示波法（振盪法）測量血壓工作原理示波法（振盪法）是根據袖帶在減壓過程中，其壓力振盪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袖帶壓力振盪波的振幅最大時，袖帶的壓力就是動脈的平均壓。動脈的收縮壓對應於振幅包絡線的第乙個拐點，舒張壓對應於包絡線的第二個拐點。
硬體設計系統基本工作原理如圖1所示。壓力感測器輸出的電壓訊號首先通過低通濾波器濾波，之後由運放電路將訊號轉化為適合微控制器的輸入訊號.
示波法（振盪法）測量血壓工作原理
示波法（振盪法）是根據袖帶在減壓過程中，其壓力振盪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袖帶壓力振盪波的振幅最大時，袖帶的壓力就是動脈的平均壓。動脈的收縮壓對應於振幅包絡線的第乙個拐點，舒張壓對應於包絡線的第二個拐點。
硬體設計
系統基本工作原理如圖1所示。壓力感測器輸出的電壓訊號首先通過低通濾波器濾波，之後由運放電路將訊號轉化為適合微控制器的輸入訊號，最後將模擬的取樣訊號經過mn101ef32d微控制器轉化為數字量。程式對採集的資料進行數字濾波後分析，計算出人體血壓的兩個關鍵指標"舒張壓"和"收縮壓"，之後微控制器立即將資料儲存到外部儲存器中，並將這些重要資料顯示在lcd上。
感測器介紹及其外圍電路的設計
該血壓計使用的感測器為mps-3100-006g壓阻式壓力感測器，是由四個等值電阻組成的惠式電橋，其輸出電壓和輸入壓力成正比，理想狀態下當壓力輸入時，電阻值就跟著改變，但實際上溫度的改變也會影響其阻值輸出結果。另外，由於晶體和電路設計製作的誤差，加上封裝過程等方面的影響，零點偏移不是零。所以必須由外加元件來進行個別溫度補償電路校正。
其重要指標如下：
a、感測器測定範圍：5.8~15psig
b、操作溫度範圍：?40~85 ℃
c、驅動電流：1.5~3ma
d、驅動電壓：5~15v
e、零點漂移：?25~25mv
f、電阻溫度係數為：0.2％/℃
因為血壓訊號取自手臂，測量的訊號容易受袖帶的位置、手臂的挪動而帶來的干擾。根據這些專業特點，要求系統具備高輸入阻抗、高增益、高共模抑制比、低雜訊以及低漂移等特徵。如圖2所示，圖中的t1即為mps-3100-006g壓阻式壓力感測器。
整個電路首先將壓力訊號轉換為電壓訊號，然後進行放大濾波。圖中u1、u2為有源運放lm324，它的輸入阻抗很高。壓力感測器的訊號通過放大後，並通過調節vr1的大小來改變運放的閉環增益，以調節為適應於a/d的電壓輸入範圍。
u1運放迴路用來測量袖帶中的壓力，測量的資料用來供mcu分析並控制對袖帶充氣和放氣的速度。另外u2運放迴路是將通過c11電容隔直的交流訊號放大，此迴路測量的是人體的脈搏波。兩個迴路的採集資料構成了血壓計各個指標的重要計算引數。
mn101ef32d的特性
mn101ef32d是松下（panasonic）公司於2023年初推出的產品，mn101exx系列8位微控制器復合了多功能的外圍功能，具有靈活而最優化的硬體結構，簡潔而高效的指令體系，充分實現經濟性和高速性。
mn101e32d型微控制器，內建64kb flash、4kb ram，具備6個外部中斷、20個內部中斷(包括nmi)、9個定時器計數器、3個序列介面、8路a/d轉換器、32×4段lcd驅動器、監視定時器、單系統的資料自動傳送功能、同步輸出功能以及蜂鳴器輸出等外圍功能。最小指令執行時間可達50ns，封裝為64引腳lqfp。本血壓計使用mn101ef32d的功能大致如下：
a、10位a/d取樣，用於靜態壓力及脈搏波的測量。
b、lcd顯示控制器，直接驅動23*4段的液晶顯示器，顯示測量的過程及結果。
c、定時器功能，用於定時a/d取樣資料並計算自動關機時間。
d、採用數字訊號處理的技術對a/d取樣的訊號進行處理，主要有數字低通濾波和相關的計算。
e、電源開啟採用硬體控制的方法，電源關閉採用軟體控制的方法，關機時除了穩壓模組外，其它晶元處於斷電狀態，功耗極低。
f、測量時可以選擇mmhg和kpa作為主顯示方式，測量精度高，達到靜態1mmhg、動態3mmhg的測量精度。由於採用鐵電儲存器作為儲存媒介，資料的儲存時間很長。
mn101ef32d與外部序列鐵電儲存器的硬體連線
在選擇外部儲存器時，由於考慮到要長期反覆擦除、寫入所設定的工作引數和測量到的重要資訊，並儲存大量的歷史資料，因此必須使用容量較大的靜態儲存器，以便寫入盡可能多的資料資訊並保證掉電後資料不丟失。由於eeprom本身的設計工藝。壽命有限，而且寫入的時間較長，因此不適合用於電池供電的系統。
血壓計需要儲存的資料設計依次為收縮壓（2個位元組）、舒張壓（2個位元組）、平均壓（2個位元組）、脈搏（2個位元組）、每次記錄的時間（5個位元組）等，每次測量需要13位元組儲存資料。假設每天測量4次，需要13×4＝52位元組，血壓計能夠儲存7天的資料則需要節，故選用"鐵電"的24cl04。當開啟血壓計使用的時候，微控制器在其pa0口模擬出iic匯流排的scl，並輸入給外部儲存器24cl04的scl引腳，同時pa1口與24cl04的sda口進行資料交換，將有用的資料顯示在lcd上。
電源處理模組及其相關電路設
本血壓計選用2節7號電池作為電源的輸入。為了達到較好的供電質量，在此電路中選擇了dc/dc公升壓晶元rn5rk331a，將2節串聯的1.5伏7號電池構成的3v左右的電壓公升到3.
3v，供給系統中的模擬電路電源，也作為數位電路的正電源供給mcu（如圖3所示）。考慮到氣幫浦、氣閥如果與模擬電路、數位電路直接共用乙個電源，會引入比較大的干擾，從而影響壓力感測器、運放以及mcu的正常工作，所以設計成氣幫浦、氣閥不與其它器件接在一起，直接由電池供電。
另外，血壓計的重要採集資料通過運放放大的袖帶氣壓和隔直後的脈搏波，由於它們都是通過微小的訊號放大後得到的，所以a/d轉換的設計也極為重要。系統採用智慧型充氣測量、自動降壓，在降壓的過程中進行測量。由於在氣閥工作降壓的時候，電源受到波動，如果用系統電源直接拿來作為a/d的參考電壓基準，必然會給測量帶來誤差。
採用national semiconductor的lm385作為a/d轉換的電壓基準連線到晶元的vref+引腳，確保採集的資料轉換準確。
lcd顯示模組的設計
如圖4、5所示，為了使使用者更為方便、簡單地使用本系統，採用lcd顯示。
松下的mn101ef32d晶元內建了lcd驅動模組，可以直接驅動lcd。先初始化lcd方式控制暫存器1(lcdmd)，它是8位暫存器，用來指定lcd時鐘、lcd顯示的on/off、顯示占空比等。
系統軟體設計
軟體的主要流程如下：
上電後，首先完成系統的初始化工作。微控制器開始給氣幫浦供電，讓袖帶迅速充氣至被測者收縮壓以上約30mmhg左右。之後微控制器通過1路a/d開始採集袖帶的氣壓，並根據袖帶內氣壓下降的速度來控制排氣閥排氣，使袖帶內勻速降壓（3~5mmhg /s）。
與此同時，另外1路a/d開始採集經過隔直的脈搏波。當脈搏波的振幅最大時，袖帶的壓力就是動脈的平均壓。動脈的收縮壓對應於振幅包絡線的第乙個拐點，舒張壓對應於包絡線的第二個拐點。
軟體主要細分為以下3個重要模組：
一）勻速降壓控制模組
儘管氣閥有自動緩慢放氣的特點，但為了使袖帶迅速充氣至被測者收縮壓以上30mmhg左右後勻速降壓（3~5mmhg /s），而不能用普通的處理方法，因為整個測量過程中容易受到外界震動的影響，如人為的震動袖帶、氣管的震動、人的身體運動等，另外氣管的剛性度也會影響到袖帶內氣壓微弱的變化。所以袖帶內的壓力降低的速度與氣閥開關的頻率為非線形關係。
本設計採用了pid演算法來控制氣閥的開關時間來確保袖帶以3~5mmhg /s的速度勻速降壓。受到微控制器的處理速度和ram資源的限制，這裡不採用浮點數運算，而將所有引數全部用整數，最後再除以2n（相當於移位），作類似定點數運算，可大大提高運算速度。最終賦值給定時器，來控制氣閥的開啟時間，從而保證降壓的速度恆定。
在pid演算法中三個基本的引數kp、ki、kd的設定與調整是比較難的部分，根據這些引數的作用原理，總結調整方法大致如下：
1、壓力很快就降到目標值，但壓力降的太多：
a)比例係數太大；
b)微分係數過小；
2、壓力下降達不到目標值：
a)比例係數過小；
b)積分係數過小；
3、基本上能夠控制在目標上，但上下偏差較大，且經常波動
a)微分係數過小；
b)積分係數過大；
二）訊號處理模組
本血壓計測量訊號為2路，mps-3100-006g壓力感測器的訊號首先進行低通濾波處理，排除因外界干擾造成的訊號讀數的誤差，之後放大送ad1，作為靜態血壓訊號；隔直後經再次放大送ad2，作為脈搏波訊號。由於mn101ef32d的a/d為10位，因此最高精度可達1/1024。為了最大限度地利用a/d轉換的取樣速度，用中斷來實現a/d轉換後的資料處理。
當a/d轉換完畢，在中斷程式中，用防脈衝干擾移動平均值法來實現簡單有效的數字濾波，使測量更加準確。具體做法為在一次定時中斷內連續進行5次a/d轉換，去掉最大值和最小值，剩餘3個資料求算術平均值，該算術平均值作為此次的a/d轉換結果。
三）計算血壓模組
袖帶氣壓和脈搏波經訊號處理模組的處理後，得出如圖6所示的資料。圖中的下方為被測者的脈搏波，上方為血壓計公升壓和壓降過程中的袖帶壓力。在此基礎上分析訊號，供收縮壓、舒張壓、平均壓和心率的計算。
微控制器在測量過程中已經儲存各個脈搏波的峰值，以及每個脈搏波的間隔時間。
收縮壓判據的確定採用最大振幅法，即在放氣過程中脈搏波幅度包絡線的上公升段，當某乙個脈搏波的幅度ui與最大幅度um（平均壓）之比剛剛大於ks時，就認為此時對應的氣袖壓力為收縮壓。
ps=p/ui=ks*um
舒張壓判據的確定也是用最大振幅法來判定的，不過是在脈搏波幅度包絡線的下降段，當某乙個脈搏波的幅度ui與最大幅度um（平均壓）之比剛剛小於kd時，就認為此時對應的氣袖壓力為舒張壓。
pd=p/ui=kd*um
先用經驗引數ks = 0.54和kd = 0.72來計算，經測試後再進行修正。
心率即為脈搏波的週期，具體也為算術平均值做法。
血壓是極為重要的健康指標，血壓測量的準確與否直接關係到人們的健康。國家把血壓計列為強制檢定計量器具。一般醫院使用的水銀血壓計基於人工柯氏音法，這種方法存在一些固有的缺點：
一是放氣的快慢對讀數有直接影響，國際標準放氣速度為每秒3～5mmhg，而不同的醫生放氣有快有慢，會影響測量的準確度；二是這種方法以人的視覺、聽覺和協調程度為主要依據，很難標準化。為此，本設計從血壓的檢測方法著手，採用日本松下公司高速、低功耗的mn101ef32d微控制器，作為血壓計測量、控制、資料讀寫、資料顯示的核心，可準確地採用示波法（振盪法）測量血壓。
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基於微控制器的電子時鐘設計
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