【文章內容簡介】 )/(R4+R6)V3R5/R3 (32)為提高共模抑制比和降低溫漂影響，測量放大器采用對稱結構，即取R1=R2=Rf R3=R4=R5=R6 則Vo=V3V4=Vi2IgR2VilIgRI=Vi2VilIg(Rl+R2)=(ViIVi2)2(ViIVi2)Rf/Rg (33)所以A=Vo/(VilVi2)=1+2Rf/Rg (34)即調整電阻Rg可改變放大倍數。設運算放大器UIA,UIB的共模抑制比分別為CMRR1和CMRR2，則UIA,UIB的輸出端除了有1:1傳遞過來的共模電壓外，還有因共模抑制比有限而造成的共模變差模的影響，即共模誤差電壓的影響。由上述原理圖容易計算出有UIA,UIB組成的第一級放大電路的等效共模抑制比為:CMRR12=CMRR1CMRR2/(CMRR2CMRR1) (35) 由上式可知，僅選擇CMRR較大的運放構成第一級并不一定能達到大的共模抑制比，應盡量選用CMRR數值相匹配的兩個運放組成第一級放大。由于第二級差動放大器的共模抑制比CMRR3取決于兩部分，一是運放UIC本身的共模抑制能力，二是電阻的匹配精度。所以應盡可能的提高電阻的匹配精度。實際的放大器都是動態(tài)范圍有限的，即當輸入端信號超過一定范圍時，放大器內部會進入非線性限幅狀態(tài)，一般來說放大器的開環(huán)增益越高，輸入端信號的動態(tài)范圍越小，如果輸入信號的變化速率過快，使反饋信號不能跟上輸入信號的變化速率，就會發(fā)生環(huán)路負反饋放大器特有的瞬態(tài)失真，此時反饋信號與輸入信號的跟蹤誤差由于非線性限幅而變大，即反饋信號相對輸入信號產生了較大的非線性失真，所以輸出信號相對輸入信號也產生了較大的非線性失真。所以三運放的增益不易過大，一般放大20~30倍為易。由于采集的血壓信號放大到所需的電壓范圍為0~6V，因此要想達到所需的電壓放大倍數，還需要再加次級放大。電路圖的連接如圖33所示。 由圖33可知，差模放大倍數：Ad==(1+)=15 （36）圖33 前置放大電路用示波器對輸入信號和輸出信號進行顯示，如圖34所示，根據波形圖計算出實際放大倍數： （37）跟實際放大倍數相比幾乎無誤差。圖34 前置放大電路的輸入輸出波形圖 袖帶壓力信號處理從壓力傳感器中獲得的血壓信號包含袖帶內壓力信號，該信號是緩慢變化的（低頻），要想提前袖帶壓力信號需采用低通濾波器。鑒于二階低通濾波器比一階衰減的快，對高頻的信號濾波效果好，故本設計采用二階有源低通濾波器，如圖35所示。圖35 二階有源低通濾波器及次級放大電路圖由U2A及其外圍電路組成的低通濾波器的傳遞函數：其中: （38） （39） （310）參數的設計采用如下方法：設C1=C2=C，R9=R11=R，則：，在本設計中設C1=C2=C=25181。F，根據所需原件的實際要求取R9=R11=R=10K由圖中數據及式339可求得知：截止頻率：f0=前級放大倍數：Af=1+=后級為同向比例運算放大電路，其放大倍數為：A3==故袖帶壓力信號的放大倍數為：A=AdAfA3=15=400 （311）為驗證低通濾波器是否滿足要求，在圖36的輸入端加載一個1V/，然后將正弦信號改為1V/3HZ，用濾波器觀察輸入輸出波形，如圖337所示，而3HZ的信號被濾掉，說明此低通濾波器滿足設計要求。圖37輸入信號為3HZ的輸入輸出波形圖 脈搏波信號的處理傳感器BP01輸出的血壓信號包括袖帶壓力信號和脈搏波信號，但其中還夾雜著來自外界的高頻干擾和直流或低頻分量，即壓力信號既包含高頻干擾又包含低頻干擾，只有一段頻率信號是我們需要的。一般來說，~。 為此本文設計的帶通濾波器：~，如圖38所示的帶通濾波器為兩級帶通濾波器的級聯，因為級聯后的帶通濾波器將提供出更高的增益，并且級聯后的濾波器的頻率響應比一級帶通濾波器的頻率響應會更尖銳，次設計方法會提高輸出的信噪比，兩濾波器的原理圖38所示。圖38 兩級帶通濾波器第一級帶通濾波器：低截止頻率： （312）高截止頻率： （313）放大倍數為： （314）第二級帶通濾波器：低截止頻率： （315）高截止頻率： （316）放大倍數： （317）綜上，脈搏信號的總體放大倍數為A=1512=594，因為從傳感器輸出的信號為0~15mv，則此放大倍數滿足ADC0809對輸入信號幅值（05v）的要求。電路連接如圖39所示。圖39 兩帶通濾波器的級聯圖 信號預處理總體電路圖從傳感器輸出的壓力信號經過預電路進行預處理后才能送入單片機進行處理和顯示。預處理電路由三個部分組成：差分放大電路、分離袖帶壓力信號的低通濾波器、分離脈搏波信號的帶通濾波器，預處理電路如310所示。圖310 預處理電路圖 數模轉換電路設計 ADC0809的基本用法本設計的數模轉換芯片采用ADC0809，如圖311所示。圖 311 ADC0809的引腳圖ADC0809由一個8路模擬開關、一個地址鎖存與譯碼器、一個A/D轉換器和一個三態(tài)輸出鎖存器組成。ADC0809的重要各腳功能如下：D7D0：8位數字量輸出引腳。IN0IN7：8位模擬量輸入引腳。START：A/D轉換啟動信號輸入端，當START上跳沿時，所有內部寄存器清零；下跳沿時，開始進行A/D轉換；在轉換期間，START應保持低電平。ALE：地址鎖存允許信號輸入端，當ALE線為高電平時，地址鎖存與譯碼器將A，B，C三條地址線的地址信號進行鎖存，經譯碼后被選中的通道的模擬量進轉換器進行轉換。EOC：轉換結束信號輸出引腳，開始轉換時為低電平，當轉換結束時為高電平。OE：輸出允許控制端，用于控制三條輸出鎖存器向單片機輸出轉換得到的數據。OE＝1，輸出轉換得到的數據；OE＝0，輸出數據線呈高阻狀態(tài)。CLK：時鐘信號輸入端，因ADC0809的內部沒有時鐘電路，所需時鐘信號必須由外界提供，通常使用頻率為500KHZ。A、B、C：地址輸入線,用于選通IN0－IN7上的一路模擬量輸入。ADC0809對輸入量要求：信號單極性，電壓范圍是0~5V，若信號太小，必須進行放大；輸入的模擬量在轉換過程中應該保持不變，如若模擬量變化太快，則需在輸入前增加采樣保持電路。 ADC0809與單片機的連接圖312 數模轉化電路的仿真電路圖1 模擬通道的選擇如圖312所示，、B、C相連接就完成模擬信號通道的選擇。為了這三位地址能夠寫入ADC0809，，此時模擬信號的通道被選中，模擬通道的地址也就隨之確定。2 提供有效的START信號。，則ADC0809就開始工作了。3 產生轉換的CLOCK時鐘因為ADC0809的時鐘要求為不高于640KHz，所以圖3–12中單獨給ADC0809芯片一個500KHZ的時鐘信號。4 提供有效的OE信號。，OE引腳就接受到有效信號，就能打開ADC0809的三態(tài)輸出鎖存器，A/D轉換的結果就會出現在P0口上，輸入到單片機中。5 A/D轉換完成后數據的傳送圖312中用到ADC0809的兩路模擬轉換通道，即通道0與通道1，通道0接袖帶壓力信號，通道1接脈搏波信號，ADC0809分別對這兩路模擬信號進行轉換，轉換后得到的數據應及時傳送給單片機進行處理。數據傳送的關鍵問題是如何確認A/D轉換的完成，因為只有確認完成后，才能進行傳送。，轉換結束后，EOC=1，以讀取轉換結果。 數據顯示由于系統(tǒng)要顯示的內容較簡單，顯示量不多，所以選用數碼管既方便又經濟。LED有共陰極和共陽極兩種。如圖313所示。圖313 LED數碼管結構原理圖眾所周知，LED顯示數碼管通常由硬件7段譯碼集成電路，完成從數字到顯示碼的譯碼驅動。需說明的是當用數據口連接LED數碼管a~dp引腳時，不同的連接方法，各段碼位與顯示段有不同的對應關系。通常數據口的D0位與a段連接，D1位與b段連接，D7位與dp段連接。數碼管顯示器有二種工作方式，即靜態(tài)顯示方式和動態(tài)掃描顯示方式。為節(jié)省端口及降低功耗，本系統(tǒng)設計采用動態(tài)掃描顯示方式。把所有LED的8段a~g及dp互相連接起來，并把它們接到輸出口上。如果讓輸出口上的輸出字型碼送入每個LED的8段上，則在每個瞬間這4個LED只可能顯示相同的字符，為防止這種情況，各個顯示器應該輪流顯示，這種方法就是動態(tài)掃描方式，在某一時刻只能是其中的一個數碼管被點亮，因此每個數碼管的COM端還要受到另一信號的控制，可以接到另外一個輸出口上，在某一時刻只讓其中的一個COM出現低電平或高電平。如圖314所示，顯示用一片8位LED,最左邊一位用來顯示舒張壓與收縮壓的代碼，數字1代表收縮壓，數字2代表舒張壓，右邊三位用來顯示壓力值。、因為一片八位LED有四個位碼，所以用一個三八譯碼器來實現這一功能，即可以用74LS138的Y0、YYY3來控制，圖314中的按鍵2用來切換舒張壓與收縮壓的顯示。圖314 數據的顯示電路 氣泵控制和血壓報警電路的設計51系列單片機無PWM輸出功能，所以本設計采用單片機控制直流電機來進行氣泵的充氣與放氣，在對精度要求不高的場合，非常實用。，輸出低電平時充氣立馬停止。圖315 氣泵控制和血壓報警電路如圖315所示，按下此鍵盤，啟動電機工作，氣泵開始充氣，當袖帶壓力達到200mmHg時，此時氣泵開始放氣。，當測量的血壓值超出收縮壓的正常范圍或是低于舒張壓的正常范圍時，報警電路發(fā)出報警以引起患者或醫(yī)生的注意。4 系統(tǒng)軟件設計 收縮壓和舒張壓的確定算法1 突變法示波法一開始僅僅是用于測量平均壓的，但人體的泵血系統(tǒng)也是符合流體力學原則的，在這一原則下柯氏音法和示波法本質上是殊途同歸的，只是信號的表現形式不同罷了。振蕩波的包絡線呈現出近似拋物線的形態(tài)，這一點已被研究文獻和實驗事實所證明。 美國學者韋伯斯特與湯普金斯指出:“用壓力傳感器檢出柯氏音期間袖帶壓力的脈動”，這種方法是“柯氏音法的變型”。早期的研究將振蕩波的變換規(guī)律與柯氏音的變化規(guī)律去類比，找到了二者之間的關系:振蕩波包絡線的拐點(即二階導數等于零值的點)，對應于柯氏音的突變點，因而也對應于收縮壓與舒張壓的代表點，從血流動力學的角度不難解釋這一現象?；谶@一設想，本設計希望能從柯氏音法中得到啟發(fā)，將其基本原理應用于收縮壓和舒張壓的確定。當袖帶內壓力超過動脈收縮壓時，動脈血管封閉，血流不通，此時聽不到柯氏音，同樣脈搏波的振幅也應非常微弱，且當袖帶壓力在收縮壓以上的任何壓力值時，振幅都應比較接近；隨著袖帶放氣減壓，收縮壓高于袖帶內壓力時，部分動脈打開，血液噴射形成渦流，它使血管振動傳