脉搏测量仪Word下载.docx
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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0HZ~10000HZ。
（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信号的幅度的变化可以达到15％。
基线漂移的频率是从0.15～0.3HZ。
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.方案论证
正常成年人的脉搏次数是60-80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。
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：
对装换为电信号的脉搏信号在单位时间内（1min）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。
测量时间越短，误差也就越大。
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。
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。
3.方案设计
总体框架
脉搏测量仪系统总框图，如下图所示，系统由5部分组成：
传感器电路、放大与整形电路、基准时间产生电路、控制电路、计数译码显示电路。
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，以控制计数时间。
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。
传感器的选择
（1）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。
（2）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。
（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。
（4）三种传感器的优缺点比较
a．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。
b．光电式
灵敏度高，易于操作,响应速度快，结构简单。
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。
c．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，最终选择光电式红外对管传感器。
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。
放大与整形电路
（1）一级同相比例放大：
放大器选用低漂移，高输入阻抗、具有高共模抑制比的集成运放电路的效果比较好；
C2是小电容，低频开路，低频信号可以正常放大；
高频短路，噪声不能放大（放大倍数为1）。
从而提高了信噪比。
（2）二级滤波电驴：
滤波电路使特定频率范围内的信号通过，由于脉搏信号的频率在1.33HZ左右，正常情况下不会出现高于2HZ的信号，因此需要设计一个低通滤波器，用来滤去高频信号。
在这个系统中最大的干扰就是来自市电的50HZ干扰信号，考虑到有些病人在患病时可能会出现较高的脉搏，因此在设计滤波器的截止频率在4HZ左右，这样不但能保证不滤去脉搏信号，而且能很好的将干扰滤去。
A．无源滤波器
采用RC低通滤波器。
该电路截止频率为1/RC
特点是电路简单，阻带衰减太慢，选择性较差。
B.二阶有源滤波器
为了使负载不影响滤波特性，可在无源滤波电路和负载之间加一个高输入电阻、低输出电阻的隔离电路。
采用二阶有源滤波器，通带内幅频特性曲线比较平坦，而且二阶也可以达到较陡的衰减的特性。
由于主要的干扰出现在50HZ左右，所以在截止频率较低时，采用二阶滤波器即可达到很好的滤波效果。
三级反相滞回比较器
通过调节VR1来改变上下限
基准时间产生电路、计数与数码显示电路
通过调节VR2，来改变充放电的时间常数，从而改变LE（使能端）到达高电平的时间，一旦LE为高电平，计数器就被锁定，不工作。
三、电路分析
1．分析R1、R2、R14的作用，计算其取值大小（计算时参考红外发射接收管的性能参数）；
作用：
限流作用，防止电流过大，烧坏红外发射管、红外接收管、发光二极管；
同时提供合适的工作电流，防止电流过小，导致二极管不能正常工作。
R1：
红外线发射二极管在使用时，须由电流驱动，又其发光强度是与电流成比例变化，所以电流控制方式的重要性就相对的增加了。
这样的阻值选择并不唯一，经实验证明，150Ω仍符合要求。
图1所示为其电阻负载驱动方式，这是最简单的驱动方式，驱动电源是以直流为之，根据图2所示的正向电压、电流特性可绘出其负载线，并求出其工作点。
该工作点所对应的电压、电流分别为VF及IF，IF=20mA（小于IFmax）,VF=1.2V
根据上述参数，可得
R2：
一般红外接收二极管的光照时的电流（在照度为1mW/cm2时）在0.05mA左右（20—100uA）。
在没有光照时的电流（暗电流）60nA以下。
VR=5V时
R14：
一般的发光二极管（LED）都是直流20mA进行驱动，并且在20mA下的工作电压一般在2.1V左右，电阻值为0.1K。
考虑到与非门驱动能力小，可以为1k
2．计算第一级放大电路（U1A）的放大倍数
第一级为同相比例放大电路，放大倍数为
C2是小电容在低频时相当于开路，对放大倍数不影响，仍为121；
在高频时相当于短路，将R5短路，放大倍数为1；
第一级电路实际上为放大低频段，并不放大高频段信号。
由于测量信号（脉搏）是低频信号，噪声一般为高频信号，因此第一级电路提高了信噪比
3．分析滤波电路（U1B）的类型；
计算滤波电路（U1B）的通带放大倍数Aup、特征频率fo、品质因数Q；
第二级电路为压控电压源二阶有源滤波器
M
当f=0时，C4、C5均断开，故通带放大倍数
M的节点电流方程为
联立方程得到传递函数
特征频率
品质系数
4．分析比较电路（U1D）的类型，并计算比较电路的上下门限电压（假定VR1滑到最右端）
以U1D为核心的电路为反相滞回比较器。
上下门限电压如下
5．以U1C为核心的电路起什么作用？
能否取消U1C，只用R15、R16进行分压？
U1C为电压跟随器，抬高前三级电路的静态工作电压，避免输入的交流信号出现失真。
不能，电压跟随器是电压串联负反馈，输入电阻无穷大，从而只要R15、R16阻值一致，即可实现分压；
若取消R15和R16，则电路中的负载会和R15、R16并联，从而无法提供理想的静态工作电压。
6．开关S1起什么作用？
是选择自锁开关还是非自锁开关呢？
作用一：
给计数器清零
作用二：
给电容EC2充电
非自锁开关
7．分析以CD40106为核心的电路是如何实现1分钟定时的？
影响定时精度的因素有哪些？
（1）按下开关，二极管导通，EC2充电至VDD（需要按一定时间）
（2）放下开关，二极管不导通，EC2通过R18和VR2放电，9脚电压逐渐减少
（3）当9脚电压低于VTL，则8脚电压转为高电平，使能端高电平，计数器锁住，不再计数
（4）通过调节VR2，即可实现充放电的时间
影响因素：
电容值EC2，电阻值R18、VR2，电压源的输出电压，非门的栅极电流
四、仿真结果
总体电路图
（1）对第一级放大电路（U1A）进行仿真，根据仿真结果计算放大倍数，与前面的计算值进行比较；
第一级电路图
激励源设置
时域仿真结果
放大倍数
（2）对滤波电路进行仿真，根据仿真结果计算Aup、fp、Q并与前面的计算值进行比较；
第二级电路原理图
整机仿真结果
时域分析
放大倍数
频域分析无法进行
第二级单独仿真
频域分析
1HZ时为19.6dB
19.6*0.707=13.85dB
特征频率（截止频率）fp=6.89HZ
（3）观察比较电路的仿真结果，改变VR1观察仿真结果有何变化；
第三级原理图
VR1=8k，输入3v，输出4.5v
VR1=2k，输入3v，输出4.5v
结论：
增大VR1，会增加上校门限电平
（4）对脉冲计数电路进行仿真，计数脉冲可用仿真信号代替；
输入信号为1HZ的4V方波
VR2=250K,计数57停止
VR2=200K，计数53停止
减少VR2，RC电路的时间常数减少，计数时间减少
五、原理图与PCB图
原理图
数码管原理图的库文件
数码管封装图
三极管封装图
滑动变阻器封装图（2号脚在中间）
开关封装图
PCB布线图
实物图
六、测量数据
1.整机工作电流
测量方法：
将万用表的电流测量档串联接入,具体为将红表笔插入微机电源的正极，黑表笔与PCB版的VDD线相连，PCB的GND线插入微机电源负极。
测得整机工作电流为5.2mA
2.运放各脚电压
用万用表的电压测量档与测量各脚的静态工作电压
u1
管脚
1
2
3
4
5
6
7
峰峰值/V
2.45
2.48
4.96
2.49
8
9
10
11
12
13
14
2.76
2.5
3.63
u2
3.32
2.04
2.27
15
16
4.98
3.33
4.97
u3
0.04
4.01
3.65
u4
4.27
4.26
3.第二级的通带截止频率
一般而言，截止频率分别有一个上限和一个下限。
但是本题输入信号的频率为1HZ，由于示波器的精度有限，低于1HZ的下限无法测得，故只能测量上限。
具体方法为先用示波器记录信号源频率为1HZ时的输出电压V0，接着根据定义计算截止频率对应的电压为
，然后逐步增大信号源频率直至电压降为
，最后记录对应的频率。
实验测得截止频率为
f=4.72HZ
七、测试结果
各级放大倍数
编号
Uin
Uout
理论值
仿真值
实测误差
仿真误差
第一级
4mv
440mv
110倍
120
98.7
8.30%
17.75
第二级
200mv
840mv
4.2倍
9.4
58%
6%
第一级输出（输入为1HZ的4mv正弦波）
第二级输出（输入为1HZ的100mv正弦波）
第三级输出（输入为1HZ的4V正弦波）
第二级截止频率
1HZ为840mV，截止频率电压对应为600mV
截止频率测量数据
实际值
7.96HZ
6.89HZ
4.72HZ
40．7%
13.4%
八、误差分析
1、电阻的真实值与标称值存在一定差距，可能是电阻老化之类的原因,
2、焊盘和铁丝，焊丝之间可能存在接触电阻。
3、实际测量时发现电源电压并不是稳定在5V，而是在不断的跳动，电压不稳也会导致误差
4、理论计算本身就存在缺陷，在计算时假设各个电路相互独立。
虽然加上隔直电容后，可以在中频段忽略电容的阻值大小，但是由于电路中既存在低频信号，也存在高频信号，电容阻值大小不能忽略。
5、信号源发生器、示波器的仪器误差
6、人的心率并不是周期信号，在测量时间内会出现波动
7、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
8、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0HZ~10000HZ。
9、由于呼吸引起的基线漂移和ECG幅度变化
10、红外对管不灵敏，手指离接收管稍远一些，就会产生很大的偏差。
解决方法
1、可以通过选用精确的元器件减小实测结果与仿真结果的偏差。
2、尽量避免偶然误差，钻孔焊锡时态度认真。
3、PCB排版式综合考虑各元件之间的影响。
4、按下开关的时间竟可能的长，使得电容能够有足够的充放电时间
5、手指以恰好贴住接收管为最佳姿势
九、创新及建议
1.分析原电路设计不足
1）红外线对管的灵敏度不够。
手指离接收管的远近会很大程度上影响到测量结果，为了能够让接收管尽可能的接收到脉搏信号，不得不将手指贴住接收管，对血管产生压迫，脉搏信号改变。
解决方案：
用压电陶瓷片替代光电传感器。
目前市场上有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。
2）测量时间过长，人会感到疲劳，在测量过程中人难免会感到疲劳，测量过程中人的状态不一致会引起误差。
缩短测量时间，但这样可能会增大偶然误差；
或者固定脉搏次数，计算所需时间，然后在转换为脉搏次数。
3）在基准时间电路的VR2调整好后，过了一段时间，计时会发生变化，这可能是因为电容充放电不彻底。
选择充放电性能良好的电容，在按下开关时按住的时间要加长。
2.提出更优化的原理性设计方案
使用纯硬件电路实现，测量脉搏计跳动固定次数（例如5次，10次）所需的时间，然换算为每分钟的脉搏次数
使用单片机电路来实现。
通过信号调理电路，将脉搏信号转换为数字信号，然后利用单片机来实现脉搏测量功能。
论证：
方案一由于使用纯硬件方式，系统稳定度比较高，第二种方案的测量误差比较小，但实现起来电路要复杂。
纯硬件电路功能有限、灵活度性较低，也不能很好的实现锻炼自己的目的。
而方案二使用单片机，有较大的设计空间，不但能实现所要求的功能而且能在很大的程度上扩展功能，而且还可以方便的对系统进行升级。
3．对课程的建议
1）软件操作介绍部分可以更加详细
2）增加电路设计环节
3）增加实验器材
十、实验心得
注意事项总结
1、布线时元器件摆放要合理，摆放不合理，会出现很多跳线
2、单面布线手工布线为宜
3、将墨粉打印到板子之前，要将板子清洗干净，避免墨粉印不到板子上
4、记号笔填补线路时不能涂抹，要用点缀的方式补足缺口
5、焊盘在设计时要大一点，1.8mm直径较为合适
6、打孔时左手按板子的力度要适宜，避免钻头打滑发成断裂
7、在焊接板子之前，用万用表检查导线是否有开路
学习心得
经过为期两周的数字电子技术综合课程设计实习，我学到了很多东西，这一课程设计使我们对课堂上所学的理论知识有了进一步的认识，并增强了我对数字电子技术这门课程的兴趣，我对实验要求有新的提高，增强我对焊接的严谨性，动手能力也有一定的提高，对电路板布线也知道了一些注意事项。
经过实训进一步加深对逻辑电路和一些常用芯片如LM324，等应用的熟悉和掌握。
另外，我也发现自己对数电知识和电子设计软件掌握得不够，其次在此次设计过程中由于频繁的使用Proteus和Altium，因此我也进一步熟悉了此软件的使用。
实训前三天是对软件基本操作的掌握，剩下来的主要任务是对自己负责的单元模块进行焊接，首先我按照原理图画出电路板的布线图。
为了使电路板焊接跳线最少，布局相对合理美观。
布线时首先要明确自己的万能板的大小，合理分布走线并计算实际安放元件时的位置和间隔距离，要留足走线空间，布线完成后查漏补缺，坚决不能出现少接和接错，检查每个IC的供电是否接通，在布线中尤其注意各IC的供电线，一般供电线不会在原理图中画出，注意长宽的线总数不能超过电路板实际可容纳的长宽线数。
首先在布线上做到无误。
画完之后要详细检查，不能漏掉任何一个原件或跳线，否则会前功尽弃，所以这是一个很关键的步骤，当再三检查没有问题后，才开始焊接电路。
通过实训把理论知识赋予实践，通过实训进一步锻炼了焊制电路板的能力，学会如何通过一张正面布线图在电路板反面焊接，在焊接时走线的焊接顺序等。
对电路板的检测能锻炼我们检测错误，改正错误的能力。
实践与理论结合加强理解知识。
通过这次实践，使我对抽象的理论有了具体的认识。
也使对我专业知识和专业基础知识做了一次实际检验和巩固，这次课程设计使我懂得了理论与实际相结合是很重要的，只有理论知识是远远不够的，只有把所学的理论知识与实践相结合起来，从理论中得出结论，才能真正为社会服务，从而提高自己的实际动手能力和独立思考的能力。
通过实训明白数字电路的安装，焊接过程是一个考验人耐心的过程，对电路的安装、焊接、分析
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