熊青，戴啟軍，宋亞楠

（鄭州大學(xué)電氣工程學(xué)院，河南鄭州450001）

血壓是人體健康的重要指標(biāo)之一，它能反映人體心臟和血管的功能狀況。血壓測量的方法有兩種：直接法和間接法。直接法是有創(chuàng)測量方法，通過將導(dǎo)管經(jīng)皮膚插入預(yù)測部位的血管或心臟內(nèi)，進(jìn)而測得血壓值。該方法具有測量值準(zhǔn)確、并能進(jìn)行連續(xù)測量等優(yōu)點，但是其有創(chuàng)性給病人和臨床應(yīng)用都帶來許多不便。間接法是無創(chuàng)測量方法，利用脈管內(nèi)壓力與血管阻斷開通時刻所出現(xiàn)的血流變化間的關(guān)系，從體表測出相應(yīng)的壓力值[1]。

無創(chuàng)測量血壓的方法有很多，但是應(yīng)用比較廣泛的是柯氏音法與示波法。傳統(tǒng)的水銀血壓計是基于柯氏音法進(jìn)行測量的，測量過程復(fù)雜，測量值受醫(yī)生的經(jīng)驗水平影響較大，而且測量值是偶測值，不能代表被測者的平均血壓水平。為了能夠方便、準(zhǔn)確地實時檢測血壓值，筆者設(shè)計了一種低功耗便攜式的電子血壓計，使被測者可以隨時隨地對自己的健康狀態(tài)進(jìn)行監(jiān)護(hù)。

1 血壓測量原理

血壓指血管內(nèi)的血液作用于血管壁的壓力。心臟收縮時，心室形成的高壓推進(jìn)血液由左心室射出，通過動脈流經(jīng)到毛細(xì)血管，到達(dá)血壓值相對較低的靜脈壓系統(tǒng)；心臟舒張時，靜脈血回流至右心房。心臟活動的波動特性引起動脈中的血壓在收縮期增高，在舒張期降低[2]。

應(yīng)用比較廣泛的無創(chuàng)血壓測量方法有柯氏音法和示波法。兩者都是基于血管卸載原理實現(xiàn)血壓測量的，當(dāng)動脈壓大于袖帶壓時，血管開放，當(dāng)動脈壓小于袖帶壓時血管閉合。筆者采用示波法進(jìn)行血壓測量，利用壓力傳感器觀察隨著袖帶壓的變化，血管從閉合到開放時，脈搏波幅度的變化來實現(xiàn)血壓測量[3]。

目前主要有兩種方法從脈搏波構(gòu)成的鐘形包絡(luò)中識別特征點獲取血壓值[4]：

1）波形特征法通過識別血壓波形在收縮壓和舒張壓處的波形變化特征來判別血壓值。該方法從傳統(tǒng)經(jīng)典力學(xué)的理論出發(fā)，直接從振蕩波包絡(luò)曲線上求得二階導(dǎo)數(shù)等于零點的值，即振蕩波包絡(luò)變化的突變點對應(yīng)了收縮壓和舒張壓的位置點。

2）幅度系數(shù)法通過識別與確定收縮壓、舒張壓與平均壓之間的內(nèi)在關(guān)系來判定血壓值。該方法是用壓力波幅的最大值與收縮壓和舒張壓的比例系數(shù)來判定的，首先尋找脈搏波鐘形包絡(luò)的頂點Om，其對應(yīng)的袖帶壓Pm，即為平均壓；另外，在包絡(luò)線上升沿存在一點Os和下降沿存在一點Od，分別對應(yīng)收縮壓Ps和舒張壓Pd。Os和Od的大小可根據(jù)如下經(jīng)驗公式求得：

2 系統(tǒng)總體設(shè)計

該電子血壓計以MSP430F149單片機(jī)為控制核心，配以數(shù)據(jù)采集模塊、氣路控制模塊、存儲模塊、顯示模塊和電源模塊等電路完成對血壓的實時測量、顯示和存儲。系統(tǒng)總體設(shè)計框圖如圖1所示。

圖1 電子血壓計總體設(shè)計框圖Fig.1 Overall design block diagram of electric sphygmomanometer

MSP430系列單片機(jī)是美國德州儀器（TI）生產(chǎn)的一種16位超低功耗單片機(jī)，其中MSP430F149是一種超低功耗的Flash微控制器，消耗功率僅為其他閃速微控制器（Flash MCU）的五分之一[5]。MSP430F149內(nèi)嵌12位的A/D轉(zhuǎn)換器，可以接入8路模擬信號，并對其中的一路進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換。12位的A/D具有通用的采樣/保持電路，給用戶提供了采樣時序的各種選擇。此外，MSP430F149具有豐富的片內(nèi)外設(shè)，可以大大簡化電路設(shè)計[6]。因此，MSP430F149能很好的滿足系統(tǒng)設(shè)計低功耗和小巧便攜的要求。

數(shù)據(jù)采集模塊主要負(fù)責(zé)對壓力信號的采集及濾波等處理，然后將得到的袖帶壓力信號和脈搏波信號送至MSP430F149。單片機(jī)對輸入的信號進(jìn)行處理，獲得血壓值；同時，控制顯示模塊和存儲模塊對結(jié)果進(jìn)行顯示和存儲。

3 系統(tǒng)硬件設(shè)計

3.1 數(shù)據(jù)采集模塊

壓力傳感器采集到的信號是含有袖帶壓力信號和脈搏波信號的混合信號，屬于微弱信號，通常在毫伏量級。因此在電路設(shè)計中需要設(shè)計前級放大電路對壓力傳感器的輸出信號進(jìn)行差模放大，同時抑制共模信號。前級放大電路采用AD620，它具有低成本、高精度、低噪聲、低輸入偏移電流和低功耗等特點。本系統(tǒng)中設(shè)定前級放大電路的增益為5。在測量血壓的過程中，袖帶壓力信號變化緩慢，屬于低頻信號，接近于直流信號。通常人體脈搏波低于240次/分，即脈搏波的主要頻率分量一般在0.5～4 Hz。因此，可以通過低通濾波電路得到袖帶壓力信號，通過帶通濾波電路獲得脈搏波信號。本系統(tǒng)采用截止頻率為0.6 Hz的二階巴特沃斯低通濾波電路實現(xiàn)對袖帶壓力信號的提取，采用通頻帶為0.5～10 Hz的二階巴特沃斯帶通濾波電路實現(xiàn)對脈搏波信號的提取。由于脈搏波信號的幅度比較小，考慮到后續(xù)的A/D轉(zhuǎn)換，需要設(shè)計次級放大電路。本系統(tǒng)設(shè)計次級放大的增益為100。綜上分析，數(shù)據(jù)采集模塊如圖2所示。

圖2 數(shù)據(jù)采集模塊框圖Fig.2 Block diagram of data acquisition module

正常成人動脈的收縮壓小于140 mmHg，舒張壓小于90 mmHg?？紤]到高血壓患者的壓力比正常人高，本設(shè)計的血壓計的量程設(shè)計為0～300 mmHg。因此，選用US9116-006-N壓力傳感器。它的量程為0～300 mmHg，是基于硅壓敏電阻構(gòu)成的惠斯通電橋測量壓力的變化。壓力變化時，硅壓敏電阻的阻值隨之變化，從而產(chǎn)生隨壓力變化的輸出電壓。在恒流源或恒壓源激勵下，將輸入端的壓力信號轉(zhuǎn)換成與之成正比的電信號輸出。

3.2 氣路控制模塊

本系統(tǒng)選用FMAP1004A-03微型充氣泵和FLJV03PQ微型排氣閥，以滿足系統(tǒng)低功耗和方便攜帶的要求。單片機(jī)控制充氣泵和排氣閥的電路如圖3所示。單片機(jī)通過I/O端口輸出高低電平，實現(xiàn)對充氣泵和排氣閥的控制。當(dāng)P4.0/P4.1端口輸出為高電平時，三極管Q1/Q2導(dǎo)通，實現(xiàn)氣泵的充氣或排氣閥的放氣。考慮到充氣泵和排氣閥屬于感性負(fù)載，用續(xù)流二極管D1、D2以防止燒毀器件。

圖3 充氣泵、排氣閥的控制電路Fig.3 Control circuit of air pump、air release valve

3.3 電源模塊

為了降低系統(tǒng)功耗，在硬件電路設(shè)計中采用±3.3 V的雙電源對系統(tǒng)供電。整個系統(tǒng)的供電電源為3.7 V的鋰電池，通過DC/DC轉(zhuǎn)換芯片得到±3.3 V的電壓。

Linear公司的LTC3440是一款微功率同步升壓-降壓DC/DC變換器，能在輸入電壓高于、低于或等于輸出電壓的情況下操作，輸入輸出電壓范圍在2.5～5.5 V。Maxim公司的MAX660是一款電荷泵芯片，具有較高的開關(guān)頻率，較低的開關(guān)導(dǎo)通電阻，輸入電壓范圍在+1.5～+5.5 V，相應(yīng)的輸出電壓范圍在-5.5 V～-1.5 V。因此，本系統(tǒng)選用LTC3440和MAX660進(jìn)行電壓轉(zhuǎn)換。

3.4 存儲模塊

ATMEL公司的AT25F1024A，可以提供1 Mbits的Flash存儲容量，采用串行接口方式、低功耗、供電電壓在2.7～3.6 V。該芯片能滿足系統(tǒng)設(shè)計低功耗、方便攜帶以及對多次測量數(shù)據(jù)進(jìn)行存儲的需求。因此，采用AT25F1024A構(gòu)成存儲模塊，其與單片機(jī)的連接如圖4所示。

3.5 顯示模塊

本系統(tǒng)采用SO12864-12ASWE圖形點陣式液晶模塊。該模塊是具有串行接口的單色低功耗液晶，供電電壓在2.4～5.0 V。采用串行接口方式，節(jié)省了I/O口線和電路板資源，通過MSP430F149的I/O端口，模擬串口時序。液晶顯示模塊與單片機(jī)的連接如圖5所示。

圖4 存儲芯片與單片機(jī)的連接Fig.4 Connection of memory chip and MCU

圖5 液晶顯示模塊與單片機(jī)的連接Fig.5 Connection of liquid crystal display module and MCU

4 系統(tǒng)軟件設(shè)計

本系統(tǒng)采用基于放氣過程的示波法測量血壓。當(dāng)袖帶壓高于收縮壓Ps時，動脈閉合，此時因近端脈搏的沖擊而呈現(xiàn)細(xì)小的震蕩波；當(dāng)袖帶壓小于收縮壓Ps時，則波幅增大；當(dāng)袖帶壓等于平均壓Pm時，動脈血管壁處于去負(fù)荷狀態(tài)，波幅達(dá)到最大值Om；當(dāng)袖帶壓小于舒張壓Pd以后，動脈血管腔在舒張期已充分?jǐn)U展，管壁剛性增加，因而波幅維持在較小的水平[7]。因此，只要在袖帶放氣過程中連續(xù)測定振蕩波（振蕩波一般呈現(xiàn)近似拋物線的包跡），獲得Om的值，及每個脈沖的幅度Ai和與之對應(yīng)的袖帶壓力Pi，就可以計算出Ps和Pd。

基于以上分析，設(shè)計主程序流程圖如圖6所示，血壓測量子程序流程圖如圖7所示。

圖6 主程序流程圖Fig.6 Flow chart of main program

系統(tǒng)上電后，首先對定時器、串口和I/O口進(jìn)行初始化，然后檢測開始鍵是否按下。如果按下，就調(diào)用血壓測量子程序，接著將執(zhí)行顯示和存儲程序，完成整個測量過程。如果開始鍵沒有按下，則判斷開關(guān)鍵是否按下。

圖7 血壓測量子程序流程圖Fig.7 Flow chart of blood pressure measurement subroutines

血壓測量的過程：一開始?xì)獗每焖賹π鋷С錃猓錃鈮篜B高于收縮壓Ps30 mmHg后開始緩慢放氣，當(dāng)檢測不到脈搏波時袖帶快速放氣。在血壓測量子程序中，信號處理部分主要完成對脈搏波信號的分析處理，得到血壓值。

5 結(jié)論

該設(shè)計以MSP430F149單片機(jī)為控制核心，通過自行設(shè)計數(shù)據(jù)采集模塊、氣路控制模塊、電源模塊、存儲模塊和顯示模塊等硬件電路以及軟件編程，實現(xiàn)了對血壓準(zhǔn)確、方便的實時測量。在硬件電路設(shè)計中，采用低功耗的元器件，并采用較低的系統(tǒng)供電電壓。同時，全部采用SMT封裝，所以該設(shè)計輕巧便攜。因此，該設(shè)計是一款低功耗的、攜帶方便的、實用的電子血壓計。

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