基于單片機的電子血壓計設計

摘 要

現代社會的迅速發展，導致環境日益惡化，不健康的生活習性與不科學的飲食習慣，導致人類疾病越來越多的出現。其中，有著人類第一無形殺手稱號的高血壓病，已逐漸上升到人類疾病危害排行榜的前幾名，長期危害著人體健康，讓飽受高血壓折磨的患者痛不欲生。如何便捷有效地測量與監控高血壓，從而有效預防與治療高血壓，成為人們對抗高血壓病的首要問題。于是，設計一臺便捷的測量血壓的裝置，成為重中之重。

目前市場上的大部分動態血壓記錄儀，只記錄每次測量的結果，醫生面對的是一批真偽難辯的數字，無法判別血壓計的準確性、可靠性。本課題研究最終旨在設計出全信息的動態血壓記錄儀，使每次測量結果完全透明，使醫生可以對照原始波形判斷數據的真偽，有效甄別出干擾和偽差引起的錯誤檢測，恢復真實血壓，保證血壓報告的有效性和可靠性。

家用電子血壓計，主要是用于家庭。家庭醫療保健已成為現代人的醫療保健時尚。過去人們測量血壓必須到醫院才行，而今只要擁有了家用電子血壓計，坐在家里便可隨時監測血壓的變化，如發現血壓異常便可及時去醫院治療，起到了預防腦出血、心功能衰竭等疾病猝發的作用。本文將詳細介紹便攜式血壓測量裝置的設計。

目 錄

在現代疾病譜上，高血壓的危害無疑高居前幾位。對于上了年紀的人，血壓是一個重要的健康信號。隨著生活水平的提高，時下老年人對自己的血壓越來越關注。高血壓是世界最常見的心血管疾病，也是最大的流行病之一，它的危害非常的巨大，據有關統計資料顯示，我國現有的高血壓患者已達一億，并且每年新增人數在300萬以上。從高血壓目前的危害來看，高血壓病已成為人類的頭號隱形殺手病。高血壓病不但是長期危害人體健康的一種慢性病，而且它還是腦中風、冠心病、心肌梗死、心力衰竭、腎衰等疾病的禍首，因此被人們稱為“無形殺手”。

治療高血壓病，首先是要測量準確的血壓。測量血壓的儀器稱為血壓計。血壓計可分為直接式和間接式兩種。兩種血壓計的工作原理是不相同的，直接式是用壓力傳感器直接測量壓力變化；間接式的工作原理則是控制從外部施加到被測部位上的壓強，并將控制的結果與其相關的柯氏音的產生和消失的信息加以判斷。前者不管對動脈或靜脈都可連續測試，而后者只能測量動脈的收縮壓和舒張壓。

傳統的血壓計是模擬的血壓計。此類血壓計操作比較復雜，測量精度不夠，而且受環境影響較大。為了讓廣大血壓計使用者更方便的使用與維護血壓計，也讓更多的人學會使用血壓計進行簡單的血壓測量，設計出一臺操作便捷，測量精確，無需維護的智能型測量血壓的裝置，以幫助人們對抗高血壓。

本論文也具有比較重要的現實意義。目前，市場上的使用的血壓計大部分仍是水銀血壓計，也有一些動態血壓記錄儀。水銀血壓計每次測量必須由醫生戴上聽診器進行測量，測量過程復雜；而且對不同的醫生，測量結果可能不同：對同一個人來說，影響血壓因素非常多，由于每次測量的時間不可能很長，測得結果在某些情況就不能真實的反映被測對象的血壓值。在動態血壓檢測中干擾和偽差是不可避免的。目前市場上的大部分動態血壓記錄儀，只記錄每次測量的結果，醫生面對的是一批真偽難辯的數字。本課題研究最終旨在設計出全信息的動態血壓記錄儀，使每次測量結果完全透明，實時分析結合回顧分析，使醫生可以對照原始波形判斷數據的真偽，有效甄別出干擾和偽差引起的誤檢測，恢復真實血壓，保證血壓報告的有效性和可靠性。

該產品重量輕，便攜，可放入醫生護士口袋。無水銀，增強環保性，避免了因水銀泄露而造成的污染事故。操作簡單易懂，特別適合家庭使用。[2]

該血壓計以壓力傳感器測得血壓值，再將血壓數據通過A/D轉換器轉換成數字信號，傳入單片機，然后由控制核心單片機控制，經主程序處理數據之后，在液晶顯示器上把數據顯示出來。

1.袖帶位置須與心臟高度保持一致，上臂自然下垂，肘和前臂自然地搭在桌子上，手心向上，不要把整個胳膊平伸在高于心臟位置的桌子上，或用墊子將胳膊墊得過高；

2. 每天要在固定時間和同樣狀態下，以相同的姿勢測量血壓；

3. 應該在安靜的狀態下進行測量，測量前安靜休息10～20分鐘，深呼吸2～3次；

4. 飯后或運動后至少休息一小時再進行測量；

5. 不要在浴后、吸煙、飲酒、喝咖啡后測血壓；

6. 要在沒有尿意時測血壓

7. 測量時應保持心情舒暢，沒有疲勞感，不緊張。

§1.1.4血壓計的技術指標

在設計和使用一個生物醫學儀器系統或進行這種測量時，為了方

便，通常又只簡單考慮下列基本要求。

一．量程

測量儀器的測量范圍稱為量程。必須使測量儀器的量程適合于被測信號大小的范圍。對所有可能的被測變量或參量的整個可能取值范圍，儀器應能提供適當的讀數或其它顯示信號。儀器量程太小，則被測信號將使儀器“超載”而無法測量；儀器量程過大，則因信號過小而增加測量誤差。所以，儀器量程必須適當。對于電子血壓計來說，合適的量程應該在0～300mmHg。

二．靈敏度

測量儀器的靈敏度決定被測量多小的一個改變量能夠可靠地被測量來。一個儀器的靈敏度越高，它能測出的變化量越小。一個儀器靈敏度的高或低，取決于被測量有一個微小改變時，它是否能可靠地反映出來，而與被測量的絕對大小無關。必須注意，儀器的靈敏度并不是越高越好。對于給定的測量，靈敏度應適當。靈敏度低固然不行，但靈敏度過高將帶來非線性或不穩定性。對于電子血壓計來說，靈敏度在1刻度/mmHg即可。

三 線性

測量儀器的線性表示在整個測量量程內，輸出值是否以相同比例（即呈直線地）隨輸入值而變化。在一個線性測量系統內，對所有的輸入值不論是在量程的高端、中段還是低端，都具有相同的靈敏度。在直角坐標系內，將測量結果作輸出值與輸入值的對應關系曲線，得到的是一根直線。除非為了某種特殊的目的，一般情況下，希望整個測量量程內有盡可能大的線性范圍。至少在感興趣或最重要的量程段內測量具有足夠好的線性。測量儀器通常給出指定量程范圍內的非線性值。例如，非線性<±5%，表示在指定量程范圍內，靈敏度相差小于±5％。

四．頻率響應

對不同頻率的輸入信號，儀器的反應往往不完全相同。有的儀器對較高頻率的信號較靈敏，而對較低頻率的信號不靈敏；另外一些儀器則相反。測量儀器的頻率響應反映對不同頻率信號的靈敏度的變化。對不同頻率范圍的被測生物信息，必須選擇適當頻率響應的測量儀器。根據不同的頻率范圍，有所謂的“高頻儀器”、“低頻儀器”、“寬頻帶儀器”。如果頻率范圍不適當，將出現“失真”，測量結果不符合被測信號的真實情況。人體血壓波是一個低頻信號，因此電子血壓計應具有良好的低頻響應。

五．信噪比

測量中總是存在噪聲干擾，這種噪聲有時使測量無法進行。衡量的標準就是信噪比（S/N），即信號與噪聲的相對大小比值。盡管儀器靈敏度很高，如果噪聲的大小與信號的大小相近，甚至更高，則測量無法進行。顯然，信噪比越大越好。

六．測量平均值

通常一個被測量的真實值是不知道的，需要我們去測定它。總不可避免地具有誤差，誤差的根源是多種多樣的，可能來自測量儀器的某些缺陷、各種外界因素（空氣溫度、壓力、濕度等的變化，外部電磁場、機械振動等）或者觀察者的視察等等。故嚴格地講，真實值是無法確切地測得的。我們可以這樣來定義實驗科學中的真實值：設在測量中觀察的次數為無限多，根據誤差分布定律，正負誤差出現的幾率相等，故將各觀察值相加，加以平均，可獲得極接近于真實值的數值。所以測量次數無限多時求得的平均值可作為科學實驗的真實值。當然，平時我們測量的次數都是有限的，求得的只是近似真實值的平均值。常用的平均值有下列幾種：

1．算術平均值

2．均方根平均值

3．中位值

4．加權平均值

七．精確度與準確度

測量的精確度和準確度的意義是不同的。精確度指所測得數值重復性的大小；準確度指所測得的數值與真實值符合的程度。在一組測量值中，盡管精確度很高，但準確度不一定很好；反之，若準確度好，則精確度一定高。因此，測量儀器的校準是一項十分重要的任務，應當定期與相應的國家標準或地方標準進行校準。還應當注意準確度與靈敏度的區別。人們常把靈敏的儀器稱為準確的儀器，這是不確切的。在一個靈敏的儀器中，被測量有一個很小的改變就能使指針偏轉，但這時儀器的讀數可能與該量的真實值相差很大。

八．絕對誤差與相對誤差

測量所得的數值和真實值之間總存在著某一誤差，這一誤差值稱為測量的絕對誤差。我們用絕對誤差值與整個被測量的值之比來估量的準確度是比較方便的，這個比值稱為測量的相對誤差。

九．重復性

儀器對于在一定時間期限內加上同樣的輸入信號，能給出同樣的輸出信號的能力，叫重復性或再現性。重復性不意味著精度。

十 精度

儀器的精度是指其最大誤差值，并以該儀器的量程的百分比來表示。按照標準，通常的電氣測量儀表依其精度可分為：0.2，0.5，1.0，1.5，2.5等五級。電子血壓計的精度一般在1.5級就可以了。

便攜式電子血壓計是傳感技術和微電腦技術的結合體，它的結構應該能保證完成三項基本任務：①感應血流的壓力；②判別高壓和低壓；③在屏幕上顯示測量結果。

感受血流壓力離不了傳感器，民用電子血壓計中所應用的壓力傳感器必須是高性能低成本的，靈敏度要高，測量范圍倒不需要很大。在各種傳感器中有一類是利用壓電效應的，還有一種人工合成的被稱為PVDF的壓電薄膜，它是柔軟的塑料。其次就是能根據血壓變動及時抓住高、低壓的微處理器。另外，血壓會通過電子血壓計的液晶顯示屏進行顯示。

在這里介紹一下有關血壓的基本知識，血壓是血液在血管內流動時對血管壁的側壓力。血壓分收縮壓和舒張壓。當心室收縮向動脈泵血時，血壓升高，其最高值為收縮壓。心室舒張時，血壓降低，其最低值為舒張壓。血壓通常以上肢肪動脈測得的血壓為代表，正常成年人上膠動脈的收縮壓為90~140毫米汞柱，舒張壓為60~90毫米汞柱。血壓過低或過高都是疾病的征象。

血液在動脈血管中的壓力隨著心臟的收縮、舒張而不斷變化，而人的心臟的收縮頻率即心率比較低，一般在30~300bpm，由此血壓脈動鑲號是相對而言還是屬于一種緩慢變化的信號，我的設計是采用外接式的結構，以89C51單片機為核心，由其內部自帶的10位8通道A/D轉換模塊構成的采樣模塊，，該模塊的采樣數據由單片機串口經電平轉換后送到上位機的串口COMI或COMZ，形成種連續數據采集串行數據傳輸的方式

本設計是基于89C51單片機的設計，具體裝置方案如圖1-1所示。

圖1-1便攜式血壓計設計方案

系統工作示意圖如圖 1-2所示。

圖1-2 血壓計系統工作示意圖

電源開啟過后，若有必要修改系統的默認參數，將由鍵盤輸入或PC機對其進行設置。經過了這個階段以后，系統將對某些參數和硬件內部的一些寄存器進行初始化工作。初始化完成之后，將啟動A/D轉換，等待直至A/D轉換結束。然后將A/D轉換結果送入上位機。待采樣的時間達1秒鐘后將分析數據結果，求出最大值和最小值，將這些數據處理后即為收縮壓和舒張壓。將它們送往LED數碼管進行顯示。

血壓有兩種，一是收縮壓:是當心臟收縮把血液打到血管所測得的血壓，二是舒張壓:是心臟在不收縮所得的壓力。當袖帶的壓力等于血壓時,血液開始可以流通而產生所謂的袖帶聲，這時候也就是收縮壓，必須開始從這里做記錄，直到最后當袖帶聲沒有的時候，此點即為舒張壓。

根據氣袖在減壓過程中，其壓力振蕩波的振幅變化包絡線來判定血壓的。目前比較一致的看法是當氣袖壓力振蕩波的振幅最大的時候，氣袖的壓力是動脈的平均壓。動脈的收縮壓對應于振幅包絡線的第一個拐點，舒張壓對應于包絡線的第二個拐點。

收縮壓判斷的確定：通常采用最大的振幅法，即在放氣過程中脈搏波振幅度包絡線的上升段，當某一個脈搏波的幅度與之比時，就認為此時對應的氣袖壓力為收縮壓。

    （1-1）

舒張壓判斷的確定：也是用最大的振幅法來判定，不過是在脈搏波振幅包絡線的下降段，當某一個脈搏波的幅度與之比時，就認為此時對應的氣袖壓力為舒張壓。

     （1-2）

血壓信號以及收縮舒張壓的位置如圖1-3所示

圖1-3 血壓交直流信號及收縮壓和舒張壓位置

先找出最大振幅值 Amax，在往前找幅值為0.5Amax的瞬態位置對應血壓直流分量即為收縮壓，往后找幅值為0. 8Amax的瞬態位置對應血壓直流分量即為舒張壓，將計算出的收縮壓和舒張壓結果輸出至液晶驅動器顯示。

馬達在充氣時，袖帶內部產生壓力，數字壓力傳感器ASDX 001感應到該壓力值，經過放大以及濾波電路后，由單片機89C51的第1腳讀入，并進行A/D轉換。單片機在程序的控制下，嚴格按照ASDX 001壓力傳感器的要求的工作時序進行讀寫控制，讀入信號后，對數字信號進運算，然后經DM-162液晶顯示模塊進行顯示

模擬開關之后是模擬通道的轉換部分，它包括采樣/保持和A/D轉換電路。采樣/保持電路的作用是快速拾取模擬多路開關輸出的子樣脈沖，并保持幅值恒定，以提高A/D轉換器的轉換精度，如果把采樣/保持電路放在模擬多路開關之前(每通道一個)，還可實現對瞬時信號進行同時采樣。

采樣/保持器輸出的信號送至模數轉換器，模數轉換器是模擬輸入通道的關鍵電路。由于輸入信號變化速度不同，系統對分辨力，精度、轉換速率及成本的要求也不同，所以A/D轉換器的種類較多。

A/D轉換的結果要送給計算機。有的則采用并行碼輸出，有的則采用串行碼輸出。使用串行輸出結果的方式對長距離傳輸和需要光電隔離的場合較為有利。

ASDX 001屬于微型結構壓力傳感器ASDX DO系列。ASDX系列是Sensym 公司檢定合格的ICT 代表產品的一種增強型品種。也是工業水平領先的一種SDX系列傳感器增強型。ASDX 001 傳感器的外形尺寸要比SDX稍大，能提供高電平(4.0 V測量范圍)的輸出電壓，價格便宜。ASDX 001壓力傳感器內置專用集成電路（ASIC)經全面CI校準并有溫度補償。ASDX 001壓力傳感器采用標準DIP封裝，可對傳感器偏置、靈敏度、溫度系數和非線性度進行數字校正。ASDX 001采用了IC兼容性協議，無需額外的元件或電子電路，就可容易地連接最常用的微控制器和微處理器。

所有ASDX DO壓力傳感器的精度在滿量程范圍內為 。具有可用單一5 供電電壓土作的特性。傳感器的設計和制造均遵循ISO 9001標準。此系列傳感器可用于非腐蝕性、非電離的工作流體，如空氣和干燥氣體。

傳感器的輸出是一個16進制格式的己校正的壓力值，其分辨率為12位。

該壓力傳感器可用于測量絕對壓、差力壓和表力壓。范圍從1PSI到100PSI，絕壓型傳感器有一個內部真空參比值(基準值)，因此可直接輸出一個與絕對壓成比例的信號。差壓型裝置允許在傳感膜片的任一側施加壓力，可用于壓力差的測量。

數字壓力傳感器ASDX 001的結構簡介。

（1）外部結構：

圖2-1 ASDX 001外部結構圖

（2）內部結構

ASDX 001的內部結構主要包括4部分，如圖2-2所示。

圖2-2 ASDX 00內部結構圖

ASDX 001的外圍引腳共有8個，其中5個為空腳。工作電壓為正5負。由腳引入正5負電壓，為數據輸出腳，將所測量得到的數字電壓信號傳送到單片機的P1.0腳，ASDX 001的地腳為GND腳，接地。

因此，這個電路連接十分簡單，只需要將傳感器的輸出腳Vout連接到AT89C51單片機的1腳上即可，如圖2-3所示。

圖2-3 ASDX 001與單片機的連接電路原理圖

AT89C51是美國ATMEL公司生產的低電壓 ，高性能CMOS 8位單片機，片內含4k bytes的可反復擦寫的Flash只讀程序存儲器和128 bytes的隨機存取數據存儲器(RAM )，器件采用ATMEL公司的高密度、非易失性存儲技術生產，兼容標準MCS-51指令系統，片內置通用8位中央處理器(CPU)和Flash存儲單元，功能強大的AT89C51單片機能應用許多高性價比的場合，可靈活應用于各種控制領域。

AT89C51的封裝如圖2-4所示。

圖2-4  AT89C51封裝圖

（1）主要特性：[8][11]

·4K字節可編程閃爍存儲器；壽命：1000寫/擦循環；數據保留時間：10年

·全靜態工作：0Hz-24Hz

·三級程序存儲器鎖定

·128*8位內部RAM

·32可編程I/O線

·兩個16位定時器/計數器

·5個中斷源

·可編程串行通道

·低功耗的閑置和掉電模式

·片內振蕩器和時鐘電路

（2）管腳說明：

    VCC：供電電壓。

GND：接地。

P0口：P0口為一個8位漏級開路雙向I/O口，每腳可吸收8TTL門電流。當P1口的管腳第一次寫1時，被定義為高阻輸入。P0能夠用于外部程序數據存儲器，它可以被定義為數據/地址的第八位。在FIASH編程時，P0 口作為原碼輸入口，當FIASH進行校驗時，P0輸出原碼，此時P0外部必須被拉高。

P1口：P1口是一個內部提供上拉電阻的8位雙向I/O口，P1口緩沖器能接收輸出4TTL門電流。P1口管腳寫入1后，被內部上拉為高，可用作輸入，P1口被外部下拉為低電平時，將輸出電流，這是由于內部上拉的緣故。在FLASH編程和校驗時，P1口作為第八位地址接收。

P2口：P2口為一個內部上拉電阻的8位雙向I/O口，P2口緩沖器可接收，輸出4個TTL門電流，當P2口被寫“1”時，其管腳被內部上拉電阻拉高，且作為輸入。并因此作為輸入時，P2口的管腳被外部拉低，將輸出電流。這是由于內部上拉的緣故。P2口當用于外部程序存儲器或16位地址外部數據存儲器進行存取時，P2口輸出地址的高八位。在給出地址“1”時，它利用內部上拉優勢，當對外部八位地址數據存儲器進行讀寫時，P2口輸出其特殊功能寄存器的內容。P2口在FLASH編程和校驗時接收高八位地址信號和控制信號。

P3口：P3口管腳是8個帶內部上拉電阻的雙向I/O口，可接收輸出4個TTL門電流。當P3口寫入“1”后，它們被內部上拉為高電平，并用作輸入。作為輸入，由于外部下拉為低電平，P3口將輸出電流（ILL）這是由于上拉的緣故。

P3口也可作為AT89C51的一些特殊功能口，如下所示。

口管腳 （備選功能）

P3.0 RXD（串行輸入口）

P3.1 TXD（串行輸出口）

P3.2 /INT0（外部中斷0）

P3.3 /INT1（外部中斷1）

P3.4 T0（記時器0外部輸入）

P3.5 T1（記時器1外部輸入）

P3.6 /WR（外部數據存儲器寫選通）

P3.7 /RD（外部數據存儲器讀選通）

P3口同時為閃爍編程和編程校驗接收一些控制信號。

RST：復位輸入。當振蕩器復位器件時，要保持RST腳兩個機器周期的高電平時間。

ALE/PROG：當訪問外部存儲器時，地址鎖存允許的輸出電平用于鎖存地址的地位字節。在FLASH編程期間，此引腳用于輸入編程脈沖。在平時，ALE 端以不變的頻率周期輸出正脈沖信號，此頻率為振蕩器頻率的1/6。因此它可用作對外部輸出的脈沖或用于定時目的。然而要注意的是：每當用作外部數據存儲器時，將跳過一個ALE脈沖。如想禁止ALE的輸出可在SFR8EH地址上置0。此時， ALE只有在執行MOVX，MOVC指令是ALE才起作用。另外，該引腳被略微拉高。如果微處理器在外部執行狀態ALE禁止，置位無效。

/PSEN：外部程序存儲器的選通信號。在由外部程序存儲器取指期間，每個機器周期兩次/PSEN有效。但在訪問外部數據存儲器時，這兩次有效的 /PSEN信號將不出現。

/EA/VPP：當/EA保持低電平時，則在此期間外部程序存儲器（0000H-FFFFH），不管是否有內部程序存儲器。注意加密方式1時， /EA將內部鎖定為RESET；當/EA端保持高電平時，此間內部程序存儲器。在FLASH編程期間，此引腳也用于施加12V編程電源（VPP）。

XTAL1：反向振蕩放大器的輸入及內部時鐘工作電路的輸入。

XTAL2：來自反向振蕩器的輸出。

（3）振蕩器特性：

XTAL1和XTAL2分別為反向放大器的輸入和輸出。該反向放大器可以配置為片內振蕩器。石晶振蕩和陶瓷振蕩均可采用。如采用外部時鐘源驅動器件，XTAL2應不接。有余輸入至內部時鐘信號要通過一個二分頻觸發器，因此對外部時鐘信號的脈寬無任何要求，但必須保證脈沖的高低電平要求的寬度。

（4）芯片擦除

整個PEROM陣列和三個鎖定位的電擦除可通過正確的控制信號組合，并保持ALE管腳處于低電平10ms 來完成。在芯片擦操作中，代碼陣列全被寫“1”且在任何非空存儲字節被重復編程以前，該操作必須被執行。

此外，AT89C51設有穩態邏輯，可以在低到零頻率的條件下靜態邏輯，支持兩種軟件可選的掉電模式。在閑置模式下，CPU停止工作。但RAM，定時器，計數器，串口和中斷系統仍在工作。在掉電模式下，保存RAM的內容并且凍結振蕩器，禁止所用其他芯片功能，直到下一個硬件復位為止。

同時在第9腳引出一個22uF的電容和一個2K的電阻接+5V的電源組成一個復位電路，如圖2-5所示。

圖2-5  AT89C51復位電路原理圖

AT89C51的+5V電源由39腳引入，第19腳接地，第17腳和第18腳間由12MHz的晶振及兩個20pF的無極性電路組成一個時鐘振蕩電路，如圖2-6所示。

圖2-6  AT89C51時鐘電路原理圖

液晶顯示模塊所要的數字信號從AT89C51的P0.0-P0.7口引出，分別對應的接DM-162的D0-D7端口，完成數據傳輸，液晶顯示模塊的控制引腳RS、PR、E分別接到89C51的P3.5、P3.6、P3.7口，以實現微處理器對液晶顯示模塊的控制，如圖2-7所示。

圖2-7  AT89C51與顯示模塊電路接線原理圖

液晶顯示器以其微功耗、體積小、顯示內容豐富、超薄輕巧的諸多優點，在袖珍式儀表和低功耗應用系統中得到越來越廣泛的應用。

這里介紹的字符型液晶模塊是一種用5x7點陣圖形來顯示字符的液晶顯示器，根據顯示的容量可以分為1行16個字、2行16個字、2行20個字等等，實物圖片如圖2-8所示。

圖2-8  DM-162實物圖

1602采用標準的14腳接口，其中：

第1腳：VSS為地電源

第2腳：VDD接5V正電源

第3腳：V0為液晶顯示器對比度調整端，接正電源時對比度最弱，接地電源時對比度最高，對比度過高時會產生“鬼影”，使用時可以通過一個10K的電位器調整對比度。

第4 腳：RS為寄存器選擇，高電平時選擇數據寄存器、低電平時選擇指令寄存器。

第5腳：RW為讀寫信號線，高電平時進行讀操作，低電平時進行寫操作。當RS和RW共同為低電平時可以寫入指令或者顯示地址，當RS為低電平RW為高電平時可以讀忙信號，當RS為高電平RW為低電平時可以寫入數據。

第 6腳：E端為使能端，當E端由高電平跳變成低電平時，液晶模塊執行命令。

第 7～14腳：D0～D7為8位雙向數據線。

第15～16腳：空腳

1602液晶模塊內部的字符發生存儲器（CGROM)已經存儲了160個不同的點陣字符圖形，如表2-1所示，這些字符有：阿拉伯數字、英文字母的大小寫、常用的符號、和日文假名等，每一個字符都有一個固定的代碼，比如大寫的英文字母“A”的代碼是 01000001B（41H），顯示時模塊把地址41H中的點陣字符圖形顯示出來，就能看到字母“A”。

表2-1 CGRM和CGRAM中字符代碼與字符圖形對應關系

1602液晶模塊內部的控制器共有11條控制指令，如表2-2所示。

表2-2  1062 內部控制指令

VSS為地電源，VDD接5V正電源，V0為液晶顯示器對比度調整端，接正電源時對比度最弱，接地電源時對比度最高，對比度過高時會產生“鬼影”，使用時可以通過一個10K的電位器調整對比度。PS為寄存器選擇，高電平時選擇數據寄存器、低電平時選擇指令寄存器。RW為讀寫信號線，高電平時進行讀操作，低電平時進行寫操作。當PS和PR共同為低電平時可以寫入指令或者顯示地址，當PS為低電平PR為高電平時可以讀忙信號，當PS為高電平PR為低電平時可以寫入數據。E端為使能端，當E端由高電平跳變成低電平時，液晶模塊執行命令，如圖2-11所示。

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圖2-11   液晶顯示模塊電路

傳感器和電路中的器件常會產生噪聲，人為的發射源也可以通過各種耦合渠道使信號通道感染上噪聲。為提高模擬輸入信號的信噪比，可以用信號濾波器(Filter)來衰減這些噪聲，即通過濾波器來去除許多與測量無關的頻率成分，濾去不必要的高頻、低頻或無關信號，或是取得某些特定頻段的信號。濾波器可以用R，L，C等無源元件組成，也可用無源和有源元件組合而成。前者稱之為無源濾波器(Passive Filter)，后者稱為有源濾波器(Active Filter)。有源濾波器中的有源元件可以用晶體三極管，也可以使用運算放大器。采用運算放大器組成的有源濾波器具有體積小、重量輕、損耗低等優點，并且可以提供一定的增益，還可以起到緩沖作用，所以采用運放形式組成的有源濾波器使用特別廣泛。本設計所用的濾波器也采用了二階有源濾波器這種形式。其結構如圖3-2所示。其中元件的選擇對其性能有很大影響。

電源由AAA電池兩顆提供。電源透過L1、D1、U3形成PFM升壓電路，R33與C9做為升壓后電壓濾波作用。實測中，加上R33可降低50%之電源離訊。Q4為VCC電源控制電晶體。R13與R14分壓值做為電壓偵測位準。

具體工作方式：當3V電壓從L1流過給升壓IC后，經升壓從第3腳輸出為5V，Q4為開關管，在關機狀態下，Q4不導通，C9，C11為濾波電容。當POWER鍵按下時Q4導通，輸出一個5V的電壓給Vcc，供電給其他設備。如圖2-12所示。

圖2-12   電源電路原理圖

PWM是一種波形調制技術，可用來產生占空比可調的方波輸出，廣泛用于電機調速控制空面，電動機是常用的電能—動能轉換器件。如果簡單的通過串電阻或者降電壓的方法來降低電動機的轉速往往使得效率下降，能耗增加，嚴重可能使電動機再非額定參數下工作而造成損壞。于是需要一種既要電機工作在額定電壓又可以使電動機降低轉速的技術。PWM應運而生。

泄氣速率以PWM（Pulse Width Modulation 脈寬調變）方式控制，MCU將依據壓力值之泄氣變化調整泄氣速率在規格范圍內。C11與C12做為 穩定電源與濾波作用，減少PWM控制避免電源變動造成電壓不穩。[12]

具體工作方式：當充氣到200KPA時，開始漏氣，由IC發出一個信號給第3腳，經R12流過到Q2，使Q2導通，輸出一個2.7V的電壓給V1，使V1開始工作，D2保護Q2和V1的正常工作而設計，如圖2-13所示。

圖2-13 線性閥 PWM控制電路

PUMP control訊號控制PUMP動作，R27為限流電阻。

具體工作方式：由IC的4腳輸出一個低電平約（0.6V）信號給R27，經Q1導通，VBT為Q1提供3V的電壓，Q1導通輸出一個3.2V的電壓經PUMP，使PUMP導通。D3為保護二極管，使PUMP能穩定工作。[12]如圖2-14所示。

圖2-14  充氣PUMP控制電路原理圖

開關連接單片機的27腳，構成整個系統的開關電源。按下POWER鍵，則系統導通，開始工作。如圖2-15所示。

圖2-15   按鍵電路原理圖

主程序流程如圖3-1所示。

圖3-1主程序流程圖

主程序依此調用5個模塊：處理模塊、測量模塊、信號處理模塊顯示模塊、顯示模塊、電源處理模塊。

判斷鍵盤的當前狀態（是否開/關電源），執行相應的操作。處理模塊流程圖如圖3-2所示。

圖3-2 處理模塊流程圖

測量信號為二路，壓力傳感器的信號經放大送AD1，作為靜態直流血壓信號；隔直后經再次放大送AD2，作為脈搏波信號。由于傳感器的AD為10位，因此最高精度可達1/1024。采樣后的信號經信號處理模塊的處理，最終計算得到收縮壓、舒張壓。

主要功能是脈搏波的判斷和檢測，主要分為兩步：第一步，對A/D采樣的脈搏波信號進行低通濾波處理，排除因外界干擾造成的信號讀數的誤差；第二步，采用相關運算，最大程度的排除因手臂的運動造成的誤差。在這基礎上，分析信號，得到波形的峰值（供判斷收縮壓，舒張壓和平均壓），得到每個脈搏波的時間。信號處理模塊流程圖如圖3-3所示。

圖3-3  信號處理模塊流程圖

主要顯示3種信息：測量過程顯示當前壓力值、漏氣速率；測量結束后分別以mmHgH和Kpa方式滾動顯示收縮壓、舒張壓及心率；校準狀態下顯示當前壓力值、漏氣速率。

§4.6串行通信模塊

采用PC機主叫的中斷方式，一旦接到PC機發來的命令，對血壓進行初始值的設定，主要包括起始加壓值，每次的壓力遞增值和最高壓力限制。

LCD顯示子程序流程LCD1602。顯示模塊流程圖如圖3-4所示。

圖3-4  顯示模塊流程圖

用于穩壓模塊的控制，按開/關鍵，穩壓模塊的控制端為高電平，穩壓模塊處于正常輸出狀態。此時，血壓計處于“開”狀態；再次按開/關鍵，置PAO低電平，關閉穩壓模塊的輸出，處于斷電的“關”狀態。

目前市場上的大部分動態血壓記錄儀，存在很多缺點，如：只記錄每次測量的結果，醫生面對的是一批真偽難辯的數字；需要大量的連線才能把現場傳感器的信號送到采集卡上，布線施工麻煩，成本也高；其二，線路上傳送的是模擬信號，易受干擾和損耗。為了克服這些缺點，一種基于數字化技術的系統應運而生。

本文設計的血壓計在單片機選擇上，采用了比較常見的Atmel公司生產的AT89C51。這主要是考慮到：一方面本血壓計在軟件設計上不涉及大量的計算，AT89C51作為8位微控制器（帶4K字節閃速存儲器）已經能足夠滿足設計要求；另一方面，AT89C51系列單片機技術發展比較成熟，且市場價格較低，能夠很好地節約設計成本。

本課題研究最終旨在設計出全信息的動態血壓記錄儀，使每次測量結果完全透明，實時分析結合回顧分析，使醫生可以對照原始波形判斷數據的真偽，有效甄別出干擾和偽差引起的誤檢測，恢復真實血壓，保證血壓報告的有效性和可靠性；設計的集成式A/D傳感器大大降低了因為線路復雜而造成的信號干擾；并且使信號傳輸更為快速準確性也大大提高，降低了產品成本。

但同時由于作者能力有限設計方面也有缺陷，如由于成本限制，采用的芯片并不是最新版本，系統計算速度上不如同類產品；能源消耗量還沒有完全優化。望讀者給予建議或意見。

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經過本次畢業設計，使我能夠把大學四年中系統所學的理論知識和實際應用得以結合，總結出了很多實踐設計中的技術經驗。同時接觸到電子產品的一些新技術，了解到電子產品的發展趨勢。在設計期間，通過老師的悉心指導，使我在設計思路上更加明了。在剛開始我使用PIC單片機進行設計，但由于所學的單片機是89C51，在匯編語言上面遇到了很大障礙，最后放棄了利用PIC單片機的設計，轉向用51單片機進行設計，特別感謝老師對我在編程方面的指導，使我對單片機編程思路有了更加清晰的認識。本次設計同時參考了報旭鶴老師刊登在現代電子技術雜志的基于PIC單片機血壓計設計思路。也讓我對電路的硬件方面有了全面的設計能力的和動手能力，在軟件方面也有了很大的提高，了解到要編好一個程序首先要有豐富程序積累并多去動手做實驗、調試。

在設計同時我也認識到自己在技術方面的種種不足，以及在設計思路上面的欠缺，我會在以后的學習生活中注意提高自己的種種不足，同時非常感謝學校老師們的諄諄教誨，在離開大學，走進工作崗位之際，我會記住老師們的教導，將自己所學的知識貢獻社會。

(1)  讀狀態命令子程序流RDcommand：

(2)  讀數據子程序ASDX001:

（3）復位子程序REST:

(5) 寫命令子程序流程圖GETWD: