电子血压的设计、完整论文及详细电路

1、 电子血压计的设计与制作摘要：血压指标是一个具有重要生理意义的临床检测指标，传统设备笨拙，测试条件要求相对严格，测量的专业性强，不利于病人对自己的血压进行日常监测。单片机的广泛应用为血压测量提供了新的方案，本设计就是由传感器，调理电路、单片机等所共同构成的方便实用的血压测量装置设计方案。关键字：血压、单片机、调理电路 第1章 绪论1.1 课题研究背景 随着生活水平的提高，人们对健康的关注程度也越来越高，生活观念也同步发生了很多转变，现阶段，相当一部分家庭收入都用于健康保健方面的投资，伴随生活结构及方式的不断变化，医疗器械及医疗电子类测量设备的使用也将越来越普遍，随之而来的将会是医疗设备市场规模

2、的迅猛增长。血压是人类健康的一个重要的生理指标，正常的血压是保证身体健康的一个重要条件，及时掌握个人血压的变化情况，了解血压的测量结果对因血压引起的各类疾病的防治、诊断及治疗都具有重要的临床意义。1.2 研究课题的提出本文研究的综合血压检测系统基于电子血压计为基础进行研究与设计。血压检测设备当前是一个非常热门的研究领域。其中最典型的研究就是电子血压计。纵观国内外电子血压计的发展状况，目前国内生产的电子血压计性能指标与国外先进产品相比尚有差距，其根本原因在于产品质量不高，缺乏统一的国家标准，各企业的标准也参差不齐，彼此差异较大，缺乏可比性。中国有13亿人口，31万个医疗卫生机构，医疗器械有广阔的

3、市场。中国是全球医疗器械十大新兴市场之一，己成为除日本以外亚洲最大的市场。随着医学知识的普及和自我保健意识的提高，人们开始重视对自身血压的日常监测，中国目前血压计潜在需求总量在30003500万台左右，消费市场主要集中在城市，而且基本上是一线大型城市。目前主要大城市电子血压计配置相对较高，中小城市配置率低，农村基本是没有开发的市场。结合中国目前的电子血压计发展状况及潜在的市场前景，开展对血压检测产品的研究具有非常重要的现实意义。基于上面的分析，针对目前市场上电子血压计存在的一些共性问题，本文提出了一种综合性的血压检测系统的设计，本系统致力于研究及设计系统功能强大，性能优越，便于携带，经济实惠，

4、既适合家庭用又适合医院用。第2章 血压测量原理及方法2.1 血压测量原理血液在血管内流动和水在平整光滑的河道内流动一样，通常是没有声音的，但当水通过狭窄的管道形成涡流时，则可发出声音，测量人体血压的血压计就是根据这个原理设计的。心脏时刻都在对血液施加压力，血液不断地在血管里面流动，当进行血压测量时，通过气泵对袖带进行充气，当袖带达到一定压力的时候就会阻断血液的流动，当血流完全阻断时，通过气阀进行放气，血液的流动就会发出声音及产生振动波形，血压的测量就是根据血流声音及振动波形的变化进行判定的。2.2 血压测量方法血压测量的起源追溯到18世纪，牧师Stephen Hales将一个充满水的玻璃管插到

5、动物的动脉管里，根据最终水柱保持的高度来测得动物的血压值。该牧师被称为血压测量第一人。此举对血压测量的发展具有非常重要的意义，为后期血压测量奠定了医学基础，直至20世纪初期血压测量被引入到临床应用。目前市场上主流血压检测设备主要采用柯氏音法及示波法这两种方式进行测量，这也是两种最方便，最适合于普通用户的测量方式，下面分别对这两种测量方式的测量原理及方法予以介绍。2.2.1柯氏音法柯氏音法由俄国医生Korotkov在1905年提出，迄今在临床上仍是一种较为普遍的测量方法，柯氏音测量法又可分为人工柯氏音法和电子柯氏音法两种。目前应用最好的人工柯氏音测量方法就是水银式血压计，它有一个充气袖带，用听诊

6、器听柯氏音的方法进行测压，水银柱的高度指示的是气袖内的压力，气袖压能传递到动脉壁，给气袖加压直到能使动脉壁闭合，然后将气袖逐步降压，当气袖压刚好等于收缩压时，血管被冲开，听诊器能听到柯氏音，此时的气袖压就是收缩压，气袖压继续下降，直到刚好低于舒张压时柯氏音消失，这样也就测得了舒张压。目前，在血压测量的智能化方面提出了一些新的设想，技术原理仍是基于电子柯氏音测量原理发展起来的，将医学界普遍认可的柯氏音法血压测量原理、人体仿真传感测量技术、信息识别技术、计算机控制技术有机地结合在一起，形成的电脑智能仿真耳柯氏音法，使电脑可以模仿人耳进行侦听柯氏音并记录和智能判断，从而实现准确地测得被测者袖带内的压

7、力，将此压力信息不失真传输给计算机控制系统。这样就可以同样准确地得到收缩压和舒张压的值，达到与传统的“汞血压计”相同的测量效果。2.2.2 示波法示波法，又称为振动法或测振法。这是当前电子血压测量设备普遍采用的一种间接式测量方法，示波法测量的原理就是建立起血压与袖带压力之间的一种函数关系来对血压值进行判断。经相关研究表明脉搏波与血压之间有一种较为稳定的关系，该方法具有操作简单，抗噪声干扰能力强，无需拾音器件。采用示波法比听音法准确度更高。2.3 收缩压与舒张压的判定示波法是目前电子血压检测设备普遍采用的一种测量方法，而示波法从测量原理上又可以分为波形特征法和幅度系数法两大类。在医学上，示波法起

8、初用于测量平均压，而临床上通常用收缩压和舒张压两个参数来反映血压情况，因此，采用示波法对收缩压及舒张压进行研究也得到进一步探索。目前，示波法测量血压尚无统一的判定标准，不同的检测设备采用的判定标准及算法均有所不同，但示波法是目前各类血压检测设备很受欢迎的一类检测方法。2.4 系统的性能参数和技术指标2.4.1.技术参数（1）量程：本系统血压计量程为300mmHg。（2）分辨率：显示分辨率为1mmHg。（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0.533kPa（4mmHg）.所有读数应符合压力传感器准确性中的要求。（4）充气源：充气源应能在10s

9、内提供足够的空气使得200cm3（12立方英寸）的容器内的压力达到40kPa（300mmHg）。（5）气阀袖带放气率：当气阀处于压力自控位置（使用配套的袖带）时，从33.33 kPa（250mmHg）降到6.67kPa（50mmHg）的降压速度应不低于0.267kPa/s（2mmHg/s）。（6）冲气囊：袖带气囊的长度大约为袖带覆盖肢体周长的0.8倍，修改气囊的宽度最好是长度的一半。气囊及整个管路应能承受袖带预期使用的最大压力。（7）袖带：尺寸，袖带气囊的长度大约为袖带预期使用范围的正中线位置所丈量的肢体周长的0.8倍，袖带气囊的宽度最好是长度的一半。耐压力，袖带、一体化气囊以及整个管路应能承

10、受的内部压力等于袖带所预期使用的最大压力。2.4.2 安全指标（1）最大袖带压：公用、家用及其他无人监管下使用的设备，应提供一种限制压力的措施确保袖带压不超过40kPa（300mmHg）。设备应保证袖带压处在2kPa（15mmHg）以上的时间不超过3分钟。对于可用于新生儿模式的血压测量系统应提供一种限制压力的措施以保证袖带压决不会超过20kPa（150mmHg）。另外，设备应保证袖带压处在0.67kPa（5mmHg）以上的时间不超过90秒。（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34.67kPa（260mmHg）降到2k

11、Pa（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0.67kPa（5mmHg）的时间不应超过5秒。（3）电气安全性：设备应满足GB9706.1-2007中规定的要求。（4）电磁兼容性：设备应满足YY0505-2005中规定的要求。第3章 具体设计过程 本设计以压力传感器、单片机、液晶显示器等元器件为主体，通过外围电路的连接，设计构成便携式数字血压计。其必须满足能够测量出人体的血压信号，能够进行收缩压和舒张压的判别以及进行相应的运算，能够在液晶显示器上显示出所测得的收缩压与舒张压的值。设计的总体

12、框图如下所示：3.1 硬件电路设计3.1.1传感器简介 气压传感器采用US9116-00，如图3.1.1。该型传感器是一款专为电子医疗器械（电子血压计）开发的气体压力传感器，标称压力为5.8PSI(300mmHg)，采用标准的小型DIP-6塑胶封装，代替NAIS ADP4系列、Honeywell HPX系列压力传感器。具有结构简单、性能稳定、可靠性好、通用性强等优点，具有低廉的价格，替换性好等特点，主要适用于腕式臂式电子血压计、医疗按摩器等需要控制气体压力的设备和器械中 。图 3.1.13.1.2 前置放大电路设计 前置放大电路如图3.1.2所示。设计采用AD620芯片，为电路提供约55倍的放

13、大。 设计的电路图如下所示：图 3.1.23.1.3 滤波电路设计 微弱脉搏波信号BP (一般0.1-30Hz左右)叠加在袖带压力信号CP(<0.04Hz)上。如何提取出比较纯 净的脉搏波信号是本设计的一个关键问题。思路是首先进行低频滤波，滤除直流袖带压力信号，再对高频的脉搏波信号进行放大。但由于脉搏波信号非常微弱，应尽量减少滤波放大环节，从而减少干扰引入的机会。因此本设计采用一个截止频率38hz的高通滤波器和一个截止频率0.6hz的低通滤波器组成一个带通滤波器来对脉搏信号进行滤波，电路图如下所示：仿真结果如下所示：由仿真结果图可知，带通滤波器的幅频特性满足要求。另外为了使输出效果明显，

14、在滤波之后又加了一个二级放大电路，电路和前置放大电路类似。3.1.4 模数转换与单片机接口电路模数转换部分采用ADC0832芯片实现功能，ADC0832是美国国家半导体公司生产的一种8位分辨率、双通道A/D转换芯片。本文设计的电子血压计只要两路模拟通道IN-0 和IN-1，所以此处选用0832即可，其最高分辨可达256级，可以适应一般的模拟量转换要求。其内部电源输入与参考电压的复用，使得芯片的模拟电压输入在05V之间。芯片转换时间仅为32S，据有双数据输出可作为数据校验，以减少数据误差，转换速度快且稳定性能强。独立的芯片使能输入，使多器件挂接和处理器控制变的更加方便。通过DI 数据输入端，可以

15、轻易的实现通道功能的选择。单片机对ADC0832 的控制原理：正常情况下ADC0832 与单片机的接口应为4条数据线，分别是CS、CLK、DO、DI。但由于DO端与DI端在通信时并未同时有效并与单片机的接口是双向的，所以电路设计时可以将DO和DI 并联在一根数据线上使用。具体仿真电路如下：仿真结果如图所示：当输入两路电压时，通过单片机相应的程序控制，最后就会在液晶显示器上显示出相应的电压值。3.2 软件设计 程序流程图如下所示：主程序依此调用5个模块： (1)处理模块 判断键盘的当前状态（是否开/关电源），执行相应的操作。(2)测量模块 测量信号为二路，压力传感器的信号经放大送AD1，作为静态

16、血压信号；隔直后经再次放大送AD2，作为脉搏波信号。由于传感器的AD为10位，因此最高精度可达1/1024。采样后的信号经信号处理模块的处理，最终计算得到收缩压。舒张压和心率。(3)信号处理模块 主要功能是脉搏波的判断和检测，主要分为两步：第一步，对A/D采样的脉搏波信号进行低通滤波处理，排除因外界干扰造成的信号读数的误差；第二步，采用相关运算，最大程度的排除因手臂的运动造成的误差。在这基础上，分析信号，得到波形的峰值供判断收缩压，舒张压和平均压），得到每个脉搏波的时间。 (4)显示模块 主要显示3种信息：测量过程显示当前压力值、漏气速率；测量结束后分别以mmHgH和Kpa方式滚动显示收缩压、

17、舒张压及心率；校准状态下显示当前压力值、漏气速率。(5)串行通信模块采用PC机主叫的中断方式，一旦接到PC机发来的命令，对血压进行初始值的设定，主要包括起始加压值，每次的压力递增值和最高压力限制。3.3 脉搏波的计算 脉搏波的判断和检测，采用相关运算，最大程度的排除因手臂的运动造成的误差。在这基础上，分析信号，得到波形的峰值（供判断收缩压，舒张压和平均压），脉搏波判断模块流程图如图：第4章 系统测试及结论系统测试部分主要分为前置放大电路的测试、带通滤波的测试、AD转换部分的测试及总体测试。4.1 前置放大电路测试 用示波器对输出信号进行显示，如图所示：根据波形图计算出实际放大倍数： A=3.7

18、2V/70mV=53.1和理论放大倍数相差无几。4.2 带通滤波电路的测试脉搏波信号的频率范围为0.639Hz。设计截止频率为39Hz的低通滤波器和截止频率为0.6Hz的高通滤波器，来提取脉搏波信号。带通滤波器在滤波的同时提供4倍的放大。测试过程如下所示：（1）（2）（3） 由上面的三组图可知，输入信号的幅值选择为1V，频率分别为0.5Hz、20Hz和40Hz，由示波器显示结果可知当频率为0.5和40时，幅值出现衰减，20时幅值正常，从而得出结论，本次带通滤波器的设计满足要求。4.3 放大滤波整体测试由上面的设计可知，整体放大倍数为200左右，测试效果如下所示：由输入输出的波形幅值可知，放大倍

19、数为200左右 ，满足要求。4.4 AD转换模块设计AD转换模块选用ADC0832芯片，与单片机相连，在LCD上显示数值结果。测试结果如下所示：如上图所示，当用电源提供一个2.1V的电压时，最后在显示屏显示的数值为2.156V，虽然有些偏差，但基本满足设计需要。4.5 脉搏波的测试效果经过前面的放大和滤波，最后用该电路装置检测人体的脉搏波，其波形图如下所示： 这是在20S的时间内测试的一段波形，根据人体在一分钟内正常的脉搏跳动次数，这个波形符合实际情况。为了使结果更具有说服了，我们记录了加压和放气时波形的整个过程，其中的几个波形如下所示：开始时为加压时情况，然后信号幅值很小，说明信号很弱，后来

20、信号增大，并且在一瞬间有一个最大值，接着再次减弱，在一分钟左右减为零。第五章 总结与展望本文在基于对市场上存在的血压检测设备的调查与分析的基础上提出了血压检测系统新的设计方案，在己有的设备基础上做了很大的改进工作，其功能及性能都有了很大提高，实用性更强，随着电子技术、集成电路、网络技术等的不断发展，本文提出一些新的改进设想，主要包括以下几方面:1. 考虑增加心电检测功能，这也是人体生理的一个重要指标，可以在检测血压的过程中同步检测。2. 引入蓝牙技术，通过蓝牙实现数据的无线传输，这样患者在诊断的过程中即可将测量数据传送到相关主机进行处理。3. 引入GPRS无线网络接入技术，通过GPRS无线网络