1、频干扰，并获取纯净的心率信号，即按人体心跳在运动后最高跳动次数达次分来计算，其截止频率为,但为了保证心率信号不被衰减过大，将其截止频率设为。方案采用二阶切比雪夫低通滤波器。切比雪夫滤波器与其他有源滤波器相比，在相同的阶数下，其值在进入阻带以后衰减更陡峭，其幅频特性曲线为倍频，接近理想滤波器的要求，但其通带内输出有波纹，输出信号不平滑。方案二采用二阶巴特沃斯低通滤波器。巴特沃斯滤波器的特点是通频带内的频率响应曲线最大限度平坦，没有起伏，而在阻频带则逐渐下降为零，幅频特性曲线为倍频。在振幅的对数对角频率的波德图上,从边界角频率开始,振幅随着角频率的增加而逐步减少,趋向负无穷大，特别适用于低频应用，其对于维护增益的平坦性来说非常重要。方案三采用二阶贝塞尔低通滤。
2、波器其电路结构简单，且加入了集成运算放大器，因此具有输入阻抗高，输出阻抗低等特点，同时具有输入缓冲作用，通带外幅频特性曲线能达到倍频。贝塞尔滤波器能在它的通频带内提供平坦的幅度和线性相位即致的群延时响应。二〇〇九年十月二日星期结论切比雪夫低通滤波器通带内输出有波纹，输出信号不平滑，对于幅度非常低且极不稳定的心率信号来说影响较大，故不予采用。贝塞尔滤波器与巴特沃斯滤波器相比，均能维持通带内输出波形的平坦性，但贝塞尔滤波器的电路结构够简单，为了简化电路结构，缩小成本，故本课题采用二阶贝塞尔滤波器作为低通滤波器。末级放大器方案论证方案采用固定增益放大器固定增益放大器采用和前置放大器相同的电路结构，但其增益较低。红外光电接收管输出的信号般在之间，为保证心率信号足。
3、大，以便于后续处理，但又不能失真，因此整个电路的放大倍数设在倍左右为宜，由于前级放大倍数在倍左右，故后级放大倍数大约在左右。方案二采用可控增益放大器可控增益放大器与固定增益放大器的区别仅在于前者的增益不可调，后者的增益可调。结论由于人体心率信号极不稳定，变化范围大且信号幅度的大小因人而异，因此，最可取的方式是将后级放大器设置为增益可调放大器。本课题采用了有别与传统的可调增益放大器的方案，传统的方式是将反馈电阻用可调电位器代替，通过调节电位器即可改变放大倍数，但使用起来极不方便，因此本课题采用了用单片机和模拟开关来控制放大倍数的自动控制方案，即单片机随时采集输出信号的大小，并和单片机设置的基准电压进行比较，当输出信号幅度小于基准电压时，单片机控制模拟开关的。
4、开与合，使放大器的放大倍数增大，当输出信号幅度大于基准电压时，单片机控制模拟开关，使放大器的放大倍数减小，使其达到智能控制的目的。整形电路方案论证经过放大滤波后的心率信号还不能直接送入单片机系统处理，还必须对其进行整形，得到个可供单片机处理的脉冲信号。本系统提供以下两种整形方案方案采用用定时器构成的施密特触发器。施密特触发器具有回差电压特性，能将边沿变化缓慢的电压波形整形为边沿陡峭的矩形脉冲，为数字系统提供标准的脉冲信号。用施密特触发器可以将任意形状的信号转变为矩形脉冲信号，其电路结构简单，但是其内部参考电压由电源电压决定，不可变。方案二采用电压比较器。根据心电信号主波幅值高的特点，通过设置合适的比较器门限电压，即可得到准确平滑的矩形脉冲信号。门限电压由。
5、部电路提供。设计时，通常将电源电压经分压电阻分压后供给比较器，为了便于调节，分压电阻般采用电位器。结论由于施密特触发器内部参考电压不可调，当不同的人心率信号幅度相差较大时，不便于调整，与施密特触发器相比，电压比较器门限电压由外部电路提供，可方便的调试，故本课题采用电压比较器作为整形电路。主控单元方案论证数据处理和外围设备控制采用单片机。该芯片具有丰富的片内外设，二〇〇九年十月二日星期如时钟系统看门狗通用定时器个捕获比较定时计数器个中断端口端口比较器位等，是款性价比极高的单片机系统。利用它作为心率信号的处理控制器，极大地简化了系统硬件电路和开发成本。整体方案设计图系统总体方框图系统整体方框图如图所示。本系统采用红外传感器采集人体信号，利用指脉测量原理，检测。
6、人体心率信号心率信号经前置放大，有源滤波器有效滤除以上的高频干扰信号受控于主控单元的程控放大器可自动稳定检测信号的输出电平，以适应不同的测量应用场合和测量对象整形电路将模拟量心率信号换为矩形脉冲信号，作为单片机的脉冲计数信号。送入主控单元的检测信号可以采用脉冲计数方式，也可以采用模数变换方式，本电路兼具脉冲计数和模数变换两种接口方式。单元电路设计传感器电路设计本电路检测前端采用红外传感器，原理电路如下图检测前端电路二〇〇九年十月二日星期电路中，发光管与串联，在电路中起限流作用，接收管与电阻串联，起限流，与串联接入电源端，起分压作用，为后级放大电路提供个大约的直流偏置。由于接收管阻抗较大，为了防止接收管与前置放大电路之间的相互影响，在接收管输出取的值为，。
7、以算出,。图有源低通滤波器幅频特性末级电路设计心率信号经过前级放大后，幅度还未达到理想的应用值，且还有定的干扰，因此需要后级放大器继续放大，以达到使用要求。此外，由于心率信号极不稳定，幅度大小也因人而异，因此，后级放大电路需设置为增益可调电路，增益可调电路般有两种，种是用可调电阻作为放大器的反馈电阻，测试时根据实际信号幅度的大小通过改变可调电阻阻值大小，达到需要的信号幅度大小，此方法电路结构简单，但使用较麻烦。另种方法是采用可以通过单片机控制的双向模拟开关电路，通过单片机自动控制增益的大小，以达到所需的信号幅度大小。本系统后级放大电路采用增益可调的可控增益放大电路，电路主要由运算放大器和四双向模拟开关构成。的每个封装内部包括个的模拟开关，每个模拟开关有输。
8、入输出控制三个端子，其中输入端和输出端可互换。当控制端加高电平时，开关导通当控制端加低电平时开关截止。模拟开关导通时，导通电阻为几十欧姆模拟开关截止时，呈现很高的阻抗，可以看成为开路。模拟开关可传输数字信号和模拟信号，可传输的模拟信号的上限频率为。各开关间的串扰很小，典型值为。二〇〇九年十月二日星期图末级程控放大电路由于前置放大器的放大倍数为，整个放大器的放大倍数为倍，因此将后级放大倍数设置为倍。如图所示，当控制端全部接低电平时，模拟开关全部断开，电路的放大倍数最高，由放大倍数公式可知全部接高电平时，模拟开关全部合上，全部短路，电路的放大倍数最低。电容在电路中的作用是隔直，防止前后级电路之间的相互影响。电容防止放大器产生自激，电压为放大器提供。
9、需的直流偏置电压。整形电路设计上述心率信号为模拟信号，不能直接作为单片机的接口信号，必须整形处理成方波信号。本电路采用比较器作整形电路。图整形电路图中，输入信号由电压比较器的正端输入，参考电压由电源电压经分压后从比较器负端输入,电压为个上拉电阻，用于抬高输出脉冲电平。工作时，当输入信号高于参考电压时，比较器输出高电平，当输入信号低于参考电压时，比较器输出为低电平。经过电压比较器输出的脉冲信号就是后面单片机控制电路所需的实际脉冲，通过送到单片机引脚后，就可实现后面的单片机处理，并实现心率信号的计数和显示。整形前与整形后的波形如图所示二〇〇九年十月二日星期图心率信号整形前后对照主控单元电路本部分电路主要由单片机液晶显示芯片的晶振电路键盘电路以及复位电路等几个。
10、部分组成。电路主要完成对于前面采集处理得到的脉冲进行捕获计数和显示。经采集处理后得到的脉冲信号，通过引脚输入到单片机中。单片机被设为定时捕获中断触发模式，通过捕获脉冲信号的下降沿来触发中断。因此，每次脉冲下降沿到达时，单片机就将被触发并产生中断进行计时而当下次脉冲的下降沿到达时，单片机就对两次脉冲间的时间间隔进行运算，运算的结果就是心率。这个结果值，将通过口送至液晶显示芯片的数据端口，从而被显示出来。图心率信号处理电路在显示心率值之后，单片机将对此心率值与人体正常脉搏范围进行比较。若此值为，液晶显示芯片中会显示正常，以表示被测者心率正常若此值不在范围之内，当时，液晶显示芯片中会显示偏低当时，液晶显示芯片中会显示偏高以便表示被测者心率出现不正常。为了直观显。
11、心率节奏，单片机引脚所连接的均会随着心率闪烁。由于红外管跟人体接触非常敏感，很容易造成漏波和干扰信号的影响。为避免上述影响，单片机对两个脉冲之间的时间间距进行检测，若发现有干扰，即次数值不在设置的有效测量显示范围之二〇〇九年十月二日星期内时，则忽略该干扰而不显示。如果发现有漏波现象，则计算漏波数，并在计算平均心率时，将其加入到总的计数值中，这样就降低了心率计在实际使用时出现误差的可能性。数据测试测试仪器数字万用表数字合成函数信号发生器。测试方法函数信号发生器产生个峰峰值为的正弦信号作为输入信号，调节频率范围为，用直流电压档测试各级各级输出信号。表各级输出信号测试数据输入频率跟随器输出前置放大输出滤波器输出后级放大输出整形输出问题及处理电路仿真时，在输入端。
12、加入信号，发现各级无输出信号。处理方法经仔细检查分析，发现电路连接正确无误，通过改变元器件参数和局部电路结构仍不能解决问题，最后通过咨询指导老师，才找出问题所在。由于整个电路属于单电源供电模式，而所用到的所有集成电路模块均属双电源供电模式，在改成单电源供电模式后，必须在输入端提供定大小的偏置电压。在实际电路中，红外接收管本身存在定的电阻，与限流电阻串联后，可以在输入端提供个的直流偏置电压，而在仿真时，用信号源代替红外接收管，忽略了直流偏置电压，导致电路不能正常工作。通过重新设置信号源参数，加入个的直流偏置电压后，电路正常工作，各级输出信号与理论值相符。电路板焊接好后，刚开始测试，各级无信号。处理方法经过仔细检查和调试，发现仍无输出信号。最后用万用表测试各。
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基于MSP430的心率检测系统硬件设计
