基于示波法的电子血压计

研究生课程考核试卷科目医学仪器与系统设计教师姓名学号专业生物医学工程类别专业硕士上课时间2013年11月至2014年1月基于示波法的电子血压计第一篇原理设计报告摘要随着生活水平的提高，人民越来越重视生活质量，实时监测自己的生理参数，已经成为普遍现象，本文主要介绍一种基于示波法的便携式电子血压计；本系统主要采用STC98C51单片机作为核心芯片，利用US9116压力传感器对血压信号进行采集，经由放大电路、滤波电路进入单片机进行数据的处理与现实，最终达到对血压的测量目的。关键字示波法，电子血压计，US9116传感器，单片机一研究背景随着生活水平的提高，人们越来越关注自己的身体健康，血压是身体健康与否的一个重要指标。据2001年全国普查显示，我国平均每三个家庭就有一个高血压患者；慢性低血压的发病率为4左右，其在老年人群中可高达10。还有统计称，全世界有三分之一的病人死于该疾病。因此，研制既适合家庭保健人员又适合专业人士智能型血压计具有重要的意义。对于老年人而言，血压是一个重要的健康信号，不过随着生活水平的提高，生活质量越来越好，这种疾病不单单发生在老年人身上，许多的年轻人也被测量出有高血压。同时，高血压是世界最常见的心血管疾病，也是最大的流行病之一，它的危害非常的巨大，据有关统计资料显示，我国现有的高血压患者已达一亿，并且每年新增人数在300万以上1。从高血压目前的危害来看，高血压病已成为人类的头号隐形杀手病。高血压病不但是长期危害人体健康的一种慢性病，而且它还是脑中风、冠心病、心肌梗死、心力衰竭、肾衰等疾病的祸首，因此被人们称为“无形杀手”。高血压对人体的损害是全身性的，也是造成死亡的恶魔，直接威胁着人的生命，所以，对高血压这个无形杀手，不可掉以轻心。治疗高血压病，首先是要测量准确的血压。测量血压的仪器称为血压计。血压计可分为直接式和间接式两种。两种血压计的工作原理是不相同的，直接式是用压力传感器直接测量压力变化；间接式的工作原理则是控制从外部施加到被测部位上的压强，并将控制的结果与其相关的柯氏音的产生和消失的信息加以判断。前者不管对动脉或静脉都可连续测试，而后者只能测量动脉的收缩压和舒张压。传统的血压计是模拟的血压计。此类血压计操作比较复杂，测量精度不够，而且受环境影响较大。且时常需要校准精度，需用一只准确的汞柱血压计或血压表一同校验。其方法是将听诊器上“Y”形管取下，其两端分别接准确的血压计血压表和校验的弹簧表式血压表，第三端接臂带及气阀，这样利用同一压力，观察要校验的血压表与准确的血压计血压表的读数是否葙伺，如不同则说明该校验的血压表已不准确，如读数相同，仅零位有偏差时，并不影响实际使用。如发现血压表指针不能回复零位时，切勿擅自调节螺钉，以免损害表内机芯，此时应将血压表送到生产厂家或指定服务部维修。因此，此类血压计的使用与维护相对麻烦。为了让广大血压计使用者更方便的使用与维护血压计，也让更多的人学会使用血压计进行简单的血压测量，我们设计出一台操作便捷，测量精确，无需维护的智能型测量血压的装置，以帮助人们对抗高血压。本论文也具有比较重要的现实意义。目前，市场上的使用的血压计大部分仍是水银血压计，也有一些动态血压记录仪。水银血压计每次测量必须由医生戴上听诊器进行测量，测量过程复杂，只能是每个医生一次对一个人进行测量而且对不同的医生，测量结果可能不同对同一个人来说，影响血压因素非常多，由于每次测量的时间不可能很长，测得结果在某些情况就不能真实的反映被测对象的血压值。将脉动波的记录引入动态血压技术，提供24小时内的每次血压测量结果，而且能再现每次测量过程中的波形。在动态血压检测中干扰和伪差是不可避免的。目前市场上的大部分动态血压记录仪，只记录每次测量的结果，医生面对的是一批真伪难辩的数字。本课题研究最终旨在设计出全信息的动态血压记录仪，使每次测量结果完全透明，实时分析结合回顾分析，使医生可以对照原始波形判断数据的真伪，有效甄别出干扰和伪差引起的误检测，恢复真实血压，保证血压报告的有效性和可靠性。二设计原理本设计利用的是示波法的原理进行电子血压计的设计，首先我们将对原理进行简短的介绍。示波法又称为压力振荡法,其工作过程是先将袖带充气以阻断动脉血流,然后在放气过程中检测袖带内的气体压力并提取微弱的脉搏波。如图1所示,当袖带压力P远高于收缩压时,脉搏波消失,随着袖带压力下降,脉搏开始出现。当袖带压力从高于收缩压降到收缩压PS以下时,脉搏波会突然增大,在平均压PM时幅值达到最大。然后脉搏波又随袖带压力下降而衰减。示波法血压测量就是根据脉搏波幅度与袖带压力之间的关系来估计血压的。脉搏波最大值对应的是平均压,收缩压PS和舒张压PD分别由对应脉搏波最大幅值的比例来确定23。收缩压判据的确定采用最大振幅法，即在放气过程中脉搏波幅度包络线的上升段，当某一个脉搏波的幅度UI与最大幅度UM（平均压）之比刚刚大于KS时，就认为此时对应的气袖压力为收缩压。PSP/UIKSUM公式1舒张压判据的确定也是用最大振幅法来判定的，不过是在脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉搏波的幅度UI与最大幅度UM（平均压）之比刚刚小于KD时，就认为此时对应的气袖压力为舒张压。PDP/UIKDUM公式2其中根据先有经验可以确定通过KS05和KD08来计算，经测试后再进行修正4。图21血压交直流信号及收缩压和舒张压位置三技术参数由于本设计的最终设计目的是为了达到一个合格产品，所以在产品的设计过程中遵从以下相关标准GB970612007医用电气设备第1部分安全通用要求GB/T1912008包装储运图示标志GB/T147102009医用电器环境要求及试验方法GB/T99692008工业产品使用说明书总则GB/T1688612001医疗器械生物学评价第1部分评价与试验GB/T1688652003医疗器械生物学评价第5部分体外细胞毒性试验GB/T16886102005医疗器械生物学评价第10部分刺激与迟发型超敏反应试验GB/T282812003技术抽样检验程序第1部分按接收质量限（ALQ）检索的逐批检验抽样计划GB/T28292002周期检验技术抽样程序及表（适用于对过程稳定性的检验）YY06702008无创自动测量血压计YY06672008医用电气设备第230部分自动循环无创血压监护设备的安全和基本性能专用要求YY04662003医疗器械用于医疗器械标签、标记和提供信息的符号YY05052005医用电气设备第12部分安全通用要求并列标准电磁兼容要求和试验JJG6922010无创自动测量血压计检定规程结合以上相关标准和国家针对电子血压计的相关标准（即国标），该规范是由1999年9月6日开始施行。本设计的技术参数也参考了相关的国家标准，具体的技术参数如下1、安全指标（1）最大袖带压限制压力的措施确保袖带压不超过40KPA（300MMHG）。另外，设备应保证袖带压处在2KPA（15MMHG）以上的时间不超过3分钟。（2）泄气设备应提供一种简单易懂且清楚标识的措施允许使用者给袖带放气。在充气系统阀门全开快速放气的情况下，压力从3467KPA（260MMHG）降到2KPA（15MMHG）的时间不应超购10秒。对于可用于新生儿模式的血压测量系统，在充气系统阀门全开快速放气的情况下，压力从20KPA（150MMHG）降到067KPA（5MMHG）的时间不应超过5秒。（3）电气安全性设备应满足GB970612007中规定的要求。（4）电磁兼容性设备应满足YY05052005中规定的要求。2、性能指标（1）量程除非压力计为特殊目的设计且作出标记的，电子压力计的量程至少为0KPA到3467KPA（260MMHG）。（2）分辨率显示分辨率应为0133KPA（2MMHG）。（3）可重复性在静态连续低压状态下测量，在刻度范围内每一点重复测量的读数之间，相差应不大于0533KPA（4MMHG）所有读数应符合压力传感器准确性中的要求。（4）压力传感器准确性无论采用升压测量法还是降压测量法，在量程中的任何测量点上，袖带内压力测量的最大误差应是04KPA（3MMHG）。（5）压力示值的允许误差5首次检定的血压计04KPA（3MMHG）。后续检定的血压计05KPA（4MMHG）。使用中检测的血压计05KPA（4MMHG）。（6）系统整体的有效性按YY06702008中G11的方法，达到平均差不超过067KPA（5MMHG），标准偏差不超过1067KPA（8MMHG）；按YY06702008中G12的方法，达到G1的要求。详细方法和要求，请参见YY06702008附录G。YY06672008中和本指导原则推荐的临床方案的其他临床评估方案也是可选的临床评估方案。（7）充气源和压力控制阀的要求充气源通常情况下，充气源应能在10S内提供足够的空气使得200CM312立方英寸的容器内的压力达到40KPA（300MMHG），除非另有声明。加压时进行血压测量的血压计不适用。2）压力自控气阀A漏气阀门关闭，在初始压力分别为3333KPA（250MMHG）、20KPA（150MMHG）、667KPA（50MMHG）状态下，一个容积不超过80CM3容器内的最大压降，在10S内应不超过0133KPA（1MMHG）气阀/袖带放气率当气阀处于压力自控位臵（使用配套的袖带）时，从3333KPA（250MMHG）降到667KPA（50MMHG）的降压速度应不低于0267KPA/S（2MMHG/S）。泄气充满气体的系统在阀门全开时的快速放气，压力从3467KPA（260MMHG）下降到2KPA（15MMHG）的时间不应超过10秒。对于可用于新生儿模式的血压测量系统，充满气体的系统在阀门全开时的快速放气，压力从20KPA（150MMHG）降到067KPA（5MMHG）的时间不应超过5秒。（8）气囊和袖带的要求充气囊尺寸袖带气囊的长度建议大约为袖带覆盖肢体周长的08倍，修改气囊的宽度建议最好是长度的一半。如果自动血压计的制造商提供了超出上述范围的袖带或使用其他测量点（非上臂）的袖带，那么制造商应提供验证这个系统准确性的数据。耐压力气囊及整个管路应能承受袖带预期使用的最大压力。袖带注下面的要求适用于绷带型、钓钩型、接点闭合型及其他型号的袖带。尺寸钓钩型、接点闭合型及其他型号的袖带，其长度应至少足以环绕预期适用的最大周长的肢体，并且在整个长度范围内保持全宽。绷带性袖带的总长度应超过气囊的末端，至少与气囊长度相等，以保证当气囊充气到40KPA（300MMHG）时的袖带不会脱落或变松。耐压力当气囊被充气到最大压力时，袖带应能完全包裹气囊。袖带接口/结构在经过1000次开合循环和10000次40KPA（300MMHG）的压力循环后，袖带的闭合和密封性仍应完好到足以满足其他求。（注本要求不包括一次性袖带。）袖带气密性袖带在1MIN之内压力下降值不大于05KPA（4MMHG）（9）系统漏气血压计整个系统的漏气造成压力下降的速率不应大于0133KPA/S（1MMHG/S）。（10）寿命家用血压计按照YY0670200843条的10000次要求；公用血压计企业应提交验证资料来支持产品的耐用性。设备贮存温度2055。贮存温度应在外包装箱和使用说明书上予以说明。3、注意事项6（1）袖带位置须与心脏高度保持一致，上臂自然下垂，肘和前臂自然地搭在桌子上，手心向上，不要把整个胳膊平伸在高于心脏位置的桌子上，或用垫子将胳膊垫得过高；（2）每天要在固定时间和同样状态下，以相同的姿势测量血压；（3）应该在安静的状态下进行测量，测量前安静休息1020分钟，深呼吸23次；（4）饭后或运动后至少休息一小时再进行测量；（5）不要在浴后、吸烟、饮酒、喝咖啡后测血压；（6）要在没有尿意时测血压。（7）测量时应保持心情舒畅，没有疲劳感，不紧张。四设计思路通过第二部分介绍本设计中的设计原理，从以上可以得到电子血压计的大概设计思路，具体设计框图如下。图41电子血压计的整体设计框图从图41中我们可以大致了解电子血压计的整体设计思路，主要过程为气囊对袖带进行充气，压力传感器感受压力值通过AD620进行放大；放大后的信号分为直流分量信号（静压力信号）和交流分量信号（脉搏波信号），血压直流信号分量可以直接接入AD转换器进入单片机，也可以经过一定的低通滤波器后进入单片机；然而脉搏波信号必须通过带通滤波器滤波放大后方可得到有效AD转换袖带充气泵放气阀US9116压力传感器AD620放大低通滤波带通滤波MCULCD显示的脉搏波信号（具体的频带在硬件电路设计中有详细介绍）。通过滤波后的信号通过AD转换后进入单片机，根据公式1和公式2进行编程得到收缩压和舒张压，并通过LCD1602进行血压值的显示。41硬件电路设计本设计的硬件设计部分主要包括血压信号的采集、放大滤波和AD转换等几个部分。本小节我们将对这个部分进行详细的分析。1、血压信号的采集与放大血压信号的采集是利用压力传感器US9116进行信号的采集，图42是传感器US9116的内部结构图，它由4个精密电阻构成了一个桥式电路，恒流源从1脚流入，3、4脚流出，压力的变化会导致电阻发生微小变化，向外表现为2、5脚之间的电压差。图42US9116压力传感器的内部结构图当利用US9116压力传感器将信号采集好后，然后利用AD620进行前置放大。如图所示43，本设计利用的仪用放大器AD620放大倍数为50倍。其放大倍数由R决定。放大倍数与1、8脚间电阻有一下关系式公式34941由公式3可以得到R的取值大约在1K。AD620输出的信号分别进行两种处理一种直接放大后得到血压直流分量；另一种是经过滤波放大电路提取脉搏波。血压信号采集与前置放大电路具体电路图如下图43血压信号采集与前置放大电路下面为设计过程中的仿真电路及其效果显示。单端输入RGR11K，即放大倍数G50图44单端输入放大选取10HZ，10MVP的正弦信号作为输入，输出结果及仿真效果如图5所示。（红色为输入信号，蓝色为输出信号）经过AD620后，信号放大了50倍，符合理论值。该前置放大设计满足要求。图45单端输入仿真图双端输入RGR11K，放大50倍（VV）图46双端输入放大双端输入的仿真与单端输入类似，输入端为大小相等，相位相反的正弦波，仿真结果如图47所示。图47双端输入仿真图通过对前置放大电路的单双端输入信号仿真均表明信号放大了50倍，与理论设计符合。2、外围电路（1）滤波电路前面一提到经过AD620出来的信号我们要分为两部分，一部分是血压的直流信号，另一部分是脉搏波信号。血压的直流分量信号可以直接接入AD转换中，然而脉搏波信号（交流分量信号）需要进行进一步的处理，即要经过一系列的滤波放大电路才能够进入AD转换过程。滤波电路主要有芯片LM324完成，包括带通滤波电路和放大电路。有资料显示，脉搏波信号的频率主要集中在08HZ38HZ，所以在脉搏波信号中选用一个带通滤波器。具体的电路设计如图5所示图48外围电路图设计其中带通滤波器中的各类参数计算如下08HZ的高通滤波器设计，截止频率可以通过以下公式计算公式412334在实验中，我们取C3C410UF，更加设计表7，可知R2/R31821/1319，结合F08HZ。由此我们可以计算出R222K，R318K。在滤波电路中的放大可以有以下公式计算公式51由于在后面的设计工程中还进一步进行了放大，所以在本次放大增益为2倍，故在RF和R取值上相等，均为20K。38HZ的低通滤波器设计与08HZ的高通滤波器设计相似，利用公式4和公式5我们可以计算出对应的值；取C5C601UF，更加设计表，可知R7/R81126/225，结合F08HZ。由此我们可以计算出R230K，R363K。图49带通滤波器仿真效果图从图6可以清晰的看到，在频率位于中间的时候为1205DB；当衰减3DB时，高通是为8945DB，所对应的频率值为738MHZ，与理论设计的800MHZ相差不大；同时在低通滤波器这边为9085DB，相应的频率为35436HZ，与理论设计值38HZ也没有多大的出入，基本能够满足要求。（2）二级放大电路由于脉搏波是微小信号，经过前面的放大滤波后，脉搏波还是不够明显，为此，我们进行进一步的放大，由于在设计过程中我们不能够知道放大增益为多少，所以在本设计，RF值，选用了滑动变阻器。具体设计电路如图7图410二级放大电路3、AD转换电路在AD620当中就知道，血压信号是可以分为两个部分的，一个是血压直流信号，一个是交流信号；所以设计AD转换过程中就选择了ADC0832，该芯片具有两个信道，足够满足血压采集的需要。通过单片机能够正常显示电压幅值，如图13所示。这只是一个对AD0832芯片进行简单的测试，并没有进行进一步的设计。图411AD转换电路图412ADC0832的单片机仿真图4、其他电路设计在本设计中的作用主要是对血压信号进行处理，接收AD0832转换后的数据进行处理，并显示在LCD上（如图15所示）。并利用AT24C64进行数据的储存。主控模块是以STC90C51单片机为核心的最小系统。在使用时，P0端口接LCD1602液晶显示芯片的数据端口（DB0DB7），P20、P21、P22分别与LCD1602的数据/命令选择端（RS）、读/写选择端（RW）、使能信号端（EN）相连，以控制数据的显示。P10、P11、P12是单片机控制ADC0832进行信号的模数转换。P23、P24端口是单片机控制AT24C64进行数据存储。P32用于控制按键。各部分的电路如下图413单片机最小系统图414数据储存电路与显示电路以上就是本设计的主要设计电路，主要包括血压信号的采集与放大、交流信号的滤波、二级放大、AD转换等组成部分，另外还有报警电路，这里就不做详细介绍。通过仿真显示，本方案的硬件电路理论上是可以实现的。42软件设计整个电子血压计是有软件和硬件结合而成的，前面的设计已经完成了硬件部分，接下来就是软件部分的设计。1、主程序设计主程序的工作主要完成系统的初始化，比如液晶屏的初始化，等待按键等，如果开始键按下，即可进入测量程序，此时开始进行血压的测量；如果按下保存功能键就可以对血压进行保存，即进入记录子程序，并可以查看记录。同时在主程序中，如果测量的信号高于设定的阈值即可报警，并视为高血压。具体流程图如图415保存数据开始系统初始化等待按键按下血压测量血压异常报警提示查看结果结束YESNO图415主程序流程图2、血压测量子程序设计血压测量是本设计的核心部分，血压子程序包括两个部分，一部分是直流信号，直接由AD0832出来的数据，然而另一路是血压交流分量。该部分设计思想是通过读取脉搏波的最大峰值。在利用原理中公式进行计算。血压测量流程如图17所示，在测量模式下，气泵自动充气，当袖带压力大于等于200MMHG，无脉搏信号出现时，停止充气，袖带中气体缓慢释放电路每隔5MS采集1次脉搏信号，在检测到第1个峰值后，以5MS周期采集脉搏信号值和静压信号值，分别获得脉搏信号序列和静压信号序列，并判断采集的脉搏信号值是否为峰值若是峰值，则记录此时的脉搏信号值和静压信号值，以及从上一个峰值到当前时刻的时间差，分别生成峰值序列和峰值时间间隔序列一般情况下，当袖带压力小于50MMHG时，脉搏信号峰值消失，当连续4S内检测不到脉搏信号峰值时，退出本次血压测量下图为血压交流信号采集的程序流程图8。NONOYESNOYES判断是否为最大峰值开始手动充气气压200MMHG启动AD通道1采样脉搏交流量5MMHG/S速度放气大于前一个交流量记录最大峰值和存储位置气压50MMHG数据处理，记录结果结束图416血压测量程序流程图3、AD转换子程序设计在硬件电路中，我们已经将AD转换利用的是ADC0832芯片，A/D转换流程如图6所示，采样信号分为两路，一路为静压信号，另一路为脉搏信号，其中静压信号为直流信号，脉搏信号为频率几赫兹的电压信号。数据处理后在LCD1602液晶上显示。图417AD转换子程序和显示子程序4、血压值查询子程序设计开始启动ADC0832进行AD转换延时AD转换读取AD转换结果结束结束处理按键开始初始化读取血压值血压值显示是否按键开始按下进入查看记录按键是否按下记录键查看下一次数据结束图418查看血压流程图以上是主要设计程序流程图，由于是理论设计，没有经过实际的验证，只有在写程序的过程，通过程序的软件调试才能够发现错误，最终实现血压的采集、转换以及显示储存的功能。第二篇系统测试与调试一硬件调试11带通滤波调试系统中压力传感器采集的压力信号经过08HZ38HZ带通滤波之后得到待处理的脉搏波信号。硬件电路图（见设计报告）。调试过程和结果如下1、输入信号20HZ，1VP，经过前级高通（08HZ）电路后，输出结果见图11所示。图1120HZ信号高通滤波输出显示从上图可以看出，20HZ信号经过滤波之后为波形稳定的正弦波，频率为2003HZ，峰峰值为208V,放大了2倍，符合理论设计，并且与仿真效果相符合。2、输入信号20HZ，1VP，经过带通（08HZ38HZ）滤波后，输出结果见图12所示。图1220HZ带通滤波输出显示从图12可知，20HZ信号经过带通滤波之后，波形仍然是稳定的正弦波，频率为2003HZ，峰峰值达到了396V，放大了4倍（高通放大2倍，低通放大2倍）。说明20HZ信号能正常通过带通滤波而不出现失真。接下来的测试中，输入信号的幅值不变，调整其的频率，从而得到带通滤波器的截止频率。3、输入信号38HZ，1VP，输出结果如图13所示。图13低通截止频率测试从图13可知，输出信号频率为3805HZ，幅值为288V。根据截止频率对应的幅值为最大值的0707倍，又因为经过带通滤波信号幅值放大了4倍，则38HZ（对应于072V），接近于理论值0707V，可以认为38HZ正是低通滤波段的截止频率。4、输入信号08HZ/085HZ，1VP,输出结果如图14所示。图14高通截止频率测试图14左侧是输入信号080HZ，1VP，输出信号幅值为264V，由于放大4倍，换算之后是066V，明显小于理论值0707V；变化输入信号频率为085HZ,输出信号幅值为284V（即071V），约等于理论值，可以认为850MHZ即为高通滤波段的截止频率。经过对带通滤波器的测试，与理论通带频率（08HZ38HZ）相比，实际电路中，该带通滤波的通带范围为085HZ38HZ,符合理论设计，并且与仿真效果吻合，说明该部分带通滤波设计正确。12压力及脉搏波测试1、不加压时，输出信号如图15所示。幅值大概为20MV。以此作为之后的测试的基准线。图15基准线2、对受试者进行测试（1）测试者A男（唐咏）图16测试者A结果显示备注从上至下依次为加压一定值（由于条件有限，以测试者感觉不适时停止加压）时，经前级AD620放大但未经滤波的初始混合袖带信号压力值；经过带通滤波之后滤除静压力信号的脉搏波信号（单个）；经过带通滤波之后的脉搏波信号（多个）。图16为测试者A（男）的测试结果。分析该图可知，经前置AD放大50倍但未经滤波的袖带压力值为108V，即未经放大的压力幅值约为20MV，符合压力传感器的参数特性；经过带通滤波之后的脉搏波信号的幅值为320MV，说明脉搏波信号幅值十分微弱仅为几毫伏，后续处理还需放大；脉搏波频率为136HZ,而单频扫描的时间大约为157S，单频脉搏波个数为21，大约为80次/分钟，较正常值稍大，较为符合实际。以下测试者B、C的显示结果类似于测试者A。（2）测试者B女（舒越）图17测试者B结果显示图17为测试者B（女）的结果。分析该图可知，经AD放大50倍但未经滤波的袖带压力值为968MV；经过带通滤波之后的脉搏波信号的幅值为768MV，与测试者A相比，其脉搏波幅值较大，信号较强烈；脉搏波频率为133HZ,而单频扫描的时间大约为157S，单频脉搏波个数为20，则脉搏波大约为76次/分钟，较为符合实际。（3）测试者C男（郭伟）图18测试者C结果显示图18为测试者C（男）的结果。分析该图可知，经AD放大50倍但未经滤波的袖带压力值为116V；经过带通滤波之后的脉搏波信号的幅值为440MV，与测试者A和B相比，其脉搏波幅值较小；但脉搏波频率为151HZ,而单频扫描的时间大约为157S，单频脉搏波个数为18，则脉搏波大约为69次/分钟，较为符合实际。从不同的测试者的结果可以看出，硬件设备基本工作正常。测试结果中出现的重大差异主要表现在袖带压力值和脉搏波的幅值。导致这种现象可能的原因有1、性别、身高、体重的差异；2、由于设备有限，对每个测试者加压值（以测试者感觉不适）亦不同；3、各人的血压确有差异。二软件调试21LCD1602及按键调试LCD1602作为整个系统的显示模块，它的正常工作对后续的其他模块测试和调试具有重要意义。1、初始显示用单片机调试时，复位键作为整个系统的开关键，当该键按下时，LCD显示“WELCOMETOBLOODPRESSUREMEASURE”字样。图21初始界面显示2、开始测量当测试者准备好后，按下“开始”键，LCD显示“PLEASEWAIT”,开始对袖带进行充放气，来实现血压测量；最后把所测得血压值显示。图22测量开始界面及最终显示界面当按下“开始”键，屏幕显示“PLEASEWAIT”,等待，当测得血压值时，显示在屏幕上。上图为显示血压时的格式。22A/D转换调试A/D转换作为硬件采集的模拟信号与单片机（数字信号）通讯的关键部分，它的正常与否直接关系着整个系统设计的成功与否。221测试AD0832模数转换的基本功能按着设计报告中的电路设计硬件，单独编写AD0832的程序，测试该部分是否正确。图21AD0832测试输入信号将直流信号30V和26V作为输入直接接入AD0832的2、3脚，测试经过A/D转换之后的输出电压值是否和输入值吻合。图22经AD0832后的输出电压输入为30V，对应的输出电压为325V；而输入为26V，输出电压为272/274V，较不稳定。两通道的A/D转换均不能达到理想的效果，输出值均大于输入值。可能的原因是硬件不完善，引起差异；软件设计不完善，但通过仿真软件的效果符合理论设计。差异性的出现最大可能还是硬件不完善，或者是系统误差导致。222测试压力值是否正确A/D转换1、未加压时，静压力信号值在示波器及经AD转换在LCD屏上的显示值图23未加压示波器及LCD显示分析图23可知，未加压时，示波器显示幅值为72MV，LCD显示为000V。可能是由于示波器的缘故，不能将幅值调零，所以可能造成后续记录存在一定的偏差。2、加压至测量血压所需值时，示波器和LCD的显示图24一定压力值示波器及LCD显示当对袖带加压至一定压力值（测量血压所需压力值）时，示波器显示幅值为408MV，而LCD显示为037V，有差异，可能是由于示波器未能调零，也可能是因为本身电路有噪声，有干扰造成。三系统调试测试整个系统，将测试者的脉搏波经压力传感器采集，前置放大，带通滤波，二级放大，AD转换为数字信号与单片机交流，并将转换的电压值显示。（注本来应该显示测试者的收缩压和舒张压的，但是由于条件有限，未能成功完成血压部分的测量和数据处理，故观察电压值的变化与否来判断现有设计是否正确，并不断改善。）图31系统测试给测试者加压一定值，脉搏波信号经AD转换后的电压值显示在LCD屏上，但是电压值在不停地变化（这是某个时刻的电压值）。可能是因为AD0832的分辨率和LCD的不匹配导致的，也可能是袖带密封性不佳，引起的漏气，导致脉搏波变化。下图32是测试者A在加压一定值后，缓慢放气过程中，示波器上的脉搏波信号的波形变化。图32测试者A脉搏波变化上图为测试者A两次测试的结果。分析可知，在放气的过程中，脉搏波的幅值是先增大，到一定值（最大值AMAX），再下降的。然后根据示波法测血压的原理中静压力曲线和脉搏波信号曲线的对应关系，确定舒张压和收缩压。为了验证该系统的重复性，下图为测试者B在相同情况下的脉搏波信号变化波形图。图33测试者B脉搏波变化从测试者B的脉搏波信号变化图中可以发现，波形变化的基本规律是一样的，都是先增大到最大值，再减小的。但幅值组建降低的过程中，突然出现了一个较大的波动，可能是由于测试者移动或者外界刺激引起的。分析上述两幅脉搏波波形变化图可知