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1、摘 要随着社会的飞速发展，人们的生活方式和膳食结构发生了巨大的变化，与此同时，人类因各类突发性疾病的死亡率逐年提高，心血管疾病已成为威胁人类健康的多发病，而且发病率逐年提高，发病年龄也出现下降趋势。心脏病是人们难以预防的突发性疾病，所以自身的健康也被越来越多的人所重视。本设计要解决的就是可以测量心率，预防心脏病等心血管方面的疾病的心跳监控系统。本设计采用以AT89S52单片机为核心控制器件的低成本、高精度、体积小的数字显示的心率计。心率监控系统的工作原理是利用SC0073型压电传感器接收到人体信号，通过电路中的放大电路将信号放大、整形处理，最后再传给单片机AT89S52处理，处理完成后由三位数
2、码管显示出来。整个监控系统采用模块化设计，由主程序、预置子程序、信号采集子程序、信号放大处理子程序、显示子程序等模块组成。传感器探头采集的信号经单片机分析处理，实现心率测量的功能。在此基础上设计了心跳监控系统的总体方案，通过硬件和软件来实现各个功能模块。该心跳监控系统可以便捷的测量出人体的心跳，基本实现预定的目标，大大降低测量心跳的时间，且方便携带。关键词：AT89S52；SC0073；心率；监控系统AbstractWith the rapid social development, peoples lifestyle and dietary structure has changed a g
3、reat deal, at the same time, because of the sudden illness of human mortality is also more and more high, cardiovascular disease has gradually become the frequently-occurring disease threatens human health, and incidence increased year by year, the age also drop. People are hard to prevent heart dis
4、ease of sudden disease, so their health is also more and more people pay attention to. This design to solve is can measure heart rate, prevent heart disease and other cardiovascular diseases of the heart monitor system.This design uses the AT89S52 SCM as the core to control device of low cost, high
5、precision, small volume of digital display of heart rate plan. Heart rate monitor system uses SC0073 piezoelectric sensors to receive the human body signals, through the circuit of the amplifier circuit will amplification, plastic processing, and finally to to monolithic integrated circuit AT89S52 t
6、reatment, after the completion of the three digital pipe by the display. The whole monitoring system uses modular design, the main program, preset subroutines, signal acquisition procedure, amplification processing procedure, display subroutines etc module. Sensor probe acquisition of the signal ana
7、lysis and processing of SCM, realize the function of the heart rate measurement. Based on this design heart beat the overall scheme of the monitoring system, through the hardware and software to achieve each functional modules.The heart rate monitor system can be convenient measure the human heartbe
8、at, basic for achieving the goal, and greatly reduce measuring the heartbeat of time, and easy to carry.Key Words: AT89S52；SC0073；heart rate；monitor system目 录1 引言12 总体设计32.1 心跳监控系统原理32.2 总体电路框图设计33元器件的选择及其功能介绍53.1 单片机AT89S5253.2 低功率运算放大器LM324N83.3 SC0073 微型动态脉搏微压传感器93.4 数码管104 系统硬件设计124.1 单片机最小系统124
9、.1.1 复位电路124.1.2 振荡电路134.2 心跳信号采集电路134.3 滤波电路144.4 信号比较电路154.5 报警电路164.6 显示电路174.7 系统总体设计原理图185 软件设计195.1 主函数195.3显示模块225.4 计数模块246 系统仿真256.1 单片机部分仿真256.2 信号采集部分调试25参考文献27附录1 系统原理图28附录2 总程序29附录3 毕业设计作品说明书321 引言随着社会的飞速发展，人们的生活方式和膳食结构发生了巨大的变化，与此同时，人类因各类突发性疾病的死亡率逐年提高，心血管疾病已成为威胁人类健康的多发病，而且发病率逐年提高，发病年龄也出
10、现下降趋势。在世界范围内，心血管病患者不断增多。世界卫生组织指出，目前全球每年有1700万人死于心脏病和其它心血管疾病，约占全球死亡人数的三分之一。心血管疾病已成为二十一世纪严重威胁人类健康的头号杀手。心血管疾病同样是我国居民主要的死亡疾病之一，每年大约有260万人死于心血管疾病，每12秒就有1人因为心血管疾病而死亡1。而心脏病的发作更是是人们难以预防的突发致命疾病。所以，如何测量和防治心血管疾病，已成为全世界解决的一项重大课题。脉搏，即动脉的搏动。心脏收缩时，由于输出血液冲击引起的动脉跳动。在医学上，通过测量人的心率，便可初步判断人的健康状况。人体不同的生理信号，能反映相应部位的身体变化，是
11、临床诊断的重要依据。例如心电变化的测量与记录是现代医学诊断心脏的主要手段1。而正常人的脉搏和心跳是一致的。自从Dr. Willem Einthoven在1902年发明了第一个“心电图”，心脏的电位变就被记录下来。直到20世纪60年代才有能够识别一个正常的心律和失常的心律没有共同的保健设施。在过去的40年里，在记录和解析心电图方面已经取得了很大的进步。尽管心脏诊断技术在不断的发展，但心电图（ECG）仍是一种无损、快捷、有效的诊断工具。当你第一次接触心电图就好比第一次学习一门外语。没有任何的知识结构或规则，理解几乎是不可能的2。而心率计是心电监护机的一部分或是单独测量心率的装置。目前，在心电图的研
12、制和生产中占主要地位的是以德国、日本为主的发达国家，相对国内的心电图机的发展，特别是在家用领域发展缓慢，工艺水平也较落后。特别是应用在家庭使用中的更是寥寥无几3。日本、德国等极少数的国家虽然已经研制家用的数字心电图机，但是进口的心电图机价格对于国内的消费水平是难以接受的，因此很难进入中国的普通家庭。随着医疗技术的进步，特别是生物医学工程技术的迅速提高，家庭保健工程的发展已经越来越受到人们的重视，预防及检测病人的心血管功能并进行康复治疗是最受重视的4。根据中国医学协会的统计有近60%的心脏类疾病的死亡是发生在家庭和社区范围内的。如果在心血管疾病病发的早起就能发现心率的异常，及时通知家属，就能及早
13、就医。医学实践表明，心脏类疾病如果可以及时发现并做恰当处理，则患者有70%-80%的生存率5 。因此，研究设计出一种用单片机制作，具有性能稳定、成本低、体积小、重量轻，抗干扰能力强，且方便携带的心率测量仪，将具有很好的发展前景。目前在国内外，获取脉搏信号的技术主要有：(1)脉压测量方法；(2) 心电电位脉搏测量方法； (3)脉搏波传导速度测定方法6；(4)超声多普勒方法；(5) 弹性腔膜型方法； (6) 平面脉搏压力波形测量分析方法；(7)核磁共振方法；(8)光电脉搏波测量方法78。这些检测方法的原理以及检测出的脉搏信号类型都各有不同，每种方法都各有其各自的优点和缺点，通过综合比较这些测量方法
14、，其中以脉搏测压法、光电脉搏波测量方法、平面脉搏压力波形测量分析方法的性价比比较高9。因此采用脉压测量脉搏信号是一种比较先进的无创检测手段10。本文阐述了基于单片机设计的心跳监控系统设计原理与硬件的实现方法。采用以AT89S52单片机为基础，压电传感器进行信号采集为的低成本、高精度、体积小的数字显示的心率计，能快速测量出被测人的心率参数，对异常情况进行声音报警。整个系统的设计由硬件和软件两部分组成，其中硬件部分由采样电路、滤波电路、放大电路、比较电路和单片机处理电路及显示电路组成，并对部分电路进行仿真。同时还提出了基于单片机的编码、译码程序设计流程图。从整体上实现了心跳监控系统的功能。2 总体
15、设计2.1 心跳监控系统原理心率是指人体心脏每分钟搏动的次数，正常人的脉搏和心跳是一致的。它是反映心脏是否正常工作的一个重要参数，同时心率的值也是衡量体力劳动强度和脑力劳动强度的重要指标。因此心率的测量是一种评价病人生理状况很好的方法。采用压电传感器的心率监控系统的基本检测原理为:随着心脏的搏动，人体手腕的脉搏及颈部的搏动较为明显，我们采用压电传感器放在上述位置，把压电传感器测到的信号转换成脉冲并进行整形、计数和显示，就能实现实时检测脉搏次数的目的。正常成人为60次/分到100次/分，常为每分钟7080次，平均约72次/分。老年人较慢，为55次/分到60次/分。正常人脉率规则，不会出现脉搏间隔
16、时间长短不一的现象。正常人脉搏强弱均等，不会出现强弱交替的现象。病情危重，特别是临终前脉搏的次数和脉率都会发生明显的变化。而本心跳监控正是基于此进行设计，对不合格的心率信号进行语音报警。相比较与传统的红外光电传感器制作的心脏监控系统，采用压电传感器的设计方案要简单的多，由于采集到的信号经过传感器后，信号本身成了数字信号，可直接送到单片机进行处理，省去了A/D电路。既简化了硬件电路也省下了A/D转化部分的编程。2.2 总体电路框图设计心跳监控系统的总体设计电路框图如图2-1所示，主要包括取样电路、放大电路、比较电路和单片机处理电路及显示电路。首先，使用压电传感器采集与心跳同频率的信息，送至单片机
17、后，然后软件对信号进行处理，最后在数码管上显示出数值，对不合格的心率信号进行语音报警。图2-1系统设计原理框图3 元器件的选择及其功能介绍3.1 单片机AT89S52 主要性能： （1） 与MCS-51单片机产品兼容（2） 8K字节在系统可编程Flash存储器（3） 1000次擦写周期 （4） 全静态操作：0Hz33Hz（5） 三级加密程序存储器（6） 32个可编程I/O口线（7） 三个16位定时器/计数器（8） 八个中断源（9） 全双工UART串行通道（10）低功耗空闲和掉电模式（11）掉电后中断可唤醒（12）看门狗定时器（13）双数据指针（14）掉电标识符功能特性描述：AT89S52是一种
18、低功耗、高性能CMOS8位微控制器，具有8K 在系统可编程Flash 存储器。使用Atmel 公司高密度非易失性存储器技术制造，与工业80C51 产品指令和引脚完全兼容。片上Flash允许程序存储器在系统可编程，亦适于常规编程器。在单芯片上，拥有灵巧的8 位CPU 和在系统可编程Flash，使得AT89S52为众多嵌入式控制应用系统提供高灵活、有效的解决方案11。AT89S52具有以下标准功能： 8k字节Flash，256字节RAM，32 位I/O 口线，看门狗定时器，2 个数据指针，三个16 位定时器/计数器，一个6向量2级中断结构，全双工串行口，片内晶振及时钟电路。另外，AT89S52 可
19、降至0Hz 静态逻辑操作，支持2种软件可选择节电模式。空闲模式下，CPU停止工作，允许RAM、定时器/计数器、串口、中断继续工作。掉电保护方式下，RAM内容被保存，振荡器被冻结，单片机一切工作停止，直到下一个中断或硬件复位为止12。AT89S52的引脚结构如图3-1所示。图3-1 AT89S52的引脚结构引脚功能介绍13：VCC：电源正端输入，接+5V。VSS：电源地端。XTAL1：单芯片系统时钟反相放大器输入端。XTAL2：系统时钟的反相放大器输出端，一般在设计上只要在 XTAL1 和 XTAL2 上接上一只石英振荡晶体系统就可以动作了，此外可以在两引脚与地之间加入30PF 的小电容，可以使
20、系统更稳定，避免噪声干扰而死机。RESET：AT89S52的重置引脚，高电平有效，当要对晶片重置时，只要对此引脚电平提升至高电平并保持两个机器周期以上的时间，AT89S51便能完成系统重置的各项动作，使得内部特殊功能寄存器之内容均被设成已知状态，并且至地址0000H处开始读入程序代码而执行程序。EA/Vpp：EA为英文External Access的缩写，表示存取外部程序代码之意，低电平有效，也就是说当此引脚接低电平后，系统会取用外部的程序代码（存于外部EPROM中）来执行程序。因此在8031及8032中，EA引脚必须接低电平，因为其内部无程序存储器空间。如果是使用 8751 内部程序空间时，
21、此引脚要接成高电平。此外，在将程序代码烧录至8751内部EPROM时，可以利用此引脚来输入21V的烧录高压（Vpp）。ALE/PROG：ALE是英文Address Latch Enable的缩写，表示地址锁存器启用信号。AT89S51可以利用这支引脚来触发外部的8位锁存器（如74LS373），将端口0的地址总线（A0A7）锁进锁存器中，因为AT89S51是以多工的方式送出地址及数据。平时在程序执行时ALE引脚的输出频率约是系统工作频率的1/6，因此可以用来驱动其他周边晶片的时基输入。此外在烧录8751程序代码时，此引脚会被当成程序规划的特殊功能来使用。PSEN：此为Program Store
22、Enable的缩写，其意为程序储存启用，当8051被设成为读取外部程序代码工作模式时（EA=0），会送出此信号以便取得程序代码，通常这支脚是接到EPROM的OE脚。AT89S51可以利用PSEN及RD引脚分别启用存在外部的RAM与EPROM，使得数据存储器与程序存储器可以合并在一起而共用64K的定址范围。PORT0（P0.0P0.7）：端口0是一个8位宽的开路极（Open Drain）双向输出入端口，共有8个位，其他三个I/O端口（P1、P2、P3）则不具有此电路组态，而是内部有一提升电路，P0在做I/O用时可以推动8个LS的TTL负载。如果当EA引脚为低电平时（即取用外部程序代码或数据存储器
23、），P0就以多工方式提供地址总线（A0A7）及数据总线（D0D7）。PORT2（P2.0P2.7）：端口2是具有内部提升电路的双向I/O端口，每一个引脚可以推动4个LS的TTL负载，若将端口2的输出设为高电平时，此端口便能当成输入端口来使用。P2除了当做一般I/O端口使用外，如果是在AT89S51扩充外接程序存储器或数据存储器时，也提供地址总线的高字节A8A15，这个时候P2就不能做I/O来使用了。PORT1（P1.0P1.7）：端口1是具有内部提升电路的双向I/O端口，其输出缓冲器可以推动4个LS TTL负载，同样地若将端口1的输出设为高电平，便是由此端口来输入数据。PORT3（P3.0P3
24、.7）：端口3也具有内部提升电路的双向I/O端口，其输出缓冲器可以推动4个TTL负载，同时还多工具有其他的额外特殊功能，包括串行通信、外部中断控制、计时计数控制及外部数据存储器内容的读取或写入控制等功能。其引脚分配如下：P3.0：RXD，串行通信输入。P3.1：TXD，串行通信输出。P3.2：INT0，外部中断0输入。P3.3：INT1，外部中断1输入。P3.4：T0，计时计数器0输入。P3.5：T1，计时计数器1输入。P3.6：WR：外部数据存储器的写入信号。P3.7：RD，外部数据存储器的读取信号。3.2 低功率运算放大器LM324NLM324系列器件为价格便宜的带有真差动输入的四运算放大
25、器。其最大额定值如表3-1所示，与单电源应用场合的标准运算放大器相比，它们有显著的有点：该四放大器可以工作在低到3.0伏或高到32伏的电压下，静态电流大致为MC1741的五分之一（对每个放大器而言），共模输入范围包括负电源，因而消除了在许多应用场合中采用外部偏置元件的必要性，输出电压范围也包括负电源电压。其管脚连接图如图3-2所示：图3-2 LM324管脚连接图（1）短路保护输出 （2）真差动输入级（3）单电源工作，3.0V32V （4）低输入偏置电流，最大100nALM324A（5）每一个封装四个放大器 （6）内部补偿（7）共模范围扩展到负电源 （8）行业标准引脚输出（9）在输入端的静电放电
26、位增加可靠性而不影响器件的工作表3-1 LM324的最大额定值额定值符号LM324,LM324ALM2902LM2902V单位电源电压单电压分离电压VCCVCC,VEE3216 26 13Vdc输入差动电压范围Vidr3226Vdc输入共模电压范围Vicr -0.332-0.326Vdc输出短路持续时间 Tsc 连续结温 Tj 150保存温度范围Tstg -65+150工作环境温度范围TA-25+85070-40+105-40+125表3-1 LM324的最大额定值3.3 SC0073 微型动态脉搏微压传感器动态微压传感器，如图3-3所示，是一种高性能、低成本的压电式小型压力传感器，产品采用压
27、电薄膜作为换能材料，动态压力信号通过薄膜变成电荷量，在经传感器内部放大电路转换成电压输出。该传感器具有灵敏度高，抗过载及抗冲击能力强，抗干扰性强、操作简便、体积小、重量轻、成本低等特点，广泛应用于医疗、工业控制、交通、安全防卫等领域。SC0073 压电薄膜脉搏传感器，具有灵敏度高，频率响应范围宽，抗过载及冲击力强，搞干扰性好，操作方便等特点。 是一种高质量的心音脉搏传感器。该传感器具有良好的低频应响，可以方便地测试劲动脉搏，可以与国内外有关的生理记录相配。图3-3 SC0073压电传感器典型应用：脉搏技术探测按键键盘，触摸键盘 震动、冲击、碰撞报警振动加速量 管道压力波动其它机电转换、动态力检
28、测等动态微压传感器主要性能指标：压力范围：1Kpa灵敏度：0.2mv/pa非线性度：1%F.S频率响应：1-1000HZ标准工作电压：3V(DC)扩充工作电压：1.56V(DC)扩充电阻：10K外形尺寸：5K20K重量：1.5g3.4 数码管数码管按段数分为七段数码管和八段数码管，八段数码管比七段数码管多一个发光二极管单元（多一个小数点显示）；按能显示多少个“8”可分为1位、2位、4位等等数码管；按发光二极管单元连接方式分为共阳极数码管和共阴极数码管。共阳极数码管是指将所有发光二极管的阳极接到一起形成公共阳极(COM)的数码管。共阳极数码管在应用时应将公共极 COM接到+5V，当某一字段发光二
29、极管的阴极为低电平时，相应字段就点亮。当某一字段的阴极为高电平时，相应字段就不亮。共阴极数码管是指将所有发光二极管的阴极接到一起形成公共阴极(COM)的数码管。共阴极数码管在应用时应将公共极COM接到地线GND上，当某一字段发光二极管的阳极为高电平时，相应字段就点亮。当某一字段的阳极为低电平时，相应字段就不亮。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，从而显示出我们要的数字，因此根据数码管的驱动方式的不同，可以分为静态式和动态式两类。(1)静态显示驱动：静态驱动也称直流驱动。静态驱动是指每个数码管的每一个段选码都由一个单片机的I/O端口进行驱动，或者使用如BCD码、二-十进制译码
30、器译码进行驱动。静态驱动的优点是编程简单，显示亮度高，缺点是占用I/O端口多，如驱动5个数码管静态显示则需要5840根I/O端口来驱动，要知道一个 89S52单片机可用的I/O端口才32个呢：），实际应用时必须增加译码驱动器进行驱动，增加了硬件电路的复杂性。(2)动态显示驱动：数码管动态显示接口是单片机中应用最为广泛的一种显示方式之一，动态驱动是将所有数码管的8个显示笔划a、b、c、d、e、f、g、dp的同名端连在一起，另外每个数码管的公共极COM增加选通控制电路，位选通由各自独立的I/O线控制，当单片机输出字形码时，所有数码管都接收到相同的字形码，但究竟是那个数码管会显示出字形，取决于单片机
31、对位选通COM端电路的控制，所以我们只要将需要显示的数码管的选通控制打开，该位就显示出字形，没有选通的数码管就不会亮。通过分时轮流控制各个数码管的COM端，就使各个数码管轮流受控显示，这就是动态驱动。在轮流显示过程中，每位数码管的点亮时间为12ms，由于人的视觉暂留现象及发光二极管的余辉效应，尽管实际上各位数码管不是同时点亮，但只要扫描的速度足够快，给人的印象就是一组稳定的显示数据，不会有闪烁感，动态显示的效果和静态显示是一样的，能够节省大量的I/O端口，而且功耗更低。4 系统硬件设计硬件电路的设计主要包括单片机系统及显示电路、信号采集、信号放大、比较电路四部分。单片机采用AT89S52或其兼
32、容系列。采用12MHz高精度的晶振，以获得较稳定时钟频率，减小测量误差。利用外中断0口监测由压电传感器SC0073、信号采集电路输出的信号。显示电路采用简单实用LED数码管，信号用LM324放大，比较电路也使用用LM324。仿真主要包括放大电路与比较电路和单片机。4.1 单片机最小系统AT89S52是片内有EPROM的单片机。因此，用AT89S52单片机构成的最小系统具有简单、可靠的特点。使用AT89S52单片机最小应用系统时，只要需接上时钟电路和复位电路以及扩展的简单I/O口就可以了，如图4-1所示。由于受集成度、片内功能的限制，AT89S52单片机最小系统只能应用到一些比较小型的控制单元。
33、其特点：（1）有较多可供用户使用的I/O口。由于不需要扩展外部存储器（ROM），EA应接高电平，P0、P1、P2、P3均作为用户I/O口使用。（2）内部存储器（RAM）容量有限。应用系统开发具有特殊性。如AT89S52的应用软件须依靠半导体厂家用半导体掩膜技术置入，所以AT89S52的应用系统可以用于大批量生产。另外，P0、P2口的应用与开发环境差别较大。4.1.1 复位电路时钟电路工作后，在REST管脚上加两个机器周期的高电平，芯片内部开始进行初始复位。其电路图如图4-1所示：图4-1 复位电路4.1.2 振荡电路本设计晶振频率选为12MHz，电容选择30pF，其电路图如图42所示。经计算得
34、单片机工作的机器周期为：12（112M）=1us。图4-2 振荡电路4.2 心跳信号采集电路由于心率信号与脉搏的频率相同，所以传感器只要测出脉搏信号就可以知道心率频率。压电传感器SC0073它的扩展电压16V,所以为了电源能够统一，所以选择+5v电源，电阻R选它的标准负载电阻10k。传感器输出正负判断，根据传感器两条管脚的与传感器的焊点，焊点与传感器的金属外壳相连的是传感器的负极。其检测电路如图4-3所示：图4-3 传感器检测电路传感器不测脉搏无信号输入时，它的输出为5v的直流电信号。加上脉搏信号后，给输出加一电容C，目的是隔直流信号。它输出是类似于正弦波最小的幅值-600mv左右，最大的幅值
35、1.3v的电压信号。其心率波形图如图4-4所示：图4-4 心率波形图4.3 滤波电路滤波电路设计如图4-5所示：图4-5 滤波电路影响电路信号的是高频的信号，按人体脉搏在运动后最高跳动次数达240次/分计即4HZ算来设计低通滤波器，而且频率很低（如脉搏50次/分钟为0.78Hz，200次/分钟为3.33Hz），并且还伴有各种噪声干扰，故该信号要经过R、C低通滤波，去除高频干扰。采用简单的二阶电路当R21=R20=R，C4=C5=C时，令f0=通带的截止频率f=0.37f0,R=3K,C=4.7Uf,经计算f=4.1HZ。符合要求。滤波电路AC分析结果如图4-6所示：图4-6 滤波电路AC分析结
36、果4.4 信号比较电路电压比较器是一种常用的集成电路。它可用于报警器电路、自动控制电路、测量技术，也可用于V/F 变换电路、A/D 变换电路、高速采样电路、电源电压监测电路、振荡器及压控振荡器电路、过零点检测电路等。我们主要介绍其基本概念、工作原理及典型工作电路，电压比较器是通过对两个模拟电压进行比较，来判断那一个模拟电压比较大，输出其中一个电压。本毕业设计用到功能是将一个模拟电压信号与一个参考电压相比较，输出一定的高低电平。本设计电压比较器选用LM324，如图4-6所示，经过隔直流信号、滤波后信号为最大的幅值600mv左右，最小的幅值-1.3v类似正弦波信号，信号输入到电压比较器的正极。选取
37、比较信号，取中间值200mv,则R22/R23=25，所以R22=10K,R23=400。工作电压为+5v，输出为5v高电平和0v低电平。实际中输出为4.2v的高电平，单片机能够识别，无影响。其电路如图4-7所示：图4-7 比较电路4.5 报警电路蜂鸣器俗称喇叭，是广泛应用于各种电子产品的一种元器件，它用于提示、报警、音乐等许多应用场合。蜂鸣器与家用电器上面的喇叭在用法上也有相似的地方，通常工作电流比较大，电路上的TTL电平不能驱动蜂鸣器，因此需要增加一个电流放大电路来驱动蜂鸣器。 蜂鸣器的正极性的一端接+5V电源，另一端联接到三极管的集电极，三极管基集由单片机的P3.7管脚控制，当P3.7管
38、脚输出高电平时，三极管导通，驱动蜂鸣器，发出声音。当P3.7管脚输出低电平时，三极管截止，蜂鸣器断电，不发出声音。其电路如图4-8所示：图4-8 报警电路4.6 显示电路LED数码显示方式及其电路：(1)静态显示方式LED显示器工作方式有两种：静态显示方式和动态显示方式。静态显示的特点是每个数码管的段选必须接一个8位数据线来保持显示的字形码。当送入一次字形码后，显示字形可一直保持，直到送入新字形码为止。这种方法的优点是占用CPU时间少，显示便于监测和控制。缺点是硬件电路比较复杂，成本较高。(2)动态显示方式动态显示的特点是将所有位数码管的段选线并联在一起，由位选线控制是哪一位数码管有效。点亮数
39、码管采用动态扫描显示。所谓动态扫描显示即轮流向各位数码管送出字形码和相应的位选，利用发光管的余辉和人眼视觉暂留作用，使人的感觉各位数码管同一显示。动态显示的亮度比静态显示要差一些，所以在选择限流电阻时应略小于静态显示电路中的。所以，本设计选用动态显示，由于段选选取P0口作为段选，段选接10K上拉电阻。位选用NPN型三极管和电阻驱动。其电路图如图4-9所示：图4-9 显示电路4.7 系统总体设计原理图心率计的总体电路所示，主要包括取样整型电路，单片机处理电路和显示电路先用压电传感器采集与心跳同频率的信息，输出端电压比较后为高低电平，这样就形成了频率与脉搏次数成正比的低频信号，它近似于正弦波形。A
40、T89S52通过P0.0P0.7与LED连接，见附录1所示。5 软件设计基于单片机心率计的软件设计主要由主程序流程图、中断程序流程图及显示子程序组成。我们知道C语言程序可以用简单的方法实现比较较复杂的算法，而汇编语言则具有高效率和计算时间更精确的特点，而心跳监控系统的程序既有较复杂的计算（时间t内的平均值），又有精细计算程序运行时间（动脉搏动时间），因此，本设计的程序采用C语言和汇编语言混合编程。5.1 主函数程序的功能：可以通过对P3.2口的检测其高低电平实现心电信号的采集，转换和处理，最后数码管的显示心率的值；同时还可以调用报警程序停止计数。 主程序流程图的设计是整个设计的关键一步，它是我
41、们设计思路的具体体现。有了主程序流程图，我们就可以根据把一个复杂的软件设计分解为若干个功能模块，然后逐一设计各个模块的功能。心率测量程序设计由两部分构成，前半段实现初始化，包括定时器/计数器的初始化、设置堆栈指针以及开中断等。程序的后半段则是启动两个定时器/计数器以及调用显示子程序来完成心率的值的显示。在主程序设计中我们先初始化，包括显示模块初始化等，然后通过判断P3.2是高电平还是低电平来实现是测量人体的心率值。程序：void main() EA=1;/开总中断 ET0=1;/开定时器0中断 TMOD=0X01; /定时器0方式1 TH0=0x3C;/置初值 TL0=0xB0; TR0=1;
42、 EX0=1; IT0=1; a=0; beep=1; while(1) disp(); 主函数流程图如图5-1所示：图5-1 主函数5.2 计时模块采用定时器0方式1，先给定时器赋初值，共产生50ms定时，通过软件定时60秒。其程序框图如图5-2所示：图5-2 计时模块程序：void timer0() interrupt 1 using 2 / TH0=0x3C;/置初值 TL0=0xB0; TR0=1; gi+; if(gi=20) gi=0; gj+; if(gj=60) a=396/397*a+1378305679409437/1125899906842624 beep=0; EX0=
43、0; IT0=0; TR0=0; 5.3 显示模块显示模块程序框图如图5-3所示：图5-3 显示模块程序：void disp() gshiwei=gj/10; ggewei=gj%10; P2_3=1; P0=tablegshiwei; delay(5); P2_3=0; P2_4=1; P0=tableggewei; delay(5); P2_4=0; baiwei=a/100; shiwei=(a/10)%10; gewei=a%10; P2_0=1; P0=tablebaiwei; delay(5); P2_0=0; P2_1=1; P0=tableshiwei; delay(5); P
44、2_1=0; P2_2=1; P0=tablegewei; delay(5); P2_2=0;5.4 计数模块在相应的外部引脚发生从1 到0 的跳变时，单片机计数器加1，通过对计数闸门的控制来检测信号的频率。每个机器周期对外部输入信号采样一次，每次检测到从1 到0 的跳变需要2 个机器周期，即需要24 个振荡周期。因此，最大计数速率为时钟频率的1/24，即使用12MHz时钟时的最大计数速率为500KHz。定时/ 计数器的工作由相应的运行控制位TR 控制，当TR 置1，定时/ 计数器开始计数；当TR 清0，停止计数。其程序框图如图5-4所示：图5-4 计数模块程序：void exter0() i
45、nterrupt 0 a+; 6 系统仿真需要根据自己制作实物的思想步骤和实物所要达到的功能绘制出元器件的原理图，然后把原理图放到ISIS 7 protues中进行仿真。因为元器件的大小不同，达到预期功能的效果也不一样，在这种情况下，就需要对硬件电路进行变换和调试。系统的调试过程是检验和修正设计方案的实践过程，也是应用理论知识来解决实践问题的关键环节，是电路设计者必须掌握的基本技能。6.1 单片机部分仿真单片机部分主要通过软件仿真进行，用一个信号发生器产生一个幅值为5v的方波接到单片机的外部中断0上，编程序下到单片机中，进行仿真。结果如图6-1所示。图6-1 单片机仿真图6.2 信号采集部分调试信号采集部分可用正弦信号发生器进行仿真，将正玄波信号放大，再进行电压比较。电路如图6-2所示：图6-2 电压比较电路输出波形如图6-3所示：图6-3 比较电路输出波形参考文献1 朱翠玲.现代生物医学工程M.北京：中
