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智能电子血压计.doc

智能电子血压计

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2018-05-29 0人阅读 举报 0 0 暂无简介

简介:本文档为《智能电子血压计doc》,可适用于市场营销领域

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ATC作为其核心控制器用BP型压力传感器将动脉中压力信号测量出来并送入AD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:ATC示波法数模转换ThedesignofelectronicsphygmomanometerAbstract:Withtherapiddevelopmentofsocialmateriallife,peoplewithbadeatinghabitsandlivinghabitsaregrowingmoreandmore,allkindsofdiseases,themostcommonishypertension,bloodpressuremeasurementisaccurateornotdirectlyrelatedtopeople#shealth,modernpeoplesufferfromlowagetrendincardiovasculardisease,sokeepaneyeonourbloodpressureonusonlyharmlessMicrocontrollerwithitsexcellentperformance,widelyused,penetratedintovariousfields,hasbecomearelativeymaturematuretechnology,inmedicineiswellappliedThedesignonthebasisofthefoundationofforeignexistingproductsordesignideas,toshowthewaveasamethodofbloodpressuremeasurement,thedesignoftheelectronicbloodpressuremeterbasedonthismethodTheelectronicsphygmomanometercanautomaticallyperformsimplemeasurementofbloodpressure,andbeyondthenormalbloodpressureinpatients,automaticwarningThisdesignusesATCasthecoreofelectronicsphygmomanometer,usingBPpressuresensortoconvertthepressureofthebloodvesselwallintoelectricalsignals,andsenttotheADconversionmodule,theelectricalsignalisconvertedtodigitalsignalunderthecontrolofMCUdisplay,storage,transmissionandprocessingKeywords:ATCOscillometricmethoADConvert目录第一章绪论背景血压的几种测量方法人工柯氏音法示波法电子血压计设计的任务第二章总体方案血压测量原理系统总体方案概述系统组成部分系统组成部分框图电子血压计的技术指标第三章系统硬件设计压力传感器及血压信号的采集信号预处理电路设计前置放大器袖带压力信号处理脉搏波信号的处理数模转换电路设计ADC的基本用法ADC与单片机的连接数据显示气泵控制和血压报警电路的设计第四章系统软件设计收缩压和舒张压的确定算法突变法幅度系数法系统软件总体设计系统软件模块化设计血压信号的数模转换收缩压与舒张压的计算第五章系统调试与仿真仿真实现过程仿真结果图低压时仿真结果图过低压报警结果结论致谢参考文献附录第一章绪论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。血压的几种测量方法人工柯氏音法图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(如图的P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(如图的P点)。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。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~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~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:()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()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()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:()容易被外来的震动干扰如导管轻微的波动、人体的晃动()压力较低时容易受到放气速度和气管硬度的干扰。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mmHg而臂动脉为mmHg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加了患者的花费。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。图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。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)。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(如图第区段)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(如图第区段)当袖带压力下降到一定值时脉搏波停止增长这时袖带压即为动脉平均压(如图第区段)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(如图第区段)。图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(MeanArterialPressur,MAP)是脉搏波测量整个过程的积分与周期的比值。(ndash)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。系统总体方案概述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。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: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。模数转换部分该部包含多个AD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AD转换器为单片机的外接设备。中央处理单元中央处理单元的核心部分是ATC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。显示模块用两片八位LED显示人体的收缩压、舒张压。系统组成部分框图由系统组成框图可知:压力传感器采集到手臂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AD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。图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。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:~mmHg(~KPa)测量精度:静态压力:plusmnmmHg(plusmnKPa)加压:智能自动充气减压:放气速率恒定控制电力检测:BP型压力传感器使用环境:温度:~℃湿度:小于显示方式: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BP型压力传感器来采集血压信号BP型压力传感器是为监测血压而专门设计的,主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plusmn%,零点失调不大于plusmnmuV。表是传感器BP在电源电压为V、工作温度为℃时的常用参数。BP的极限参数如下:最大工作电压:VDC最大工作气压:mmHg测量温度范围:~℃最大引脚焊接温度:℃(~秒)。表BP的主要性能参数参数名称测试条件参数值单位测量范围~mmHg灵敏度muVVmmHg满量程输出mmHgmV响应时间ms迟滞FSO温漂~℃FSO失调温漂~℃mmHgC噪声~HzmmHg输入阻抗kOmega输出阻抗kOmega共模电压V本系统内部集成运放中的LM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:()BP的电路连接如图所示。图传感器BP上图中output和output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。信号预处理电路设计前置放大器传感器BP将压力信号转换为是~mV的差分信号动脉血压的实际范围是~mmHg。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:图三运放前置放大原理图图中UA,UB使用相同的接入方式目的是增加输入阻抗UC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V=VilIgRV=ViIgR所以Ig=(ViVi)Rg因为Vb=VV(RR)Va=Vb所以(VaV)R=(VoVa)RR(VaV)R=VoVaVo=R(VaV)RVa=RVaRRVRVa=(RSR)VaRSVR=RV(RSR)(RR)VRR()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R=R=RfR=R=R=R则Vo=VV=ViIgRVilIgRI=ViVilIg(RlR)=(ViVi)(ViVi)RfRg()所以A=Vo(VilVi)=RfRg()可知信号的倍数可由Rg的阻值而定。假定放大电路中UAUB的放大倍数与共模放大倍数比值各为CMRR、CMRR那么UAUB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UAUB构成的初级放大器的增益系数与共模增益系数比是:CMRR=CMRRCMRR(CMRRCMRR)()通过式可得只使用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~倍的范围。由于采集的血压信号放大到所需的电压范围为~V因此要想达到所需的电压放大倍数还需要再加次级放大。电路图的连接如图所示。由图可得差动增益系数:Ad=AdAd=()=()图前置放大电路用示波器对输入信号和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:()跟实际增大情况相比几乎无差别。图前置放大电路的输入输出波形图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。图二阶有源低通滤波器及次级放大电路图由UA与其外围电路组成的低通滤波器的表达式:()其中:()()()参数的设计采用如下方法:设C=C=CR=R=R则:袖带压信号的频率为赫兹在本设计中设C=C=C=微法根据所需原件的实际要求取R=R=R=K从图和以上公式可得:截止频率:f=Hz前级放大系数:Af==后级为同向比例运算放大电路其系数为:A==所以绑带上所得放大系数是:A=AdtimesAftimesA=timestimes=()为验证低通滤波器是否满足要求在图的输入端加载一个VHZ的正弦信号然后将正弦信号改为VHZ用滤波器观察输入输出波形如图、所示伏特的正弦脉冲能很好的通过而赫兹的信号被滤掉说明该滤波器满足设计要求。图输入信号为HZ的输入输出波形图图输入信号为HZ的输入输出波形图脉搏波信号的处理BP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。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。图两级带通滤波器第一级带通滤波器:低截止频率:()高截止频率:()放大倍数为:()第二级带通滤波器低截止频率:()高截止频率:()放大倍数:()综上脉搏信号的总体放大倍数为A=timestimes=因为从传感器输出的信号为~mv这样的增益系数符合模数转换器接受信号~V的条件。电路连接如图所示。图两带通滤波器的级联图数模转换电路设计ADC的基本用法本设计的数模转换芯片采用ADC其引图如下。图ADC的引脚图ADC由一个路模拟开关、一个地址锁存与译码器、一个AD转换器和一个三态输出锁存器组成。ADC的重要各脚功能如下:DD:位数字量输出引脚。ININ:位模拟量输入引脚。START:AD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AD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ABC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。OE=输出转换得到的数据OE=输出数据线呈高阻状态。CLK:时钟信号输入端因ADC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用频率为KHZ。IN、IN、IN:地址输入线,用于选通IN-IN上的一路模拟量输入。ADC对输入量要求:信号单极性电压范围是~V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。ADC与单片机的连接图数模转化电路图模拟通道的选择如图所示用ATC的P、P、P与ADC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ADCP与ADC的ALE引脚相连P输出高电平时ALE有效此时模拟信号的通道被选中模拟通道的地址也就随之确定。提供有效的START信号上图中的ADC转换器的START引脚与单片机的P口连接只要单片机输出高电平则ADC转换器进入工作状态。产生转换的CLOCK时钟因为ADC转换器的时钟要求是不高于KHz所以图ndash中单独给ADC芯片一个KHZ的时钟信号。提供有效的OE信号图ndash中将单片机P口直接接到ADC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ADC转换器处于正常工作状态模数转换的数据通过P口送入单片机中做后续运算。AD转换完成后数据的传送图中用到ADC芯片的两路模拟转换通道通道接绑带压力信号通道接脉搏波信号ADC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AD转换的完成因为只有确认完成后才能进行传送。图中将ADC芯片的EOC直接接到单片机P口切换完成后EOC=P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。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图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a~dp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。如图所示显示用一片位LED,最左边一位用来显示舒张压与收缩压的代码数字代表收缩压数字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P~P三个引脚掌控因为一片八位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LS的Y~Y来控制下面的仿真图中二号键是血压显示转换键。气泵控制和血压报警电路的设计系列单片机无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P口为高电平时电机启动低电平时气泵停止。图气泵控制和血压报警电路上图中开关键接在P口按动此电位开关P口变为高电平状态气泵开始运行绑带中气压到达mmHg后P口变为低电平气泵停止充气进入放弃阶段。P口的输出接报警电路当测量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。第四章系统软件设计收缩压和舒张压的确定算法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。从下图中的曲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。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。归一化曲线如图所示。图归一化值曲线上图中AsAm是收缩压与平均压的比值AdAm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AsAm=BAdAm=B那么在脉搏振动波上涨的阶段所取值与最大值之比大于B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B则此值即为舒张压。本文取,B=B=。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。系统软件总体设计软件设计的流程图如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V时绑带气压达到气压要求气泵停止充气。由ADC信道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信道测到的血压直流分量是否小于V表示气压低于mmHg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倍的一对数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倍的一对数据其中血压直流分量即为舒张压。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~mmHg范围内和舒张压~mmHg范围内。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作用是切换显示量。出现异常血压值时系统立即发出警报。图电子血压计程序流程图系统软件模块化设计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P口来判断转换是否结束一旦数模转化结束P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所示。图AD转换的程序流图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。血压数据计算的大体框架如图所示。图计算收缩压与舒张压的程序流图第五章系统调试与仿真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。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编译结果如图所示生成HEX文件。图源程序初步检测在Proteus中制作出电路图然后是将源程序添加到芯片中去双击ATC弹出下面的对话框接着将程序添加进去如图所示。图源程序的添加仿真结果运行程序进行仿真各种情况下的仿真结果如图、、、所示。图高压时仿真结果图低压时仿真结果图过低压报警结果图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ATC单片机作为中央处理器外接BP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ADC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。参考文献邓亲恺现代医学仪器设计原理M科学出版社,郭冀珍电子血压计可不可靠J高血压杂志杨孙永,张永红,白净,王家森一种基于掌上电脑的便携心电血压监护仪J航天医学与医学工程杂志童诗白,华成英模拟电子技术基础(第三版)M高等教育出版社,范建伟BP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,邱关源,电路(第五版)M高等教育出版社,庄大戈计算机在生物医学中的应用M,科学出版社,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,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,张毅刚彭喜元单片机原理与应用设计M北京:电子工业出版社何立民单片机应用系统设计系统配置与接口技术M北京航空航天大学出版林家瑞微机式医学仪器设计M华中科技大学出版社,余学飞医学电子仪器原理与设计M华南理工大学出版社,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包旭鹤便携式电子血压计设计J现代电子技术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YeagerBrentHowtotroubleshootyourelectronicscaleJPowderandBulkEngineering附录电子血压计系统电路图附程序#defineDACXBYTEx#defineDACXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTEx#defineADCXBYTExunsignedchardspbuf={xef,xef,xef,xef},sel=,keysta=,keynumunsignedintadcount=sbitDSER=P^sbitDSRCLK=P^sbitDRCLK=P^sbitKEY=P^sbitKEY=P^定时器初始化:voidinittimer(void){TMODTMOD=X定时器以方式(自动重新装载位计数器)自动计数TL=XTH=X至初始值为每ms进入一次中断TL=XeTH=XeTR=TR=ET=}中断设置:voidinitspecialinterrupts(void){EX=ET=EX=ET=ES=EA=PT=PX=PS=SCON=x串行口方式工作}数码管显示:voiddsptask(){unsignedchariunsignedchara,bswitch(sel){case:a=xbreakcase:a=xbreakcase:a=xbreakdefault:a=x}for(b=x,i=ii){if(ab)DSER=elseDSER=DSRCLK=DSRCLK=DSRCLK=b=bb=bxf}a=dspbufselkeynum=selselif(sel=)sel=for(b=x,i=ii){if(ab)DSER=elseDSER=DSRCLK=DSRCLK=DSRCLK=b=bb=bxfff}DRCLK=DRCLK=DRCLK=}键盘扫描:键盘值为~voidkeyservice(){if(keystax)returnkeysta=if(KEY){keynum=keynumkeysta=keysta|x置keysta=}elseif(KEY){keynum=keynumkeysta=keysta|x置keysta=}}定时器中断处理:voidtimerisr()interrupt{EA=adcount计数便于放气速度设置keyservice()键盘扫描EA=}扫描字显示转化:fdisp(unsignedcharn,unsignedcharm)将需要显示的数转化成相应的显示码{charcswitch(n){case:c=xbreakcase:c=xdbreakcase:c=xbreakcase:c=xbreakcase:c=xdbreakcase:c=xbreakcase:c=xbreakcase:c=xdbreakcase:c=xbreakdefault:c=x}dspbufm=c}主函数:voidmain(void){floatmax=,min=,minus=,mmax=,om=intos=,od=,os=,os=,os=,od=,od=,od=unsignedchart,i,flag=,high=,hhigh=,ave=inittimer()初始化定时器initspecialinterrupts()设置中断for(i=ii){fdisp(,i)}dsptask()for(){if(keynum==)开始放气{keysta=keystaxfe置keysta=t=ADCif(tmax)max=telseif(tmin)min=tif(adcount){adcount=DAC=xf由DA输出来控制放气速度if(min!=max!=){minus=maxminif(minusmmax){mmax=minusave=min}}}}求出振荡波峰峰值最大时平均压对应的电压值elseif(keynum==)停止放气求出所需数值并显示{keysta=keystaxfeif(adcount)adcount=max=min=minus=om=ave(**)常数为放大倍数根据硬件的实际情况可有所调整os=om*od=om*根据固定比率法求出收缩压和舒张压单位为mmHgif(os||od)high=if(os||od){high=hhigh=}收缩压大于mmHg为超高血压大于mmHg为高血压os=osos=osos=osos=osod=odod=odod=odod=osdo{if(flag=adcount)显示收缩压{adcount=flag=fdisp(os,)fdisp(os,)fdisp(os,)fdisp(,)dsptask()}elseif(flag=adcount){adcount=flag=fdisp(od,)fdisp(od,)fdisp(od,)fdisp(,)dsptask()显示舒张压if(adcount!=keynum!=){if(high==){fdisp(,)fdisp(,)fdisp(,)fdisp(,)dsptask()}显示高血压elseif(hhigh==){fdisp(,)fdisp(,)fdisp(,)fdisp(,)dsptask()}显示超高血压else{for(i=ii)fdisp(,i)dsptask()}显示血压正常}}}while(keynum!=)}elseif(keynum==)复位{keysta=keystaxfe置keysta=for(i=ii){fdisp(,i)}dsptask()high=hhigh=max=,min=,minus=,m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