1、玉林師范學院本科生畢業設計基于LabVIEW的脈搏檢測系統設計Design of pulse rate detection system based on LabVIEW院 系電子與通信工程學院專 業測控技術與儀器班 級測控2014班姓 名韋彩蓮學 號201408403117指導教師單位電子與通信工程學院指導教師姓名甘永進指導教師職稱助教基于LabVIEW的脈搏檢測系統設計測控技術與儀器 測控2014班 韋彩蓮指導教師 甘永進摘要本課題以STC15單片機作為控制系統核心的心率測量儀的設計語病，先采用紅外對管采集脈搏的信號，然后將LM328當做運放設計？ 調理電路而處理所采集的信號，在其處理之后

2、，將其送至單片機實施A/D采樣與算法處理，其后在液晶屏上顯示出脈率與脈搏波形。此外，應用LabVIEW進行上位機的設計而取得和MCU之間的通信。語病基本實現了對人體脈搏的測量，以及對脈搏波形的實時監控。此次脈率測量的設計方式較為簡捷，并且具有精準的測試結果與整齊大方的顯示界面，因此其發展前景是光明的。關鍵詞：脈搏檢測系統，STC15W408AS，紅外光電傳感器，串口，LabVIEWDesign of pulse rate detection systemBased on LabVIEWMeasurement and Control Technology and Instrument,Measu

3、ring 2014 class Wei Cai LianSupervisor GanYong-jing？AbstractThis topic to STC15 single-chip microcomputer as core control system of the heart rate meter design, by using infrared tube to pulse signal, the amplification filter circuit for filter and amplification processing, the pulse signals using L

4、M328 as op-amp design control circuit to realize the collection of signal processing, the processing of signal into the MCU A/D sampling and processing algorithm, the final realization of pulse waveform on the LCD panel and pulse frequency display. In addition, LabVIEW is used to design the upper ma

5、chine to communicate with MCU. The measurement of human pulse and the real-time monitoring of pulse waveform are realized. The design measuring pulse rate method is simple, the test result is accurate, the display interface is friendly, has the relatively good development prospect.Keywords:Pulse det

6、ection system, STC15W408AS,infrared emission receiving sensor, serial port, LabVIEW玉林師范學院本科生畢業設計目錄1 引言11.1 脈搏的研究背景11.2 選題意義12 系統設計方案12.1 設計要求12.2 單片機選擇22.3 傳感器的選擇22.4 上位機顯示的選擇43 硬件電路設計43.1 系統總框架43.2 STC15W408AS單片機電路53.3單片機最小系統模塊63.3.1 電源電路63.3.2復位電路73.4 信號采集電路設計73.5 信號處理電路設計83.5.1低通濾波放大電路83.5.2 電壓比較

7、器93.6 液晶顯示模塊113.7 USB串口通信模塊124 系統軟件設計124.1測量計算原理124.2主程序流程介紹124.3顯示程序流程134.4 ADC 采用程序流程介紹144.5 LabVIEW上位機程序設計154.5.1 LabVTEW串口通信配置164.5.2 LabVIEW 脈搏波形顯示以及脈率計算175 系統測試與結果分析195.1測試方法和儀器196 誤差分析與修正22總結23致謝24參考文獻25附錄26附錄A硬件原理圖26附錄B PCB圖27C 硬件外觀圖28附錄D LabVIEW程序及前面板：29附錄F 部分程序30目錄很亂，有些地方有空格有些沒有1 引言1.1 脈搏的

8、研究背景每分鐘脈搏跳動次數這一物理量在生產加工，人們日常生活的各個方面都是一個最基本也是非常重要的一個物理量，在很多應用條件下，需要對脈搏跳動這個量進行檢測和監控。近幾年來，伴隨現代科學技術的不斷進步，對現代設備的精度的要求也越來越高，信息技術領域的前沿尖端技術包括了傳感器技術，通訊技術、以及計算機技術。在了解人體脈搏跳動的狀況之后，便能夠推斷出心臟的狀況，進而了解到我們身體的健康水平。但是，對于診斷看病來講，此項工作存在著一定的難度，因此掌握診脈方式是相對困難的。1.2 選題意義由心臟搏動而引起的脈搏,格式我們可以根據這個線索去找反映身體的重要標志。針對脈搏的跳動,我們都知道在中醫上有一種非

9、常重要的診斷方式，那就是診脈。中醫的醫生一直是用手來號脈,進而得到脈搏的信息。通過手號脈是一種很難掌握的技巧,因此人們十分的迫切有一種儀器可以快速準確的得到脈搏跳動的次數這個信息。作為工業管制系統中必不可少的組成部分，實時數據采集，是進行工業分析，進行工業處理以及控制的根據。將單片機采集到的脈搏每分鐘跳動次數數據通過窗口傳輸給上位機，達到了進行了實時遠程監控，以保證平常醫療安全檢測。2 系統設計方案2.1 設計要求(1)運用光電傳感器原理采集到人體的指尖輸出的脈搏信號，通過A/D轉換、MCU處理及設計的算法得到脈率；(2)通過上位機(LabVIEW)及液晶屏實時顯示波形及脈率值，實現人體脈率的

10、現場及遠程實時監測；(3)所采集的波形具有噪聲低以及完整干凈的特征；(4)應當將測量結果的誤差范圍控制在6%以下；(5)上位機的富有人性化，以方便專業人士進行分析以及觀察；(6)價格合理，性價比較高。2.2 單片機選擇方案一：利用STC15W408AS單片機完成對各個模塊進行控制。方案二：利用單片機STC89C51作為控制部分。方案論證：對于方案一所運用到的單片機來講，其是由STC公司所制造的單時鐘/機器周期（1T)單片機，其具有抗干擾能力超強、功耗低、可靠性高、以及高速等特點，8路高速10位A/D轉換。方案二中STC89C51單片機雖然簡單易懂，但功耗相對較大，數據傳輸的速率比較低，要實現較

11、復雜的控制功能還存在一定的難度。綜合以上所述，本設計采用方案一，用STC15W408AS作為芯片控制部分。對于系統所采用的STC15W408AS來講口語化，其是由STC公司所制造的單時鐘/機器周期(1T)單片機，其具有抗干擾能力超強、功耗低、以及高速等特征，其指令代碼與傳統的8051完全兼容。MAX810存在著數量眾多的內部集成專用復位電路，2路PWM，8路高速10位A/D轉換。此外，STC15W408AS還帶有豐富多樣以及功能靈活齊全的片內外設，為用戶提供了豐富的選擇空間，同時，也為設計人員們的設計、創新、以及創造提供了更大的空間。2.3 傳感器的選擇對于脈搏跳動的測量來講，口語化主要存在著

12、兩種傳統的測量方式：其一，利用壓力傳感器測量血液中壓力的變化進而計算出脈搏的跳動；其二，光電容積法。目前，由于第二種方式測量的準確性以及便利性，是應用最為普遍的監測測量方案之一。光電容積法的基本理論是，由于血管正常的搏動時，會導致人體組織不同的透光率，就是利用這種不同，來達到測量的目的。光源與光電變化器這兩個部分組成了這種傳感器，一般貼著人的耳垂或是手指。光源所運用到的發光二極管的波長范圍在五百納米至七百納米之間，該波長范圍的光，對動脈中氧和血紅蛋白具有選擇吸收的特性。當一束光照射人體表皮血管時，由于動脈的搏動會改變血液容積的變化，這種變化會造成此束光的透光率產生一定的變化。光線經由人體組織反

13、射之后被光電變換器所接收，進而轉變為電信號，然后再將這個電信號輸出。由于心臟是周期性搏動的，動脈中的血管容積也會跟著周期性變化。因此，有光電變化得到的電信號也會跟著周期性變化。它們的變化基本上都可以看成是同步的。這樣通過電信號周期性的變化，我們就可以得到脈搏跳動的信息，進而的到心？率這一指標。現如今，我國市場上主要有兩種常用的光電容積脈搏探測器：其一，反射式光電容積探測器；其二，透射式光電容積探測器。圖2.1為其結構。圖 2.1 反射式與透射式對比Fig 2.1 Comparison of reflection and transmission（1）對于反射式來講，其是通過組織以及血液所反射的

14、光強來對人體脈搏的信號進行間接性地測量，其具有更廣范圍的探測。然而，它所提取到的脈搏信號要弱于透射式，對于調理電路存在著更高的要求。（2）對于透射式來講，其是專門為身體某些較為薄弱的部位而進行設計的，例如：耳朵或手指，由探測器一側所發射的近紅外光可以將組織以及血液穿透，而被另一側的光電探測器接收到，那么便可以將脈搏的信號再次顯現出來。由上述克制？，透射式紅外光電傳感器能很好地與本設計契合，故將其運用到本設計當中。當手指側方在紅外對管中間的時候，由于心臟跳動，使得血管中血流量發生了一定的改變，紅外發光二極管所發出的紅外線對手指進行照射，通過手指中非血液組織的反射以及衰減，然后經由對面紅外接收二極

15、管來進行其透射光的接受，然后將所透射的光照強度轉化成為脈沖，從而將其擴大、濾波之后傳至單片機外部計數口，其后由單片機計算以及處理所輸進的信號脈沖，那么就能夠對脈搏次數進行實時地測算，圖2.2圖的名字是個截圖？是其工作流程圖。2.4 上位機顯示的選擇上位機和單片機實現是通過串口來實現的。單片機自帶串口，實現起來非常方便。在本設計中，通信協議采用自定義的。上位機的實現方案有很多種，目前主流的面向對象編程軟件有Visual Basic .NET、C#、Java、LabVIEW等。在本次設計中，LabVIEW是上位機的實現方案。對于編程軟件LabVIEW來講，其是一種由NI公司所研制的虛擬儀器。借助于

16、此軟件便能夠采集數據、控制儀器、分析數據、以及表達數據。其便于使用者建立適合自身所需的儀器系統。比較于傳統儀器，其具有多變性、以及靈活性的特點，擁有非常廣闊的發展空間。與傳統程序的設計方式相比較，LabVIEW存在著諸多無法比擬的優點，對于開發者來講，僅需要連接起邏輯框就能夠形成程序。LabVIEW在進行圖形編程時，其表現出了簡便清晰的特點，并且也存在著數量眾多相對應的設備驅動，并且也進行了眾多表達模塊以及分析模塊的配置。3 硬件電路設計3.1 系統總框架此次設計以STC15W408AS單片機為處理控制核心，通過51單片機的ADC功能，本設計主要包括了STC15最小系統、LCD12864顯示模

17、塊、信號采集電路、放大電路、比較電路、以及液晶顯示電路。與單片機進行數據傳輸，從而實現了將脈搏傳感器采集上來的數據傳輸到LabVIEW上位機上，顯示被測者心率值以及波形。系統的總框架如圖3.1所示。圖3.1 系統總框架雙向箭頭和單向箭頭怎么用？Fig 3.1 Overall framework of the system3.2 STC15W408AS字體單片機電路 （1）STC15W408AS單片機引腳分布如圖3.2所示。圖3.2 STC15W408AS引腳圖Fig 3.2 STC15W408AS pin drawing（2）下面將對STC15W408AS芯片部分引腳的功能及特性進行說明：1）

18、RST：表示異步復位引腳。當RST為低電平狀態時，MCU為復位狀態，重設內部寄存器，及片內SRAM；當RST從低電平變為高電平的時候，PC指針從0地址開始。STM15中的RST具有施密特功能，在輸入電壓不達1.9V時芯片會自動復位。2）SCK、SDA、RS、CS:連接對應的液晶顯示屏的接口，SCK是I2C的時鐘控制線，SDA是I2C的數據傳輸線,RS為RD是讀數據的控制信號。3）P1.0/ADC0：ADC的輸入通道在由調理電路擴大之后的脈搏信號，其峰值大約是0.5V，而對于STC15W408AS系列單片機來講，在其片內集成有12位轉換精度的ADC模塊，其分辨率最小是，可以適應于精度所需，其采樣

19、頻率高至200ksps,但是信號頻率僅為010赫茲，因此，采樣頻率也同要求相一致。此外，運用片內集成的ADC12也能夠促使開發成本得以降低以及系統穩定性得以提升。4）P3.3/INT1:外部中斷1，不僅能夠下降沿中斷，同時能夠上升沿中斷，假使INT1管腳只是下降沿中斷。假使INT1在清0之后，INT1管腳不僅支持上升沿支持下降沿中斷。作為輸出信號接口。5）TXD和RXD：分別為串口發送和接受引腳。3.3單片機最小系統模塊對于單片機最小系統來講，其指的是單片機最小的應用系統，通過最少的元器件而構成的單片機正常運作的系統，由復位電路、電源電路、以及單片機所構成。3.3.1 電源電路本設計需要5V電

20、源供電，調理電路中的LM324、LCD顯示、單片機供電以及紅外發射傳感器都需5V電源供電。因為電源紋波會極易干擾到微弱的脈搏信號，因此為確保采集到的脈搏信號較為干凈，那么設計電源同樣十分關鍵。此處所選取的電壓轉換器具有低功耗的特點，它的輸出電流能夠達到800毫安。此芯片應用在電池供電場合是十分適合的。此外，穩壓芯片的兩側均增加了一個100NF的極性電容，其目的是將電源中的低頻信號過濾掉，同時增加了一個10uF的非極性電容，其目的是將電路中的高頻信號過濾掉。在某種程度上，此設計可以降低電源紋波所產生的干擾，有效地保障了可靠脈搏信號的提取。如圖3.3所示。圖3.3 電源電路Fig 3.3 Powe

21、r circuit3.3.2復位電路對于單片機復位來講，其指的是把所有系統進行初始化，以利于系統可以返回至原始的狀態而再次進行運行。復位條件是：輸進連續2個周期以上的高電平在RST引腳，其后復位操作由單片機開始實施。圖3.4為此次所設計的復位電路原理圖。3.4 信號采集電路設計圖3.5為信號采集電路圖。D1是紅外發射二極管,D2是紅外接收二極管，紅外傳感器由D1以及D2所構成。VCC是電源輸入。在人體手指插到紅外對管中間且心臟收縮的時候，也就是脈搏跳的瞬間。指尖的血液流過的時候，紅外光的透過率下降，經過R3的電流低；在心臟處于舒張狀態時，人體血液開始回流，也就是脈搏不跳的瞬間，指尖所含有的血液

22、較少，具有較高的透過率，經過R3的電流便會增大。3.5 信號處理電路設計3.5.1低通濾波放大電路對于傳感器所直接采集的脈搏信號來講，其是十分微弱的，因此不可以讓單片機對其實施直接的分析。其必須要先將信號擴大以及濾波，將信號擴大至V的數量級。由于脈搏信號具有相對較低的頻率，因此，此處信號的處理選擇了低通濾波電路。如圖3.6所示，此電路是同相比例運算電路以及RC濾波電路兩者所組成，電解電容C4是用來隔直流，C4和R4構成RC濾波。信號輸入時要經過R4和C4共用組成低通濾波電路，目的是將輸入的信號進行頻率截止和清除干擾，以提高測量數據的精確度。而LM358的作用就是將濾波后得到的微弱信號進行放大，

23、以便于被單片機采集到，放大倍數則按照單片機采集信號的標準通過R5和R6的阻值比例來調整。能夠借助于電位器的調節來進行電壓放大倍數的變化，最小的電壓放大倍數是： （3.1）截止頻率是： （3.2）假如以每秒200次的心率進行計算，那么其頻率大約是3.33赫茲，因此濾波的特性還是相對較好的。圖3.6 信號放大電路Fig 3.6 Signal amplifier circuit3.5.2 電壓比較器？信號在經濾波以及擴大之后，其依舊是模擬信號，目前要將此信號送至電壓比較器，把模擬信號轉換為低電平或是高電平狀態的數字信號。圖3.7為電壓比較器。此為單限比較器，同相輸入端射極跟隨器正向輸入是接上圖的一級

24、放的輸出的，因此此處稱之為二級。三級即為比較器可以將整形之后的脈搏方波輸出，將一LED燈連接在輸出處，此時人體脈搏的跳動便能夠直觀地顯示出來，當高電平來一次，那么燈便亮一次。3.5.3 運算放大器LM358在處理信號時所運用到的運放為LM358.LM358 ，其具有2個內部頻率補償、高增益、獨立的雙運放。其不僅能夠工作于單電源模式下，雙電源工作模式同樣適用。下圖3.8是LM358引腳圖。兩個運放的信號輸出端口依次是OUT1以及OUT2；GND接地，VCC接電源電壓；IN1（+）為兩個運放的同相輸入端，IN2（-）為兩個運放反相輸出端。當輸入1（+）大于輸入1（-），輸入2（+）大于2（-）是，

25、輸入1和輸出2輸出高電平；當輸入1（+）小于輸入1（-），輸入2（+）小于2（-）是，輸入1和輸出2輸出低電平；圖3.8 LM358的引腳結構Fig 3.8 LM358 pin structure？圖亂跑3.6 液晶顯示模塊在數字信號被ADC轉換之后，則需在液晶屏予以顯示，因為需將脈搏波形顯示出來，因此應當選取一種具有較高分辨率的液晶屏，此外，為了使液晶屏便于攜帶，那么其要具備體積小以及功耗低的特點。綜合考慮了之后，便選取了LCD12864顯示屏。對于液晶顯示屏來講，其使用引腳僅為12個，但是在去掉背光引腳以及電源引腳后，僅需5個引腳與單片機的I/O口相連接，因此十分便利。以更好地促使單片機靈

26、活地控制液晶屏的背光與電源光，此處選取除GND之外其它5個引腳均受單片機I/O口的控制。依次連接至P1.3到P1.7七個I/O口中。具體引腳如圖3.10所示：圖3.10 LCD1602顯示模塊原理圖Fig 3.9 LCD1602 display module schematic diagram3.7 US字體B串口通信模塊在此次的設計中，應用了USB串口來實現LabVIEW上位機與單片機之間的通信，在傳輸的過程中，USB所運用的為差分信號。對于單片機串口來講，其能夠實現TTL，卻只能間接地應用在USB通信中，此外USB協議十分復雜，通過單片機難以實現。因此，我們能夠把單片機串口所輸出的電平借助

27、于CH340G轉接芯片而轉變為上位機USB接口能夠辨認的差分信號以及USB通信協議實現后，便能夠把相關的數據傳到上位機。在運用此項目之后，可以明顯地感受到其所具有的各種優點，那么對于應用上位機的有關儀器設備具有重要的參考價值。4 系統軟件設計4.1測量計算原理在單片機中，主要運用測量的計算，這個測量的原理是，在t秒時間內，有連續的K個脈搏跳動，則在t時間內，脈搏跳動頻率的平均值n（次/min）為：n=60K/t (4-1)我們通過使用脈動信號去控制單片機上的定時器T0，中斷計數使用的是工作寄存器，假定該值為N，于是得到：t=0.001N (4-2)由前面兩個式子可以得到：n=60K/t=60K

28、/0.001n=60000K/N (4-3)字體上式的數據模型，就是使用單片機計算脈動跳動頻率的公式原型。4.2 主程序流程介紹 一般來說，程序的設計方式大多都是采用模塊化模式。將一個完整的程序設計成幾個相互獨立的模塊，每個模塊間互不影響。這樣不僅可以讓模塊的功能更為完整，而且還可以明確設計思路，增強程序的可讀性。同時也方便整個程序的設計和調試，方便管理。圖4.1為主程序流程設計圖。圖4.1 主程序設計Fig 4.1 Main program design4.3 顯示程序流程顯示程序的功能主要是將AD轉化后的波形以及單片機計算得到的心率在顯示器上進行顯示。如圖，在整個設計中，最為關鍵的是10毫

29、秒定時設計，是脈搏采樣2次的基本條件。本設計中，10毫秒定時是通過T1定時器來實現的，每10毫秒等待定時的檢測時間t是用XinTiao_Jishu表示，那么就可以由公式n=6000/t來獲得每分鐘脈搏次數，本設計的2次脈搏采樣即顯示脈搏次數，因此當M為2 的時候，t為TO計數器記錄的兩個脈搏時間，將計算結果轉化為十進制運算，在液晶顯示器上顯示出來。圖4.2 顯示程序流程Fig 4.2 Display program flow4.4 ADC 采用程序流程介紹（1） ADC 初始化。1）P1端口設置成ADC功能2）ADC存放的10bit數字信號，清零3）禁止ADC中斷（2）ADC 轉換1）ADC上

30、電，確定轉換速率和通道，啟動轉換2）延時3）等待轉換完畢，否則一直等待4）清標志位（3）讀取10bit的轉換值。4.5 LabVIEW上位機程序設計本系統通過RS232串口實現上位機與中下位機的通訊。通過串口協議，單片機可以實現數據的發送，前提為設置好串口的波特率以及工作方式，本系統串口的工作方式選用1，設定波特率為9600bps。當定時器1運行到8的位置時，自動開啟重載模式，此刻的波特率為9600bps。下位機主程序如圖4.3所示。圖4.3 上位機程序的流程框圖Figure 4.3 flow block diagram for LabVIEW program4.5.1 LaBVTEW串口通信

31、配置本系統采用RS232串口實現下位機與上位機之間的通訊，將下位機的定時器波特率設定為9600bps。LabVIEW提供VISA(virtual instrument software architecture)驅動和函數接口，可以方便的實現串口儀器設備的控制。我們將VXI plug&play聯盟制定的I/O軟件規范標準稱之為VISA，其內置的標準I/O函數庫，可以用于儀器的編程，由于其獨立于硬件設備、操作系統、總線和編程環境，使開發人員可以用同一API（application programming interface）控制GPIB、串口、USB、以太網、PXI或VXI儀器。在VIS

32、A基礎上實現串口的通訊，其流程包括：先對串口采用VISA ConfigureSerial Port VI進行配置，采用VISA Resource Name來配置串口號，Baud rate Data Bits來配置波特率、Parity來配置數位以及奇偶校驗位。再通過VISA Write VI在While循環的串口中輸入數據，通過VISA Read VI來進行數據輸出，從而實現數據的交換。最后對VISA串口資源調用VISA Close VI來完成釋放。下圖4.4為VISA串口的配置函數。圖 4.4 VISA串口配置Figure 4.4 VISA serial port configuration為

33、了保持與單片機串口協議的同步性，這里仍然需要設定波特率為9600bps，同樣將數據比特選定在8位，并將流控制以及奇偶校驗缺省。讀取VISA緩沖區的數據使用如圖4.5所示的函數，進行VISA讀取的時候，要將單次讀取的字節數量提前設定好，因為串口單次發送數據為5，因此需要在此設定為5位。讀取得到的數據是字符串的類型，還需要轉換成十進制數字的數據類型。圖4.5 VISA串口讀取Figure 4.5 Read by VISA serial port4.5.2 LabVIEW 脈搏波形顯示以及脈率計算為了實現更好的人機交互，將脈搏電壓可視化地顯示成時域波形，并計算對應的脈率，方便了解這一重要生理參數。如

34、圖4.6所示，VISA串口配置初始化之后，進行串口數據的讀取，獲取單片機端采集到的脈搏電壓隨時間變化的數據。在VISA讀取之前增加屬性節點以查詢VISA的I/O緩沖區中的數據個數（字節數），可以方便后續數據處理。當字節數為零或者讀取字符串為空時不執行數據處理，否則將接收到的十六進制字符串轉換成十進制數據用波形圖顯示出來（如圖4.7所示）；另一方面也直接顯示接收到的十六進制字符串。對于脈率（通常情況下等于心率）計算，有兩種方式：其一是下位機直接計算好后將脈率值插入脈搏電壓數據中，并加上特定標識符，以一定頻率發送至上位機，后者直接讀取；其二是通過上位機進行計算。這里采用第二種方法。如圖4.8所示，

35、VISA串口每次讀取到一定字節數的數據，經由循環結構與移位寄存器轉換成數組，再通過LabVIEW的峰值檢測函數進行數據峰值個數的檢測。為摒除脈搏電壓中各種小起伏的干擾，應該設定合適的峰值檢測閾值，經調試采用該段數據（確保數據長度足夠，至少能包含一個脈博峰）中最大值的90%作為閾值。由此獲得的峰值個數再比上該數據段對應的時間長度，即獲得脈率。圖4.6 脈搏數據讀取和顯示的程序框圖Figure 4.6 block diagram for reading and display of the pulse data圖4.7 脈搏數據讀取和顯示的前面板Figure 4.7 front panel for

36、 reading and display of the pulse data圖4.8 脈率計算的程序框圖Figure 4.8 block diagram for calculation of the pulse rate5 系統測試與結果分析5.1測試方法和儀器（1）示波器觀察脈搏波形并分析調試調理電路部分，上電之后，在調理電路的輸出口用杜邦線引出，通過接到示波器，觀察到較為干凈完整的脈搏波形為止。示波器顯示采集到未經處理的光電容積脈搏波信號,這種波形是不規則的，因此很難測量其頻率。但可以對波形進行整形，將其轉化為方波信號，然后就能采用定時器來統計其中相鄰的兩個方波上升或者下降沿的時間。我們可

37、以采用電壓比較器進行整形，上文已經完成采樣工作，因此這里不再需要整形，其中閾值可以采用多次測量獲得的AD值，就可以轉化為方波信號。圖5.1為整形后的脈搏方波信號。圖5.1 整形后脈搏信號Fig 5.2 Pulse signal after plastic surgery可以看出，波形相對干凈，波幅從哪里看可以達到500mV，與單片機A/D的需求相適應，由此證明本次設計中的運放芯片采用LM324是合理的，基本達到預期目的。示波器顯示直流檔波形,如5.2圖所示。圖5.2 放大后的波形Figure 5.2 amplifies the waveform（2） 實測：采用手機應用軟件和下位機同時對四位不

38、同的對象進行測量。手機應用軟件的測量原理是根據人體中含氧量的變化會導致血液的顏色發生周期性變化。通過手機上的LED高頻度閃光燈，將指尖皮膚下的毛細血管照亮，當血液受心臟作用而涌入時，回答導致皮下血液的顏色發生輕度改變，通常可以由肉眼觀察到，而攝像頭對這種變化更為敏感，因此可以計算心跳次數。在這里以手機軟件測得數據作為標準，測量正常狀態下的10名被測者，然后采用誤差分析法進行分析，實驗數據如表5.1所示。（3） 通過下表我們可以看出，雖然存在誤差，但是誤差值保持在10以內，數據可采信，但是有時候因為時間掌握誤差較大，會導致測量精度嚴重失準。實物圖如圖5.3所示。 表5.1 下位機測量數據與標準值

39、比較Table 5.1 Comparison of the measurement data with the standard value第1次測試測試者1測試者2測試者3測試者4測試者5標準值6779808288測量值6877787887誤差1.5%2.5%2.5%4.8%1.3%第2次測試測試者1測試者2測試者3測試者4測試者5標準值6977908898測量值7370888189誤差5.7%9.1%2.2%8%9.2%第3次測試測試者1測試者2測試者3測試者4測試者5標準值6089858798測量值6578797787誤差8.3%12.4%7.1%11.5%11.2%第4次測試測試者1測

40、試者2測試者3測試者4測試者5標準值6179858289測量值6877787887誤差11.5%2.5%8.2%4.9%2.2% 圖 5.3 實物顯示Fig 5.3 Physical display6 誤差分析與修正(1) 傳感器靈敏度如果傳感器靈敏度出現異常會導致結果不準確，靈敏度過低，傳感器會失效，靈敏度太高，傳感器會過于敏感，手指輕微抖動都可能會誤判，另外，光軸精確度、工頻信號以及電磁波都會影響脈搏采集結果。(2) 手指抖動。紅外傳感器在對人體信號檢測的時候非常敏感，即使手指輕微抖動都能導致傳感器的相應。因此，設計時，將紅外對管在可以放進手指的距離上進行固定，測量時，需要保持手指盡量不抖

41、動，可以將測試結果的誤差減小到最低，也就是只要被測者的手指抖動幅度不要太大，測量結果基本是準確的。(3)呼吸不平穩在通過紅外傳感器進行脈搏測量的時候，是根據血液的透光率發生變化從而將血液流動信號轉化為電信號。但是血液的透光率會因血液中含氧量的變化而出現波動。人體進行劇烈運動后，呼吸速度會加快，脈搏的變化就會很大。因此，我們所測量的脈搏是人體呼吸平穩的時候測得的脈搏數。（4）情緒波動人體情緒波動會脈搏測量的結果有很大的影響。因此，要想獲得準確的脈搏數，應當在人情緒穩定的時候進行。總結本文設計的內容是基于LabVIEW的脈搏檢測分析系統，系統的設計包括下位機的信號采集模塊、處理模塊以及單片機和顯示

42、器、通信接口、上位機等。而信號的采集和處理是系統中最為關鍵，也是最為困難的部分。系統需要從人體采集脈搏信號，因此，傳感器必須采用醫用等級的材料，防止損害到人體。此外，人體的脈搏信號非常微弱，因此要通過單片機實現對脈搏信號的分析，首先要結合測控電和模電的相關理論。在進行分析的基礎上，本設計最終確定對信號進行處理的時候使用低通濾波器，信號放大后在通過比較器實現對比，最后將模擬信號轉化為數字信號，通過單片機分析出結果。本系統設計了電池供電以及充電的功能，而且可以將脈搏波形在顯示器上直接顯示出來，一方面方便設備的攜帶，另一方面也方便測量使用。本設計可以測得較為準確的脈搏頻率，實踐誤差小于4%.，并且可

43、以對脈搏的狀況進行初步判定。設備具有功耗低，待機實踐長的特點。此外，設備還可以實現人機交互，可以通過PC機對脈搏頻率和波形進行觀察。不足之處在于采用紅外反射傳感器進行信號采集，一般只能通過手指部位進行測量，而且測量時間不宜過長。另外，測量結果的精確度還有待提高，系統的穩定性也有待提高，人體在劇烈運動后或者情緒波動時很難獲得準確的采集結果。 致謝在本文即將結束之際，我要由衷地感謝我的導師，在整個畢業設計的制作過程對我的幫助、指導和監督，感謝您在我遇到問題時總能及時的給我提點，幫助我一起解決問題，誠摯的感謝學校給予的機會，以及導師的耐心教導，同學的熱心幫助，在此表示衷心的感謝，此外通過本次畢業設計

44、，還認識到了我們學校導師嚴謹的治學態度、豐富淵博的知識、敏銳的學術思維、精益求精的工作態度以及誨人不倦的師者風范這些都將是我需終身學習的。并且在制作過程中，努力查找資料以及在師長同學的幫助下，自身獨立思考動手去制作出成功的作品，讓我學到了在今后的學習生活過程中，要不氣不餒，細心耐心，學以致用，腳踏實地的完成每一件事情，也讓我深刻感受到自身學識的遠遠不足，更讓我明白要更加努力的去學習豐富自己的專業知識和動手能力與理論知識的相結合。最后，再次誠摯的感謝學校和我的導師！參考文獻1陳志旺.STM32嵌入式微控制器快速上手M.-2版.北京電子工業出版社2014,22-23.2陳志旺.STM32嵌入式微控制器快速上手M.-2版.北京:電子工業出版社，2014,82-82.3陳鐵軍,余旺新,莫燕斌.單片機原理及應用技術講義M.成都:西南交通大學出版社,2014,170-171.4彭震.從51菜鳥到ARM(STM32)高手進階之旅M.北京:北京航空航天出版社，2014,154-154