首先，由于集成了高精度的16位Σ-Δ型A/D轉(zhuǎn)換器且其A/D參考電壓可以編程調(diào)整（最小可達到10mV），因此，它可以在保證精度和動態(tài)范圍要求的情況下，直接進行A/D轉(zhuǎn)換，而不必進行經(jīng)過放大部分，這樣，可以消除由于放大器的存在而帶來的動態(tài)范圍、噪聲以及失調(diào)電壓等一系列問題，并且減少了器件應(yīng)用，降低了實現(xiàn)成本。

其次，由于該Σ-Δ型A/D轉(zhuǎn)換器提供了差模輸入方式，可以將傳感器給出的差模信號直接送入A/D轉(zhuǎn)換器中，理論上其共模抑制比可以達到無窮大，因此，它可以大大降低由于前級放大電路的不匹配而造成的共模干擾。

再次，由于在Σ-Δ型A/D轉(zhuǎn)換器進行轉(zhuǎn)換的過程中，要通過一個低通濾波器的作用，因此，在進行A/D轉(zhuǎn)換之前，不必進行濾波處理?？梢灾苯訉鞲衅髋cA/D連接，然后再進行數(shù)字濾波。

另外，由于ADuC848中集成了一個標準的恒流源，恒流數(shù)值可以通過軟件編程來調(diào)節(jié)，因此，我們可以根據(jù)產(chǎn)品應(yīng)用的不同環(huán)境，將一個標準的壓力輸出進行采樣，然后進行A/D轉(zhuǎn)換，再根據(jù)轉(zhuǎn)換結(jié)果及時地調(diào)整恒流源，直到輸出期望的轉(zhuǎn)換數(shù)值，以實現(xiàn)產(chǎn)品的自動校準。

 改進后的硬件設(shè)計框圖如圖2所示。

2.2 軟件設(shè)計

經(jīng)過上面的硬件處理之后，得到的是袖帶內(nèi)壓力的變化曲線。因此，在下面進行的軟件處理中，先要分離出其中的脈搏信號，然后再去除干擾點，擬合包絡(luò)曲線，找到對應(yīng)的平均壓，最后再根據(jù)系數(shù)計算出收縮壓和平均壓。

首先，在分離脈搏信號的過程中，我們引入了形態(tài)濾波的算法。由于袖帶內(nèi)壓力信號與脈搏信號頻帶接近，直接采用帶通濾波會減小信號幅度，降低信噪比，給后面的處理帶來困難，而應(yīng)用形態(tài)濾波的處理算法，則是從形態(tài)學(xué)角度來分離信號，它可以很好地將脈搏信號提取出來。為了能夠?qū)崟r地完成信號分離，我們將采用開運算來進行處理，削平原始信號中所有的波峰，再用原始信號與處理后的信號做差，得到分離出的脈搏信號，如圖3和圖4所示。

其次，為了有效地抑制干擾，修復(fù)缺損的脈搏波，我們將根據(jù)每個脈搏波峰值與和它相鄰的脈搏波峰值之間所成角度的關(guān)系，來決定每個脈搏波的可信程度，由于脈搏波幅值不是單調(diào)變化的，因此，這樣的判斷還需要把幅值因素考慮進去，其具體的方法如文獻[1]中所述。

 再次，將利用上面得到的每個脈搏波的權(quán)值信息，進行包絡(luò)擬合，由于所得包絡(luò)線明顯不對稱（即二階擬合不能滿足要求）,我們將采用帶權(quán)值的三階最小二乘擬合方式。擬合完成后，曲線上極大值所在位置對應(yīng)的壓力值，就是平均壓的數(shù)值。

 最后，如文獻[2]中所述，我們將根據(jù)平均壓的大小決定采用何種幅度系數(shù)，并利用幅度系數(shù)，計算出相應(yīng)的收縮壓、舒張壓對應(yīng)的位置，得到收縮壓、舒張壓的大小。



3．實驗結(jié)果

為了試驗所得血壓計的準確性，我們選取了一些典型地樣本，將它的測量結(jié)果與人工聽診的柯氏音法進行比對。

首先，用人工聽診的柯氏音法來測量血壓數(shù)值a1，相隔15min后，再用改進后的電子血壓計進行測量，得測量數(shù)值b，然后，再等待15min，用人工聽診的柯氏音法重新測量一遍，得測量血壓值a2，最后，用a1與a2的平均值a作為人工聽診柯氏音法所得的測量數(shù)值。所得測量數(shù)據(jù)如表1和表2所示。


由以上幾組典型的測量結(jié)果可以看出，應(yīng)用本文所述的電子血壓計測量血壓，能夠保證血壓測量的精確度在5mmHg以內(nèi)，這樣，基本可以滿足血壓測量的精度要求。

4．結(jié)語

 本文提出了一種基于SOC的血壓檢測儀器的實現(xiàn)方法，該方法的硬件集成度高，設(shè)計實現(xiàn)簡便，軟件設(shè)計集合了形態(tài)濾波等多種先進算法，精確度高，抗干擾性強。實驗證明，這種血壓檢測儀器，具有很好的精度，能夠滿足血壓測量的一般要求。