基于单片机的电子血压计设计

目录

摘要 ................................................................................................................................ I Abstract .......................................................................................................................... II 第1章绪论.. (1)

1.1课题研究的背景 (1)

1.2 课题研究的意义 (1)

1.3本次设计的主要研究内容 (3)

第2章总体设计方案 (4)

2.1总体设计目的 (4)

2.2实现原理的概述 (4)

2.3系统组成框图 (5)

2.4系统组成部分 (6)

2.4.1信号采集部分 (6)

2.4.2模数转化部分 (6)

2.4.3中央处理单元 (6)

2.4.4显示模块 ................................................................ 错误！未定义书签。

2.5测量设计 (10)

2.5.1血压测量设计 (10)

2.5.2 体温测量设计 (11)

2.6测量及计算方法 (11)

2.6.1血压测量方法 (11)

2.6.2血压计算方法 (12)

第3章硬件系统设计 (13)

3.1传感器电路 (13)

3.2放大电路 (14)

3.3数据处理电路 (16)

3.4转换电路 (18)

3.5复位电路 (20)

3.6按键电路 (20)

第4章软件系统设计 (22)

4.1主程序流程图 (22)

4.2血压信号的数模转换 (22)

4.3体温信号的数模转换 (24)

4.4 数码显示 (27)

第5章系统的调试与仿真 (28)

5.1 Keil C51软件开发系统 (28)

5.2 Proteus软件开发系统 (28)

5.3仿真分析 (30)

总结 (30)

致谢 (32)

参考文献 (33)

附录1 系统程序 (34)

摘要

摘要

随着社会的发展，人们生活水平提高，心脑血管疾病已经成了威胁人们健康一个关键因素，我们开始对自己的健康越来越重视，尤其是血压的测量，所以这就需要我们开发出一款实用的测量血压装置，让人们自己随时了解自己的血压状况从而减少了血压疾病的发生。

本次设计采用微弱信号的检测技术设计出电子血压计，电子血压计可以进行简单的血压测量和温度测量，本次设计采用的是AT89S52型号的单片机为血压计的核心，控制系统可以实时测量相关的血压和体温数据并记录当前的时间。系统设计相关的硬件电路和相关应用程序，利用压力传感器将血液对血管壁的压力转化为电信号，将血压信号转化为数字信号后进行显示、传输、报警等处理，也可以通过按键切换实现体温的测量。水银体温计使用方便、精度高，因而应用很广。但是由于水银体温计进行体温监测很不方便，水银的污染的可能也很严重的缺点，我们就需要开发出一个具备测量体温功能的电子仪器。为了正确测量人体局部温度，促使人们开发了各种不同的测温仪器和测温方法。现在已有许多医院采用了电子体温计，用其它电子仪器测量体温也日益普及，所以本次设计将测量体温的这一功能综合到了血压计当中，实现了功能上的转换。将要开发的电子血压计不仅能够测量血压，还能测量体温，达到了一机多用的效果，这样在测量血压的同时，也可以最患者的体温进行测量，通过对比数据，能够更加及时的发现问题，解决问题。这种电子产品是未来医院测量血压和体温的理想选择。

关键词血压计；智能化；测量体温

I

吉林建筑大学电子信息工程专业毕业论文

Abstract

With the social development, people's living standards improve, cardiovascular and cerebrovascular diseases have become a key factor in the threat to people's health, we begin more and more attention to their health, especially blood pressure measurement, so this requires us to develop a blood pressure measurement device models and practical, so that people know their own blood pressure at any condition which reduces the blood disease.

The design uses a weak signal detection techniques to design electronic, electronic blood pressure can be a simple blood pressure measurement and temperature measurement, this design model is used AT89S52 microcontroller as the core of sphygmomanometer, the control system can be related to real-time measurement blood pressure and temperature data and record the current time. System design-related hardware and related applications, the use of pressure sensors in the blood vessel wall pressure into electrical signals, the blood pressure signal into a digital signal for display, transmission, alarm processing, can also be achieved through the key switch body measurements. Mercury thermometer is easy to use, high precision, and thus is widely used. However, because mercury thermometer for temperature monitoring is very convenient, mercury contamination may also be very serious drawback, we need to develop a measurement of temperature with the functions of the electronic equipment. In order to correctly measure the local temperature of the human body, prompting people to develop a variety of thermometer and temperature measurement. Many hospitals have now adopted the electronic thermometer with other electronic instruments to measure the body temperature is also increasingly popular, so this will be designed to measure the temperature of this functionality integrated into a sphygmomanometer which achieve a functional conversion. Electronic to be developed not only to measure blood pressure, but also to measure body temperature, reaching a multi-purpose machine effect, so that the measurement of blood pressure, but also the patient's body temperature can be measured by comparing the data to more timely identify problems solve the problem. This electronic product is a future hospital measuring blood pressure and body temperature ideal choice.

Key words blood pressure devices；intelligent；measure body temperature

II

第1章绪论

第1章绪论

1.1课题研究的背景

传统的血压计是模拟的血压计,此类血压计操作比较复杂，测量精度不够，而且受环境影响较大。且时常需要校准精度，需用一只准确的汞柱血压计或血压表一同校验。其方法是将听诊器上“Y”形管取下，其两端分别接准确的血压计(血压表)和校验的弹簧表式血压表，第三端接臂带及气阀，这样利用同一压力，观察要校验的血压表与准确的血压计(血压表)的读数是否相同，如不同则说明该校验的血压表已不准确，如读数相同，仅零位有偏差时，并不影响实际使用。如发现血压表指针不能回复零位时，切勿擅自调节螺钉，以免损害表内机芯，此时应将血压表送到生产厂家或指定服务部维修。因此，此类血压计的使用与维护相对麻烦。为了让广大血压计使用者更方便的使用与维护血压计，也让更多的人学会使用血压计进行简单的血压测量，我们设计出一台操作便捷，测量精确，无需维护的智能型测量血压的装置，以帮助人们对抗高血压。

1.2课题研究的意义

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。将脉动波的记录引入动态血压技术，提供24小时内的每次血压测量结果，而且能再现每次测量过程中的波形。在动态血压检测中干扰和伪差是不可避免的。目前市场上的大部分动态血压记录仪，只记录每次测量的结果，医生面对的是一批真伪难辩的数字。本课题研究最终旨在设计出全信息的动态血压记录仪，使每次测量结果完全透明，实时分析结合回顾分析，使医生可以对照原始波形判断数据的真伪，有效甄别出干扰和伪差引起的误检测，恢复真实血压，保证血压报告的有效性和可靠性。

经过科学家与医生的不断试验探索，从最古老的方法到现今电子血压计的发明，一路走来漫长又艰辛。

早年，威廉·哈维注意到当动脉被割破时，血液就像被压力驱动那样喷涌而出。通过触摸脉搏的跳动，会感觉到血压。1835年，尤利乌斯·埃里松发明了一个血压计，它把脉搏的搏动传递给一个狭窄的水银柱。当脉搏搏动时，水银会相应地上下跳动。医生第一次能在不切开动脉的情况下测量脉搏和血压。但由于它使用不便，制作粗陋，并且读数不准确，因此其他的科学家对它进行了改进。1860年，朱尔·马雷研制成了一个当时最好的血压计。它将脉搏的搏动放大，并将搏

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动的轨迹记录在卷筒纸上。这个血压计也能随身携带。马雷用这个血压计来研究心脏的异常跳动。

现在医生使用的血压计是希皮奥内,里瓦罗奇在1896年发明的。它有一个能充气的袖带，用于阻断血液的流动。医生用一个听诊器听脉搏的跳动，同时在刻度表上读出血压数。

大量研究数据表明，我国高血压发病率逐年增加，已成为危害身体健康的一个重大问题，为了解决这个问题，提高人们对于高血压的防范意识，拥有一款操作简单的电子血压计是十分重要的。据有关机构调查，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5%左右，老年人可达10%左右，因此开发出既适合家庭保健有适合专业人士的电子血压计具有重要意义。

高血压的危害无疑高居前几位。对于上了年纪的人，血压是一个重要的健康信号。随着生活水平的提高，时下老年人对自己的血压越来越关注。高血压是世界最常见的心血管疾病，也是最大的流行病之一，它的危害非常的巨大，据有关统计资料显示，我国现有的高血压患者已达一亿，并且每年新增人数在300万以上。从高血压目前的危害来看，高血压病已成为人类的头号隐形杀手病。高血压病不但是长期危害人体健康的一种慢性病，而且它还是脑中风、冠心病、心肌梗死、心力衰竭、肾衰等疾病的祸首，因此被人们称为“无形杀手”。高血压对人体的损害是全身性的，也是造成死亡的恶魔，直接威胁着人的生命，所以，对高血压这个无形杀手，不可掉以轻心。

治疗高血压病，首先是要测量准确的血压。测量血压的仪器称为血压计。血压计可分为直接式和间接式两种。两种血压计的工作原理是不相同的，直接式是用压力传感器直接测量压力变化；间接式的工作原理则是控制从外部施加到被测部位上的压强，并将控制的结果与其相关的柯氏音的产生和消失的信息加以判断。前者不管对动脉或静脉都可连续测试，而后者只能测量动脉的收缩压和舒张压。

随着医学知识的普及和民众保健意识的提高，人们开始重视自身血压的日常监测，电子血压计已悄悄走进了寻常百姓家，成为普通家庭常用的保健器械。越来越多的商家开始看好电子血压计这个高度可开发性和高速成长性的市场，同时国内外市场竞争日益白热化。目前世界电子血压计市场呈现出打破原有竞争格局，建立新市场格局的趋势。

电子血压计已经进入了普通的家庭里面了，当然医院还没有大量的普遍的的使用起来，因为电子血压计的价格在医院还是一个不小的开销，因为电子血压计的更新速度还是很快的，所以对于很多的医院来说，更换的电子血压计目前还没有得到资金的允许, 当然对于电子血压计的讨论也是目前很多的朋友都比较热衷的话题，从电子血压计的品牌到电子血压计的价格、还有电子血压计的准确度等等，都是普通家庭比较热衷的话题。

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第1章绪论

1.3本次设计的主要研究内容

主要研究内容是开发出一款电子血压仪器，人们可以用这台装置精确地完成血压值的测量，省去了去医院的麻烦，为自身安全提供了保障。本次设计增加了许多创新，给使用者带来了极大的方便和实惠，满足不同人群的使用需求，电子血压计使用起来方便快捷，实用性强，具有小型化、低功耗、智能化等特点，在使用时又便携易操作，从而呈现出家用化的趋势。此次设计增加了报警功能，解决了老年人看不清楚的问题，使得设计更为人性化。

患者取坐位或仰卧位，被测肢体应和心脏处于同一水平，上臂自然下垂，坐位时平第四肋软骨；卧位平腋中线，平整地将袖带置于上臂中部，距肘窝下缘2-3cm。需密切观察血压者应做到四定：定时间、定部位、定体位、定血压计，有助于测定血压的准确性和对照的可比性。为偏瘫、肢体外伤或手术的患者测血压应测健测肢体。排除影响血压的外界因素袖带过宽、过窄；袖带缠得过紧、过松；肢体位置过高、过低等因素对血压值的影响。

袖带宽度要合适，袖带太窄，须加大力量才能阻断动脉血流，测得数值偏高；袖带太宽，大段血管受阻，测得数值偏低。肱动脉位置高于心脏水平，测得血压值偏低；低于心脏水平，测得血压值偏高。

袖带过松，橡胶带呈气球状，有效测量面积变窄，使血压测量值偏高；袖带过紧，使血管在未注气时已受压，使血压测量值偏低。发现血压听不清或异常，应重复测量；应将袖带内气体驱尽，稍等片刻再复测，连续测2~3次，取其最低值。

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第2章总体设计方案

2.1总体设计目的

本设计要求设计基于单片机的电子血压计，运用单片机原理，结合传感器电路，设计一个电子血压计并且具有测量体温功能。可以通过切换系统来实现血压和体温的精确测量，测量结果将用数码管显示出来，要求设计仿真电路图，编写程序。实际性能满足要求，可演示测量效果，记录结果。该电子血压计使用血压触感器进行血压数据收集，再通过放大电路将采集的模拟信号进行放大，使其转化为单片机可以接收的电压值，主控器内的数模转换器可以将模拟信号转化成数字信号，最后在数码管上显示出血压值。这样就完成了血压的测量。也可以把收集到的体温数据转换成数字信号，在显示电路上得到数据。这种血压计操作简单，非医护人员也可以使用。而且它能更精确的测量出血压值和体温值，减少了误差的存在。

这种血压计是将传感技术与单片机有机结合而成的，它的结构应该保证完成三项基本流程：感应血流的压力，并能够将信号转变成压电信号；利用单片机技术判断高压与低圧；在屏幕上显示测量结果。对于传感器的要求是：高性能低成本的，灵敏度要高，测量范围倒不需要很大。能根据血压变动及时抓住高、低压体积小，集成度高，抗干扰能力强，可靠性高，价格低，程序简单，运用灵活，易于实现产品化的单片机；使用具有显示清晰，亮度高，寿命长等优点的显示器。

水银血压计能直接测得血压值，较为直观，准确性和可靠性很好，价格低廉，其缺点是较重，携带不方便，且需要用听诊器不是专业的医护人员无法使用，弹簧式血压计有以下优点，携带方便，操作简单，但是准确度不高，维修起来很不方便，刻度数值较小，需要听诊器听力视力不好的老人使用起来比较困难，而我们将要开发的电子血压计克服了以上血压计的缺点，方便易学，能自动显示血压测量值，可以提供脉搏读数，更为方便的监测血压变化，随着科技的发展，降低了血压计的生产成本，未来将会有很大的发展空间。

2.2实现原理的概述

本设计是通过电子设备来进行血压测量和体温测量，分析血压数据，从而得出各种科学准确的数据，其实质是对脉搏的测量，因此对于脉搏信号的提取成为设计成功的前提，首先要进行的是对微弱脉搏波进行信号采集的硬件电路图的设计，然后根据示波器法进行相关的算法研究和验证。同时还可以通过传感器采集体温信号，实现体温数据在显示器上显示。

血压值采集方面采用专用血压传感器，并通过三运放仪用放大电路放大，整

4

第2章 总体设计方案

5

形，使用三运放仪用放大电路是因为其它简单且稳定，可以完成模拟信号的处理工作，并将处理结果送到主控器进行数据处理，利用自内部自带的A/D 数模转换器将返回的电压值转变成数字信号。因为传统听诊器和水银血压测量仪的测量过程是通过判断是否听到脉搏声来判断收缩压及舒张压的。充气过程中，从无声到有声过度点是舒张压，即低压，从有声到无声则是收缩压，即高压。放气过程刚好相反。而有声的过程伴随着就是血压的跳动，主控器巧妙地利用这一特点进行血压的测量。因为血压在充气过程血压变化大且不规律，本设计则让血压先达到一个固定的血压值，利用放气过程血压稳定下降，测出收缩压和舒张压，并通过数码管显示出来。

通过打气囊向袖带打气，当气压到达气压峰值的时候停止打气，这时候开始

缓慢放气，在气压下降过程中，会在某一时刻第一次出现气压的小的回升，而这正是对应着传统的水银血压计当中第一声听到脉搏声，也就是收缩压。继续放气，气压继续下降，这过程会有好几次气压的回升，每次都对应着传统测量过程的脉搏声跳动时刻。当最后一次有着气压的回升时，也就是传统中气压从有到无那一点，即我们所要的舒张压。

2.3 系统组成框图

本设计是基于AT89S52单片机的设计，具体装置方案如下图2-1所示：

图2-1 系统的结构框图

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 ，由此血压脉动信号是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AT89S52单片机为核心，由其内部自带的10位8通道A/D 转换模块构成的采样模块，该模块的采样数据由单片机串口经电平转换后送到上位机的串口COMI 或COMZ ，形成种连传 感 电 路 放 大 电 路 模数转换

器

滤 波 电

路 AT89S52 报警装置 显示电路 按键电路

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续数据采集串行数据传输的方式。

2.4系统组成部分

电子血压计由传感器、运算放大电路、滤波电路、数模转换电路、显示电路、按键电路、报警电路和单片机组成，传感器能够完成对血压信号和体温信号的采集，运算放大电路对采集来的血压信号和体温信号进行预处理得到所需数据，A/D 转换电路对信号进行数模转换，单片机作为电子血压计和测温计的控制中心，完成对信号的储存，并通过计算得到数据进行外围电路的控制，进行血压数据和体温数据的显示，整个系统是由以下几个模块组成。

2.4.1 信号采集部分

信号采集部分主要包括一个传感器、放大器、带通滤波器与低通滤波器，主要完成轴带压力、脉搏信号、体温信号的检测，滤波器将这信号分开，分别送入转换器的不同通道，在转换器中进行信号处理。

2.4.2模数转化部分

本部分设计单片机为核心器件，内与模数转换器进行连接，它是一种8位逐次逼近型A/D转换器，内部具有8通道多路转换开关，可以直接对8路电压模拟量进行转换,精度速度适中。每采集一次可需要100微秒，采用中断方式读入结果,经A/D转换结束后会自动产生信号，将其与中央控制单元的外部中断相接，便可采集到数据。

由于需要对袖带压力信号和脉动压力信号的处理，选用的A/D转换芯片至少满足两通道同时输入，由于8位的分辨率能满足测量的精度要求，并且8位的数据正好是一个字节处理起来很方便，因此本次设计采用的ADC0809是逐次比较式转换器，ADC是一种逐次比较式8位模拟输入，8位数字输出的A/D转换器，它的性能比较好，价格比较便宜，购买也很方便,并且可以对信号进行转换。模数转换工作过程：首先用指令选择其中一个模拟输入通道，当执行时，便会产生脉冲给开始引脚，开始对选中通道转换。当转换结束后便会发出结束信号，该信号可以作为中断申请信号，当读允许信号读到EOC端有高电平，则可以读出转换的数字量，利用该通道转换结果读到累加器A中。

2.4.3 中央处理单元

中央处理单元是整个设计内容的核心部分，主要组成为单片机AT89S52，其主要作用是：通过串口接收单片机给出的系统参数设置以及控制命令，并向单片机传输测量数据，其中包括计算收缩压、舒张压、体温以及对模数转换信号控制，

6

第2章 总体设计方案

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测量过程中各种算法的实现，同时控制报警装置。如图2-2所示：

XTAL218XTAL119ALE 30EA 31PSEN 29RST 9P0.0/AD0

39P0.1/AD1

38P0.2/AD2

37P0.3/AD3

36P0.4/AD4

35P0.5/AD5

34P0.6/AD6

33P0.7/AD7

32P1.0/T21P1.1/T2EX 2P1.23P1.34P1.45P1.56P1.6

7P1.7

8P3.0/RXD

10P3.1/TXD

11P3.2/INT0

12P3.3/INT1

13P3.4/T0

14P3.7/RD 17P3.6/WR

16P3.5/T1

15P2.7/A15

28P2.0/A8

21P2.1/A9

22P2.2/A10

23P2.3/A11

24P2.4/A12

25P2.5/A13

26P2.6/A14

27U1

AT89S52

图2-2 A T89S52结构示意图

AT89S52具有以下标准功能：8k 字节Flash ，256字节RAM ，32位I/O 口线，

看门狗定时器，2个数据指针，三个16位定时器/计数器，一个6向量2级中断结构，全双工串行口，片内晶振及时钟电路。

P0口：P0口是一个8位漏极开路的双向 I/O 口。作为输出口，每位能驱动8

个TTL 逻辑电平。对P0端口写“1”时，引脚用作高阻抗输入。当访问外部程序和数据存储器时，P0口也被作为低8位地址/数据复用。在这种模式下，P0具有内部上拉电阻。在flash 编程时，P0口也用来接收指令字节；在程序校验时，输出指令字节。程序校时，需要外部上拉电阻。

P1口：P1口是一个具有内部上拉电阻的8位双向I/O 口，P1输出缓冲器能

驱动4 个TTL 逻辑电平。对P1端口写“1”时，内部上拉电阻把端口拉高，此时可以作为输入口使用。作为输入使用时，被外部拉低的引脚由于内部电阻的原因，将输出电流。此外，P1.0 和P1.2分别作定时器/计数器2的外部计数输入（P1.0/T2）和时器/计数器2的触发输入（P1.1/T2E ）。

P2口：P2口是一个具有内部上拉电阻的8位双向I/O 口，P2输出缓冲器能

驱动4 个TTL 逻辑电平。对P2 端口写“1”时，内部上拉电阻把端口拉高，此时可以作为输入口使用。作为输入使用时，被外部拉低的引脚由于内部电阻的原因，将输出电流（IIL ）在访问外部程序存储器或用16位地址读取外部数据存储器（例如执行MOVX @DPTR ）时，P2口送出高八位地址。

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P3口：P3口是一个具有内部上拉电阻的8位双向I/O口，P2输出缓冲器能驱动4个TTL 逻辑电平。对P3端口写“1”时，内部上拉电阻把端口拉高，此时可以作为输入口使用。作为输入使用时，被外部拉低的引脚由于内部电阻。P3口如下表2-1所示：

表2-1引脚含义

引脚第2功能

P3.0 RXD（串行口输入端0）

P3.1TXD（串行口输出端）

P3.2INT0（部中断0请求输入端，低电平有效）

P3.3 INT1（中断1请求输入端，低电平有效）

P3.4T0（时器/计数器0计数脉冲端）

P3.5T1（时器/计数器1数脉冲端）

P3.6 WR（部数据存储器写选通信号输出端，低电平有效）

P3.7 RD（部数据存储器读选通信号输出端，低电平有效）

RST：复位输入晶振工作时，RST脚持续2个机器周期高电平将使单片机复位。看门狗计时完成后，RST脚输出96个晶振周期的高电平。特殊寄存器AUXR(地址8EH)上的DISRTO位可以使此功能无效。默认状态下，复位高电平有效。

ALE/PROG：地址锁存控制信号（ALE）是访问外部程序存储器时，锁存低8 位地址的输出脉冲。在flash编程时，此引脚（PROG）也用作编程输入脉冲。在一般情况下，ALE以晶振六分之一的固定频率输出脉冲，ALE脉冲将会跳过。

PSEN：外部程序存储器选通信号（PSEN）是外部程序存储器选通信号。当AT89S52从外部程序存储器执行外部代码时，PSEN在每个机器周期被激活两次，而在访问外部数据存储器时，PSEN将不被激活。

EA/VPP：访问外部程序存储器控制信号。为使能从0000H到FFFFH的外部程序存储器读取指令，EA必须接GND。为了执行内部程序指令，EA应该接VCC。在flash 编程期间，EA也接收12伏VPP电压。

XTAL1：振荡器反相放大器和内部时钟发生电路的输入端。

XTAL2：振荡器反相放大器的输出端。

2.4.4显示模块

显示模块是由八段数码管组成，LED显示具有丰富多样性、灵活性、电路简

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第2章总体设计方案

单、易于控制而且功耗小，对于信息量多的系统，是比较适合的，LED液晶显示模块采用LED1602型号，具有很低的功耗，正常工作室电流仅2.0mA/5.0V。通过编程实现总动关闭屏幕能够更有效地降低功耗。LED1602分两行显示，每行可现实多达16个字符，其内部的字符发生器已经存储了160个不同的点阵字符图形，通过内部指令可实现对其显示多样的控制。如图2-3所示：

图2-3八段数码管

LED数码管由多个发光二极管封装在一起组成“8”字型的器件，引线已在内部连接完成，只需引出它们的各个笔划，公共电极。LED数码管常用段数一般为7段有的另加一个小数点，还有一种是类似于3位“+1”型。位数有半位，了解LED的这些特性，对编程是很重要的，因为不同类型的数码管，除了它们的硬件电路有差异外，编程方法也是不同的。

LED数码管要正常显示，就要用驱动电路来驱动数码管的各个段码，从而显示出数字，因此根据LED数码管的驱动方式的不同，可以分为静态式和动态式两类。

静态显示：静态驱动也称直流驱动。静态驱动是指每个数码管的每一个段码都由一个单片机的I/O端口进行驱动，或者使用如BCD码十进制译码器译码进行驱动。静态驱动的优点是编程简单，显示亮度高，缺点是占用I/O端口多，如驱动5个数码管静态显示则需要5×8=40根I/O端口来驱动，要知道一个AT89S52单片机可用的I/O端口才32个，实际应用时必须增加译码驱动器进行驱动，增加了硬件电路的复杂性。

动态显示：数码管动态显示接口是单片机中应用最为广泛的一种显示方式之一，动态驱动是将所有数码管的8个显示笔划"a, b, c, d, e, f, g, dp"的同名端连在一起，另外为每个数码管的公共极COM增加位选通控制电路，位选通由各自独立的I/O线控制，当单片机输出字形码时，单片机对位选通COM端电路的控制，所以我们只要将需要显示的数码管的选通控制打开，该位就显示出字形，没有选通的数码管就不会亮。通过分时轮流控制各个数码管的COM端，就使各个数码管轮流受控显示。

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2.5 测量设计

2.5.1 血压测量设计

本次设计当中，蜂鸣器报警系统起到一个很重要的角色，它是作为人机互动

的一个桥梁，是向使用者传递电子血压计内部的信息，从而指导使用者的正确使用及当前的操作动作，数码管显示模块是一种简单而经济的人机交互途径，通过数码管的显示模块，我们能够直观地看到血压测量结果。其具体的流程图设计如图2-4所示：

N

Y

Y

图2-4 测量血压系统工作示意图

对于传统的水银血压计的测量方式，它是利用打气过程中脉搏声的有和无来

判断收缩压与舒张压的，而本设计中却是利用测量到的气压是否在下降过程中有数据处理 输入设置参数 显示结果

结束否 结 束

开 始

第2章总体设计方案

小许的回升来判断，这部分设计是本设计当中的关键部分之一，其效果好否也直接影响到测量结果的准确度。电源开启后，若有必要修改默认参数，可以通过程序设置，待采样的时间达到规定时间后，将开始分析数据结果，求出最大值和最小值，经过处理后即收缩压和舒张压，并将其送往LED屏显示出来。

2.5.2体温测量设计

系统的软件主要是采用C语言，对单片机进行变成实现各项功能。主程序对模块进行初始化，而后调用收集体温数据、处理体温信号、显示、键盘等模块。用的是循环查询方式，来显示体温，主程序的主要功能是负责体温的实时显示，单片机读出并处理ADC0809的测量的当前温度值并负责调用各子程序，体温测量图如图2-5所示：

开始

初始化

启动ADC0809

测量体温

计算温度

LED显示

图2-5 测量体温系统工作示意图

2.6测量及计算方法

2.6.1 血压测量方法

通过打气囊向袖带打气，当气压到达气压峰值的时候停止打气，这时候开始缓慢放气，在气压下降过程中，会在某一时刻第一次出现气压的小的回升，而这正是对应着传统的水银血压计当中第一声听到脉搏声，也就是收缩压。继续放气，

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气压继续下降，这过程会有好几次气压的回升，每次都对应着传统测量过程的脉搏声跳动时刻。当最后一次有着气压的回升时，也就是传统中气压从有到无那一点，即我们所要的舒张压，这时测量结束。

2.6.2 血压计算方法

基于示波器法这一原理，可以直接计算出平均压，收缩压与舒张压是不能直

接测量出来的，但是可以通过他们与平均压的关系或者包络线的特征可以计算出收缩压与舒张压，目前血压计开发商都在研究这一块。

幅值系数法，是利用压力波的最大幅值的比例关系进行识别收缩压合舒张压。

目前电子血压计的产品，绝大部分都是基于这个方法的计算出血压。此方法已经得到医学界的认可，在临床上得到运用。幅度系数的法的原理，可以看到脉搏波的幅值随压力的变化而变化，幅值最大那个脉搏波为Pmax ，收缩压对应的脉搏波为SBP ，舒张压对应的脉搏波为DBP ，他们之间的函数关系：

SBP = a * Pmax ( 0.4 < a < 0.7 ) （2-1） DBP = b * Pmax ( 0.4 < b < 0.8 ) （2-2）

波形特征法，是观察脉搏波幅值突变的点，来辨别收缩压合舒张压。收缩压

判别点在脉搏波幅度有明显增加，舒张压判别点在脉搏波幅度有明显减少，根据差分算法，求相邻脉搏波幅度的差值，认为差值最大的为突变点。

小波分析，即通过对包络线的拐点辨别，求出收缩压和舒张压。压力包络线

拐点在理论上是可行的，但是实际应用时，因为器件的工艺，放大后的信号误差比较大，拐点并不明显，并且容易受到外部干扰，产生假的脉搏拐点，这也使得压力波包络线拐点的确定非常困难。

平均压（MAP ）是血压波形（P(t)）在一个周期内的积分除以周期T ，其定义如下：

t T

d t P T MAP )(10

?= （2-3） 均压反映了动脉血压的数值和波形。从示波法原理的两条基本原则，振荡波

包络线呈现出近似抛物线的形态，脉搏振荡波振幅最大对应的袖带压力为平均压，可以顺利推导出平均压的计算方法。

第3章 硬件系统设计

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第3章 硬件系统设计

3.1 传感器电路

本次设计我选用固态传感器，因为它的准确度高，且输出信号为0～100mV 。

它的压力接口和引脚结构提供了优良的灵活性，尤其是在压力连接方向要求严格的应用中。

压力传感器是基于美国GE 公司先进的压电电阻技术。最新硅片微机械技术

被应用于压阻应变片被离子注入在惠斯通桥路结构内。压力传感器具有优良的温度特性，温度补偿范围为0~60℃。它将一个增益设置电阻集成在传感器内，使传感器可以互换。

压力传感器工作特点：恒流供电，温度补偿（0~60℃），满量程输出100mV ，

±0.1%准确度，可互换性。如下图3-1所示：

56

7

84U4:B

C4

1nF R7

10k R610k R1

10k R231.0

T O V E R 5H Y S T 3U6Q6

R4

R3

10k R510k

图3-1 传感器电路图

压力传感器典型应用：电子血压计检定仪，血压计标准器，血压计智能标准

器，血压计校验仪，医疗器械，气体流量测量，供暖，制冷，过程控制。

压力传感器的工作原理：金属电阻应变片的工作原理是吸附在基体材料上应

变电阻随机械形变而产生阻值变化的现象，俗称为电阻应变效应。金属导体的电阻值可用以下量表示：

ρ——金属导体的电阻率

S ——导体的截面积

L ——导体的长度

以金属丝应变电阻为例，当金属丝受外力作用时，其长度和截面积都会发生

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变化，从上式中可很容易看出，其电阻值即会发生改变，假如金属丝受外力作用而伸长时，其长度增加，而截面积减少，电阻值便会增大。当金属丝受外力作用而压缩时，长度减小而截面增加，电阻值则会减小。只要测出加在电阻的变化（通常是测量电阻两端的电压），即可获得应变金属丝的应变情况。

3.2 放大电路

放大电路的作用：能把输入讯号的电压或功率放大的装置，由电子管或晶体

管、电源变压器和其他电器元件组成。用在通讯、广播、雷达、电视、自动控制等各种装置中。

放大电路的原理:运算放大电路,是一种直流耦合、差模输入，通常为单端输

出的高增益电压放大器，因为刚开始主要用于加法，乘法等运算电路中，因而得名。一个理想的运算放大器必须具备下列特性：无限大的输入阻抗、等于零的输出阻抗、无限大的开回路增益、无限大的共模排斥比的部分、无限大的频宽。一个运算放大器模组一般包括：一个正输入端、一个负输入端和一个输出端。

通常使用运算放大电路时，会将其输出端与其反相输入端连接，形成一负反

馈组态。原因是运算放大电路的电压增益非常大，使用负反馈方可保证电路的稳定运作。但是这并不代表运算放大器不能 连接成正回馈，相反地，在很多需要产生震荡讯号的系统中，正回馈组态的运算放大器是很常见的组成元件。

3

2

1

8

4U4:A

R9

10k R8

10k

C81nF

图3-2 开环回路放大电路图

开环回路运算放大电路如图3-2。当一个理想运算放大器采用开回路的方式

工作时，其输出与输入电压的关系式如下：Vout = ( V+ -V-) * Aog 。

其中Aog 代表运算放大器的开环回路差动增益,由于运算放大器的开环回路

第3章 硬件系统设计

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增益非常高，因此就算输入端的差动讯号很小，仍然会让输出讯，导致非线性的失真出现。 因此运算放大器很少以开环回路出现在电路系统中，少数的例外是用运算放大器做比较器，比较器的输出通常为逻辑准位元。

闭环负反馈：将运算放大器的反向输入端与输出端连接起来，放大器电路就处在负反馈组态的状况，此时通常可以将电路简单地称为闭环放大器。闭环放大器依据输入讯号进入放大器的端点，又可分为反相放大器与非反相放大器两种。反相闭环放大器如图3-3所示：

R1

10k R2

10k

32

1

8

4U1

图3-3 反相闭环放大器

假设这个闭环放大器使用理想的运算放大器，则因为其开环增益为无限大，所以运算放大器的两输入端为虚接地，假设这个闭环放大器使用理想的运算放大器，则因为其开环增益为无限大，所以运算放大器的两输入端电压差几乎为零，非反相闭环放大器如图3-4所示：

R1

10k R210k

3

2

1

8

4U1

图3-4 非反相闭环放大器

闭环正回馈：将运算放大器的正向输入端与输出端连接起来，放大器电路就

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处在正回馈的状况，由于正回馈组态工作于一极不稳定的状态，多应用于需要产生震荡讯号的应用中，成为理想运放和理想运放条件。

在分析和综合运放应用电路时，大多数情况下，可以将集成运放看成一个理想运算放大器。理想运放顾名思义是将集成运放的各项技术指标理想化。由于实际运放的技术指标比较接近理想运放，因此由理想化带来的误差非常小，在一般的工程计算中可以忽略。

理想运放各项技术指标具体如下：电压放大倍数达到104倍；输入电阻达到104Ω；输出电阻小于几百欧姆；外电路中的电流远大于偏置电流；失调电压、失调电流及其温漂很小,造成电路的漂移在允许范围之内，电路的稳定性符合要求即可；输入最小信号时，有一定信噪比，共模抑制比大于等于60dB；带宽符合电路带宽要求即可。

运算放大器中的虚短和虚断含意：虚短，因为理想运放的电压放大倍数很大，而运放工作在线性区，是一个线性放大电路，输出电压不超出线性范围（即有限值），所以，运算放大器同相输入端与反相输入端的电位十分接近相等。在运放供电电压为±15V时，输出的最大值一般在10～13V。所以运放两输入端的电压差，在1mV以下，近似两输入端短路。这一特性称为虚短，显然这不是真正的短路，只是分析电路时在允许误差范围之内的合理近似。虚断电路的运放的输入电阻一般都在几百千欧以上，流入运放同相输入端和反相输入端中的电流十分微小，比外电路中的电流小几个数量级，流入运放的电流往往可以忽略，这相当运放的输入端开路，这一特性称为虚断。显然，运放的输入端不能真正开路。

运用虚短和虚断这两个概念，在分析运放线性应用电路时，可以简化应用电路的分析过程。运算放大器构成的运算电路均要求输入与输出之间满足一定的函数关系，因此均可应用这两条结论。如果运放不在线性区工作，也就没有虚短和虚断的特性。如果测量运放两输入端的电位，达到几毫伏以上，往往该运放不在线性区工作，或者已经损坏。

前置放大电路的基本组成有：音源选择、输入放大和音质控制等电路。前置放大电路功能有两个：一是要选择所需要的音源信号，并前置放大器,放大到额定电平；二是要进行各种音质控制，以美化声音。

音源选择电路的作用是选择所需的音源信号送入后级，同时关闭其他音源通道。输入放大器的作用是将音源信号放大到额定电平，通常是1V左右。

音质控制的作用是使音响系统的频率特性可以控制，以达到高保真的音质；或者根据聆听者的爱好，修饰与美化声音。

3.3数据处理电路

滤波器是一种选频装置，可以使信号中特定的频率成分通过，而极大地衰减

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