智能电子血压计

1、电子血压计的设计摘要：随着当前社会物质生活迅速发展，人们不良的饮食习惯和生活习惯不断滋生，各种疾病越来越多，最常见的就是高血压了，血压测量的准确与否直接关系到人们的健康,现代人患心血管疾病呈低龄化趋势，所以随时关注我们的血压状况对我们百利无害。单片机经过持续的发展，技术逐渐成熟，应用到生产生活的各个方面，在医疗器械上更是得到了较大的使用。本文在充分学习现有的血压计的理论基础上，通过示波法测量血压的原理，设计出基于此方法的电子血压计。本设计可以对被测量者进行简单的血压测量，在血压测量超出正常范围的时侯，提示使用者。将AT89C51作为其核心控制器，用BP01型压力传感器将动脉中压力信号测量出来，

2、并送入A/D转换模块，将该电信号转换为数字信号后在单片机的控制下进行显示、存储、传输等处理。关键词：AT89C51；示波法；数模转换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目录第一章 绪论11.1 背景11.2 血压的几种测量方法11.2.1.人工柯氏音法11.2.2.示波法21.3 电子血压计设计的任务3第二章 总体方案42.1 血压测量原理42.2 系统总体方案概述52.2.1 系统组成部分52.2.2 系统组成部分框图62.3 电子血压计的技术指标7第三章 系统硬件设计83.1 压力传感器及血压信号的采集83.2 信号预处理电路设计93.2.1 前置放大器93.2.2 袖带压力信号处理123.2.3 脉搏波信号的处理143.3 数模转换电路设计163.3.1 ADC0809的基本用法163.3.2 ADC0809与单片机的连接173.4

11、 数据显示183.5 气泵控制和血压报警电路的设计19第四章 系统软件设计214.1 收缩压和舒张压的确定算法214.1.1 突变法214.1.2 幅度系数法214.2 系统软件总体设计224.3 系统软件模块化设计234.3.1 血压信号的数模转换234.3.2 收缩压与舒张压的计算24第五章 系统调试与仿真265.1 仿真实现过程265.2 仿真结果27图5-5 低压时仿真结果28图5-6 过低压报警结果29结 论30致 谢31参考文献32附 录333第一章 绪论1.1 背景随着社会逐步发展，人们生活质量的提高，心血管方面疾病的病发情况和死亡数量相较于上个世纪有明显升高，根据资料显示全球每

12、年死亡的人中，有近三分之一死于此类疾病，许多人是因为未能在早期发现并及时得到治疗。所以，能够准确地检测血压，适时的监测和医治，有极其重要的作用。动脉血压就是动脉中流动的血液对血管侧壁产生的压力。动脉血压在血液循环中有不可缺失的作用，它为血液的输送提供充足的动力，如果血管中血压偏低，血液循环就不能正常进行，组织器官所需的养分得不到供给，尤其是处于人体最高位置的头部，供养不足就容易产生眩晕的症状。如果血管中血压偏高，会使心脏和血管的冲击力升高，心脏不得不通过增加收放强度提升血压，偏差较大时可能引起血管破裂，严重影响身体健康。因此，动脉血压保持在正常的范围内。本设计对电子血压计进行的简化，能解决人们

13、不去医院也能量出自身的血压，实时了解自身的血压是否正常，发现问题及时治疗，将心血管疾病劫杀在形成中，让人们尽可能摆除这类病痛的折磨。1.2 血压的几种测量方法1.2.1.人工柯氏音法TP1P2图1-1 柯氏音法脉搏波形图柯氏采用的原始方法就是在袖带中增加气压压迫血管，阻断血液流动，此时袖带中的听诊器就无法传导出任何声音，之后停止增压，让气压自然降低至重新听到声音，并将这一时刻的血压记下作为最高血压，得到收缩压（如图1-1的P1点）。在气袖内的压力下降的过程中，血管内血液流动状态也在改变，当血液正常流通，声音转变为钝音时，气袖处于完美松弛状态，记下作为最低血压，得到舒张压（如图1-1的P2点）。

14、电子柯氏音法属于七八十年代兴起的数字化测量血压的电子技术，其原理就是人工柯氏音的方法，这种方法的优点在于能够缩短反应时间，较准确的读取数据，减少人工测量的误差。它是用声音传感器读取脉搏声，使用中，用气囊给袖套冲压，达到某个压力值，袖套压紧手臂，动脉处于鼻塞状态，脉搏信号中断。紧接着让袖套慢慢排气，当压力值降到一定值时，血液开始流动，重新获得脉搏信号，这个时候的测量值就是人体的最高血压即收缩压。随着气压的继续降低，动脉血液完全流通，脉搏信号消失，消失时刻所对应的气压值就是人体的最低血压即舒张压1。1.2.2.示波法示波法也可称作测振法，是九十年代兴起的一个比较先进的血压测量技术，基本原理是：先把

15、袖套戴在手臂上，系统启动后对绑带冲压，压力增加到峰值后缓慢排气，压力降到某一点，血液开始流通，通过压力传感器检测血管中的振荡波，并输出实时压力数据。继续放气，波动逐渐变大，随着袖套和手臂越来越松弛，从压力传感器得到的振荡波又渐渐变小。把检测结果中波动最大的时刻作为中心点，往前找到峰值是0.460.64的波动点，这一点是人体的最高血压（即收缩压），往后找到峰值是0.430.74的波动点，这一点是人体的最低血压（即舒张压），而且波动最大的点处压力值为平均压。示波法测量血压的优缺点如下：优点：（1） 示波法是仅有的可以显示出动脉平均压的无创血压测量方法。平均压能直观显示细胞的输送压，是非常重要的生理

16、数据。之前采用的有创法和通过收缩压与舒张压计算估计的品均压容易受到干扰，很难得到真实的品均压；（2） 示波法测血压，检测的是压力，与声音大小无关，不用考虑噪音的干扰，在比较喧闹的环境中也能测量；（3） 示波法适用于儿童、新生儿和一些患有低血糖的人，他们的脉搏声音可能会偏小，导致柯氏音法不能进行。缺点：（1）容易被外来的震动干扰，如导管轻微的波动、人体的晃动；（2）压力较低时容易受到放气速度和气管硬度的干扰。1.3 电子血压计设计的任务血压是反映人体循环系统机能的重要生理参数。心律、心脏缩放功能、血管阻碍作用、动脉的灵活性、身体血液总容量和血液的质量等情况都可以在血压中表现出来。定期测量血压能预

17、防疾病的产生以及发现已经出现的，及早治疗。通常，主动脉血压约为130/75mmHg，而臂动脉为120/80mmHg，临床血压检测通常是测量臂动脉的血压。医院里的重病患者和做手术时都需要实时监护，防止突发状况，方便医疗人员及时做出应对措施，检测血压是不可缺少的一项任务。血压测量有直接和间接两种方法。直接测量得到的数据较可靠，能监测血压的瞬时变化值，但它属于有创性的办法，要将导管深入到血管内，只用于重病患者和大型手术病人。间接测量准确度相对低了点，但简单无创，是被广泛用在临床上的血压测量技术。特别是对于普通家庭的使用，无创血压测量显然更实际。现在我国的无创血压仪基本上来自国外技术，成本极高，转而增

18、加了患者的花费2。我的设计就是要在当前的情况，在国内外成熟技术的环境下，着重对无创血压检测方法展开研究，尝试改善测量方法和成品工艺，达到快、准、稳的要求，尽可能的压低制作成本，争取为国内血压计市场做出更廉价便捷的医疗设备。这就是本设计的任务和目的。经过仿真测试，本设计的基本理论是成立的，基于此理论的电子血压计能快速的人体测量收缩压、平均压、舒张压等几个关键的血压参数，且体积小、成本低、实用性高，具有很好的现实意义和推广价值。第二章 总体方案2.1 血压测量原理本设计根据示波法的原理进行构思，实际上就是完全的智能化系统，自动测量动脉波动，处理信号，获得检测中所需的精确的数据。因为采集脉搏信号是血

19、压检测后续操作的基础工作，所以首先要设计出压力传感器采集脉搏的部分，之后参照示波法的原理采取进一步的数据处理。部分血压波形图如图2-1。血压（mmHg）2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 3218016014012010080604020时间（s）图2-1示波法的脉搏波形图运行过程理论上就是系系列动作的顺序执行，确认开始检测，充气系统对袖带冲气加压到某一数值，这个压力值必须高于收缩压，让血管处于闭合状态，对脉搏的压力采集也同时进行，然后慢慢给袖带放气。在每个袖带压力阶梯上取两个连续的幅度和时间间隔相近的波动信号的平均值，连同每个阶梯上的袖带压力值，

20、构成了一个信息组，在此基础上进行血压参数分析和算法研究3。示波法是依靠束缚下血管内脉搏波动的大小，找到收缩压、舒张压和平均压。使用示波法无法从单一的脉搏波中得到血压，而是要从排气过程中的脉搏波区段寻找血压。所以，示波法测量血压最重要的数据都是来自排气过程中的脉搏波（如图2-2）。图中给反映了放气过程中脉搏波随袖带压力变化的曲线图。袖带所施加的压力超出收缩压，血管闭合，但因为末端血液的流动的，引起小幅度的波动（如图2-2第1区段）；袖带所施加的压力与收缩压相等时，脉搏波波动极速变大，之后，伴随袖带压力慢慢减小，脉搏波增长趋势减缓（如图2-2第2区段）；当袖带压力下降到一定值时，脉搏波停止增长，这

21、时袖带压即为动脉平均压（如图第3区段）；然后，伴随袖带内压力继续下降，脉搏波振幅逐渐变小，袖带压力小于舒张压时，振幅慢慢下降到最低值（如图2-2第4区段）。150 130 90 70 1 2 3 400 05 10 15 20 25图2-2 脉搏波随袖带压变化曲线图通过示波法能测出动脉平均压。动脉平均压(Mean Arterial Pressur,MAP)是脉搏波测量整个过程的积分与周期的比值。 (21)式中MAP为平均数，时间T为周期，压力值p(t)为血压随时间变化而改变的函数。动脉平均压是脉搏波形在整个过程的平均值，整体代表了动脉血压。如果平均压持续增大或者减小，很可能由于血压偏高或血压偏

22、低造成的。放气过程中脉搏波在最大波动区段袖带的压力值就是平均压。2.2 系统总体方案概述2.2.1 系统组成部分本设计由压力传感器、初级运算放大电路、滤波电路、次级放大电路、数模转换电路、显示电路、按键、报警电路和单片机组成4。压力传感器实现脉搏信号的检测，将连续信号经过滤波电路和放大电路相关处理后得到目标信号，数模转换电路进行信号的转换，单片机是本次作品的核心部件，用于信号的最终储存和运算，并且根据运算结果控制显示部分，完成测量结果的显示和不正常情况下的警报。系统整体设计分为下面几部分：1.信号采集部分这个部分由压力传感器、前置放大器、带通滤波器和低通滤波器组成，主要任务是进行袖带压力和血压

23、信号的采集，经过滤波电路得到两个独立的波形压力图，分开送至数模转换器，供给MPU整理。2.模数转换部分该部包含多个A/D转换模块，转换对象就是袖带压力和袖带压力脉动波。在本设计中A/D转换器为单片机的外接设备。3.中央处理单元中央处理单元的核心部分是AT89C51单片机,主要作用是:通过串口传达单片机给出的系统参数设置或控制命令，并向单片机传送采集到的数据，分析运算得出收缩压、舒张压、平均压数据，对气泵及模数转换的控制，微控制器实现气泵充气与排气的调整，同时控制报警。4.显示模块用两片八位LED显示人体的收缩压、舒张压。2.2.2 系统组成部分框图由系统组成框图2-3可知：压力传感器采集到手臂

24、处信号后，送入差分放大电路。因为本文选用的是幅值系数法，要将袖带压信号和血压信号分开，依据袖带压信号和血压信号各自的振幅特性，一支路通过低通滤波器分离出袖带压信号，另一支路通过带通滤波器分离出血压信号，然后送入A/D转换器。袖带气压和血压值经单片机分析后可得出缩压、舒张压以和平均压。将计算所得结果导出由LED显示屏显示。手臂压力传感器差分放大器低通滤波器带通滤波器基本放大器带通滤波器AD转换按键AT89C51气泵LED显示报警图2-3 系统组成框图气泵具体工作状态也是由单片机直接控制的。若血压值出现异常，报警电路立即会报警。2.3 电子血压计的技术指标因为脉搏信号相对是比较微弱的，本设计终将服

25、务于社会群体，所以在设计过程中要从实际出发，综合考虑对测量对象实现的可能性，因此，电子血压计要正常工作，必须在下面几个条件下进行：测量原理：示波法测量范围：压力：40280mmHg(5.434.6KPa)测量精度：静态压力：±3mmHg(±0.4KPa)加 压：智能自动充气减 压：放气速率恒定控制电力检测：BP01型压力传感器使用环境：温度：540；湿度：小于85%显示方式：LED显示功 耗：微小提示方式：蜂鸣提示第三章 系统硬件设计3.1 压力传感器及血压信号的采集本系统采用了德利康公司的BP01型压力传感器来采集血压信号，BP01型压力传感器是为监测血压而专门设计的,主

26、要用于便携式电子血压计，它采用精密厚膜陶瓷芯片和尼龙塑料封装,具有高线性、低噪声和外界应力小的特点,采用内部标定和温度补偿方式,从而提高了测量的精度、稳定性以及可重复性,在全量程范围内,精度为±1,零点失调不大于±300V5。表3-1是传感器BP01在电源电压为5.0V、工作温度为25时的常用参数。BP01的极限参数如下：最大工作电压：20VDC；最大工作气压：1500 mmHg； 测量温度范围：070；最大引脚焊接温度：250（24秒）。表3-1 BP01的主要性能参数参数名称测试条件参数值单位测量范围-300+300mmHg灵敏度-10V/V/mmHg满量程输出+300

27、mmHg15.00.2mV响应时间-1.0ms迟滞-0.05%FSO温漂10500.02%FSO失调温漂10500.2mmHg/C噪声0.0110Hz0.04mmHg输入阻抗-4.0k输出阻抗-4.0k共模电压-2.50.1V本系统内部集成运放中的LM324输出端和输入正端为压力传感器提供了电桥偏置的回路。偏置电压： (3-1)BP01的电路连接如图3-1所示。图3-1 传感器BP01上图中output1和output2为输出信号，血压信号通过他们输入差分放大电路进行接下来的工序。3.2 信号预处理电路设计3.2.1 前置放大器传感器BP01将压力信号转换为是015mV的差分信号，动脉血压的实

28、际范围是10400mmHg。由于生物信号存在振动幅度小、频率低、内阻高等特点，同时存在较强的噪声干扰，不能把初步检测数据直接记录与显示，初级放大电路对此类生物信号有很高的共模抑制比，它有高增益、低噪声、高输入阻抗和合适的通频带宽等特点。生物信号存在的这些特性，对后期处理的测量放大电路的要求很高，为了解决这一问题，我选用三级运放前置放大器。其原理图如下：图 3-2 三运放前置放大原理图图中U1A,U1B使用相同的接入方式，目的是增加输入阻抗， U1C与之串联作为差分放大器，从而控制两者输出的电压，提高一些数据增益。具体的增大倍数G推算方法如下:因为V3=Vil+IgR1 V4=Vi2+IgR2

29、所以Ig=(Vi1-Vi2)/Rg因为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)为了提升共模抑制比和减少温度干扰，放大电路使用相称结构，即R1=R2=Rf R3=R4=R5=R6 则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)可知信号的倍数可由Rg的阻值而定。假定放大电路中U1A，U1B的放大倍数与共模放大倍数比值各为CMRR1、CMRR2， 那么U1A，U1B端既有同比例转换的共模信号，也有电路不可抑制产生的偏差电压值。根据上面的原理图可算出由U1A，U1B构成的初级放大器的增益系数与共模增益系数比是:CMRR12=CMRR1CMRR2/(CMRR2-CMRR1) (3-5)通过式3-5可得，只使用CMRR偏大的运算放大器接入初级可能得不到理想的放大倍数与共模放大倍数比，而是要使用CMRR值相对应的运算放大器。因为次级放大电路的放大倍数与共模放

31、大倍数比跟两方面有关，一方面是运算放大器自身共模抑制能力，另一方面为电阻相互间的对应程度。因此最好是选用相似性高的电阻。通常差动放大电路的增益倍数是有限的，也就是在接入的信号高于某个值时，电路会自动执行异常不工作状态，同时介入的信号强度不一有太大的变动，破环电路平衡状态，所以三级运算放大电路的增大系数不能太高，正常在2030倍的范围。由于采集的血压信号放大到所需的电压范围为06V，因此要想达到所需的电压放大倍数，还需要再加次级放大6。电路图的连接如图3-3所示。 由图3-3可得，差动增益系数：Ad=Ad1.Ad2=(1+)=15 （3-6）图3-3 前置放大电路用示波器对输入信号和输出信号进行

32、显示，如图3-4所示，根据波形图计算出实际放大倍数： （3-7）跟实际增大情况相比几乎无差别。图3-4 前置放大电路的输入输出波形图3.2.2 袖带压力信号处理经过测量得出的绑带内血压信号是逐渐在改变中的，所以要将该信号置前得用低通滤波器，又因为二阶低通滤波拥有更出色的作用结果，因此确定为二阶有源低通滤波器，接线图在图3-5。图3-5 二阶有源低通滤波器及次级放大电路图由U2A与其外围电路组成的低通滤波器的表达式： （3-8）其中: （3-9） （3-10） （3-11）参数的设计采用如下方法：设C1=C2=C，R9=R11=R，则：，袖带压信号的频率为0.6赫兹，在本设计中设C1=C2=C=

33、25微法，根据所需原件的实际要求取R9=R11=R=10K从图3-5和以上公式可得：截止频率：f0=0.62Hz前级放大系数：Af=1+1.3=2.3后级为同向比例运算放大电路，其系数为：A3=11.5所以绑带上所得放大系数是：A=Ad×Af×A3=15×2.3×11.5=400 （3-12）为验证低通滤波器是否满足要求，在图3-6的输入端加载一个1V/0.3HZ的正弦信号，然后将正弦信号改为1V/3HZ，用滤波器观察输入输出波形，如图3-6、3-7所示，0.3伏特的正弦脉冲能很好的通过，而3赫兹的信号被滤掉，说明该滤波器满足设计要求7。图3-6输入信号

34、为0.3HZ的输入输出波形图图3-7输入信号为3HZ的输入输出波形图3.2.3 脉搏波信号的处理BP01型传感器在绑带中测得的结果中既有两个所需的信号，也隐藏着外来的各种干扰量，正常情况下脉搏波信号上下波动在零点六到六点四赫兹之间。鉴于此使用带通滤波器，限定允许穿过的频率在零点四到六点六赫兹之内，接线图如图3-8。使用级联带通滤波器能产生更大的增益，而且级联后的滤波器的频率响应比一级带通滤波器的频率响应更明显。图3-8 两级带通滤波器第一级带通滤波器：低截止频率： （3-13）高截止频率： （3-14）放大倍数为： （3-15）第二级带通滤波器低截止频率： （3-16）高截止频率： （3-17

35、）放大倍数： （3-18 ）综上，脉搏信号的总体放大倍数为A=15×12×3.3=594，因为从传感器输出的信号为015mv，这样的增益系数符合模数转换器接受信号05V的条件。电路连接如图3-9所示。图3-9 两带通滤波器的级联图3.3 数模转换电路设计3.3.1 ADC0809的基本用法本设计的数模转换芯片采用ADC0809，其引 图如下。图 3-11 ADC0809的引脚图ADC0809由一个8路模拟开关、一个地址锁存与译码器、一个A/D转换器和一个三态输出锁存器组成。ADC0809的重要各脚功能如下：D7-D0：8位数字量输出引脚。IN0-IN7：8位模拟量输入引脚。

36、START：A/D转换启动信号输入端，当START上跳沿时，所有内部寄存器清零；下跳沿时，开始进行A/D转换；在转换期间，START应保持低电平。ALE：地址锁存允许信号输入端，当ALE线为高电平时，地址锁存与译码器将A，B，C三条地址线的地址信号进行锁存，经译码后被选中的通道的模拟量进转换器进行转换。EOC：转换结束信号输出引脚，开始转换时为低电平，当转换结束时为高电平。OE：输出允许控制端，用于控制三条输出锁存器向单片机输出转换得到的数据。OE1，输出转换得到的数据；OE0，输出数据线呈高阻状态。CLK：时钟信号输入端，因ADC0809的内部没有时钟电路，所需时钟信号必须由外界提供，通常使

37、用频率为500KHZ。IN0、IN1、IN2：地址输入线,用于选通IN0IN7上的一路模拟量输入。ADC0809对输入量要求：信号单极性，电压范围是05V，若信号太小，必须进行放大；输入的模拟量在转换过程中应该保持不变，如若模拟量变化太快，则需在输入前增加采样保持电路8 。3.3.2 ADC0809与单片机的连接图3-12 数模转化电路图1 模拟通道的选择如图3-12所示，用AT89C51的P2.0、P2.1、P2.2与ADC0809的A、B、C相连接就完成模拟信号通道的选择。为了这三位地址能够写入ADC0809，P2.6与ADC0809的ALE引脚相连，P2.6输出高电平时ALE有效，此时模

38、拟信号的通道被选中，模拟通道的地址也就随之确定9。2 提供有效的START信号上图中的ADC0809转换器的START引脚与单片机的P2.3口连接，只要单片机输出高电平，则ADC0809转换器进入工作状态。3 产生转换的CLOCK时钟 因为ADC0809转换器的时钟要求是不高于640KHz，所以图312中单独给ADC0809芯片一个500KHZ的时钟信号。4 提供有效的OE信号图312中将单片机P2.7口直接接到ADC0809转换器的管脚的OE上。所以当单片机中对应的引脚输出高电平，OE端收到的就是有效信号，ADC0809转换器处于正常工作状态，模数转换的数据通过P0口送入单片机中做后续运算。

39、5 A/D转换完成后数据的传送图3-12中用到ADC0809芯片的两路模拟转换通道，通道0接绑带压力信号，通道1接脉搏波信号，ADC0809芯片分别对这两路信号进行转换，转换后得到的数据应及时传送给单片机进行处理。数据传送的关键问题是如何确认A/D转换的完成，因为只有确认完成后，才能进行传送10。图中将ADC0809芯片的EOC直接接到单片机P3.7口，切换完成后，EOC=1，P3.7接受到高电平后向单片机发出转换结束的提醒，以读取转换结果。3.4 数据显示因为所要显示的数据相对较少，基本没什么复杂程度，故数码管完全可以达到显示要求，数码管分为共阴极和共阳极两种，原理图如图3-13.图3-13

40、 LED数码管结构原理图LED数码管有静态显示和动态扫描显示两种显示方式，从端口数量和功耗两方面考虑，动态扫描更加合适。将四个数码管八个笔画adp两两接在一起，然后连接到输出口上。由于这种并联的方式会让每个数码管都显示相同的字符，得让他们接替显示，即数码管会在不同时刻被单独点亮，因此每个数码管的COM端还要受到另一信号的控制，可以接到另外一个输出口上，在某一时刻只让其中的一个COM出现低电平或高电平11。如图3-14所示，显示用一片8位LED,最左边一位用来显示舒张压与收缩压的代码，数字1代表收缩压，数字2代表舒张压，右边三位用来显示具体血压。LED的位码由核心单片机的P3.0P3.2三个引脚

41、掌控，因为一片八位LED有四个位码，所以用一个三八译码器来实现这一功能，即可以用74LS138的Y0Y3来控制，下面的仿真图中二号键是血压显示转换键。3.5 气泵控制和血压报警电路的设计51系列单片机无PWM输出功能，所以本设计采用单片机控制直流电机来进行气泵的充气与放气，在对精度要求不高的场合，非常实用。当单片机P2.4口为高电平时电机启动，低电平时气泵停止。图3-15 气泵控制和血压报警电路上图中，开关键接在P2.5口，按动此电位开关，P2.4口变为高电平状态，气泵开始运行，绑带中气压到达200mmHg后，P2.4口变为低电平，气泵停止充气，进入放弃阶段。P3.3口的输出接报警电路，当测量

42、的血压值超出收缩压的正常范围或是低于舒张压的正常范围时，报警电路发出报警以引起患者或医生的注意12。第四章 系统软件设计4.1 收缩压和舒张压的确定算法4.1.1 突变法突变法与柯氏音法的测量节点有许多相似之处。在绑带气压上升至收缩压以上时，动脉收到强压迫，处于完全封闭状态，血液流通阻断，柯氏音中断，这时动脉振动波极小，这个阶段中的振动幅度相对较平稳；绑带放气过程，当绑带气压低于收缩压时，动脉血管慢慢打开，血液极速流动，柯氏音再次产生，振动幅度也随之突变；绑带压力持续下降，血液流动状态不断变化，在绑带压力恰好小于舒张压时，血管重新正常流通，能听到血管的钝音，振动波再次变得微弱13。从下图中的曲

43、线状态可看出，从顶端分开，两边很相似，曲线的突变点就在收缩压与舒张压处，也就是整条曲线的两个拐点。我们可以利用这两个拐点测血压。但实际操作中，放气速度和压力传感器的线性度都是很难控制的，导致测量结果，也就是图 4-1 阶梯放气后脉搏波的包络曲线曲线图非常粗糙，偏差较大，无法得到准确的拐点位置。所以，突变法在关键点的选择上出现不确定性，而且会受环境杂声的干扰，理论上这种方法的可执行性较差，困难度程度较大。4.1.2 幅度系数法幅度系数法是把压力传感器所得振动波信号和其峰值作对比进行统一处理，再由得到的归一化系数来判别血压情况的方法。动脉振动波在绑带压力高于收缩压和小于舒张压两部分变化都比较小，根

44、据这一现象，很多专家学者通过探索，得出了一些规律。归一化曲线如图4-2所示。SP MAP DP CP归一化值As/AmAd/Am1图4-2 归一化值曲线上图中As/Am是收缩压与平均压的比值，Ad/Am是舒张压与平均压的比值，也就是它们各自的归一化值，横坐标CP是降压过程中绑带产生的压力变化，假设取As/Am=B1，Ad/Am=B2，那么，在脉搏振动波上涨的阶段，所取值与最大值之比大于B1，则这个值即为收缩压；在曲线的下降区段，若所取点对应的压力值与最大值之比大于B2，则此值即为舒张压。本文取,B1=0.5，B2=0.7。通过以上论述得出结论：突变法看似简单操作困难，幅度系数法方便实用。4.2

45、 系统软件总体设计软件设计的流程图如4-3所示，由程序执行图可知系统的运行思路：系统先推断启动按钮是否按动，如果是有效启动，单片机开启气泵开始充气。当血压直流分量大于4V时，绑带气压达到气压要求，气泵停止充气。由ADC信道1采样血压交流分量测出每个脉冲的峰峰值，同时计算出这个脉冲时间段内ADC信道0测到的袖带压力信号的平均值。把峰峰值和直流平均值作为一对数据记录起来，每个心跳脉冲会对应一对数据。ADC信道0测到的血压直流分量是否小于1V表示气压低于50mmHg，是单次测量结束的标志。然后开始统计记录下来的若干组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倍的一对数

46、据其中血压直流分量即为收缩压，往后找峰峰值最接近最大值的0.7倍的一对数据其中血压直流分量即为舒张压14。判断测出收缩压和舒张压的值落在合理的数据范围内，如：收缩压应在80190mmHg范围内和舒张压50120mmHg范围内15。把处在正常收缩压与舒张压范围内的血压值送到数码管，按钮2作用是切换显示量。出现异常血压值时，系统立即发出警报。气泵放气开始初始化按键是否按下？ 气泵开始充气，AD转换开始直流量>4v？计算袖带压力信号与脉搏波信号直流量<1v？找到脉搏波最大幅值的0.5倍和0.7倍血压值正常？LED显示结束LED显示报警NNNNYY图4-3 电子血压计程序流程图4.3 系统

47、软件模块化设计4.3.1 血压信号的数模转换系统在气泵开始充气的同时就开始了AD转换，也就是说AD转换是与充气放气同时进行的，单片机采用查询P3.7口来判断转换是否结束，一旦数模转化结束P3.7接受到高电平，系统检测到有效命令后开始载入数据，功能图如4-4所示。开始初始化启动AD转换转换完成？输出数据返回图4-4 A/D转换的程序流图4.3.2 收缩压与舒张压的计算从传感器输出的信号经过处理模块的处理后，得到被测者的脉搏波和血压计升压和压降过程中的袖带压力。经过数模转换后的信息供收缩压、舒张压、平均压和心率的计算。单片机在测量过程中已经存储各个脉搏波的峰值，以及每个脉搏波的间隔时间16。血压数

48、据计算的大体框架如图4-5所示。图4-5 计算收缩压与舒张压的程序流图第五章 系统调试与仿真5.1 仿真实现过程仿真的应用能节省产品调试前期的材料购买、电路焊接焊接等繁琐工序，直接在软件中进行相关操作，极大的缩短了调试时间17。本设计使用Keil和Proteus两款软件共同完成仿真调试，这样的联合仿真给软件开发提供了更多的便利。对源程序，我采用Keil进行初步测试，如果有错误在下面的提示框了会有显示，比如Error和Warning，编译结果如图5-2所示，生成HEX文件。图5-2 源程序初步检测在Proteus中制作出电路图，然后是将源程序添加到芯片中去，双击AT89C51，弹出下面的对话框，

49、接着将程序添加进去，如图5-3所示。图5-3 源程序的添加5.2 仿真结果运行程序，进行仿真，各种情况下的仿真结果如图5-4、5-5、5-6、5-7所示。图5-4 高压时仿真结果图5-5 低压时仿真结果图5-6 过低压报警结果图5-7 过高压报警结果结 论本文采用示波法作为电子血压计的基本原理，这种方法简单、可靠，便于使用电路的手段实现。本文中立足于微电子科学和信息储存与分析，针对硬件的设计和血压值计算算法的研究，成功的进行了电子血压计的设计。本文所设计的电子血压计把AT89C51单片机作为中央处理器，外接BP01压力传感器、气泵、警报拟声器以及LED数码管。压力传感器采集袖带压力信号与脉搏波

50、信号，模拟电路中的前置放大器则能抑制输入信号中的共模干扰并进行适当放大，低通滤波器实现袖带压力信号的分离，带通滤波器实现脉搏波信号的分离，处理好的两路模拟信号送入数模转换器，转换好的数字信号直接送入单片机进行运算，运算所得血压值信息通过LED显示，同时可根据设定的压力上下限值进行报警，这就是该电子血压计正常情况下的运行过程。在软件设计中，采取有效的措施应对采样结果，并结合相应的算法及编程方法实现血压值的测算。本设计还可继续进行改进。例如，ADC0809的精度还不够高，可以改用更高要求的芯片。这一课题的后续开发工作值得更好的进行下去，相信电子血压计的发展会有越来越大的成果，造福广大群众。致 谢四

51、年的大学生活一晃而过，回首走过的岁月，心中感慨万千，当这篇毕业论文接近尾声的时候，在此我想对我的母校，我的老师和同学们，我的父母、亲人们，表达我由衷的谢意。首先诚挚的感谢我的论文指导老师，在忙碌的教学工作中挤出时间来指导我完成这篇论文，从选题的确定、写作大纲的设计与完善、论文的写作、修改直到最后的定稿无一不包含了你们的悉心指导。感谢四年中陪伴在我身边的同学、朋友，感谢他们为我的学习和生活提出的有益的建议和帮助，正因为有了他们的支持、鼓励和帮助，我才能充实而美好地度过了我在大学里的四年时光。最后我要感谢一下我大学的舍友们，是你们无私的友谊给予我信心，让我充满活力的迎接每一天的阳光。你们将是我一生

52、中最难忘的风景，你们所给予的情谊将是我一生的财富，谢谢你们。在我的求学生涯中，大学生活是我重要的一站。感谢我的母校安徽三联学院，在这四年里她给予了我很多很多。不仅是增加了我的知识储备，还影响了我的生活观和价值观。我想在我的一生中我永远忘不了我在这里度过的日日夜夜。毕业在即，校园里的老师、同学、朋友和美丽的风景让我依依不舍，我为能在此度过我人生的难忘岁月而由衷地高兴。未来，我将带着各位老师的期望全身心地投入新的学习、工作和生活。参考文献1 邓亲恺.现代医学仪器设计原理M.科学出版社,20042 郭冀珍.电子血压计可不可靠J.高血压杂志.20053 杨孙永,张永红,白净,王家森.一种基于掌上电脑的

53、便携心电血压监护仪J.航天医学与医学工程杂志.20054 童诗白,华成英.模拟电子技术基础(第三版)M.高等教育出版社,20005 范建伟.BP01型压力传感器及其在便携式电子血压计中的应用J.国外电子元器件杂志,20016 邱关源,电路（第五版）M.高等教育出版社,20047 庄大戈.计算机在生物医学中的应用M,科学出版社,20008 辛友顺,胡永生,薛小铃.单片机应用系统设计与实现M.科学技术出版社, 20059 张迎新.单片微型机原理、应用与接口技术M.国防工业出版社,199310 张毅刚，彭喜元.单片机原理与应用设计M.北京：电子工业出版社，200811 何立民.单片机应用系统设计系统

54、配置与接口技术M.北京航空航天大学出版.200412 林家瑞.微机式医学仪器设计M.华中科技大学出版社,200413 余学飞.医学电子仪器原理与设计M.华南理工大学出版社,200014 江继敏.嵌入式系统及其在医疗仪器行业的应用J.安徽省桐城市人民医院 医学工程科.201315包旭鹤.便携式电子血压计设计J.现代电子技术.200716 龚素琴，谷刚.具有通信功能的电子血压计的设计J.电脑开发与应用.201117Yeager Brent.How to troubleshoot your electronic scaleJ.Powder and Bulk Engineering.1995附 录电子

55、血压计系统电路图附程序#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