血压测量.docx
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血压测量
血压仿真器的设计
一、设计目的及意义
血压是人体重要的生理指标之一，合适的血压是维持人体正常新陈代谢的必要条件。
由于现代人患心血管疾病呈现低龄化趋势，所以及时测量血压、监测日常血压的变化对防病治病、及早发现疾病，都具有重要意义。
随着生活水平的提高，人们越来越观注自己的身体健康，血压是身体健康与否的一个重要指标。
据2001年全国普查显示，我国平均每三个家庭就有一个高血压患者；慢性低血压的发病率为4%左右，其在老年人群中可高达10%。
因此，研制既适合家庭保健人员又适合专业人士使用的动态血压测量仪具有重要的意义。
目前，市场上的使用的血压计大部分仍是水银血压计，也有一些动态血压记录仪。
水银血压计每次测量必须由医生戴上听诊器进行测量，测量过程复杂，只能是每个医生一次对一个人进行测量；而且对不同的医生，测量结果可能不同：
对同一个人来说，影响血压因素非常多，由于每次测量的时间不可能很长，测得结果在某些情况就不能真实的反映被测对象的血压值。
然而，将脉搏波的记录引入动态血压技术，可提供24小时内的每次血压测量结果。
与水银血压计相比，它具有反映各时点的血压状况、血压昼夜变化的规律等优点，并且从根本上解决了“白大衣”高血压的误检误诊。
基于以上现状，本课题提出血压仿真器的设计，以便于以后设计动态血压测量仪。
二、研发现状
本设计研究的动态血压检侧仪属于微机检侧与控制领域，通过对它的研究将对自己以后从事机电一体化产品的开发具有重要的意义。
由于单片机具有集成度高、功能强、速度快、体积小、功耗低可靠性高、价格便宜、实用灵活、开发周期短、适合国情等诸多优点，因此，在工业控制系统、数据采集系统、自动测试系统、智能仪器仪表、遥感遥测、通讯设备、机器人、高档家电中随处可见其身影。
而且单片机可以与C语言、VB等高级计算机语言相结合，使其更方便控制信号的转换和电路的总体设计。
作为生物医学工程专业的学生，掌握单片机基本知识，学会其运用，并为以后在此基础上结合医学仪器设备及相关领域设计智能化产品和提高某些产品性能具有重要的实践意义。
电机控制相关技术的发展现状：
目前，异步电动机矢量控制技术、直接转矩控制技术乃至无传感器的直接转矩控制技术已实用化，生物医学工程、人工神经网络、自适应控制状态观测器等方法已得到广泛采用。
未来，交流电机控制技术将随控制理论、计算机技术和电子技术的发展，围绕解决异步电动机非解藕性及参数依赖性等问题，致力于新的控制策略、器件及系统的研究。
本设计（血压测量计）可以进行简单的血压模拟。
可利用微弱信号的模拟技术设计出动态血压测量计而且还可以计脉搏的个数。
原理是利用脉冲信号的对人体的脉搏波进行的模拟和利用单片机对电机的正转和反转控制进行的袖带内的充放气过程的模拟，以及应用滤波电路完成对模拟血压的测量和计数。
以目前较为流行的PIC单片机AT89C52为血压测量计的核心，利用单片机对电机的正反转产生的类似于对袖带内的快速充气和慢慢放气的过程，并且送入单片机中集成的A/D转换模块将血压模拟信号转换为数字信号，并且将此信号在示波器中显示出来，最后在于模拟人体脉搏波信号进行比较、显示、计数传输等处理。
本系统具有常见血压测试系统的特点，具有周期测量功能，可每隔一段预设时间，进行血压测量，可以修改不同的参数（放大倍数、脉冲信号波幅、电机正反转速率大小等），类似于血压测量过程中改变测量对象，选择不同的测量模式，同时也具有很多血压自动测量系统不具有的优点：
①准确度、灵敏度更高；②环境干扰（温度、对象、磁场等）对于测量的影响变小；③测量速度变快；④测量成本变低，易于在市场进行推广；⑤操作简单，对于操作人员无专业知识技能和经验的要求，便于普及使用；⑥体积小，便于携带和储存；⑦安全无损伤，适于对人体进行测量。
本设计符合我们学生的操作水平，便于设计和模拟，也可以根据学生需要修改程序。
三、基本原理
血压的概念就是血液流经血管壁时的压力。
由心脏出来的血液，需要有推力，才能绕行身体一周，心脏就是借着不停的收缩、放松，将血液推送前进。
血压有两种，一是收缩压：
是当心脏收缩将血液打到血管所测得的血压，另一是舒张压：
是心脏在不收缩所测得的压力。
当袖带的压力等于血压时，血液开始可以流通而产生所谓的袖带声，这时候表现为收缩压，从这一刻开始做记录，直到最后袖带声音消失的时候，记录此点即为舒张压。
无创血压测量方法有很多，目前常见的有柯氏音法和示波法。
柯氏音法是临床上常用的无创检测方法。
利用充气袖带压迫动脉血管，随着袖带压力的下降，动脉血管呈完全阻闭－渐开－全开的变化过程，通过辨别血流受阻过程中的过流声音及相应的压力点来确定收缩压和舒张压。
但是柯氏音法存在几个方面的问题：
①量值依赖于人的听觉、视觉及协调程度，具有主观性并难以标准化；②血压测量容易受环境噪音干扰；③无法直接测量动脉平均压，只能用经验公式进行估算。
示波法，又称测振法，是通过建立收缩压Ps、舒张压Pd、平均压Pm与袖套压力波的关系来判别血压的。
其原理是有检测装置内的压力传感器感知袖带下的肱动脉最初和最大搏动，将压力信号转换为电信号经过放大、滤波处理，提取静压直流分量和脉动交流分量，并给予相应的采集处理，获取所需的被测量。
与柯氏音法相比，示波法不依赖与柯氏听音，抗环境干扰能力强，同时排除了操作者主观因素的影响，具有较广的适用范围。
此外，由于脉搏波与血压有较为稳定的相关性，因此利用示波原理测量的血压结果比柯氏音法更为准确。
所以本课题采用示波法测血压。
基于放气过程的示波法测量血压的原理图如图1。
当袖带压（静压）高于收缩压Ps时，动脉被压闭，此时因近端脉搏的冲击而呈现细小的震荡波；当袖带压小于收缩压Ps时，则波幅增大；当袖带压等于平均压Pm时，动脉血管壁处于去负荷状态，波幅达到最大值Om；当袖带压小于舒张压Pd以后，动脉血管腔在舒张期已充分扩展，管壁刚性增加，因而波幅维持在较小的水平。
因此，只要在气袖放气过程中连续测定振荡波（振荡波一般呈现近似抛物线的包迹），振荡波的包络线所对应的袖带压间接地反映了动脉血压。
图1示波法示意图
在示波法测量中，主要从脉搏波构成的钟形包络中识别特征点来获取血压值。
目前主要采用两种方法：
方法一，由Geddes提出的固定比率算法。
首先寻找脉搏波钟形包络的顶点Om，其对应的袖带压Pm，即为平均压；另外，在包络线上升沿存在一点Os和下降沿存在一点Od，分别对应收缩压Ps和舒张压Pd。
Os和Od的大小可根据如下经验公式求得：
Os/Om=0.55（1.1）
Od/Om=0.82（1.2）
临床实际测量中，上述经验公式中的取值变化范围较大，式（1.1）为：
0.45~0.57；式（1.2）为：
0.69~0.89。
方法二：
根据包络Os、Od点的变化陡度较大，而Om变化较小的特点，对脉搏包络进行微分，从而得到对应的收缩压Ps、舒张压Pd、平均压Pm。
目前设计中大多采用方法一，即由平均压经过经验公式（1.1）、（1.2）获取收缩压和舒张压的办法。
因此，本课题亦采用此种方法。
四、系统设计
在以上的分析中已经确定：
本课题采用示波法测量血压。
采用示波法测血压时，需要同时记录袖带压和脉搏波，由这两个信号可计算出血压值（收缩压
、舒张压
、平均压
）。
而袖带压对应于压力传感器输出信号中的直流分量，脉搏波对应于交流分量。
因此可以通过如下方法获得袖带压和脉搏波信号：
将压力传感器获得的信号经前置放大电路进行预处理，然后通过低通滤波电路提取出袖带压力信号；将预处理后的信号输入到高通滤波电路、中间级放大电路、低通滤波电路，于是得到脉搏波信号。
然后将袖带压力信号和脉搏波信号经A/D转换后送至单片机进行处理，继而由单片机控制气泵、排气阀以及显示、装置。
由以上分析，可得到动态血压测量仪的系统原理框图如图2所示：
图2动态血压测量仪的系统原理框图
在进行动态血压测量仪的设计前，先进行血压仿真器的设计。
血压仿真器可以产生模拟血压信号，并对其进行测量与显示。
其主要组成部分有：
信号发生器，可用于产生模拟电压信号；滤波电路，对信号进行滤波，以除去干扰；A/D转换，将模拟信号转换成数字信号，然后送入单片机；单片机，用于对输入的信号进行进一步的处理并显示，同时控制电机。
图3系统原理框图
五、样机制造
5.1硬件模块
5.1.1信号发生器
该单元电路是模拟人体的脉搏波信号的产生。
由交流电源、整流、滤波等几部分组成，整流电路将交流电压变换成单方向脉动的直流电；滤波电路再将单方向脉动的直流电中所含的大部分交流成分滤掉，得到一个较平滑的直流电；其实调节电容C的大小可以进一步得到希望的钟形包络的信号。
各部分工作原理如下：
整流
图4.整流电路部分
主要是靠的二极管的单向导电作用，它能够将交流电压变成单向的但脉动成分很大的直流电压。
在电路中应用的单相桥式整流电路，在变压器次级电压相同的情况下，输出电压平均值高、脉动系数小，管子承受的反向电压和半波整流电路一样。
虽然二极管用了四只，但小功率二极管体积小，价格低廉，因此全波桥式整流电路得到了广泛的应用。
②滤波
图5.整流滤波部分电路
整流输出的电压是一个单方向脉动电压，虽然是直流，但脉动较大，在有些设备中不能适应（如电镀和蓄电池充电等设备）。
为了改善电压的脉动程度，需在整流后再加入滤波电路，实验中滤波电路是电容滤波。
由于电容两端电压不能突变，因而负载两端的电压也不会突变，使输出电压得以平滑，达到滤波目的。
③波形显示
图6.多路切换电路
通过整流滤波电路所获得的直流电源电压是比较稳定的，当电网电压波动或负载电流变化时，输出电压会随之改变。
这时得到的这个信号就是类似于钟形包络的信号，把它接到示波器的A通道，就显示出来了一个类似于钟形包络的信号，而如果把这个信号线接到四通道多路器74HC4006后在接到了示波器的B通道上，这时显示出来了一个类似于方波的信号，其实这就是人体的脉搏波模拟信号。
5.1.2滤波电路
图7.LM324放大电路
LM324是一款带有真差动输入的四运算放大器，具有一些显著优点。
该放大器可以工作在低到3.0伏或者高到32伏的电源下，静态电流大致为MC1741的静态电流的五分之一（对每一个放大器而言）。
共模输入范围包括负电源，因而消除了在许多应用场合中采用外部偏置元件的必要性。
输出电压范围也包含负电源电压。
U4:
A构成40Hz二阶低通巴特沃思滤波器，运放接成跟随器，放大倍数为1，信号由运放同相端输入，接成压控电压型（VCVS）滤波器。
巴特沃思滤波器的最小条件是
和
，如果取
，那么
，
。
因为这种设计方法中中
总是取最大的电容，通过换算确定R，以使
=1μF，则
，取特征5.6kΩ，
=0.5μF。
经过低通滤波器得到的直流信号一路送往ADC0803的VIN+引脚，一路送往AT89C52的P3.3/INT1引脚，另一路送到高通滤波器继续提取微弱的脉搏振荡信号。
和
又构成了0.4Hz一阶高通滤波器，U4:
B构成电压跟随器，闭环放大倍数为1。
5.1.3单片机及其控制电路
单片机用于产生模拟脉搏波信号，并对经A/D转换的模拟信号进行测量，然后通过LED将收缩压和舒张压显示出来；并根据血压信号控制电机的正转与反转（以此来控制袖带的充气与放气）。
5.2软件模块（程序设计、软件测试）
5.2.1软件模块流程图
单片机上电后，首先完成系统的初始化操作。
单片机给气泵供电，让袖带迅速充气至195mmHg，之后单片机通过1路A/D开始采集袖带的气压，并根据袖带内气压下降的速度来控制排气阀排气，使袖带内匀速降压（3~5mmHg/s）。
与此同时，另外1路A/D开始采集经过隔直的脉搏波。
当脉搏波的振幅最大时，袖带的压力就是动脉的平均压。
软件模块具体系统流程图如下：
图8.系统软件设计流程图
5.2.2软件模块相关程序
#include
#defineucharunsignedchar
#defineuintunsignedint
#defineV_TH00X3C//定时器0初值
#defineV_TL00XAF
#defineV_TH10XFC//定时器1初值
#defineV_TL10X17
#defineV_TMOD0X11//定时器方式值
uinta=0,b=99,c=0,d=0,n=0,k=0,x,e=0,f=0;
ucharbai,shi,ge,ZKB1,ZKB2,yi1,er2,san3;//变量定义
sbitwr=P3^6;//AD读写端定义
sbitrd=P3^7;
sbitmc=P1^6;//方波信号发生端
sbityi=P1^0;//数码管位码控制端
sbiter=P1^1;
sbitsan=P1^2;
sbitsi=P1^3;
sbitwu=P1^4;
sbitliu=P1^5;
sbitkong1=P3^0;//电机控制端
sbitkong2=P3^1;
ucharcodetable[]={//数码管编码
0x3f,0x06,0x5b,0x4f,
0x66,0x6d,0x7d,0x07,
0x7f,0x6f,0x77,0x7c,
0x39,0x5e,0x79,0x71};
voiddelay（uintz）//延时函数
{
uintt1,y;
for（t1=z;t1>0;t1--）
for（y=110;y>0;y--）;
}
voiddianji（ucharya）//电机控制函数
{
ZKB1=ya;/*占空比初始值设定*/
/*对占空比值限定范围*/
ZKB2=100-ZKB1;/*占空比初始值设定*/
}
voiddisplay（ucharbai,ucharshi,ucharge,ucharyi1,ucharer2,ucharsan3）//数码管显示函数
{
P0=table[bai];
yi=0;
delay
（1）;
yi=1;
P0=table[shi];
er=0;
delay
（1）;
er=1;
P0=table[ge];
san=0;
delay
（1）;
san=1;
P0=table[yi1];
si=0;
delay
（1）;
si=1;
P0=table[er2];
wu=0;
delay
（1）;
wu=1;
P0=table[san3];
liu=0;
delay
（1）;
liu=1;
}
voidinit（）;
voidstart（）;
voidmain（）
{
init（）;//初始化函数
while
（1）
{
dianji（b）;//电机运行
start（）;//AD开始函数
if（a>25）
{
e=x;//动态压力值显示
k=n;//脉搏动态显示
b=61;//测量压力时慢放气
}
bai=e/100;//显示处理
shi=e%100/10;
ge=e%100%10;
yi1=k/100;
er2=k%100/10;
san3=k%100%10;
display（bai,shi,ge,yi1,er2,san3）;
}
}
voidinit（）
{
TMOD=V_TMOD;//定时器方式赋值
TH0=V_TH0;
TL0=V_TL0;
TH1=V_TH1;
TL1=V_TL1;
TR0=1;
TR1=1;
ET0=1;
ET1=1;
IT0=0;
EX0=1;
EA=1;//定时器开
P0=0xff;
P1=0xff;
P2=0xff;
P3=0xff;
mc=0;
ZKB1=99;/*占空比初始值设定*/
ZKB2=1;
}
voidstart（）//AD开始函数
{
wr=1;
wr=0;
wr=1;
}
voidtimer0（void）interrupt1//定时器0中断
{
staticucharclick=0;
staticuintclick1=0;/*中断次数计数器变量*/
TH0=V_TH0;/*恢复定时器初始值*/
TL0=V_TL0;
++click;//脉宽计数
++click1;
if（click==16）
{
click=0;
}
if（click==1）
{
x=a;//脉冲采样限定
if（a>25）
{
n++;
if（n==5）
{//收缩压取样
d=a-47;
}
if（n==17）
{
f=a-47;//舒张压取样
}
}
else
{
//b=90;
e=d;//收缩压显示赋值
k=f;//舒张压显示赋值
n=0;
}
}
if（click>=8）//脉冲发生控制
{
mc=0;
}
else
{
mc=1;
}
if（click1==328）//电机调速控制
{//快放气
b=90;
}
if（click1==390）//快充气
{
b=10;
}
if（click1==563）
{
b=80;//转向缓冲
}
if（click1==650）//调速周期限定
{
click1=0;
}
}
voidint0（）interrupt0//外部0中断
{
//AD读开
rd=0;
a=P2;//获取AD数据
rd=1;
}
voidint1（）interrupt2//外部中断1
{
++c;
if（c>=100）c=0;//脉冲计数
}
voidtimer1（void）interrupt3//定时器中断1
{
staticucharclick1=0;/*中断次数计数器变量*/
TH1=V_TH1;/*恢复定时器初始值*/
TL1=V_TL1;
++click1;
if（click1>=100）click1=0;
if（click1<=ZKB1）/*当小于占空比值时输出低电平，高于时是高电平，从而实现占空比的调整*/
kong1=0;
else
kong1=1;
if（click1<=ZKB2）//单片机PWM控制电机
kong2=0;
else
kong2=1;
}
5.3系统测试
5.3.1系统波形和结果显示
图9.气泵充气过程的波形和血压显示结果
图10.气泵放气过程和血压显示结果
5.3.2系统总原理图
图11.系统原理图导出的位图
图12.运行中的原理图
六、设计中遇到的难题和解决办法
首先遇到的问题是，耗费很多时间连接完电路，仿真运行时却错误百出。
经多次检查和实验和终于找到原因，原来我们犯了一个致命的错误：
我们只是连接完了单片机系统的原理图，却忘记了将单片机程序在KEIL里面运行并写入计算机。
其次，我们不能获得获得准确的包络线波形。
其解决办法则是合理调整信号和脉冲产生的时间差和幅度。
七、小结
电子血压计具有低成本、小型化、自动化程度高等特点，在家庭使用上带来易操作和便携等优点，从而使电子血压计呈现出家用化的趋势。
本文给出基于单片机的完整的电子血压计设计方案，并基于单片机为控制核心辅以外围电源电路，压力气泵及液晶显示等组成的硬件系统实现电子血压计的设计。
基于该系统的血压计样机模型，经实际测量和医院常用的水银血压计测量结果相比，误差小，基本满足测量的要求，可用于血压的普查和日常家庭测量。
该机操作简单、实用方便，可转化为实际产品，有很好的实用价值
参考文献：
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电子线路设计、制版与仿真》朱清慧，张凤蕊，翟天嵩，清华大学出版社
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