畢業(yè)設計畢業(yè)論文基于單片機的便攜式電子血壓計設計與仿真

1、本科生畢業(yè)設計基于單片機的便攜式電子血壓計設計與仿真 2獨 創(chuàng) 性 聲 明本人鄭重聲明：所呈交的畢業(yè)設計是本人在指導老師指導下取得的研究成果。除了文中特別加以注釋和致謝的地方外，設計中不包含其他人已經發(fā)表或撰寫的研究成果。與本研究成果相關的所有人所做出的任何貢獻均已在設計中作了明確的說明并表示了謝意。簽名： 年月 日授 權 聲 明本人完全了解許昌學院有關保留、使用本科生畢業(yè)設計的規(guī)定，即：有權保留并向國家有關部門或機構送交畢業(yè)設計的復印件和磁盤，允許畢業(yè)設計被查閱和借閱。本人授權許昌學院可以將畢業(yè)設計的全部或部分內容編入有關數據庫進行檢索，可以采用影印、縮印或掃描等復制手段保存、匯編設計。本人

2、設計中有原創(chuàng)性數據需要保密的部分為（如沒有，請?zhí)顚憽盁o”）： 簽名： 年 月 日 指導教師簽名： 年 月 日摘 要本設計在充分研究國外已有產品或設計構思的基礎上，以示波法作為血壓測量的方法，設計出了基于此方法的電子血壓計的軟硬件設計。該電子血壓計可以自動對人體血壓進行簡單的測量，并在血壓超出正常值時，發(fā)出報警以引起患者的注意。本設計以單片機at89c51作為電子血壓計的核心，利用bp01型壓力傳感器將血液對血管壁的壓力轉換為電信號，并將其送入a/d轉換模塊將血壓信號轉換為數字信號后在單片機的控制下進行顯示、存儲、傳輸等處理。關鍵詞：at89c51；示波法；數模轉換abstractthe ful

3、l study design based on the idea of introducing a variety of advanced signal processing technology and intelligent technology from foreign design, oscillometric method is the primary method of this design, this paper based on this method to achieve hardware and software design process of the electro

4、nic blood pressure monitor, also highlighted the mcu and its peripheral chips in the circuit design. the electronic blood pressure monitor automatically to the human body can be a simple measurement of blood pressure, and when blood pressure excesses normal standard, the alarm will attract the atten

5、tion of patients. this article use mcuat89c51as the blood pressure monitor s kernel, the pressure that the blood exerts against the walls of the blood oppress vein is translated to electric signal by making use of the bp01 type pressure sensor to blood vessel. it is transformed digital signal throug

6、h the a/d translation model. then the single chip processes these digital signals such as display, saving, transmitting.key words:at89c51; oscillometric method;a/d convert目 錄1 緒論11.1 血壓計發(fā)展的歷史與現狀11.2 血壓的幾種測量方法11.3 電子血壓計設計的任務42 總體方案42.1 血壓測量原理42.2 系統(tǒng)總體方案概述62.2.1 系統(tǒng)組成部分62.2.2 系統(tǒng)組成部分框圖72.3 電子血壓計的技術指標83

7、系統(tǒng)硬件設計83.1 壓力傳感器及血壓信號的采集83.2 信號預處理電路設計103.2.1 前置放大器103.2.2 袖帶壓力信號處理123.2.3 脈搏波信號的處理143.2.4 信號預處理總體電路圖163.3 數模轉換電路設計173.3.1 adc0809的基本用法173.3.2 adc0809與單片機的連接183.4 數據顯示193.5 氣泵控制和血壓報警電路的設計204 系統(tǒng)軟件設計214.1 收縮壓和舒張壓的確定算法214.2 系統(tǒng)軟件總體設計234.3 系統(tǒng)軟件模塊化設計244.3.1 血壓信號的數模轉換244.3.2 收縮壓與舒張壓的計算255 系統(tǒng)調試與仿真25 結 論30參考

8、文獻31附 錄32致 謝40 44 1 緒論1.1 血壓計發(fā)展的歷史與現狀自1862年生理學家wharrey創(chuàng)立了循環(huán)理論之后的幾百年來，人們一直在尋找一種既方便可行又準確可靠的血壓測量方法，但迄今為止，各種方法各有缺陷，均不盡人意。1773年英國牧師shales在馬身上測到了血壓，而人體動脈血壓的直接測量從1856年才被臨床接受。人體血壓的無創(chuàng)測量始于1875年，到1896年riva-rocci發(fā)明了氣袖式血壓計和1905年korotkoff發(fā)明了柯氏音法之后，血壓測量才在臨床上得到了廣泛的接受和應用。在柯氏音法的應用歷史過程中，人們很早就發(fā)現血壓測量時氣袖中的壓力除隨放氣而下降外還存在一個

9、震蕩，我們現在稱其為脈搏波，這個震蕩的幅度有一定的規(guī)律性。1890年roy和adami提出這個震蕩開始時對應的氣袖壓力是收縮壓，當震蕩達到最大時對應的氣袖壓力是舒張壓。1897年hill和barnard提出當震蕩幅度達到最大時，對應的氣袖壓力是平均壓。1903年brlange認為氣袖放氣過程中震蕩振幅突然增加時的氣袖壓力對應的是收縮壓，而振幅最大后的最低點則對應了舒張壓，1969年posey和1977年geddes通過測振法和直接法的對照，證實當脈搏波振幅達到最大時，氣袖壓力與動脈平均壓密切相關，這一結論通過動物實驗得出，認為最大振動波所對應的動脈外最小阻斷壓力可反映動脈平均壓。這一結論已從對

10、測量物理過程的分析及與有創(chuàng)方法的對比試驗中得到了證實。由于技術條件的限制，早期的研究僅限于實驗室，而隨著計算機技術的飛速發(fā)展，以之為基礎的生物醫(yī)學電子技術作為一門新興學科也得到了空前的發(fā)展，在此背景下，集成微處理器和集成壓力傳感器相繼出現和廣泛應用，使得測振法逐漸在無創(chuàng)血壓儀中得到了具體實現，測振法也更名為示波法。1.2 血壓的幾種測量方法臨床上根據對人體血壓測量方法的不同可將血壓測量技術分為直接測量(又稱為血壓有創(chuàng)測量)和間接測量(也稱為血壓無創(chuàng)測量)。1 直接測量(有創(chuàng)法)血壓的直接測量是一種有創(chuàng)的測量方法。它需要將管道直接插入生物體的血管內來直接測量血壓，它可以連續(xù)的測量血壓波形的變化并

11、進行監(jiān)護。其測壓裝置依據傳感器元件所安放的位置一般可分為兩類。一類是把血管內的血壓經過一段充滿液體的導管傳遞到體外的壓力傳感器，即液體耦合法；另一類是把傳感器安裝在導管的頂端，直接插入到血管中，從而去掉了耦合液體，這種裝置稱為血管內壓力傳感器。臨床上目前常用的是液體耦合測壓法。液體耦合法測量血壓將導管的一端插入到體內的血管中，另一端與壓力傳感器相連。導管內一般注滿生理鹽水。血壓通過導管內液體的耦合傳導給傳感器的膜片，液壓的變化可造成膜片中心的彈性位移，由傳感器把壓力信號轉變成電信號送入血壓監(jiān)護儀進行處理和顯示。測壓導管和壓力傳感器之間通常由一個三通接頭連接，它既可以起到開通或關閉導管的作用，也

12、可以作注射藥物或與其他導管相聯(lián)用。2 間接測量(無創(chuàng)法)（1）人工柯氏音法蘇聯(lián)科學家korotkoff最早采用人工柯氏音法，通過袖帶加氣壓擠血管，使血流完全堵斷，這時用聽診器聽血管的波動聲是沒有的，然后慢慢放氣至聽到脈搏聲，此時認為是高壓即收縮壓(如圖1-1的p1點)。繼續(xù)放氣通過聽診器能聽到強而有力的脈搏聲，且慢慢變輕，直至聽到很平穩(wěn)較正常脈搏聲。這時認為血管完全未受擠壓(如圖1-1的p2點)，也就是作為低壓，即舒張壓?？率贤ㄟ^袖帶加壓和聽脈搏音來測量血壓解決了無創(chuàng)測壓的方法，對人類醫(yī)學的貢獻是很大的，直到現在很多醫(yī)生還在用此法測量血壓，人們?yōu)榱思o念柯氏稱此法為柯氏音法。ptp1p2圖1-1

13、 柯氏音法脈搏波簡圖柯氏音法的優(yōu)點是測量簡單，但也有缺點，就是不同的人可能測出不同的結果，有時差別較大。主要原因是： 醫(yī)生在聽音時要不斷觀察水銀壓力計的變化，由于人的反應不一樣，在讀取血壓值時，有一定差距。 不同人的聽力、分辨力各異，對特征音的辨別上(即時間上)有差異。 放氣的快慢對讀數有直接影響，國際標準放氣速度為每秒35mmhg。但有的醫(yī)生往往放氣較快，影響測量的準確度。 由于聽脈搏音沒有一種直觀的比較方法，很多方面與主觀因素,且與醫(yī)生的熟練程度和技術有關。一般來說，在人工測血壓時，不同的醫(yī)生對同一被測人不同時間的測量結果是有差別的。通常在515mmhg內都認為是正常差異。（2）電子柯氏音

14、法電子柯氏音法是在7080年代發(fā)展起來的一種電子測量血壓的方法。它的基本原理是把人工柯氏音法用電子技術來完成，也就是對袖帶加氣、放氣用氣泵來完成。聽脈搏音用電子拾音器來完成。判斷方法與人工幾乎相同。所不同的就是用計算機代替了人的判斷。這種方法的優(yōu)點是： 減輕了醫(yī)生的勞動強度。 一致性比較好，不存在不同醫(yī)生之間產生的差異。當然缺點也比較明顯： 人工柯氏音的主要缺點并沒有克服。 易受外界干擾，即外界的其他聲音振動等都會影響測量準確度。 不同人的脈搏強弱也對測量結果有一定影響。（3）示波法示波法又稱為測振法，是20世紀90年代發(fā)展起來的一種比較先進的電子測量方法，其原理如下：首先把袖帶捆在手臂上，自

15、動對袖帶充氣，到一定壓力(一般為180230mmhg)開始放氣，當氣壓到一定程度，血流就能通過血管，且有一定的振蕩波，振蕩波通過氣管傳播到機器里的壓力傳感器，壓力傳感能實時檢測到所測袖帶內的壓力及波動。逐漸放氣，振蕩波越來越大。再放氣由于袖帶與手臂的接觸越松，因此壓力傳感器所檢測的壓力及波動越來越小。我們假設選擇波動最大的時刻為參考點，以這點為基礎，向前尋找是峰值0.460.64的波動點，這一點為高壓(即收縮壓)，向后尋找是峰值0.430.74的波動點，這一點所對應的壓力為低壓(即舒張壓)，而波動最高的點所對應的壓力為平均壓。下面只對此測量方法的優(yōu)缺點進行討論。其優(yōu)點是： 示波法是血壓無創(chuàng)測量

16、方法中唯一能測量動脈平均壓的方法。平均壓可直接指示組織的灌注壓力，是一個很有價值的臨床指標。以往采用有創(chuàng)法測量平均壓，或利用收縮壓和舒張壓通過經驗公式估算平均壓，而估算出的平均壓易受多種因素的影響，難以正確的反映平均壓； 采用示波法測量血壓時，袖帶內無拾音器件，故不受外界噪音的影響，可以在比較嘈雜的環(huán)境中使用，同時也不存在柯氏音法中拾音器件的定位問題，較少受操作因素的影響； 示波法可用于小孩、新生兒及某些嚴重低血壓患者的血壓測量，柯氏音法在測量兒童和某些低血壓患者血壓時，常常因為動脈血流聲音的頻率低于人的聽覺而導致無法測量。其主要缺點是： 易受外界振動的影響，如人為振動袖帶、氣管的振動、人的身

17、體運動等。 低壓測量易受放氣速度和氣管的剛性度影響。1.3 電子血壓計設計的任務血壓是反映人體循環(huán)系統(tǒng)機能的重要生理參數。心臟的泵學功能、心律、周圍血管的阻力和大動脈的彈性、全身的血容量及血液的物理狀態(tài)等因素都反映在血壓的指標中。血壓檢測對防病治病、及早發(fā)現疾病，都有重要意義。通常，主動脈血壓約為130/75mmhg，而臂動脈為120/80mmhg，臨床血壓檢測通常是測量臂動脈的血壓。臨床上需要對危重病人和手術中的病人實行連續(xù)監(jiān)護，以防病人出現意外，也便于醫(yī)護人員及時采取措施，所以血壓的監(jiān)測在臨床上具有十分重要的意義。血壓測量方法可分為直接法和間接法兩種。直接法測量血壓測量值準確，并能跟蹤動脈

18、血壓的瞬時變化，但測量時必須經皮將導管放入血管內，是一種創(chuàng)傷性的方法，一般限于危重病人或開腔手術病人。間接法與直接法相比測量精度較低，但簡便無創(chuàng)，是臨床上普遍采用的血壓測量方法。尤其針對家庭保健用的血壓測量，無創(chuàng)傷性更是一個必備的條件。而目前國內的無創(chuàng)血壓儀幾乎均依賴進口，價格十分昂貴，如日本的omton報價高達12.8萬人民幣，這無疑極大地增加了醫(yī)療成本，從而將負擔轉嫁給了患者。本系統(tǒng)設計正是從這一背景下，從市場的迫切需求出發(fā)，廣泛借鑒國內外已有經驗成果的基礎上，深入進行無創(chuàng)血壓測量方法的研究，力圖在測量算法和工程實現兩方面作一些有益的探索，使無創(chuàng)血壓測量能做到快速、準確，不受人為因素的影響

19、及環(huán)境的干擾，同時盡量降低成本，力爭為國內市場提供具有較高性價比的醫(yī)學儀器。以上就是本設計的任務和目的。目前，本便攜式血壓儀的實驗系統(tǒng)已基本調試完成。結果表明，本設計的算法理論研究是成功、可行的，基于此算法的血壓儀能快速的測量收縮壓、平均壓、舒張壓等人體的幾個關鍵的生理參數，且體積小、成本低，性價比高，具有極強的現實意義和推廣價值。2 總體方案2.1 血壓測量原理本設計試圖采用示波法來測量血壓，其實質就是用電子設備來測量脈博，分析脈博，從而得出臨床所需要的各種科學準確的數據。故而對脈搏信號的提取自然成為了本設計后續(xù)所有研究、開發(fā)工作的基本前提，所以首先要進行的是對微弱脈搏波進行信號采集的硬件系

20、統(tǒng)的設計實現。然后根據示波法原理的兩條基本原則進行相關的算法研究和驗證?；谑静ǚǖ难獕簷z測過程如圖2-1所示。血壓（mmhg）2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 3218016014012010080604020時間（s）圖2-1 基于示波法的血壓檢測過程圖檢測過程實際上要進行的是一個序列動作，在初始階段mcu控制袖帶充氣，充氣系統(tǒng)向袖帶加壓至一定值(如200mmhg)，確保超過收縮壓，使血流阻斷，同時對袖帶中因脈搏引起的壓力波動進行采樣，采樣結束后控制氣閥放氣，使袖帶減壓。在每個袖帶壓力階梯上取兩個連續(xù)的幅度和時間間隔相近的波動信號的平均值，連

21、同每個階梯上的袖帶壓力值，構成了一個信息組，在此基礎上進行血壓參數分析和算法研究。示波法是根據在袖帶內壓力下脈搏波幅度變化的特征，來識別動脈收縮壓、平均壓及舒張壓。采用示波法測量血壓不能從某一脈搏波信息中獲得血壓數值，而必須根據放氣過程中脈搏波隨袖帶壓變化的趨勢圖來判斷血壓值。因此，示波法血壓測量關鍵就是獲得放氣過程中脈搏波隨袖帶壓變化的曲線。如圖2-2所示。圖2-2給出了放氣過程中脈搏波隨袖帶壓變化的曲線。當袖帶內壓力高于收縮壓時，動脈阻斷，但由于近端血液的脈動，會出現幅度較小的振動波，如圖2-2的第1部分；當袖帶內壓力等于收縮壓時，脈搏波幅度迅速增大，此后，隨著袖帶內壓力的150 130

22、90 70 1 2 3 400 05 10 15 20 25圖2-2 脈搏波隨袖帶壓變化曲線圖降低，脈搏波幅度小斷增大，在上圖22中的第2部分；當袖帶內壓力為某一值時，脈搏波幅度將達到最大值，此時的袖帶壓即為動脈平均壓，圖中第3部分；此后，隨著袖帶內壓力下降，振動波幅度不斷減小，袖帶內壓低于舒張壓時，振動波幅度降到較低值，見圖中的第4部分。示波法可以測量動脈平均壓。動脈平均壓(mean arterial pressur,map)是血壓波形在一個周期內的積分與周期的比值。 (21)其中map為平均數，t為周期，p(t)為血壓隨時間的函數。動脈平均壓是血壓波形在整個周期的平均，綜合反映了動脈血壓。

23、而平均壓若連續(xù)的增加或減少，最有可能的是由高血壓或低血壓所引起。袖帶內脈搏波信號達到最大值時所對應的袖帶壓為平均壓。2.2 系統(tǒng)總體方案概述2.2.1 系統(tǒng)組成部分電子血壓計由壓力傳感器、初級運算放大電路、濾波電路、次級放大電路、數模轉換電路、顯示電路、按鍵、報警電路和單片機組成。壓力傳感器完成對血壓信號的采集，運算放大電路及濾波電路對采集來的信號進行預處理得到兩路所需信號，a/d轉換電路對這兩路信號進行數模轉換，單片機作為電子血壓計的控制核心，完成對信號的存儲與計算，并通過計算所得數據來控制外圍電路，進行血壓數據的顯示與報警。整個系統(tǒng)總體上主要由以下幾個部分組成：（1）信號采集部分信號采集部

24、分主要包括一個壓力傳感器、前置放大器、帶通濾波器與低通濾波器主要完成袖帶壓力及脈搏信號檢測。濾波器將這兩個信號分開，分別送入a/d轉換器的兩個不同通道，供mpu分析處理。（2）模數轉換部分該部分由多路a/d轉換器組成，轉換內容為袖帶壓力和袖帶壓力脈動波。在本設計中a/d轉換器為單片機的外設。（3）中央處理單元中央處理單元的主要組成部分為單片機at89c51,其主要完成的工作有:通過串口接收單片機給出的系統(tǒng)參數設置及控制命令，并向單片機傳送測量數據，其中包括計算收縮壓、舒張壓、平均壓數據、對氣泵及模數轉換的控制、測量過程中的各種算法實現。微控制器對氣泵充氣與排氣進行控制，同時控制報警。（4）顯示

25、模塊用兩片八位led顯示人體的收縮壓、舒張壓。2.2.2 系統(tǒng)組成部分框圖由圖2-3總結出系統(tǒng)的工作過程：壓力傳感器采集到信號后，送入運算放大電路。由于本文選用的是幅值系數法，需要分離出袖帶壓信號和脈搏波信號，根據袖帶壓信號和脈搏波信號的頻率特征，其中一路信號由低通濾波器分離出袖帶壓信號，另一路由帶通濾波器分離出脈搏波信號，一并送入a/d轉換器。袖帶氣壓和脈搏波經數字信號處理后可得到收縮壓、舒張壓以及平均壓。將計算所得結果輸出至led顯示。手臂壓力傳感器差分放大器低通濾波器帶通濾波器基本放大器帶通濾波器ad轉換按鍵at89c51氣泵led顯示報警圖2-3 系統(tǒng)組成框圖當舒張壓或收縮壓的值超出其

26、正常值時，報警電路發(fā)出報警。氣泵的充氣以及排氣也是由微處理器控制的。2.3 電子血壓計的技術指標由于生物信息檢測部分獲得的血壓信號往往是很微弱的，而設計的電子血壓計最終要面向市場和用戶，因此在系統(tǒng)設計與研發(fā)的各個階段必須要考慮各個方面的應用特點和技術要求。鑒于此，本設計應滿足的技術指標有以下幾個：測量原理：示波法測量范圍：壓力：40280mmhg(5.434.6kpa)測量精度：靜態(tài)壓力：3mmhg(0.4kpa)加 壓：智能自動充氣減 壓：放氣速率恒定控制電力檢測：bp01型壓力傳感器使用環(huán)境：溫度：540；濕度：4v？計算袖帶壓力信號與脈搏波信號直流量1v？找到脈搏波最大幅值的0.5倍和0

27、.7倍血壓值正常？led顯示結束led顯示報警nnnnyy圖4-3 電子血壓計程序流程圖4.3 系統(tǒng)軟件模塊化設計4.3.1 血壓信號的數模轉換系統(tǒng)在氣泵開始充氣的同時就開始了ad轉換，也就是說ad轉換是與充氣放氣同時進行的，單片機采用查詢p3.7口來判斷轉換是否結束，一旦數模轉化結束p3.7接受到高電平，系統(tǒng)檢測到高電平后開始讀入數據。數模轉換的程序流圖如4-4所示。開始初始化啟動ad轉換轉換完成？輸出數據返回圖4-4 a/d轉換的程序流圖4.3.2 收縮壓與舒張壓的計算如果adc0809的信道0測到的血壓直流分量小于1v則表示氣壓低于50mmhg，這是單次測量結束的標志。從傳感器輸出的信號

28、經過處理模塊的處理后，得到被測者的脈搏波和血壓計升壓和壓降過程中的袖帶壓力。經過數模轉換后的信息供收縮壓、舒張壓、平均壓和心率的計算。單片機在測量過程中已經存儲各個脈搏波的峰值，以及每個脈搏波的間隔時間。血壓數據計算的大體框架如圖4-5所示。圖4-5 計算收縮壓與舒張壓的程序流圖5 系統(tǒng)調試與仿真本設計采用了keil uvision2和proteus isis進行仿真調試。keilsoftware公司推出的uvision2是一款可用于多種8051mcu的集成開發(fā)環(huán)境(ide)，該ide同時也是pk51及其它開發(fā)套件的一個重要組件。除增加了源代碼、功能導航器、模板編輯以及改進的搜索功能外，uvi

29、sion2還提供了一個配置向導功能，加速了啟動代碼和配置文件的生成。此外其內置的仿真器可模擬目標mcu，包括指令集、片上外圍設備及外部信號等。uvision2提供邏輯分析器，可監(jiān)控基于mcui/o引腳和外設狀態(tài)變化下的程序變量。uvision2提供對多種最新的8051類微處理器的支持，包括analogdevices的aduc83x和aduc84x，以及infineon的xc866等。proteus isis是英國labcenter公司開發(fā)的電路分析與實物仿真軟件，它可以仿真、分析(spice)各種模擬器件和集成電路。該軟件的主要特點總結后有以下四點：實現了單片機仿真和spice電路仿真相結合的功能。支持目前主流單片機系統(tǒng)的仿真。提供了軟件調試功能，并可以與wave聯(lián)合仿真調試。具有強大的原理圖繪制功能?？傊撥浖且豢罴瘑纹瑱C和spice