目前，数显电子血压计问世已久，但价格很高，测量误差相对较大，最准确的还是传统的台式水银柱血压计，指针式血压表次之。这两种血压计(表)占目前社会拥有量的90％以上，是医生为病人测量血压的主要用具。家庭的拥有量也很大。但是，这种血压计需要听诊器辅助测量血压，并要有一定的测量技术，特别是对舒张压(俗称低压)的判断，人为误差因素较大。本文介绍一种电子辅助测量器，供电子爱好者自制。该辅助测量器能使血压的测量变的准确方便，不仅代替了听诊器，还可以同时观察到所测血压值．使不懂测量技巧的人也可测准血压。
工作原理：
电路如图1所示，测量器由声波采集、电压放大、低通滤波、波形变换、电压检测、声光显示电路组成。
HTD1将检测到的脉搏跳动声波信号送V1的栅极，在此，V1起阻抗变换作用．将高内阻的微弱声波信号电压变换为较低阻抗输出，经C1、C2、C4耦合给IC1。IC1为四运放，其⑤ 、⑥ 、⑦ 脚内部电路及外围元件构成电压放大器，改变R8的阻值可调整本级放大倍数。经放大后的音频信号经R9、C6耦合给① 、② 、③脚内外电路组成的低通滤波器，消除人体感应及外界干扰信号。并提高带负载能力。其信号从①脚输出，经C8耦合给12 、13 、14脚进行整形放大，将脉冲声波变换成方波由14脚输出．调整w1可改变放大量。14脚输出的方波信号直接耦合给IC2的③ 脚和12 脚．经两个运放放大后，分别由① 脚和14脚输出．①脚输出的方波电压经D6耦合给IC3的12、13脚。IC3为四与非门电路，当12 、13脚为高电平时，②脚输出低电平．D7发光指示．调整C12的容量，可改变D7的发光延迟时间。IC2的14脚输出的方波脉冲高电平经D5耦合给IC3的①脚，其① 、② 、③ 、④ 、⑤、⑥脚内外电路构成振荡器。①脚为高电平时振荡器起振，发出声响，其振荡频率约2000Hz。V2及IC2的⑤ ～⑩脚电路起声光同步等作用。
IC1的⑧ 、⑨ 、⑩脚电路构成电压检测器，以防电池电压过低时失去测量的准确性。D1为⑩ 脚提供4.5V的基准电压，R17、W2、R18组成分压器。调整W2可设定起控电压值，当⑨ 脚电压低于⑩脚时，⑧ 脚输出高电平，D2发光，说明电压过低应更换电池。该辅助测量器耗电很小，更换一次电池可使用一年以上。
元件选择：
HTD1选用27mm压电陶瓷片。IC1、IC2选用LM324四运放。IC3选用CD4011四与非门，
D1选用4.5V稳压管，HTD2选用15mm压电陶瓷发声器，K选用微型拨动开关。D2用微型红色发光二极管，D7用微型蓝色高亮发光管，电源用四节五号电池，其余元件如图所示。
安装调试：
将所有元件按图2焊接在印刷电路板上，装入相应的塑料盒内，HTD1固定在相应大小的不锈钢或塑料壳内，用屏蔽线和3.5mm插头与测量器连接，调整W1使灵敏度较高但又不产生自激振荡；将电池取掉，改用可调稳压电源供电。将电压调至4.8 V。调整W2使D1刚好发光即可。
原理图中的V1、R1均封装在传感器HTD1内。故印制板上未画出V1、R1位置。
使用方法：
使用时，将血压计臂带固定在手臂上。将探头HTD1放在臂带下的肱动脉上。当气压估计大于收缩压(俗称高压)2.5～4kPa(20～30mmHg)左右时，停止加压，打开放气阀缓慢放气，当气压降到收缩压时，测量器开始发声，发光指示这时血压计上所显示的血压值即是收缩压，其声光均与脉搏的跳动同步，声光停止时血压计上所显示的血压值即是舒张压。
1系统功能和构成
该系统由一台PC机实现数据接收和数据管理，再配合每个病房单独使用的自动血压监测仪(在自动血压计内部加装单片机测控板改装而成)，构成完整的自动血压监控系统。如图1所示。
管理用PC机设置在护士站，在PC机上可设定各病房使用的血压监测仪启动和测量的时间，并按设定的时间控制血压监测仪工作，然后接收血压监测仪传回的测量数据；最终将各病房24小时传回的数据绘制成图形或表格，供医生参考。
市场上能完成自动测量的血压计种类繁多，但只能完成单机的测量和少量数据存储，无法完成无人操作时的定时启动和自动测量以及测量数据的通信传送功能。自动血压监测仪的设计方案，是在自动血压计内部加装单片机测控板，可实现接收PC机发出的指令、按指令自动启动、测量，并从自动血压计的液晶显示屏上采样测量信号，经分析、译码，最后得到测量数据并传送给PC机进行存储、统计、分析。
2 自动血压计的液晶显示屏工作原理
日本精工自动血压计的液晶屏由7个数码管及1个符号位组成，其中6个八段数码管分别显示高压、低压和脉搏数，1位小数码管用来显示测量次数；1个符号位可显示4种符号，分别反映4种不同的工作状态。经试验观测和逻辑分析发现，液晶屏的每个八段数码管由2个信号引脚控制，符号位有1个信号引脚，还有1个同步信号引脚，作为信号同步的基准。见图2。液晶屏信号引脚时序关系如图3所示。
液晶显示屏引脚上的脉冲信号每4个同步信号为1个信号周期。在1个信号周期内可以控制该数码管的4个字段，这4个字段的控制在时序上采用时分方式实现；符号位只显示4种不同的符号，所以只需1个信号引脚。在每个引脚的周期信号内，有4个脉冲与同步信号的脉冲相对应，每一个脉冲对应控制1个字段，当该位置有正脉冲时，则对应的字段就被点亮。这样，4个不同位置的脉冲波形就对应该数码管4个不同字段(如a，b，c，d)。因此一个八段的数码管只需要2个信号引脚，如图3中引脚1、2所示波形为数字3(见图2)的脉冲信号波形。
3单片机的硬件设计
单片机测控板的工作需要按照自动血压计的工作流程来实现。硬件电路须满足以下功能：
a)由单片机的两个I／O端口送出控制信号，完成血压计的启动和测量。
b)整形与电平转换。单片机从血压计液晶屏的信号引脚上采样获得的信号电平与单片机I／O接口的电平不一致，且取出的引脚信号在上升沿和下降沿有毛刺干扰，需要通过模拟电压比较器实现整形与电平转换功能。
c)信号采样。为取得液晶屏显示的数字，需对16个引脚信号进行采样，即要占用单片机的16个端口，为了使电路板能放置到血压计内部，尽量缩小电路板，减少占用单片机的输入通道，先将16个引脚信号经过2个八选一模拟数据选择器，变成2路输出信号，这样只需占用单片机2个I／O端口，再用3个I／O端口作为八选一模拟数据选择器的译码控制信号，用软件扫描方法完成对引脚信号的采样，这样就大大减少对I／O端口的占用。
d)与PC机的通信。为构造一个RS-232串行通信端口，采用了单片机的3个I／O端口和1片MAX232集成电路。
e)单片机选型。综上分析，选用具有10个I／O端口的单片机即可满足系统需求。为将信号波形整形为适合单片机需要的电平，需多个模拟电压比较器。由于PIC16C622单片机有13个I／O端口，内部还设有比较器模块，充分利用单片机的这一特点，不仅可以省去多片比较器集成芯片，且其I／O端口也可满足系统的要求。硬件电路组成示意图如图4所示。
4单片机的软件设计
单片机要完成的任务，一是要接收管理计算机指令，按设定时间开启电源、启动血压计开始测量；二是要监测整个测量过程。这不仅需要相应的硬件电路，还需要有软件的配合，滤除干扰信号，并按正确的时序，将每个数码管的引脚信号和符号位信号从相应引脚上取出，对照同步信号与不同的引脚信号的对应关系，用软件扫描的方法，分别将同一数码管的2个引脚上的信号组合在一起，经过分析、译码得到最终测量结果。最后要完成单片机与PC机的通信，将测量结果送到管理机上。主程序框图如图5所示。
5程序调试
程序调试的难点是如何按照液晶屏引脚信号的正确时序准确地取出显示数据，这不仅需要配合硬件电路，观察液晶屏引脚的信号时序，而且需要通过反复试验和测量，调整软件参数，找出准确的时序数据，完整地取出显示数字的波形数据，然后通过对波形数据的总结译码，得到正确的测量数据。最后，单片机与PC机通信，也需要准确的配合来完成数据的传送。
设计的电子血压计也采用示波法，采用MOTOROLA公司微控制器MCS─51芯片及MPX-53压力传感器，MCS─51芯片是一块大规模专用集成电路，内含采样放大、限幅器、锁存器、比较器、控制器、存贮器、时基电路、译码器等单元电路，压力传感器直接装在印制版上。此设计操作简单，无需听诊器，血压心率测量一次完成，大屏液晶显示，低耗电设计，体积小重量轻，携带方便。
1 系统指标及工作原理: 1. 1 技术指标及功能
1.1.1 根据示波法的测量原理，并分析了市场上现有的血压计的功能,我们的电子血压计的设计指标是： 1、 测量原理：示波法
2、 显示范围：0~299mmHg(0~39.7KPa),299mmHg 以上显示“HI” 3、 测量范围：40~270mmHg(5.4~36KPa)脉率：40~200 次/分 4、 分辩率：1mmHg(0.1Kpa)
5、 放气速率：2.3~6.0mmHg/S(0.3~0.8Kpa/S) 6、 静态压力基本误差：3mmHg 7、 动态压力基本误差：5~8mmHg 8、 脉率误差：5%
9、 低电压显示：当电池电压低于4.0-0.2V 时，显示低电压符号 10、记忆功能：能显示前次测量值。 11、自动关机：5min 1.1.2 主要功能
1、 有三个控制按钮，分别是开/关，起动和存储功能。 2、 具有零设定功能。
3、 设有“校准”状态，同时按下存储和开/关按钮（直到出现R符号后松手），进入“校准”状态，显示压力值和漏气速率，这个功能主要用于生产调试及检验。
4、 控制板适用于“自动充气”和“手动充气”的电子血压计。 5、 液晶全屏显示。
6、 开机启动，先自检，自检时全部液晶闪烁显示：自检后，蜂鸣器发出“哗”一声响，液晶显示归零信息，提示用户可以充气测量。
7、 充气压力在150~270（20Kpa~36Kpa）之间，每次递增30mmHg,共分9档，根据用户的具体情况，通过手动设置或机器自动设置。
8、 加压充气的过程中，液晶显示袖带内渐增的气压值。
9、 压力达到起始设定值既停止充气，然后显示放气速率和袖带压力。 10、 当检测到脉搏信号时，“心”形符号开始闪烁显示。
11、 测量结束，蜂鸣器发：“哗—”一段响声，液晶自动地以mmHg 和Kpa 两种单位交替显示所测的收缩压和舒张压，同时交替显示测出的心率（次/分），直到有按键重新测量或关机。
12、 错误警告：（1）在尚未检测到测量结果时，袖带压力已经低于20mmHg，此种情形可能发生于测量时袖带接头突然脱落。（2）测量血压时，若血压计已检测到脉搏，此时手臂或身体若晃动，则血压计无法检测到测量值。
13、 记忆功能，按下记忆键可显示上次测量值。 14、 按电源开/关键，袖带内的残余空气排空。 1.1.3 电源控制
由于采用4 节5 号电池供电，所以降低功耗，延长电池寿显得特别重要。我在电源的开关上采取了一些比较特殊的控制，开机时通过按键达到上电，并由PA0 输出高电平保持电源芯片的正常工作状态。再次按开/关键，使PA0 输出低电平，关闭电源芯片的输出。
1.2 示波法测量血压的工作原理
示波法是根据气袖在减压过程中，其压力振荡波的振幅变化包络线来判定血压的。目前比较一致的看法是当气袖压力振荡波的振幅最大时，气袖的压力就是动脉的平均压。动脉的收缩压对应于振幅包络线的第一个拐点，舒张压对应于包络线的第二个拐点。
收缩压判据的确定：通常采用最大振幅法，即在放气过程中脉搏波幅度包络线的上升段，当某一个脉搏波的幅度Ui 与最大幅度Um 之比>=Ks 时，就认为
此时对应的气袖压力为收缩压。 Ps=P|Ui=Ks*Um
舒张压判据的确定：也是用最大振幅法来判定，不过是在脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉搏波的幅度Ui 与Um 之比<=Kd 时，就认为此时对应的气袖压力为舒张压。
Pd=P|Ui=Kd*Um
根据上海医用仪表厂多年的研究成果，我们取Ks=0.58,Kd=0.77。 2 系统硬件设计
仪器的硬件是构成整机的基础。为了才缩小仪器的体积和降低功耗，必须尽可能使接口多功能化，努力压缩硬件开销。
2.1 仪器硬件部分必须实现的重要功能 2.1.1 使用MCS━51系列芯片的功能如下： 1、10位A/D采样，用于静态压力及脉搏波的测量；
2、LCD显示控制器，直接驱动14*4 段的液晶显示器，显示测量的过程及结果； 3、Watchdog 自动恢复功能，防止可能的干扰导致程序出错； 4、定时器功能，用于漏气速率的计算几自动关机时间的判断； 5、串行通信：用于和PC机的通信，设定初始值；
6、flash 的读写：用于保存当前的测量值，显示以前的测量值。
2.1.2 采用数字信号处理的技术对A/D采样的信号进行处理，主要有数字低通滤波和相关的计算。 2.1.3 电源开采用硬件控制的方法，电源关采用软件控制的方法，关机时出了稳压模块外，其它芯片处于断电状态，功耗极低。
2.1.4 采用了MOTOROLA的MPX53压力传感器。
2.1.5 功能强大，实用性强：测量时可以选择mmHg和Kpa作为主显示方式，测量精度高，达到静态1mmHg,动态3mmHg 的测量精度，由于采用flash 作为存储媒介，数据的保存是间很长，性能比市场上的通类产品高很多，因此，具有广阔的市场前景。
2.2 硬件框图
图2.1 硬件框图 说明：
1、以MCS─51为控制芯片，直接驱动14*4段液晶显示器。
2、使用片内10 位A/D转换器使测量精度的理论值可以达到1/1024。
3、脉搏波和静态压力分两路A/D输入，其中脉搏波是静态压力值（实际上是静态压力值与脉搏波的叠加）经隔直放大得到。
4、电源开采用硬件方式，关采用软件控制方式。 5、低电压检测模块，当电压低于4.0V时报警。
6、采用MOTOROLA的MPX53作为压力传感器，用来测量脉搏波的振幅及静态压力值。 7、串行口与PC机通信，设定血压计的工作参数。 2.3 电子血压计系统原理图
图2.2复位电路 图2.3 LCD驱动电路
图2.2为单片机复位端，用于单片机复位。当振荡器运行时，在此引脚上出现两个机器周期以上的高电平，将使单片机复位；VCC掉电期间，此引脚可接备用电源，以保持内部RAM的数据不丢失；当VCC掉到低于规定水平，而VPD在其规定的电压范围(5±0.5V)内，VDP向内部RAM提供备用电源。
图2.3接液晶显示器(LCD)输入端。LCD有静态和动态两种驱动方式，前者在公共端加直流信号，后者则加交流信号。本设计采用动态驱动方式。其中，所加的交变方波信号由多谐振荡器提供。
图2.4 电源电路
在图2.4中三级管作为整个电路的核心器件，担负着放大的作用。本图采用共发射极接法，为保证三级管工作在放大区，发射结必须正向运用，集电结必须反向运用。
图2.5 滤波电路
图2.6 前置放大电路
通过压力传感器获得的血压信号经过图2.6的前置放大器逐级放大和低通滤波器逐级滤波，以求把工频干扰和其它信号干扰减少到最低的限度。
图2.7 蜂鸣电路 图2.8振荡电路
图2.8为振荡电路。8051内部有一个高增益反向放大器，用于构成振荡器，引脚XTAL1和XTAL2分别是此放大器的输入端和输出端。在XTAL1和XTAL2两端跨接晶体或陶瓷谐振器，就构成了稳定的自激振荡器，其发出的脉冲直接送人内部时钟发生器。外接晶振时，CC1和CC2对频率有微调作用,振荡频率范围为1.2至12 MHZ。为了减少寄生电容,更好地保证振荡器稳定可靠地工作,谐振器和电容应尽可能安装得与单片机芯片靠近。对于CHMOS型80C51单片机，因内部时钟发生器的信号取自反相放大器的输入端，故采用外部振荡器时，接线方式为外部脉冲信号接至XTAL1，XTAL2悬空。
图2.9 按键电路
该电路中设计了四个触摸按件，键值分别由引脚P3.0~P3.3读入单片机，并在软件中进行键盘去抖动处理。
软件流程（测量子程序）
图3.1 子程序流程图 3.2 模块结构说明
主程序依此调用5个模块及一个串行通信接口: 3.2.1 键盘处理模块
判断键盘的当前状态（开/关电源、起动/停止测量、校准状态、记忆状态）执行相应的操作。 3.2.2 测量模块
测量信号为二路，MOTOROLA MPX53 压力传感器的信号经放大送AD1，作为静态血压信号；隔直后经再次放大送AD2，作为脉搏波信号。由于MCS-51系列芯片的AD 为10 位，因此最高精度可达1/1024。采样后的信号经信号处理模块的处理，最终计算得到收缩压、舒张压和心率。
3.2.3 信号处理模块
主要功能是脉搏波的判断和检测，主要分两步：第一步，对A/D 采样的脉搏波信号进行低通滤波处理，排除因外界干扰造成的信号读数的误差；第二步，采用相关运算，最大程度地排除因手臂的运动造成的误差。在这基础上，分析信号，得到波形的峰-峰值（供判断断收缩压，舒张压和平均压），得到每个脉搏波的时间（供心率的计算）
3.2.4 电源处理模块
用于稳压模块的控制，按开/关键时，稳压模块的控制端为高电平，稳压模块处于正常输出状态，MCS-51系列芯片上电复位，立刻对PA0置高电平，维持稳压模块的的正常输出状态，此时，血压计处于“开”状态；再此按开/关键，置PA0低电平，关闭稳压模块的输出，处于断电的“关”状态。此外，如果3分钟没有操作，就置PA0为低电平，自动关机。
4 使用方法：
我们设计的电子血压计，采用的是MOTOLORA微控制器MCS-51系列芯片以及MPX-53压力传感器，操作简单，显示清晰无需听诊器，血压心率测量一次完成，超大屏液晶显示，方便老人，美观便携，低耗电设计双弧流线型机体，体积小重量轻，方便携带，因此，广泛应用于家庭中。
家用电子血压计以其方便、快速、准确、保健作用等优点受到普通百姓家庭的欢迎,但是有些家庭在使用电子血压计中也出现了一些问题,如测量出的血压值每次都有所不同,在家中测量的血压值和医生测量的血压值有时不同等等，究其原因,有以下三个方面:
一是电子血压计本身的质量问题:有些电子血压计质量比较差,所以消费者在选购血压计时应注意其质量与精度,应查看是否有国家及省级技术监督部门颁发的有关证书。目前市场上出售的血压计品种很多,其中日精牌、西铁城是日本原装机,其质量和精度较高;欧姆龙和松下是组装或合资生产,质量也较好。
二是血压计使用中的问题:消费者应选择一个安静、温度适当的环境且充分休息10~20分钟后再测量，最好在早晨起床后无尿意时或长时间睡眠休息后测。测量时应注意姿势,正确姿势应该是卧势或坐势,身体正直放松,手掌向上水平,测量部位与心脏水平，因为运动、吃饭、吸烟、饮酒都会引起血压变化,所以测量前应尽量避免测量中应避免紧张,不要移动手臂,更不要与人交谈，测量血压时,每两次测量间,应间隔几分钟,让血管恢复正常,利于测量准确。
三是对测量结果的判断:在医生面前测量血压一般会有一些紧张而易引起血压略有升高,其变化因人而异,一般在30-50mmHg之间，对待各个测量结果时,不要以每次或高或低的血压值随意判断,重要的是应纵观自己的血压变化趋势,是稳定还是逐渐升高或降低,了解了这个趋势,才能达到保障健康、预防疾病的目的。
5 使用注意事项：
电子血压计和适用人群的选择电子血压计有两种:手臂式和手腕式。手腕式电子血压计不适合患有末梢循环障碍的人群，因为患有末梢循环障碍的病人手腕血压与上臂血压的测量值会相差很大。糖尿病、高血压、高血脂和老年患者都会有不同程度的末梢循环障碍,不宜选用手腕式电子血压计，故手臂式血压计比较常用。
由于电子血压计采用的原理和水银血压计采用的原理不同,它也不适合下例人群使用: (1) 过度肥胖者； (2) 心率失常的病人；
(3) 脉搏极弱,严重呼吸困难和低体温病人； (4) 连接人工心肺机的病人；
(5) 心率低于40次/分和高于240次/分的病人； (6) 测压期间血压急剧变化的病人； (7) 帕金森氏症患者。
目前市场上还有指套式血压计和手表式血压计,严格的讲只能称其为指端脉搏压力计，因为其测量方式决定其所测得的\"血压\"仅仅是指端脉搏压力值,与真实的动脉血压值之间存在较大的差距，不能作为血压计使用。
针对一些疾病的确诊需要24小时监测病人的动态血压，此类产品就无法满足需要。加之对于一个家庭或者一个病人，经常需要偶测血压，但是有时也需要监测24小时动态血压，如果单独为了满足监测动态血压市场的需要而生产动态血压计，资源势必有些浪费。基于上述需求，根据市场上电子血压计的基本原理，提出了一种既能监测动态血压又能偶测血压的便携式电子血压计的设计思路。
1 设计理论
1．1 血压测量和24小时动态血压监测
目前，一般医院使用水银血压计测量血压，医生可以用听诊器听到动脉血管的不同声音，来判断收缩压和舒张压的值，这就是柯氏音法；而国内外大多数电子血压计普遍采用的是示波法。关于示波法的测量原理参见文献。
通常人们所测得的血压均属偶测血压(Clinic Bloodpressure，CBP)。偶测血压存在较大的局限性，它只能代表被测者当时的血压状况，有的人在测量时由于心情紧张或情绪波动造成血压读数偏高。动态血压监测(Ambulatory Bloodpressure Monitoring，ABPM)是一种全天24小时每隔15～30 min或任选时间间隔进行的自动的无创性血压测量及记录方法。人体典型血压的昼夜节律变化呈“双峰一谷”，即清晨醒后血压逐渐升高，在上午6：00～8：00出现第1个高峰，此后血压趋于平稳，下午4：00～6：00出现第2个高峰，夜间进入睡眠后，血压逐渐下降，夜间2：00～3：00降至最低。血压的昼夜节律是否正常是判断高血压病情严重程度的良好指标，而动态血压监测能够反映患者全天的血压波动水平和趋势，对高血压和心血管功能的评估提供极有价值的信息。
1．2 总体方案设计
动态血压监测，是在原有电子血压计的基础上，增加新的功能：自动控制血压计定时地使袖套充气和排气；能够调整自动测量血压的时间间隔，一般设定为每隔15～30 min记录1次，为了尽可能少地干扰患者日常活动和夜间睡眠，可根据实际需要调整时间间隔，如白天每隔30 min记录1次，夜间比白天记录时间间隔适当延长些，可设定为每隔60 min记录1次；能自动定时显示收缩压、舒张压、平均动脉压和脉率；增加RS-232串口通讯，方便在电脑软件平台上显示动态血压曲线；任何时候只要按下START按钮，马上启动加测，并能够在测量失败后自动补测；4节5号标准碱性干电池(1．5 V／每节)供电，低电压自动报警提示，更换电池后从断点起测等。
该装置总体框图，如图l所示，由微控制器控制气泵向袖带内充气至一定压力值(如180 mmHg)，确保超过收缩压，使血流阻断，然后控制气阀以3～5 mmHg的速率阶梯式放气。在放气过程中，压力传感器将袖带内压力信号转换为电信号，电信号经过低通滤波器滤波，得到袖带的静压力信号和十分微弱的脉搏信号，一路送往单片机ADC0引脚，用以转换袖带静压力信号(微弱脉搏振荡信号可以忽略)成血压值；另一路经过高通滤波器滤波，得到脉搏振荡信号后，经过放大器放大分别送到单片机ADCl和AINl引脚，用以测量脉搏振荡信号幅度和经过比较器得到标准的脉冲信号来计算脉率，当检测到收缩压、平均压和舒张压后，打开气阀，使袖套全部放气，完成一
次测量过程，并把测量结果保存、显示。整个测量过程由微控制器控制并完成各种计算。框图中的主要部分在下文中将分别详细介绍。
2 系统硬件电路的设计 2．1 模拟电路 2．1．1信号采集单元
血压的测量范围一般是0～200 mmHg，本文选择Motorola公司的硅压力传感器MPX5050GP，其内部含有温度补偿和放大器输出功能，可以直接与单片机接口相连，使用十分方便。MPX5050GP压力传感器具有如下特点： (1)在0°C到85°C范围的最大误差为2．5％； (2)温度补偿范围：-40～+125℃；
(3)压力测量范围：O～50 kPa(0～375 mmHg)； (4)供电电压：5 V(4．75～5．25)； (5)满量程输出：4．7 V； (6)零位偏压电压：0．2 V；
(7)灵敏度：90 mV／kPa，反应时间1．0 ms。
本设计采用的单片机A／D转换模块的参考电压为AVCC电源电压5 V，而MPX5050GP压力输出为0～4．7 V，对应的血压值为0～375 mmHg，则5 V满量程对应的血压值约为399 mmHg(由375×5／4．7计算可得)。由于A／D转换器为10位，则1LSB所对应的血压值约为0．4 mmHg(由399／210计算可得)，根据这样计算所造成的满刻度误差为(0．4×210-399)／1 024～1．04％，完全能满足设计需要。 2．1．2 模拟信号调理电路的设计
TLC2274是一款轨到轨通用四运放，具有高输入阻抗，高共模抑制比、低输入偏置电流、低温漂、低噪音等优良性能，并具有较高的电流驱动能力(±50 mA)，适合于A／D转换这一类的接口电路。TLC2274-1构成40 Hz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
中C3总是取最大的电容，通过换算确定R，以使c3=1μF，则R3=R4=R=5．63 kΩ，取特征值5．6 kΩ，C4=0．5μF。经过低通滤波器得到的直流信号一路送往ATmegal6的PA0(ADC0)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。电路如图2所示。
C7和R7又构成了0．4 Hz一阶高通滤波器，TLC2274-3构成反相放大器，闭环放大倍数KF1可以调节到3．75倍。
TLC2274-4构成加法器，用来对脉搏信号进行相位和基线的调整，电路采取反相放大接法，增益KF2可达40倍，加上上一级放大器KF1，总增益KF=KF1*KF2=150，得到放大的脉搏振荡信号即血压交流成分送到单片机PAl(ADCl)和PB3(AINl)端进行处理。 2．1．3 气阀和气泵控制电路的设计
充、放气装置利用单片机控制直流电机和气阀的动作，当单片机引脚输出高电平时，气泵和气阀立即工作；输出低电平时气泵和气阀立即停止工作。由于选用的megal6单片机I／O引脚只能提供输出20 mA的电流，直流电机和电磁阀的额定电流都达几百毫安，因此选用集电极电流2 A、基极电流50 mA的TIPll2达林顿晶体管进行驱动，如图4所示。通过控制TIPll2的基极电平，实现袖带的充气和放气。由于气阀和气泵内部有线圈，属于感性负载，需用续流二极管D1，D2以防止烧毁器件。放气采用单片机的PWM输出实现控制气阀阶梯放气。采用常开气阀，系统复位时自动放气，避免气阀损坏时出现危险。
2．2 数字电路
系统的数字电路单元以单片机为核心，完成A／D转换、充放气控制、数据存储和数据传送的任务。综合各方面考虑，选用了AVR单片机ATmegal6作为主控制器，它内置模拟比较器和八路10位ADC，21个各种类型的内外部中断源，3个内部定时器／计数器(包括捕获功能)，以及UART，SPI，TWI等丰富的总线资源；外围器件采用DSl302时钟芯片、AT24C256存储芯片和通过MAX232电压转换芯片实现与上位PC机的数据传送；同时具有JMl2864M汉字图形点阵液晶显示、键盘、蜂鸣器等人机接口器件，如图5所示。
为了实现电池供电系统检测到电池电量低时自动鸣响蜂鸣器报警和在液晶上提示电量不
足，本设计采用专用看门狗芯片MAX813L，MAX8-13L不仅可监控微控制器，而且在系统加电、断电和电压降到复位门限值(电压降至4．65 V，PFI引脚门槛电压为1．25 V)时，输出复位信号和中断信号。
按键设有SET，UP，DOWN，START，AUTO键，分别用以设置时钟、动态监测开／关及时间间隔设置、上下时间调整／历史记录查阅、启动检测血压和启动动态血压自动监测。
3 系统软件设计
系统软件包括采集信号处理程序，串口驱动程序，气泵气阀驱动与控制程序、时钟、存储、显示器及键盘、蜂鸣器等相关的接口程序的设计。系统软件总体框图如图6所示。
3．1 采集和信号处理
本系统采用ATmegal6内部集成的10位的逐次逼近型ADC和7．372 8 MHz外部晶振，根据Nyquist采样定理，采样频率应大于等于被采样信号最高频率的两倍，以免采样后的信号发生频谱的混叠。同时考虑到选用的气泵、气阀有自动缓慢放气的特点，将采样频率设置为200 Hz、选择AVCC作为ADC的参考电平，转换结果为ADC=(VIN×1 024)／VREF。ADC模块的工作时钟由系统时钟经过128分频提供，转换周期由T／C0定时控制，定时器T／CO的时钟源采用系统时钟1 024分频，运行于普通模式，因采样频率是200 Hz，则采样周期是5 000μs，定时初值TCNT0=
256-7．372 8×5 000／l 024=0 xdc。转换模式选择自动转换触发工作模式，在定时溢出中断中运行A／D转换程序，A1通道转换完成之后，直接改变通道，开始A0通道转换。 为了最大限度地利用A／D转换的采样速率，用中断实现A／D转换后的数据处理。当A／D转换完成后触发中断，在嵌套中断服务程序中，将采样结果进行简单预处理。由于在信号采集过程中，经常会遇到尖脉冲干扰的现象，为避免采集到的是干扰信号，在一次定时中断服务子程序中连续进行4次模数转换，得到4个连续的数据，然后进行防脉冲干扰数字滤波。在此，采用简单有效的均值滤波法，即对4个数据进行比较，去掉最大值和最小值，然后计算余下的2个数据的算术平均值，视该算术平均值为所需的模数转换结果。这样即可滤除脉冲干扰又可滤除小的随机干扰，使测量更准确。
由于定时器T1具有2个比较匹配寄存器(OCRlA、OCRlB)，故可通过两个I／O口PC6、
PC7产生PWM信号分别控制气泵和气阀的开关。T／C1是这样工作的：选择T／C1的计数长度为16位，工作于快速PWM模式，时钟源来自系统时钟经过1 024分频，当定时器T1产生溢出中断前，首先比较匹配中断触发，气阀工作；定时器T1继续运行直到溢出，气阀停止运行。改变定时初值TCNTl和OCRlA、OCRlB的值，可以改变气阀、气泵运行的频率和输出脉冲的占空比。为保证测量工作能可靠进行，应使系统能够实现出错检测和自动恢复。
脉搏信号输入ADC模块ADCl通道的同时，也被输入到模拟比较器的负极AINl，芯片内部的固定能隙参考电源1．23 V将代替正极AIN0的输入，比较器输出ACO触发定时器T1的输入捕获功能，当捕获到脉冲信号的变化时，计数寄存器TCNTl(TCNTlH，TCNTlL)的值被传送至输入捕获寄存器ICRl，并赋予时间标记以说明该事件的发生时刻，从而计算出脉率。 3．2 数据存储
以单片机为核心的仪表要考虑发生断电时的数据保存问题，本系统需要保存的数据依次为受检者的收缩压、舒张压、平均压、脉率以及时钟芯片DSl302的月份寄存器、日期寄存器、小时寄存器、分钟寄存器。前3个参数每个参数占2 bit，脉率等后5个参数各占l bit，一次测量仅需要11 bit的长度存储数据。
假设白天(am 6：00～pm 10：00)每隔15分钟测量一次，共测64次；夜间(pmlO：00～次日am 6：00)每隔60分钟测量一次，共测8次；则一天共测量72次，需要11×72=792 bit。加上偶侧血压记录值的考虑，选用容量为32 kB的串行I2C总线E2PROM——AT24C256。AVR的TWI接口是兼容I2C总线的硬件接口，使用硬件接口编程比软件模拟简单，代码短，效率也高。
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