血壓是人體重要的生理參數(shù)之一，對(duì)其進(jìn)行精確測(cè)量，有利于早期發(fā)現(xiàn)和鑒別高血壓類型，提出合理的治療建議。目前，臨床上對(duì)普通病人主要采用無(wú)創(chuàng)檢測(cè)的方法，它大致分為人工柯氏音法和示波法兩類。人工柯氏音法雖然比較準(zhǔn)確，但操作困難，受主觀因素影響較大；傳統(tǒng)的示波法雖然操作簡(jiǎn)單，但穩(wěn)定性和個(gè)體適應(yīng)性較差，不利于在臨床應(yīng)用上的普及和推廣。本文在示波法的基礎(chǔ)上，從硬件實(shí)現(xiàn)和軟件設(shè)計(jì)兩個(gè)方面改進(jìn)了原來(lái)的測(cè)量方法，并進(jìn)行了比對(duì)測(cè)試。

　　1 硬件設(shè)計(jì)

　　示波法進(jìn)行血壓檢測(cè)的主要過(guò)程是獲取袖帶內(nèi)變化的壓力信號(hào)，分析從中分離出的脈搏信號(hào)，找到收縮壓和舒張壓對(duì)應(yīng)的位置，從而得到數(shù)據(jù)。傳統(tǒng)的示波法測(cè)量是將來(lái)自傳感器的信號(hào)放大，對(duì)放大后的信號(hào)進(jìn)行低通濾波，得到壓力信號(hào)，并由一組A/D轉(zhuǎn)換器將其送入單片機(jī)，然后再對(duì)該壓力信號(hào)進(jìn)行帶通濾波，得到脈搏信號(hào)，由另一組A/D轉(zhuǎn)換器送入單片機(jī)。其基本結(jié)構(gòu)如圖1所示。

　　采用了Σ-Δ型單片機(jī)ADμC848之后，簡(jiǎn)化了電路。

　　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(dá)到10mV）。因此，它可以在保證精度和動(dòng)態(tài)范圍要求的情況下，直接進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，而不必經(jīng)過(guò)放大。這樣，可以消除由于放大器的存在而帶來(lái)的動(dòng)態(tài)范圍改變、噪聲以及電壓失調(diào)等一系列問(wèn)題，并且減少了器件的使用，降低了實(shí)現(xiàn)成本。

　　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(hào)直接送入A/D轉(zhuǎn)換器，理論上其共模抑制比可以達(dá)到無(wú)窮大。因此，它可以大大降低由于前級(jí)放大電路的不匹配而造成的共模干擾。

　　由于Σ-Δ型A/D轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換過(guò)程要通過(guò)一個(gè)低通濾波器濾波，因此，在進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換之前，不必進(jìn)行濾波處理，可以直接將傳感器與A/D連接，然后再進(jìn)行數(shù)字濾波。

　　由于ADμC848中集成了一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的恒流源，恒流數(shù)值可以通過(guò)軟件編程調(diào)節(jié)。因此，可以根據(jù)產(chǎn)品應(yīng)用的不同環(huán)境，將一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的壓力輸出進(jìn)行采樣，然后進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，再根據(jù)轉(zhuǎn)換結(jié)果及時(shí)調(diào)整恒流源，直到輸出期望的轉(zhuǎn)換數(shù)值，以實(shí)現(xiàn)產(chǎn)品的自動(dòng)校準(zhǔn)。

　　改進(jìn)后的電子血壓計(jì)硬件結(jié)構(gòu)如圖2所示。

　　2 軟件設(shè)計(jì)

　　經(jīng)過(guò)以上硬件處理后得到袖帶內(nèi)壓力的變化曲線，在軟件處理中，先要分離出其中的脈搏信號(hào)；然后去除干擾點(diǎn)，擬合包絡(luò)曲線，找到對(duì)應(yīng)的平均壓；最后根據(jù)系數(shù)計(jì)算出收縮壓和平均壓。

　　在分離脈搏信號(hào)的過(guò)程中引入了形態(tài)濾波算法。由于袖帶內(nèi)壓力信號(hào)與脈搏信號(hào)頻帶接近，直接采用帶通濾波會(huì)減小信號(hào)幅度，降低信噪比，給后面的處理帶來(lái)困難。而應(yīng)用形態(tài)濾波處理算法，是從形態(tài)學(xué)角度分離信號(hào)，可以很好地提取脈搏信號(hào)。為了能夠?qū)崟r(shí)完成信號(hào)分離，將采用開(kāi)運(yùn)算進(jìn)行處理，削平原始信號(hào)中所有的波峰，再用原始信號(hào)與處理后的信號(hào)做差，得到分離出的脈搏信號(hào)。圖3為原始信號(hào)圖，圖4為分離出的脈搏信號(hào)。

　　為了有效抑制干擾，修復(fù)缺損的脈搏波，將根據(jù)每個(gè)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，決定每個(gè)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，這樣的判斷還需要考慮幅值因素。其具體方法見(jiàn)文獻(xiàn)[1]。

　　利用上面得到的每個(gè)脈搏波的權(quán)值信息進(jìn)行包絡(luò)擬合。由于所得包絡(luò)線明顯不對(duì)稱（即二階擬合不能滿足要求），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(duì)應(yīng)的壓力值，就是平均壓的數(shù)值。

　　最后，參照文獻(xiàn)[2]中的方法，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(jì)算出相應(yīng)的收縮壓、舒張壓對(duì)應(yīng)的位置，從而得到收縮壓、舒張壓的大小。

　　為了驗(yàn)證所得血壓計(jì)的準(zhǔn)確性，選取了一些典型的樣本，將其測(cè)量結(jié)果與人工聽(tīng)診的柯氏音法進(jìn)行比對(duì)。

　　首先，用人工聽(tīng)診的柯氏音法測(cè)量血壓數(shù)值a1，相隔15分鐘后，再用改進(jìn)后的電子血壓計(jì)進(jìn)行測(cè)量，得測(cè)量數(shù)值b；再等待15分鐘，用人工聽(tīng)診的柯氏音法重新測(cè)量一遍，測(cè)得血壓值a2，用a1與a2的平均值a作為人工聽(tīng)診柯氏音法所得的測(cè)量數(shù)值。所得測(cè)量數(shù)據(jù)如表1和表2所示。

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

　　本文提出了一種基于SoC的血壓檢測(cè)儀器的實(shí)現(xiàn)方法。該方法的硬件集成度高，設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)簡(jiǎn)便；軟件設(shè)計(jì)集合了形態(tài)濾波等多種先進(jìn)算法，精確度高，抗干擾性強(qiáng)。實(shí)驗(yàn)證明，這種血壓檢測(cè)儀具有很好的精度，能夠滿足血壓測(cè)量的一般要求。

　　參考文獻(xiàn)

　　[1] LIN C T，LIU Sh H，WANG J J et al.Reduction of interference in oscillometric arterial blood pressure measurement using fuzzy logic[J].IEEE Trans. On Biomedical Engineering， 2003，50(4).

　　[2] MORAES J，CERILLI M.A Strategy for determination of systolic，mean and diastolic blood pressures from oscillometric pulse profiles[J].IEEE Computers in Cardiology，2000，27：211-214.