基于LC压力传感器的无线血压测量系统*

王艳双， 鲍凯凯， 陈 建， 贾 鑫， 陈德勇， 王军波

(1.中国科学院 电子学研究所 传感技术国家重点实验室，北京 100190；2.中国科学院大学，北京 100039； 3.中国人民解放军总医院，北京 100853)

基于LC压力传感器的无线血压测量系统*

王艳双1,2， 鲍凯凯1,2， 陈 建1， 贾 鑫3， 陈德勇1， 王军波1

(1.中国科学院 电子学研究所 传感技术国家重点实验室，北京 100190；2.中国科学院大学，北京 100039； 3.中国人民解放军总医院，北京 100853)

针对腹主动脉瘤腔内修复手术后内漏检测困难的问题，设计了一种基于感容(LC)压力传感器的无线血压测量系统。采用现场可编程门阵列(FPGA)芯片作为主控制单元，利用读取线圈与传感器之间的耦合作用实现传感器信号的无线测量。基于直接频率合成技术的正弦扫频信号发生器产生驱动信号，基于互相关算法的离散傅立叶变换计算信号频谱，两者的结合有效提高了系统的测量精度和速度。实验结果表明：系统的测量压力分辨率和测量速度分别为285 Pa和24.1 Hz，为血压的无线测量提供了一种有效方法。

LC压力传感器； 血压测量； 无线无源； 植入式； 现场可编程门阵列

0 引 言

腹主动脉瘤是一种常见的血管疾病，一般通过手术切除并移植人工血管的方式治疗。然而，这种治疗方式不适于用心脏、肺或肾部患有疾病的人群[1]。1991年，Parodi J C等人发明了腹主动脉瘤腔内修复手术，其原理是将人工血管内支架导入腹主动脉瘤并固定在瘤体两端，从而避免血流对瘤壁的冲击[2]。然而，随着腹主动脉瘤腔内修复手术的应用，各类并发症也相继浮现，其中最为严重的是内漏[3]。内漏使瘤腔遭受血流冲击而增大甚至破裂，其发病率高达15 %～25 %。因此，需要对进行腹主动脉瘤腔内修复手术后的患者进行终生随访。

目前，适用于检查内漏的主要方法有CT、血管造影、核磁共振以及超声等[4]。然而，这些方法因其测量的间接性对内漏无法进行有效的检测。研究表明，动脉瘤内压力与内漏密切相关，是准确表征腹主动脉瘤状态的关键参数[5]。因此，瘤体内血压的测量可以作为内漏检测的另一有效手段[6]。

目前，穿刺技术是用于人体内血压测量的主要方法[6]。这种方法能够有效地直接测量人体内的血压，但是因为有感染的风险而不易用于腹主动脉瘤腔内修复手术后的随访。近年来，MEMS技术的进步促进了感容(induc-tance-capacitance,LC)LC压力传感器的发展，这类传感器因其无线测量的特性而特别适用于人体生理参数的长期监测[7,8]。但是，由传感器的工作原理可知，最终的测量性能不仅取决于传感器本身，还受制于外围测量电路的测量能力。因此，目前尚未出现能够用于临床诊断的无线血压测量系统。

本文提出了一种基于LC传感器的无线血压测量系统。系统采用现场可编程门阵列(FPGA)作为主控芯片，通过将互相关算法和直接频率合成技术相结合实现了测量精度和速度的提升，可以满足血压的临床测量需求。

1 原 理

系统无线检测的示意图如图1(a)所示，LC压力传感器的谐振频率随所受压力变化[9]，传感器经手术植入到腹主动脉瘤内，检测电路通过测量读取线圈的输入阻抗变化得到传感器的谐振频率并上传至上位机转换成压力实时显示。图1(b)是测量系统的等效电路图。

图1 系统测量原理

传感器的本征谐振频率f0和品质因数Q式分别为[10]

(1)

(2)

读取线圈的等效输入阻抗Zeq的表达式为

(3)

式中f为频率。当f=f0时，Zeq简化为

Zeq=j2πf0Lr(1+jQ2)

(4)

此时,Zeq的相位降至极小值[11]，下降幅度约为

Δφ≈tan-1(k2Q)

(5)

因此,相位是确定传感器谐振频率的一个理想参数[12]。

2 系统组成

系统功能框图如图2所示。

图2 系统功能框图

2.1 LC压力传感器

LC压力传感器由压力敏感MEMS电容和电感两部分组成。压力敏感MEMS电容主要包括一个动极板和一个定极板，二者构成一个容积可变的腔室。当在动极板上施加压力时，极板间距产生变化，从而导致电容的变化[13]。电感直接影响LC传感器的串联电阻以及传感器和读取线圈间的耦合系数，在确定器件性能时起决定性作用。受趋肤效应以及血管直径的约束，电感使用的漆包线的直径以及磁芯的尺寸分别为0.08 mm和φ4 mm×20 mm。

电感和电容最后经印刷电路板(PCB)串联固定于聚四氟乙烯支架上。为使传感器具有生物兼容性，最后在传感器外部包裹一层20 μm厚的聚对二甲苯(parylene)。最终的传感器(如图3所示)尺寸为φ5 mm×35 mm，满足血压测量的需要。使用网络分析仪(E5061B，Agilent Co，USA)测量的传感器的等效串联电气参数：电容/100 pF,电感/10 mH,电阻/100 Ω。

图3 LC传感器实物图

2.2 模拟前端电路

模拟前端电路包括信号转换电路和阻抗提取电路两部分。其中，信号转换电路包括模/数、数/模转换两部分。为了提高转化精度，降低量化噪声，二者分别采用采样速率和分辨率较高的ADS4122和DAC900芯片。阻抗提取电路包括驱动放大电路、差分检测电路、放大滤波电路以及单端转差分电路，如图4所示。驱动放大电路用于放大DAC输出的扫频信号；差分检测电路用于提取传感器信号；放大滤波电路用于传感器信号的放大和滤波处理；单端转差分电路用于将信号转换成易于ADC采样的信号。

图4 阻抗提取电路

2.3 数字信号处理子系统

数字信号处理子系统主要由频谱计算IP核和MicroBlaze软核两部分组成。频谱计算IP核由正弦扫频信号发生器和虚、实部计算模块两部分组成。正弦扫频信号发生器采用直接频率合成技术实现，可以产生频率间隔为40 Hz的正弦信号。虚、实部计算模块采用互相关算法实现。由离散傅立叶变换可知，信号x(n)在频率fx处的傅立叶变换可以表示为

(6)

式中N为信号的采样点数，Ts为信号的采样周期，kx=(fx/fs)×N，且fs=1/Ts。由式(6)可知，信号x(n)在kx处的离散傅立叶变换的虚部和实部分别为x(n)与同频率的正、余弦信号的互相关函数。因此，通过设置正、余弦信号的起始频率、终止频率以及频率间隔，可以得到信号x(n)在给定频率范围内的傅立叶变换。图5为频谱计算IP核的结构框图，其中，正、余弦查找表和相位累加器通过直接频率合成技术构成正、余弦信号发生器。起始频率寄存器、频率间隔寄存器以及控制寄存器通过频率累加器间接控制正、余弦信号发生器的输出信号，从而实现扫频器的功能。此外，由式(6)可知，虚、实部计算模块也需要正、余弦信号。因此，通过外加两个乘加器以及正、余弦信号发生器的共享，频谱计算模块的功能得以实现。

图5 频谱计算IP核结构图

MicroBlaze核是Xilinx公司在其FPGA产品中设计的嵌入式处理器软核，其通过FSL总线与频谱计算IP核双向通信。频谱信号在MicroBlaze中经降噪、峰值检测后得到传感器的谐振频率。谐振频率最后经蓝牙传至上位机并转换成压力值并实时显示。整个数字信号处理子系统的运行由MicroBlaze核控制，程序流程图如图6所示。

图6 MicroBlaze程序流程图

2.4 上位机

上位机是整个测量系统的控制终端，通过蓝牙控制下位机并实时显示测量结果。上位机软件采用C#语言编写，具有“系统校准”、“单次测量”、“连续测量”、“数据传输”、“参数设定”和“测试”六大功能。

3 实验与分析

3.1 系统标定

标定使用的压力控制平台主要包括压力校准仪(DPI 610，Druck Co，UK)、塑胶压力腔以及由步进电机控制的压力源，如图7所示。

图7 压力控制平台

系统标定曲线如图8所示，从中可以看出，系统的测量范围为-10～40 kPa，灵敏度为0.14 kHz/kPa。考虑到正弦扫频信号发生器的频率分辨率为40 Hz，因此，系统的压力分辨率为285 Pa。标定时系统在5 min之内平均测量7 237个压力值，因此，系统的测量速度约为24.1 Hz。

图8 系统标定曲线

3.2 动物实验

动物实验在中国人民解放军总医院进行，所有动物实验均符合中国国家标准《实验动物环境及设施》(GB14925—2001)及相关规定。实验设备如图9所示，包括网络分析仪、上位机、测量电路和读取线圈等。为对比分析本系统的性能，实验同时使用多通道生理记录仪(PEG—1000G)测量腹主动脉处的血压。

图9 动物实验使用设备

本系统的测量结果如图10(a)所示，血压周期性变化，周期约为2.35 Hz，对应心率约为141次/s。血压长时波动范围为75～115 mmHg，单个血压周期的峰峰值约为30 mmHg。多通道生理记录仪的测量结果如图10(b)所示，血压变化周期约为2.33 Hz，单个血压周期的峰峰值约为32 mmHg。血压长时波动范围为105～145 mmHg，比本系统的测量结果高30 mmHg。经分析，这一误差可能是传感器标定与实验的环境温度不同造成的，可以通过校正系统标定时的环境温度消除。

图10 动物实验结果

4 结 论

本文设计了一种基于LC压力传感器的无线血压测量系统，其测量范围为-10～40 kPa，压力分辨率为285 Pa，测量速度为24.1 Hz。动物实验表明：该系统的测量结果与医用多通道生理记录仪的测量结果相近，为血压的无线测量提供了一种有效手段。

[1] Santos I C T,Sepulveda A T,Viana J C,et al.Improving post-EVAR surveillance with a smart stent-graft[M].Netherlands:Springer,2012:267-289.

[2] Parodi J C,Palmaz J C,Barone H D.Transfemoral intraluminal graft implantation for abdominal aortic aneurysms[J].Annals of Vascular Surgery,1991,5(6):491-499.

[3] Wain R A,Marin M L,Ohki T,et al.Endoleaks after endovascular graft treatment of aortic aneurysms:Classification,risk factors,and outcome[J].Journal of Vascular Surgery,1998,27(1):69-80.

[4] Ashoke R,Brown L C,Rodway A,et al.Color duplex ultrasonography is insensitive for the detection of endoleak after aortic endografting:A systematic review[J].Journal of Endovascular Therapy,2005,12(3):297-305.

[5] Weng H B,Guo X D.An invasive telemetric pressure sensor for detecting endoleaks after endovascular abdominal aortic aneurysm stent repair[J].Chinese Journal of Tissue Engineering Research,2012,16:2350-2353.

[6] Tang C,Yang G S,Tao X I.Research progress of noninvasive continuous blood pressure measurement methods[J].Chinese Medical Equipment Journal,2004,10:26-34.

[7] Potkay J A.Long term,implantable blood pressure monitoring systems[J].Biomedical Microdevices,2008,10(3):379-392.

[8] Mokwa W.Medical implants based on microsystems[J].Measurement Science & Technology,2007,18(5):R47-R57.

[9] Fonseca M A,Allen M G,Kroh J,et al.Flexible wireless passive pressure sensors for biomedical applications[C]∥Tech Dig Solid-State Sensor,Actuator,and Microsystems Workshop,Hilton Head,2006:37-42.

[10] Nopper R,Niekrawietz R,Reindl L.Wireless readout of passive LC sensors[J].IEEE Transactions on Instrumentation & Measurement,2010,59(9):2450-2457.

[11] Marioli D,Sardini E,Serpelloni M,et al.A new measurement method for capacitance transducers in a distance compensated telemetric sensor system[J].Measurement Science & Technology,2005,16(8):1593-1599.

[12] Chen P J,Rodger D C,Saati S,et al.Microfabricated implantable parylene-based wireless passive intraocular pressure sensors[J].Journal of Micro-electro-mechanical Systems,2008,17(6):1342-1351.

[13] Shi Q,Wang J,Chen J,et al.A wireless and power-free micro sensor enabling gastrointestinal pressure monitoring[C]∥2012 IEEE Int’l Conf on Sensors,IEEE,2012:1-4.

Wireless blood pressure measuring system
based on LC pressure sensor*

WANG Yan-shuang1,2, BAO Kai-kai1,2, CHEN Jian1, JIA Xin3, CHEN De-yong1, WANG Jun-bo1

(1.State Key Laboratory of Transducer Technology,Institute of Electronics,Chinese Academy of Sciences,Beijing 100190,China; 2.University of Chinese Academy of Sciences,Beijing 100039,China;3.Chinese PLA General Hospital,Beijing 100853,China)

In order to solve endoleak emerged after endovascular aneurysm repair,a wireless blood pressure measuring system based on LC pressure sensor is designed.A chip based on field programmable gate array(FPGA)is used as main processing unit and wireless measurement is realized using mutual coupling effect between the reader coil and the sensor.A sine signal generator based on direct digital frequency synthesis technology is used to generate driving signals and discrete Fourier transform based on cross-correlation algorithm is used to calculate frequency spectrum of signals.The combination of them improves precision and speed effectively.Experimental results demonstrate that the resolution and the speed of the system is 285 Pa and 24.1 Hz respectively,meaning that a new approach to measure blood pressure non-invasively is realized.

LC pressure sensor; blood pressure measurement; wireless and passive; implantable; field programmable gate array(FPGA)

10.13873/J.1000—9787(2017)02—0117—04

TP 212.9

A

1000—9787(2017)02—0117—04

王艳双(1989-)，男，硕士研究生，主要研究方向为电子通信与仪器仪表。

陈德勇(1967-)，男，通讯作者,研究员，主要从事MEMS物理传感器的设计、制作、封装及测试和微执行器及智能微系统等领域的研究工作,E—mail:dychen@mail.ie.ac.cn。