生短时间的控制信号，以控制诚恳时间。控制电路：保证在基准时间控制下，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

13、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图所示。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，其余部分的功能叙述如下：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：控制基准脉冲信号进入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行计数，例如5个脉搏周期为5 s，即门打开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，显然计数值位50；反

14、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个脉冲进行分频，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。 这两种方案均采用频率测量的基本原理来实现。相比较而言，第一种方案更直观，所需的电路结构更简单；第二种方案的测量误差比较小，但实现起来电路要复杂些。为了使脉搏计轻巧而且便宜，这里准备采用第一种方案。2.2 总体设计框图脉搏测量仪系统总框图，如图2.3所示。系统由六个部分组成：输入单元电路，信号放大与整形电

15、路，时基产生电路，主门电路，计数显示器，逻辑控制电路。其中输入单元电路主要是选用合适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行显示。显示单元选择数码管或者液晶屏，对数据进行实时显示。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，包括五个部分组成。下面将分别介绍该五个单元

16、。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。这种传感器采用接扣与敏感区分离的方法,能明显的减少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,采用的电极应有贴力强,能紧附在人体表面,柔软、吸汗、极化电压低、导电性良好等特点。当选用电极传感器时,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

17、一种采用新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,结构简单,便于使用。当手指前端受到轻微的压力时，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。光电式传感器血液是高度不透明的液体，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，采用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，在一定光强范围内，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改变时，将使光电三极管极管收到不同的光强，并由

18、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。采用红外对管。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理想的信号。采用反射式的红外管。现在市场上的心率计普遍采用这种传感器来采集信号，因为此红外管接收和发射都在手指的同一侧，因此便不用考虑每个人手指情况不同所造成的麻烦。接收的是血液漫反射回来的光，此信号可以精确地测得血管内容积变化。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

19、,波形经过放大可以直接处理使用。缺点是价格非常昂贵，一般均在五百元以上，就本次设计来说，考虑到经费以及锻炼自己的目的，不选择使用该型传感器。3.1.2三种方案的优缺点比较光电式：优点：灵敏度高，易于操作,响应速度快，结构简单。缺点：1、外部光源的变化对测量结果的影响较大； 2、需要购买专门的医用光电传感器，价格较贵且不易购买； 3、对这样的器件接触很少，对其进行调试时可能会出现较大困难。压电式：优点：结构简单，实时性好，工作频带宽，应用电路简单，且价格低廉。缺点：直接与人体相接触，容易因为人体肌肉的颤动等而产生干扰。并且容易受到外界其他信号的干扰。集成式:优点:集成度高,包含了滤波,放大电路,

20、可以直接输出信号,便于操作,有效的减少了各种干扰。缺点:降低了本任务的难度,如果采用该传感器，只需将其直接接上单片机即可实现功能，且价格非常昂贵。考虑到种种情况，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，可以实现我们的实验目的。3.1.3压电陶瓷片介绍压电陶瓷片的外观和电路符号如下图3.2所示。压电片包括三个部分，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,注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。

21、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，先要对其进行实验，来确定它的输出电压是否符合要求。使用实验室砝码来测试，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) 0.1964.41 0.3924.55 0.5884.77 0.7844.80 0.984.85 1.1765.05 1.3725.35 1.5685.54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达到的目标。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部分。由

22、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节电压放大倍数方便等优点，微伏级的信号一般采用调制、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，如果使它工作在线性区，它就有电压放大能力。通过改变门电路的输出端、输入端所连接的反馈电阻，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，甚至使放大器达到饱和，所以第一级放大器的放大倍数不能太高。因此

23、还需要另一个放大器。同时完成放大工作后还需对信号进行整形，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，将分别介绍这两个部分。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须具有低噪声,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。为了达到上述要求,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，应适当选取反馈电阻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

24、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，且一般是不可调的。如放大倍数不够，可采取多级放大器级联来增大放大倍数。D4C和D4D门通过正反馈构成施密特触发器，电阻比值R14 /R15影响其回差值，一般先确定电阻R15，可根据公式求得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);

25、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行整形，以提高抗干扰能力，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、稳定性高和成本低等优点，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须转换为数字信号。这里有两个方案可以选择。方案一: 使用三极管进行整形. 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。

26、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复杂，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门通过正反馈构成施密特触发器，结构简单，使用方便，因此选用555芯片来完成该项任务。由D4C和D4D门通过正反馈构成施密特触发器如下图图3.14所示。图3.14 D4C和D4D门通过正反馈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，可根据公式求得R15的值。R15(UOH-UTH) /IOHmax 式中，UOH为门电

27、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行整形，以提高抗干扰能力，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、稳定性高和成本低等优点，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，然后一直持续到1/3VCC，也就是1.67V时，

28、电路开始输出低电平。在前面的电路中，脉搏信号被转化为5V左右的信号，经过实验验证，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)方波脉冲的控制信号，使计数器在定时脉冲宽度固定的时间内对脉搏电脉冲进行计数。为了得到频率较低、脉冲宽度一定的定时信号（计数器的门控信号），通常采用“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，这种方法能获得十分精确的脉冲宽度。现在有一些集成电路，其内部同时包含振荡和分频两部分电路，使用起来十分方便，例如CD4060和CD404

29、0。 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，再根据上式估算出电阻值。图3-31 CD4060的典型应用电路时信号注意电阻Rs是为了改善振荡器的稳定性，减少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

30、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均应采用电位器，以便于调整。为了产生60 s的定时脉冲，根据CD4060的典型应用电路，修改外围电阻、电容的参数，很容易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，振荡器的结构可以是RC或晶振电路，CR为高电平时，计数器清零且振荡器使用无效。所有的计数器位均为主从触发器。在CP1(和CP0)的下降沿计数器以二进制进行计数。在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

31、引脚功能图 CD4060内部方框图Absolute Maximum Ratings 绝对最大额定值： 注意：本电路中CD4060的集成电路是采用飞思卡尔半导体公司生产的MC54HC4060J，它的功能与CD4060完全一致。世界上许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部分，计数器的类型很多，选择余地较大，如十进制计数器74LS161、十进制计数器脉冲分配器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CC45

32、18、CD4553三位BCD计数器等，但最好选用有选通脉冲输出控制的计数器，以便采取动态扫描显示方式，这样可大大简化电路，节省元器件。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，采用扫描输出方式，通过其选通脉冲信号依次控制3位十进制数的输出，从而实现扫描显示方式。因为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，电路十分简单。计数译码显示电路采用CD4553(MC14553BCP)作为计数器，因为CD4553 (MC14553BCP)具有以下功能： (1)计数输出为BCD码，便于译码显示。 (2)

33、具有显示驱动扫描脉冲信号输出，可实现动态显示。 (3)具有锁存控制、清零、计数允许(DIS)和溢出(OF)控制端，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3-5 CD4553 (MC14553BCP)的功能表 输入 输出 MR CI_K DIS LE O O O 不变 j 计数 O O O 1 O 1 不变 O 1 O 计数 f O l O 不变 l O O 不变 O 工 锁存 O l 锁存 1 O QO=QI= Q2 = Q3

34、= 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）：计数允许控制端，当DIS为“o”时，计数脉冲由CLK端进入计数器；而当DIS为“1”时，禁止计数脉冲输入计数器，计数器保持禁止前的最后计数状态。 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，然后重新开始计数。 输出哪一位的计数值由选通脉冲DS1DS3进行控制（低电平有效）。 译码器的功能是把计数器CD4

35、533 (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)的逻辑电路框图和引脚功能图如图3-34所示。图3-34 CD4511 (CD4511BCN)昀逻辑电路框图和引脚功能脚图CD4511 (CD451IBCN)的功能表见表3-6。CD4511 (CD451IBCN)的功能表译码显示采用扫描方式，显示3位数字只需一片CD4511 (CD4

36、511BCN)译码器，这种显示方式可简化电路，节省元件，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，所有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V1V3控制DID3)，从而实现各位的分时选通显示。注意：为了使显示稳定，应使扫描时序脉冲的频率合适，频率过低将会使显示产生闪烁，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

37、电容Cs值来决定。 数码管限流电阻值需根据数码管电流的允许值来进行计算。限流电阻RIR7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位数码管显示电路注意: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

38、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，而应该取七段电流的总和。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）是指脉搏中间出现停跳的状态，即在连续的脉搏电信号中出现脉冲失落的现象。通常可采用漏失脉冲检出电路来进行监测，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部分是由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

39、稳态，输出端为高电平，u。=1。而后电源电压Ucc通过电阻R18开始向电容C3充电，当充电至2/3Ucc时，电路又返回到稳态，输出端重新回到低电平，u。=0，这个稳态一直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基本原理是：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，则输出端将一直维持高电平。但是，当有漏失脉冲时，电容C3的充电时间加长，可使电容C3充电值达到2/3 Ucc，于是电路由

40、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的工作波形图进行说明，如图3-38所示。图3-38漏失脉冲检出电路波形 假设单稳态电路开始时“。一1，本来电容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才开始充电，甜。：将近似线性增加。当到达t2时刻，电容C3充电电压尚未达到2Ucc/3，而触发脉冲CP的下降沿出现。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2Ucc