基于DSP的血压计设计与实现

皮喜田 李双双 刘洪英（重庆大学生物工程学院，重庆 400030）

2（重庆大学生物流变科学与技术教育部重点实验室，重庆 400030）

引言

近年来，随着生活水平的提高和生活压力的增大，高血压已成为人类的最大杀手。据世界卫生组织预测，发达国家的高血压患病率增加了23％，而发展中国家这类疾病增加了80％［1］。血压是人们监测心脑血管功能状况的重要参数，血压计给人们提供了直观的血压生理信息。目前，血压计的测量技术发展成熟，市场上血压检测的新产品如雨后春笋。常用的血压检测设备都是基于单片机设计的，具有操作简单、成本低廉等优点，但是在处理速度、系统功耗、智能控制上还存在一定的缺陷。血压检测关注的是一段时期内血压的动态变化，需要连续动态地监测患者的血压信息，这对于检测结果的存储容量来说是一种考验。对于那些长期受到心血管疾病困扰的患者来说，频繁地奔波于医院就诊也是一种折磨。因此，研制一种能准确检测人体血压、低功耗、大容量且能进行远程通信的血压检测设备来说，具有重要的经济和社会意义。嵌入式系统医用电子中的广泛运用，数字信号处理（digital signal prossing，DSP）其低功耗和高运算速度，而被日益广泛地运用在便携式医疗电子设备当中。本研究设计了一种基于TI公司的TMS320VC5402的新型血压采集系统，该系统充分利用5402 DSP的片内资源和外围电路的扩展功能，实现人体血压的连续检测、显示和存储等功能，还具有很强的电源管理和基线调节功能。系统硬件主要由电源部分、信号采集部分、外部RAM存储模块、USB接口电路［2］和显示部分组成，系统结构如图1所示。系统的主控芯片采用5402，其丰富的地址和数据总线可以方便的对外设（主机接口、直接存储器访问、多通道缓冲串行口等）进行存储和访问。信号采集部分包括信号采集、滤波放大和A/D转换等部分。传感器采集的压力信号和脉搏波信号经A/D转换后送DSP处理，处理后的数据送液晶屏显示并可通过USB送PC机，用户可以通过计算机把采集到的数据传送给医生进行会诊［3-4］。DSP处理核心模块如图2所示。

图1 硬件系统总体结构Fig.1 The block diagram of hardware system

1 系统设计

1.1 信号采集部分

人的心脏在射血过程中，主动脉的输出能加速存在于血管中的整个血液的流动，而血液的惯性则阻碍这个过程，即加速作用只影响到主动脉起始段中的血液，并在此处使压力升高，引起压力与脉搏。因此，可以通过检测人体某些浅表动脉处（桡动脉、颈动脉等）的脉搏波，用压力传感器的描记方法，检测动脉血管直径的变化，并配合袖套血压计的收缩压和舒张压标定，达到无创伤提取动脉管内血压信息的目的，并计算出心率［5］。其信号采集原理为：当心脏射血时，血液流经血管对管壁产生压力和脉搏波，通过压力传感器和脉搏波血氧探头，将压力信号和脉搏波信号转换为电信号输出。两路信号通过DSP控制的二选一开关选通后，经放大滤波送A/D转换成数字信号送DSP处理，由此得到可以用计算机进行运算的血压信息，信号采集部分如图3所示。压力传感器选用美国IC SENSOR公司的无创测血压传感器，此传感器采用恒流源和温度补偿方法，具有稳定度高、精确度好、成本低和温漂小的优点。脉搏波信号通过桡脉压力传感器采集后经滤波放大，再通过A/D转换成数字信号供DSP处理，采集到的脉搏波信号经USB传送到上位机显示，如图4所示。

图2 DSP处理核心模块Fig.2 DSP processing core module

图3 血压信号采集模块原理Fig.3 The block diagram of blood pressure signal acquisition module

图4 压力脉搏波波形Fig.4 Pressure pulse waveform

1.2 电源部分

电源是硬件电路中最基础也最重要的部分，其设计在一定程度上影响系统的性能，也决定一个产品的质量。由于本系统基于手持式医用电子检测设备，电源部分的性能直接影响到系统工作的待机时间。系统电源通过一块诺基亚电池BL-5F供电，由于电池的输出电压范围为3.8～4.2V，所以需要LT1930组成的微型3.3V转5V电源电路，将电池电压升到5V给系统供电，LT1930输入电压范围为2.6～16V。当对电池充电时，液晶显示正在充电的提示信息，通过实时采集电池的输出电压，可以方便用户对电池的电量进行实时了解，以棒图形状显示电池的电量，给用户一个宏观的显示。当电池电量不足时，系统可以提醒用户对电池进行充电。

所用的电源需分别给模拟电路和数字电路供电。单就5402 DSP电源电路的设计来说，需要两路供电电压，即I/O电压3.3V、内核电压1.8V。对DSP的内核电压和I/O电压的上电顺序也有严格的要求，不同的DSP上电顺序是不同的［6］。与大多数数字系统的设计一样，本系统也采用+5V作为主供电系统，因此模拟电路的集成芯片供电用+5V。DSP的+3.3V和+1.8V从+5V经过调压电路得到，电源管理芯片采用TI公司的TPS73HD318集成芯片。该芯片不仅能提供DSP所需的两路电压，而且还能提供一个脉宽为200ms的低脉冲复位信号，供电系统上电复位。为了起到系统自动电源管理的作用，DSP通过XF引脚来控制TPS73HD318芯片的使能脚EN。通过对模拟部分输入AD数据的阈值判断，初步设定阈值为0x4d8H。如果ADC采样的数据大于该阈值则表明用户正在进行测量；如果小于该阈值，系统工作5min后通过DSP的通用I/O引脚XF发高电平，关断电源输出，达到降低功耗的作用，提高电池的待机寿命。

1.3 血压测量

采用示波法测量血压。示波法（oscillometric method）也称为测振法或振动法，与其他无创测量方法相比，具有操作简单、实时性强和人为干扰因素少的优点［7］。图5所示的是对袖套充气加压到160mmHg、再进行缓慢放气时出现的脉搏，脉搏波的最大幅值对应为平均压，收缩压和舒张压由对应脉搏波最大振幅的比例而定。此时测得的血压值与理想值的偏差会较大，需要进行校正，而且随着测量的进行，温度会影响测量电路造成漂移，使采集到的波形信号相应地发生漂移；虽然在元器件选择和电路设计上都考虑到了温度变化所造成的影响，但在实际测量中，温度的变化还是会对测量造成不小的影响。

图5 收缩压和舒张压对应脉搏波最大振幅的比例Fig.5 The ratio of the maximum amplitude pulse wave corresponds to systolic and diastolic blood pressure

1.3.1 压力校正

在血压计算过程中，最主要的就是通过算法找到脉络中幅值的最高点，即脉搏波峰峰值Pm。在计算收缩压和舒张压时，需要根据经验值来对各自的系数进行定标。在计算之后，将测得的结果与水银柱血压计测得结果进行对比试验，重复测量1 000次，记录试验结果，利用统计学软件SPSS15对两组数据进行分析对比，有

式中，Ps为收缩压，Pm为平均压，Pd为舒张压，a、b为对应收缩压和舒张压的经验系数。

重新修正式（1）和式（2）中的经验系数a、b得到的计算结果在标准误差之内。

1.3.2 温度补偿

在血压测量时，脉搏波信号容易受到外界温度的影响，如血压计校正之后出现温度变化，会影响血压计测量的准确性。因此，这一过程在减小外界干扰、提高血压测量准确度方面具有很重要的意义。温度对血压的影响主要体现在温度对脉搏波传播的影响，如果在测量前知道了受试者的体温信息，就可以在原来的算法上补偿温度对血压测量造成的误差。这时，假设在短时间内用户的血压平稳，且没有情绪上的波动，则测试时的不同温度是造成血压变化的显著因子。在测量血压之前，先测定受试者的温度，然后立即测量记录其血压值；再人为改变外部温度，测量并记录对应的血压信息。在300次试验后得到一组试验数据，利用SPSS15软件对温度与血压之间的关系进行分析，得到温度补偿后的血压计算公式即

式中，c和d为对应式（1）和式（2）的温度补偿系数，T为环境温度。

经过校正和温度补偿，得到血压计测量的最终结果，在液晶屏上会显示所测得的收缩压、舒张压与心率值。

1.4 软件设计

系统的软件设计是基于TI公司专门设计的DSP编程环境CCS3.3，软件是在软件平台上用C++语言编写的，可移植性强。系统软件由初始化、A/D转换、LCD显示、USB通信及电源管理部分构成。初始化是通过DSP的Bootloader，完成对DSP的外部中断、A/D转换设置、I/O口及LCD显示的设置；电源管理通过定时来设置电源芯片的工作状态，使其在一定时间的闲置后关闭系统的电源，可外部中断EINT0来唤醒DSP控制系统重新复位工作。通过触摸屏液晶上的相关操作，可完成数据的采集、处理、显示及USB通信。系统控制流程如图6所示。

图6 系统软件结构Fig.6 The block of software system

2 系统性能验证

为了验证测量的准确程度，选取了一些样本，将其测量结果和人工听诊的柯氏音法进行对比［8］。选择38例24～63岁的正常人作为实验样本，其中男性20人、女性18名。首先受试者在安静状态下休息10min，然后用水银血压计以柯氏音法测得血压值为Pk1，休息10min后用所设计的电子血压计测得血压值为Pd，休息10min后再用水银血压计重新测量一遍，得血压值记为Pk2，最后休息10min后再次测量一遍，得血压值为Pk3，则水银血压计的测量值为3次测量的平均值Pk，以其作为水银血压计的测量值。最后，将测量值用SPSS15.0软件进行数据分析。

3 结果

DSP血压采集系统测量的准确度为86.9％。对本血压计测量的收缩压和舒张压与水银血压计测得的相应值进行比较，其趋势见图7。可以看出，本血压计的测量结果与水银血压计测得的结果误差较小、准确度较高，基本满足血压测量所需的精度要求。

图7 实验测得值和对照值的分布趋势Fig.7 The distribution trends of measured values and control values

4 讨论和结论

目前，市场上的电子血压计大都采用柯氏音法或示波法测得。示波法采用间接的肱动脉血压信息的测量方式，在脉搏波波形的提取中易受温度或其他外界环境因素干扰。式（1）和式（2）中的血压系数采用的是经验值，测量值、校准样本的容量以及样本所涵盖的地域和人群等与测量结果有很大关系，容易引起偏差。对人体血压和温度的统计学分析得出：温度与血压值具有良好的统计学意义（P＜0.05），因此温度对血压的影响是显著的。针对以上问题，在血压算法中加入了校准和温度补偿等算法，提高了血压测量的准确性和相关性，但在样本的选取上由于条件的限制，还不能很好地获得大样本信息，进而影响测得科学的测量结果。今后还将选取更多的样本数据，采用更加科学的数据拟合方法，以便得到准确性更高的血压测量值，为临床提供直观、准确的血压测量信息。

所设计的DSP血压计在血压算法中进行了校准，增加了温度补偿算法，补偿了因温度造成的偏差，测量准确率达到86.9％，基本满足临床测量的要求。经工程和临床验证，研制的DSP血压计与水银血压计相比具有很好的相关性，对同一测试者，两种测量方法的结果基本在同一趋势上变化。增加了电源管理的功能，降低了仪器整体的功耗。在相同的条件下，本系统的待机时间比没用电源管理技术的血压计延长了1/3，用诺基亚BL-5B能连续正常工作20h。此外，仪器使用方便，特别是USB发送功能模块，不仅能实现海量数据存储，而且能很好地结合远程医疗的概念，减少患者在求医路程上的时间花费。仪器体积小（15cm×8cm×3cm），方便携带。

利用TMS320C5402 DSP作为核心控制器件，充分利用其片内、外设资源，实现了对血压信号的采集、显示、分析与发送。系统实用性强，人机接口简单可靠，体积小、功耗低、便于携带，特别是电源管理技术的运用，延长了系统的待机时间。嵌入式的系统设计使得本系统携带方便，可用于野外医疗和户外急救场所，也可用于家庭和社区等，是一种经济实用的健康监护系统。

［1］钱峰，刘晰.基于示波法的电子血压计实现［J］.仪器仪表学报，2006，27（6）：1534-1535.

［2］胡胜勇.电子血压计的USB接口设计［D］.湖南：中南大学，2009.

［3］Jilek J.Electronic sphygmomanometers：the problems and some suggestions［J］.Biomedical Instrumentation and Technology，2003，37（4）：231-233.

［4］Xin Xuegang，Chen Wufan.Introduction of an electronic aneroid sphygmomanometer that could meet both professional and unprofessional demands［J］.Medical ＆ Biological Engineering＆ Computing，2010，48（8）：829-831.

［5］罗志昌，张松，杨益民.脉搏波的工程分析与临床应用［M］.北京：科学出版社，2006：93-96.

［6］张卫宁.DSP原理与应用教程［M］.北京：科学出版社，2008：328-333.

［7］Branson KR，Wagner-Mann CC，Mann FA.Evaluation of an oscillo2metric blood pressure monitor on anesthetized cats and the effect of cuff placement and fur on accuracy［J］.Vet Surg，1997，26（4）：347-353.

［8］Mieke S.A simulator to test automated non-invasive sphygmomanometers［C］//Dossel O，Schlegel WC，.eds.IFMBE Proceedings.Muncih：Springer-Verlag，2009：356-358.