基于51单片机的电子血压脉搏计

大三上的设计，分享给大家

1.1 基于单片机的电子血压计简介

1.1.1 基于单片机的电子血压计的介绍 该产品重量轻，便携，可放入医生护士口袋。无水银，增强环保性，避免了 因水银泄露而造成的污染事故。操作简单易懂，特别适合家庭使用。

1.1.2 基于单片机的电子血压计功能简介 该血压计以压力传感器测得血压值，传入单片机，再将血压数据转换成数字 信号，然后由控制核心单片机控制，经主程序处理数据之后，在液晶显示器上把 数据显示出来,并通过蓝牙串口发送给上位机。

1.2 血压计装置设计方案

源码 企鹅 3026159745 1.2.1 设计总体要求 基于单片机的电子血压计是传感技术和微电脑技术的结合体，它的结构应该能保 证完成四项基本任务： 测量高压和低压 测量脉搏 显示血压和脉搏 在上位机显示血压脉搏

1.2.2 具体设计方案 在这里介绍一下有关血压的基本知识，血压是血液在血管内流动时对血管壁 的侧压力。血压分收缩压和舒张压。当心室收缩向动脉泵血时，血压升高，其最 高值为收缩压。心室舒张时，血压降低，其最低值为舒张压。血压通常以上肢肪 动脉测得的血压为代表，正常成年人上肢动脉的收缩压为 90~140 毫米汞柱，舒 张压为 60~90 毫米汞柱。血压过低或过高都是疾病的征象。

2 .血液在动脉血管中的压力随着心脏的收缩、舒张而不断变化，而人的心脏的 收缩频率即心率比较低，一般在 30~300bpm，由此血压脉动信号相对而言还是属 于一种缓慢变化的信号，我的设计是采用外接式的结构，以 STC89RC52 单片机 为核心，形成种连续数据采集串行数据传输的方式。 蓝牙模块采用 HC-05 发送给上位机，上位机有显示血压，脉搏的功能。 本设计是基于 80C51 单片机的设计，具体装置方案如下图 1.1 所示：

硬件工作流程图如图 1.2 所示。 电源开启过后，若有必要修改系统的默认参数、经过了这个阶段以后，系统 将对某些参数和硬件内部的一些寄存器进行初始化工作。初始化完成之后，将读 取血压力值，等待读取转换结束。待采样的时间达 1 秒钟后将分析数据结果，求 出最大值和最小值，将这些数据处理后即为收缩压和舒张压。将它们送往 LCD1602 液晶屏进行显示。 1.3 基于单片机的电子血压计工作原理 1.3.1 血压测量的工作原理 心脏一张一缩，使血液在循环器官内川流不息。血液在血管内流动时，无论 心脏收缩或舒张，都对血管壁产生 一定的压力。当心脏收缩时，大动脉里的压 力最高，这时的血液称为“高压”；左心室舒张时，大动脉里的压力最低，故称 为“低压” 。平时我们所说的“血压”实际上是指上臂肱动脉，即胳膊窝血管 的血压测定，是大动脉血压的间接测定。通常我们测血压右侧与左侧的血压不一 样，最高可相差 10 毫米汞柱，最低相差不到 5 毫米汞柱。 一般医学测量，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的时候，气 袖的压力是动脉的平均压。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。 如图 1.3.-1 所示

示波法又称为压力振荡法,其工作过程是先将袖带充气以阻断动脉血流,然后 在放气过程中检测袖带内的气体压力并提取微弱的脉搏波。如图所示,当袖带压 力 P 远高于收缩压时,脉搏波消失,随着袖带压力下降到收缩压 Ps 时,脉搏开始出 现。当袖带压力从高于收缩压降到收缩压 Ps 以下时,脉搏波会突然增大,在平均压 Pm 时幅值达到最大。然后脉搏波又随袖带压力下降而衰减。示波法血压测量就 是根据脉搏波幅度与袖带压力之间的关系来估计血压的。脉搏波最大值对应的是 平均压,收缩压 Ps 和舒张压 Pd 分别由对应脉搏波最大幅值的比例来确定。通过 查阅文献与结合一些医生的临床测量得出的结果：收缩压一般为峰值前 Ks=0.5 峰值左右的波动点，而舒张压一般为峰值后 Kd=0.8 峰值左右的波动点。 血压信号以及收缩舒张压的位置如图 1.3-2 所示

先找出最大振幅值 Amax,在往前找幅值为 0.5Amax 的瞬态位置对应血压直 流分量即为收缩压,往后找幅值为 0.8Amax 的瞬态位置对应血压直流分量即为舒 张压,将计算出的收缩压和舒张压结果输出至液晶驱动器显示。

1.3.2 基于单片机的电子血压计的工作原理 气泵在充气时，袖带内部产生压力，与袖带相连接的压力传感器 XGZP684 会根据这个压力值输出对应的电压值，因为单片机是不能直接处理模拟信号的， 所以经过一个高精度 12 位 AD 芯片 TLC2543 将电压值转化数字信号，由单片机 STC89C52 进行读取。单片机在程序的控制下，读入信号后，进行数据处理与运 算，得到相应的数据，然后经 LCD1602 液晶显示模块进行显示，并通过蓝牙发 送给上位机。

2 传感器的选择 血压和脉搏的测量需要的是压力传感器。 压力传感器是将压力转换为电信号输出的传感器。通常把压力测量仪表中的 电测式仪表称为压力传感器。压力传感器一般由弹性敏感元件和位移敏感元件 （或应变计）组成。弹性敏感元件的作用是使被测压力作用于某个面积上并转换 为位移或应变，然后由位移敏感元件或应变计转换为与压力成一定关系的电信 号。有时把这两种元件的功能集于一体，如压阻式传感器中的固态压力传感器。 2.1 压电压力传感器 利用电气元件和其他机械把待测的压力转换成为电量，再进行相关测量工作 的测量精密仪器。压电传感器只可以应用在动态测量当中。主要的压电材料是： 磷酸二氢胺、酒石酸钾钠和石英。随着技术的发展，压电效应也已经在多晶体上 得到应用了。例如：压电陶瓷，铌镁酸压电陶瓷、铌酸盐系压电陶瓷和钛酸钡压 电陶瓷等等都包括在内。 以压电效应为工作原理的传感器是机电转换式和自发电式传感器。它的敏感 元件是用压电材料制作而成的。当压电材料受到外力作用时表面会形成电荷，电 荷通过电荷放大器、测量电路的放大以及变换阻抗以后，就会被转换成为与所受 外力成正比关系的电量输出。它用来测量力以及可以转换成为力的非电物理量， 例如：加速度和压力。 优点是：重量较轻、工作可靠、结构简单、信噪比高、灵敏度高以及信频宽 等。 缺点是：有部分电压材料忌潮湿，因此需要采取一系列的防潮措施；而输出 电流响应又比较差，就要使用电荷放大器或者高输入阻抗电路来弥补这个缺点。

2.2 压阻压力传感器 压阻效应是用来描述材料在受到机械式应力下所产生的电阻变化。不同于压 电效应，压阻效应只产生阻抗变化，并不会产生电荷。大多数金属材料与半导体 材料都被发现具有压阻效应。由于硅是现今集成电路的主要材料，以硅制作而成 的压阻元件的应用就变得非常有意义。电阻变化不单是来自与应力有关的几何形 变，而且也来自材料本身与应力相关的电阻，这使得其程度因子大于金属数百倍 之多。 压阻压力传感器一般通过引线接入惠斯登电桥中。平时敏感芯体没有外加压 力作用，电桥处于平衡状态（称为零位），当传感器受压后芯片电阻发生变化， 电桥将失去平衡。若给电桥加一个恒定电流或电压电源，电桥将输出与压力对应 的电压信号，这样传感器的电阻变化通过电桥转换成压力信号输出。电桥检测出 电阻值的变化，经过放大后，再经过电压电流的转换，变换成相应的电流信号， 该电流信号通过非线性校正环路的补偿，即产生了与输入电压成线性对应关系的 4～20mA 标准输出信号。 为减小温度变化对芯体电阻值的影响，提高测量精度，压力传感器都采用温 度补偿措施使其零点漂移、灵敏度、线性度、稳定性等技术指标保持较高水平。

2.3 电容压力传感器 利用电容作为敏感元件，将被测压力转换成电容值改变的压力传感器。这种 压力传感器一般采用圆形金属薄膜或镀金属薄膜作为电容器的一个电极，当薄膜 感受压力而变形时，薄膜与固定电极之间形成的电容量发生变化，通过测量电路 即可输出与电压成一定关系的电信号。电容式压力传感器属于极距变化型电容式 传感器，可分为单电容式压力传感器和差动电容式压力传感器。

单电容式压力传感器由圆形薄膜与固定电极构成。薄膜在压力的作用下变 形，从而改变电容器的容量，其灵敏度大致与薄膜的面积和压力成正比，而与薄 膜的张力和薄膜到固定电极的距离成反比。另一种型式的固定电极取凹形球面 状，膜片为周边固定的张紧平面，膜片可用塑料镀金属层的方法制成。这种型式 适于测量低压，并有较高过载能力。还可以采用带活塞动极膜片制成测量高压的 单电容式压力传感器。这种型式可减小膜片的直接受压面积，以便采用较薄的膜 片提高灵敏度。它还与各种补偿和保护部以及放大电路整体封装在一起，以便提 高抗干扰能力。这种传感器适于测量动态高压和对飞行器进行遥测。单电容式压 力传感器还有传声器式（即话筒式）和听诊器式等型式。 差动电容式压力传感器的受压膜片电极位于两个固定电极之间，构成两个电 容器。在压力的作用下一个电容器的容量增大而另一个则相应减小，测量结果由 差动式电路输出。它的固定电极是在凹曲的玻璃表面上镀金属层而制成。过载时 膜片受到凹面的保护而不致破裂。差动电容式压力传感器比单电容式的灵敏度 高、线性度好，但加工较困难（特别是难以保证对称性），而且不能实现对被测 气体或液体的隔离，因此不宜于工作在有腐蚀性或杂质的流体中。 2.4 电磁压力传感器 利用电磁原理的传感器统称为电磁压力传感器，主要包括电感压力传感器、 霍尔压力传感器、电涡流压力传感等。 血压计要求压力测量范围大概为 0mmHg-300mmHg 换算为 Pa 为 0-40Kpa。 2.5 确定方案 综合考虑，我选择了压阻传感，XGZP68470KPG 型压力传感器模块。 XGZP6847040KPG 型压力传感器模块，测量范围 0~40kPa。具有价格低， 使用简便等优点，可用于个类气体压力计，血压计等设备。 XGZP6847040KPG 型压力传感器模块采用 DIP 封装形式，压力传感器作 为敏感元件并集成了数字调理芯片，PCB 板的 2 面分别安装有 SOP 封装的压 力传感器与信号处理电路芯片，对传感器的偏移、灵敏度、温漂和非线性进行数 字补偿，以供电电压为参考,产生一个经过校准、温度补偿后的标准电压信号。 XGZP6847 型压力传感器模块尺寸小、易安装，可根据用户要求标定输出信号， 广泛用于医疗电子、汽车电子、运动健身器材等领域。其中压力与血压之前的换 算关系为 100kPa = 1bar ≈ 14.5PSI ≈ 750mmHg.

3 信号调理电路 3.1 压力测量原理 XGZP 型压阻式压力敏感元件是一款适用于生物医学、汽车电子等领域的压 力传感器，其核心部分是 一颗利用 MEMS 技术加工的硅压阻式压力敏感芯片。 该压力敏感芯片由一个弹性膜及集成在膜上的四个 电阻组成，四个压敏电阻形 成了惠斯通电桥结构，当有压力作用在弹性膜上时电桥会产生一个与所加压力成 线性比例关系的电压输出信号。

3.2 信号调理电路基本原理 XGZP6847040KPG 型压力传感器模块 PCB 板的 2 面分别安装有 SOP 封 装的压力传感器与信号处理电路芯片，对传感器的偏移、灵敏度、温漂和非线性 进行数字补偿，以供电电压为参考,产生一个经过校准、温度补偿后的标准电压 信号。 利用现代信号调理技术，以信号调理芯片为核心，通过插值法对采集的温度 补偿参数进行拟合，从而实现了对压阻式压力传感器温度漂移的高精度补偿。软 件补偿是利用计算机的强处理能力，通过一系列的补偿算法对压力传感器因温度 变化所产生的漂移进行修正。这种方法不仅可以补偿温度变化对压力传感器造成 的影响，同时还可改善非线性指标，是提高压力传感器精度的一种有效方法。与 硬件补偿相比， 软件补偿的效果好、精度高且成本低。 基本原理如下： 温度补偿系统对压阻式压力传感器的补偿分为两部分：预补偿过程和在温度 预设点下的正式补偿过程。由于不同的压阻式压力传感器桥路电阻、灵敏度、输 出电压范围等参数存在很大差异，需要使用前在常温下对压力传感器进行预补 偿，以保证芯片内部电路工作在线性及可调节的范围内。预补偿流程图如图 1 所示。预补偿过程通常在常温下进行，目的是计算正式补偿过程中所需要的各种 寄存器的初始化值。在预补偿之后，可以进入正式补偿流程。 正式补偿流程图如图 2 所示，补偿的主要内容是求取设定温度点的灵敏度补偿系 数 FSO、偏移量系数补偿系数 OFFSE

3.3 输出电压与输入电压关系 理论计算如下： 敏感元件 P 为敏感元件所受压力单位为 KPa Uo1 为敏感元件输出电压理论值 Ui= 50mV+P/KPa*1mV 调理电路 Uo2 为调理电路输出电压理论值 Uo2=50Uo1

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