游泳运动员心率监测仪设计--医学仪器综合课程设计.doc

河南科技大学课 程 设 计 说 明 书课程设计名称 医学仪器综合课程设计 题 目 游泳运动员心率监测仪设计 学 院 医学技术与工程学院 班 级 学生姓名 指导教师 日 期 课程设计任务书课程设计名称 医学仪器综合课程设计 学生姓名 专业班级 设计题目 游泳运动员心率监测仪设计 一、 课程设计目的1、利用所学的专业课知识，综合应用医学传感器、医学电子学、医学仪器原理和接口技术、数字控制技术等多方面的知识，设计简单的医学仪器。2、掌握医学仪器的一般结构和设计方法。3、掌握电子电路设计工具软件的使用、掌握电子电路设计技术与方法。4、掌握电子器件、电路的测试技术及实验测试仪器的使用。二、 设计内容、技术条件和要求1、设计游泳运动员心率监测仪总体设计，实现心率检测电路的设计。2、写出游泳运动员心率监测仪设计的意义和背景。3、给出两种设计方案并进行方案选择、实现优选方案的仪器设计。4、使用计算机辅助设计并绘制出系统电路图、根据电路图进行电路连接与调试，并显示结果。设计任务划分：你的主要设计任务是（ 1 ）任务序号任务1系统硬件设计（电路原理图）及实验2总体方案比较及选择（拟解决的关键问题和措施、设计的特点和难点）三、 时间进度安排（第一周） 1、根据题目查找、收集和整理所需资料，制定设计方案和实施办法 （第二周周一至周三） 2、设计并绘出系统电路原理图（用PROTEL或MULTISIM进行电路仿真与设计）（第二周周四至第三周周一） 3、根据设计电路图进行电路连接、制作与调试（第三周周二至周三） 4、整理设计资料，提交设计报告（第三周周四、周五） 5、课程设计情况报告及现场操作演示（答辩）四、 主要参考文献医学电子仪器原理与设计 余学飞主编，华南理工大学出版社医用检验仪器原理、构造与维修刘凤军主编，中国医药科技出版社生物医学传感器和检测技术杨玉星主编，华中科技大学出版社生物医学电子学 张唯真主编，清华大学出版社电子技术基础 康华光主编，高等教育出版社医学仪器齐颁扬主编，高等教育出版社生物医学测量与仪器王保华主编，复旦大学出版社指导教师签字： 年 月 日摘 要心率是指人体心脏每分钟搏动的次数，它是反映心脏是否正常工作的一个重要参数，同时心率值又是衡量体力劳动强度和脑力劳动强度的重要指标。目前心率监测系统在我们的日常生活中已经得到了非常广泛的应用。本课题设计完成了一个基于51单片机的心率监测系统。该系统以AT89C51单片机为核心，以红外发光二极管和光敏三极管为传感器，利用单片机系统内部定时器来计算时间，光敏三极管感应心跳脉冲，单片机通过脉冲累加计算心脏跳动次数，在数码管上显示心跳次数和时间。实现了心率的实时监测与显示、定时测量以及报警提醒等功能。关键词：心率监测；AT89C51单片机；光电传感器II目 录（指导教师填写）II摘 要III第1章 概述11、心率监测系统的发展与应用1第2章 心率监测系统结构及工作原理22.1 系统结构原理22.2 工作原理2第3章 硬件系统设计43.1 控制器43.1.1 AT89C51 简介43.1.2 AT89C51 的特点43.1.3 AT89C51 的结构43.2 心率信号采样63.2.1 光电传感器的原理63.2.2 光电传感器的结构73.2.3 光电传感器检测原理73.2.4 信号采样电路83.3 信号放大电路93.3.1 LM324放大器93.3.2 低通放大电路93.4 波形整形电路113.5 单片机控制电路133.6 LED显示电路133.6.1 LED的结构及其工作原理143.6.2 LED数码管的显示方式153.7 报警电路153.8 硬件系统原理16第4章 软件系统设计174.1 主程序流程174.2 中断程序流程174.3 显示程序流程18参考文献19附 录20 18第1章 概述1、心率监测系统的发展与应用心率不但能够反映心脏的工作状态是否正常，也可以用来衡量脑力劳动和体力劳动的强度。健康成年人安静时，心率的个体差异比较显著，大概范围在60150次/分之间，平均为75次/分左右。根据被测人的年龄、性别以及其他生理情况，心率会有所不同。初生儿的心率很快，可达130次/分以上。在健康的成年人中，一般男性的心率比女性较慢。人体运动的时候，心率会随机体代谢的强度增加而增加，在一定范围内心率可以作为运动强度和机体的代谢水平的参考指标，因此，心率常被用于有氧运动中对运动强度的控制。运动结束后，心率恢复时间的长短又可用作评定运动负荷是否适宜以及心脏机能状态是否正常的依据和指标。因此心率测试有很大的临床意义，它的机理急待于我们进行研究。随着科学技术的发展，心率测试技术越来越先进，消费者对心率测试仪精度的要求也越来越高。国内外科学家先后研制了不同类型的心率测试仪，而设计关键是对高精确度高灵敏度传感器的开发。本设计采用反射式光电传感器来采集人体的脉搏信号，检测的部位为被测者手指指尖或者耳垂。随着电子计算机技术的飞速发展，智能传感器也逐步应用到多个领域。医用领域将传感器与信号采集、放大滤波装置、计算机等相结合构成新型智能测量系统，该系统不仅可以单方面测量心率、血压等，也可进行对人体的多点测量，完整检测脉搏的波动状态，能够更加科学的反映心率的变化，从而为医生的诊断提供详细参考依据。人体心室周期性的收缩和舒张引起主动脉的收缩和舒张，是血压以波的形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播，这种波成为心率波4。从心率波中提取人体的病理信息作为临床诊断和治疗的依据，历来都受到了中外医学界的重视。心率波所呈现出的形态(波形)、强度(波幅)、速率(波速)和节律(周期)等方面的综合信息，在很大程度上反映出人体心血管系统中许多病理的血流特征，因此对心率波采集和处理具有很高的医学价值和应用前景5。但人体的生物信号多属于强噪声背景下的低频弱信号，心率波信号更是低频微弱的非电生理信号，因此必需经过放大和滤波以满足采集的要求。第2章 心率监测系统结构及工作原理2.1 系统结构原理光电式心率监测系统是利用光电传感器作为变换原件，将采集到的用于检测心脏跳动的红外光转换为电信号，用电子仪表进行显和示测量的装置。该系统的组成包括信号处理电路、光电传感器、单片机电路、数码显示、电源等部分。光电传感器是将非电量(红外光)转换成电量的转换元件，由红外发射二极管和接收三极管组成，可以将接收到的红外光按一定的函数关系(通常是线性关系)转换成便于测量的物理量(如电压、电流或频率等)输出。信号处理电路主要处理光电传感器采集到的低频信号的模拟电路(包括放大、滤波、整形等)。单片机电路利用单片机自身的定时中断计数功能对输入的脉冲电平进行运算得出心率(包括AT89C51、外部晶振、外部中断等)。电源电路向光电传感器、信号处理、单片机提供的电源，可以是5V-9V的交流或直流的稳压电源。2.2 工作原理本设计采用单片机AT89C51为控制核心，实现心率监测系统的基本测量功能。该系统的硬件框图如下图2.1 所示：外部中断信号光电传感器低通放大器比较器/振荡器单片机AT89C51数码显示电路外部晶振报警电路图2.1 心率监测系统的工作原理当手指放在红外发射二极管和接收三极管中间，随着心脏的跳动，血管中血液的流量将发生变换。由于手指放在光的传递路径中，血管中血液饱和度的变化会引起光的强度发生变化，因此和心跳的节拍相对应，红外接收三极管的电流也跟着改变，这就使红外接收三极管输出脉冲信号。该信号经放大、滤波、整形后输出，输出的脉冲信号作为单片机外部中断信号。单片机电路对输入的脉冲信号进行计算处理之后把结果送到数码管显示。第3章 硬件系统设计3.1 控制器本系统基于51系列单片机来实现功能，因为系统没有其它高标准的要求，我们最终选择了比较普遍的AT89C51单片机来实现系统设计。3.1.1 AT89C51 简介AT89C5l是美国ATMEL公司生产的低电压、高性能CMOS 8位单片机，片内含4k bytes可反复擦写的只读程序存储器(PEROM)和128 bytes随机存取数据存储器(RAM)，器件采用ATMEL公司高密度、非易失性存储技术生产，兼容MCS-51指令系统，片内置通用8位中央处理器(CPU)和Flash存储单元，功能强大。3.1.2 AT89C51 的特点与MCS-51产品指令系统完全兼容1000次擦写周期全静态操作：OHz-24MHz三级加密程序存储器128*8字节的内部RAM32个可编程IO口线2个16位定时计数器6个中断源可编程串行UART通道3.1.3 AT89C51 的结构此次设计所使用的AT89C51 的封装形式是DIP40。如图3.1 所示。图3.1 AT89C51的封装形式引脚功能：Vcc：电源电压GND：接地P0口：P0口是一组8位漏极开路型双向I0口，也是地址数据总线复用口。作为输出口用时，每位能吸收电流方式驱动8个TTL逻辑门电路，对端口写“1”可作为高阻抗转入端用。Pl口：P1是个带内部上拉电阻的8位双向IO口，P1的输出缓冲级可驱动4个TTL逻辑门电路。对端口写“1”，通过内部的上拉电阻把端口拉到高电平，此时可作输入口。作输入口使用时，因内部存在上拉电阻，某个引脚被外部信号拉低时会输出一个电流。P2口：P2是一个带有内部上拉电阻的8位双向IO口，P2的输出缓冲级可驱动4个TTL逻辑门电路。对端口写“1”，通过内部的上拉电阻把端口拉到高电平，此时可作输入口，作输入口使用时，因为内部存在上拉电阻，某个引脚被外部信号拉低时会输出一个电流。P3口：可以作为输入/输出口，外接输入/输出设备；作为第二功能使用。RST：复位输入。当振荡器工作时，RST引脚会出现两个机器周期以上高电平将使单片机复位。ALE/PROG：当访问外部程序存储器或数据存储器时，ALE(地址锁存允许)输出脉冲用于锁存地址的低8位字节。即使不访问外部存储器，ALE仍能以时钟振器频率的16输出固定的正脉冲信号，因此它可对外输出时钟或用于定时目的。PSEN：程序存储允许(PSEN)输出是外部程序存储器的读选通信号，当AT89C51由外部程序存储器取指令(或数据)时每个机器周期两次PSEN有效，即输出两个脉冲。在此期间，当访问外部数据存储器，这两次有效的PSEN信号不出现。EAVPP：EA 0，单片机只访问外部程序存储器。EA 1，单片机访问内部程序存储器。XTAL1：振荡器反相放大器及内部时钟发生器的输入端。XTAL2：振荡器反相放大器的输出端。3.2 心率信号采样目前心率监测系统有以下几种检测方法：液体耦合腔心率传感器、光电容积脉搏波法、压阻式心率传感器以及应变式心率传感器。近年来，光电检测技术在临床医学应用中发展很快,主要由于光能避开强烈的电磁干扰, 具有很高的绝缘性,可非侵入地检测病人各种症状信息，具有结构简单、无损伤、精度高、可重复等优点6。用光电法提取指尖脉搏光信息受到了从事生物医学仪器工作专家和学者的重视。3.2.1 光电传感器的原理根据朗伯一比尔(LamberBeer)定律，物质在一定波长处的吸光度和其浓度成正比。当恒定波长的光照射到人体组织上时，通过人体组织的吸收、反射衰减后，测量到的光强将在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征。心率主要由人体动脉舒张和收缩产生的，在人体指尖组织中的动脉成分含量高，而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄，透过手指后检测到的光强相对较大，因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。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，其中非血液组织光的吸收量是恒定的。在血液中，静脉血的搏动相对于动脉血来说十分微弱，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搏动引起，那么在恒定波长的光照下，通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的心率信号7。3.2.2 光电传感器的结构传感器由红外发光二级管和接收三极管组成。选用红外发光二极管作为光源时，可基本抑制由呼吸运动造成的心率波曲线的漂移。红外接收三极管在红外光照射下能产生电能，它的特性是将光信号转换为电信号。在本设计中，红外接收三极管和红外发射二极管相对摆放以获得最佳的指向特性。从光源发出的光除了被手指组织吸收以外，一部分由血液漫反射返回，其余部分透射出来。光电式心率传感器8按照光的接收方式可分为透射式和反射式两种。其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，这种方法可较好地反映出心律的时间关系。因此本系统采用了指套式的透射型光电传感器, 实现了光电隔离,减少了对后级模拟电路的干扰。结构如图3.2所示。图3.2 透射式光电传感器3.2.3 光电传感器检测原理随着心脏的跳动，人体组织半透明度随之改变：当血液送到人体组织时，组织的半透明度减小，当血液流回心脏，组织半透明度则增大；这种现象在人体组织较薄的手指尖、耳垂等部位最明显9。因此本设计将红外发光二极管产生的红外线照射到人体手指部位，经过手指组织的反射和衰减由装在该部位旁边的光敏三管来接收其透射光并转换成电信号。由于手指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化，所以它对光的反射和衰减也是周期性脉动, 于是红外接收三极管输出信号的变化也就反映了动脉血的脉动变化。只要把此电信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示10，即可实时的测出心脏跳动的次数。3.2.4 信号采样电路硬件电路中，关键部分在于心率信号的检测。系统采用红色发光二极管和硫化镉光敏电阻组成透射遮光指套式光电传感器。红色发光二极管稳定性好，遮光指套式的装置减少了外界光的干扰，只需将待测手指插入，便可进行测量测试时，被测手指正好处在发光二极管和光敏电阻之间，这样一来，光敏电阻的阻值便将随着手指的血容量的变化而变化。心率信号采样电路如图3.3所示，U4是红外发射和接收装置，由于红外发射二极管中的电流越大，发射角度越小，产生的发射强度就越大，所以对R17阻值的选取要求较高。R17选择270同时也是基于红外接收三极管感应红外光灵敏度考虑的。R17过大，通过红外发射二极管的电流偏小，红外接收三极管无法区别有心跳和无心跳时的信号。反之，R17过小，通过的电流偏大，红外接收三极管也不能准确地辨别有心跳和无心跳时的信号。硬件系统是通过检测指尖来采取脉搏信号，从而得到心率信号。当手指离开传感器或检测到较强的干扰光线时，输入端的直流电压会出现很大变化，为了使它不致泄露到U3A输入端而造成错误指示，用C8、C10串联组成的双极性耦合电容把它隔断11。图3.3 信号采集电路3.3 信号放大电路3.3.1 LM324放大器LM324 是四运放集成电路，它采用14 脚双列直插塑料封装.它的内部包含四组形式完全相同的运算放大器，除电源共用外，四组运放相互独立。每一组运算放大器可用图3.4所示符号来表示，它有5个引出脚，其中“+”、“-”为两个信号输入端，“V+”、“V-”为正、负电源端，“Vo”为输出端。两个信号输入端中，Vi-(-)为反相输入端，表示运放输出端Vo 的信号与该输入端的相位相反；Vi+(+)为同相输入端，表示运放输出端Vo 的信号与该输入端的相位相同。LM324 的引脚排列见图3.5。 图3.4 运算放大器 图3.5 引脚排列由于LM324 四运放电路具有电源电压范围宽，静态功耗小， 价格低廉等优点，被广泛应用在各种电路中。3.3.2 低通放大电路因为通过光电传感器接收到的信号极其微弱，容易被其外围电路所干扰， 因此系统必须为信号处理电路提供电源。检测到的信号经过LM324放大器放大后仍存在较大的偏置电压，因此必须在信号输入端加滤波电容，将电路中的直流成份滤掉并保证不影响交流信号的传递。该系统按人体心率在运动后跳动次数达200次/分钟的计算来设计低通放大器。如图3.6所示，R24、C6组成低通滤波器以进一步滤除残留的干扰，截止频率由R24、C6决定，运放U3A将信号放大，放大倍数由R22和R24的比值决定。经过低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波12。图3.6 信号低通放大电路根据一阶有源滤波电路的传递函数，可得： (3.1)放大倍数为： () (3.2) 截止频率为： (3.3)按人体心率跳动为200次/分钟时的频率是3.3 Hz考虑，低频特性是令人满意的。经低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波，波形如图3.7所示。图3.7 脉动正弦波3.4 波形整形电路本电路的功能是将模拟电压信号转化为高低电平信号输出到单片机系统，采用反向滞回电压比较器进一步提高电路抗干扰能力。通过对强弱心率信号的测试和统计分析可以将其阈值确定，整形电路如图3.8所示，U3B是一个电压比较器，C7、R27构成一个微分器，U3C和C15、R31组成单稳态多谐振荡器，其脉宽由C15、R31决定。U3B的输出信号(波形如图3.9)经C7、R27的微分后总是将正、负相间的尖脉冲(波形如图3.10)加到单稳态多谐振荡器U3C的反向输入端，不会造成很大的触发误差，因此稍微调节下R28即可将该比较器的阀值电压控制在正弦波的幅值范围内。当检测到输入信号时，U3B在比较器输入信号的每个后沿到来时输出高电平，使C15通过R31充电。大约持续20ms之后，因C15充电电流减小而使U3B同相输入端的电位降低到低于反相输入端的电位，于是U3B改变状态并再次输出低电平。脉冲高电平与心跳同步，并由红色发光二极管DS3的闪亮指示出来，即发光二极管作心跳状态显示，心脏每跳动一次发光二极管就亮一次。同时，该脉冲电平通过R29送到单片机/INTO脚，进行对心率的计算和显示，输出波形如图3.11所示。图3.8 波形整形电路经过比较器U3C产生的输出波形：图3.9 输出波形经过微分器产生的输出波形：图3.10 比较后的输出波形单片机接收到的信号：图3.11 接收信号3.5 单片机控制电路该设计采用单片机最小系统作为信号的处理电路，如图3.12所示，来自取样和整形输出电路的脉冲电平输入单片机AT89C51的/INTO脚，单片机设为负跳变中断触发模式，每次脉冲下降沿到达时触发单片机产生中断并进行计时，来一个脉冲心跳次数就加一；定时器中断主要完成一分钟的定时功能 13。图3.12 单片机处理电路3.6 LED显示电路该设计采用LED数码管动态扫描显示数据，两个4位的共阳极LED数码管组成8位显示，其中0、1两位显示测量中的时间，3、4两位显示测量中的心跳次数，6、7两位用来显示上次测量的数据，如图3.13所示。单片机P0口控制显示字型，P2口控制显示字位。图3.13 单片机处理电路3.6.1 LED的结构及其工作原理LED数码管是由发光二极管显示字段组成的。在单片机应用系统中使用最多的就是七段LED数码管，有共阴极和共阳极两种。共阴极LED数码管显示器的公共端为发光二极管阴极，通常接地，当发光二极管的阳极为高电平时，发光二极管点亮。共阳极的LED数码管显示器的公共端为发光二极管的阳极，通常接+5V电源，当发光二极管的阴极为低电平时，发光二极管点亮。本设计中采用的是4位七段共阳极数码管显示器，一共具有12个引脚，4个位选端，8个字选端。图3.14中所示，1、2、3、4是位选端；ag、Dp是字选端。内部结构如图3.15所示。图3.14 4位数码管引脚分布图图3.15 4位共阳极数码管结构图3.6.2 LED数码管的显示方式LED数码管要正常显示，就要用驱动电路来驱动数码管的各个段码，从而显示出数据，根据数码管的显示方式可以分为静态显示和动态显示两类。静态显示方式是指当显示器显示某一字符时，发光二极管的位选始终被选中。在这种显示方式下，每一个LED数码管显示器都需要一个8位的输出口进行控制。静态显示主要的优点是显示稳定，缺点在于占用硬件资源较多，每个LED数码管需要独占8条输出线。动态显示方式是指一位一位地轮流点亮每位显示器(称为扫描)，即每个数码管的位选被轮流选中，多个数码管公用一组段选，段选数据仅对位选选中的数码管有效。对于每一位显示器来说，每隔一段时间点亮一次。显示器的亮度既与导通电流有关，也与点亮时间和间隔时间的比例有关。通过调整电流和时间参数，可以既保证亮度，又保证显示。若显示器的位数不大于8位，则显示器的公共端只需一个8位I/O口进行动态扫描(称为扫描口)，控制每位显示器所显示的字形也需一个8位口(称为段码输出)。通过比较，可以发现LED动态显示更加适合本设计，所以采用此方法。3.7 报警电路报警电路部分如图3.16所示，它使用的是一个蜂鸣器，一端接P1.1，另外一端接地。当P1.1为高电平是就发出嘟的声音，为报警提示音。在系统初始化完成时会“嘟、嘟、嘟”连响三声，系统正常运行后在出现生理参数超出正常阈值时，报警电路会嘟嘟嘟的报警到生理参数回到正常阈值内或重启监测仪才能解除报警。图3.16 报警电路3.8 硬件系统原理该硬件电路系统由信号取样、信号放大、波形整流、数码管显示以及报警等以上几部分电路组成，心率信号通过采样电路的传感器检测，再经过信号放大，滤波，整流后，由单片机内部进行处理，最后将检测到的信号通过显示电路显示出来，其硬件原理图如图3.17所示。图3.17 电路原理图第4章 软件系统设计4.1 主程序流程该系统主程序控制单片机系统按预定的操作方式运行, 它是单片机系统程序的框架。系统通上电后，对系统进行初始化。初始化程序主要完成对单片机内的专用寄存器、定时器工作方式及各端口的工作状态的设定。系统初始化之后， 进行定时器中断、外部中断、显示数据等工作，不同的外部硬件控制不同的子程序15流程如图4.1所示。图4.1 主程序流程图4.2 中断程序流程定时器中断服务程序是由一分钟计时、有无测试信号判断等部分组成。当定时器中断开始执行后，对一分钟开始计时，到60s再停止并保存测得的心跳次数。同时对按键进行检测，只要复位测试值就可以重新开始测试。完成一分钟的定时功能和保存测得的心跳次数。外部中断服务程序完成对外部信号的测量和计算。外部中断采用边沿触发的方式，当处于测量状态的时候，每来一个脉冲心跳次数就加一，由单片机内部定时器控制一分钟，累加得出一分钟内的心跳次数，其流程如图4.2所示。图4.2 中断程序流程图4.3 显示程序流程显示程序包括显示上次心跳次数、本次测量中的心跳次数和时间。从中断程序中取得结果后，先显示上次的心跳次数，经过10ms的延时后再显示测试中的心跳次数，再经过10ms的延时显示测试中的时间，其流程如图4.3所示。图4.3 显示程序流程图参考文献1 欧阳俊，谢定基于BL-410的指端脉搏波采集系统应用研究J实用预防医学报，2004，第11卷，第2期，2-42 韩文波，曹维国，张精慧光电式脉搏波监测系统J长春光学精密机械学院学报，1999，第22卷，第4期，2-63 朱国富，廖明涛，王博亮袖珍式脉搏波测量仪J电子技术应用杂志，1998，第12卷，第1期，1-34 刘云丽，徐可欣微功耗光电式脉搏测量仪J电子测量技术杂志，2005，第2卷，第4期，2-55 程咏梅，夏雅琴，尚岚人体脉搏波信号检测系统J北京生物医学工程报，2006，第25卷，第5期，1-36 刘文，杨欣，张铠麟基于AT89C2051单片机的指脉检测系统的研究J医疗装备学报，2005，第17卷，第9期，2-147 郁道银，谈恒英工程光学M北京：机械工业出版社，19988 张福学传感器应用及其电路精选(下册)M北京：电子工业出版社，19929 李林功，吴飞青，王兵等单片机原理及应用M北京：机械工业出版社，2007 附 录参考程序心率监控智能系统的信号采集、处理、显示的程序#include #define uint8 unsigned char#define uint16 unsigned int#define TIMER0_HIGHT 0xDC/设置定时器0工作方式1自动装载初值，定时10ms，Fosc=11.059200MHZ#define TIMER0_LOW 0x00sbit keyin = P31;/按键输入bit starttest;/启动测心率标志uint16 cnt10ms;/10ms计数器uint8 cnt1s;/1秒计数器uint8 Pulsecnt;/心跳次数，计数器uint8 Pulsenum;/上次测试的心跳次数uint8 codeDispCode=0xC0,0xF9,0xA4,0xB0,0x99,0x92,0x82,0xF8,0x80,0x90;/共阳数码管段码表void Init_Extint(void);void TimerInitProc();void initvar();void Init_System(void);void Display(uint8 chose_dat, uint8 dat);void ShowDisp(uint8 tPulsenum, uint8 tPulsecnt, uint8 tcnt1s);void DelayMs(uint8 Ms);void main()Init_System();/初始化while(1)ShowDisp(Pulsenum, Pulsecnt, cnt1s);/显示/* 函 数 名: Exti0_interrupt* 函数功能: /INT0引脚下降沿进入中断* 入口参数: 无* 返 回: 无*/void Ext0_interrupt(void) interrupt 0if(starttest = 1)/处在测试状态Pulsecnt+;/来一次中断心跳计数器加1/*函数功能：定时器/计数器0中断处理入口参数：null返 回：null备 注：null*/void Timer0IntProc() interrupt 1TH0 = TIMER0_HIGHT;/设置定时器0高字节初值TL0 = TIMER0_LOW;/设置定时器0低字节初值if(+cnt10ms = 100)/1s计时到cnt10ms = 0;if(starttest = 1)/处在测试状态if(+cnt1s = 60)/一分钟时间到starttest = 0;/一次检测完毕,等待下一次检测Pulsenum = Pulsecnt;/保存测得心跳值if(keyin = 0)/检测按键if(starttest = 1)/处在测试状态cnt10ms = 0;/复位测试值,重新开始测试cnt1s = 0;Pulsecnt = 0;else/不在测试状态，开始新的一次测试starttest = 1;cnt10ms = 0;/End of Timer0IntProc/void Init_Extint(void) IT0 = 1; /外部中断1设置为下降沿触发 IE0 = 0; /标志位清0 EX0 = 1; /允许外部中断1/*函数功能：定时器/计数器初始化入口参数：null返 回：null备 注：null*/void TimerInitProc()TMOD &= 0xF0;TMOD |= 0x01;/设置定时器0，方式1:16位定时器TH0 = TIMER0_HIGHT;/设置定时器0高字节初值TL0 = TIMER0_LOW;/设置定时器0低字节初值TR0 = 1;/启动定时器0 ET0 = 1;/开定时器0中断EA = 1; /开总中断/End of TimerInitProc/void initvar()starttest = 0;cnt10ms = 0;cnt1s = 0;Pulsecnt = 0;Pulsenum = 0;void Init_System(void) Init_Extint(); TimerInitProc();initvar();/* 函 数 名：Display(uchar chose_dat,uchar dat)* 函数功能：数码管显示* 入口参数：chose_dat数码管显示字位，dat显示字型* 返 回：无*/void Display(uint8 chose_dat, uint8 dat) P0 = dat; /送显示字型P2 = (0x010;i-) for(j=98;j0;j-); while(-Ms);