基于手机的血压无线监测系统研制及初步应用

【作 者】王硕，宫恩浩，于洋，刘静,2＊

1 清华大学医学院生物医学工程系，北京，100084

2 中国科学院理化技术研究所，北京，100190

0 引言

血压是反映人体健康状况的最主要生理参数之一。我国约有1.5亿高血压患者，血压监测对于维护健康、确保生活质量十分关键。现有的水银血压测定方式普遍存在操作复杂、测量结果可靠性低、存在工质泄露风险等问题，且不能存储信息。因此，开发便捷的血压监测方法，提高血压测量的可靠性和方便性，具有十分重要的现实意义和应用价值。

低成本医疗技术的发展[1]，以及移动通信设备的不断推陈出新，为发展全新的血压监测模式带来了可能。手机作为当今社会最为普及的通讯设备，具有微型计算机的处理功能和各种无线传输的通信模式，若辅之以相应的传感量测设备，便可赋予手机以检测功能[2]。因此，“手机医疗”技术在国内外正逐步发展起来[3]，新的概念、技术和产品不断涌现。

在血压测量方面，由BodyTelTM公司研制的产品PressureTelTM，测量时将袖带缠绕于上臂，结果显示于屏幕，可以蓝牙方式发送至手机进而存入网络数据库[4]，但该技术系尚不能通过手机直接获取血压信息。中国电信在2010年科博会展出一种“智能医疗”系统[5]，可自行测量血压数据并将其以蓝牙方式传至定制手机中。在这一技术中，手机系特殊定制，适用面有限。

本文旨在研制有一定普适意义的手机血压无线监测系统，其分为血压波形采集端和智能手机接收端。血压波形采集端实现的任务包括袖带充、放气的自动控制，袖带压检测和信号的滤波放大等处理，模数转换以及蓝牙发送的控制等。手机软件接收端将蓝牙发送的数据进行存储，并对袖带压和血压振荡波形加以实时绘制，最终计算出收缩压、舒张压和心率的参考值。进一步地，我们将该系统用于几类与血压相关的探究性机体试验，观察到一些有趣的现象。

1 系统总体结构

1.1 系统结构

图1 基于智能手机的血压无线监测系统结构图Fig.1 Scheme for the mobile phone based wireless blood pressure monitoring system

本系统的总体结构如图1所示。通过血压信号采集端获取血压振荡波形，经单片机进行模数转换，得到的数字信号通过蓝牙方式传输至手机，在设计好的手机软件接收端进行信号波形的实时绘制和计算，得到一次测量的血压和心率值。完整的测量数据可以文本格式存储，或以图片格式保存测量结果的屏幕界面。进一步的应用可以通过短信/彩信方式发送至其它移动终端进行诊断，或存储到硬件设备形成电子病历，或者存入血压数据库供疾病诊断和科学研究之用。

1.2 主要元器件

血压波形采集端主要包括充、放气控制模块、传感与模拟信号处理模块、单片机控制模块、蓝牙模块和电源模块。

充、放气控制模块涉及的电子元器件有光耦器件4N35、三极管TIP31、二极管1N4001，以及机械器件：气泵、气阀、袖带和连通管。

传感器采用Freescale公司产的MPX5050DP气压传感器，运算放大器采用LM358N芯片。

单片机选用美国TI公司产的MSP430F149超低功耗16位单片机，它有16位定时器、12位模数转换模块、64 KB+256 B的FLASH和2 K的RAM。

蓝牙模块为IDS-BM4A型号，支持多种通信方式的信号接收，并以蓝牙方式发送至支持蓝牙设备的终端上。

电源模块使用MAX603、MAX604稳压芯片，提供5 V、3.3 V供电电压。

1.3 软件平台及开发环境

本系统的软件设计包括单片机控制程序和手机操作软件两大部分。在PC机上需要分别在两种不同的开发环境下完成设计，再分别下载至单片机和手机的操作系统中。

单片机MSP430F149采用的开发环境为IAR Embedded Workbench。这是一个支持多种目标处理器开发的集成环境，具有C编辑器和汇编器，支持C语言和汇编语言的程序开发，还支持程序的在线调试，可方便地边修改程序边即时进行软、硬件的联调。本系统采用汇编语言进行单片机控制程序的编写，编写完成后通过编译、连接的软件程序经JTAG接口烧写进单片机。

本系统选用HTC HD2型智能手机，其操作系统为Windows Mobile 6.5 Professional，处理器为QSD8250B（1 GHz），内存为458.23 MB，支持MicroSD存储卡及蓝牙通信。

手机接收端软件的开发环境为微软公司的Visual Studio 2008，编写语言为C#，也支持在线调试。面向对象的设计语言，对于软件界面的开发十分方便。

2 血压波形采集端的实现

2.1 血压波形采集端整体结构

血压波形采集端需要实现袖带充、放气的自动控制，袖带压力信号的提取、滤波和放大，模数转换及蓝牙发送等功能。

血压波形采集端首先对气泵和气阀等电控机械部件实现自动控制，进而将气压转换成电信号并予以提取、处理和模数转换，最终通过蓝牙通信方式发送至手机接收端。整个采集端的结构与电路设计涉及诸多硬件，并要求实现机电一体化和微型化。以下分模块进行阐述。

2.2 气泵、气阀驱动模块

用于控制袖带充、放气的机械部件包括充气的气泵和节流的气阀。由于这些器件的供电电压和电流较高，单片机的I/O 口难以直接驱动两者的运转，采取光电耦合器件进行隔离，进一步用三极管进行电流放大的解决办法。

采用单片机两个I/O引脚分别作为气泵和气阀开合的逻辑控制端，借助引脚输出高、低电平实现控制。采用美国仙童半导体公司产的光耦4N35器件，具有隔离电阻高（10"Ω）、开关速度快（2 μs）和电流转换效率高等性能优势。

气泵和气阀系取自商用品牌欧姆龙上臂式电子血压计，但其相应的工作参数需通过实测标定。在实际测量中，气泵/气阀驱动电路中的可调电阻最终取值为150Ω，此时三极管集电极电压约0.75 V。在充气状态下，即气泵和气阀同时工作时，工作电流约为0.35A。而三极管的集电极和发射级电压上限为40V，集电极电流最大值为3A，完全能满足使用需要。

2.3 传感模块

本文选用Freescale 公司的MPX5050DP型气压传感器，它将气压变化线性地转换为电信号。这是一款硅压力集成传感器，能完成包括温度补偿和校正的片上信号调制任务，其气压测量范围为0～50 KPa，相应的转换电压范围在0.2～4.7 V，很适合基于单片机的系统使用。

该传感器的两个进气口中一个需要连接到与袖带相通的管子上，另一个直接与大气相通（相当于气压的零参考点）。需要特别注意两个进气口的区分，如果接反则不能得到正确的压电转换数据，甚至可能损坏器件。

气压传感器将气压以线性比例转换为电压。实际应用中，由于充气气压上限设定为175 mmHg（约23 kPa），传感器输出最高电压也不会超过单片机的I/O 输入电压3.3V，符合采集的要求。

传感器输出和后级的接口电路需对电源电压进行去耦处理。

2.4 模拟滤波、放大模块

示波法的测量原理要求提取袖带内气压变化的交流分量，亦即血压振荡波，是通过对压力传感器的输出电压进行滤波和放大得到的。因此，在压力传感器的输出后级需通过带通滤波器进行调制，带通选0.8～10 Hz。带通滤波电路采用二阶压控电压源式电路，具体实现过程是先做高通滤波，然后对信号进行放大处理，最后再接低通滤波。

最终输出的振荡波信号相对原始信号的放大倍数最高可达20×5=100 倍，使放大后的振荡波幅度达到可观测的量级。实际调试过程中，设有可调电位器，可在系统测试时依据振荡波的具体情况加以调整。在本系统中最终该电阻的调定值为0.37 KΩ。

2.5 单片机控制模块

本文采用的单片机为MSP430F149，其内部资源丰富，非常适合低成本微机式医疗仪器的开发。单片机在整个采集端系统中发挥核心控制的作用，主要执行“开始”、“停止”按键的检测，袖带充、放气过程的控制，信号的实时采集和模数转换，串口数据发送和蓝牙模块的控制等任务。

2.6 按键检测

由单片机的端口1中断执行按键检测功能。当接收到一次中断标志后，首先进行20ms的按键防抖检测，能够通过防抖检测的判定为一次有效按键，执行该按键相对应的“开始”或“停止”任务。否则退出中断，继续等待下一次按键触发。

2.7 袖带充、放气控制

袖带充、放气的控制机理是：当气泵工作、气阀闭合时对袖带进行充气；当气泵不工作的同时气阀打开为放气。充、放气的速率调节采用PWM调制方式。

充气过程中，气泵始终保持工作状态，气阀一直闭合，充气量通过采集的传感器压力A/D值以闭合回路形式实现反馈控制。当传感器输出电压达到2.3 V(对应气压约175 mmHg)时，控制气泵停止工作，充气过程结束。

放气过程由定时器控制输出的PWM波形调节放气速率，气阀控制引脚输出高电平时气阀闭合，低电平时气阀打开进行放气。PWM频率过低时，会有明显的阀门开合噪声。气阀打开时间过长，会导致袖带内气体迅速放尽，不能完成血压的检测。本系统最终确定的PWM频率为100 Hz，放气时间占一个PWM波周期的0.2‰，即每10 ms的PWM周期内短暂的放气时间为2 μs，实现的放气速率为5 mmHg/s。这与商用品牌欧姆龙电子血压计的指标相接近，非常适合振荡波法进行血压检测。

2.8 A/D转换

血压的计算需要同时采集和转换两路信号，分别是压力传感器直接输出的直流信号和滤波放大后的交流信号。MSP430F149单片机具有8个通道的12位A/D转换器，本系统中使用AD0和AD1两个通道，以“通道序列”采集模式进行模数转换。在设计和调试的过程中，直流的一路信号最大值为2.3 V，交流的一路信号最大值也在3.3 V以下，因此两个通道模数转换的参考电压均采用默认的3.3 V。

采样率选为100 Hz，通过定时器中断进行控制。每次定时中断子程序中，以软件启动方式执行一次采集。两个通道采集得到的两个12位数据，均以双字节无符号数缓存在预置的两个双字节存储单元内。

2.9 串口发送

一次A/D采集完成后，立即进行串口发送，即通过单片机串口将采集结果发送到蓝牙模块去，完成无线传输的任务。

串口通信格式配置为8位数据位，无地址位，无校验位，1位停止位。每次采集的结果是两个16位的数据，需要发送4次。为保证通信可靠性，还设计了通信协议，即先发送AD0采集的数据，过程是先发’1’，然后依次发AD0采集结果的高位、低位，结束发’fe’；再发送AD1采集的数据，过程是先发’2’，然后依次发AD1采集结果的高位、低位，结束发’ff’。在此协议下，一次采样后发送的数据量为8个字节，再根据100 Hz采样率来计算，至少需要9600的波特率。为进一步提高通信的可靠性，选用了一个较高的通信波特率，为57600。

2.10 蓝牙模块的控制及通讯模块

蓝牙模块与单片机的连接除发送、接收引脚以外，还需要通过单片机的三个I/O引脚配置蓝牙模块的波特率与单片机同步，一个I/O引脚控制蓝牙模块的复位启动，低电平复位（不少于5 ms）。

本系统采用蓝牙方式实现血压波形数据的无线发送。所选用的蓝牙模块为IDS-BM4A，在正确配置波特率、收发引脚，接通电源、地线并复位以后，可将串口发送来的数据实时地向手机接收端发送。

目前大多数手机都配置有蓝牙功能。蓝牙模块上电复位后，即可在手机上搜索到该蓝牙设备。输入正确的PIN码后，即可实现手机与蓝牙模块的连接。进入手机接收端界面后，便可接收血压波形数据，完成后续的振荡波形实时绘图和血压计算等功能。

2.11 电源模块

血压波形采集端模块需要三种不同的供电电压，分别是6 V、5 V和3.3 V。各部分电路、用电器件的供电电压分配见表1。

表1 各电路模块、器件供电电压分配Tab.1 Power supply voltage distribution across circuit module and device

整个电源模块的电路采用6 V 作为总的供电电压，用4节7号电池串联提供，其它两种电压则通过稳压芯片进行调配。稳压芯片MAX603可提供5 V稳压输出，而MAX604则可实现3.3 V 电压的稳压输出。

2.12 血压波形采集端的实现

整合上述气泵/气阀驱动模块、传感器和模拟信号处理模块、单片机控制模块、蓝牙通信模块和电源模块，就实现了整个血压波形信号的采集端。硬件电路板采用双面PCB设计，经过合理的电路布线，整个采集端的尺寸为长10.5 cm、宽6.8 cm、厚3 cm，可很好地嵌入到封装外壳内，达到便携化的要求。

在手机接收端实现之前，可以通过示波器显示用于进行血压计算的两路信号，分别是传感器直接输出的电压直流成分和经过模拟滤波放大的交流成分，如图2所示。时间轴刻度为5s/格，纵轴刻度为1V/格。可以看到采集端实现测量的两路信号波形均较为理想，为进一步的血压计算做好了硬件准备。

图2 一次测量中示波器记录的传感器输出电压和血压振荡波Fig. 2 Blood pressure and oscillometric curve recorded by sensor and displayed on oscillograph

图3 软件欢迎界面Fig. 3 Welcome screen on mobile phone software

3 手机接收端的软件实现

3.1 手机界面程序

血压波形采集端完成信号采集后，将数字信号以蓝牙方式发送至手机接收端，手机平台软件的主要功能包括数据的接收与存储、波形绘制与截图以及血压和心率的计算。

由于手机系统较电子血压计具有更强大的存储能力和数据传输的便利性，使测量结果得以即时地进行电子化存储，并可供其它移动设备或存储介质便利地提取，以作后续的处理和应用。本系统更可以方便地将测量结果形成电子病历，供医护人员事后进行查看和诊断。

软件界面基于Windows Mobile操作系统的C#程序编写而成。初次使用前需先配置手机的蓝牙功能，添加硬件采集端的蓝牙设备，输入相应的PIN码完成连接，随后便可使用本软件。一次配置成功后，手机会自动存储该蓝牙设备，以后使用时便可无需再次配置。

软件的可执行程序位于智能手机的“资源管理器”路径下。点击图标后首先进入软件的欢迎界面，如图3所示。在“选择”菜单内点击“血压检测”，即进入用户个人信息配置界面，需要输入的用户信息主要为姓名和检测时间。其它参数为系统通迅配置参数（包括采样率、串口编号和波特率），一般无需用户更改。要在与手机进行蓝牙配置时，用户只需注意串口编号，必须与系统蓝牙设备所指定的串口编号相一致。

门口刚巧没有三轮车。她向西摩路那头走去。执行的人与接应的一定都跑了，见他这样一个人仓皇跑出来上车逃走，当然知道事情败露了。她仍旧惴惴，万一有后门把风的不接头，还在这附近。其实撞见了又怎样？疑心她就不会走上前来质问她。就是疑心，也不会不问青红皂白就把她执行了。

录入用户信息后，进入本软件的蓝牙连接界面，选择与采集端相对应的蓝牙设备名称进行连接。连接成功后，会进入测量界面，并提示“串口连接成功”，手机接收端已准备好接收由采集端发来的数字信号。在接收的过程中实时地绘制两路信号的波形。全部数据接收完成后，自动运行收缩压、舒张压和心率的算法，给出测量结果。

测量完成后，如需保存数据和结果，可选择将蓝牙接收过程中的全部数据以txt格式文件保存，也可对测量结果界面进行截图以jpg或bmp等格式保存。

3.2 血压与心率的算法

基于示波法的血压检测算法主要为比值法，即提取振荡波的包络，首先找出峰值所在处，其对应的压力是平均动脉压，则收缩压位于峰值出现之前振荡幅值与峰值比达到C1处，舒张压位于峰值出现之后振荡幅值与峰值比降至C2处。C1与C2为经验值，与实际设计的系统相关，需要在系统实际测试中调整确定。本系统最终确认的比例系数为C1=0.3，C2=0.9。

通过血压振荡波形找到收缩压和舒张压的出现位置之后，对应地查找另一路信号此时的数据，即可得血压传感器输出的电压值，如图4所示。

由于血压传感器输出电压与输入的气压差值为线性关系，经过标定，得出以下换算公式：

上式中0.2为无压差时传感器输出的电压伏值。

对心率的计算，是通过计数峰值前后各8秒内的一段时间出现振荡波峰的个数进行计算。如图5所示，在计数的16秒内出现波峰为N个，则计算出的心率值为N×60/16。

图4 基于振荡波法的血压计算Fig. 4 Blood pressure calculation based on oscillometric method

图5 心率的计算Fig. 5 Calculation of heart rate

3.3 系统资源开销

本系统程序内存为458.2 MB，存储内存为695.58MB。目前大多数手机的程序内存都可以达到几十至几百MB，存储内存也可达到几百MB，并且很多手机也都支持microSD Card扩展存储设备，常见的SD卡能达到2 GB～4 GB的存储量。

图6 本文开发的基于手机的血压无线监测系统Fig. 6 Mobile phone based wireless blood pressure measurement system developed in this paper

总体看来，本文开发的手机接收端软件功能完整实用，操作方便简单，界面美观大方，与血压信号采集端共同组成了一个完整的基于手机的血压无线监测系统，如图6所示。

4 系统性能测评及探究性试验

4.1 系统可靠性评估

为评估所研发的血压无线监测系统的可靠性，可通过与商用电子血压计进行联合测试来评估。用作对照的血压计产品为日本欧姆龙HEM-8102A型上臂式电子血压计。从清华在校本科生、研究生中随机抽取10名同学作为受试者，其中男生5名，女生5名，测试结果如表2所示。

表2 本系统与欧姆龙血压计的测试结果对照Tab.2 Comparative test results between present system and Omron blood pressure meter

欧姆龙血压计产品说明中指出其收缩压和舒张压的测量精度为±4 mmHg，心率测量精度为±5%。从表2显示的测试数据分析，本系统测量的结果具有较高的可靠性。

4.2 不同时段人体血压变化的监测

人体同一天内不同时段的血压一般不同，且有一定的波动规律。一般来说，早晨和正午时血压最低，晚上一天结束时血压最高，但因人因季节而异。如图7所示，应用本系统可方便地记录到一天内不同时段的血压振荡波形和测量值，形成个人健康管理档案，对疾病诊断和合理治疗具有重要的指导意义。

4.3 测试姿态对人体血压影响的研究

4.3.1 受试上臂所处高度的影响

受试上臂所处高度对血压测量的结果有较大影响。一般要求测量血压的正确高度为受测手臂的肘部与心脏呈同一水平高度。图8展示了受测上臂（左臂）处于不同高度时血压测量的结果对比。可以看出，受试臂低于心脏时测量值偏高，而高于心脏时则测量结果偏低。

4.3.2 未受测手臂所处高度的影响

一只手臂受测时（如左臂），另一手臂（右臂）高度不同时，血压也会改变。图9反映出未受测手臂抬高时，血压升高的情况。

图7 同一天不同时段血压波动Fig. 7 Fluctuation of blood pressure at different period of time in a day

图8 受试臂高度对测量的影响Fig. 8 In fl uence of testing arm height on blood pressure measurement

图9 非受试臂高度的影响Fig. 9 Height in fl uence of arm not in testing on blood pressure measurement

4.3.3 蹲姿时的血压

图10展示蹲姿时的血压与坐姿时的对比。结果表明，保持下蹲姿态一段时间，血压值会升高。日常生活中久蹲后突然起立会头晕，可能便是血压突然降低带来的不良反应。

4.3.4 站姿时的血压

图11反映出长久站立时血压降低的现象，这也是久站会导致晕眩的原因。

图10 蹲姿对血压的影响Fig. 10 In fl uence of squat posture on blood pressure measurement

图11 站姿对血压的影响Fig. 11 In fl uence of standing posture on blood pressure measurement

4.4 运动对血压影响的研究

图12反映的是刚刚做完快速上下台阶运动时与平静下来后的血压心率对比。可以明显看出，此种剧烈运动可导致血压升高，心率加快。高血压患者应尽量避免剧烈运动。

图12 台阶运动对血压的影响Fig. 12 Effect of stepping sport on blood pressure measurement

5 小结

本文研制出的基于手机的血压无线监测系统，在证实其工作可靠性的基础上，对多个新颖的无线血压测量问题进行了初步探究，得出一些较有参考价值的结论。

本文所研制系统的意义在于以下几个方面：（1）用于血压测量的硬件采集端总成本较低；（2）实现移动医疗、个人病历个性化数字化的便捷管理；（3）为提高血压测量精度的研究提供重要依据。本系统除能计算血压和心率的参考值外，还可实时显示并存储测量过程中的血压振荡波形，起到了一个超小型数字示波器的作用。这一波形可为专业研究人士提供血压计算算法评估和改进的重要依据，甚至比血压计自动计算出的结果具有更可靠的参考价值。

由手机带来的优势使新系统具有广泛的应用前景。较之现有的电子血压计，手机测量系统具有更强大的存储能力和数据传输的便利性，其既可即时地进行电子化存储，供其它移动设备或存储介质便利地提取以进行后续处理和应用，也可以方便地将测量结果形成电子病历，供医护人员进行查看和诊断。

当然，也应指出，本系统在硬件和软件方面均还需进一步的改善和性能提升，才可真正走向产品化的应用。在硬件方面，可通过全部采用表贴式器件和更合理的电路布线实现更小巧的尺寸，提高便携化的程度。在软件方面，血压和心率的测算算法有待进一步改进，测量精确度需要更高，操作功能和界面的优化上也有待进一步的丰富和提升。

总之，手机血压测量技术正处于蓬勃发展的阶段，随着此类技术的不断提升，更有望构建集成血压、心电、心音等更多生理参数和健康指标的个人健康手机移动监护系统，开辟医疗诊断的崭新模式，继而大力推进低成本医疗的步伐。

[1] 刘静, 饶伟, 贾得巍. 先进低成本医疗技术[M]. 北京: 科学出版社, 2010

[2] H. Wang, J. Liu. Mobile phone based health care technology [J].Recent Patents on Biomedical Engineering. 2009, 2(1): 15-21.

[3] J. Katz, R. Rice. Public views of mobile medical devices and services [J]. International Journal of Medical Informatics. 2009, 78:104–114.

[4] PressureTel [EB/OL]. [2011-3-20].http://www.bodytel.com/en/patient/products/pressuretel.html

[5] “手机看病”有望年内在京试点[EB/OL]. [2011-3-20].http://www.chniot.cn/news/ZNYL/2010/529/1052921331525.html