【文章內容簡介】 舒張壓的確定 :在脈搏波幅度包絡線的下降段 ,當某一個脈搏波的幅度 Ui與最大幅度 Um之比 Ui/Um=Kd時 ,就認為此時對應的氣袖壓力為舒張壓。即 Pd=P|Ui=Kd*Um （ 22） 圖 22 歸一化值曲線 XX 理工學院畢業(yè)（設計） 論文 9 第 3章 基于示波法的電子血壓計的硬件實現 設計 原則 目前，國內外普遍采用的血壓監(jiān)測方法有柯氏音法和示波法兩種，但柯氏音法存在一些固有的缺點：一是確定舒張壓比較困難；二是此方法憑人的視覺和聽覺，帶有主觀因素。所以，如今大多數 無損血壓自動檢測儀器都采用的示波法。 由于在設計生物醫(yī)學儀器時要受到許多因素的影響，所以，為了方便，我們簡單考慮下列基本要求。 一．量程 測量儀器的測量范圍稱為量程。必須使測量儀器的量程適合于被測信號大小的范圍。對所有可能的被測變量或參量的整個可能取值范圍，測量儀器應能提供適當的讀數或其它顯示信號。儀器量程太小，則被測信號將使儀器 “超載 ”而無法測量；儀器量程過大，則因信號過小而增加測量誤差。所以，儀器量程必須適當。對于電子血壓計來說，合適的量程應該在 0～ 300mmHg。 二．靈敏度 測量儀器的靈敏度決 定被測量多小的一個改變量能夠被可靠地測量出來。一個儀器的靈敏度越高，它能測出的變化量越小。一個儀器靈敏度的高或低，取決于被測量有一個微小改變時，它是否能可靠地反映出來，而與被測量的絕對大小無關。必須注意，儀器的靈敏度并不是越高越好。對于給定的測量，靈敏度應適當。靈敏度低固然不行，但靈敏度過高將帶來非線性或不穩(wěn)定性。對于電子血壓計來說，靈敏度在 1 刻度 /mmHg 即可。 三．線性 測量儀器的線性表示在整個測量量程內，輸出值是否以相同比例（即呈直線地）隨輸入值而變化。在一個線性測量系統(tǒng)內，對所有的輸入值，不論是在量 程的高端、中段還是低端，都具有相同的靈敏度。在直角坐標系內，將測量結果作輸出值與輸入值的對應關系曲線，得到的是一根直線。除非為了某種特殊的目的，一般情況下，希望整個測量量程內有盡可能大的線性范圍。至少在感興趣或最重要的量程段內測量具有足夠好的線性。測量儀器通常給出指定量程范圍內的非線性值 [4]。例如，非線性 177。5%，表示在指定量程范圍內，靈敏度相差小于 177。5 ％。 XX：基于示波法的電子血壓計 設計 10 四．頻率響應 對不同頻率的輸入信號，儀器的反應往往不完全相同。有的儀器對較高頻率的信號較靈敏，而對較低頻率的信號不靈敏；另外一些儀器則相反。測量儀器 的頻率響應反映對不同頻率信號的靈敏度的變化。對不同頻率范圍的被測生物信息，必須選擇適當頻率響應的測量儀器。根據不同的頻率范圍，有所謂的 “高頻儀器 ”、 “低頻儀器 ”、 “寬頻帶儀器 ”。如果頻率范圍不適當，將出現 “失真 ”，測量結果不符合被測信號的真實 情況。人體血壓波是一個低頻信號，因此電子血壓計應具有良好的低頻響應。 五．信噪比 測量中總是存在噪聲干擾，這種噪聲有時使測量無法進行。衡量的標準就是信噪比（ S/N），即信號與噪聲的相對大小比值。盡管儀器靈敏度很高，如果噪聲的大小與信號的大小相近，甚至更高，則測量無法進行 。顯然，信噪比越大越好。 六．測量平均值 通常一個被測量的真實值是不知道的，需要我們去測定它。但測量總不可避免地具有誤差，誤差的根源是多種多樣的，可能來自測量儀器的某些缺陷、各種外界因素（空氣溫度、壓力、濕度等的變化，外部電磁場、機械振動等）或者觀察者的視察等等。故嚴格地講，真實值是無法確切地測得的。我們可以這樣來定義實驗科學中的真實值：設在測量中觀察的次數為無限多，根據誤差分布定律，正負誤差出現的幾率相等，故將各觀察值相加，加以平均，可獲得極接近于真實值的數值。所以測量次數無限多時求得的平均值可作為科學實 驗的真實值。當然，平時我們測量的次數都是有限的，求得的只是近似真實值的平均值。常用的平均值有下列幾種： 1．算術平均值 2．均方根平均值 3．中位值 4．加權平均值 七．精確度與準確度 測量的精確度和準確度的意義是不同的。精確度指所測得數值重復性的大??；準確度指所測得的數值與真實值符合的程度。在一組測量值中，盡管精確度XX 理工學院畢業(yè)（設計） 論文 11 很高，但準確度不一定很好；反之，若準確度好，則精確度一定高。因此，測量儀器的校準是一項十分重要的任務，應當定期與相應的國家標準或地方標準進行校準。此外，還應當注意準確度與靈敏度的區(qū)別。人們常把 靈敏的儀器稱為準確的儀器，這是不確切的。在一個靈敏的儀器中，被測量有一個很小的改變就能使指針偏轉，但這時儀器的讀數可能與該量的真實值相差很大 [5]。 八．絕對誤差與相對誤差 測量所得的數值和真實值之間總存在著某一誤差，這一誤差值稱為測量的絕對誤差。光有絕對誤差往往不能說明測量的準確程度。任何測量的準確性都應當使得測量時的誤差值沒有影響，也就是誤差比起被測值來說是不大的 。因此，我們用絕對誤差值與整個被測量的值之比來估量 準確度是比較方便的，這個比值稱為測量的相對誤差。 九．重復性 儀器對于在一定時間期限內加上同 樣的輸入信號，能給出同樣的輸出信號的能力，叫重復性或再現性。重復性不意味著精度。 十．精度 儀器的精度是指其最大誤差值，并以該儀器的量程的百分比來表示。按照標準，通常的電氣測量儀表依其精度可分為： ， ， ， ， 等五級。電子血壓計的精度一般在 級就可以了。 設計方案論證 該設計的硬件結構主要由采樣模塊（微控制器、壓力傳感器、驅動電路、氣泵和袖袋、信號調理電路 ）、存儲模塊、鍵盤模塊、液晶顯示模塊、報警電路等組成。采樣模塊主要負責對壓力信號的采樣和處理，如充放氣控制，施加壓力 的控制， 從混合血壓信號中濾出脈搏信號 ,并對脈搏信號進行放大 和 A/D 轉換等；存儲模塊主要用于測量記錄的存儲，以便隨時檢索和傳輸；顯示模塊采用 LCD液晶顯示，用于顯示血壓測量數據及血壓歷史記錄；鍵盤模塊用于系統(tǒng)設置參數的輸入；報警電路用于異常情況下的報警提示，如血壓超過設定的正常上下限值自動報警。 此電子血壓計以 AT89C52為微處理器，直接驅動 LCD1602液晶顯示器。使用XX：基于示波法的電子血壓計 設計 12 12為逐次比較型 A/D轉換器 AD574，轉換精度為 %。脈搏波和靜態(tài)壓力分兩路 A/D輸入，其中脈搏波是靜態(tài)壓力值（實際上是靜態(tài)壓力值 與脈搏波的疊加）經過隔直放大得到。采用低電壓檢測模塊，當電壓低于 。使用MOTOROLA的 MPX2100作為壓力傳感器，用來測量脈搏波的振幅及靜態(tài)壓力值。串行口與 PC機通信， 并且通過按鍵模塊 可以設定血壓計的工作參數。 基于示波法的電子血壓計的系統(tǒng)框圖如圖 31 所示。測量時，由微處理器控制的氣閥電路對氣閥進行控制，自動充氣，手動放氣。袖帶內的壓力是袖帶靜壓和脈搏波信號的疊加，壓力傳感器把壓力信號轉換為電信號后經過自動調零處理，送到由三運放組成的儀器放大器，再進行濾波處理。處理后的信號分兩路，其中一 路經增益調整后作為脈搏波信號，另一路作為袖帶靜壓信號。兩路信號經過 A/D 轉換后送給微處理器處理，剔除干擾，然后檢測出真正的脈搏波，計算出平均壓、舒張壓和收縮壓 [6]。 注意：采用兩個電磁閥的目的是保證一個閥出現故障時，仍能安全地減壓；單向閥的作用是將系統(tǒng)的漏氣減至最??；過濾器能夠防止灰塵進入系統(tǒng)而引起元器件的故障。 圖 31 系統(tǒng)框 圖 驅動電路電磁閥 1 電磁閥 2語音報警氣泵 單向閥過濾器多通接頭袖帶壓力傳感器前置放大電路自動調零電路低通濾波器增益調整靜壓力脈搏波A / D 轉換AT 89 C 52譯碼器顯示血壓值數據存儲晶振復位參數設置RS 232XX 理工學院畢業(yè)（設計） 論文 13 主要電路分析與設計 單片機 AT89C52 AT89C52 是一個低電壓，高性能的 CMOS 8 位單片機，片內含 8k bytes 的可反復擦寫的 Flash只讀程序存儲器和 256 bytes 的隨機存取數據存儲器（ RAM）。器件采用 ATMEL 公司的高密度、非易失性存儲技術生產，兼容標準 MCS51 指令系統(tǒng)，片內置通用 8 位中央處理器和 Flash 存儲單元。其主要功能特性如下： ① 兼容 MCS51 指令系統(tǒng) ； ② 8k 可反復擦寫 (大于 1000 次） Flash ROM； ③ 32 個雙向 I/O 口； ④ 256*8bit 內部 RAM； ⑤ 3 個 16 位可編程定時 /計數器中斷； ⑥ 時鐘頻率 024MHz； ⑦ 2 個串行中斷，可編程 UART 串行通道； ⑧ 2 個外部中斷源，共 8 個中斷源 ； ⑨ 2 個讀寫中斷口線， 3 級加密位； ⑩ 低功耗空閑和掉電模式，軟件設置睡眠和喚醒功能； AT89C52 為 8 位通用微處理器，采用工業(yè)標準的 C51 內核，在內部功能及管腳排布上與通用的 8xc52 相同，該芯片主要用于會聚調整時的功能控制。功能包括對會聚主 IC 內部寄存器、數據 RAM 及外部接口等功能部件的初始化，會聚調整控制，會聚測試圖控制，紅外遙控信號 IR 的接收解碼及與主板 CPU 通信等。主要管腳有： XTAL1（ 37 腳）和 XTAL2（ 35 腳）為振蕩器輸入輸出端口，外接 12MHz 晶振。 RST/Vpd（ 17 腳）為復位輸入端口，外接電阻電容組成的復位電路。 VCC（ 2 腳）和 VSS（ 39 腳）為供電端口，分別接 +5V 電源的正負端。 P0P3 為可編程通用 I/O 腳，其功能用途由軟件定義。在本設計中， 端口被定義為 日歷時鐘和存儲電路 功能控制端口，分別與 它們 的相應功能管腳相連接， 和 分別 連接 存儲電路 的 SDA（ 5 腳）和 SCL（ 6 腳）端口， 連接日歷時鐘的 CLKOUT（ 7腳）端口 [7]。 圖 32 是 PDIP 封裝的 AT89C52 引腳圖 。 XX：基于示波法的電子血壓計 設計 14 圖 32 PDIP 封裝的 AT89C52 引腳圖 壓力傳感器 采用 Motorola公司生產的 MPX2100半導體壓力傳感器可以把壓力轉換成毫伏級的差模電壓信號。該壓力傳感器具有良好的線性度，輸出電壓和所加壓力成精確的正比例關系。 該傳感器在單片式硅膜片上集成了應變片和 薄膜電阻網絡。通過激光修調實現精確的量程和偏移量校準 ， 克服了半導體壓力敏感器件存在的溫度漂移問題。傳感器特點： ① 工作溫度 0℃ 至＋ 85℃ ； ② 獨特的硅壓力應變測量； ③ 簡便的片上操作； ④ 可用于絕對值、微分和測量結構中； ⑤ 供電電壓比例； ⑥ 177。%線性誤差。 MPX2100有 4個引腳， 1腳接地， 3腳加工作壓力， 2腳和 4腳之間輸出與壓力成正比的差模電壓信號。 其管腳功能 如表 31所示。 MPX2100是一種壓阻式壓力傳感器，在硅基片上 采 用擴散工藝制成 4個電阻阻值相等的應變元件構成惠斯通電橋。電橋有恒壓源供電和恒流源供電兩種供電方式。采用恒壓源供電的原理圖如圖 33所示。 當壓力傳感器受 壓力作用時，一對橋臂的電阻值增大 ΔR，另一對橋臂的電阻值減少 ΔR，電阻變化量 ΔR 與壓力成正比，即 ΔR=KP，電橋輸出電壓 Uo=E(ΔR/R)=(EK/R)P，即電橋輸出電壓與壓力 P成正比 [8]。 XX 理工學院畢業(yè)（設計） 論文 15 表 31 MPX2100管腳功能表 PIN NUMBER 1 GND 3 VS 2 +Vout 4 Vout 圖 33 采用恒壓源供電的原理圖 之所以選擇 MPX2100傳感器有如下兩個主要原因：一是其測量范圍，人體血壓一般在 0～ 20kPa，較工程上測量的壓力小得多，該傳感器的測量范圍可以與之較好地匹配；二是該傳感器線性度較好，而且可以進行片上補償。 圖 34為其壓力補償傳感器圖解，圖 35為其特性曲線。 圖 34 壓 力補償傳感器圖解 XX：基于示波法的電子血壓計 設計 16 圖 35 MPX2100特性曲 自動調零電路 自動調零電路有模擬的和數字的兩種，本文采用的是模擬調零電路。打開傳感器閥門使之與大氣相通，調整相應的電位器使放大器輸出為零。 圖 36為自動調零電路。它主要由放大器 A1和積分器 A2組成。 A1輸出大約放大三倍，然后以相同的倍率衰減后作為積分器的輸入。血壓波的最低端頻響決定積分器的時間常數，使低于放大器低端頻響的信號由積分器輸出，它跟隨 A1放大器輸入漂移的變化。血壓信號則不受積分電路的影響，從而達到自動調零的作用。 圖