智能電子血壓計

1、電子血壓計的設計摘要：隨著當前社會物質(zhì)生活迅速發(fā)展，人們不良的飲食習慣和生活習慣不斷滋生，各種疾病越來越多，最常見的就是高血壓了，血壓測量的準確與否直接關系到人們的健康,現(xiàn)代人患心血管疾病呈低齡化趨勢，所以隨時關注我們的血壓狀況對我們百利無害。單片機經(jīng)過持續(xù)的發(fā)展，技術逐漸成熟，應用到生產(chǎn)生活的各個方面，在醫(yī)療器械上更是得到了較大的使用。本文在充分學習現(xiàn)有的血壓計的理論基礎上，通過示波法測量血壓的原理，設計出基于此方法的電子血壓計。本設計可以對被測量者進行簡單的血壓測量，在血壓測量超出正常范圍的時侯，提示使用者。將AT89C51作為其核心控制器，用BP01型壓力傳感器將動脈中壓力信號測量出來，

2、并送入A/D轉換模塊，將該電信號轉換為數(shù)字信號后在單片機的控制下進行顯示、存儲、傳輸?shù)忍幚?。關鍵詞：AT89C51；示波法；數(shù)模轉換The design of electronic sphygmomanometerAbstract:With the rapid development of social material life, people with bad eating habits and living habits 

3、;are growing more and more, all kinds of diseases, the most common is hypertension, blood pressure measurement is accurate or not directly related to people's health, 

4、;modern people suffer from low age trend in cardiovascular disease, so keep an eye on our blood pressure on us only harmless. Microcontroller with its excellent performan

5、ce, widely used, penetrated into various fields, has become a relativey mature  mature technology, in medicine is well applied.The design on the basis of the foundation of foreign exist

6、ing products or design ideas, to show the wave as a method of blood pressure measurement, the design of the electronic blood pressure meter based on this method.

7、0;The electronic sphygmomanometer can automatically perform simple measurement of blood pressure, and beyond the normal blood pressure in patients, automatic warning. This design uses&#

8、160;AT89C51  as the core of electronic sphygmomanometer, using BP01 pressure sensor to convert the pressure of the blood vessel wall into electrical signals, and sent to&

9、#160;the A/D conversion module, the electrical signal is converted to digital signal under the control of MCU display, storage, transmission and processing.Key words:AT89C51;Oscillometric metho;A

10、/D Convert目錄第一章 緒論11.1 背景11.2 血壓的幾種測量方法11.2.1.人工柯氏音法11.2.2.示波法21.3 電子血壓計設計的任務3第二章 總體方案42.1 血壓測量原理42.2 系統(tǒng)總體方案概述52.2.1 系統(tǒng)組成部分52.2.2 系統(tǒng)組成部分框圖62.3 電子血壓計的技術指標7第三章 系統(tǒng)硬件設計83.1 壓力傳感器及血壓信號的采集83.2 信號預處理電路設計93.2.1 前置放大器93.2.2 袖帶壓力信號處理123.2.3 脈搏波信號的處理143.3 數(shù)模轉換電路設計163.3.1 ADC0809的基本用法163.3.2 ADC0809與單片機的連接173.4

11、 數(shù)據(jù)顯示183.5 氣泵控制和血壓報警電路的設計19第四章 系統(tǒng)軟件設計214.1 收縮壓和舒張壓的確定算法214.1.1 突變法214.1.2 幅度系數(shù)法214.2 系統(tǒng)軟件總體設計224.3 系統(tǒng)軟件模塊化設計234.3.1 血壓信號的數(shù)模轉換234.3.2 收縮壓與舒張壓的計算24第五章 系統(tǒng)調(diào)試與仿真265.1 仿真實現(xiàn)過程265.2 仿真結果27圖5-5 低壓時仿真結果28圖5-6 過低壓報警結果29結 論30致 謝31參考文獻32附 錄333第一章 緒論1.1 背景隨著社會逐步發(fā)展，人們生活質(zhì)量的提高，心血管方面疾病的病發(fā)情況和死亡數(shù)量相較于上個世紀有明顯升高，根據(jù)資料顯示全球每

12、年死亡的人中，有近三分之一死于此類疾病，許多人是因為未能在早期發(fā)現(xiàn)并及時得到治療。所以，能夠準確地檢測血壓，適時的監(jiān)測和醫(yī)治，有極其重要的作用。動脈血壓就是動脈中流動的血液對血管側壁產(chǎn)生的壓力。動脈血壓在血液循環(huán)中有不可缺失的作用，它為血液的輸送提供充足的動力，如果血管中血壓偏低，血液循環(huán)就不能正常進行，組織器官所需的養(yǎng)分得不到供給，尤其是處于人體最高位置的頭部，供養(yǎng)不足就容易產(chǎn)生眩暈的癥狀。如果血管中血壓偏高，會使心臟和血管的沖擊力升高，心臟不得不通過增加收放強度提升血壓，偏差較大時可能引起血管破裂，嚴重影響身體健康。因此，動脈血壓保持在正常的范圍內(nèi)。本設計對電子血壓計進行的簡化，能解決人們

13、不去醫(yī)院也能量出自身的血壓，實時了解自身的血壓是否正常，發(fā)現(xiàn)問題及時治療，將心血管疾病劫殺在形成中，讓人們盡可能擺除這類病痛的折磨。1.2 血壓的幾種測量方法1.2.1.人工柯氏音法TP1P2圖1-1 柯氏音法脈搏波形圖柯氏采用的原始方法就是在袖帶中增加氣壓壓迫血管，阻斷血液流動，此時袖帶中的聽診器就無法傳導出任何聲音，之后停止增壓，讓氣壓自然降低至重新聽到聲音，并將這一時刻的血壓記下作為最高血壓，得到收縮壓（如圖1-1的P1點）。在氣袖內(nèi)的壓力下降的過程中，血管內(nèi)血液流動狀態(tài)也在改變，當血液正常流通，聲音轉變?yōu)殁g音時，氣袖處于完美松弛狀態(tài)，記下作為最低血壓，得到舒張壓（如圖1-1的P2點）。

14、電子柯氏音法屬于七八十年代興起的數(shù)字化測量血壓的電子技術，其原理就是人工柯氏音的方法，這種方法的優(yōu)點在于能夠縮短反應時間，較準確的讀取數(shù)據(jù)，減少人工測量的誤差。它是用聲音傳感器讀取脈搏聲，使用中，用氣囊給袖套沖壓，達到某個壓力值，袖套壓緊手臂，動脈處于鼻塞狀態(tài)，脈搏信號中斷。緊接著讓袖套慢慢排氣，當壓力值降到一定值時，血液開始流動，重新獲得脈搏信號，這個時候的測量值就是人體的最高血壓即收縮壓。隨著氣壓的繼續(xù)降低，動脈血液完全流通，脈搏信號消失，消失時刻所對應的氣壓值就是人體的最低血壓即舒張壓1。1.2.2.示波法示波法也可稱作測振法，是九十年代興起的一個比較先進的血壓測量技術，基本原理是：先把

15、袖套戴在手臂上，系統(tǒng)啟動后對綁帶沖壓，壓力增加到峰值后緩慢排氣，壓力降到某一點，血液開始流通，通過壓力傳感器檢測血管中的振蕩波，并輸出實時壓力數(shù)據(jù)。繼續(xù)放氣，波動逐漸變大，隨著袖套和手臂越來越松弛，從壓力傳感器得到的振蕩波又漸漸變小。把檢測結果中波動最大的時刻作為中心點，往前找到峰值是0.460.64的波動點，這一點是人體的最高血壓（即收縮壓），往后找到峰值是0.430.74的波動點，這一點是人體的最低血壓（即舒張壓），而且波動最大的點處壓力值為平均壓。示波法測量血壓的優(yōu)缺點如下：優(yōu)點：（1） 示波法是僅有的可以顯示出動脈平均壓的無創(chuàng)血壓測量方法。平均壓能直觀顯示細胞的輸送壓，是非常重要的生理

16、數(shù)據(jù)。之前采用的有創(chuàng)法和通過收縮壓與舒張壓計算估計的品均壓容易受到干擾，很難得到真實的品均壓；（2） 示波法測血壓，檢測的是壓力，與聲音大小無關，不用考慮噪音的干擾，在比較喧鬧的環(huán)境中也能測量；（3） 示波法適用于兒童、新生兒和一些患有低血糖的人，他們的脈搏聲音可能會偏小，導致柯氏音法不能進行。缺點：（1）容易被外來的震動干擾，如導管輕微的波動、人體的晃動；（2）壓力較低時容易受到放氣速度和氣管硬度的干擾。1.3 電子血壓計設計的任務血壓是反映人體循環(huán)系統(tǒng)機能的重要生理參數(shù)。心律、心臟縮放功能、血管阻礙作用、動脈的靈活性、身體血液總容量和血液的質(zhì)量等情況都可以在血壓中表現(xiàn)出來。定期測量血壓能預

17、防疾病的產(chǎn)生以及發(fā)現(xiàn)已經(jīng)出現(xiàn)的，及早治療。通常，主動脈血壓約為130/75mmHg，而臂動脈為120/80mmHg，臨床血壓檢測通常是測量臂動脈的血壓。醫(yī)院里的重病患者和做手術時都需要實時監(jiān)護，防止突發(fā)狀況，方便醫(yī)療人員及時做出應對措施，檢測血壓是不可缺少的一項任務。血壓測量有直接和間接兩種方法。直接測量得到的數(shù)據(jù)較可靠，能監(jiān)測血壓的瞬時變化值，但它屬于有創(chuàng)性的辦法，要將導管深入到血管內(nèi)，只用于重病患者和大型手術病人。間接測量準確度相對低了點，但簡單無創(chuàng)，是被廣泛用在臨床上的血壓測量技術。特別是對于普通家庭的使用，無創(chuàng)血壓測量顯然更實際?，F(xiàn)在我國的無創(chuàng)血壓儀基本上來自國外技術，成本極高，轉而增

18、加了患者的花費2。我的設計就是要在當前的情況，在國內(nèi)外成熟技術的環(huán)境下，著重對無創(chuàng)血壓檢測方法展開研究，嘗試改善測量方法和成品工藝，達到快、準、穩(wěn)的要求，盡可能的壓低制作成本，爭取為國內(nèi)血壓計市場做出更廉價便捷的醫(yī)療設備。這就是本設計的任務和目的。經(jīng)過仿真測試，本設計的基本理論是成立的，基于此理論的電子血壓計能快速的人體測量收縮壓、平均壓、舒張壓等幾個關鍵的血壓參數(shù)，且體積小、成本低、實用性高，具有很好的現(xiàn)實意義和推廣價值。第二章 總體方案2.1 血壓測量原理本設計根據(jù)示波法的原理進行構思，實際上就是完全的智能化系統(tǒng)，自動測量動脈波動，處理信號，獲得檢測中所需的精確的數(shù)據(jù)。因為采集脈搏信號是血

19、壓檢測后續(xù)操作的基礎工作，所以首先要設計出壓力傳感器采集脈搏的部分，之后參照示波法的原理采取進一步的數(shù)據(jù)處理。部分血壓波形圖如圖2-1。血壓（mmHg）2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 3218016014012010080604020時間（s）圖2-1示波法的脈搏波形圖運行過程理論上就是系系列動作的順序執(zhí)行，確認開始檢測，充氣系統(tǒng)對袖帶沖氣加壓到某一數(shù)值，這個壓力值必須高于收縮壓，讓血管處于閉合狀態(tài)，對脈搏的壓力采集也同時進行，然后慢慢給袖帶放氣。在每個袖帶壓力階梯上取兩個連續(xù)的幅度和時間間隔相近的波動信號的平均值，連同每個階梯上的袖帶壓力值，

20、構成了一個信息組，在此基礎上進行血壓參數(shù)分析和算法研究3。示波法是依靠束縛下血管內(nèi)脈搏波動的大小，找到收縮壓、舒張壓和平均壓。使用示波法無法從單一的脈搏波中得到血壓，而是要從排氣過程中的脈搏波區(qū)段尋找血壓。所以，示波法測量血壓最重要的數(shù)據(jù)都是來自排氣過程中的脈搏波（如圖2-2）。圖中給反映了放氣過程中脈搏波隨袖帶壓力變化的曲線圖。袖帶所施加的壓力超出收縮壓，血管閉合，但因為末端血液的流動的，引起小幅度的波動（如圖2-2第1區(qū)段）；袖帶所施加的壓力與收縮壓相等時，脈搏波波動極速變大，之后，伴隨袖帶壓力慢慢減小，脈搏波增長趨勢減緩（如圖2-2第2區(qū)段）；當袖帶壓力下降到一定值時，脈搏波停止增長，這

21、時袖帶壓即為動脈平均壓（如圖第3區(qū)段）；然后，伴隨袖帶內(nèi)壓力繼續(xù)下降，脈搏波振幅逐漸變小，袖帶壓力小于舒張壓時，振幅慢慢下降到最低值（如圖2-2第4區(qū)段）。150 130 90 70 1 2 3 400 05 10 15 20 25圖2-2 脈搏波隨袖帶壓變化曲線圖通過示波法能測出動脈平均壓。動脈平均壓(Mean Arterial Pressur,MAP)是脈搏波測量整個過程的積分與周期的比值。 (21)式中MAP為平均數(shù)，時間T為周期，壓力值p(t)為血壓隨時間變化而改變的函數(shù)。動脈平均壓是脈搏波形在整個過程的平均值，整體代表了動脈血壓。如果平均壓持續(xù)增大或者減小，很可能由于血壓偏高或血壓偏

22、低造成的。放氣過程中脈搏波在最大波動區(qū)段袖帶的壓力值就是平均壓。2.2 系統(tǒng)總體方案概述2.2.1 系統(tǒng)組成部分本設計由壓力傳感器、初級運算放大電路、濾波電路、次級放大電路、數(shù)模轉換電路、顯示電路、按鍵、報警電路和單片機組成4。壓力傳感器實現(xiàn)脈搏信號的檢測，將連續(xù)信號經(jīng)過濾波電路和放大電路相關處理后得到目標信號，數(shù)模轉換電路進行信號的轉換，單片機是本次作品的核心部件，用于信號的最終儲存和運算，并且根據(jù)運算結果控制顯示部分，完成測量結果的顯示和不正常情況下的警報。系統(tǒng)整體設計分為下面幾部分：1.信號采集部分這個部分由壓力傳感器、前置放大器、帶通濾波器和低通濾波器組成，主要任務是進行袖帶壓力和血壓

23、信號的采集，經(jīng)過濾波電路得到兩個獨立的波形壓力圖，分開送至數(shù)模轉換器，供給MPU整理。2.模數(shù)轉換部分該部包含多個A/D轉換模塊，轉換對象就是袖帶壓力和袖帶壓力脈動波。在本設計中A/D轉換器為單片機的外接設備。3.中央處理單元中央處理單元的核心部分是AT89C51單片機,主要作用是:通過串口傳達單片機給出的系統(tǒng)參數(shù)設置或控制命令，并向單片機傳送采集到的數(shù)據(jù)，分析運算得出收縮壓、舒張壓、平均壓數(shù)據(jù)，對氣泵及模數(shù)轉換的控制，微控制器實現(xiàn)氣泵充氣與排氣的調(diào)整，同時控制報警。4.顯示模塊用兩片八位LED顯示人體的收縮壓、舒張壓。2.2.2 系統(tǒng)組成部分框圖由系統(tǒng)組成框圖2-3可知：壓力傳感器采集到手臂

24、處信號后，送入差分放大電路。因為本文選用的是幅值系數(shù)法，要將袖帶壓信號和血壓信號分開，依據(jù)袖帶壓信號和血壓信號各自的振幅特性，一支路通過低通濾波器分離出袖帶壓信號，另一支路通過帶通濾波器分離出血壓信號，然后送入A/D轉換器。袖帶氣壓和血壓值經(jīng)單片機分析后可得出縮壓、舒張壓以和平均壓。將計算所得結果導出由LED顯示屏顯示。手臂壓力傳感器差分放大器低通濾波器帶通濾波器基本放大器帶通濾波器AD轉換按鍵AT89C51氣泵LED顯示報警圖2-3 系統(tǒng)組成框圖氣泵具體工作狀態(tài)也是由單片機直接控制的。若血壓值出現(xiàn)異常，報警電路立即會報警。2.3 電子血壓計的技術指標因為脈搏信號相對是比較微弱的，本設計終將服

25、務于社會群體，所以在設計過程中要從實際出發(fā)，綜合考慮對測量對象實現(xiàn)的可能性，因此，電子血壓計要正常工作，必須在下面幾個條件下進行：測量原理：示波法測量范圍：壓力：40280mmHg(5.434.6KPa)測量精度：靜態(tài)壓力：±3mmHg(±0.4KPa)加 壓：智能自動充氣減 壓：放氣速率恒定控制電力檢測：BP01型壓力傳感器使用環(huán)境：溫度：540；濕度：小于85%顯示方式：LED顯示功 耗：微小提示方式：蜂鳴提示第三章 系統(tǒng)硬件設計3.1 壓力傳感器及血壓信號的采集本系統(tǒng)采用了德利康公司的BP01型壓力傳感器來采集血壓信號，BP01型壓力傳感器是為監(jiān)測血壓而專門設計的,主

26、要用于便攜式電子血壓計，它采用精密厚膜陶瓷芯片和尼龍塑料封裝,具有高線性、低噪聲和外界應力小的特點,采用內(nèi)部標定和溫度補償方式,從而提高了測量的精度、穩(wěn)定性以及可重復性,在全量程范圍內(nèi),精度為±1,零點失調(diào)不大于±300V5。表3-1是傳感器BP01在電源電壓為5.0V、工作溫度為25時的常用參數(shù)。BP01的極限參數(shù)如下：最大工作電壓：20VDC；最大工作氣壓：1500 mmHg； 測量溫度范圍：070；最大引腳焊接溫度：250（24秒）。表3-1 BP01的主要性能參數(shù)參數(shù)名稱測試條件參數(shù)值單位測量范圍-300+300mmHg靈敏度-10V/V/mmHg滿量程輸出+300

27、mmHg15.00.2mV響應時間-1.0ms遲滯-0.05%FSO溫漂10500.02%FSO失調(diào)溫漂10500.2mmHg/C噪聲0.0110Hz0.04mmHg輸入阻抗-4.0k輸出阻抗-4.0k共模電壓-2.50.1V本系統(tǒng)內(nèi)部集成運放中的LM324輸出端和輸入正端為壓力傳感器提供了電橋偏置的回路。偏置電壓： (3-1)BP01的電路連接如圖3-1所示。圖3-1 傳感器BP01上圖中output1和output2為輸出信號，血壓信號通過他們輸入差分放大電路進行接下來的工序。3.2 信號預處理電路設計3.2.1 前置放大器傳感器BP01將壓力信號轉換為是015mV的差分信號，動脈血壓的實

28、際范圍是10400mmHg。由于生物信號存在振動幅度小、頻率低、內(nèi)阻高等特點，同時存在較強的噪聲干擾，不能把初步檢測數(shù)據(jù)直接記錄與顯示，初級放大電路對此類生物信號有很高的共模抑制比，它有高增益、低噪聲、高輸入阻抗和合適的通頻帶寬等特點。生物信號存在的這些特性，對后期處理的測量放大電路的要求很高，為了解決這一問題，我選用三級運放前置放大器。其原理圖如下：圖 3-2 三運放前置放大原理圖圖中U1A,U1B使用相同的接入方式，目的是增加輸入阻抗， U1C與之串聯(lián)作為差分放大器，從而控制兩者輸出的電壓，提高一些數(shù)據(jù)增益。具體的增大倍數(shù)G推算方法如下:因為V3=Vil+IgR1 V4=Vi2+IgR2

29、所以Ig=(Vi1-Vi2)/Rg因為Vb=V4V6/(R4+R6) Va=Vb 所以(Va-V3)/R3=(Vo-Va)/R5R5(Va-V3)/R3=Vo-VaVo=R5(Va-V3)/R3+Va=R5Va/R3-R5V3/R3+Va=(RS/R3+1)Va-RSV3/R3=R6V4(RS/R3+1)/(R4+R6)-V3R5/R3 (3-2)為了提升共模抑制比和減少溫度干擾，放大電路使用相稱結構，即R1=R2=Rf R3=R4=R5=R6 則Vo=V3-V4=Vi2-IgR2-Vil-IgRI=Vi2-Vil-Ig(Rl+R2)=-(Vi1-Vi2)-2(Vi1-Vi2)Rf/Rg (3

30、-3)所以A=-Vo/(Vil-Vi2)=1+2Rf/Rg (3-4)可知信號的倍數(shù)可由Rg的阻值而定。假定放大電路中U1A，U1B的放大倍數(shù)與共模放大倍數(shù)比值各為CMRR1、CMRR2， 那么U1A，U1B端既有同比例轉換的共模信號，也有電路不可抑制產(chǎn)生的偏差電壓值。根據(jù)上面的原理圖可算出由U1A，U1B構成的初級放大器的增益系數(shù)與共模增益系數(shù)比是:CMRR12=CMRR1CMRR2/(CMRR2-CMRR1) (3-5)通過式3-5可得，只使用CMRR偏大的運算放大器接入初級可能得不到理想的放大倍數(shù)與共模放大倍數(shù)比，而是要使用CMRR值相對應的運算放大器。因為次級放大電路的放大倍數(shù)與共模放

31、大倍數(shù)比跟兩方面有關，一方面是運算放大器自身共模抑制能力，另一方面為電阻相互間的對應程度。因此最好是選用相似性高的電阻。通常差動放大電路的增益倍數(shù)是有限的，也就是在接入的信號高于某個值時，電路會自動執(zhí)行異常不工作狀態(tài)，同時介入的信號強度不一有太大的變動，破環(huán)電路平衡狀態(tài)，所以三級運算放大電路的增大系數(shù)不能太高，正常在2030倍的范圍。由于采集的血壓信號放大到所需的電壓范圍為06V，因此要想達到所需的電壓放大倍數(shù)，還需要再加次級放大6。電路圖的連接如圖3-3所示。 由圖3-3可得，差動增益系數(shù)：Ad=Ad1.Ad2=(1+)=15 （3-6）圖3-3 前置放大電路用示波器對輸入信號和輸出信號進行

32、顯示，如圖3-4所示，根據(jù)波形圖計算出實際放大倍數(shù)： （3-7）跟實際增大情況相比幾乎無差別。圖3-4 前置放大電路的輸入輸出波形圖3.2.2 袖帶壓力信號處理經(jīng)過測量得出的綁帶內(nèi)血壓信號是逐漸在改變中的，所以要將該信號置前得用低通濾波器，又因為二階低通濾波擁有更出色的作用結果，因此確定為二階有源低通濾波器，接線圖在圖3-5。圖3-5 二階有源低通濾波器及次級放大電路圖由U2A與其外圍電路組成的低通濾波器的表達式： （3-8）其中: （3-9） （3-10） （3-11）參數(shù)的設計采用如下方法：設C1=C2=C，R9=R11=R，則：，袖帶壓信號的頻率為0.6赫茲，在本設計中設C1=C2=C=

33、25微法，根據(jù)所需原件的實際要求取R9=R11=R=10K從圖3-5和以上公式可得：截止頻率：f0=0.62Hz前級放大系數(shù)：Af=1+1.3=2.3后級為同向比例運算放大電路，其系數(shù)為：A3=11.5所以綁帶上所得放大系數(shù)是：A=Ad×Af×A3=15×2.3×11.5=400 （3-12）為驗證低通濾波器是否滿足要求，在圖3-6的輸入端加載一個1V/0.3HZ的正弦信號，然后將正弦信號改為1V/3HZ，用濾波器觀察輸入輸出波形，如圖3-6、3-7所示，0.3伏特的正弦脈沖能很好的通過，而3赫茲的信號被濾掉，說明該濾波器滿足設計要求7。圖3-6輸入信號

34、為0.3HZ的輸入輸出波形圖圖3-7輸入信號為3HZ的輸入輸出波形圖3.2.3 脈搏波信號的處理BP01型傳感器在綁帶中測得的結果中既有兩個所需的信號，也隱藏著外來的各種干擾量，正常情況下脈搏波信號上下波動在零點六到六點四赫茲之間。鑒于此使用帶通濾波器，限定允許穿過的頻率在零點四到六點六赫茲之內(nèi)，接線圖如圖3-8。使用級聯(lián)帶通濾波器能產(chǎn)生更大的增益，而且級聯(lián)后的濾波器的頻率響應比一級帶通濾波器的頻率響應更明顯。圖3-8 兩級帶通濾波器第一級帶通濾波器：低截止頻率： （3-13）高截止頻率： （3-14）放大倍數(shù)為： （3-15）第二級帶通濾波器低截止頻率： （3-16）高截止頻率： （3-17

35、）放大倍數(shù)： （3-18 ）綜上，脈搏信號的總體放大倍數(shù)為A=15×12×3.3=594，因為從傳感器輸出的信號為015mv，這樣的增益系數(shù)符合模數(shù)轉換器接受信號05V的條件。電路連接如圖3-9所示。圖3-9 兩帶通濾波器的級聯(lián)圖3.3 數(shù)模轉換電路設計3.3.1 ADC0809的基本用法本設計的數(shù)模轉換芯片采用ADC0809，其引 圖如下。圖 3-11 ADC0809的引腳圖ADC0809由一個8路模擬開關、一個地址鎖存與譯碼器、一個A/D轉換器和一個三態(tài)輸出鎖存器組成。ADC0809的重要各腳功能如下：D7-D0：8位數(shù)字量輸出引腳。IN0-IN7：8位模擬量輸入引腳。

36、START：A/D轉換啟動信號輸入端，當START上跳沿時，所有內(nèi)部寄存器清零；下跳沿時，開始進行A/D轉換；在轉換期間，START應保持低電平。ALE：地址鎖存允許信號輸入端，當ALE線為高電平時，地址鎖存與譯碼器將A，B，C三條地址線的地址信號進行鎖存，經(jīng)譯碼后被選中的通道的模擬量進轉換器進行轉換。EOC：轉換結束信號輸出引腳，開始轉換時為低電平，當轉換結束時為高電平。OE：輸出允許控制端，用于控制三條輸出鎖存器向單片機輸出轉換得到的數(shù)據(jù)。OE1，輸出轉換得到的數(shù)據(jù)；OE0，輸出數(shù)據(jù)線呈高阻狀態(tài)。CLK：時鐘信號輸入端，因ADC0809的內(nèi)部沒有時鐘電路，所需時鐘信號必須由外界提供，通常使

37、用頻率為500KHZ。IN0、IN1、IN2：地址輸入線,用于選通IN0IN7上的一路模擬量輸入。ADC0809對輸入量要求：信號單極性，電壓范圍是05V，若信號太小，必須進行放大；輸入的模擬量在轉換過程中應該保持不變，如若模擬量變化太快，則需在輸入前增加采樣保持電路8 。3.3.2 ADC0809與單片機的連接圖3-12 數(shù)模轉化電路圖1 模擬通道的選擇如圖3-12所示，用AT89C51的P2.0、P2.1、P2.2與ADC0809的A、B、C相連接就完成模擬信號通道的選擇。為了這三位地址能夠寫入ADC0809，P2.6與ADC0809的ALE引腳相連，P2.6輸出高電平時ALE有效，此時模

38、擬信號的通道被選中，模擬通道的地址也就隨之確定9。2 提供有效的START信號上圖中的ADC0809轉換器的START引腳與單片機的P2.3口連接，只要單片機輸出高電平，則ADC0809轉換器進入工作狀態(tài)。3 產(chǎn)生轉換的CLOCK時鐘 因為ADC0809轉換器的時鐘要求是不高于640KHz，所以圖312中單獨給ADC0809芯片一個500KHZ的時鐘信號。4 提供有效的OE信號圖312中將單片機P2.7口直接接到ADC0809轉換器的管腳的OE上。所以當單片機中對應的引腳輸出高電平，OE端收到的就是有效信號，ADC0809轉換器處于正常工作狀態(tài)，模數(shù)轉換的數(shù)據(jù)通過P0口送入單片機中做后續(xù)運算。

39、5 A/D轉換完成后數(shù)據(jù)的傳送圖3-12中用到ADC0809芯片的兩路模擬轉換通道，通道0接綁帶壓力信號，通道1接脈搏波信號，ADC0809芯片分別對這兩路信號進行轉換，轉換后得到的數(shù)據(jù)應及時傳送給單片機進行處理。數(shù)據(jù)傳送的關鍵問題是如何確認A/D轉換的完成，因為只有確認完成后，才能進行傳送10。圖中將ADC0809芯片的EOC直接接到單片機P3.7口，切換完成后，EOC=1，P3.7接受到高電平后向單片機發(fā)出轉換結束的提醒，以讀取轉換結果。3.4 數(shù)據(jù)顯示因為所要顯示的數(shù)據(jù)相對較少，基本沒什么復雜程度，故數(shù)碼管完全可以達到顯示要求，數(shù)碼管分為共陰極和共陽極兩種，原理圖如圖3-13.圖3-13

40、 LED數(shù)碼管結構原理圖LED數(shù)碼管有靜態(tài)顯示和動態(tài)掃描顯示兩種顯示方式，從端口數(shù)量和功耗兩方面考慮，動態(tài)掃描更加合適。將四個數(shù)碼管八個筆畫adp兩兩接在一起，然后連接到輸出口上。由于這種并聯(lián)的方式會讓每個數(shù)碼管都顯示相同的字符，得讓他們接替顯示，即數(shù)碼管會在不同時刻被單獨點亮，因此每個數(shù)碼管的COM端還要受到另一信號的控制，可以接到另外一個輸出口上，在某一時刻只讓其中的一個COM出現(xiàn)低電平或高電平11。如圖3-14所示，顯示用一片8位LED,最左邊一位用來顯示舒張壓與收縮壓的代碼，數(shù)字1代表收縮壓，數(shù)字2代表舒張壓，右邊三位用來顯示具體血壓。LED的位碼由核心單片機的P3.0P3.2三個引腳

41、掌控，因為一片八位LED有四個位碼，所以用一個三八譯碼器來實現(xiàn)這一功能，即可以用74LS138的Y0Y3來控制，下面的仿真圖中二號鍵是血壓顯示轉換鍵。3.5 氣泵控制和血壓報警電路的設計51系列單片機無PWM輸出功能，所以本設計采用單片機控制直流電機來進行氣泵的充氣與放氣，在對精度要求不高的場合，非常實用。當單片機P2.4口為高電平時電機啟動，低電平時氣泵停止。圖3-15 氣泵控制和血壓報警電路上圖中，開關鍵接在P2.5口，按動此電位開關，P2.4口變?yōu)楦唠娖綘顟B(tài)，氣泵開始運行，綁帶中氣壓到達200mmHg后，P2.4口變?yōu)榈碗娖?，氣泵停止充氣，進入放棄階段。P3.3口的輸出接報警電路，當測量

42、的血壓值超出收縮壓的正常范圍或是低于舒張壓的正常范圍時，報警電路發(fā)出報警以引起患者或醫(yī)生的注意12。第四章 系統(tǒng)軟件設計4.1 收縮壓和舒張壓的確定算法4.1.1 突變法突變法與柯氏音法的測量節(jié)點有許多相似之處。在綁帶氣壓上升至收縮壓以上時，動脈收到強壓迫，處于完全封閉狀態(tài)，血液流通阻斷，柯氏音中斷，這時動脈振動波極小，這個階段中的振動幅度相對較平穩(wěn)；綁帶放氣過程，當綁帶氣壓低于收縮壓時，動脈血管慢慢打開，血液極速流動，柯氏音再次產(chǎn)生，振動幅度也隨之突變；綁帶壓力持續(xù)下降，血液流動狀態(tài)不斷變化，在綁帶壓力恰好小于舒張壓時，血管重新正常流通，能聽到血管的鈍音，振動波再次變得微弱13。從下圖中的曲

43、線狀態(tài)可看出，從頂端分開，兩邊很相似，曲線的突變點就在收縮壓與舒張壓處，也就是整條曲線的兩個拐點。我們可以利用這兩個拐點測血壓。但實際操作中，放氣速度和壓力傳感器的線性度都是很難控制的，導致測量結果，也就是圖 4-1 階梯放氣后脈搏波的包絡曲線曲線圖非常粗糙，偏差較大，無法得到準確的拐點位置。所以，突變法在關鍵點的選擇上出現(xiàn)不確定性，而且會受環(huán)境雜聲的干擾，理論上這種方法的可執(zhí)行性較差，困難度程度較大。4.1.2 幅度系數(shù)法幅度系數(shù)法是把壓力傳感器所得振動波信號和其峰值作對比進行統(tǒng)一處理，再由得到的歸一化系數(shù)來判別血壓情況的方法。動脈振動波在綁帶壓力高于收縮壓和小于舒張壓兩部分變化都比較小，根

44、據(jù)這一現(xiàn)象，很多專家學者通過探索，得出了一些規(guī)律。歸一化曲線如圖4-2所示。SP MAP DP CP歸一化值As/AmAd/Am1圖4-2 歸一化值曲線上圖中As/Am是收縮壓與平均壓的比值，Ad/Am是舒張壓與平均壓的比值，也就是它們各自的歸一化值，橫坐標CP是降壓過程中綁帶產(chǎn)生的壓力變化，假設取As/Am=B1，Ad/Am=B2，那么，在脈搏振動波上漲的階段，所取值與最大值之比大于B1，則這個值即為收縮壓；在曲線的下降區(qū)段，若所取點對應的壓力值與最大值之比大于B2，則此值即為舒張壓。本文取,B1=0.5，B2=0.7。通過以上論述得出結論：突變法看似簡單操作困難，幅度系數(shù)法方便實用。4.2

45、 系統(tǒng)軟件總體設計軟件設計的流程圖如4-3所示，由程序執(zhí)行圖可知系統(tǒng)的運行思路：系統(tǒng)先推斷啟動按鈕是否按動，如果是有效啟動，單片機開啟氣泵開始充氣。當血壓直流分量大于4V時，綁帶氣壓達到氣壓要求，氣泵停止充氣。由ADC信道1采樣血壓交流分量測出每個脈沖的峰峰值，同時計算出這個脈沖時間段內(nèi)ADC信道0測到的袖帶壓力信號的平均值。把峰峰值和直流平均值作為一對數(shù)據(jù)記錄起來，每個心跳脈沖會對應一對數(shù)據(jù)。ADC信道0測到的血壓直流分量是否小于1V表示氣壓低于50mmHg，是單次測量結束的標志。然后開始統(tǒng)計記錄下來的若干組峰峰值和直流平均值，找出峰峰值最大的值，在往前找峰峰值最接近最大值的0.5倍的一對數(shù)

46、據(jù)其中血壓直流分量即為收縮壓，往后找峰峰值最接近最大值的0.7倍的一對數(shù)據(jù)其中血壓直流分量即為舒張壓14。判斷測出收縮壓和舒張壓的值落在合理的數(shù)據(jù)范圍內(nèi)，如：收縮壓應在80190mmHg范圍內(nèi)和舒張壓50120mmHg范圍內(nèi)15。把處在正常收縮壓與舒張壓范圍內(nèi)的血壓值送到數(shù)碼管，按鈕2作用是切換顯示量。出現(xiàn)異常血壓值時，系統(tǒng)立即發(fā)出警報。氣泵放氣開始初始化按鍵是否按下？ 氣泵開始充氣，AD轉換開始直流量>4v？計算袖帶壓力信號與脈搏波信號直流量<1v？找到脈搏波最大幅值的0.5倍和0.7倍血壓值正常？LED顯示結束LED顯示報警NNNNYY圖4-3 電子血壓計程序流程圖4.3 系統(tǒng)

47、軟件模塊化設計4.3.1 血壓信號的數(shù)模轉換系統(tǒng)在氣泵開始充氣的同時就開始了AD轉換，也就是說AD轉換是與充氣放氣同時進行的，單片機采用查詢P3.7口來判斷轉換是否結束，一旦數(shù)模轉化結束P3.7接受到高電平，系統(tǒng)檢測到有效命令后開始載入數(shù)據(jù)，功能圖如4-4所示。開始初始化啟動AD轉換轉換完成？輸出數(shù)據(jù)返回圖4-4 A/D轉換的程序流圖4.3.2 收縮壓與舒張壓的計算從傳感器輸出的信號經(jīng)過處理模塊的處理后，得到被測者的脈搏波和血壓計升壓和壓降過程中的袖帶壓力。經(jīng)過數(shù)模轉換后的信息供收縮壓、舒張壓、平均壓和心率的計算。單片機在測量過程中已經(jīng)存儲各個脈搏波的峰值，以及每個脈搏波的間隔時間16。血壓數(shù)

48、據(jù)計算的大體框架如圖4-5所示。圖4-5 計算收縮壓與舒張壓的程序流圖第五章 系統(tǒng)調(diào)試與仿真5.1 仿真實現(xiàn)過程仿真的應用能節(jié)省產(chǎn)品調(diào)試前期的材料購買、電路焊接焊接等繁瑣工序，直接在軟件中進行相關操作，極大的縮短了調(diào)試時間17。本設計使用Keil和Proteus兩款軟件共同完成仿真調(diào)試，這樣的聯(lián)合仿真給軟件開發(fā)提供了更多的便利。對源程序，我采用Keil進行初步測試，如果有錯誤在下面的提示框了會有顯示，比如Error和Warning，編譯結果如圖5-2所示，生成HEX文件。圖5-2 源程序初步檢測在Proteus中制作出電路圖，然后是將源程序添加到芯片中去，雙擊AT89C51，彈出下面的對話框，

49、接著將程序添加進去，如圖5-3所示。圖5-3 源程序的添加5.2 仿真結果運行程序，進行仿真，各種情況下的仿真結果如圖5-4、5-5、5-6、5-7所示。圖5-4 高壓時仿真結果圖5-5 低壓時仿真結果圖5-6 過低壓報警結果圖5-7 過高壓報警結果結 論本文采用示波法作為電子血壓計的基本原理，這種方法簡單、可靠，便于使用電路的手段實現(xiàn)。本文中立足于微電子科學和信息儲存與分析，針對硬件的設計和血壓值計算算法的研究，成功的進行了電子血壓計的設計。本文所設計的電子血壓計把AT89C51單片機作為中央處理器，外接BP01壓力傳感器、氣泵、警報擬聲器以及LED數(shù)碼管。壓力傳感器采集袖帶壓力信號與脈搏波

50、信號，模擬電路中的前置放大器則能抑制輸入信號中的共模干擾并進行適當放大，低通濾波器實現(xiàn)袖帶壓力信號的分離，帶通濾波器實現(xiàn)脈搏波信號的分離，處理好的兩路模擬信號送入數(shù)模轉換器，轉換好的數(shù)字信號直接送入單片機進行運算，運算所得血壓值信息通過LED顯示，同時可根據(jù)設定的壓力上下限值進行報警，這就是該電子血壓計正常情況下的運行過程。在軟件設計中，采取有效的措施應對采樣結果，并結合相應的算法及編程方法實現(xiàn)血壓值的測算。本設計還可繼續(xù)進行改進。例如，ADC0809的精度還不夠高，可以改用更高要求的芯片。這一課題的后續(xù)開發(fā)工作值得更好的進行下去，相信電子血壓計的發(fā)展會有越來越大的成果，造福廣大群眾。致 謝四

51、年的大學生活一晃而過，回首走過的歲月，心中感慨萬千，當這篇畢業(yè)論文接近尾聲的時候，在此我想對我的母校，我的老師和同學們，我的父母、親人們，表達我由衷的謝意。首先誠摯的感謝我的論文指導老師，在忙碌的教學工作中擠出時間來指導我完成這篇論文，從選題的確定、寫作大綱的設計與完善、論文的寫作、修改直到最后的定稿無一不包含了你們的悉心指導。感謝四年中陪伴在我身邊的同學、朋友，感謝他們?yōu)槲业膶W習和生活提出的有益的建議和幫助，正因為有了他們的支持、鼓勵和幫助，我才能充實而美好地度過了我在大學里的四年時光。最后我要感謝一下我大學的舍友們，是你們無私的友誼給予我信心，讓我充滿活力的迎接每一天的陽光。你們將是我一生

52、中最難忘的風景，你們所給予的情誼將是我一生的財富，謝謝你們。在我的求學生涯中，大學生活是我重要的一站。感謝我的母校安徽三聯(lián)學院，在這四年里她給予了我很多很多。不僅是增加了我的知識儲備，還影響了我的生活觀和價值觀。我想在我的一生中我永遠忘不了我在這里度過的日日夜夜。畢業(yè)在即，校園里的老師、同學、朋友和美麗的風景讓我依依不舍，我為能在此度過我人生的難忘歲月而由衷地高興。未來，我將帶著各位老師的期望全身心地投入新的學習、工作和生活。參考文獻1 鄧親愷.現(xiàn)代醫(yī)學儀器設計原理M.科學出版社,20042 郭冀珍.電子血壓計可不可靠J.高血壓雜志.20053 楊孫永,張永紅,白凈,王家森.一種基于掌上電腦的

53、便攜心電血壓監(jiān)護儀J.航天醫(yī)學與醫(yī)學工程雜志.20054 童詩白,華成英.模擬電子技術基礎(第三版)M.高等教育出版社,20005 范建偉.BP01型壓力傳感器及其在便攜式電子血壓計中的應用J.國外電子元器件雜志,20016 邱關源,電路（第五版）M.高等教育出版社,20047 莊大戈.計算機在生物醫(yī)學中的應用M,科學出版社,20008 辛友順,胡永生,薛小鈴.單片機應用系統(tǒng)設計與實現(xiàn)M.科學技術出版社, 20059 張迎新.單片微型機原理、應用與接口技術M.國防工業(yè)出版社,199310 張毅剛，彭喜元.單片機原理與應用設計M.北京：電子工業(yè)出版社，200811 何立民.單片機應用系統(tǒng)設計系統(tǒng)

54、配置與接口技術M.北京航空航天大學出版.200412 林家瑞.微機式醫(yī)學儀器設計M.華中科技大學出版社,200413 余學飛.醫(yī)學電子儀器原理與設計M.華南理工大學出版社,200014 江繼敏.嵌入式系統(tǒng)及其在醫(yī)療儀器行業(yè)的應用J.安徽省桐城市人民醫(yī)院 醫(yī)學工程科.201315包旭鶴.便攜式電子血壓計設計J.現(xiàn)代電子技術.200716 龔素琴，谷剛.具有通信功能的電子血壓計的設計J.電腦開發(fā)與應用.201117Yeager Brent.How to troubleshoot your electronic scaleJ.Powder and Bulk Engineering.1995附 錄電子

55、血壓計系統(tǒng)電路圖附程序#define DAC_1 XBYTE0x2000#define DAC_2 XBYTE0x4000#define ADC_0 XBYTE0x6000#define ADC_1 XBYTE0x6001#define ADC_2 XBYTE0x6002#define ADC_3 XBYTE0x6003#define ADC_4 XBYTE0x6004#define ADC_5 XBYTE0x6005#define ADC_6 XBYTE0x6006#define ADC_7 XBYTE0x6007unsigned char dspbuf4=0xef,0xef,0xef,0xef,sel=0,key_sta=0,key_num;unsigned int adcount=0;sbit D_SER = P10;sbit D_SRCLK = P11;sbit D_RCLK = P12;sbit KEY1 = P34