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人体体温小于100℃，因此本文假定输出最大值为5V时，使最后与输出到ATmega8的电压在0至+5v之间，以满足ATmega8单片机A/D参考电压(+5V)的输入要求。为此我们在体温信号调理电路与ATmega8的接口电路上接入一个5V的齐纳二极管以保证Sensor-Vin的输出电压在0至+5V之间，避免输出电压太高损坏采集板电路。体温信号的频率范围大量的集中在低频部分，因此我们在体温信号的放大电路后接了一个由R6、C1组成的低通滤波器，其截止频率通过式 .(5-1)可得:
(5-1)
图5-1体温信号调理电路
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6脉搏信号调理模块电路设计
6.1脉搏信号特点
脉搏波是以心脏搏动为动力源，通过血管系统的传导而产生的容积变化和振动现象，它可以反映出心脏、血管系统的功能和血液的代谢功能。当心脏收缩时，有相当数量的血液进入原己充满血液的主动脉内，使得该处的弹性管壁被撑开，此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能;心脏停止收缩时，扩张了的那部分血管也跟着收缩，驱使血液向前流动，结果又使前面血管的管壁跟着扩张，如此类推，这种过程和波动在弹性介质中的传播有些类似，因此称为脉搏波 (pulse wave)。动脉脉搏波反映了每一次脉跳搏动而发生的血容量变化，是一条周期性连续波动的类似正弦波的曲线，它的周期即是心动周期。动脉脉搏波包含血管血压、容积、移动管壁张力等多种信息，能够反映心脏和血管的状态，对医生诊断高血压、动脉硬化等循环疾病很有帮助。人体手指末端含有丰富的小动脉，它们和其他部位的动脉一样，含有丰富的信息，用光电法提取这些信息是无损伤方法，而且简单易行。但是能否有效地用光电法测得脉搏不仅和被测对象有关而且和工程上的检测方法有关，用红外光电法通过指尖量脉搏是一种比较先进的检测手段。
6.2脉搏信号采集及调理电路具体实现
我们使用指套式光电传感器，由发光二极管和光电三极管组成，指套减少了外界光的干扰。图6-1为光电传感器概图。
图6-1光电传感器概图
AD620的增益可以通过调节电阻R，的阻值来改变，增益与阻值的关系如式4.1所示。AD620的最大增益可达到1000倍，但一般时候不使用最高放大倍数。因为放大倍数高可能会影响输入阻抗等其它因素，所以我们必需通过改变电阻来选择最适当
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的放大倍数，使得放大的信号达到最好效果。二阶低通滤波器可以滤掉信号中的高频部分。脉搏的频率因人而异，所以滤波器的截止频率也可以根据个人要求不同自由的改变。脉搏信号放大电路如图6-2所示。
图6-2脉搏信号放大及低通滤波电路
由U2、R2、R3、R4、R5、C1、C2构成的二阶低通滤波器的上限频率由式6-1可得。
(6-1)
从以上电路输出的电压Vout须经电平提升及反向电路才能输入到ATmega8单片机进行A/D转换，其原理与心音的电平提升及反向电路一样，在此不再讨论。
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7血压信号调理模块电路设计
7.1血压检测方法
临床上血压测量技术可分为直接法和间接法两种:
直接法血压测量是将一根导管经皮插入欲测部位的血管或心脏内，通过导管内的液柱同放在体外的应变式传感器、线形可变差动变压器、电容式传感器等相连，从而测出导管端部的压力。另一种形式是把传感器放在导管的末端，直接测出端部所在点的血压值。这种方法的优点是测量值准确，并能进行连续测量。但它必须经皮将导管放入血管内，所以是一种创伤性的方法。
间接法是利用脉管内压力与血液阻断开通时刻所出现的血流变化间的关系，从体表测出相应的压力值。由于这种方法不需要剖切的外科手术，同时测量简便，因此在临床上得到广泛的应用。其缺点是测量精度较低，不能进行连续测量以及不能用以测定心脏、静脉系统的压力。目前，国外大多数无损自动血压自动检测仪器都采用示波法，因此在本设计中也采用了这一种方法。
示波法的测量过程中，与传统水银血压计(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。当气袖压力远高于收缩压时，脉搏波消失。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。示波法血压测量就是根据脉搏波振幅与气袖压力之间的关系来估计血压的。与脉搏波最大值对应的是平均压，收缩压和舒张压分别对应脉搏波最大振幅的比例来确定。图7-1是示波法测血压的原理图，图中实线所表示的是在测量过程中袖带静压的变化，而直方图所示为脉搏波振幅在测量过程中的变化过程。
图7-1充气示波法测血压原理图
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在示波测量中，主要从脉搏波构成的钟形包络中识别特征点获取血压值。本设计 采用由Geddes提出的固定比率计算法。首先寻找脉搏波钟形包络的顶点0m，其对应的袖带压Pm，即为平均压;另外，在包络线上升沿存在一点0s和下降沿存在一点0d，对应收缩压Ps和舒张压Pd。0s和0d的大小可以根据如下经验公式求得:
(7-1) (7-2)
临床实际测量中，上述经验公式中的取值变化范围较大，式(7-1)为0.45-0.57;式 (7-2)为 0.69- 0.59。
在本设计中血压的测量过程大致为:首先由主机向采集板发送血压检测命令，采集板上的AVR单片机控制气泵对袖带进行快速充气，同时对袖带的压力进行监测，如果大于设定值(250mmHg)则停止对袖带充气，单片机开始通过PWM功能控制电磁气阀进行慢速放(5mmHg/S)，此时要同时监测袖带静压和由袖带静压中提取的脉搏波两路信号，记录下所需的值并将这些数据同步传输到主机供主机进行分析，当袖带静压小于设定值(50mmHg)，则开始快速放气，如果所测量的结果在合理的范围则完成一次血压测量，否则根据设定值决定是否重新进行一轮血压测量。
7.2血压信号采集及调理电路具体实现
检测血压所需的袖带压力首先要经过压力传感器的拾取，将压力信号转换为模拟电信号才能将这些电信号送入后期的信号调理电路作进一步的处理，本文采用了MPS2100压力传感器测量压力值。MPS2100半导体压力传感器专门为血压检测设计，可以把压力转换成毫伏级的差模电压信号，具有良好的线性度，输出电压与所加压力成精确的正比例关系。图7-2是MPS2100压力传感器内部的电路示意图。
图 7-2 MPS 2100内部电路示意图