基于ATmega16的电子血压计设计

基于 ATmega1 6的电子血压计设计 史延东，李 靖 ，宁 飞 (西北工业大学 自动化学院，陕西 西安 710129) Design of Electronic Blood——pressure Monitor Based on ATmega1 6 Sill Yan—dong，LI Jing，NING Fei (School of Automation，Northwestern Polytechnical University，Xi’an 710129，China) 摘要 ：针对以往血压计的不足 ，介绍 了一种基于 加压方式测量血压 ，以 ATmegal6作 为控制核心辅 以 US9111压力传感器的电子血压计设计 。采 用模 糊控制实现测量过程 的匀速加压 ，并运 用数字滤波 技术提 高了测量的精度 。 关键词：电子血压计；ATmegal6．力Ⅱ压；模糊控 制；数字滤波 中图分类号：TP368．1 文献标识码 ：A 文章编号 ：1001—2257(2011)12—0013一O4 Abstract：In view of the former blood pressure monitor’S insufficiency，introduced one kind based on the compression way survey blood pressure， takes the control core by ATmega1 6 auxiliary by the US9 1 1 1 pressure sensor’S electronic blood pressure monitor design proposa1．Uses the fuzzy control to realize the measuring process uniform speed。and increased the measurement accuracy u一 收稿 日期：2011—05—17 sing the digital filtering technology． Key words：blood pressure monitor；AT— megal 6；compression；fuzzy control；digital filtering 0 引言 随着人们生活水平的提高以及我国老龄化社会 的到来，罹患心血管疾病的人群逐年增加且呈现出 低龄化的趋势，人们的保健意识逐渐增强。血压是 人体重要的生理指标，它的高低反映了人体心脏和 血管的功能状况。血压监测对防病治病、及早发现 疾病，都具有重要意义。相对于目前较为常用的水 银血压计，电子血压计体积轻巧便于携带，测量准确 无人为误差，操作简便 自动化程度高，越来越受到普 通家庭的欢迎。 1 电子血压计工作原理 1．1 血压测量原理 血压就是血液流经血管壁时的压力。心脏收缩 时所达到的最高压力称为收缩压，它把血液推进到 电子科技，2009，22(11)：98—100． [3] 肖亮亮，李晓明，毛晓靖．基于虚拟轴法控制的多轴同 步运动系统分析[J]．电气自动化，2009，31(6)：5—7． [4] 陈 静，刘 强，齐畅想．基于自适应和模糊控制的新 型 XY平台同步控制研究I-J]．系统仿真学报，2008，20 (12)：3212—3215． [5] 胡蒲希，钱 炜 ，陈靖菲．基于直线电机伺服系统的数 控铣削自适应控制系统的数学建模[J]．科学技术与工 程 ，2011，11(4)：838—840． [6] 樊亚妮 ，张 辉．基于运动卡的两轴同步运动控制系统 [J]．广东教育学院学报，2007，27(3)：53—55． [7] ELLIS George．Observers in Control Systems[M]．A— merica：An imprint of Elsevier Science，2002． 《机械与电子》2O11(12) [8] Ellies G．控制系统设计指南．3版[M]．刘君华，汤晓 君，译．北京：电子工业出版社 ，2006． [9] 王广雄，何 朕．控制系统设计[M]．北京 ：清华大学出 版社，2008． [1o] 罗华锋，晏卫东．固有测试性的 Luenberger状态观测 器设计法研究[J]．自动化技术与应用，2010，29(5)： 89— 91． 作者简介：任向杰 (1986一)，男，山东莱州人，硕士研究生， 研究方向为高速运动控制；陈 冰 (1977一)，男，黑龙江青冈人，讲 师，博士，研究方向为运动控制和工业以太网；陈幼平 (1957一)， 男，江西高安人，教授，博士研究生导师，研究方向为虚拟制造、网络 制造、数控技术、智能控制、制造系统的监控及故障诊断等。 · 13 · 于 ATmega16的电子血压计i 主动脉，并维持全身循环。心脏扩张时所达到的最 低压力称为舒张压，它使血液能回流到右心房。这 里采用示波法(振荡法)来测量血压，通过对袖带充 气来阻断上臂动脉血流。由于心搏的血液动力学作 用，在气袖压力上将重叠与心搏同步的压力波动，即 脉搏波。当气袖压力低于舒张压时，无脉搏波，随着 压力上升，脉搏开始出现，这时候表现为舒张压，从 这一时刻开始，直到最后脉搏消失的时候，记录 此点即为收缩压，然后根据在这段时间内测定的脉 搏波个数，计算出心率 ]。 1．2 系统工作原理 系统基本工作原理如图 1所示，单片机输 出 PWM 脉冲控制气泵和电磁阀对袖带充气放气，压 力传感器将袖带内压力信号转换为电信号输出，仪 表放大电路将此电信号进行初步放大，转化为适合 单片机的输入信号，一路送入单片机 ADC1采样直 流分量以便取得收缩压和舒张压，另一路送入带通 滤波电路滤除直流分量，并二次放大后再送人单片 机 ADC2采样交流分量(即脉搏波)，经计算分析后 确定收缩压和舒张压的瞬态时间位置及心律，结果 输出至 LCD显示。 MCU (ATmegal6) 电磁阀 图 l 电子血压计 系统原理 2 硬件 电路设 计 2．1 气动电路 气动电路由袖带、气泵、压力传感器和放气阀构 成，它们构成一个四联通的结构。气泵的驱动采用 8位定时器／计数器 0的 PWM 功能，通过引脚 OC 输出PWM 波控制气泵。气泵和电磁阀的工作驱动 电流分别为 320 mA和 60 mA，而 MCU的 I／O输 出电流不能满足要求。因此，为给气泵和电磁阀提 供合适的驱动电流，采用三极管灌电流来驱动气泵 和电磁阀工作。气动电路如图 2所示。 2．2 信号放大电路和滤波电路 如图 3所示，SEN即为 US9111—006G压阻式 压力传感器。它由4个等值电阻组成的惠式电桥， 输出电压和输入压力成正比，采用恒流源供电，在稳 · 1 4 · Q2 (9012) 电磁阀 (5 v／6o mA) 图 2 气动电路 定性及抑制漂移等方面具有很好的表现，在全量程 范围内，测量范围是 0～375 mmHg，精度为±1 。 零点失调不大于±300 l上V，输出信号为 mV级。图 中 U1，U2为带有真差动输入 的四运算放大器 LM324，它的输入阻抗很高。使用 LM324构成信 号放大电路和滤波电路，将压力传感器的输出值转 化为 0～4．7 V 的电压输出，送入单片机的 AD。其中 U1运放回路用来测量袖带中的压力，测 量的数据用来供 MCU分析并控制对袖带充放气的 速度。U2运放回路是将通过 C 电容隔直的交流 信号放大，此回路测量的是人体的脉搏波。运放 UID输入正端为直流偏置电压 VR2，U1D输出端 和输入负端提供了压力传感器电桥恒流偏置的回 路，以提供传感器工作的恒流源(1 mA)。U1A， UIB，U1C构成差动输入，单输出的仪表放大电路， 能够有效地抑制温漂，保证输出信号的稳定性。为 了拉高输出，使得信号变化的线性区定位在 A／D转 换灵敏度较高的区域，以提高数据采集的精度，在 U1D正端引入基准 电压 VR1。U2A，U2C组 成带 通滤波器，通带频率范围为 0．5～5 Hz，用以滤掉信 号中的直流成分、电源以及皮肤与袖带摩擦的高频 噪声和工频干扰。U2B组成的比例放大电路，对信 号进行二次放大，进入 ADC1，监视血压的交流分 量 。 2．3 ATmegal6单片机主控及外围电路 如图 4所示，单片机供电采用外部 9 V电池通 过 7805稳压到 5 V输入Vc 。]TAG用于系统调试 下载和日后升级。外部晶振通过单片机的 XTAL1 和 XTAL2引脚输入 8 MHz主频。采集到的电压 信 号分别输入到ADC0和ACD1引脚。外部时钟 《机械 与电．子))2011(12) 于 Atmegal6的电壬血 pF 口 工 r ． 阜 oscI V肋 凡 Vss 嬖豁 Pc嘲皓 屯7 Q l K1 14 K2 l5 SCL 16 SDA 17 PW M1 l8 PWM 2 19 K3 ∞ K4 21 PB0㈣ PB1(T1) PB2(AIN0) PB3CA 1) PB4C ) PB5 Os】) PBS(MISO) PB7Ga PD0依) PDlcr)口)) PD2m ) PD3(INTD P1)4(OCm) PD5(OCIA) PD6(1㈣ PD7(TOSC2) RESET 堡J xl胁州。 图 3 信号放大电路和滤波电路 cADC0)PA0 (ADC1)PlA1 (ADC2)队2 D㈣ 3 (ADC4)PA4 (AD∞ PA5 (A BA6 (ADCT)PA7 PCO PC1 pC2 PC3 pC4 pC5 ∞ SC1)P( “OSC2)PC7 AR口 AGND 挖 pCo 船 PC1 24 pC2 巧 pC3 笛 Pc4 27 Pc5 勰 pC6 四 PC7 32 31 图 4 ATmegal6单片机主控及外围电路 采用 PHILIPS公司生产的 PCF8563，它是一款工 业级内含 I C总线的具有极低功耗的 CMOS实时 时钟／日历芯片，可以为用户提供血压测量的时间和 《机械与电子))2011(12) 日期。由于单片机 自带有 4 kB的 E PROM，可以 将采集到的血压值存储到 E PROM 中，方便就医时 使用。键盘电路采用 6个独立式按键，分别完成测 量血压、查看记录、mmHg／kPa转换、上翻记录、下 翻记录和删除记录的功能，并可对 日历时钟进行设 置。LCD1602字符型液晶作为显示输出，它是一款 专门用于显示字母、数字和符号等的点阵型液晶显 示模块，可以显示收缩压、舒张压、当前的时间和日 历 引。 3 软件设计 系统的软件工作如图5所示，系统上电后， 首先初始化。用户启动测量后，单片机发出控制信 号给气泵，开始加压充气，启动 ADC0采集袖带内 的气压(直流量)，当气压高于 5O mmHg时 ADC1 开始采集脉搏波信号(交流量)，此时只计算判断数 据但不记录，直到ADC1检测到第 1个脉搏波时，单 片机开始计算并记录信号，当气压高于 200 mmHg 时，气泵停止工作并打开电磁阀迅速排气。计算出 测量值后，如果测量结果在正常范围内，则保存此次 测试结果在单片机的 E PROM 中，LCD显示所测 数据；如果测量结果有异常(血压偏高、血压偏低、心 · 】5 · 曼 鲎 型 率较慢和心率较快)，LCD显示报警信息，提示用户 及时就医，蜂呜器发出报警声；如果在测量过程中出 错(未检测到脉搏波等)，系统将停止充气并启动电 磁阀进行放气，LCD显示出错信息，蜂鸣器发出报 警声。 图 5 系统程序流程 3．1 PWM脉冲模糊控制模块 袖带在充气过程中需要以 3～5 mmHg／s的速 度匀速增压，然而随着气压增加，气泵负载加大，加 之外界人为震动等因素使得袖带内气压产生变化， 袖带内压力增加的速度与气泵充气的速度为非线性 关系。系统为非线性时变系统，控制目标的期望值 在不断改变，且受到单片机的资源和处理速度限制， 故本设计未采用传统 PID算法，而是相对易行的模 糊控制算法。其具体实现过程为，将气泵开始充气 到停止充气分为 7个阶段，分别为{0～1 V，1～1．8 V ，1．8～ 2．5 V，2．5～ 3．1 V，3．1～ 3．5 V，3．5～ 3．8 V，3．8～4 V)，每个阶段对应不同占空比的 PWM 脉冲，随着气压增大逐渐增大占空比以保证增压的 线性度 ]。 3．2 血压处理数字滤波模块 系统在测量血压过程中，气泵以及外界(袖带的 松紧，被测者手臂的挪动等)的干扰都会以脉冲形式 叠加进正常信号被 AD采集，从而影响测量精度。 为取得更精确的数据，利用数字滤波法去除干扰脉 冲。具体实现过程为，以中断方式每 5 ms启动 AD 采集 10组数据，每组连续进行 5次采集。首先利用 中值滤波法滤除由于脉冲引起的干扰，对每组 5个 数据进行从小到大的排序，最后取其中间值作为该 · 16 · 血压 组采样值；然后利用算术平均值滤波法提高数据的 精度，对 10组数据的采样值求取算术平均值作为此 次采集的结果保存起来 ]。每次测量需要对 2个通 道同时采集，采集 ADC0中的数据存放在血压数组 XY[ ]，采集 ADC1中的数据后判断是否为峰值放 入脉搏数组 MB[i]，并计算出相邻峰值时间放入心 率数组 xc[i]。心率的判定，计算出心率数组的算 术平均值，然后取倒数即为心率；平均压的判定，计 算出脉搏数组最大值，找出与其对应时刻的血压值 即为平均压；收缩压判定，找出脉搏数组中某一个与 平均压之比刚刚大于 Ks时的值，其对应的血压值 即为收缩压；舒张压判定，找出脉搏数组中某一个与 平均压之比刚刚小于 Kd时的值，其对应的血压值 即为舒张压，其中Ks，Kd取值 0．5和 0．8，经 测试后再修正 。 4 结 束 语 基于 ATmega16单片机的血压计设计，充分利 用了该芯片本身的资源，具有电路简单，功耗低，便 携和易操作的特点。采用充气测量的，缩短了 测量时间，提高了用户测试的舒适度。运用模糊控 制和数字滤波技术，在不增加硬件成本的基础上，提 高了电子血压计在测量血压时的抗干扰能力和测量 精度，有较高使用价值和广阔的市场前景。 参考文献： [1] 余学飞．医学电子仪器原理与设计I-M]．广州：华南理 工大学出版社 ，2000． Ea] 徐益民，范红刚，苏风武．零基础学 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