盆花自动浇水系统的设计与实现

盆花自动浇水系统的设计与实现

THE DESIGN AND IMPLEMENTATION OF THE AUTOMATIC FLOWER

WATERING SYSTEM

专业：电气工程及其自动化

姓名：

指导教师姓名：

论文提交日期：2012年6月10日

摘要

随着社会经济的发展，人们生活水平的提高，花卉逐渐收到人们的青睐，可以说绿色植物正逐渐成为人们生活中不可或缺的一部分。很多家庭都种植有花卉植物，这些植物不仅美化了人们的生活，工作环境，还能净化空气，陶冶情操，人们看见往往会赏心悦目。众所周知，花没有了水就会枯萎，当主人外出旅游或出差时，这些花卉植物就会处于无人浇水的境地，所以设计一种可以自动对花卉按时浇水，且浇水量可根据土壤的实际湿度而按时调整的盆花自动浇水系统是十分必要的。而单片机作为能实现这一功能的元器件当然当仁不让的成为了主角。利用单片机设计一款家庭智能浇花器，小者来说实现自动浇花，节省人力，当人们外出的时候，不至于影响花卉的生长，如果在家也可以关断浇花器，手动浇花。往大的方面，盆花自动浇水系统还可以拓展到农业的庄稼自动浇水，果树自动浇水和园林的草地自动喷灌等好多方面。盆花自动浇水系统虽然有局限性，但是弄懂其精髓，会有举一反三的效果

关键词:数码管；单片机；湿度传感器；按键； DS1302；继电器；定时；切换；湿度检测

ABSTRACT

Pulse information in traditional Chinese medicine and Western medicine is very important significance, as this information has always been the clinical diagnosis and treatment of medical attention. This thesis is based on microprocessor-type pulse detector means, the main research work are as follows: pulse with infrared photoelectric sensor that detects the body's pulse signal, after two second-order, low pass filter circuit effectively removes frequency noise. Get the analog signal and then through the A / D converted into digital signals, input microcontroller. Single chip pick digital signal pulse of real-time acquisition and analysis of the data processing. Meanwhile, in order to ensure the effective pickup pulse signals, to reduce unnecessary interference power, specially designed for the entire system of linear DC power supply. System can display real time measured by the pulse beats, per minute and the pulse will be measured by comparing the situation with the normal. If the results are quite different, the system will automatically set sound and light alarm. After debugging, the system can more accurately read the pulse of the pulse sensors pick up information, and can display and alarm, so as to achieve the desired design goals. The whole system has a simple structure, small size, high reliability, low cost and easy to use and so on, with higher versatility and value in applications. Keywords:LCD1602; SCM; Pulse transducer; Low amplifier circuit

目录

第一章绪论 (1)

第一节本课题的研究背景和意义 (1)

第二节盆花自动浇水系统的研究状况 (2)

第二章盆花自动浇水系统的结构设计 (4)

第一节盆花自动浇水系统简介 (4)

第二节系统的总体结构 (7)

第三章系统硬件设计 (9)

第一节温湿度传感器模块 (9)

第二节DS1302模块 (10)

第三节数码管模块 (18)

第四章系统软件设计 (26)

第一节软件主程序 (26)

第二节各模块驱动程序 (29)

第五章结论 (35)

参考文献

致谢

附录 1

附录 2

附录 3

第一章绪论

第一节本课题的研究背景和意义

随着社会的进步经济的发展，人们生活质量的逐渐提高，花卉受到了人们的青睐。花卉漂亮美观，不但能陶冶情操、还能丰富人们的生活，最重要的是，花卉可以进行光和作用，吸收二氧化碳释放氧气，有花草的地方空气中有大量的阴离子，空气因此而清新。许多花草还吸收空气中的有害气体，因此花草成为了人们生活中几乎不可或缺的一部分。

养殖花草，一个问题由此而来。在生活中，人们不可能每天都能经营自己的花草，总会有没有时间从而无法照顾花草的时候，例如工作忙、外出旅游、外地出差等，这些花草就会处于无人浇水的境地。现在市场上自动浇水系统的实物种类比较少，有的是根据物理原理自动渗水，还有经济的缺水报警器，提醒人们及时的浇水，但仅限报警不能浇水。还有只能定时浇水的自动浇水系统。这些系统总的来说功能还不完善。因此，设计一种基于单片机，集定时浇水和湿度浇水为一体的多功能自动浇水系统是十分必要的，多样的功能可以让人们有更多的浇花选择。在人们生活追求精致的今天，自动浇水系统的普及绝对是大势所趋。

微喷系统是近几年利用国内外先进技术组装的新型灌溉设施，主要是利用水流通过低压管道系统以一定速度从特制的喷头喷出，在空气中分散成细小的水滴，着落在花草植物、作物及周围的地面上，从而达到及时补充水分的目的。该系统具有用水量少、冲击力小的灌溉特性，适用于栽培密度大、植株柔软细嫩的植物。自动浇花器的诞生是随着人们生活水平的提高和生活节奏的加快而诞生的一种懒人园艺用品。它把微喷的概念应用于家庭盆花浇灌中，通过相应的改进，达到合理给盆花自动浇水的目的。

早在很多年前，国外就已经开始普及，国内使用的电子类自动浇花器多数从国外进口的，价格昂贵，但质量比较可靠。不过这并不太适用于国内，目前国内外比较流行的是玻璃制作的自动浇花器。这种类型的浇花器多数在我国山西和浙江一带加工生产的，价格比较低廉，实用性没有电子类自动浇花器好。随着国内居民消费水平和生活质量的提高，居家园艺市场异常火爆，但是由于生活节奏加快，种花容易养花难的问题暴露出来，而养花最重要的问题就是浇水问题，研究表明花草80%以上的死亡由于浇水不及时引起，因此国内商家已经看到了这种需求潜力。目前这类小居家用品的厂家主要集中在广东，上海，浙江一带。现在市面上所出售的自动浇花器主要有以下几类：

⑴电子类自动浇花器

电子类自动浇花器又叫时控喷淋装置，系统构成为：主机（或者控制器）、主管（可以是花园管也可以是4/7mm的微喷淋管）、分水接头(3通、4通、5通、6通、分水器）、副管(3/5mm)喷淋管（雾化喷头、旋转喷头、折射雾化喷头等）。

电子类自动浇花器根据电源的不同分为交流电自动浇花器和电池自动浇花器两种。控制器的一般性能有：电磁阀控制；智能时控电路?微电脑芯片控制；

；最适宜水压0.3-0.6Mpa；待机功率（4VA，浇水时＜适用电源为AC220V/50H

Z

12VA）；可控制连续作业时间是1分钟至168个小时；可每天自动完成十次以上浇水作业，可每天、隔天、隔多天自动循环进行浇水，手动自动两用；每天计时误差小于正负3秒；电器适应环境温度为-10～50℃；相对湿度＜90%RH。

⑵玻璃、陶瓷类自动浇花器

玻璃、陶瓷类自动浇花器又叫自动渗水装置，它由本身材质的物理结构构成，根据器具的物理渗水原理完成自动浇灌，当自动浇水器内部存水，自身形成一定的压力，当遇到干燥的土壤，水就会自上而下的流出，当土壤湿润以后，会形成一个堵塞压力，从而导致水流速度变慢或者停止。器具工艺不同，效果也不一样，当然也因土壤的疏松情况决定器具内水流的速度。

当前传感器技术与单片机技术发展迅速，其应用逐步由工业、军事等领域向其他领域渗透，已经和我们的日常生活息息相关。而且智能家居概念也越来越受人们的推崇，因此，微电脑控制的电子类自动浇花系统有很好的发展前景。

本次毕业设计是设计一种单片机控制的自动浇水系统,实现室内盆花浇水的自动化系统。该系统可对土壤的温湿度进行监控,并对作物进行适时、适量的浇水。其核心是单片机和温湿度传感器以及浇水驱动电路构成的检测控制部分。主要研究土壤湿度与浇水量之间的关系、浇灌控制技术及设备系统的硬件、软件编程各个部分。检测部分，单片机选用AT89C51单片机，温湿度传感器选用SHT11温湿度传感器。SHT-11采用COMSens专利传感器技术将温度湿度传感器、A/D

转换器、数字接口、校准数据存储器、标准I2C总线等电路全部集成在一个芯片内。软件选用C51语言编程。土壤温湿度传感器可将检测到的土壤温湿度模拟量放大转换成数字量通过单片机内程序控制精确的将温度与湿度分别显示在LCD

显示屏上，同时通过单片机内的中断服务程序判断是否要给盆花浇水,若需浇水,则单片机系统发出浇水信号,并经放大驱动设备,开启电磁阀进行浇水,若不需浇水,则进行下一次循环检测。在浇水系统中也同时设计一个手动浇水部分，系统工作时通过设置键的按下与否来选择浇水系统的工作方式。土壤浇水驱动电路采用继电器开关电路，蓄水箱水位报警以及自动上水部分采用纯硬件控制。

第二节盆花自动浇水系统的研究状况

随着科技的发展，自动化的普及，人们勤于思考，研制出了多种自动浇水系统，下面就是几种自动浇水系统。

第一种是由盆体、浇水管、定时开关、加压盒、水袋组成，其特征是：在盆体内装入充满水的软质水袋，在水袋上面压一个加压盒，花盆再压在上面，加压盒上开有穿管孔；在水袋上联接一个浇水管，管中段安装一个定时开关，浇水管穿过穿管孔，伸入种花的花盆中。这种装置是借助加压盒及花盆的重量给水袋内的水加压，借助定时开关到时打开一定时间，达到定时、定量浇水的目的。这种自动浇水花盆结构简单、价格便宜，不需要用电或其它动力，也不需要安装很长的供水管，就能自动浇水。

还有由时间控制器，进水管，微型潜水泵，水池，水位控制器，送水管，分流器，流量控制器，分水管，渗透嘴组成。运用水位控制器使进水自动进入，水池的水位保持不变；运用时间控制器控制微型潜水泵的运行周期和每次运行的时间达到控制每次出水总量；运用流量控制器控制分水管的流量，实现满足每盆花每次所需水量的自动运行。

这两种自动浇水系统都是可行的第一种经济适用，但是不能控制浇水的用量。第二种运用时间控制器来控制每次的出水量，因为不知道土壤的湿度也容易浇水过量或者浇水没浇透。所以设计一种有多重方式自动浇水的系统十分必要。在花盆内安装湿度传感器，所述湿度传感器与控制系统连接，控制系统与水箱连接。当主人外出时，通过湿度传感器将花盆内的湿度信息传递到控制系统，并由控制系统控制水箱的开合，水箱置于花盆上方，因此可实现对花盆的自动浇水。当湿度到达你的设定值时则停止浇水。当家里有人时，可以设定浇水时间，并设定警告音，由主人控制浇水的多少。另外对于水箱我们也可以做一个自动补水系统，当水箱里的水位低于某个设定值时，系统自动发动电机带动水泵抽水到水箱，当到达指定水位时则停止抽水。

第二章脉搏检测仪结构设计

随着电子技术的发展, 其应用领域不断扩大，特别是电子技术的应用已经深入到人类日常生活中，智能化电子产品将成为新的潮流趋势。目前市场上所推出的家庭医疗电子产品大多以测量血压为主，智能脉搏测试仪器尚不多见。

本课题针对市场上的家用医疗设备的需要，设计了AT89C52单片机为核心，采用光电式脉搏传感器拾取脉搏信息，最终通过LCD1602显示结果的脉搏检测仪。该系统的主要功能有：拾取指尖脉搏信号，在线显示脉搏次数，脉搏信号与正常状态相差较大时自动进行声光报警。

该系统特点有:测量简单方便，数据可靠，功耗小，成本低，体积小携带方便，良好的显示界面使得该系统更加适合于家庭使用。

设计要求：

（1）该检测系统由硬件和软件两部分组成,硬件电路包括数据采集电路、放大滤波电路、控制电路及电源电路。其中数据采集部分可以采用光电脉搏传感器;采集到的信号经放大电路、滤波电路经A/D转换后传送至单片机进行显示。

（2）要求仪器的硬件、软件各部分配合良好,测试所得脉搏波形能够正确反映人体脉搏的真实特征。

（3）能够准确检测脉搏跳动次数，显示脉搏跳动次数，声光报警（静态时脉搏正常次数范围为参考），该仪器同时具有使用、携带方便等优点。

第一节光电式脉搏传感器简介

一、光电式脉搏传感器的原理

动脉管壁随着心动周期周而复始、一起一伏的搏动，称为动脉搏动，简称脉搏。当心室收缩时，血液冲开主动脉瓣，并把血液射入主动脉中，主动脉内压突然增高，迫使血管迅速膨胀，当心室舒张时，主动脉压降低，主动脉壁因其具有弹性而回缩。这样，动脉管壁就随着心室的收缩出现周期性的起伏搏动，形成脉搏，它存在于身体的每个部位，中医学的切脉，就是用手指的触觉和压觉分析桡动脉脉搏的频率、深浅、强弱及其他特征，作为诊断疾病的重要指标之一。

本课题采用的光电式脉搏传感器是根据光电容积法制成的脉搏传感器。就容积式脉搏波的探测而言，指尖是较理想的部位，因为它位于肢体前端，容易实现非接触检测；其次，由手指的解剖结构可知，每个指尖的血液都是经过手指总动脉分两路从指干两侧通向指尖，再经丰富的冠状小动脉弥散至毛细血管，然后从静脉回流。

手指组织可以分成皮肤、肌肉、骨骼等非血液组织和血液组织，其中非血液组织的光吸收量是恒定的，而在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱

的，可以忽略，因此可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的充盈而引起，那么在恒定波长的光源的照射下，通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的脉搏信号。由于指骨和指甲的密度均明显大于其它组织成分，所以，透射传感方式只能采取回避这2处高密度组织的位置，光束的入射点和出射点都在指尖腹部曲率变化很大的部位，这将很难进行准确的测量。而若采用反射式传感，则有利于增大光束从高密度区域反射至低密度区域的强度。

当光源和光敏元件置于被测部位（如手指）的同一侧（或两侧），光源发出的光照射在组织上，经反射（或透射）后被光敏元件接收，其示意图如图 2.1所示，光敏元件将脉动的光强度信号转变为脉动的电信号。在检测系统中将变化量与直流量相互分离，从而得到光电容积脉搏波[6]。

图2.1 反射式和透射式光电传感器

二、光电脉搏传感器的结构

光电式脉搏传感器由于采用不同的光敏元件有着多种实现方法，其中光敏元件主要有光敏电阻、光敏二极管、光敏三极管等。在传统的光电式脉搏传感器设计中，通常采用的是独立光敏元件，利用半导体的光电效应改变输出的电流，通常光敏元器件输出的电流极低，容易受到外界干扰，而且对后续的放大器的要求比较严格，需要放大器空载时的电流输出较小，避免放大器空载输出电流对脉搏信号测量的干扰，这样对于普通的放大器就不能直接应用在光敏元件的后端。

在本课题中，采用一种新型的光敏元件OPT101，其内部结构如图2.2[14]。该元件将感光部件和放大器集成在同一个芯片内部，这种集成化的设计方式有效地克服了后端运算放大器空载电流输出对光敏部件输出电流的影响，而且芯片输出的电压信号可以通过外部的精密电阻进行调节，有利于芯片适应整体的电路设计，同时芯片的集成化设计也能够减小系统的功耗。

图2.2 OPT101内部结构图

光电式脉搏传感器主要由光源、光敏器件，以及相应的信号调理控制电路构成。为了充分利用器件的效果，光源和光敏元件的选择是综合考虑的，光源的波长应该落在光敏元件检测灵敏度较高的波段内，图2.3 为OPT101 的光波长响应

曲线[14]。

图2.3 OPT101 光波长响应曲线

脉搏信号主要由动脉血的充盈引起，而血液中还原血红蛋白( Hb) 和氧合

血红蛋白( HbO2 ) 含量变化将造成透光率的变化，当氧合血红蛋白和还原血红

蛋白对光的吸收量相等时，透射光的强度将主要由动脉血管的收缩和舒张引起，此时能够比较准确地反映出脉搏信号。图 2.4 为血红蛋白的光吸收曲线，从图中可以看出，血液中HbO2 和Hb 对于不同波长光的吸收系数的差异明显，而且2 条曲线好几个不同的交点，考虑到在805 nm 波长处，血红蛋白的光吸收率比较低，那么透射过手指的光强较大，有利于光敏器件的接收，因此发射光源的波长选择为805 nm[1]。

图2.4 血红蛋白的光吸收曲线

第二节系统的总体结构

该系统以AT89S52型单片机为核心，采用指式脉搏传感器拾取被测者指尖的脉搏信息，通过二阶、低通滤波电路去除信号干扰，在经过A/D转换将模拟信号转换成为数字信号输入单片机，利用液晶显示与用户建立了良好的交互界面，同时还可以实时显示脉搏次数，在必要时还有声光报警，起到提醒用户健康状况的作用。该系统的硬件总体结构如图2.5所示。脉搏信号拾取和调理电路结构如图2.6所示。

图2.5 脉搏检测仪电路方框图

图2.6 脉搏信号拾取和调理方框图

由图2.6可知，在硬件电路上主要包括：电源电路，脉搏传感器电路和信号调理电路，单片机最小系统电路，声光报警电路等。在整个电路设计和实现过程中脉搏传感器电路是最大的难点。电路和元件的具体情况详见第三章，完整的电路图详见附录1。

电源电路

键盘控制电路 脉搏信号拾取

和调理电路 AT89C52

单片机

显示电路

声光报警电路 恒流红外光

源 Opt101接收光信号 AD620接成的差分减法电路

二阶、低通滤波放大电路

555接成的施密特

触发器 输出

第三章系统硬件设计

第一节电源模块

为了达到携带方便的目的，本系统采用7.2V充电电池供电。为了消除电源给系统带来不必要的干扰，本课题专门设计了低功耗、高稳定性的线性直流电源为系统供电。与市场上常用的lm7805相比较，LM2576拥有较大的输入转换电压区间（7V～40V），较高的输出电压精度（±3％的误差），以及较少的外围辅助电路，而且功耗低，精度高，纹波小等优点。因此使用了在性价比较为适中的LM2576为系统提供5V正电源，电路图如图3.1

图3.1 LM2576电源转换电路图

系统中有信号拾取和放大电路，其中使用的运算放大器需要正负电源供电。为了保证电路能够准确的拾取脉搏信号并将信号放大，系统电源必须是非常稳定的线性直流电源。为此本课题通过MC34063A实现DC-DC电压转换，将LM2575输出的5V电压转换成-9V直流电压如图3.2，但是经过MC34063A转换后的电压属于开关电压，有较大的纹波。再经过稳压芯片LM7905将电压稳定在-5V如图3.3，从而达到线性电压的目的。

图3.2 基于MC34063A的DC-DC电压转换电路

图3.3 LM7905电源转换电路图

第二节脉搏传感器

前面曾提到光电式脉搏传感器主要由光源、光敏器件，以及相应的信号调理控制电路构成。下面将对传感器的各个模块进行详细介绍。

一、光源

前面提到在805 nm 波长处，血红蛋白的光吸收率比较低，那么透射过手指的光强较大，为了能够更好的接收信号和元件性价比，本课题采用了940nm波长的红外发光管IR333。在脉搏信号测量过程中，为了尽量减少光源供电波动对测量脉搏信号的影响，需要恒流电路来控制光源的稳定供电。恒流驱动电路中D3为稳压管，作为恒流源加在晶体管Q1的基极上，由于基极偏压稳定，集电极电

流也稳定，从而使红外二极管发光稳定[15]，如图3.4所示。

图3.4恒流驱动电路

二、信号采集模块

（一）光敏元件

光电式脉搏传感器由于采用不同的光敏元件有着多种实现方法，其中光敏元件主要有光敏电阻、光敏二极管、光敏三极管等。在传统的光电式脉搏传感器设计中，通常采用的是独立光敏元件，利用半导体的光电效应改变输出的电流，通常光敏元器件输出的电流极低，容易受到外界干扰，而且对后续的放大器的要求比较严格，需要放大器空载时的电流输出较小，避免放大器空载输出电流对脉搏信号测量的干扰，这样对于普通的放大器就不能直接应用在光敏元件的后端。

本课题中的传感器采用了新型的光敏器件OPT101，在芯片内部集成光敏器件和一级放大电路，有效地抑制了外界电磁信号对原始脉搏信号的干扰。这种集成化的设计方式有效地克服了后端运算放大器空载电流对光电二极管输出电流的影响，输出电压和光强具有良好的线性关系，能够有效减小器件间匹配引起的干扰，提高脉搏测量精度。

OPT101的特性：

OPT101是一种新型的将感光部件(光电二极管)和放大器集成在同一个芯片内部的光电传感器，其内部结构如图2所示。它可以在单电源或双电源供电条件下工作，也可以在电池供电条件下工作。OPT101的光敏二极管集成于放大器内部，并且充分考虑了漏电流、噪声等因素对输出信号的影响。OPT101 的光敏二极管结构为0.2286cm ×0.2286cm，其主要特性如下：高的响应速度，0.45 A/W；宽频带，14 kHz；非线性度，低于1 %;工作温度，- 25～ 70 ℃。OPT101 对主要集中在红光光谱和红外光谱的光信号的响应具有最佳灵敏度和较高的响应速度,即在该光谱区域电信号输出幅度最大[7]。OPT101的性能指标和光谱响应特性正好满足本课题传感器设计的要求。

（二）信号采集电路

在光电式脉搏传感器中，光敏器件接收到的光信号不仅包含脉搏信息，而且还包含测量环境下的背景光（二次反射光）。由于动脉搏动引起的光强变化比背景光的变化微弱得多，因此在测量过程中要保持测量背景光的恒定，减少背景光的干扰。针对传统信号采集电路，同时采用两块OPT101光敏芯片的方法，一块用于采集原始的脉搏信号，一块用于采集背景光信号，然后再对原始脉搏信号进行处理，减去背景光信号，从而提取出消除背景光干扰后的脉搏信号。将混在原始信号Vo1中的背景光信号Vo2通过独立的采集后，在高信噪比运放AD620中进行相减运算，实现抑制背景光的干扰，从而提高检测精度[8]。在图3.5所示的抑制背景光电路中，输出光可表示为：

错误！未找到引用源。 (3-1)

原为PRTEL画的电路图，因附件太大，删除几个图以减小空间

图3.5 信号采集电路

三、信号滤波处理电路

脉搏信号变化缓慢，特别容易受到工频信号的干扰，因此对工频信号干扰的抑制是保证脉搏信号测量精度的主要措施之一。通常脉搏信号的频率范围在0.3~4Hz之间，小于工频50 Hz，因此通过低通滤波器可以有效滤除工频干扰。在信号调理电路中，同时还设计高通滤波器滤除直流信号，就能够实现对脉搏信号的提取。本课题采用二阶、低通滤波电路进行滤波处理，如图3.6。

原为PRTEL画的电路图，因附件太大，删除几个图以减小空间

图3.6 两级二阶、低通滤波电路

由图3.6可知，C23起到隔直流的作用，能够有效的将信号采集电路输出的直流电压和脉搏信号分离开来。图中由R7、R8和C12、C13组成的低通滤波电路，通过计算可得当Wn为-3dB时f

= 1 / 2πRC。经过合理选择RC电路的电容、

=7.2HZ。该电路中R9、R10、R13、R14构成了比例放大电路，决电阻可以使得f

定了该电路的对信号的放大程度。为了提高精度，该电路所选的电阻都是金属膜电阻。在人处于安静状态下的测试脉搏信号波形如图3.7所示，运动后的脉搏信号波形如图3.8所示。

图3.7 静态下的脉搏波形图

图3.8 运动后的脉搏波形图

四、运算放大器简介

以上的信号采集电路和信号滤波处理电路的核心部件都是运算放大器。运算放大器是目前应用最广泛的一种器件，虽然各中不同的运放结构不同，但对于外

部电路而言，其特性都是一样的。运算放大器一般由4个部分组成，偏置电路，

输入级，中间级，输出级，其中输入级一般是采用差动放大电路（抑制电源），中间级一般采用有源负载的共射负载电路（提高放大倍数），输出级一般采用互补对称输出级电路（提高电路驱动负载的能力）。

工业上，用来衡量一个运算放大器的性能的指标有很多，一般认为实际运算放大器越接近理想状态运放就越好，课堂上我们涉及到的只是要求输入端等效电阻无穷大，开环增益无穷大，其实还有很多其他的指标。运算放大器的性能指标主要参数有：输入偏置电流，输入失调电流,最大差模输入电压，最大共模输入电压，开环差模电压增益，温度漂移，输入电阻，输出电阻，共模抑制比CMRR[9]等等。

图3.7 运算放大器输入输出端图示

如图3.7所示。U-对应的端子为“-”，当输入U-单独加于该端子时，输出电压与输入电压U-反相，故称它为反相输入端。U+对应的端子为“＋”，当输入U+单独由该端加入时，输出电压与U+同相，故称它为同相输入端。

输出：U0= A(U+ - U-)； A称为运算放大器的开环增益在实际运用经常将运放理想化，这是由于一般说来，运放的输入电阻很大，开环增益也很大，输出电

阻很小，可以将之视为理想化的，这样就能得到：R

i ≈∞，R

o

≈0，A≈∞。由 A

≈∞,得到U+≈U-，于是两个输入端可以近似看作短路（称为“虚短”），如果

同向输入端接地，反向输入端与地几乎同电位（称为“虚地”）。由R

i

≈∞可知，输入端电路近似等于0，故可把输入端看作是断路（称之为“虚断”）。

在这主要介绍下信号采集电路中用到的仪用放大器AD620。

AD620 为一个低成本，高精度的单片仪器放大器。尽管AD620 由传统的三运算放大器发展而成，但一些主要性能却优于三运算放大器构成的仪表放大器的设计，如电源范围宽(±2.3～±18 V )，设计体积小，功耗非常低(最大供电电流仅1.3 mA ) , 因而适用于低电压、低功耗的应用场合。

AD620的单片结构和激光晶体调整,允许电路元件紧密匹配和跟踪,从而保证电路固有的高性能。AD620 为三运放集成的仪表放大器结构,为保护增益控制的高精度,其输入端的三极管提供简单的差分双极输入,并采用B工艺获得更低的输入偏置电流,通过输入级内部运放的反馈,保持输入三极管的集电极电流恒定,并

使输入电压加到外部增益控制电阻R

g

上。AD620的两个内部增益电阻为24.7k, 因而增益方程式为:错误！未找到引用源。

（3-2）

AD620 由于体积小、功耗低、噪声小及供电电源范围广等特点,使AD620特别适宜应用到诸如传感器接口、心电图监测仪、精密电压电流转换等应用场合。

在仪表放大器的电路设计中,尚有一些实际问题在设计时需要注意,主要有以下几点:

（1）AD620的增益是通过改变编程电阻R g 来实现的，为了使AD620设计提供

精确增益，应使用0.1～1%误差的电阻，同时为了保持增益的高稳定性，避免高的增益漂移，应选择低温度系数的电阻。

（2）为获得较高的共模抑制比(CMR ),参考端应连接于低阻抗点，因为AD620的输出电压与参考端的电位有关，它能够通过简单地将参考端连接到“局部地”来提高共模抑制比。并使两输入端的输入电容与输入电阻差异为最小。

（3）在许多数据采集系统中，通常有模拟地和数字地的问题。由于电流通过接地线和印刷电路板中的电流能产生几百毫伏的误差，所以为了达到模拟与数字噪声的隔离，应采用分立的接地回路，使敏感点到系统接地的流过电流为最小，这些接地回路必须在某些点连接在一起[10]。

五、555施密特触发器电路

在本课题中，数模转换电路采用555连接的施密特触发器，将模拟脉搏信号转换成为脉冲信号。只要将555定时器的2号脚和6号脚接在一起，就可以构成施密特触发器，如图3.8所示。

图3.8 555施密特触发器

555施密特触发器的内部电路如图3.9。由于比较器C 1和C 2的电压参数不同，

因而SR 锁存器的置0信号（V C1=0）和置1信号（V C2=0）必然发生在输入信号V I 的电平。因此，输出电压V o 由高电平变为低电平忽然又低电平变为高电平所对应得V I 值也不相同，这样就形成了施密特触发特性。为了提高比较器参考电压V R1和V R2的稳定性，通常在V CO 端接有0.01uF 左右的滤波电容。

图3.9 555施密特触发器内部电路图

首先，分析V I 从0逐渐升高的过程：

当V I <1/3V CC 时，V C1=1、V C2=0、Q=1，故VO=V OH ；

当1/3V CC

当V I >2/3V CC 以后，V C1=0、V C2=1、Q=0，故VO=V OL 。因此，V T+=2/3V CC 。

其次，再看VI 从高于2/3V CC 开始下降的过程：

当1/3V CC < V I < 2/3V CC 时，V C1=V C2=1，故V O = V OL 保持不变；

当V I <1/3V CC 时，V C1=1、V C2=0、Q=1，故V O =V OH 。因此，V T-=1/3V CC 。

由此得到电路的会差电压为： △V T =V T+ - V T- =1/3V CC 。

图3.10 电路的电压传输特性

这个施密特触发器的电压传输特性是反相的如图3.10。当5号脚悬空时，正向阈值电压和负向阈值电压分别为1/3V CC 和2/3V CC 。当5号脚连接控制电压V CO 时，正向阈值电压和负向阈值电压分别为V CO 和1/2V CO 。通过改变V CO 值可以调节回差电

压的大小[11]。