基于单片机的电子血压计设计.docx

基于单片机的电子血压计设计.docx

《基于单片机的电子血压计设计.docx》由会员分享，可在线阅读，更多相关《基于单片机的电子血压计设计.docx（40页珍藏版）》请在冰点文库上搜索。

基于单片机的电子血压计设计

基于单片机的电子血压计设计

摘要

单片机以其卓越的性能，得到广泛的应用，以深入到各个领域，已经成为一种比较成熟的技术，在医学方面更是得到了较好的应用。

血压是极为重要的健康指标，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。

本论文讨论了以AT89C51单片机为核心的电子血压计测量原理。

气泵给气囊充气后通过感器传的电压经放大、滤波得到脉搏信号，计算出收缩压、舒压和脉搏。

重点介绍了单片机及滤波电路的设计。

首先依据示波法和脉搏波理论设计了血压测量系统的总体设计方案。

该方案硬件电路以AT89C51单片机为核心，包括信号采集处理电路，A/D转换电路，控制按钮电路和显示电路等几大部分。

本文对以上几个部分的软硬件设计作了详细的阐述，介绍了核心芯片的选型，外围电路的连接，芯片与芯片之间的连接电路，程序设计方法和相应的软件程序。

讨论说明了各部分电路点的工作原理，以及其软硬件的具体设计。

关键词：

单片机；血压；血压计；示波法；脉搏波

Thedesignofportablebloodpressuremonitor

Abstract

Singlechipwithitssuperiorperformance,arewidelyusedtodrillinvariousfieldshasbeeamaturetechnology,inmedicineallthemoreyesgetabetterapplication.Bloodpressureisextremelyimportanthealthindicators;bloodpressuremeasurementaccuracyisdirectlyrelatedtopeople'shealth.Moderncardiovasculardiseasetrendsshowedyoungerage,sokeepaneyeonourbloodpressureBaileyusharmless.

Thispaperstudiesinbloodpressuremeasurementmethodandwavemethod,onthebasisofpulsewavetheory,discusseswithAT89C51measuringprincipleofelectronicdevice.Aftertheairtoairpump,thevoltagesensorthroughenlargement,filtering,calculatethepulsesignalobtainedsystolicpressure,diastolicpressureandpulse.Mainlyintroducesthedesignandtheentirecircuitchip.

Firstofall,andthepulsewavebasedonoscillometricbloodpressuremeasurementsystemdesigntheorydesignproject.TheprogramhardwarewithAT89C51microcontrollerasthecore,includingsignalacquisitionandprocessingcircuit,A/Dconvertercircuit,memoryexpansioncircuits,LCDcircuits,AutomaticFillingandReleasingcircuit,mostofthekeyboardcircuitafew.Inthispaper,severalpartsoftheabovedetaileddescriptionofhardwareandsoftwaredesign,introducedtheselectionofcorechips,theexternalcircuitconnection,theconnectionbetweenthechipandthechipcircuit,programdesignmethodsandcorrespondingsoftwareprogram.Discussionillustratesthepointofallpartsofthecircuitworks,andthespecificdesignofitshardwareandsoftware.

Keywords:

Single-chip；bloodpressure；Sphygmomanometer；Oscillometricmethod；pulsewaveform

基于单片机的电子血压计设计

1绪论

1.1背景

随着人们生活水平的不断提高，心血管疾病特别是高血压、动脉硬化疾病的发病率和死亡率较30年前有了明显提高，据统计全世界死亡人数中，约有三分之一死于此类疾病，很多病人由于没能及时发现病变延误了治疗而死于非命。

因此，对人体的血压准确地测量，及时的预防和治疗心血管疾病，具有非常重要的意义。

动脉血压一般也简称血压，表示血液在动脉血管流动时对血管壁所施加的压力。

动脉血压在循环系统中占有重要地位，它能促使血液克服阻力，向前流动。

血压过低，则不能维持血液有效循环，以保证供应各器官组织的需要，特别是位置比心脏高的头部组织，如脑组织等，它们得不到足够的血液供应就要影响其正常活动。

血压过高则增加心脏和血管的负荷，心脏必须加强收缩才能完成射血任务，严重时可引起心室扩大，心输出量减少，使循环功能发生障碍，血压过高还可导致血管破裂，严重时要影响生命。

因此动脉血压不能过低也不能过高，维持一定相对稳定的水平，才能维持人体组织的正常功能。

本课题是对电子血压计的研究，让人们随时可以在家里测量自己的血压，随时关注自己的血压情况，及早发现问题，能及时的去医院就诊，所以，及时、准确地掌握自己血压高、低压变化的情况，适时治疗和采取有效措施具有十一分积极的意义。

1.2血压测量方法

血压测量技术可以分为直接法和间接法两种。

直接法血压测量是将一根导管插入欲测部位的血管或心脏，通过导管的液柱同放在体外的应变式传感器、线性可变电感式差动变压器、电容式传感器等相连，从而测出导管端部的压力。

另一种形式是把传感器放在导管的末端，直接测出端部所在点的血压值。

这种方法的优点是测量准确，并能进行连续测量。

但它必须经皮肤将导管插入血管，所以是一种创伤性的方法。

间接法是利用脉管压力与血液阻断开通时刻所出现的血流变化间的关系，从体表测出相应的压力值。

由于这种方法不需要剖切的外科手术，同时测量简便，所以在临床上得到广泛的应用，只是测量精度较低，难以准确测定心脏、静脉系统的压力。

间接式血压测量的方法很多，其中最主要的一种方法是利用袖带充气加压阻断动脉后，随后缓慢放气，在袖带下或动脉的远端检测脉搏的变化或血流的变化作为收缩压和舒压的判据；也可把袖带压力波动的形式作为判据。

间接法包括柯氏音法、示波法、超声法、双袖带法、恒定袖带压力法、脉搏延时法等多种方法。

在这些方法的基础上，人们开发了很多自动及半自动的血压间接测量系统，即各种类型的数字血压计。

本次设计利用示波法原理来设计一种血压计对血压测量，该血压计能够对平均压，收缩压，舒压测量，分别对这三种血压计进行显示。

论文主要包括研究包括：

对示波法原理的学习与研究；设计滤波电路对从压力传感器输出的袖带压力信号、脉搏波信号的获取；设计A/D转换电路对模拟信号数字化处理；设计液晶显示电路对其三种血压的显示；以及自动充放气电路和键盘电路。

研究学习血压算法，编写血压判定程序对平均压、收缩压、舒压的计算。

1.3血压计测量现状

以往测量血压都使用气压式血压计，这种血压计除医生外一般人不容易掌握，且自己为自己测量多有不便。

现代电子科学技术的发展使这一测量仪器也进人了电子时代——电子血压计。

早期的电子血压计有在电子手表的功能上再附加测量血压功能，操作比较繁琐。

电子血压计是利用现代电子技术与血压间接测量原理进行血压测量的医疗设备。

电子式血压计，其优点为：

使用简易，可一人独自操作；测量值便于记录，体积轻巧便于携带。

电子式血压计具备了诸多优点，越来越受到普通家庭的欢迎，已经成为家庭自测血压的主要工具，它也越来越多地被用于医院等医疗机构[1]。

2血压计设计原理

2.1示波法测量血压原理

在硬件电路设计之前，必须知道本系统的软件算法分析是基于什么理论的，也就是说必须知道系统所需要提取的是什么信号。

因此，本章首先对本系统血压所基于的示波法理论做一个说明。

2.1.1示波法概述

示波法（Oscillometricmethod），也称为振动法或测振法。

示波法是70年代发展起来的新方法。

此法也需要用袖带阻断动脉血流，但在放气过程中，不是检测柯氏音，而是检测袖带气体的振荡波。

这些振荡波起源于血管壁的搏动，理论计算和实践均证明此振荡波与动脉收缩压、平均压及舒压有一定函数关系。

2.1.2示波法原理

示波法血压测量中采用充气袖带来阻断动脉血流，当动脉血流被阻断时，由于近端血液的脉动，在袖带可以检测出动脉血流产生的气压振动波。

首先，将袖带充气到高于收缩压20mmHg左右，然后使袖带缓慢放气。

当袖带压力等于收缩压（PS）时，振动波幅度增大，随着袖带压力不断降低，振动波幅度不断增大。

当袖带压力等于平均压（PM）时，动脉管壁处于去负荷状态，振动波幅度达到最大。

当袖带压力小于平均压时振动波幅值逐渐减小，袖带压力小于舒压（PD）以后，动脉管壁在舒期已充分扩，管壁刚性增加，而振动波维持在较小的水平。

示波法是根据不同袖带压力下的脉搏波幅度变化特征（如图2-1所示）,来识别动脉收缩压、平均压、舒压等。

在袖带放气过程中袖带的变化曲线如图2-1所示。

图2-1示波法测量血压原理示意图

为了详细研究降压曲线，让信号通过二个不同频带的模拟通道，分别得到图2-2（b）和图2-2（c）的曲线。

其中，图2-2（b）滤除了图2-2（a）降压曲线的直流成份，并放大了交流成份，得到了脉动波，便于研究变化。

图2-2（c）滤除了图2-2（a）交流成份，反映出了静压的变化规律[2]。

图2-2袖带放气过程中袖带的变化曲线

根据示波法得到的袖带压力信号图2-2（c）和动脉压力波图2-2（b）结合算法可以求出血压。

2.2设计的总体思路

本论文讨论的是基于单片机的电子血压计设计，是以单片机为核心的电子控制系统在医学上的应用。

根据示波法为前提来测量血压，而示波法需要对袖带进行充放气来获取压力信号和脉搏波，所以必须用单片机来控制充气与放气。

要使单片机与血压产生联系就必须要使用传感器，自然地就会用到压力传感器。

通过压力传感器传送得到的电信号还不能被单片机分析应用，这就需要对电信号的处理与转换。

电信号通过放大电路和滤波电路处理后，在经A/D转换器转换成数字信号供单片机分析计算得出结果存储，从而通过显示电路显示出来。

根据示波法测量的原理以及血压计的智能化要求，血压计总体框图如图2-3所示。

测量中将袖带套在人体上臂，靠肘关节一侧，由单片机控制气泵向袖带充气，同时通过压力传感器采集压力信号并设定充气的最大值，当袖带压达到预定值时停止充气。

此时，肱动脉血管受压迫停止脉动，然后通过单片机控制放气阀进行缓慢放气，使袖带压力逐步减小，当袖带压下降到肱动脉收缩压以下时，肱动脉开始搏动，并随着袖带压的下降不断加强。

袖带压力和肱动脉上的脉动信号经压力传感器转换为电压信号，对此电压信号进行放大与两路滤波处理，可以得到幅值适当的一路袖带压信号和一路脉搏波信号，将其经过A/D转换，转换后的数字信号送入单片机进行分析处理，计算结果并进行显示[3]。

图2-3血压计设计系统总体框图

3滤波电路设计

3.1传感器

常用的传感器有光电传感器、温度传感器、压力传感器、超声传感器、霍尔传感器。

本论文讨论对血压的测量选用的压力传感器。

3.1.1压力传感器简介

通常所说的压力传感器也包括压强传感器，主要用于测量接触力，广泛应用于各种工业自控环境。

压阻式压力传感器是应用最为广泛的压力传感器，它具有精度高、测量围广、结构简单、价格低以其较好的线性和频率响应等特点。

压电压力传感器是利用石英、钛酸钡和酒石酸钾钠等压电材料的正压电效应制成。

压电传感器不能用于静态测量，因为经过外力作用后的电荷，只有在回路具有无限大的输入阻抗时才的保存。

但实际情况并非如此，所以这决定了压电传感器只能够测量动态的应力。

3.1.2压力传感器的选用

系统中需要用压力传感器模块将袖带压力信号转换为相应的电信号。

示波法测量血压对压力传感器的要求主要是线性度和方差。

线性度高使得压力-电信号转换公式简单，节约软硬件设计；方差小则滤波后脉动压力信号噪声小。

本次设计采用MOTOROLA公司生产的MPX5050GP压阻式压力传感器，该传感器是被广泛应用的先进的单片硅片压力传感器，尤其是对于那些采用与A/D输入的微控制器或微处理器。

此传感器结合了先进的微加工技术，薄膜金属化和双极处理，提供了一个正比于施加压力的准确的高层次模拟输出信号。

其运行特性如下：

压力围：

0~50Kpa（血压的测量围通常为0～300mmHg（0-50KPa））

电源电压：

4.75Vdc~5.25Vdc；一般采用5Vdc供电。

电源电流：

7mAdc

响应时间：

1ms

准确性：

2.5%V

工作温度：

0~85℃

该传感器不仅线性度好，而且还具有精度高、灵敏度高、抗干扰能力强等优点，这就保证了提取的脉搏波信号失真小，提高了后面血压的可靠性[4]。

传感器的转换函数如下所示：

VOUT=VS*（0.018*P+0.04）（3-1）

其中，

VS为传感器供电电压，单位为V

P为所需转换的压力信号，单位为kPa

VOUT为转换后输出的电压幅值，单位为V

根据传递函数压力输入与输出信号如图3-1所示。

图3-1压力输入（Kpa）与输出信号幅值（V）

3.2滤波器设计

从压力传感器输出的信号不仅包含了袖带压信号和脉搏波信号，而且也包含了大量的噪声。

模拟信号处理电路的任务就是从噪声中提取袖带压信号和脉搏波信号，并将它们调整到适当的电平输出给A/D转换电路,其电路结构如图3-2所示。

图3-2模拟信号处理电路结构框图

3.2.1滤波器概述

滤波器是一种频域变换电路。

它能让制定频段的信号顺利通过，甚至还能放大，而对非自定的信号予以衰减。

仅采用R、L、C元件组成的滤波器称无源滤波器，含有晶体管或运算放大器的称为有源滤波器，本设计采用的是有源滤波器。

滤波器按照其频域特性可分为低通、高通、带通、带阻和全通五种，上述各种滤波器的理想特性如图3-3所示。

图3-3滤波电路的理想特性

低通滤波器主要用于使低频或直流信号通过，削弱高次谐波或较高频率的干扰和噪声。

高通滤波器主要用于有效频率较高，而又必须消除低频、甚至直流信号的影响的场合。

RC耦合电路，就有效地隔离了零漂等慢变化和两级的直流信号。

带通滤波器主要用于遴选出有用频段的信号，而削弱其他非有用频段的信号或干扰和噪声。

带阻滤波器主要是摒除某指定频段的信号，而允许非指定频段所有的信号通过[5]。

按通带截止频率f0附近频域相频特性的不同，滤波电路可分为：

巴特沃斯（Butterworth）、贝塞尔（Bessel）和切比雪夫（Chebyshev）三大类。

巴特沃思滤波器幅频特性单调下降；切比雪夫滤波器在通带或者在阻带频率有波动；贝塞尔滤波器通带有较好的线性相位曲线[5]。

一阶有源低通滤波器如图3-4所示，其主要技术参数如下：

（1）传递函数

滤波器的电路特性可以由其传递函数H（s）来表征：

H（s）=X0/Xi（3-2）

对于图3-4所示的简单一阶有源低通滤波器而言，其传递函数

H（s）=V0（s）/Vi（s）=1*Avp/（1+SCR）（3-3）

H（s）表现为增益的形式，也可以表示为Av（s）。

图3-4一阶有源低通滤波器

（2）通带电压放大系数Avp

对于低通滤波器而言，Avp就是f=0是，输出电压与输入电压之比，即

Avp=1+R2/R1（3-4）

（3）通带截止频率fp

对于图3-4的电路而言，通带截止频率指的是滤波器输出电压下降到Avp对应输出电压的0.7倍时的频率，有时又称为-3dB频率。

fp=f0=1/2兀RC（3-5）

上式中，f0称为特征频率[6]。

3.2.2低通滤波器设计

在放气过程中，袖带压力缓慢变化的，因此，袖带压信号是一种低频信号。

本系统采用二阶压控电压源低通滤波器来获取袖带压力信号。

常有的有源二阶滤波器电路有压控电压源二阶滤波电路，典型的压控电压源二阶滤波器如图3-5所示，和无限增益多路负反馈二阶滤波电路。

压控电压源二阶滤波电路特点：

运算放大器为同相接法，滤波器的输入阻抗很高，输出阻抗很低，滤波器相当于一个电压源。

其优点：

电路性能稳定，增益容易调节。

无限增益多路负反馈二阶滤波电路特点是：

运算放大器的开环增益无限大，反相输入端可视为虚地，输出端通过电容和电阻形成两条反馈支路。

其优点：

输出电压与输入电压的相位相反，元件较少，但增益调节不便。

图3-5典型二阶VCVS低通滤波器

在上图中，根据“虚短”和“虚断”的特点可得：

U+=U-=R3*U0/（R3+R4）（3-6）

AVP=U0/Ui=（R3+R4）/R3；AVP=1+R4/R3

根据传感器的转换函数：

VOUT=VS*（0.018*P+0.04）可得：

VOUT在0.2V~4.54V之间的情况，所以Avp=1，为了满足增益令

=

，即放大器反向输入端对地相当于开路。

其传递函数为：

H（s）=AVPb0/（s

+b1s+b0）:

b0=1/R1R2C1C2;b1=（1/R1C1）*（1-AVP）+1/C2（1/R1+1/R2）

（3-7）

为了减少输入偏置电流及其漂移对电路的影响，应使：

R1+R2=R4R3/（R3+R4）（3-8）

将上式与AVP=1+R4/R3联立求解可得：

R4=AVP（R1+R2）

通带截止频率f0=1/2兀（R1R2C1C2）1/2（3-9）

选定归一化系数B=1.414，C=1，电容C1可任意取值，取C1=22µF，由此可确定电路中各电阻值如下：

电容C1可以任意取值，取C1=22uF。

由此可确定电路中各电阻值如下：

=11uF（3-10）

=14534Ω

=31689Ω

取C2=10µF，

=15K，

=30K。

由于R3=∞，所以R4为任意值均能满足Avp=1，本设计中，令R4=0即短路，本设计中采用的低通滤波器如图3-6所示。

图3-6设计中采用二阶VCVS低通滤波器

幅频特性曲线如图图3-7所示。

图3-7为幅频特性曲线

3.2.3带通滤波器设计

一般认为，肱动脉处脉搏波信号的频率X围为0.6～6.4Hz，这个X围基本能够涵盖正常和异常情况下的脉搏波信号及其个体差异。

为此我们将设计一个带通滤波器来实现对这段频带X围内信号的采集。

带通滤波器的作用是允许某一段频带X围内的信号通过，而将此频带以外的信号阻断。

从原理上说，将一个通带频率为f2的低通滤波器与一个通带频率为f1的高通滤波器串联起来，当满足条件f2>f1时，即可构成带通滤波器，其原理示意图如图3-8所示。

为此，我们设计截止频率为0.6Hz的高通滤波器和截止频率为6.4Hz的低通滤波器来提取脉搏波信号。

20㏒10︱Au︱

低通

f2

20㏒10︱Au︱

高通

f1

20㏒10︱Au︱

带通

f1f2

图3-8带通滤波器原理示意图

切比雪夫滤波器频率选择性较好，但在同样参数要求下，其传递函数极点分布于椭圆上，较分布于圆周上的巴特沃斯滤波器传递函数极点更接近单位。

选用二阶巴特沃斯滤波器，滤波性能和稳定性较好，而且涵盖能够正常和异常情况下的血压信号及其个体差异。

巴特沃斯滤波器和切比雪夫滤波器输出的脉动压力波如图3-9和图3-10所示[7]。

图3-9切比雪夫滤波器输出脉动波图3-10巴特沃思滤波器输出脉动波

从图中可以看出切比雪夫滤波器输出的脉动波时域包络并不明显，无法计算出血压，而巴特沃思滤波器则能够清晰的得到抛物线状包络。

所以我们采用巴特沃思滤波器来设计带通滤波器。

（1）高通滤波器设计

本设计采用巴特沃斯二阶压控电压源高通滤波器来滤除信号中的低频分量和直流分量，截止频率为0.6Hz，电路结构图如图3-11所示。

图3-11高通滤波器

该滤波器的传递函数为：

（3-11）

滤波器的截止频率f0为0.6Hz。

选定归一化系数B=1.414，C=1，令电路增益Avp=10，电容C3可任意取值，取C3=22µF，由此可确定电路中各电阻电容值如下：

（3-12

）

取R5=4.7K，R6=30K，R3=5.1K，R4=4.7K，高通滤波器仿真所得的幅频特性曲线如图3-12所示。

图3-12高通滤波器仿真所得的幅频特性曲线

（2）低通滤波器设计

从高通滤波器输出的信号还包含了大量的工频和高频干扰，采用低通滤波器来滤除。

此处低通滤波器的设计也采用了巴特沃斯型的二阶压控电压源滤波器。

截止频率选定为6.4Hz。

滤波器的传递函数和各参数之间的计算关系我们在前面已经给出，这里不再赘述。

低通滤波器电路如图3-13所示。

图3-13低通滤波器电路

确定电阻和电容的计算关系式如同3.2.2的低通滤波器设计，可知R7=6.2K，R8=3.9K，R9=10K，R10=150K，C6=2u，C7=22u，通带截止频率为6.4Hz。

由通带频率为0.6Hz二阶压控电压源低通滤波器和通带频率为6.4Hz二阶压控电压源高通滤波器构成的带通滤波器能够顺利的提取正常和异常情况下的脉搏波信号[8]。

为以下模拟信号数字化，数字信号的处理做好了充分的准备，为设计能够顺利进行做好了基础。

4单片机系统设计

本系统的CPU是由单片机来实现的。

在本系统中，单片机需要完成A/D转换的控制、数据传送的控制以及数据的运算处理等诸多功能，从性能、功耗、兼容性等各方面综合考虑，我们选用了AT89C51单片机。

4.1单片机AT89C51

AT89C51是美国ATMEL公司生产的电压，高性能CMOS8位单片机，片内含4Kbytes的可反复擦写的只读程序存储器和128bytes的随机数据存储器。

器件采用ATMEL公司的高密度，非易失性存储技术生产，兼容标准MCS-51指令系统，片内置通用8为中央处理器和Flash存储单元。

AT89C51高性价比，能适用于各种控制领域。

本设计采用的40引脚双列直插封装（DIP）的AT89C51单片机引脚分配如图4-1所示。

图4-180C51单片机引脚

各引脚功能如下：

Vss（20）：

接地。

Vcc（40）：

接+5V电源。

XTAL1（19）和XTAL2（18）：

在使用单片机内部振荡电路时，这两个端子用来外接石英晶体和微调电容。

在使用外部时钟时，则用来输入时钟脉冲。

RST/VPD（9）