基于示波法的电子血压计系统设计

应用天地 　A PPL ICA TION 　NO TES 62　　　 2010 年第 4 期 adv @mesnet. com. cn(广告专用) 　 基于示波法的电子血压计系统设计 刘坚强1 , 王永才2 (1. 东北大学 信息科学与工程学院 , 沈阳 110819 ; 　2. 青岛理工大学琴岛学院) 摘要 : 电子血压计克服了水银血压计操作专业性强、不易携带等缺点 ,呈现出家用化的趋势。针对传统单片机设计 电路设计复杂、测量精度不高、稳定性不好等缺点 ,给出了一种采用 L M3S1138 芯片作为主控制器、自带信号运放和信号 调理功能的压力传感器 MPXV5050 GP 作为信号采集器 ,基于示波法测量血压的血压计设计方案。实验表明 ,该血压计 测量速度快 ,稳定性高 ,测试结果基本与水银血压计一致 ,具有较高实用价值。 关键词 : 示波法 ; 血压计 ; 收缩压 ; 舒张压 ; L M3S1138 中图分类号 : TP311 　　　　文献标识码 : B Blood Pre ssure Meter Ba sed on Oscillometer Liu Jianqiang1 , Wang Yongcai2 (1. College of Information Science and Engineerng , Northeastern University , Shenyang 110819 , China ; 2. Qingdao Technological University Qindao College) Abstract : The elect ronic sphygmomanometer overcame the shortcomings of mercury sphygmomanometer such as specialized operation , not easy to carry and so on , presenting a home use tendency. In view of the disadvantages of t raditional MCU designs that the circuit is complex , the accuracy and stability performance is poor , t his paper put forward a design method based on oscillometer method , using L M3S1138 as the main cont roller , p ressure2sensor MPXV5050 GP with signal processing ability as signal collecting equipment . Experi2 mental result s indicate that the the measuring speed of the sphygmomanometer is fast , t he device is stable , and that the result is similar to that of the Riva2Rocci sphygmomanometer , showing value in practical use. Key words : oscillometer method ; sphygmomanometer ; systolic blood2pressure ; diastolic blood2pressure ; L M3S1138 引　言 医疗检测设备家庭化逐渐成为趋势 ,其中家用血压计 就是典型的家庭医疗检测设备[1 ] 。目前较为常用的血压 计是水银血压计 ,对普通用户 ,特别是中老年人来说 ,使用 比较困难。过去人们必须到医院测量血压 ,十分不方便。 测量准确、操作简单、携带方便的血压计有利于人们尽早 发现和鉴别各类血压病症 ,及时就医。电子血压计具有成 本低、小型化、功耗低、自动化程度高的优点 ,在使用上带 来了便携和易操作的特点 ,弥补了水银血压计的不足。本 文介绍采用 L M3S1138 作为控制核心、压力传感器 MPXV505 GP 作为信号采集器的电子血压计的设计方法。 1 　示波法原理 示波法又称为压力振荡法 ,其工作过程是先将袖带充 气以阻断动脉血流 ,然后在放气过程中检测袖带内的气体 压力并提取微弱的脉搏波。如图 1 所示 ,当袖带压力 P 远高于收缩压时 ,脉搏波消失 ,随着袖带压力下降 ,脉搏开 始出现。当袖带压力从高于收缩压降到收缩压 Ps 以下 时 ,脉搏波会突然增大 ,在平均压 Pm 时幅值达到最大。 然后脉搏波又随袖带压力下降而衰减。示波法血压测量 就是根据脉搏波幅度与袖带压力之间的关系来估计血压 的。脉搏波最大值对应的是平均压 ,收缩压 Ps 和舒张压 Pd 分别由对应脉搏波最大幅值的比例来确定。 图 1 　示波法中脉搏波波幅与袖带压力的对应关系 测量血压时 ,随着袖带压力的下降血管由阻断变导 A PPL ICA TION 　NO TES 　应用天地 　paper @mesnet. com. cn (投稿专用) 　 2010 年第 4 期 Microcontrollers & Embedded Systems 　63　　　 通 ,这一过程会在袖带中产生一系列的小脉冲。将小脉冲 拾取出来 ,将其峰值连成曲线 ,得出包络线 ,如图 2 所示。 图 2 　袖带内产生的小脉冲图 利用示波法判定收缩压和舒张压的具体方法很多 ,主 要可以归纳为两种 :波形特征法和幅度系数法。波形特征 法基本原理是利用脉搏波包络线的拐点测量血压 ,上升时 拐点对应的静压力为收缩压 ,下降时拐点对应的静压力为 舒张压。这种方法测量的个体适应性较差 ,测量精度不稳 定 ,已逐渐被幅度系数法所替代。 幅度系数法又称“归一法”。它是将脉搏波振动信号 的幅值与信号的最大幅值相比进行归一化处理 ,通过确定 收缩压和舒张压的归一化系数来识别收缩压与舒张压 ,如 图 3 　归一化值曲线 图 3 所示。其中 , A s 为收 缩压对应的脉搏波幅度 , A m 为平均压所对应的脉 搏波的幅度 , A d 为舒张压 对应的脉搏波幅度 , A s/ A m 为收缩压 Pd 的归一化 值 , A d/ A m 为舒张压 Ps 的归一化值 , Pc 为袖带压 力 ,横坐标代表放气过程 中袖带内压力的不断减小。A s/ A m = C1 , A d/ A m = C2 ,分 别对应收缩压和舒张压的位置。根据测得的脉搏波幅值 和对应的静压力 ,就可以得出收缩压 Ps 、舒张压 Pd 和平 均压 Pm 。一般收缩压的幅度系数为 0. 46～0. 64 ,舒张压 的幅度系数为0. 43～0. 73。 收缩压判据的确定 :在充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 U i 与最大幅度 Um 之 比 U i/ Um = Ks 时 ,就认为此时对应的气袖压力为收缩压。 即 Ps = P| Ui = Ks ·Um 。 舒张压判据的确定 :在脉搏波幅度包络线的下降段 , 当某一个脉搏波的幅度 U i 与最大幅度 U m 之比 U i/ U m = Kd 时 ,就认为此时对应的气袖压力为舒张压。即 Pd = P | Ui = Kd ·Um 。 心率指心脏每分钟搏动的次数。由于心脏与脉搏搏 动一致 ,所以在测量血压的同时可以测得心率。测定心率 的关键是判断脉搏波的峰值 ,然后根据一定时间内有多少 个脉搏波计算出心率。 2 　系统硬件设计 2. 1 　系统总体结构 如图 4 所示 ,系统硬件主要包括 :L M3S1138 控制器、 气泵、滤波放大电路、报警电路、存储模块、键盘模块及液 晶显示模块等。 图 4 　系统结构图 气动电路主要完成对外界施加压力的控制及压力信 号数据的采集 ;放大滤波电路主要完成从混合血压信号中 滤出脉搏信号 ,并对脉搏信号进行放大 ;存储模块主要用 于测量的存储 ;报警电路用于异常情况下的声光报警 提示 ;显示模块用于显示血压测量数据及血压历史记录 ; 键盘模块用于系统设置参数的输入。 2. 2 　气动电路 气动电路由袖带、气泵、压力传感器和放气阀构成 ,它 们构成一个四联通的结构。压力传感器输出的两路信号 分别与主控制器两路 A/ D 相接 ,完成静压信号和脉搏信 号的测量 ;气泵和放气阀由主控制器经驱动芯片直接控 制 ,完成测量时候的充放气。 2. 2. 1 　压力传感器 人体生理信号的特点是低频小信号 ,一般是μV～mV 级的 ,频率范围是 0～300 Hz ,信噪比低[2 ] ,因此选择一个 性能良好的传感器就非常重要。 MPXV5050 GP 压力传感器内部含有信号运放和信号 调节功能 ,具有良好的线性度 ,输出电压与所加压力成正 比关系 ,可以进行片上补偿 ,并且其温度补偿特性能克服 半导体压力敏感器件存在的温度漂移问题。它可以直接 将动脉血液对血管壁的压力转换为 0～4. 7 V 的电信号 , 对应的血压值为 0～375 mm Hg ,与血压计的设计要求非 常匹配 , 因此特别适合示波法压力测量。图 5 为 MPXV5050 GP 压力传感器输入、输出线性对应关系。 2. 2. 2 　驱动电路设计 图 6 为气路驱动电路。HL PM30A 气泵和 HLV01A 电磁阀的工作驱动电流分别为 450 mA 和 75 mA ,控制气 应用天地 　A PPL ICA TION 　NO TES 64　　　 2010 年第 4 期 adv @mesnet. com. cn(广告专用) 　 图 5 　MPXV5050 GP的线性输出 泵和电磁阀工作的信号由 LM3S1138 控制器发出 ,而 L M3S1138 控制器的数字I/ O输出电流不能满足要求。因 此 ,为给气泵和电磁阀提供合适的驱动电流 ,采用可输出 500 mA 电流的达林顿管 ULN2803 驱动电路来驱动气泵 和电磁阀工作 ,分别利用 ULN2803 的第 1 路、第 2 路来驱 动电磁阀和气泵。 图 6 　气路驱动电路 2. 2. 3 　滤波放大电路 从压力传感器出来的信号是脉搏信号和静压信号的 混合信号 ,还夹杂着来自外界的高频干扰和直流或低频分 量。静压信号属低频信号 ,频率小于或等于 0. 04 Hz ,脉 搏信号频率一般约为 1 Hz。虽然所选的压力传感器具有 放大功能 ,但是对脉搏振荡信号的放大有限 ,因此主要是 静压信号。将混合信号分为两部分接入 L M3S1138 控制 图 7 　滤波放大电路 器 ,一路直接连接 A/ D 转换器进行模/ 数转换 , 得到静压信号数据 ;另一 路通过带通滤波放大电 路后进行模/ 数转换 ,得 到放大的脉搏信号数据。 如图 7 所示 ,滤波器 由 2 个决定截止频率的 RC 网络组成。这两个截 止频率由以下公式计算。 f 1 = 12πR1 C1 , 　f 2 = 1 2πR3 C2 考虑到低血压患者的血压、心率比正常人低 ,又要保 证滤除干扰分量 ,故这里设定脉搏波频率为 0. 5～5 Hz , 因此取 R1 = 1 kΩ , C1 = 33μF , R3 = 1 MΩ , C2 = 0. 33μF。 此电路不仅可以提取出所需的脉搏信号 ,还对微弱的 脉搏信号进行了放大。脉搏信号的强度因人而异 ,但一般 范围为 1～3 mmHg。根据压力传感器 MPXV5050 GP 的传 递函数 ,这个压力信号转换的电压信号为 12～36 mV。由 于滤波器在 1 Hz 信号处衰减 10 dB ,因此振荡波信号变成 3. 8～11. 4 mV。经过试验测试 ,将放大器的放大倍数设 定为 150 ,使得信号变化范围定位在L M3S1138 的 A/ D 转 换灵敏度较高的区域 ,可以提高数据采集的精度。 3 　系统软件设计 图 8 　系统工作流程 3. 1 　系统工作主流程 系统工作主流程如图 8 所示 ,其中测量工作模式为默 认模式。 血压测量模式下 ,完成血 压的测量显示 ,并对测得的血 压数据进行 , 若有异常 (血压偏高、血压偏低、心率较 慢、心率较快、错误测量等) , 立即进行报警提示。报警 条件 : ①收缩压 > 145 mm Hg 或收缩压 < 95 mm Hg ; ②舒张压 > 90 mm Hg 或 舒张压 < 45 mm Hg ; ③心率 > 105 或心率 < 45。 测量完毕后 ,提示是否保存数据。系统最多可以对 16 组数据资料进行存储 ,每组可存 331 条记录。 查看记录操作模式下 ,可以调出 16 组血压数据列表 或生成日、周、月血压情况的折线图 ,便于对某一段时期血 压变化情况进一步的观察和分析。 3. 2 　血压测量流程 血压测量采集和处理过程中 ,有以下几组重要的序列 和数据。设原始静压信号序列为{ static_BP[ i ] , i = 0 ,1 , ⋯, n - 1} ,脉搏信号序列{pluse_BP[ i ] , i = 0 ,1 , ⋯, n - 1}。经过归一化后 ,峰值序列{peak_BP[ i ] , i = 0 ,1 , ⋯, n - 1} ,峰值包络中最大值为 max_peak。峰值时间间隔序 列为{time_peak[ i ] , i = 0 ,1 , ⋯, n - 1}。 如图 9 所示 ,测量模式下 ,气泵自动加压进行充气 ,当 袖带中压力至大于或等于 200 mm Hg ,无脉搏信号出现 时 ,停止充气 ,袖带中气体缓慢释放。每隔 5 ms 采集 1 次 A PPL ICA TION 　NO TES 　应用天地 　paper @mesnet. com. cn (投稿专用) 　 2010 年第 4 期 Microcontrollers & Embedded Systems 　65　　　 图 9 　血压测量流程 脉搏信号值 ,在检测到第 1 个峰 值后 ,以周期为 5 ms 采集脉搏信 号值和静压信号值 ,分别获得静 压信号序列 static_BP [ i ]和脉搏 信号序列 pluse_BP[ i ] ,并判断采 集的脉搏信号值是否为峰值。若 是峰值 ,则记录此时的脉搏信号 值和静压信号值 ,以及从上一个峰 值到当前时刻的时间差 ,分别生成 序峰值序列 peak_BP[ i ]和峰值时 间间隔序列 time_peak[ i ]。一般 , 当袖带压力 Pc ≤60 mmHg 时 ,脉 搏信号峰值消失 ,当连续 4 s 内检 测不到脉搏信号峰值 ,系统退出 本次血压测量。 3. 3 　血压和心率计算流程 示波法血压测量没有完善的理论推导 ,使得特征点的 确定只能依赖采集样本的统计归纳 ,因而示波法测量血压 是基于统计的方法 ,有一定的离散性。如图 10 所示 ,数据 处理过程主要包括滤波处理、心跳周期的计算、平均压力 位置的确定、收缩压和舒张压的计算 4 个重要部分。 图 10 　血压和心率计算流程 滤波处理主要用于对峰值序列 peak_BP[ i ]中相邻跳 变较大的数据进行滤除噪点处理优化 ,增加原始数据的线 性度。 心跳周期 ,指 2 个脉搏波峰值的时间间隔。为提高结 果的准确性 ,对放气过程中的峰值时间间隔序列 time_peak [ i]取算数平均值 ,得到平均周期 Ta ,则心率为 R = 1/ Ta 。 平均压力值 ,指脉搏信号的包络的峰值位置对应的静压 值。通过对滤波处理的峰值序列相邻数据进行比较 ,可以得 到脉搏信号包络的峰值 max_peak = peak_BP[a] ,则血压的平 均压力值 Pm = static_BP[a]。 根据幅值系数法原则 , Ps/ Pm = Ks 和 Pd/ Pm = Kd 。 由于收缩压和舒张压在静压曲线中位置由脉搏信号峰值 包络确定 ,可得出 :peak_BP[ b ]/ max_peak = Ks 和 peak_ BP[ c]/ max_peak = Kd 。对应的 b 和 c 的值 ,就是收缩压 和舒张压在静压序列中的位置 ,即收缩压 Ps = static_BP [ b ]和舒张压 Pd = static_BP[ c ] 。其中 ,医学临床普遍采 用的幅度系数数值 ,即 Ks = 0. 48 , Kd = 0. 58。 4 　实验结果及分析 选取 3 组测量者 ,采用重复和对比的方法 ,对同一个 测量者在同一时期分别使用本电子血压计和水银血压计 进行连续测量 ,将测量结果进行对比、分析 ,以观察测量结 果的一致性和准确性 ,如表 1 所列。 表 1 　测试结果对比 本电子血压计 水银血压计 收缩压 / mm Hg 舒张压 / mm Hg 心率 / min - 1 收缩压 / mm Hg 舒张压 / mm Hg 心率 / min - 1 观测 者 1 84 118 65 80 121 66 83 110 63 85 108 61 83 120 59 80 117 60 观测 者 2 74 115 69 70 118 67 75 110 71 74 113 70 77 120 69 73 118 69 观测 者 3 53 108 77 55 111 75 55 107 76 57 108 75 56 111 79 59 110 80 由表 1 实验数据可以看出 ,本电子血压计测量结果基 本与水银血压及保持一致 ,血压误差范围 < 6 mm Hg ,心 率误差范围 < 3 次/ min ,因此可以在临床诊断和家庭医疗 保健中应用。 参考文献 [ 1 ] 钱峰 ,刘晰. 基于示波法的电子血压计的实现 [J ] . 仪器仪表 学报 ,2006 ,27 (6) :1 53421 535. 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