基于MSP430F149单片机的低功耗电子血压计设计

熊青，戴启军，宋亚楠

（郑州大学电气工程学院，河南郑州450001）

血压是人体健康的重要指标之一，它能反映人体心脏和血管的功能状况。血压测量的方法有两种：直接法和间接法。直接法是有创测量方法，通过将导管经皮肤插入预测部位的血管或心脏内，进而测得血压值。该方法具有测量值准确、并能进行连续测量等优点，但是其有创性给病人和临床应用都带来许多不便。间接法是无创测量方法，利用脉管内压力与血管阻断开通时刻所出现的血流变化间的关系，从体表测出相应的压力值[1]。

无创测量血压的方法有很多，但是应用比较广泛的是柯氏音法与示波法。传统的水银血压计是基于柯氏音法进行测量的，测量过程复杂，测量值受医生的经验水平影响较大，而且测量值是偶测值，不能代表被测者的平均血压水平。为了能够方便、准确地实时检测血压值，笔者设计了一种低功耗便携式的电子血压计，使被测者可以随时随地对自己的健康状态进行监护。

1 血压测量原理

血压指血管内的血液作用于血管壁的压力。心脏收缩时，心室形成的高压推进血液由左心室射出，通过动脉流经到毛细血管，到达血压值相对较低的静脉压系统；心脏舒张时，静脉血回流至右心房。心脏活动的波动特性引起动脉中的血压在收缩期增高，在舒张期降低[2]。

应用比较广泛的无创血压测量方法有柯氏音法和示波法。两者都是基于血管卸载原理实现血压测量的，当动脉压大于袖带压时，血管开放，当动脉压小于袖带压时血管闭合。笔者采用示波法进行血压测量，利用压力传感器观察随着袖带压的变化，血管从闭合到开放时，脉搏波幅度的变化来实现血压测量[3]。

目前主要有两种方法从脉搏波构成的钟形包络中识别特征点获取血压值[4]：

1）波形特征法通过识别血压波形在收缩压和舒张压处的波形变化特征来判别血压值。该方法从传统经典力学的理论出发，直接从振荡波包络曲线上求得二阶导数等于零点的值，即振荡波包络变化的突变点对应了收缩压和舒张压的位置点。

2）幅度系数法通过识别与确定收缩压、舒张压与平均压之间的内在关系来判定血压值。该方法是用压力波幅的最大值与收缩压和舒张压的比例系数来判定的，首先寻找脉搏波钟形包络的顶点Om，其对应的袖带压Pm，即为平均压；另外，在包络线上升沿存在一点Os和下降沿存在一点Od，分别对应收缩压Ps和舒张压Pd。Os和Od的大小可根据如下经验公式求得：

2 系统总体设计

该电子血压计以MSP430F149单片机为控制核心，配以数据采集模块、气路控制模块、存储模块、显示模块和电源模块等电路完成对血压的实时测量、显示和存储。系统总体设计框图如图1所示。

图1 电子血压计总体设计框图Fig.1 Overall design block diagram of electric sphygmomanometer

MSP430系列单片机是美国德州仪器（TI）生产的一种16位超低功耗单片机，其中MSP430F149是一种超低功耗的Flash微控制器，消耗功率仅为其他闪速微控制器（Flash MCU）的五分之一[5]。MSP430F149内嵌12位的A/D转换器，可以接入8路模拟信号，并对其中的一路进行A/D转换。12位的A/D具有通用的采样/保持电路，给用户提供了采样时序的各种选择。此外，MSP430F149具有丰富的片内外设，可以大大简化电路设计[6]。因此，MSP430F149能很好的满足系统设计低功耗和小巧便携的要求。

数据采集模块主要负责对压力信号的采集及滤波等处理，然后将得到的袖带压力信号和脉搏波信号送至MSP430F149。单片机对输入的信号进行处理，获得血压值；同时，控制显示模块和存储模块对结果进行显示和存储。

3 系统硬件设计

3.1 数据采集模块

压力传感器采集到的信号是含有袖带压力信号和脉搏波信号的混合信号，属于微弱信号，通常在毫伏量级。因此在电路设计中需要设计前级放大电路对压力传感器的输出信号进行差模放大，同时抑制共模信号。前级放大电路采用AD620，它具有低成本、高精度、低噪声、低输入偏移电流和低功耗等特点。本系统中设定前级放大电路的增益为5。在测量血压的过程中，袖带压力信号变化缓慢，属于低频信号，接近于直流信号。通常人体脉搏波低于240次/分，即脉搏波的主要频率分量一般在0.5～4 Hz。因此，可以通过低通滤波电路得到袖带压力信号，通过带通滤波电路获得脉搏波信号。本系统采用截止频率为0.6 Hz的二阶巴特沃斯低通滤波电路实现对袖带压力信号的提取，采用通频带为0.5～10 Hz的二阶巴特沃斯带通滤波电路实现对脉搏波信号的提取。由于脉搏波信号的幅度比较小，考虑到后续的A/D转换，需要设计次级放大电路。本系统设计次级放大的增益为100。综上分析，数据采集模块如图2所示。

图2 数据采集模块框图Fig.2 Block diagram of data acquisition module

正常成人动脉的收缩压小于140 mmHg，舒张压小于90 mmHg。考虑到高血压患者的压力比正常人高，本设计的血压计的量程设计为0～300 mmHg。因此，选用US9116-006-N压力传感器。它的量程为0～300 mmHg，是基于硅压敏电阻构成的惠斯通电桥测量压力的变化。压力变化时，硅压敏电阻的阻值随之变化，从而产生随压力变化的输出电压。在恒流源或恒压源激励下，将输入端的压力信号转换成与之成正比的电信号输出。

3.2 气路控制模块

本系统选用FMAP1004A-03微型充气泵和FLJV03PQ微型排气阀，以满足系统低功耗和方便携带的要求。单片机控制充气泵和排气阀的电路如图3所示。单片机通过I/O端口输出高低电平，实现对充气泵和排气阀的控制。当P4.0/P4.1端口输出为高电平时，三极管Q1/Q2导通，实现气泵的充气或排气阀的放气。考虑到充气泵和排气阀属于感性负载，用续流二极管D1、D2以防止烧毁器件。

图3 充气泵、排气阀的控制电路Fig.3 Control circuit of air pump、air release valve

3.3 电源模块

为了降低系统功耗，在硬件电路设计中采用±3.3 V的双电源对系统供电。整个系统的供电电源为3.7 V的锂电池，通过DC/DC转换芯片得到±3.3 V的电压。

Linear公司的LTC3440是一款微功率同步升压-降压DC/DC变换器，能在输入电压高于、低于或等于输出电压的情况下操作，输入输出电压范围在2.5～5.5 V。Maxim公司的MAX660是一款电荷泵芯片，具有较高的开关频率，较低的开关导通电阻，输入电压范围在+1.5～+5.5 V，相应的输出电压范围在-5.5 V～-1.5 V。因此，本系统选用LTC3440和MAX660进行电压转换。

3.4 存储模块

ATMEL公司的AT25F1024A，可以提供1 Mbits的Flash存储容量，采用串行接口方式、低功耗、供电电压在2.7～3.6 V。该芯片能满足系统设计低功耗、方便携带以及对多次测量数据进行存储的需求。因此，采用AT25F1024A构成存储模块，其与单片机的连接如图4所示。

3.5 显示模块

本系统采用SO12864-12ASWE图形点阵式液晶模块。该模块是具有串行接口的单色低功耗液晶，供电电压在2.4～5.0 V。采用串行接口方式，节省了I/O口线和电路板资源，通过MSP430F149的I/O端口，模拟串口时序。液晶显示模块与单片机的连接如图5所示。

图4 存储芯片与单片机的连接Fig.4 Connection of memory chip and MCU

图5 液晶显示模块与单片机的连接Fig.5 Connection of liquid crystal display module and MCU

4 系统软件设计

本系统采用基于放气过程的示波法测量血压。当袖带压高于收缩压Ps时，动脉闭合，此时因近端脉搏的冲击而呈现细小的震荡波；当袖带压小于收缩压Ps时，则波幅增大；当袖带压等于平均压Pm时，动脉血管壁处于去负荷状态，波幅达到最大值Om；当袖带压小于舒张压Pd以后，动脉血管腔在舒张期已充分扩展，管壁刚性增加，因而波幅维持在较小的水平[7]。因此，只要在袖带放气过程中连续测定振荡波（振荡波一般呈现近似抛物线的包迹），获得Om的值，及每个脉冲的幅度Ai和与之对应的袖带压力Pi，就可以计算出Ps和Pd。

基于以上分析，设计主程序流程图如图6所示，血压测量子程序流程图如图7所示。

图6 主程序流程图Fig.6 Flow chart of main program

系统上电后，首先对定时器、串口和I/O口进行初始化，然后检测开始键是否按下。如果按下，就调用血压测量子程序，接着将执行显示和存储程序，完成整个测量过程。如果开始键没有按下，则判断开关键是否按下。

图7 血压测量子程序流程图Fig.7 Flow chart of blood pressure measurement subroutines

血压测量的过程：一开始气泵快速对袖带充气，充气压PB高于收缩压Ps30 mmHg后开始缓慢放气，当检测不到脉搏波时袖带快速放气。在血压测量子程序中，信号处理部分主要完成对脉搏波信号的分析处理，得到血压值。

5 结论

该设计以MSP430F149单片机为控制核心，通过自行设计数据采集模块、气路控制模块、电源模块、存储模块和显示模块等硬件电路以及软件编程，实现了对血压准确、方便的实时测量。在硬件电路设计中，采用低功耗的元器件，并采用较低的系统供电电压。同时，全部采用SMT封装，所以该设计轻巧便携。因此，该设计是一款低功耗的、携带方便的、实用的电子血压计。

[1]杨玉星.生物医学传感器与检测技术[M].北京：化学工业出版社，2005.

[2]Nitzan M.Automatic noninvasive measurement of arterial blood pressure[J].IEEE Instrumentation&Measurement Magazine，2011，14（1）:32-37.

[3]邓亲恺.现代医学仪器设计原理[M].北京：科学出版社，2004.

[4]许怀湘，房兴业，许志.采用示波原理间接测量血压方法的进展[J].航天医学与医学工程，2000，13（3）：231-234.

XU Huai-xiang，FANG Xing-ye，XU Zhi.The present status and development of oscillometric blood pressure measurement[J].Space Medicine&Medical Engineering，2000，13（3）:231-234.

[5]胡大可.MSP430系列FLASH型超低功耗16位单片机[M].北京：北京航空航天大学出版社，2002.

[6]洪利，章杨，李世宝.MSP430单片机原理与应用实例详解[M].北京：北京航空航天大学出版社，2010.

[7]李天钢，卞正中.监护仪中振荡法无创血压测量方法的研究[J].中国医疗器械杂志，2003，27（4）：244-246.

LI Tian-gang，BIAN Zheng-zhong.The research on indirect blood pressure measurements using oscillometric method in patientmonitors[J].Chinese Journal of Medical Instrumentation，2003，27（4）:244-246.