（生物医学工程专业论文）无创血压测量中若干关键技术问题的研究及仪器设计.pdf

a b s t r a c t b l o o dp r e s s u r e ( b p ) i s0 n eo ft h em o s ti n l p o r t a n tp h y s i o l o g i c a lp a r a j l l e t e r s ，a n di ti s v e ui i i l p o n a n t t om e a s u r ei t p r e c i s e l y n o wm o s to ft h eo s c i l l o m 硎ce l e c t r o n i c b p m e t e r s ，p o p u l a ru s e di i lc l i n i c ，i sa d o p t e dt ot h e 锄p i r i c a la l g o r i t h m sw i t ha b s t r a c t 谢t e r i an o tr c l a t e dt ot l l er e a lp h y s i o l o g i c a lp h e n o m e n a 锄d ，m e r e f o r e ，p m n et o s i g n i f i c a me r r o r s 1 1 h i sp a p e r ，i m p r o v e dt h eb pm e t e r 台。o mh a w a r e 卸ds o 伍v a r e 舔p e c t s i i lt h es o 脚a r ed e s i 印，t h i sp 印卸a i y z i n gt h en a t i v er e c o r d so fc u f fp 佗s s u r c d u r i n gb pm e a s u r e m e n t ，d e v e l o p e dt 、om e t h o d st 0i m p r o v et 1 1 eo s c i l l o m 鲥cb l o o d p r e s s u r em e a s u r e m e n t t h ef o m l e rm e t h o d ，b 船e do n l e 锄p i i t u d ec o e 伍c i e m ，u s e dt h em a t h e m a t i c a l m o 印h o l o g yf i l t c rt 0d i 仃e r e n t i a t eb e 铆e e np u l s e 锄dc u f fp r e s s u r es i g n a l 、e l la n d t r u l y ，柚dt h e n 锄p l o y e dt h e 缸巧l o g i ct e c h n 0 1 0 影t 0j u d g et h ep u l s ep e a l ( a ti a s ti t r e v i s e d 廿l ec o c 伍c i e n t 锄dc h o s eac w v ef i t t i n gm e t h o ds u i t a b l ef o rt h ec a l c u l a t e a b i l i t yo fs h l g l e c h i p t h el a t t e ro n ed e v e l o p e dah y p o t h e s i so fo s c i l l o m e t r i cb p m e a s u r e m e n tb a s e do np h y s i c a lp r i n c i p l e so fb l o o df l o w i nt h eh a r d 、v a r ed e s i 弘，t l l eb ps i 印a l i s q u i r e db yt l l eh i 曲r e s o i u t i o n 一 a d cs y s t e mb a s e do na d u c 8 4 8 觚dt i l es y s t e mf i r s tu s e da d u c 8 4 8t 0b et h e k e m e l l ym c uo ft h eb pm e t e r b e c a u s eo ft h es t r o n g 锄a l o g 粕dd i g i t a lm n c t i o no f a d u c 8 4 8 ，t h es y s t e mi sv e 拶p o w e r 向l ，s i m p l e 锄dh a sh i g hr e l i a b i l i 够 f i n a l l y ，t h ee x p e r i m e n t ss h o w e dt h ef o 肿e rs t r a t e g yc o u l ds u p p r e s sm t e r f e r e 锄d n o t a b l ee r r o re v i d e n t l y 锄dma ：k et h ep r e s s u r em e a s u r e m e n tm o r en i c e t ) ，卸dt h el a 仕e r o n ec 觚a d v a n c et h ei n d i v i d u a la d a 呻b i l 时g r e a t l y k e yw o r d s ：ma ：t h e m a t i c a im o r p h o l o g yf i l t e r ，o s c i l l o m 州cb 1 0 0 dp r e s s u r e m e a s u r e m e n t ，f u z z yl o g i c ，i n d i v i d u a la d a p t a b i l i t y 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得苤鲞盘堂或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：乏哓 签字日期： 2 p 矿年月7 日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解苤鲞盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权苤鲞盘堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名：芝、乞 导师签名： ，幻。 、，j 签字日期：卯汐7 年月7 日签字日期：乙咖7 年月n 日 第一章绪论 1 1 血压形成原理1 1 l 第一章绪论 血压就是人体内循环的血液在血管流动过程中对单位面积血管壁的侧压力 ( 压强) 。在不同的血管内分别称为动脉血压、静脉血压和毛细血管血压。血压 的计量单位是千帕( k p a ) ( 1 m m h g = 0 1 3 3 l 【p a ) 。 通常研究的血压是动脉血压。它是指血液流经动脉系统时，对单位面积的血 管壁呈现出的侧压。动脉血压是推动血液流动的驱动力，它必须达到一定高度才 能保证全身各器官的血液供应。 在血管系统内有足够的血液充盈是形成血压的前提。在此基础上心脏射血所 作的功，一部分形成流速，一部分产生侧压。但是如果不存在主要由阻力血管所 构成的外周阻力，则心脏射出的血液将迅速流向外周，致使心室收缩释放的能量 全部或大部转为动能，而形不成侧压。只有在外周阻力配合下，心脏射出的血液 不能迅速流走，暂时存留在阻力血管向心端的较大动脉血管内，这时心室收缩的 能量才能大部分以侧压形式表现出来，形成较高的血压水平。所以，动脉血压的 形成是心脏射血和外周阻力相互作用的结果。在心室舒张期心脏停止射血时，则 由大动脉回弹作用与外周阻力相配合，以维持一定的血压水平。 动脉血压一般是指主动脉内的血压。由于在大动脉内血压下降的幅度很小， 为方便测量，通常以肱动脉血压代表主动脉血压。动脉脉搏是动脉血压波动时所 引起的动脉血管壁的搏动。 1 2 课题研究的意义 血压是人体重要的生理参数之一。根据世界卫生组织( w h o ) 建议使用的 血压标准：正常成人血压标准是收缩压( 高压) 在9 啦! 4 0 m m h g ( 1 2 o 1 8 7 k p a ) 之间，舒张压( 低压) 在6 0 9 0 m m h g ( 8 肚1 2 0 k p a ) 之间。低于这个范围就可 能是低血压。而血压过高，即成人收缩压大于1 6 0 m m h g ，舒张压大于9 5 m m h g ， 可判定为高血压；而血压值在上述两者之间，即收缩压在1 4 1 1 5 9 m m h g 之间， 舒张压在9 1 9 4 m m h g 之间，为临界高血压l 引。 目前，高血压已经成为了全球最常见的心血管疾病，也是我国心脑血管疾病 中发生最多的一种。对人类的健康威胁很大，而且会造成生活质量的下降。卫生 部门的统计资料显示，我国高血压病患者已超过1 3 亿人，患病率在1 3 左右， 第一章绪论 并以每年3 0 0 万的速度增加，其中老年人的高血压患病率更是高达 2 5 3 5 1 2 1 。 对血压进行精确测量，有利于早期发现和鉴别高血压类型，提出合理的治疗 建议，对于防治高血压，具有非常重要的意义。然而，2 0 0 4 年8 月，中国生物 医学工程学会副理事长、工程院院士俞梦孙提出，目前在医院普遍使用的示波法 电子血压仪，设计原理不过关，几乎全部测量都不准确，而它之所以能替代柯氏 音水银柱血压计，是因为两者在经过大规模地实验测量之后，平均值较为接近。 但对个体来说，血压值测量的差别是相当大的【3 】o2 0 0 5 年6 月，他进一步提出， 目前的幅度系数法不够准确，必须寻找新的血压测量方法【4 1 。 1 3 血压测量技术的发展状况 血压的测量可以通过直接( d i r e c t ) 和间接( i 1 1 d i r e c t ) 两种方法实现，直接法是有 创测量方法，通过将导管插入血管内由压力传感器获得血压值；间接法是无创测 量方法，通过对相关的特征信号进行分析处理而获得血压值。 1 3 1 有创血压测量技术 自从1 6 2 8 年生理学家w h 锄e y 创立了血液循环理论以来，人们就一直在探 索行之有效的血压测量技术。1 7 3 3 年英国牧师r e v e r e n ds t e p h e nh a l e s 将一玻璃 导管插入马背的动脉切口处，从导管内液柱的动态变化中直接观测到了血压的波 动，标志着直接血压测量技术一导管术的开始，而人体动脉血压的直接测量则 是从1 8 5 6 年i f 撕v c e 开始研究的，但直到1 9 5 0 年才被临床所接受。 直接测量技术发展到今天已经成为成熟而可靠的技术，该方法不仅用来测量 动脉压，还用来测量和监护中心静脉压、肺动脉和肺毛细血管楔入压和左心房、 左心室的压力1 5 】。但由于其测量过程是有创的，这种检测方法只是适合于危重病 人或手术中的病人，对于普通人来说，采用无创检测的方法才是比较适合的。 1 3 2 无创血压测量技术 人体血压的无创测量的研究始于1 8 7 5 年，1 8 7 6 年m a r c y 提出了恒定容积法 的技术原形，18 9 6 年y 0 nr e c k l i n 曲列s e n 首先发现了在现今无创血压测量中广泛 使用的技术一示波法血压测量技术，1 9 0 5 年苏联医生k o r o t k 0 跋现了柯氏音， 奠定了柯氏音听诊法血压测量技术，使其成为临床上血压测量事实上的金标准， 无创血压测量从此才在临床上得到广泛的接受和应用【6 1 。 第一章绪论 无创血压测量技术发展的1 0 0 多年里，出现了各种测量技术：1 9 6 3 年 p r e s s m 锄和n e w g a r d 提出张力测定法，后来经过很多人的研究，1 9 7 6 年有商品化 产品问世；1 9 6 5 年d e d o b b e l e e r 提出双袖带法测量技术；p o s e y 等人于1 9 6 9 年通 过动物实验首先发现并提出振动波幅度最大时对应动脉平均压，黜哪s e y ( 1 9 7 9 年) 和y e l d e m 锄及r e 锄( 1 9 7 9 年) 用示波法测量人体血压，指出示波法与直接法测得 平均压具有高度的相关性，验证了平均压测量标准；1 9 7 3 年捷克生理学家j 鲫 p e f i 缸进一步发展了恒定容积法( v 船c u l a ru n l o a d i n gt e c h n i q u e ) 血压测量技术，给出 了该方法中最为重要的随动系统参考值，商品含产品f i n a p r c s 于上世纪8 0 年代早 期问世，实现了血压的连续测量，p 0 唧r e s 为其更新换代产品；1 9 8 1 年g e d d e s 等人提出利用心电图r 波和脉搏波之间的传导时间间隔t ，来推算收缩压和舒张 压数值的脉搏延时法；上世纪7 0 年代末8 0 年代初，微处理器技术应用于示波法 血压测量，实现了血压的快速、自动、无创测量；第一台商用示波法血压监护仪 于1 9 7 3 年由美国一家公司开始设计，1 9 7 6 年投入市场，取名为d i n 锄a p 【5 l 。无 创血压测量发展到今天，出现了各种技术和商品化的产品，无创测量方式因其测 量方便，相对于有创测量病人无创伤痛苦，因而在临床医疗上获得了广泛的应用。 在众多无创血压测量技术中，成为主流、有代表性的有柯氏音听诊法、示波法、 恒定容积法。第二章中将对这几种方法进行详细地描述。 1 3 3 最新进展 随着人们对人体生理信号特征认识的深入，以及大量新技术应用于生物医学 工程领域，近几年无创血压测量技术又有了新的发展。 1 3 3 1 探索新的模型和方法 人们对脉搏波特征的研究进一步深入，探索无创血压测量的新思路。随着心 脏的间歇i 生收缩和舒张，血流压力、血流速度和血流量的脉动以及血管臂的变 形和振动在血管系统中的传播，统称为脉搏波或脉搏波在血管中的传播。本质角 度讲柯氏音听诊法、示波法、恒定容积法等血压测量方法都可称之为基于脉搏波 特征的测量方法，但是都存在一定的缺陷。脉搏波是种以低频成分为主的生理 信号，可通过对数字微分信号的特殊处理来实现。焦学军、房兴业提出了利用脉 搏波特征参数连续测量血压的方法，具有较高的测量精度【7 j ，国外专利中提到了 利用脉搏波特征和血液动力学特征来快速测量血压的方法j ；脉搏波传导时间 ( p w t t ) 法用于无创血压测型吼l o 】，n i h o nk o h d e n 公司已经开发出利用p w t t ( p l j l s ew a v e1 h n s i tt i m e ) 测量技术的血压监护仪；空军第四研究所的俞梦孙院士 正在进行有关p w t l i 去和血压关系的研究，显示出很好的发展前景i l l j 。 第一章绪论 1 3 3 2 在原有技术基础上进一步的改进提高 在探索新方法的同时，仍有相当多的国内外学者致力于示波法的研究，或者 在原理上作进一步改进，或者结合其他的测量方法，使仪器在测量精度和抗干扰 能力上进一步提高。为了增强示波法的抗干扰能力，软件上采用了各种波形识别 技术【1 2 】，硬件设计上加强了系统的抗干扰能力：采用多传感器法提高测量精度 【1 3 】，计算方法上采用了依据容积脉搏波变化和脉动周期变化对血压值进行补偿的 方法【1 4 】；有利用脉搏波波形特征进行时域和频域分析，采用复杂的波形识别技术 来分析血压波形变化的技术【l 习；有人探讨了将测量部位由上臂改为手腕桡、尺动 脉处的方法【l6 】；由于袖带尺寸对测量结果有直接影响，有人研制了具有袖带尺寸 自动识别的血压测量系统等【1 7 】；对于抖动的处理，有人引入了模糊逻辑的算法进 行了处理；还有人对压力信号进行f f t ，在频域中对信号进行处理【l9 1 。 从应用角度而言：随着无创血压测量州i b p ) 装置的测量精度的提高和价格的 下降，医院环保要求的进一步提高，水银血压计有被无创血压测量设备所取代是 必然的趋势。从n i b p 的发展而言：从理论上讲，只要脉搏波和心血管血液流动 规律的关系得到了很好的了解和解决，利用脉搏波方法来检测诊断人体血管血流 动力学参数是最恰当不过或者说是最好的途径，这就为研制新的医学医疗仪器提 供了必要的依据和基础。 新的概念、理念孕育新的发展模式，摆脱充气袖带传统模式、发展新的基于 脉搏波特征的测量方法将是无创血压测量技术的发展方向。随着人们对人体生理 信号特征认识的进一步加深，各种技术如数字信号处理、模式识别应用于生物医 学工程领域，无创血压测量装置必将向着更加方便可行、准确可靠的方向发展。 第二章血压信号检测的基本方法 2 1 柯氏音法 第二章血压信号检测的基本方法 人工听诊柯氏音法是临床医护人员广泛使用的血压测量方法。如图2 1 所示， 该方法由血压计袖带和听诊器组成，现今在临床上得到广泛的认可和应用，被临 床工作人员视为血压测量的“金标准”，作为其他测量准确与否的参考。 图2 1 人工听诊柯氏音法原理图 它是使用血压计的脉压带在动脉外加压，根据血管音的变化来测量动脉血压 的。通常血液在血管中流动时没有声音，但如果给血管施加压力使血管变窄形成 血液涡流时则可发出声音。用脉压带在上臂给肱动脉加压，当外加压力超过动脉 的收缩压时，动脉血流完全被阻断，此时用听诊器在肱动脉处听不到任何声音。 如外加压力低于动脉的收缩压而高于舒张压时，当心脏收缩时，动脉内有血流通 过，舒张时则无。血液断续地通过受压血管狭窄处，形成涡流而发出声音。如果 外加压力等于或小于舒张压时，则血管内的血液连续通过，所发出的声音会突然 变调或消失。故恰好可以完全阻断血流所必须的最小管外压力( 即发生第一次声 音时) ，相当于收缩压。在心舒张时也有少许血流通过的最大管外压力( 即音调突 变或消失时) ，相当于舒张压。 事实上该方法存在一定的问题：以直接法测得的血压值作为真实值，则该方 法测得的血压值收缩压( s p ) 较真实值低( 9 1 3 ) m m h g ，而舒张压( d p ) 则高 ( 乱1 3 ) m m h g ：而且该方法完全依赖于人的主观性，依靠临床医师的耳朵去发现 第二章血压信号检测的基本方法 和鉴别声音，用眼睛去读取血压值，重复性差，准确度在很大程度上依赖于临床 医师的经验值。 为了摆脱人的主观性的影响和血压自动测量的需要，出现了基于柯氏音法的 自动血压测量装置，使用基于声音的算法来测定收缩压( s p ) 和舒张压p ) ，使用 声音传感器和微控制器，实现了袖带充放气和血压的自动测量。但是，由于该方 法容易受噪声的影响，实际环境中的一个一般噪声( 比如附近一辆卡车经过的声 音) ，都可能导致血压的误判，因此，其准确性反而低于人工的方法。为此，人 们又研究了许多新的测量方法。 2 2 恒定容积法 容积补偿法又称恒定容积法，其理论基础是当动脉血管由于外力作用而处于 去负荷状态，即施加于血管臂的压力在某一时刻等于血管内的压力时，血管直径 。不会随血压波动而变化，血管处于恒定容积状态。在这种恒定状态下相应的外加 压力就等于血管内压力，就可以实现血压的无创测量。实现过程需要有一个随动 压力跟踪系统，根据血压波动，时刻调节外加压力使血管壁处于恒定容积状态， 检测外加压力信号，就可以得到动态的血压数值。 该原理中的关键技术是确定随动系统的参考值，即在何种情况下血管臂是处 于恒定容积的状态，使血管臂的透臂压为零。理论上应选择动脉平均压的压力值， 建议预置参考压力值取使血管达到最大容积l 3 时的外加压力值。恒定容积法不 适于选取上臂作为测量部位，其测量部位在手指端。血管容积的测定是通过光电 描记法来实现的，l e d 作为发光源，光电探测器检测光线通过组织后透光率的 变化来发现血管容积的变化。 手指血压计就是采用这种方法设计而成，它在上世纪8 0 年代早期问世，优 点在于可以提供逐拍血压的连续测量。恒定容积法血压测量技术的缺点在于：1 ) 指端压不等于我们通常意义的血压，而且受到血管收缩、微循环障碍等因素的影 响大；2 ) 该方法通过光电描记法测得的信号幅度是手指内动脉血管臂直径变化的 函数，但由血管顺应性特性决定，因而无法区分信号幅度变化是来自血管臂直径 的变化还是其他因素导致的血管顺应性的改变；3 ) 如果维持连续测量施加于手指 的压力，会使病人产生不适，而且测得的血压值相对于真实值存在一个直流偏离。 采用该原理的测量装置测得的收缩压和平均压的离散性较大，性能指标没有 达到a a m i 推荐的标准差不大于8 m m h g 的标准【2 0 1 ，虽然在连续跟踪血压动态变 化能力上，该方法不失为一个有效的连续无创血压测量方法，但就总体性能而言 不能作为临床上病人绝对血压值的测量方法。 第二章血压信号检测的基本方法 2 3 示波法 示波法是目前临床上各类监护仪、电子血压计广泛采用的血压测量技术。人 们很早就发现血压测量时气袖中的压力除随放气而下降外还存在一个震荡，我们 现在称其为脉搏波，这个震荡波的幅度有一定的规律性。其波形如图2 2 所示。 图2 2 示波法中分离出的脉搏波波形 图2 2 中波形幅度最大处对应的袖带压力是平均压，而收缩压( s p ) 和舒张压 ( d p ) 不能直接测得，必须由各种血压算法得到。工作过程是先充气到一定压力， 使得袖带阻断动脉血流，然后放气，并在放气过程中检测袖带内的气体压力振荡 波。放气方式有：多阀连续放气、阶梯式放气、线性放气等。 示波法测量的关键技术是：1 ) 放气过程中对血压和脉搏波信号的准确采集； 2 ) 收缩压( s p ) 和舒张压( d p ) 的计算。其中，信号采集中涉及到滤波和抗干扰技术， 而血压算法的优劣与否，则是决定血压测量准确与否的关键。目前收缩压和舒张 压的经验判别准则很多，但无公认的判别准则，多是基于统计学规律，而不是基 于个体特征，它们大致分为两类，一类是归一化准则，另一类是突变点准则。归 一化准则就是将振动信号的幅值与信号的最大幅度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值来识别收缩压和舒张压，代表方法是应用最为广 泛的幅度系数法。突变点准则认为，收缩压和舒张压对应着振动波幅度发生突变 的点，即识别振荡波包络的拐点，可采用多项式拟和的方法。此外，还有一种最 新的血压成因法，它本质上也属于突变点方法，但测量机理有所不同。 示波法也存在一定的缺点：一是该方法检测到是叠加在血压信号上的脉搏波 信号，削弱了反应血压变化的高频成分，因而使用袖带的示波法测量技术在跟踪、 反应血压的突然变化上能力不足；二是该方法对病人的运动敏感，因而该方法在 测量过程中需要经常判断是否有运动等干扰存在来保证准确。 2 4 血压测量方法的选择和应用 在本章前几节介绍的方法中，人工柯氏音法虽然有着过分依赖人的主观经验 以及判断原则有争议等问题，但是事实上，它是迄今为止唯一被医生们认可的临 床标准，用其它方法开发出的产品，都要先与它反复进行比较，然后才能在临床 第二章血压信号检测的基本方法 上投入使用。不过，从长远来看，这种方法耗时费力，使用的汞金属对容易对环 境造成污染，且造价昂贵，不方便运输，因此，它终究要被采用其它方法的血压 测量装置所淘汰。 对于恒定容积法，它的测量原理简单直接，而且可以实现逐拍的血压测量， 对于血压的实时监测有着非常重要的现实意义。但是，它的测量精度不高，且只 能测量手指等肢体末端的血压，而现有的技术手段又很难使这种方法得到有效的 改进。因此，在现阶段，只能重点关注其它的测量方法。 而对于示波法，由于可以从各个方向进行改进，因此，它便成为血压测量中 人们研究的重点。示波法分为两大类，基于归一化原则方法和基于突变点原则的 方法，它们在实际应用中各有千秋，目前，前者在临床中的应用更为广泛，判断 准则和验证测试方法较为成熟，但它是基于统计学规律的，个体适应性差，因而 精度提高的可能性不大，只能在一些细节上有所改进；后者个体适应性好，精度 可以提高更多，但目前大多数方法还停留在研究阶段，理论和检验的方法都不太 成熟。 自1 9 0 5 年俄国医生k o r o t k o f 发明柯氏音听诊法以来，到现在无创血压测量 技术还停留在l o o 年前的水平。尽管最近2 0 多年来，在社会强烈需求的刺激下， 多家公司推出了多种多样的自动电子血压计，但是到目前为止，还没有一个真正 准确的无创血压测量技术。当前的无创血压测量产品中广泛使用的血压测量技 术，由于其原理存在先天的理论缺陷，期望提高它的精度将是非常困难的。当前 示波法虽然被无创血压仪所广泛采用，但这仅仅是因为没有更好的办法不得已而 为之。也正是因为这个原因，它仍然没能取代听诊法而为临床医生普遍接受。现 代医学期待着一种新型准确的无创自动血压测量技术的出现。未来的血压测量技 术应该摒弃“经验”方法，应当从生理学的基本原理出发，结合现代工程技术和信 号处理理论，寻找适用于每个个体的判断依据。另外，鉴于偶测血压的低可靠性 和长期观察人体血压的需要，也应发展一种能够连续测量血压的方法。 第三章系统硬件设计 3 1 系统硬件总体设计 第三章系统硬件设计 采用示波法进行血压检测，主要过程是获取袖带内变化的压力信号，分析从 中分离出的脉搏信号，并根据一定的判别准则，得到收缩压和舒张压的大小。 传统的示波法测量，通常是首先将来自传感器的差模信号放大，对放大后的 共模信号进行低通滤波，得到压力信号，并由一组a d 转换器将其送入单片机， 然后再对该压力信号进行带通滤波，得到脉搏信号，由另一组刖d 转换器送入 单片机。其实现的基本结构框图如图3 1 所示。 图3 1传统示波法血压计的基本结构框图 采用了型单片机a d u c 8 4 8 之后，不仅使电路的设计大大简化了，还提高了 电源 气泵l 0 恒流源 传 键 感 二f1 6 位一差分型a d c 盘 器 显 t 不 l 袖带 a d u c 8 4 8 气阀 i i 图3 2 改进后的电子血压计基本结构框图 9 - 第三章系统硬件设计 共模抑制比，减小了系统噪声，增强了系统的可靠性。 首先，由于集成了高精度的1 6 位z a 型a ，d 转换器且其a ，d 参考电压可以编 程调整( 最小可达到l o m v ) 川因此它可以在保证精度和动态范围要求的情 况下，直接进行a ，d 转换，而不必进行经过放大部分，这样，可以消除由于放大 器的存在而带来的动态范围、噪声以及失调电压等一系列问题，并且减少了器件 应用，降低了实现成本。 其次，由于该型a ，d 转换器提供了差模输八方式，可以将传感器给出 的差模信号直接送入a ，d 转换器中理论上其共模抑制比可以达到无穷大，因 此，它可以大大降低由于前级放大电路的不匹配而造成的共模干扰。 再次，由于在- 型a ，d 转换器进行转换的过程中要通过一个低通滤波 器的作用，因此，在进行a ，d 转换之前，不必进行滤波处理。可以直接将传感 器与a 仍连接，然后再进行数字滤波。 此外，由于a d u c 8 4 8 中集成了一个标准的恒流源，恒流数值可以通过软件 编程来调节，因此我们可以根据产品应用的不同环境，将一个标准的压力输出 进行采样，然后进行a ，d 转换，再根据转换结果及时地调整恒流源，直到输出 期望的转换数值，以实现产品的自动校准。 改进后的硬件设计框图如图3 2 所示。下面将针对每个部分分别阐述。 3 2 压力传感系统 通常的血压测量装置只舍有一个压力传感器，我们选用了g e 公司的 n p c 1 2 2 0 系列的传感器，如图3 3 所示。它是d i p 封装的，具有精度高、线性 度好、应用温度范围广泛、结实可靠等特点，特别适合应用在高精度的血压测量 装置中。 图3 - 3 压力传感器 应用过程中，测量的信号为袖带内气体的“表压一，也就是相对于大气的压力 秽 第三章系统硬件设计 将这个压力送入到图3 3 中的长管型端口中，白色圆圈的位置用来采集大气的压 力，它与管中压力作差，便得到要测量的结果。使用中要注意，长管必须密封严 密，白色圆圈中的小孔必须通畅，以保证传感器的正常工作。 图3 - 4 压力传感器的外围电路和管脚说明 获取了压力信号以后，还必须转化成电信号才能进行处理。因此必须为传感 器配备合理的外围电路。图3 - 4 为传感器的外围电路田】。其中，菱形的方块是桥 式电路，1 2 3 5 v 的基准电压源和运算放大器a 1 以及端口5 和端口6 之间的电阻 用来为电桥提供基准电流，以保证其很好的线性。当然，基准电压源也可以用 d a 转换器来替代，由于传感器输出的电压值和基准电压源的值成正比，这样， 就可以通过改变d a 的输出值，实现传感器的硬件校准。端口1 和端口2 为其输 出端，输出o 5 0 m v 范围的差模信号，送给后面的并联放大电路。 图3 5 并联放大电路 图3 5 为压力测量中的并联放大电路，这是人体信息检测中最常用到的电路 之一，它可以在放大差模信号的同时不对共模信号造成影响，从而有效地提高共 模抑制比，削弱温度等因素带来的干扰。其中，经过放大的信号恰好可以实现压 第三章系统硬件设计 力信号与电信号的转换系数为1 0 m v m m h g ，给后面的编程和调试工作带来了很 大的方便。 经过传感器电路处理后的信号将直接送入核心处理器a d u c 8 4 8 中。 3 3 核心处理器a d u c 8 4 8 图3 6a d p c 8 4 8 的电路原理图 图3 6 所示为单片机a d p c 8 4 8 的一个简单的电路原理图。a d p c 8 4 8 其内部 含有型- 气d 及d a 模块，可以实现1 6 b i t 的高精度低漂移- 气d 采样( 可工作于斩 波和非斩波模式下) 以及1 2 b i t 的d a 输出。其内部的a d 模块可配置为有缓冲的 输入，所以在内部配置缓冲级的情况下可以取消外部缓冲。同时它还具有内部 1 2 5 v 的基准参考电压和两个外部参考电压输入i z 。 采用3 2 7 6 8 k h z 的晶振，利用内部锁相环进行分频，可以在不同的时钟频率 下工作，有利于兼顾单片机的运行速度和功耗。 第三章系统硬件设计 3 4 基于a d u c 8 4 8 的1 6 位型模数转换模块 将传感器电路输出的差模信号直接接入a d u c 8 4 8 的- 型a d 转换器输入 端，利用型d 转换器的高分辨率来补偿放大倍数。由于a d u c 8 4 8 片内集 成有导联选择、缓冲器( b u 脑) 、可编程增益放大器( p g a ) 、直流偏移调整( o 依e t d a c ) 以及型调制器、数字滤波器等，因此充分利用这些片内资源即可完成 压力信号的缓冲( 提高输入阻抗) 、放大、d a c 反馈调整直流基线和数字滤波等 工作。a d u c 8 4 8 中模拟部分的结构如图3 7 所示。另外，从型a 巾转换器 的工作原理上来看不仅具有高分辨率，而且还能提高系统的信噪比( s n r ) 。 r e f o u tr e f i 争hr e fi n _ i n 时 l n n 2 i n | 3 i n 4 l 瞄 脚n 6 i n 7 脚n m 图3 7a d u c 8 4 8 模拟部分结构框图 3 4 1 过采样技术提高系统信噪比 对于传统的址) c ，输入一个正弦信号，然后以频率f s 采样( 按照n y q u i s t 定理，采样频率至少两倍于输入信号) ，从f f t 分析结果可以看到一个单音和一 系列频率分布于o 6 2 间的随机噪声( 如图3 8 所示) 。这就是所谓的量化噪声， 主要是由于有限的a d c 分辨率而造成的。量化噪声的功率谱密度在o f s 2 频 带内均匀分布，总的噪声能量n q = 2 1 2 。而量化噪声功率谱p 0 与取样频率有 关，即 只：垒三：竺 ” 1 2b 6 b ( 3 1 ) 第三章系统硬件设计 - _ o o 正 l o ； o 山 1 h l i l | 1 盯l 柏i 盯l n o n l f 一- - - a v e r a 9 e n 。i s e 耵。r f 他q u e n c y 图3 8以频率f s 采样后的正弦波功率谱 kf s ，2 kf 3 f n e q u e n c y 图3 9 以频率k 6 采样后的正弦波功率谱 如果将采样频率提高到k f s ( k 远大于1 ) ，量化噪声白锄率谱密度在o k f s 2 频带内均匀分布，即 只：竺三：旦 ”1 2 心j6 心s r 3 - 2 、 也就是说，在有用信号带宽内的噪声能量下降为原来的l 依，即信噪比提高 了k 倍。从f f t 分析也可看出，噪声基线降低了，s n r 值未变( 噪声能量未变) ， 但噪声能量分散到一个更宽的频率范围( 如图3 9 所示) 。z 转换器正是利用 了这一原理，在l b i ta d c 之后进行数字滤波，大部分噪声被数字滤波器滤掉， 这样量化噪声就降低了，即提高了系统信噪比，从而转换器可获得宽动态范 第三章系统硬件设计 围。 3 4 2 量化噪声成形技术提高系统信嗓比 z 调制器的结构如图3 1 0 所示，它包含1 个差分放大器、1 个积分器、1 个比较器以及1 个由l b “d a c ( 1 个简单的开关，可以将差分放大器的反相输入 接到正或负参考电压) 构成的反馈环。反馈d a c 的作用是使积分器的平均输出 电压接近于比较器的参考电平。调制器输出中“l ”的密度将正比于输入信号，如 果输入电压上升，比较器必须产生更多数量的“1 ”，反之亦然。 图3 1 0 蛋调制器的结构 一调制器的z 域模型如图3 11 所示。假设模型的输入为x ( z ) ，量化噪 曰( z ) = 二_ 声为q ( z ) 。并假设 、7 1 一z - 1 为一个单位增益的离散时间积分器。对模型 分析可以得到 耶) = x ( z ) + ( 1 一三) q ( z ) d e i t a ( 3 3 ) 1 b n d a c 图3 1 lz 一调制器z 域模型 由( 3 3 ) 式可知，d 调制器环路不但对输入信号不产生影响，而且对量 化噪声进行微分处理，对量化噪声整型，将大部分量化噪声推向更高的频段，移 到信号频带之外，使得噪声不会与信号频谱混叠，从而可以通过简单的滤波器有 第三章系统硬件设计 效的抑制噪声( 如图3 1 2 所示) 。在d 调制器中采用更多的积分与求和环节， 可以提供更高阶数的量化噪声成形。a d u c 8 4 8 中的调制器为二阶调制器，在每 两倍的过采样率下可改善阶限1 5 d b 。 f 他q u 朗 c y 图3 1 2 量化噪声成形技术滤除噪声 3 4 3a d u c 8 4 8 中的数字抽取滤波弘2 5 l 调制器以采样速率输出lb i t 数据流，频率可高达瑚z 量级。数字抽取 滤波和目的是从该数据流中提取出有用的信息，并将数据速率降低到可用的水 平。该滤波器的作用是滤波、抽取、抗混叠。滤波主要是滤除z 调制器的输出 信号频带以外的高频量化噪声，维持信号频带内的信号基本不变，相当于增加了 数字输出的有效分辨率：抽取是将b 调制器输出的高速低分辨率的数字信号的 的取样频率降至奈奎斯特采样频率，进而完成高分辨率数字信号的重构；抗混叠 主要是滤除降低取样频率后可能出现的混叠噪声。型a d c 中的数字滤波器 对1 b i t 数据流求平均，移去带外量化噪声并改善a d c 的分辨率。数字滤波器决 定了信号带宽、建立时间和阻带抑制。 在a d u c 8 4 8 中有数字滤波器：即s n c 3 滤波器，它的建立时间为为3 个转 换周期。s 烈c 3 滤波器的滤波性能好，滤波器的幅频特性如图3 1 3 所示，其中 f d ( f d a t a ) 为数据输出率( 即通常所说采样率) 。 从图3 - 1 3 中可以看出s 烈c 3 滤波器有很好的低通特性，旁瓣的衰减也能达 到一4 0 d b 以上。 吕型d c 本身是一种用精度换取速度的，d c ，数据输出率越高，其分 辨率( 数据有效位) 越低；当数据输出率设置到1 0 0 h z 时，分辨率将会比5 0 h z 时降低1 位( 数据有效位降低l 位) ；尽管如此，此时的数据有效位仍能有1 8 位 到1 9 位，同样能够很好的满足设计要求，而且该方法简单，不需要进行频率补 第三章系统硬件设计 偿等额外的运算 0 m _ = m 一1 3 5 液晶l c d 模块 p 3 曲= o 瑚2 k h 、 | 八 f八厂、 1 fy 象一，。盏 ”。 图3 】3s r n c 3 滤波嚣的幅频特性 图3 1 4 液晶h y - 2 4 0 1 2 8 m 2 0 1 外观图 基于今后功能扩展以及与监护仪主机兼容等方面的考虑，选择如图3 一1 4 所 示的型号为h y 2 4 0 1 2 8 m 2 0 1 的液晶作为系统的显示模块，并采用t 6 9 6 3 c 作为 该液晶的驱动器。它与单片机的接口电路如图3 一1 5 所示，分为以下几个部分。 3 5 1l c m 接口电路 h y - 2 4 0 1 2 8 m 也们需要三种供电电源：逻辑电源、驱动电源和背光电源。其 1 第三章系统硬件设计 中逻辑电源通过v s s 和v d d 两个引脚来提供；驱动电源通过v o 和强提供； 背光电源通过l e d a 和l e d k 提供。本课题中没有使用背景光功能。 v s s 和l e d k 可直接接地，) d 和l e d a 接+ 5 v ；v o 通过电位计接地， 强接滑动端来调节驱动电压，当驱动电压过低时，屏幕无显示，过高时屏幕 全黑。注意电位计的最大阻值应该在1 0 l m 2 0 l m 之间。 3 5 2l c m 的复位电路 孓 一q 萤 苍 盈 昌 窭复丑复g 垂 0墨a 菪 六 0 簧 0 0 0 |。 呈 逆u 2凸h 一 ! 小卜”寸n n _ o 昏卜口”寸n n ，一 y _ _ _ _ _ h _ _ _ 图3 1 5 液晶接口 复位引脚为r e s y j ，高电平时为正常状态，低电平时为复位状态，它将行、 列计数器和显示寄存器清零。复位电路部分可通过对+ 5 v 接4 7 l 电阻，对地 接4 7 u f 电容来实现，也可直接与单片机i o 口相连，通过软件来控制，注意， l c m 上电后r e s y j 引脚保持低电平5 个时钟周期才能实现复位。 3 5 3l c m 指令控制接口 h y - 2 4 0 1 2 8 m 2 0 1 型l c m 外部面板提供了5 个命令接口，引脚( c e y j ) 为使 能信号端，低电平有效；4 引脚( c d ) 为通道选择信号，l 为指令通道，0 为数据 通道，同时通过控制r d 和愚哏的输入信号可以实现对指令和数据的读写。 3 5 4l c m 字体选择 引脚f s 用于选择字体，t 6 9 6 3 c 规定：此引脚为低电平时，字体为8 8 点 阵形式，反之为8 6 点阵形式。注意，此引脚不能悬空，如果所用到的字体是8 8 的，则可以将此引脚接地，或者接m p u 的i o 引脚并通过软件来设置显示字体。 本课题中，选用的是8 8 点阵形式。 第三章系统硬件设计 3 6 气泵和气阀驱动电路 单片机的p 3 口最大的灌电流为4 m a ，p o 口和p 2 口最大的灌电流仅为 1 6 m a ，而气泵和气阀所需的工作电流远远大于这个数值，因此，必须进行电流 放大。采用图所示的电路可以很好地实现这个功能。图3 1 6 中，单片机端口并 不直接驱动气阀和气泵，而是作为一个开关，使三极管在饱和与截止两个状态之 间进行切换，从而达到控制气阀气泵电路的通断的目的。因为 n 直接采用电 池的正极作为电源输入，它大约为6 v ，比单片机的最高电平5 v 高l v ，这个差 值大于三极管c e 结的正向导通电压，因此，必须引入一个二极管，加在三极管 的b 极处。 这样，当单片机端口输出的电平为低时，三极管的c e 结加上了正向电压， 三极管处于饱和状态，饱和电流流过气泵或者气阀，气泵工作，气阀闭合。反之， 当单片机端口输出的电平为高时，三极管的c e 结加上了反向电压，三极管处于 截止状态，气泵和气阀将没有电流流过，气泵停止充气，气阀打开。 3 7 在系统编程( i s p ) 图3 1 6 气阀气泵驱动电路 3 7 1 在系统编程的工作原理1 2 7 l 在系统编程( i s p ) 技术革除了编程器，用户可以直接在自己设计的目标系统或 第三章系统硬件设计 电路板上对m c u 核心处理芯片进行程序烧录，可以先装配后编程甚至成为产品 后还可反复编程，这对于系统设计和产品开发意义十分重大。它不仅可以大大简 化程序烧录步骤，缩短系统开发的时间，还可以在不改变硬件结构的情况下，实 现系统在软件上的升级换代，这样可以大大节省研发成本，提高产品的竞争力。 l 一一j 图3 1 7a d u c 8 4 8 串行下载电路的连接方式 实现在系统编程的基本操作仍然是逐行编程，地址控制依靠水平移位寄存器 和垂直移位寄存器对单元阵列进行读写操作。对i s p 器件下载可以利用p c 机的 并口或串口，也可使用用户目标板上的自备单片机或微处理器进行工作，但要保 证各i s p 信号之间严格的时序关系。如果采用一个编程接口实现多路芯片编程， 就要采用一种特殊的称之为菊花链结构的串行编程方式。无论何种方式，实现i s p 的关键是要在i s p l s i 中通过编程状态机来控制编程操作执行。i s