电子血压计的设计

腹腔压力动态测量系统设计 电子血压计的研发和设计 该采用TI公司的16位超低功耗单片机MSP430F1232为核心，结合外部压力传感器和气泵装置实现人体血压检测方案。该方案采用CR2032电池供电，通过片内ADC10通道0定时采样检测电池电压状况。当气泵向袖套充气时，压力传感器会感应到人体血压跟绷带气压相抵抗的压力差，这股压力分为直流分量血压和交流分量血压，直流分量经过LMV358运放进行信号放大进入片内ADC12通道1进行AD采样取得直流分量值，交流分量由隔值电容筛选取得经LMV358运放进行信号放大进入片内ADC12通道2实时采样并记录每次采样数据，当ADC12通道1采样到的直流分量值小于1V时表示单次血压测量结束，此时开始统计记录下来的若干组峰峰值和直流平均值，找出峰峰值最大的值Amax，在往前找峰峰值最接近0.5Amax的一对数据其中血压直流分量即为收缩压，往后找峰峰值最接近0.8Amax的一对数据其中血压直流分量即为舒张压；计算得到的血压值由片内LCD驱动器驱动液晶显示血压状况信息；外接的32.768KHZ的晶振可作为CPU关闭状态Basic-Timer的时钟源，作为系统日历实时时钟，精确度可达1S/天；每次采集的血压数据可及时存放与片内F lash存贮器中，具有掉电保护功能，无需外部EEPROM；片内集成的UART接口作为与RS232或USB的接口可将采集的血糖含量信息传输给上位机管理系统，并可以实时显示血糖含量曲线，通讯波特率可达115.2KHZ；多个带中断功能的IO口可实时响应外部按键中断查询历史血糖含量数据信息和调整设置日历时钟；片内BOR模块实时监控外部电源，保证Flash数据不会被不正常改写；超低功耗的MCU可使得整机静态功耗小于3uA，电池使用寿命长远。该方案体积小、功耗低、应用灵活、可靠性高、实时性强，是便携式超低功耗血压计的最佳选择方案。 数字血压计的软件系统研制 中国医学物理学杂志 2000年第3期第17卷 医学信号处理与医疗仪器 作者：谭小丹　陈亚明　邓亲恺 单位：第一军医大学 生物医学工程系, 广东 广州 510515 关键词：Franklin C；FFT；数字血压计 　　摘要: 本文介绍自行研制的一种多气阀袖套式数字血压计的软件系统,该软件系统基于Franklin C语言,采用模块化设计方式,运用平滑技术、FFT数字滤波,使该数字血压计克服了目前电子血压计精度差、重复性不好、测量范围窄等缺点,且具有开发周期短、良好的扩展性、移植性等特点。 　　中图分类号: R318.6　　文献标识码: A　　文章编号: 1005-202X(2000)03-0150-02 The design of software system of oscillometric blood pressure monitor TAN Xiao-dan, CHEN Ya-ming, DENG Qin-kai 　　(Dept. Of BME. First Military Medical University, Guangzhou 510515, China) 　　Abstract：A software system of the oscillometric blood pressure monitor is presented. Based on Franklin C and modular design, using smoothing technology and FFT digital signal processing, this software system has been proved to be short developing period, good extendibility and transplanting. As a result, the monitor is more stable and can be used to measure the blood pressure of adults and children. 　　Key words：Franklin C;FFT;digital blood pressure monitor 　　前言:一般单片机系统的软件设计都是基于汇编语言,开发周期长,源程序可读性差。作者在自行研制的数字血压计的软件系统中,运用Franklin C语言进行模块化开发设计,设计周期短,源程序可读性好,具有良好的扩展性和移植性。 　　作者对目前电子血压计存在的测量误差大、重复性不好、测量范围窄等问进行了大量的实验研究,在尽量不增加硬件电路的基础上,通过在软件上的改进,克服了以上问题,实现了高精度的电子血压测量。 　　1 Franklin C简介 　　Franklin C语言符合ANSI C。它除了提供全部ANSI C 关键字以外,还提供了一个特定面向通用的嵌入式程序设计系统和特定的单片机结构的扩展关键字集合,是用户在软件设计开发中,既能享受到高级语言的各种方便,又能享受到汇编语言在充分利用单片机硬件方面的便利。如:用户可在C源程序级访问单片机所特有的面向位指令;而实现中断服务程序,只需将其作为一C,再在函数说明中加入interrupt扩展关键字和一个数字来实现,该数字对应于中断程序的中断向量。 　　一般库函数越丰富,开发设计者运用越方便,开发者也可自行设计一些库函数添加其中,方便开发工作。 　　2 设计原理 　　本数字血压计是基于示波法原理的单片机系统,其硬件系统结构参见参考文献1,其软件系统采用模块化设计,总流程如图1。整个软件系统的核心是脉动信号处理模块,静压力信号处理模块1、2,异常处理模块1、2。  (原文件名:总流程图.png)  引用图片 图1 总流程图 　　2.1 静压力信号处理模块 　　静压力信号处理模块流程如图2a。本数字血压计采用80C552单片机,80C552本身带有8路10bitA/D,在此只取8bit即可达到精度上的要求,又节省CPU和RAM空间。由A/D转换的静压力信号temp (i )进行8点平滑处理以初步去除干扰,得到较干净的信号X(n): 　  (原文件名:1.png)  引用图片 （1） 　　选用8点平滑,单片机可用移位来实现除法,以节省处理时间,X(n)经过定标曲线转换成压力值送液晶显示。 　　此模块的关键部分是成人、儿童判别模块。根据大量的实验研究,作者发现成人和儿童,以及成人中的瘦弱者和肥胖者,由于其胳膊粗细不同,肌肉组织的丰满程度不同,因而充气的速度不同,放气速度也不一样。如果测量中一视同仁,则所得脉搏波包络曲线不理想,测量误差大。根据这一情况,作者在软件中增加了成人、儿童判别模块。在开始充气以后,模块根据在一固定时间内所达的压力值的大小即充气速度来自动判断被测者是成人瘦弱者,或肥胖者、或儿童,选择相应的气阀放气以得到较理想的脉搏波包络曲线,提高测量精度和测量范围。 　　2.2 脉动信号处理模块 　　脉动信号处理模块流程见图2b。放气时所采集的脉动信号经过8点平滑如图3(a)。由于所得脉动信号较干净,在此无需用微分求极值等方法获取峰值点,可直接用比较法,设定两个状态,status=0,1,“0”状态对应每个脉搏波的上升阶段,“1”为下降阶段。在“0”状态,若有y(n)＞y(n+1)则y (n)为峰值点,同时转为“1”状态。在“1”状态中,若有y(n)＜y(n+1)则又回到”0”状态。以此获取其包络线如图3(b)。 　　在试验中,作者发现,在放气的前期和后期,特别是儿童,由于身体或其他方面的原因会出现大的抖动,如图4(a),可以简单丢弃如图4(b)。但是在放气的中期,也会由于身体或其他方面的干扰使包络曲线的单调性受影响,或是不同测量过程的包络曲线差距过大如图4(b),从而使测量误差大,重复性不好。在此作者经过各种实验,最终采用FFT滤波去除这部分干扰得到如图4(c),从而使本数字血压计具有良好的重复性。FFT相应正、逆变换公式如下:  (原文件名:2.png)  引用图片 (2)  (原文件名:3.png)  引用图片 (3) 　　由图4(c)的曲线可以方便的计算出平均压、收缩压、舒张压、心率,送液晶循环显示。  (原文件名:静压力信号处理模块.png)  引用图片 图2 a 静压力信号处理模块1流程图 b 脉动信号处理模块流程图  (原文件名:脉搏波信号曲线.png)  引用图片 图3 a 脉搏波信号曲线 b 脉搏波包络曲线  (原文件名:原始脉搏波包络曲线.png)  引用图片 图4 原始脉搏波包络曲线 　　2.3 异常处理模块 　　在异常处理模块1中主要是从安全角度出发,如果充气一直不停,则系统马上报警并复位放气。 　　在异常处理模块2中主要有两方面内容。一方面,如果发现所得包络曲线的数据点过少,即放气速度过快,则再一次充放气,同时减小放气速度,以便得到适量的数据点数;另一方面,如果测量过程中由于干扰过大或其他意外情况是测量结果不可取,则报错重新进行测量。 　　整个系统可进行手动测量和连续测量,每次测量过程在1分钟内即可给出测量结果。 　　作者简介:谭小丹(1970- ),女,湖南长沙人,第一军医大学生物医学工程系物理教研室讲师,从事医学仪器的研究。 　　参考文献 　　1，陈亚明,等. 多气阀数字血压计的研制[J]. 中国医学物理学杂志, 1998,15(3):174-175. 　　2，齐颂扬. 医学仪器(上册)[M]. 高等教育出版社. 　　3，刘琳,张丰. C51编译器使用指导与实例[M]. 学苑出版社. 　　4，G.Drzewiecki,R.Hood,&H.Apple. Theory of the oscillometric maximum and the systolic and diastolic detection ratios[J]. Ann. Biomed. Eng.,1994,(22). 　　收稿日期:1999-10-30 一款数字化血压监护仪参考设计 作者：飞思卡尔半导体 Inga Harris    来源:电子设计应用2009年第12期           血压监护仪简介 血压监护仪是当血液被泵离心脏时用来测量动脉压力的设备。从使用者的角度来说，典型的监护仪包括一个用来限制血流的可充气的袖套和一个测量血压的压力计。从系统设计者的角度来说，血压监护仪则要复杂得多。其组成部分包括：电源、电机、存储器、压力传感器和用户接口(包括显示屏、小键盘或触摸板、发声装置以及可选的USB或ZigBee通讯接口)等。图1所示为飞思卡尔的血压监护仪参考设计RDQE128BPM。 图1 血压监护仪参考设计RDQE128BPM 如何进行血压测量 当包裹着患者手臂周围的袖套被慢慢放走时，袖套中压力的小变化可以被察觉。这些压力的波动由患者的心律周期产生，接着它通过一个1Hz的高通滤波后被放大和偏移，产生血压曲线。如图2所示。这个新信号就是心跳信号。 使用前面所述心跳检测方法，可以通过简单的示波计法来测量血管收缩压(SBP)和血管舒张压(DBP)，这种方法被大多数自动非介入式血压监护设备所采用。当袖套被充气至收缩压以上，然后缓慢放气时，袖套中压力变化的幅度被测量。当压力低于血管的收缩压时，这一幅度会突然增加。当袖套中压力进一步下降时，该脉冲幅度达到最大值并快速减小。舒张压是在这一快速变化的开始时被获得的。因此SBP和DBP是通过定义脉冲幅度的快速上升区域(SBP)和下降区域(DBP)来获得的。平均动脉血压(MAP)就在最大幅度处。 测量SBP和DBP能帮助诊断通常的高血压，但是仅仅靠临床监护不能区分两种通常类型的高血压。 原发性高血压 原发性高血压是没有明确的原因或可被纠正的原因而引起的高血压。对原发性高血压的判断是收缩压持续高于140mmHg或舒张压持续高于90mmHg。 白大褂高血压 白大褂高血压是指仅当处在不同于一般家庭环境的高度压力的环境中而显现的高血压症状，如在诊所或医生办公室引发的高血压症状。患有白大褂高血压的人在诊所环境下测量的血压读数偏高，但是离开诊所后血压读数就恢复正常了。白大褂高血压可能被误诊为原发性高血压，这导致了不必要的治疗和额外保险费用的增加。为此，医学专家们通常建议在家进行几周的测量以确定诊断结果。因此，便携式、易于使用的血压计在家庭里变得普及。 模数转换精度 如图1所示，微控制器(MCU)和压力传感器是血压计的核心技术。RDQE128BPM参考设计也说明了在这一应用中最重要的是MCU模块上的ADC。飞思卡尔控制器片上的ADC模块是逐次逼近型ADC，包含用于获取输入电压的采样锁存电路、一个比较器、一个逐次逼近型寄存器子电路和一个内部参照电压电容式DAC。 血压监护仪需要测量很小的信号，因此ADC分辨率通常是一个关键参数，如10位，12位或16位分辨率，这也是为应用设计选择MCU的重要因素。同样重要的还有ADC的精度。所有的ADC有其固有的不准确性，因为他们通过离散的步骤(量化)来数字化信号。因此，数字输出不能完美地反映模拟输入信号。例如，一个12位的转换器将为一个最大5V的输入电压  提供1.22mV最低有效位(LSB)。因此，ADC仅能将数值数字化到1.22mV的倍数。在这个例子中，它表明最佳测量永远不能比±0.5个最低有效位LSB(±610µV)更为精确。 不幸的是，一些其他嵌入式ADC特性引入了误差并降低了其精度，这些特性包括偏移、温度漂移和非线性等。一些ADC如Flexis产品使用的16位ADC具有通过校准减小偏移和增益误差的能力。ADC通道上的片上温度传感器可使温度补偿得以具体化。 ADC的有效比特位(ENOB)是分辨率和精度的真实指标。这个数值表明了在一个特定系统中有多少比特提供了准确信息。它可以通过下面的公式计算： ENOB=(SNR-1.76dB)/6.02dB 这里， SNR(信噪比)是有意义信息(信号)和背景噪音(噪音或误差)之间的比率。信噪比值不仅受到ADC设计和芯片集成的影响，也受到印刷电路板(PCB)设计、布线和所选附加离散元器件的影响。一个大的信噪比值意味着更多的信号是数据并且误差很小，这能改进当测量微伏级变化的信号时测量结果的精度。 提高精度 在ADC的输入端增加少量受控的“抖动”噪声信号(如0.5 LSB 高斯白噪声)，能够影响信号在最接近最小分辨率的一位上下变动，通过这种方法可避免再去四舍五入。转换的最低有效位的状态随机在0~1之间抖动，而不是固定在一个数值上。通过引入微小噪声，可扩展ADC能够转换信号的有效范围，而不是简单去除在这个低水平上的所有信号。同样，这在整个范围内都引入了量化误差。抖动仅仅增加了分辨率，改善了线性度，但是并没有提高精度。然而，通过在信号里增加1~2位最低有效位的噪声并且采用过采样的技术可以提高精度。 过采样是通过一个比Nyquist 采样频率显著提高的采样率来采集信号的过程。实际上，过采样被用来获取高分辨的ADC转换器。例如，使用运行于256倍目标采样率的12位转换器就可进行16位转换。对每一个附加分辨率位，信号必须过采样4倍。因为现实世界的ADC不能进行不间断的转换，输入值应当在转换器进行转换期间保持一定。 采样和保持电路通过这种方法来完成这样一个任务：用一个电容贮存输入端的模拟电压，并用一个电子开关来使电容从输入端断开。使用设置好最适合输入信号的采样和保持时间的ADC，对改进转换结果的精度很有帮助。 将噪声耦合和过采样结合在一起能进一步改善精度。如图3所示。这一技术通常被认为是过采样和抽取滤波。顶部的曲线图表示了ADC转换器随时间产生的结果，并且显示了如果不采用附加噪声，单独使用过采样会是怎样的结果。通过增加1~2个LSB噪声，如在底部垂直线表示的那样，同时进行的采样不会有同样的结果。这个方法增加了信噪比并且提高了有效比特位。 通过在输入信号处增加1~2个LSB噪声和过采样，结果被平均以后可以提供一个更精确的值。从ADC测量中获得的平均数据，它使输入信号中的毛刺变平，从而具有减小信号波动和噪声的优点。 还有四个可以管理的误差来源：偏移、增益、漏电流和较小范围的温度。一些嵌入式MCU片上的ADC模块，如新的Flexis产品上的16位ADC，具有硬件校准特性，能在代码执行期间反复进行校准。不具有硬件校准的嵌入式ADC模块仍然能进行校准，但这必须在工厂中完成，或者有为产品设计的方案。 图2 血压测量中的血压变化                      图3 噪声耦合和过采样结合进一步改善精度 校准是一个3步骤的过程：第一步配置ADC，第二步开始校准转换并等待转换完成，最后进行偏移和增益校准。 偏移和增益校准值能够根据结果被减小或放大。这能在软件或在一些已实现的ADC硬件中完成。 输入的偏移是三个需要补偿的来源中最容易处理的。对一个单端输入的转换，输入可以参考同样的内部电压。这应当能产生一个零结果。如果结果不是零，这就是偏移值，它必须从ADC结果中减去。如果使用差分转换模式，偏移值能够通过在两个输入引脚上变换同样的信号来找到。 一旦偏移值已知，ADC的增益能够从满量程误差中找到。这是在最大量程的理想输出值(如12位ADC中的0xFFF)与偏移值为零时实际输出值之间的差值。 图4 未校准量程与对应理想量程的偏移 图4显示了从接地到满量程一个未校准的斜线对应理想斜线的偏移和增益被夸大的效果。在应用中取决于准确的ADC结果，在血压监护仪中，它被要求指示微小的读数变化(µV)，校准应该经常进行，至少在每个重起之后。如果一个硬件功能不存在，校准可以通过设计接地和VDD输入到应用部分，在每次转换后减去偏移并乘以计算的增益来获得。 还有一种输入误差的来源，即输入引脚上的漏电流会引起输入端输入电阻上的压降。这一误差可以是在这些电池电压和温度检测电路中最低有效位的数十倍。最好的消除这一误差的方法是在设计者的控制下减少模拟DC源电阻和任何形式的泄漏。 MCU芯片的温度也可以对ADC结果有影响。然而，温度是一个慢变因素。一个血压监护仪的常规的重复校准被设计在应用代码中，这使用户不用考虑理想条件，使温度的影响最小。然而，在工厂中的完全校准(其结果贮存在存储器的查询表中)基本能够消除温度的影响。许多ADC具有片上温度传感器，它们可以用来监控温度，使调节可以进行。 非线性几乎是一个无法被校准的因素，因为它通常是模块设计中所固有的。在每个编码转换之间的电压差应该等于1LSB。因此，非线性是指编码步长的不规则间隔，它导致一些信号变形。 结语 准确的血压监护不论在医疗中心和在家庭中都是很重要的，尤其是当诊断白大褂高血压和原发性高血压的时候。 在任何测量系统中最困难的挑战是将现实世界中的模拟信号转换到嵌入式控制器的数字域的精度。高分辨率ADC提供了好的分辨率结果，但不能提供必要的高精度。不同的ADC技术，例如过采样和抽取式滤波、校准、漏电流控制和温度补偿，可以用来增加测量应用中的精度和有效比特位。 飞思卡尔嵌入式控制器ADC具有高度集成的功能，从而使设计者能够获得高精度的测量。在最新的Flexis产品系列中的16位ADC能使开发者通过调节ADC的偏移和增益提高精度，而不增加系统硬件和软件的要求。 电子血压计的设计 目前越来越多数字式电子血压计进入医疗卫生用品市场，在医疗系 统中有大量用于临床的无创血压监护仪和多参数监护仪等设备，其共同的特点是动态无创测量人体血压(收缩压和舒张压)。血压测量准确与否关系到广大人民群众 生命健康安全。国家把血压计列为国家强制检定计量器具。目前大部分无创式的电子血压计采用示波法测量血压。计量部门对这些血压测量器具只能检定其静态指 标，对于其测量血压(收缩压舒张压)准确度的检定，没有确实可行的方法和手段。因此很有必要对示波法电子血压计测量血压准确度的检定方法进行探讨。 一.示波法电子血压计的原理 　　血压是指血管内的血液对于单位面积血管壁的侧压力，也即压强。也就是说血管内血液的静压就是血压。 　　人体的血压是随时间周期变化的，收缩压是指血压的最大值，舒张压是指血压的最小值，见图1。 图1 　 　血压计所要测量的量就是收缩压和舒张压。而示波法测量血压，就是当绑在手臂上的袖带压力比血管收缩压高出约60mmHg时，血管被阻断。随着袖带压力的 下降血管由阻断变导通，这一过程就会在袖带中产生一系列的小脉冲，见图2。把小脉冲拾取出来，将其峰值连成曲线，得出包络线，见图3。根据包络线的形状， 找出相应的特征点判别出收缩压和舒张压。 图 2 图3 　　包络线的形状主要受收缩压、舒张压、血管和手臂力学特性等参量影响。其中收缩压和舒张压是主要影响参量。而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，因而可以说示波法测量血压是基于统计的方法，有一定的离散性。 二.检定方法 　　示波法电子血压计的检定分两部分：静态和动态。 　　静态检定是指血压计传感器测压准确度的检定。这是一个常规检定，在这里不作讨论。 　 　动态检定是指对血压计测量收缩压、舒张压准确度的检定。目前国内外都没有确实可行的血压计动态检定方法。本文章作重点讨论。　　1．由血压计的测量可看 出，动态检定最有效的方法是产生一个标准的收缩压和舒张压量，给血压计测量。血压计的测量结果与标准值的差值即为血压计测量收缩压和舒张压的基本误差。 　　△Pd=Pdj－Pdb； 　　△Ps=Psj－Psb； 　　其中： 　　△Pd：血压计舒张压基本误差； 　　△Ps：血压计收缩压基本误差； 　　Pdj：血压计舒张压测量值； 　　Pdb:舒张压标准值； 　　Psj:血压计收缩压测量值； 　　Psb:收缩压标准值； 　　这个方法有两个主要部分：产生标准的收缩压、舒张压；使该标准值能被血压计测量。 　　(l)产生标准的收缩压、舒张压 　　从收缩压和舒张压的定义可看出，标准收缩压和舒张压的产生实际上就是要产生一个标准的模拟血压波，使其峰值和谷值的准确度应满足检定要求。从血压的定义可确定：由于血压是指静压，因此不论模拟血压波的压力介质是液体还是气体都不会对检定产生附加的不确定度。 　　(2)使标准的收缩压、舒张压能被血压计测量。 　 　示波法电子血压计(以下简称血压计)是通过绕扎在手臂上的袖带中的压力由高到底的变化过程中，手臂肱动脉由阻断到导通，使得袖带中的压力叠加上一系列压 力小脉冲。血压计感应这些信号，经过一定的运算，求出人体肱动脉的收缩压和舒张压。(手腕式的示波法电子血压计原理和手臂式的等同，在这里不作探讨。) 　　由此可见血压计的检定在产生标准的血压波信号后，必须有一个机构负责把血压波信号传递给血压计。这个传递机构等同于人体的手臂把血压传递给血压计，称为模拟手臂。模拟手臂的力学特性等效于人体手臂。 　　采用这种检定方法的优点是： 　　①符合量值传递的要求。 　　上述的检定方法是从血压的基本定义出发，从血压计的测量出发，产生标准的量值。这些量值能很容易的实现量值溯源。 　　②方法可靠。 　　采用这种方法检定血压计的过程与血压计测量血压的工作过程完全一样。因此可以说这种方法不存在方法上的附加误差。 　　②能完全的检定血压计。 　　这种方法把血压计的袖带也看成是血压计的一个传感部分进行检定。所以说它能完整的检定血压计。 　 　要实现该检定方法从技术上说是有相当大难度的，标准血压波的产生和模拟手臂的制作难度都是很大的。国内外都没有实现该检定方法的手段。由广东省计量科学 研究所和广东省医疗器械研究所共同研制的示波法电子血压计检定装置实现了这个检定方法。其标准收缩压和舒张压的不确定度为0.3kPa(2mmHg)。使 得这个检定方法从设想变成现实。 　　2.从血压计的工作原理出发还可以得出另外一种检定方法。(严格的说这种方法不能完成量值传递的检定。) 这 种方法的基本思路是还原包络线。它首先采集一定量的人群包络线，经过统计归纳确定出一条典型的包络线。这条包络线隐含着收缩压和舒张压的量值，即它标称着 收缩压和舒张压的值。在检定的过程中通过一个装置经管路连接把这条典型的包络线还原给血压计。血压计传感器感应压力变化，拾取出该包络线，确定血压值。血 压计测得值与典型包络线的血压标称值之差即为血压计测量血压的基本误差。这个方法的最大问题是包络线所标称的收缩压和舒张压量值无法通过常规的实验方法进 行检定。也就是说它无法进行量值溯源。 　　目前国外有一些基于这种方法的装置。这些装置可用于血压计的研制开发和生产过程中的辅助校验，把它们用于日常的检定中是不合适的。 三.结束 　 　以上主要介绍了两种检定示波法电子血压计的方法，其中第一种方法应该更符合量值传递检定的要求。但是也存在着一些问题，主要是示波法的基础理论支持还很 欠缺，使得模拟手臂力学模型的建立难度相当大，只能依赖统计归纳的方法进行处理。随着示波法的不断完善，我们相信其检定方法和手段也会不断的完善。 基于MN101EF32D单片机的电子血压计设计 引言 血压是极为重要的健康指标，血压测量的准确与否直接关系到人们的健康。国家把血压计列为强制检定计量器具。一般医院使用的水银血压计基于人工柯氏音法，这种方法存在一些固有的缺点：一是放气的快慢对读数有直接影响，国际标准放气速度为每秒3～5mmHg，而不同的医生放气有快有慢，会影响测量的准确度；二是这种方法以人的视觉、听觉和协调程度为主要依据，很难标准化。为此，本设计从血压的检测方法着手，采用日本松下公司高速、低功耗的MN101EF32D单片机，作为血压计测量、控制、数据读写、数据显示的核心，可准确地采用示波法（振荡法）测量血压。 工作原理 示波法（振荡法）是根据袖带在减压过程中，其压力振荡波的振幅变化包络线来判定血压的。目前比较一致的看法是当袖带压力振荡波的振幅最大时，袖带的压力就是动脉的平均压。动脉的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。 硬件设计 系统基本工作原理如图1所示。压力传感器输出的电压信号首先通过低通滤波器滤波，之后由运放电路将信号转化为适合单片机的输入信号，最后将模拟的采样信号经过MN101EF32D单片机转化为数字量。程序对采集的数据进行数字滤波后分析，计算出人体血压的两个关键指标"舒张压"和"收缩压"，之后单片机立即将数据存储到外部存储器中，并将这些重要数据显示在LCD上。 传感器绍及其外围电路的设计 该血压计使用的传感器为MPS-3100-006G压阻式压力传感器，是由四个等值电阻组成的惠式电桥，其输出电压和输入压力成正比，理想状态下当压力输入时，电阻值就跟着改变，但实际上温度的改变也会影响其阻值输出结果。另外，由于晶体和电路设计制作的误差，加上封装过程等方面的影响，零点偏移不是零。所以必须由外加元件来进行个别温度补偿电路校正。其重要指标如下： a、传感器测定范围：5.8~15 PSIG b、操作温度范围：?40~85 ℃ c、驱动电流：1.5~3mA d、驱动电压：5~15V e、零点漂移：?25~25mV f、电阻温度系数为：0.2％/℃ 因为血压信号取自手臂，测量的信号容易受袖带的位置、手臂的挪动而带来的干扰。根据这些专业特点，要求系统具备高输入阻抗、高增益、高共模抑制比、低噪声以及低漂移等特征。如图2所示，图中的T1即为MPS-3100-006G压阻式压力传感器。整个电路首先将压力信号转换为电压信号，然后进行放大滤波。图中U1、U2为有源运放LM324，它的输入阻抗很高。压力传感器的信号通过放大后，并通过调节VR1的大小来改变运放的闭环增益，以调节为适应于A/D的电压输入范围。U1运放回路用来测量袖带中的压力，测量的数据用来供MCU分析并控制对袖带充气和放气的速度。另外U2运放回路是将通过C11电容隔直的交流信号放大，此回路测量的是人体的脉搏波。两个回路的采集数据构成了血压计各个指标的重要计算参数。 MN101EF32D的特性 MN101EF32D是松下（Panasonic）公司于2008年初推出的产品，MN101Exx系列8位单片机复合了多功能的外围功能，具有灵活而最优化的硬件结构，简洁而高效的指令体系，充分实现经济性和高速性。 MN101E32D型单片机，内置64KB Flash、4KB RAM，具备6个外部中断、20个内部中断(包括NMI)、9个定时器计数器、3个串行接口、8路A/D转换器、32×4段LCD驱动器、监视定时器、单系统的数据自动传送功能、同步输出功能以及蜂鸣器输出等外围功能。最小指令执行时间可达50ns，封装为64引脚LQFP。本血压计使用MN101EF32D的功能大致如下： a、10位A/D采样，用于静态压力及脉搏波的测量。 b、LCD显示控制器，直接驱动23*4段的液晶显示器，显示测量的过程及结果。 c、定时器功能，用于定时A/D采样数据并计算自动关机时间。 d、采用数字信号处理的技术对A/D采样的信号进行处理，主要有数字低通滤波和相关的计算。 e、电源开启采用硬件控制的方法，电源关闭采用软件控制的方法，关机时除了稳压模块外，其它芯片处于断电状态，功耗极低。 f、测量时可以选择mmHg和Kpa作为主显示方式，测量精度高，达到静态1mmHg、动态3mmHg的测量精度。由于采用铁电存储器作为存储媒介，数据的保存时间很长。 MN101EF32D与外部串行铁电存储器的硬件连接 在选择外部存储器时，由于考虑到要长期反复擦除、写入所设置的工作参数和测量到的重要信息，并保存大量的历史数据，因此必须使用容量较大的静态存储器，以便写入尽可能多的数据信息并保证掉电后数据不丢失。由于EEPROM本身的设计工艺。寿命有限，而且写入的时间较长，因此不适合用于电池供电的系统。血压计需要保存的数据设计依次为收缩压（2个字节）、舒张压（2个字节）、平均压（2个字节）、脉搏（2个字节）、每次记录的时间（5个字节）等，每次测量需要13字节存储数据。假设每天测量4次，需要13×4＝52字节，血压计能够保存7天的数据则需要364字节，故选用"铁电"的24cL04。当打开血压计使用的时候，单片机在其PA0口模拟出IIC总线的SCL，并输入给外部存储器24cL04的SCL引脚，同时PA1口与24cL04的SDA口进行数据交换，将有用的数据显示在LCD上。 电源处理模块及其相关电路设 本血压计选用2节7号电池作为电源的输入。为了达到较好的供电质量，在此电路中选择了DC/DC升压芯片RN5RK331A，将2节串联的1.5伏7号电池构成的3V左右的电压升到3.3V，供给系统中的模拟电路电源，也作为数字电路的正电源供给MCU（如图3所示）。考虑到气泵、气阀如果与模拟电路、数字电路直接共用一个电源，会引入比较大的干扰，从而影响压力传感器、运放以及MCU的正常工作，所以设计成气泵、气阀不与其它器件接在一起，直接由电池供电。 另外，血压计的重要采集数据通过运放放大的袖带气压和隔直后的脉搏波，由于它们都是通过微小的信号放大后得到的，所以A/D转换的设计也极为重要。系统采用智能充气测量、自动降压，在降压的过程中进行测量。由于在气阀工作降压的时候，电源受到波动，如果用系统电源直接拿来作为A/D的参考电压基准，必然会给测量带来误差。采用National Semiconductor的LM385作为A/D转换的电压基准连接到芯片的VREF+引脚，确保采集的数据转换准确。 LCD显示模块的设计 如图4、5所示，为了使用户更为方便、简单地使用本系统，采用LCD显示。 松下的MN101EF32D芯片内置了LCD驱动模块，可以直接驱动LCD。 先初始化LCD方式控制寄存器1(LCDMD)，它是8位寄存器，用来指定LCD时钟、LCD显示的ON/OFF、显示占空比等。 系统软件设计 软件的主要流程如下： 上电后，首先完成系统的初始化工作。单片机开始给气泵供电，让袖带迅速充气至被测者收缩压以上约30mmHg左右。之后单片机通过1路A/D开始采集袖带的气压，并根据袖带内气压下降的速度来控制排气阀排气，使袖带内匀速降压（3~5mmHg /s）。与此同时，另外1路A/D开始采集经过隔直的脉搏波。当脉搏波的振幅最大时，袖带的压力就是动脉的平均压。动脉的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。 软件主要细分为以下3个重要模块： 一）匀速降压控制模块 尽管气阀有自动缓慢放气的特点，但为了使袖带迅速充气至被测者收缩压以上30mmHg左右后匀速降压（3~5mmHg /s），而不能用普通的处理方法，因为整个测量过程中容易受到外界震动的影响，如人为的震动袖带度也会影响到袖带内气压微弱的变化。所以袖带内的压力降低的速度与气阀的开关频率为非线形关系。 本设计采用了PID算法来控制气阀的开关时间来确保袖带以3~5mmHg /s的速度匀速降压。受到单片机的处理速度和RAM资源的限制，这里不采用浮点数运算，而将所有参数全部用整数，最后再除以2N（相当于移位），作类似定点数运算，可大大提高运算速度。最终赋值给定时器，来控制气阀的开启时间，从而保证降压的速度恒定。 在PID算法中三个基本的参数Kp、Ki、Kd的设定与调整是比较难的部分，根据这些参数的作用原理，总结调整方法大致如下： 1、压力很快就降到目标值，但压力降的太多： a)比例系数太大； b)微分系数过小； 2、压力下降达不到目标值： a)比例系数过小； b)积分系数过小； 3、基本上能够控制在目标上，但上下偏差较大，且经常波动 a)微分系数过小； b)积分系数过大； 二）信号处理模块 本血压计测量信号为2路，MPS-3100-006G压力传感器的信号首先进行低通滤波处理，排除因外界干扰造成的信号读数的误差，之后放大送AD1，作为静态血压信号；隔直后经再次放大送AD2，作为脉搏波信号。由于MN101EF32D的A/D为10位，因此最高精度可达1/1024。为了最大限度地利用A/D转换的采样速度，用中断来实现A/D转换后的数据处理。当A/D转换完毕，在中断程序中，用防脉冲干扰移动平均值法来实现简单有效的数字滤波，使测量更加准确。具体做法为在一次定时中断内连续进行5次A/D转换，去掉最大值和最小值，剩余3个数据求算术平均值，该算术平均值作为此次的A/D转换结果。 三）计算血压模块 袖带气压和脉搏波经信号处理模块的处理后，得出如图6所示的数据。图中的下方为被测者的脉搏波，上方为血压计升压和压降过程中的袖带压力。在此基础上分析信号，供收缩压、舒张压、平均压和心率的计算。单片机在测量过程中已经存储各个脉搏波的峰值，以及每个脉搏波的间隔时间。 收缩压判据的确定采用最大振幅法，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Ui与最大幅度Um（平均压）之比刚刚大于Ks时，就认为此时对应的气袖压力为收缩压。 Ps=P/Ui=Ks*Um 舒张压判据的确定也是用最大振幅法来判定的，不过是在脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉搏波的幅度Ui与最大幅度Um（平均压）之比刚刚小于Kd时，就认为此时对应的气袖压力为舒张压。 Pd=P/Ui=Kd*Um 先用经验参数Ks = 0.54和Kd = 0.72来计算，经测试后再进行修正。 心率即为脉搏波的周期，具体也为算术平均值做法。 结论 基于MN101EF32D单片机的血压计，充分利用了该芯片本身的功能，具备电路简单、功耗低、电源要求单一、精度高以及实用性强等特点，有着广阔的市场前景. 便携式电子血压计连续动态监测的设计 摘要：设计了一种能够连续监测动态血压的便携式电子血压计。血压计测量方法采用示波法，以ATmegal6单片机为核心，实现A／D转换、定时测量、数据存储、串口通信、LCD显示等功能，可用作偶测血压计，需要时能够连续全天24小时监测动态血压和脉搏。 关键词：便携式；动态血压；ATmegal6；示波法     随着便携式医疗器械的普及，其中常用的有电子血压计。但是市面上的同类产品只能适用于偶测血压，针对一些疾病的确诊需要24小时监测病人的动态血压，此类产品就无法满足需要。加之对于一个家庭或者一个病人，经常需要偶测血压，但是有时也需要监测24小时动态血压，如果单独为了满足监测动态血压市场的需要而生产动态血压计，资源势必有些浪费。基于上述需求，根据市场上电子血压计的基本原理，提出了一种既能监测动态血压又能偶测血压的便携式电子血压计的设计思路。 1 设计理论 1．1 血压测量和24小时动态血压监测     目前，一般医院使用水银血压计测量血压，医生可以用听诊器听到动脉血管的不同声音，来判断收缩压和舒张压的值，这就是柯氏音法；而国内外大多数电子血压计普遍采用的是示波法。关于示波法的测量原理参见文献。     通常人们所测得的血压均属偶测血压(Clinic Bloodpressure，CBP)。偶测血压存在较大的局限性，它只能代表被测者当时的血压状况，有的人在测量时由于心情紧张或情绪波动造成血压读数偏高。动态血压监测(Ambulatory Bloodpressure Monitoring，ABPM)是一种全天24小时每隔15～30 min或任选时间间隔进行的自动的无创性血压测量及记录方法。人体典型血压的昼夜节律变化呈“双峰一谷”，即清晨醒后血压逐渐升高，在上午6：00～8：00出现第1个高峰，此后血压趋于平稳，下午4：00～6：00出现第2个高峰，夜间进入睡眠后，血压逐渐下降，夜间2：00～3：00降至最低。血压的昼夜节律是否正常是判断高血压病情严重程度的良好指标，而动态血压监测能够反映患者全天的血压波动水平和趋势，对高血压和心血管功能的评估提供极有价值的信息。 1．2 总体方案设计     动态血压监测，是在原有电子血压计的基础上，增加新的功能：自动控制血压计定时地使袖套充气和排气；能够调整自动测量血压的时间间隔，一般设定为每隔15～30 min记录1次，为了尽可能少地干扰患者日常活动和夜间睡眠，可根据实际需要调整时间间隔，如白天每隔30 min记录1次，夜间比白天记录时间间隔适当延长些，可设定为每隔60 min记录1次；能自动定时显示收缩压、舒张压、平均动脉压和脉率；增加RS-232串口通讯，方便在电脑软件平台上显示动态血压曲线；任何时候只要按下START按钮，马上启动加测，并能够在测量失败后自动补测；4节5号标准碱性干电池(1．5 V／每节)供电，低电压自动报警提示，更换电池后从断点起测等。     该装置总体框图，如图l所示，由微控制器控制气泵向袖带内充气至一定压力值(如180 mmHg)，确保超过收缩压，使血流阻断，然后控制气阀以3～5 mmHg的速率阶梯式放气。在放气过程中，压力传感器将袖带内压力信号转换为电信号，电信号经过低通滤波器滤波，得到袖带的静压力信号和十分微弱的脉搏信号，一路送往单片机ADC0引脚，用以转换袖带静压力信号(微弱脉搏振荡信号可以忽略)成血压值；另一路经过高通滤波器滤波，得到脉搏振荡信号后，经过放大器放大分别送到单片机ADCl和AINl引脚，用以测量脉搏振荡信号幅度和经过比较器得到标准的脉冲信号来计算脉率，当检测到收缩压、平均压和舒张压后，打开气阀，使袖套全部放气，完成一次测量过程，并把测量结果保存、显示。整个测量过程由微控制器控制并完成各种计算。框图中的主要部分在下文中将分别详细介绍。 id="ff_content"> 2 系统硬件电路的设计 2．1 模拟电路 2．1．1信号采集单元     血压的测量范围一般是0～200 mmHg，本文选择Motorola公司的硅压力传感器MPX5050GP，其内部含有温度补偿和放大器输出功能，可以直接与单片机接口相连，使用十分方便。MPX5050GP压力传感器具有如下特点：     (1)在0°C到85°C范围的最大误差为2．5％；     (2)温度补偿范围：-40～+125℃；     (3)压力测量范围：O～50 kPa(0～375 mmHg)；     (4)供电电压：5 V(4．75～5．25)；     (5)满量程输出：4．7 V；     (6)零位偏压电压：0．2 V；     (7)灵敏度：90 mV／kPa，反应时间1．0 ms。     本设计采用的单片机A／D转换模块的参考电压为AVCC电源电压5 V，而MPX5050GP压力输出为0～4．7 V，对应的血压值为0～375 mmHg，则5 V满量程对应的血压值约为399 mmHg(由375×5／4．7计算可得)。由于A／D转换器为10位，则1LSB所对应的血压值约为0．4 mmHg(由399／210计算可得)，根据这样计算所造成的满刻度误差为(0．4×210-399)／1 024～1．04％，完全能满足设计需要。 2．1．2 模拟信号调理电路的设计     TLC2274是一款轨到轨通用四运放，具有高输入阻抗，高共模抑制比、低输入偏置电流、低温漂、低噪音等优良性能，并具有较高的电流驱动能力(±50 mA)，适合于A／D转换这一类的接口电路。TLC2274-1构成40 Hz二阶低通巴特沃思滤波器，运放接成跟随器，放大倍数为1，信号由运放同相端输入，接成压控电压型(VCVS)滤波器。巴特沃思滤波器的最小条件是 中C3总是取最大的电容，通过换算确定R，以使c3=1μF，则R3=R4=R=5．63 kΩ，取特征值5．6 kΩ，C4=0．5μF。经过低通滤波器得到的直流信号一路送往ATmegal6的PA0(ADC0)引脚，另一路送到高通滤波器继续提取微弱的脉搏振荡信号。电路如图2所示。     C7和R7又构成了0．4 Hz一阶高通滤波器，TLC2274-3构成反相放大器，闭环放大倍数KF1可以调节到3．75倍。 id="ff_content">     TLC2274-4构成加法器，用来对脉搏信号进行相位和基线的调整，电路采取反相放大接法，增益KF2可达40倍，加上上一级放大器KF1，总增益KF=KF1*KF2=150，得到放大的脉搏振荡信号即血压交流成分送到单片机PAl(ADCl)和PB3(AINl)端进行处理。 2．1．3 气阀和气泵控制电路的设计     充、放气装置利用单片机控制直流电机和气阀的动作，当单片机引脚输出高电平时，气泵和气阀立即工作；输出低电平时气泵和气阀立即停止工作。由于选用的megal6单片机I／O引脚只能提供输出20 mA的电流，直流电机和电磁阀的额定电流都达几百毫安，因此选用集电极电流2 A、基极电流50 mA的TIPll2达林顿晶体管进行驱动，如图4所示。通过控制TIPll2的基极电平，实现袖带的充气和放气。由于气阀和气泵内部有线圈，属于感性负载，需用续流二极管D1，D2以防止烧毁器件。放气采用单片机的PWM输出实现控制气阀阶梯放气。采用常开气阀，系统复位时自动放气，避免气阀损坏时出现危险。 2．2 数字电路     系统的数字电路单元以单片机为核心，完成A／D转换、充放气控制、数据存储和数据传送的任务。综合各方面考虑，选用了AVR单片机ATmegal6作为主控制器，它内置模拟比较器和八路10位ADC，21个各种类型的内外部中断源，3个内部定时器／计数器(包括捕获功能)，以及UART，SPI，TWI等丰富的总线资源；外围器件采用DSl302时钟芯片、AT24C256存储芯片和通过MAX232电压转换芯片实现与上位PC机的数据传送；同时具有JMl2864M汉字图形点阵液晶显示、键盘、蜂鸣器等人机接口器件，如图5所示。     为了实现电池供电系统检测到电池电量低时自动鸣响蜂鸣器报警和在液晶上提示电量不足，本设计采用专用看门狗芯片MAX813L，MAX8-13L不仅可监控微控制器，而且在系统加电、断电和电压降到复位门限值(电压降至4．65 V，PFI引脚门槛电压为1．25 V)时，输出复位信号和中断信号。     按键设有SET，UP，DOWN，START，AUTO键，分别用以设置时钟、动态监测开／关及时间间隔设置、上下时间调整／历史记录查阅、启动检测血压和启动动态血压自动监测。 id="ff_content"> 3 系统软件设计     系统软件包括采集信号处理程序，串口驱动程序，气泵气阀驱动与控制程序、时钟、存储、显示器及键盘、蜂鸣器等相关的接口程序的设计。系统软件总体框图如图6所示。 3．1 采集和信号处理     本系统采用ATmegal6内部集成的10位的逐次逼近型ADC和7．372 8 MHz外部晶振，根据Nyquist采样定理，采样频率应大于等于被采样信号最高频率的两倍，以免采样后的信号发生频谱的混叠。同时考虑到选用的气泵、气阀有自动缓慢放气的特点，将采样频率设置为200 Hz、选择AVCC作为ADC的参考电平，转换结果为ADC=(VIN×1 024)／VREF。ADC模块的工作时钟由系统时钟经过128分频提供，转换周期由T／C0定时控制，定时器T／CO的时钟源采用系统时钟1 024分频，运行于普通模式，因采样频率是200 Hz，则采样周期是5 000μs，定时初值TCNT0= 256-7．372 8×5 000／l 024=0 xdc。转换模式选择自动转换触发工作模式，在定时溢出中断中运行A／D转换程序，A1通道转换完成之后，直接改变通道，开始A0通道转换。     为了最大限度地利用A／D转换的采样速率，用中断实现A／D转换后的数据处理。当A／D转换完成后触发中断，在嵌套中断服务程序中，将采样结果进行简单预处理。由于在信号采集过程中，经常会遇到尖脉冲干扰的现象，为避免采集到的是干扰信号，在一次定时中断服务子程序中连续进行4次模数转换，得到4个连续的数据，然后进行防脉冲干扰数字滤波。在此，采用简单有效的均值滤波法，即对4个数据进行比较，去掉最大值和最小值，然后计算余下的2个数据的算术平均值，视该算术平均值为所需的模数转换结果。这样即可滤除脉冲干扰又可滤除小的随机干扰，使测量更准确。     由于定时器T1具有2个比较匹配寄存器(OCRlA、OCRlB)，故可通过两个I／O口PC6、PC7产生PWM信号分别控制气泵和气阀的开关。T／C1是这样工作的：选择T／C1的计数长度为16位，工作于快速PWM模式，时钟源来自系统时钟经过1 024分频，当定时器T1产生溢出中断前，首先比较匹配中断触发，气阀工作；定时器T1继续运行直到溢出，气阀停止运行。改变定时初值TCNTl和OCRlA、OCRlB的值，可以改变气阀、气泵运行的频率和输出脉冲的占空比。为保证测量工作能可靠进行，应使系统能够实现出错检测和自动恢复。     脉搏信号输入ADC模块ADCl通道的同时，也被输入到模拟比较器的负极AINl，芯片内部的固定能隙参考电源1．23 V将代替正极AIN0的输入，比较器输出ACO触发定时器T1的输入捕获功能，当捕获到脉冲信号的变化时，计数寄存器TCNTl(TCNTlH，TCNTlL)的值被传送至输入捕获寄存器ICRl，并赋予时间标记以说明该事件的发生时刻，从而计算出脉率。 3．2 数据存储     以单片机为核心的仪表要考虑发生断电时的数据保存问题，本系统需要保存的数据依次为受检者的收缩压、舒张压、平均压、脉率以及时钟芯片DSl302的月份寄存器、日期寄存器、小时寄存器、分钟寄存器。前3个参数每个参数占2 bit，脉率等后5个参数各占l bit，一次测量仅需要11 bit的长度存储数据。    假设白天(am 6：00～pm 10：00)每隔15分钟测量一次，共测64次；夜间(pmlO：00～次日am 6：00)每隔60分钟测量一次，共测8次；则一天共测量72次，需要11×72=792 bit。加上偶侧血压记录值的考虑，选用容量为32 kB的串行I2C总线E2PROM——AT24C256。AVR的TWI接口是兼容I2C总线的硬件接口，使用硬件接口编程比软件模拟简单，代码短，效率也高。 4 结束语     设计的便携式电子血压计具有成本低、功耗低、自动化程度高的优点，具有便携和易操作的特点，满足了人性化和连续监测动态血压的要求。文中给出了完整的设计方案及详尽的资料和数据。以ATmegal6为控制核心，辅以压力传感器、外围模拟以及数字电路，确保了该血压计设计的合理性和可行性。 普通MCU驱动液晶LCD方法 [ 2009-5-6 1:27:00 | By: keas