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| 体温测量仪设计系统的分析 | |||||
收集整理：佚名 来源：本站整理 时间：2012-06-29 22:01:08 点击数：[]  |
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第1章 绪论
1.1 研究的背景及意义
经济发展加速带动医疗服务需求升级。人类越来越重视自身健康问题。体温是机体不断进行新陈代谢和自动调节的结果，许多生理过程的进行又都受到体温变化的影响，所以测量人体各部分的温度，是临床诊断各种疾病的重要依据。体温既有生理学意义，又有着重要的临床医学意义，是临床诊断的重要指标（比如人的正常体温（口腔）是36-37.3°C视为低烧，38-39°C中烧，39-41°C高烧）。体温测量的历史，可以上朔到l6世纪。当时Saatorio利用空气热膨胀的原理，制出了第一支测量口腔温度的体温计。现有的温度传感器的种类很多，对于生物体温的测量仪器，只要求在20°～45°较窄的温度范围内工作，但是绝对精度必须能达到0.1°C左右，这样，医用传感器的种类就很有限。常用的有：热敏电阻﹑热电偶﹑P-N结元件﹑电阻丝﹑薄膜电阻﹑晶体振子等。现有的体温计大概分为两种类型：一种是通过液体膨胀测量的液体温度计，常为玻璃水银温度计；一种是以传感器进行测量的电子体温计。水银温度计虽然价格便宜，但是它存在诸多弊端：水银温度计遇热或安置不当，体温计容易破裂；其次，人们在读数上存在一定的误差；最后，水银温度计在出厂前需要校正，以免产生误差。采用水银温度计测量时间相当长(5min～10min),使用很不方便。电子体温计又可分为接触式和非接触式，接触式为传感器直接与人体接触，通过放大滤波及A/D转换以数字形式输出的。接触式电子温度计消除了人们在读数上产生的误差，但也需要较长的时间，同样使用不便。非接触式电子温度计是根据黑体辐射原理通过测量人体辐射的红外线而测量温度的，它用的红外传感器只是吸收人体辐射的红外线而不向人体发射任何射线，它采用的是被动式且非接触的测量方式，它测量速度快（测量时间小于1s）且精度高（±0.1°C） ，所以，应用非常广泛。这两种温度计有各自的优点和缺点，根据不同的场合可以采用不同的温度计。
1.2 国内外体温计的发展概况
1. 国内体温计发展概况
在非典期间, 为了有效防止“非典”在各地蔓延，控制和阻断“非典”病源，保障公众的生命安全和身体健康，许多省市都做出了进出重要交通道口、口岸的人员必须接受体温测量的规定。由于我国人口众多、人员流动量大等原因，如果对每一个进出人员都用传统的水银体温计测量体温的活，不但效率低、耗时长，而且还会带来许多麻烦。因此，各地对能够快速测量人体温度的先进电子和光电产品的需求大增，从而也给现代化体温测量仪器研究单位及生产厂商带来了巨大商机。以下统计了各研发单位对体温计的研制状况,祥见表1-1非典时体温计的研制情况。
表1-1 非典时体温计的研制情况
研制单位 型号/名字 作用距离/时间 温度分辨率
中国电子科技集团公司第11所 HP~-2型红外热像仪和FJR-1A型非致冷型红外热像仪 2米以外
0.03°C
深圳清华大学研究院 非接触式快速测温仪 1秒 不详
华中科技大学产业集团武汉华中数控股份有限公司
慧眼HW-05人体温度红外热图像仪
5米内
0.06°C
中国科学院上海技术物理研究所 高精度防非典非接触式红外测温仪 1秒 0.1°C
上海声宝微电子技术发展有限公司 数字额式体温仪 几秒 不详
河北省的军械工程学院应用技术研究所 热像式智能红外测温仪
3米至30米
不详
沈阳科仪公司 HTC—SG1型快速红外体温遥测仪和了KG一2型便携式红外测温仪 HTC—SG1型小于0.3秒
KG一2型小于1秒种 HTC—SG1型0.2°C
KG一2型0.1°C
北京中关村的时代集团公司 “抗非典一号”红外测温仪 不详 不详
2. 国外体温计发展概况
医疗单位使用含汞的医疗器械（如玻璃汞式体温计），是造成汞污染的因素之一。目前，国际上对汞式体温计的使用，纷纷采取了限制和禁止的态度。由于汞式体温计存在测温时间长、易破碎、有汞中毒危险等不安全因素的缺点，欧盟决定从2005年起以后的4年内，将使其从欧洲市场上消失，并从2011年起禁止这种温度计对国外销售. 所以现在市场上最流行的体温计是电子体温计，特别是非接触式红外体温计。国外产品有德国博郎集团开发的只需1秒即可测出体温的红外体温计；日本欧姆龙研制的几款非接触式红外体温计和BJ40型非接触式医用红外线体温计(精度为±0.2°C)，其主要器件是红外温度传感。
1.3 主要完成的任务及设计思想
电子体温计可分为接触式和非接触式。接触式测温的特点是测温元件直接与被测对象相接触，两者之间进行充分的热交换，最后达到热平衡，这时感温元件的某一物理参数的量值就代表了被测对象的温度值。接触式测温的优点是直观可靠，但是它的缺点是感温元件影响被测温度场的分布，接触不良等都会带来测量误差，另外温度太高和腐蚀性介质对感温元件的性能和寿命会产生不利影响。非接触测温的特点是感温元件不直接与被测对象相接触，而是通过辐射进行热交换，故可避免接触测温法的缺点，具有较高的测温上限。此外，非接触测温法热惯性小，可达千分之一秒，故便于测量运动物体的温度和快速变化的温度。通过对接触式和非接触式优缺点的比较，本设计采用非接触式测量方式来设计体温计。
本设计主要完成利用单片机控制的智能体温测量仪的设计，现将主要的设计指标给出：
(1) 量程:35°C～42°C
(2) 精度:0.1°C
(3) 电源:±12 V和5 V的电压源
(4) 功能:通过测量体温的相关信息，通过单片机控制，最后在LED显示器中显示。
本设计主要设计思想：
将体温信息通过采集系统、放大电路、温度环境补偿电路、模数转换电路，并经单片机处理系统处理后，在LED显示电路中显示出来。
第2章 设计方案分析及流程
2.1 温度采集系统方案分析
1. 温度传感器方案比较
目前非接触测量人体温度的常规方式是用温度传感器组成热电堆，通过测量热电堆的温度从而得到人体的温度。不同温度传感器组成的热电堆在环境温度不同时，其输出的变化速率不同。因此，下文对市面上常见的热电阻温度传感器和热电偶温度传感器的结构、特点加以比较以选择符合本设计的传感器。
1. 热电阻温度传感器
热电阻温度传感器是利用导体和半导体的电阻随温度变化这一性质做成的传感器。大多数金属在温度升高1°C时电阻将增加0.4％～0.6％。但半导体电阻一般随温度升高而减小，其灵敏度比金属高，每升高1°C，电阻约减小2％～6％。目前由纯金属制造的热电阻的主要材料是铂和铜。
（1） 铂热电阻温度传感器
铂是一种贵金属。它的特点是精度高，稳定性好，性能可靠，尤其是耐氧化性能很强。铂在很宽的温度范围内约1200°C以下都能保证上述特性。铂很容易提纯，复现性好，有良好的工艺性，可制成很细的铂丝(0.02mm或更细)或极薄的铂箔。与其它材料相比，铂有较高的电阻率，在0°C以上，其电阻与温度的关系接近于直线，
第3章 热电偶温度传感器信号提取设计
3.1 温度传感器头接收装置的设计
从物理学的观点来看，人体是一个天然的生物红外辐射源，不断地向周围空间发散红外辐射能量。人体这种辐射特性也符合热辐射规律，根据普朗克辐射定律：
(3-1)
式中ε是人体皮肤的辐射率(ε≈1)； 为玻尔兹曼常数；T为人体温度；w是人体辐射的总能量。
根据维思位移定律，相应于最大辐射强度的波长与绝对温度成反比，近似地以下式表示：
(3-2)
式（3-2）λ是辐射波长(μm)；T0为0°C时相应的绝对温度；t0是人体温度，正常情况下为37°C。人体红外辐射能量较集中的中心波长为9.4μm；人体皮肤的红外辐射范围为3～50μm，其中8～14μm占全部人体辐射能量的46%，这个波段是设计人体红外探测仪的一个重要技术参数。光学系统将接收到的人体红外辐射能量聚焦在红外传感器上。根据红外传感器的工作原理，可分为热型和量子型两类。热型红外传感器也称热释电红外传感器（PIR）或被动型红外传感器。热释电红外传感器的缺点是接收灵敏度较低、响应速度较慢、故必须配用优良的光学透镜，才能达到较高的接收灵敏度和较快的响应速度。
能聚焦的透镜的种类很多，从价格和性能考虑，本设计采用菲涅尔透镜作为热电偶温度传感器的聚焦装置。菲涅尔透镜是一种精密的光学系统，它是根据对接收灵敏度和接收角度的要求设计制造的，通常由聚乙烯材料注塑成薄纹片，再刻上精细的镜面和纹理。其技术精度要求甚高，优质透镜必须纹理清晰、表面光洁、厚度在0.65mm左右，红外光的透过率应大于65％。本设计采用的菲涅尔半球状透镜，它的焦距为10.5 mm，直径为24mm，水平探测角100°，垂直探测角60°，探测距离3～5 m。
为了减少太阳光等可见光对传感器的影响，在传感器的前面加一个滤光片，只让红外光通过。滤光片的波长可通过下式计算： 。通常选用波长为6～14μm的光学滤光片，其带通特性有利于温度的测量。
3.2 热电偶的工作原理
在两种不同的金属所组成的闭合回路中，当两接触点的温度不同时，
[9] [10]
图3-1 冷端温度补偿线路图
补偿器内有一个不平横电桥，其输出端串联在热电偶回路中。桥臂电阻R1，R2，R3均用锰铜丝烧制，其电阻几乎不随温度变化。Ru为热敏电阻，其阻值随温度升高而减小。电桥由直流电压源供电。
在某一温度下，设计电桥处于平衡状态,则电桥输出为0，该温度称为电桥平衡点温度或补偿温度。此时补偿电桥对热电偶回路的热电势没有影响。
当环境温度变化时，冷端温度随之变化，热电偶的电势随之变化 ；与此同时，Ru的电阻值也随环境温度变化，使电桥失去平衡，有不平衡电压 输出。只要设计 与 数值等极性相反，则叠加后相抵消，因而起到冷端温度变化自动补偿的作用。这就相当于将冷端恒定在电桥平衡点温度。在实验中，电桥平衡点温度很难测得，所以，在本设计中，主要通过下面叙述的参数K来有效消除冷端温度的影响。
3.3.2 热电偶冷端温度补偿方案确立
以上两种修正或补偿措施适合于不同的场合。在试验中采用修正法比较合适，因为在试验中可以固定冷端温度为恒定值。但是对于需要作成实物的设计，采用电桥补偿法更适合。因为在测量中环境温度是在不断变化的，通过补偿法消除冷端温度随环境变化的影响。所以，本设计采用电桥补偿法。
3.3.3 环境温度补偿电路器件选择
常用于热电偶冷端温度补偿方法是建立平衡电桥。用于感受环境温度的器件有热敏电阻，热电阻。通过上述介绍可以知道热电阻的优缺点。热敏电阻测温范围为-50°C—300°C，它的灵敏度高，在测量中方便调节；阻值高，在使用时引线电阻所引起的误差可以忽略；虽然热敏电阻的稳定性没有热电阻高，但是可以定期对热敏电阻作校准；热敏电阻存在非线性，但是在测量范围很小时，可以近似看作是线性的；热敏电阻的价格比热电阻便宜。通过对热电阻和热敏电阻的比较，本设计选择热敏电阻作为电桥的感温元件。
由于热敏电阻灵敏度很高，若直接采用电桥补偿，则可能使热敏电阻和热电偶在升高相同温度时，输出的变化电压不相同。为了克服两者变换的不同步，因此应先将热电偶信号放大后，再通过减法电路消除环境温度的影响。
在实验中，测得电桥输出电压（由于热敏电阻受周围环境温度影响，不同温度下测得的输出电压不同）约0.2～0.4v，而热电偶输出电压在0.1～0.2mv，为了使它们在同一个数量级上，就必须把热电偶的输出电压放大10000倍，否则误差就会很大。
在实验中，本设计采用的直流电压源是+5V，在测试信号前，本设计用MULTISIM进行仿真。下由于在仿真软件中没有热敏电阻，所以用了一个滑动变阻器来代替热敏电阻。下面是在试验中的仿真图：（其中此处UA741是用做减法电路）。
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[9] [10]
图3-2 环境温度补偿电路仿真图
当电桥一个桥臂R1电阻有变化，当R1有 的变化，成为R1+ ，则电桥的输出电压为：
（3-6）
若 R1=R2，R3=R4则
（3-7）
若电桥用于微电阻变化的测量，即 ，则
（3-8）
从（3-7）可以看出输出电压存在非线性。由于 ，所以此非线性可忽略。
3.3.4 热敏电阻非线性补偿方案分析
热敏电阻存在较大非线性，为了提高测量精度，需对热敏电阻进行非线性补偿。
在一定温度范围内可用一个固定电阻器Rp与热敏电阻并联来完成。电阻值由下式计算：
（3-9）
式中 为在温度变量的中间标度 处的热敏电阻的电阻值。
类似地，在用恒压源供电并测量流过热敏电阻的电流时，可用一个固定电导 与热敏电阻串联来完成。串联电导由下式计算：
（3-10）
式中 为温度变量中间标度 处的热敏电阻的电导。上述线性化措施是以合成的有效电阻温度系数的下降为代价的。并联合串联线性化电路有效电阻温度系数表示如下：
[9] [10]
（3-11）
（3-12）
利用上述公式就可定量设计热敏电阻的温度补偿电路[10]。
3.3.5 比例放大参数K测量
环境温度补偿电路如图3-2所示。其工作原理是，环境温度变化时，热敏电阻的阻值发生变化，电桥产生相应的输出电压。在本设计的应用环境中，热敏电阻的阻温曲线近似线性区域，故电桥输出电压大小和环境温度变化成线性关系。电桥输出电压用于补偿热电偶的冷端温度变化。电桥输出电压与电路的具体参数有关，故其后续电路中需要比例放大电路对输出值进行微调以使得补偿电压匹配热电偶冷端温度变化。比例放大电路的放大比例系数为K。
为了获得此值，只有通过实验测量参数K。本设计首先测量一组实际补偿电压和热电偶冷端电压值，两组值分别为坐标的横轴和纵轴坐标，计算其曲线的斜率即为参数K。
将温度固定在t1时，热敏电阻阻值发生变化，电桥输出电压为E1。由于热电偶冷端受环境温度影响，所以此时热电偶输出电压E2。
将温度固定在t2时，热敏电阻阻值发生变化，电桥输出电压为E3。由于热电偶冷端受环境温度影响，所以此时热电偶输出电压E4。
参数K的求取： (3-13)
此参数的求取是热电偶冷端温度补偿的关键。它放映了热电偶环境温度干扰电压和补偿电压的同步性，只有求得此值，设计比例放大电路才能有效实现热电偶冷端温度的补偿。否则，当温度变化的时候，两者变化不同步，不能有效实现热电偶冷端温度补偿。
测得参数K后，在环境温度补偿端设计一个放大电路，如果K大于1，则需要设计一个放大倍数小于1的放大电路；如果K小于1，则需要设计一个放大倍数大于1的放大电路。由于热敏电阻的灵敏度高于热电偶的灵敏度，理论分析K大于1。实际测量结果符合理论分析。
3.3.6 减法电路的实现
热电偶输出的电压值包括了人体温度所对应的电压值和环境温度所对应的电压值。所以，要得到人体温度所对应的电压值，就必须做减法电路，消除环境温度所对应的电压值，才能获得人体温度所对应的电压值。
在实验中，本设计选择UA741作为运放器。
下图是在实验时所设计的减法电路仿真图：
图3-3 减法电路仿真图
设R5左边接电压VS1，R7左边接电压VS2。从电路结构上来看，它是反相输入和同相输入相结合的放大电路。在理想运放的情况下，有V2=V1，就是说电路存在虚短现象，同时运放两输入端存在共模电压。伴随V3和V2之间的电压为零，也有I3=0，由此可得下列方程式：
（3-14）
（3-15）
由(3-14)、(3-15)可以解出：
(3-16)
在上式中，如果取阻值满足R8/R7=R6/R5的关系
[9] [10]
即输出电压VO与两个输入电压之差(VS1-VS2)成比例，所以减法电路实际上就是一个差分式放大电路。在此设计中，不需要放大信号，只需要获得两输出端的电压差值。所以，在设计中令R8=R7，就可以得出VS1-VS2的差值[11]。
3.4 热电偶输出信号放大电路设计
由于热电偶放大10000倍后，热敏电阻补偿电桥输出电压再通过减法电路去补偿热电偶冷端温度，故本设计采用两级放大电路。
3.4.1 第一级放大电路方案分析及确立
由于温度信号很小，所以外界对它的干扰很大。在选择运放器件时，就需要选择高阻抗、低漂移、共模抑制比高的器件。
本设计选择了集成的三运放芯片AD620。它是一种低成本、高精度、高共模抑制比的仪用放大器。它只需要调节一个外接电阻就可以使放大倍数在1到1000的范围变化，它的最大供电电流是1.3mA，供电电压的范围是2.3V到18V之间，输入漂溢电压是50μV，它适应的温度范围是－40°C到85°C。它具有低温漂、低噪声、低漂溢输入电流，尤其适用于低电源供电、高输入电阻的压力传感器中。所以非常适合本设计的需要。
下图是仪用放大器的电路图：
图3-4 仪用放大器的电路图
由于放大器输入端为同相输入，因此输入阻抗与运放输入阻抗为同一数量级，而运放输入阻抗通常很高，因而仪用放大器的输入阻抗也就很高。
第一级差动增益为：（其中R1=R2）
（3-18）
第二级差动增益为：
（3-19）
放大器总增益为：
（3-20）
而输入端的共模电压A3组成的基本差放抑制。共模抑制比为：
其中 为A3的共模抑制比。
下图是AD620引脚图：
图3-5 AD620引脚图
1脚和8脚是外接电阻脚，其作用是设置仪器放大倍数，由此产生的差分增益为：
（3-21）
2脚和3脚是信号输入端；
4脚和7脚是电源的负级和正级；
5脚是参考电压，一般此脚的电压都接地；
6脚是信号输出端。
在此设计中，需要放大的倍数为100倍，所以根据公式（3-28），可以算出外接电阻为498.99 ，由于实际中，没有那么精确的电阻，所以500 的电阻来代替。
3.4.2 第二级放大电路方案分析及确立
温度信号经第一级电路放大后，输出的电压约在20mv左右，而电桥补偿输出电压约0.2～0.4v，所以还需要第二级放大电路来放大信号，最终通过减法电路来得到人体的温度。
经第一级放大，信号幅值变大，而外界干扰的幅值不变，此时信号的信噪比增大不，信号的抗干扰能力增强，所以对第二级运放器件的要求不高。本设计选用UA741作为二级放大。UA741适应的温度范围是0°C到70°C，它供电电压的范围是-18V到18V之间，最大供电电流是6mA，适合本设计要求。
UA7411通过设置负反馈电路来实现电路的放大。下图是UA741引脚图：
图3-6 UA741引脚图
UA741不能用两引脚通过外接电阻来实现信号的放大，只能通过反馈电路来实现信号的放大。UA741对于自身的偏置电压，可以通过1脚、5脚和4脚来调节。在零输出时，其输出为零，此时偏置电压也就为零。通过滑动变阻器调节偏置电压，使输出结果更接近真实值。
3.5 热电偶测温中的误差分析
温度测量是一种非电量测量技术，在各种测温方法中，热电偶测温最常用，它利用热电偶的热电效应，把温度信号转换成电压信号。这种测温不仅可远距离传递的记录，也可集中测量和控制，但在实际使用中，却有
[9] [10]
第4章 数字电路部分设计
传感器采集来的人体温度信号经过放大电路，减法电路后得到了人体温度信号，仍然为模拟信号，由于单片机只能对数字量数据进行处理，所以就需要把测得的模拟量转换为数字量。在本设计中采用由A/D转换器组成的A/D转换电路来完成。
4.1 模数转换器件的选择
A/D转换器件的种类很多，按转换精度的不同可分为分辨率为8位，分辨率为10位，分辨率12位，分辨率为16位的等等。根据人体温度量程35°C～42°C，精度为0.1°C，相对误差为1.25%，则A/D需6位就可以满足要求，由于市面没有6位A/D，所以，该设计选用分辨率为8位的A/D转换器可以满足设计要求。由于本设计输入到A/D的信号只有1路，所以选择8路输入以满足设计要求。在本设计中，对A/D转换的时间没有很高要求。所以，本设计中采用很常用的8位A/D转换器ADC0809。它的不可调误差在±（1/2）LSB和±1LSB范围内，典型转换时间为100μs，具有锁存控制的8路开关，具有三态缓冲输出控制，单一+5V电源供电，输入范围为0—5V。输出与TTL兼容，工作温度范围-40°C-85°C。
4.1.1 ADC0809 的工作原理及特点
ADC0809是8位逐次逼近型A/D转换器，该芯片的性能特点：是一个逐次逼近型的A/D 转换器,外部供给基准电压;单通道转换时间116us；分辨率为8 位，带有三态输出锁存器，转换结束时，可由CPU 打开三态门，读出8 位的转换结果；有8 个模拟量的输入端，可引入8 路待转换的模拟量。ADC0809 的数据输出结构是内部可控的三态缓冲器，所以它的数字量输出信号线可以与系统的数据总线直接相连。内部的三态缓冲器由OE 控制，当OE 为高电平时，三态缓冲器打开，将转换结果送出；当OE为低电平时，三态缓冲器处于阻断状态，内部数据对外部的数据总线没有影响。因此，在实际应用中，如果转换结束，要读取转换结果，则只要在OE引脚上加一个正脉冲，ADC0809 就会将转换结果送到数据总线上。
下图是ADC0809的时序图：
图4-1 ADC0809转换工作时序
当模拟量送到某一输入端后，由三位地址信号来选择，地址信号由地址锁存允许ALE锁存。由启动命令START启动转换。转换完成EOC输出一个正脉冲，外界的输出允许信号OE，打开三态缓冲器把转换结果送上数据总线。一次A/D转换的过程就完成了[13]。
4.1.2 单片机和A/D接口电路设计
在实际的设计电路中，考虑到电路的实用性，根据A/D转换软件的实现方式来选择硬件电路的连接方式。单片机通信接口软件的实现可以通过以下几种方式来实现：
（1） 程序查询方式：对A/D转换器程序查询方式就是有条件传送I/O方式。在接入模拟量之后，发出一个启动A/D转换命令，查询相应的检测脚电平是否为“1”（A/D转换器数据是否准备就绪）的方式来读取A/D转换器的数据，否则继续查询，直到相应的检测脚电平为“1”。这种方法较好的协调了CPU与A/D转换器在速度上的差别，通常用于检测回路较少，且CPU工作不十分繁忙的请况下。
（2） 延时方式：这种方式实际是无条件传送I/O方式，当向A/D转换器发出启动命令后，即进行软件延时，延时时间取决于进行一次A/D转换所需的时间，此时A/D转换器的数据肯定转换完毕，从A/D转换器中读取数据即为采样值。
（3） 中断采样方式：不论采用查询方式还是采用延时方式，CPU大部分时间都消耗在查询或延时等待上，多路采样检测或CPU工作很忙时，不宜采用。在中断方式中，CPU启动A/D转换后，可以继续执行主程序。当A/D转换结束后，发出转换结束信号EOC，EOC经反相器接入单片机的INT1或INT0（低电平有效）引角，向CPU发出中断请求。CPU响应中断后，即可读入数据并进行处理。
本设计中的硬件电路是采用查询方式来设计的。由于系统检测回路较少，CPU工作不是十分繁忙，且电路连接简单只需要一个74
[9] [10]
图4-2 模数转换电路仿真图
4.2 LED显示电路设计
在单片机应用系统中，显示器是最常用的输出设备。特别是发光二极管显示器（LED）和（LCD），由于结构简单，价格便宜，得到了广泛的应用，尤其是在单片机系统中大量使用。在本设计中，考虑到价格和功能作用，本设计选用LED作为显示器。
4.2.1 LED 显示器显示方式
LED显示器是由发光二极管显示子段组成的显示器。在单片机系统中通常使用的是七段LED显示器，这种显示器有共阴极和共阳极两种。在本设计中，本设计选用共阳极LED显示器。
LED显示器的显示方式有静态和动态两种显示方法。
1.LED 静态显示方式
LED在静态的显示方式下，共阴极接地或共阳极接+5V，每一位的段选码（a～g、dp）需要一个8位并行I/O控制，所以占用硬件多，一般用于显示位数较少的场合。当位数较多时，用静态显示所需要的I/O接口太多，通常采用动态显示方式。
2.LED 动态显示方式
LED动态显示是将所有位的段选线并接在一个I/O接口上，共阴极端或共阳极分别有相应的I/O接口线控制。动态显示就是一位一位地轮流点亮各位显示器（扫描方式），利用人的视觉滞留，对每一位显示器每隔一定时间点亮一次。即从段选线I/O接口上按位次分别送所要显示字符的段选码，在位选控制上也按相应的次序分别选通相应的显示位（共阴极送低电平，共阳极送高电平），选通的位就显示相应字符，并保持几毫秒的延时，未选通位不显示字符（保持熄灭）。这样，对各位显示就是一个循环过程。从计算机的工作过程来看，在一个瞬时只是一位显示字符，而其他位都是熄灭的，但因为人的视觉滞留，这种动态变化觉察不到的。从效果上看，各位显示都能连续而稳定地显示不同的字符[14]。为了减少设计的复杂性，本设计采用动态显示方式。
由于LED工作电流较大，而标准MCS-51单片机P0口为8个LSTTL。因此不能直接驱动LED，必须使用三极管或驱动IC芯片驱动。
工作原理：从P0口送段代码,P2送位选信号。段码虽同时到达3个LED，但一次仅一个LED被选中。利用“视觉暂留”，每送一个字符并选中相应位线，延时一会儿,再送/选下一个……循环扫描即可。
本设计采用P0口作为LED的段代码，P0.0接a段，P0.1接b段，P0.2接c段，P0.3接d段，P0.4接e段，P0.5接f段，P0.6接g段，P0.7接h段。P2.0～P2.2口作为LED的位选。P2.0接第一位，P2.1接第二位，P2.2接第三位。下图是LED与单片机接口图：图4-3 LED与单片机接口
4.3单片机微处理系统硬件电路的设计
单片机是仪器的信息处理核心，完成按键输入检测、采样通道选择、信息分析处理、信息显示等多种功能。
下图是AT89S51引脚图：
图4-4 AT89S51引脚图
本设计从实用性、设计、货源及其价格的角度出发，并且考虑到在设计指标中没有对单片机有特殊的要求，本设计选用常用的AT89S51单片机，如图4-4AT89S51是低功耗，高性能CMOS八位单片机。片内含4KB的可系统编程的Flash只读程序存储器，器件采用高密度、非易失性存储技术生产，兼容标准8051指令系统及引脚。AT89S51单片机不仅完全可以实现对人体温度信号的控制要求，而且可以在线编程调试，适合设计的要求。
下图是AT89S51和ADC0809的接口仿真图：
图4-5 AT89S51和ADC0809的接口仿真图
下图是AT89S51和LED显示器的接口仿真图：
图4-6 AT89S51和LED显示器的接口仿真图
由于ADC0809工作时必须外接时钟，如果单片机的主频率为6M，就可以直接借用ALE信号来作为AD0809的时钟信号，当不使用MOVX类指令时，ALE是时钟频率的6分频，在6M晶振的频率下，ALE的频率是1M，如果用了更高频率（如12M）的晶振，用ALE作为AD0809的时钟就不恰当了。
在本设计中，选用12M的晶振，ALE的频率为2M，而ADC0809的时钟频率范围为10～200KHZ，为了精确和便于方便，本设计把ADC0809的时钟频率固定在500KHZ，由于ALE的频率为2M，这时就需要通过分频器把ALE输出的频率变为500KHZ。本设计采用74LS74双D触发器，进行4分频。
下图是74SL74 结构图
用2个2分频器级联组成1个4分频器
图4-7 74SL74 结构图
通过74LS74，使输入ADC0809的外接时钟为500KHZ，满足ADC0809时钟频率范围的要求，这样使设计更加简单准确。
当数据接入ADC0809后，通过单片机的软件功能进行A/D转换，标度变换，最后经LED显示出来。
第5章 体温测量软件设计
5.1 软件所需功能
传感器采集来的人体温度信号经过放大电路，减法电路后得到了人体温度信号，仍然为模拟信号，要通过LED显示数字，就需要把模拟量转换成数字量。在设计过程中主要通过软件实现A/D转换、LED显示、单片机换算功能。
5.1.1 A/D转换软件实现
A/D转换软件的实现通过利用查询方式来检测数据是否采集完成，下面是实现此方案的子程序，下面给出了相应的流程图。
MOV DPTR，#0FFF0H；指向通道0
MOV R0，#30H； 数据区首地址
MOV R3，#08H； 通道数
LOOP： MOVX @DPTR，A； 启动转换
HERE： JB P3.0，HERE； 查询一次转换是否结束
&
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5. 1.2 整个设计软件实现
在本设计中，没有特意单步去编写LED显示软件，LED的显示程序融入整个设计的程序中。整个设计的程序在附录1可见，下面给出了整个程序相应的流程图。
图5-2 整个设计的流程图
第6章 系统的调试
调试部分是设计的关键部分，通过对系统的调试可以检验系统电路是否可以达到满足设计要求。
6.1 温度信号测量系统的调试
6.1.1 模拟部分调试及误差分析
由于在整个设计只采用了两个热电偶串联，所以组成的温差热电堆的数量很小。热电偶的热容量反应缓慢，从而影响测量电路的灵敏度。由于热电偶传感器头输出的电压信号很小，相对而言外界对它的干扰就很大。信号经过两极放大后，输出的信号不是固定的值，而是在0.1 V左右波动，不能测出其准确的值，所以测得的参数K不够准确。
引起波动的原因主要有电路器件自身的原因和环境温度影响的原因。由于热敏电阻遇热自身会发热，所以输出电压不是恒定值；热电偶热容量很小，所以外界温度对它的干扰很大，就算轻轻移动下都会引起输出电压的波动。其中环境温度的影响是引起波动的最主要原因。为了解决波动的影响，可以把热电偶冷端和热敏电阻放在一起，这样，这两个物体在运动过程中，环境温度对它们的影响是相同的。
由于外界对体温信号的影响很大，轻微的运动都可以引起输出电压幅值的变化，第一级放大电路采用的芯片是AD620，它的性能比UA741好，所以在实际测量中，我把第一级信号实际是放大了1000倍。这样可以减小外界干扰对输入信号的影响。
在实验中：通过比较两极各放大100倍和第一级放大1000倍，第二级放大10倍，我发现在使用后一种方案时，的确减小了输出电压波动的影响。
在模拟部分存在的误差主要来源于线头接触不良，热电偶热容量变化缓慢，器件的性能，外界的干扰等。
6.1.2 数字部分调试及误差分析
在数字电路部分，按照设计的整体电路图，将电路焊接好（如图4-5和4-6）然后用万用表仔细测试，检查焊接是否正确，有无虚焊，漏焊的焊盘。确定硬件无误后，就可以检查软件了。在编写软件时，由于前面硬件存在较大的误差，所以后续工作中人体温度与输出电压之间的关系为： ，通过前续工作可以得到。
在软件编写中，我只能用初步测出的参数来代替。经过编译软件调试成功。
但是在显示中，由于编写的软件参数设置没有达到很好的效果，所以LED显示效果不是很理想。
通过对硬件和软件的组装和测试，说明本设计符合设计的要求，能实现温度信号的测量功能。只是在模拟部分存在误差。如果在设计中采用现成的红外探头，一定能实现高精度温度信号的测量，其实用价值更高。
图6-1 软件调试图
6.2 小结
在设计过程中，由于温度传感器是由两个热电偶串联起来的，一般的热电偶温度传感器是由多个热电偶串联起来，形成温差电热堆，所以在性能和精度上有所下降，至使在A/D转换中使转换结果不准确。该设计在理论上可行，在实际中只要改进热电偶温度传感器的性能，减少外界干扰，就能够达到预期的效果。
结 论
在整个设计中，我借助热电偶做温度传感器，仪用放大器，单片机和LED显示等方面的技术，对人体温度信号进行非接触式测量，不能不说这是一种创新。但是本设计还存在着不少缺陷，由于热电偶精度影响、两极放大精度影响等、外界干扰，使测量的精度不高，在显示部分由于软件程序还存在一定问题，所以最终没有调试出来。这些都还有待进一步的改善与提高。
本设计最大的遗憾是由于热电堆的数量太少，外界干扰大，程序不完善，所以，没有达到预期的效果。我相信在以后的设计中，能改进温度传感器的精度和性能，减少外界干扰，对软件进行改善，就一定能取得很好的效果。
由于本人知识水平有限，设计中还存在有许多不足，希望读者可以给出意见，同时本人也希望在以后条件成熟的时候能将本设计广泛的应用实际的人体温度测量中。
致 谢
本论文是在西南科技大学生物医学工程实验室中完成的。在这次毕业设计过程中，有许多老师和同学都给予了我很大的帮助，在此我表示衷心的感谢！要特别感谢我的指导老师李俊国老师，李老师对工作认真负责的作风和严谨的治学态度给我留下了深刻的印象，并将使我终生受益。在整个设计中，李老师耐心更正我设计中的不足之处，且对我的设计思路、方法提供了宝贵而可行的建议并时刻关心我的设计，为我提供了很大的方便。同时也要感谢蔡波老师，韩雪梅老师，朱会平老师和乔静老师给予我的帮助。正是在他们的关心、帮
[9] [10]
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