基于虚拟仪器的人体血压测量 - clatfd clatfd.docxVIP

基于虚拟仪器的人体血压测量 指导老师：周国辉 钱圣欣 11300720101 葛昊立 11300720087 实验时间：周一上午 一、 实验目的 利用传感器采集血压信号，使用虚拟仪器 LABVIEW 进行血压信号的测量与分析。 二、实验原理 血压测量方法 1.柯氏音法 一种 HYPERLINK /view/1923168.htm \t _blank 无创血压测量方法，属于间接测量人体血压的方法 原理:先用一连接水银柱的袖带将被测者的臂膀扎住，关闭阀门，然后对袖带打气，再适当松开阀门进行放气。放气期间，将听诊器听筒放在袖带与臂膀之间动脉附近，听脉搏音。开始时因为袖带压力大将脉搏阻断，几乎没有声音或声音很小；随着袖带压力下降，脉搏音逐渐增大，在一个点上会感到声音明显增大，到最大后在逐渐减小，最后声音变调、消失。脉搏音明显增大时刻所对应的水银柱高度为收缩压，而脉搏音从大到小开始变调时刻对应为舒张压。 2、振荡法 振荡法是柯氏音测血压法的进一步延伸，此法也需要袖带阻断动脉血液，但在放气过程中，不是检测柯氏音，而是检测袖带内气体的压力振荡波。这些振荡波是袖带与动脉耦合的结果，源于心血管周期内血管壁由于收缩舒张引起的压力脉动。理论计算和实践均证明此振荡波的幅度有一定的规律，与动脉收缩压、平均压及舒张压有一定的函数关系。 测振法的测量过程中，与柯氏法类似，仍采用充气袖套来阻断上臂动脉血流。由于心搏的血液动力学作用，在袖带压力上将重叠与心搏同步的压力波动，即脉搏波。图示为基于测振法的血压测量过程，初始阶段向袖带充气，袖带压力加至一定值(如160mmHg，远高于收缩压，血流阻断，脉搏波消失)。随后放气，随着袖套压力下降，脉搏开始出现。当袖套压力从高于收缩压降到收缩压以下时，脉搏波会突然增大，到平均压时达到最大值。然后又随袖套压力下降而衰减。 测振法血压测量就是根据脉搏波振幅与袖带压力之间的关系来计算血压的。目前一致认为与脉搏 、波最大值对应的气带压力就是平均压，动脉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。通常采用最大振幅法确定收缩压和舒张压，即在放气过程中脉搏波幅度 包络线的上升段，当某一个脉搏波的幅度与最大幅度Am之比大于Ks时。就认为此时对应的袖带压力为收缩压As=Ks*Am(Ks=0.58)；在脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉搏波的幅度Ai与Am之比小于Ka时，此时袖带压力为舒张压，Ad=Kd*Am(Kd=0.77)。 三、硬件设计思路 1.硬件设计框图： 2.使用元件： 1).压力传感器： 压力传感器为整个电子系统的信号转换模块。由于压力信号无法输入电子系统进行处理和分析，而电子系统处理的一般是电信号。所以电子系统第一级需要使用压力传感器用于来测量压力振荡波，将模拟的血压信号转化为模拟的电压信号，方便数据采集卡进行采集和处理。 本实验所用的压力传感器为复旦大学微电子学系研制的PT14扩散硅压力传感器。硅单晶材料在受到外力作用产生极微小应变时（一般步于400微应变），其内部原子结构的电子能级状态会发生变化，从而导致其电阻率剧烈变化（G因子突变）。用此材料制成的电阻也就出现极大变化，这种物理效应称为压阻效应。利用压阻效应原理，采用集成工艺技术经过掺杂、扩散，沿单晶硅片上的特点晶向，制成应变电阻，构成惠斯通电桥，利用硅材料的弹性力学特性，在同一切硅材料上进行各向异性微加工，就制成了一个集力敏与力电转换检测于一体的扩散硅传感器。由于膜片受到的压力与桥路的输出呈线性变化关系，因而只要测定桥路的输出电压即可得压力的大小。 压力传感器连线与对应管脚。 2).仪表放大器AD620 仪表放大器属于模拟的电信号放大模块。由于前级压力传感器的输出幅度在mV级别，无法被数据采集卡接收处理，所以需要精密的仪表放大器将mV级电压输出转换为V级电压输出。 由于转换过程需要1000倍左右的增益，且压力传感器输出的mV级信号对于噪声干扰非常敏感。设计采用的测量放大器需要有非常高的增益，较高的共模抑制比，较大的输入阻抗和宽频带。 在模数实验课上，我们曾经设计过一个初级的测量放大器电路。设计原理图为： 但是考虑到最后的实验效果，我们采用了集成的仪表放大器作为小信号放大器。 AD620是一款低成本、高精度仪表放大器，仅需要一个外部电阻来设置增益，增益范围为1至1000。AD620具有高精度(最大非线性度40 ppm)、低失调电压(最大50 μV)和低失调漂移(最大0.6 μV/°C)特性，是电子秤和传感器接口等精密HYPERLINK /view/2102581.htm \t _blank数据采集系统的理想之选。它还具有低噪声、低输入偏置电流和低功耗特性，使之非常适合ECG和无创血压监测仪等医疗应用。AD620在1 kHz