function [alpha,N,U]=youxianchafen2(r1,r2,up,under,num,deta) %[alpha,N,U]=youxianchafen2(a,r1,r2,up,under,num,deta) %該函數用有限差分法求解有兩種介質的正方形區域的二維拉普拉斯方程的數值解 %函數返回迭代因子、迭代次數以及迭代完成后所求區域內網格節點處的值 %a為正方形求解區域的邊長 %r1,r2分別表示兩種介質的電導率 %up,under分別為上下邊界值 %num表示將區域每邊的網格剖分個數 %deta為迭代過程中所允許的相對誤差限 n=num+1; %每邊節點數 U(n,n)=0; %節點處數值矩陣 N=0; %迭代次數初值 alpha=2/(1+sin(pi/num));%超松弛迭代因子 k=r1/r2; %兩介質電導率之比 U(1,1:n)=up; %求解區域上邊界第一類邊界條件 U(n,1:n)=under; %求解區域下邊界第一類邊界條件 U(2:num,1)=0;U(2:num,n)=0; for i=2:num U(i,2:num)=up-(up-under)/num*(i-1);%采用線性賦值對上下邊界之間的節點賦迭代初值 end G=1; while G>0 %迭代條件：不滿足相對誤差限要求的節點數目G不為零 Un=U; %完成第n次迭代后所有節點處的值 G=0; %每完成一次迭代將不滿足相對誤差限要求的節點數目歸零 for j=1:n for i=2:num U1=U(i,j); %第n次迭代時網格節點處的值 if j==1 %第n+1次迭代左邊界第二類邊界條件 U(i,j)=1/4*(2*U(i,j+1)+U(i-1,j)+U(i+1,j)); end if (j>1)&&(j U2=1/4*(U(i,j+1)+ U(i-1,j)+ U(i,j-1)+ U(i+1,j)); U(i,j)=U1+alpha*(U2-U1); %引入超松弛迭代因子后的網格節點處的值 end if i==n+1-j %第n+1次迭代兩介質分界面（與網格對角線重合）第二類邊界條件 U(i,j)=1/4*(2/(1+k)*(U(i,j+1)+U(i+1,j))+2*k/(1+k)*(U(i-1,j)+U(i,j-1))); end if j==n %第n+1次迭代右邊界第二類邊界條件 U(i,n)=1/4*(2*U(i,j-1)+U(i-1,j)+U(i+1,j)); end end end N=N+1 %顯示迭代次數 Un1=U; %完成第n+1次迭代后所有節點處的值 err=abs((Un1-Un)./Un1);%第n+1次迭代與第n次迭代所有節點值的相對誤差 err(1,1:n)=0; %上邊界節點相對誤差置零 err(n,1:n)=0; %下邊界節點相對誤差置零 G=sum(sum(err>deta))%顯示每次迭代后不滿足相對誤差限要求的節點數目G end
標簽： 有限差分
上傳時間： 2018-07-13
上傳用戶：Kemin
針對傳統電子血壓計硬件電路復雜、易受外部因素和噪聲影響、精度和一致性較差的缺點，設計并實現了一種基于示波法的電子血壓計。該電子血壓計的硬件由 ＳＴＭ３２控制器配合少量的外部電路構成；信號處理主要由數字濾波器等軟件實現；血壓分析采用了兩階高斯擬合和變幅度系數法結合的計算模型。設計的樣機在 １０名志愿者的血壓測量實驗中測得：收縮壓平均誤差為 ２．６ｍｍＨｇ，標準差為 ２．２ｍｍＨｇ，舒張壓平均誤差為 ２．０ｍｍＨｇ，標準差為 １．６ｍｍＨｇ，精度高于美國 ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩＳＰ１０—１９９２血壓測量標準。已有血壓測量裝置中測量方法主要包括直接法和間接法。直接法屬于有創方法，多用于危重病人血壓監測［４］。間接法中的袖帶測量主要包括柯氏音法［５］和示波法［６］。柯氏音法是目前臨床血壓測量的“金標準”，但是該方法主要依靠聽診血液沖擊血管壁產生的聲音變化判斷血壓值，不容易被沒有醫學背景和經驗的人掌握。示波法與柯氏音法不同，它通過分析袖帶壓上調制的動脈搏動信號構造脈搏波［７］包絡，并根據包絡與動脈血壓之間的關系（如幅度系數法、波形特征法、機器學習方法等［８－１０］）得到血壓值。由于不易受主觀因素和外界聲音干擾，示波法是目前電子血壓計中最常采用的方法［１１－１３］。但是，該方法依然存在測量精度和一致性不高的問題，在硬件設計和測量方法上還有改進空間。
標簽： 電子血壓計
上傳時間： 2022-07-23
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