0 引言

　　目前的電子血壓計主要是采用下氣測量法且只能在血壓計上獲取血壓信息，其存在以下不足：(1)在測量過程中，袖帶實際加壓的氣壓遠遠大于人體正常的收縮壓，對老年人而言，氣壓過大壓迫血管帶來不適感；(2)放氣過程中的測量時間過長，易受到外界的干擾；(3)測量后數據查看單一，只能在血壓計上查看，不便于用戶后期翻閱。

　　針對上述問題，本文基于藍牙4.0低功耗技術和上氣測量原理設計出藍牙血壓計，將手機應用程序與硬件結合，可同時在硬件和手機上顯示測量信息。該血壓計測量速度快(在20~30 s內完成一次測量)、體積小、功耗低、具有數據無線傳輸功能。

1 上氣測量原理

　　基于示波法的上氣測量是下氣測量的逆過程，即在電機加壓過程中進行血壓的測量。在該過程中，壓力緩慢增大，利用傳感器檢測袖帶內部氣體的振蕩波，此時振蕩波為靜壓力和脈搏波的混合信號。經帶通濾波后得到脈搏波信號，而靜壓力信號幅值遠遠大于脈搏信號幅值，故混合信號可作為靜壓力信號，利用示波幅度系數法找出脈搏波幅值的特征點，進而得到靜壓力信號對應的特征點為舒張壓和收縮壓。

　　幅度系數法原理[1]：首先查找脈搏波中單個波幅度的最大值Am點，其對應的靜壓力為平均壓，再由脈搏波幅值與其最大幅值Am的比例關系Ad/Am=kd，As/Am=ks(kd和ks分別為收縮壓特征系數、舒張壓特征系數)得到Ad和As點在脈搏波包絡中的位置，其對應的靜壓力分別為收縮壓和舒張壓。此時收縮壓對應的脈搏幅值點在脈搏波峰最大值的右端，舒張壓對應的脈搏幅值點在脈搏波峰最大值的左端。心率是指心臟每分鐘的跳動次數，通過統(tǒng)計一段時間內的脈搏波的個數可計算出心率。心率公式為：

　　其中pulse_peak為一定時間內的脈搏峰值采樣個數，count為總的采樣點數，sampling為采樣頻率。

　　上氣測量最關鍵的點在于袖帶加壓過程的控制(如圖1所示)，如何保證在一定的時間內采集到足夠的脈搏波，根據這些脈搏峰值數據準確地分析出血壓相關測量值。

　　整個測量過程分為3個階段，第1階段，在開始測量時袖帶內氣壓低，控制氣泵快速加壓至50 mmHg左右，以構造脈搏產生的環(huán)境，此階段末期會逐漸出現微弱脈搏。第2階段，控制氣泵慢速加壓，依賴傳感器傳回的氣壓值實時反饋來控制加壓的速度，直至達到額定氣壓氣泵停止工作。第3階段，控制氣閥快速放氣[2]，同時計算出心率、收縮壓和舒張壓。

2 硬件設計

　　智能電子血壓計主要由以下模塊組成：智能加壓模塊、氣泵氣閥控制模塊、單片機控制模塊、電源管理模塊、手機APP應用模塊。系統(tǒng)框圖如圖2所示。

　　2.1 核心部件

　　2.1.1 藍牙MCU

　　藍牙4.0 低功耗[3](Bluetooth Low Energy，BLE)技術是低成本、短距離、可互操作的無線技術。在藍牙技術聯盟Bluetooth SIG 發(fā)布的藍牙4.0標準規(guī)范中，BLE4.0模式有雙模和單模兩種應用。本次采用單模芯片CC2540作為藍牙血壓計的核心控制器，其包含工業(yè)標準的8051 微控制器內核、2.4 GHz藍牙RF收發(fā)器、8 KB SRAM、8通道8至12位的ADC、128或256 KB的Flash存儲器、芯片內置運算放大器和強大的DMA功能及外設[3]。CC2540結合TI協(xié)議棧，給市場上藍牙4.0的單模應用前景提供了可靠的解決方案。

　　2.1.2 壓力傳感器

　　人體脈搏信號一般是毫伏級的低頻信號，頻率在0.5 Hz~5 Hz。設計采用飛思卡爾MPXV5050G電容式壓力傳感器，該傳感器自帶內部增益，線性度高，片內自帶溫度補償電路，有效克服半導體壓敏元器件的溫度飄移問題。

　　2.2 氣泵氣閥控制電路

　　電路如圖3所示，c1、c2分別為氣泵、氣閥的控制端口，其中氣泵的工作驅動電流為180 mA，電磁閥驅動電流為70 mA，而CC2540 I/O最大輸出電流僅為20 mA。因此電路中分別串聯了NPN和PNP三極管，這樣既能使單片機以小電流驅動氣泵和氣閥，又能以PWM方式有效控制氣泵電機的轉速[4]。

　　2.3 信號提取電路

　　在測量過程中，傳感器輸出的信號為脈搏信號和靜壓力信號等，故需將混合信號分兩部分再做運算處理，一部分混合信號(可認為其為袖帶的靜壓力)直接進入單片機ADC通道，另一部分脈搏信號由帶通濾波和CC2540內置放大器后得到。濾波放大電路如圖4所示。

　　設計采用截止頻率為0.5 Hz~7.2 Hz二階有源帶通濾波器，最大限度地抑制電機擾動噪聲和50 Hz工頻干擾。帶通濾波后脈搏信號仍很微弱，為節(jié)省外部器件調用CC2540內置運算放大器，采用外接電阻配置放大倍數來提高A/D采樣精度。CC2540內置運算放大器軟件配置方案如下：

　　APCFG |= 0x07; //config P0[2:0] to Analog Input Pin

　　OPAMPC = 0x00; //initialize inner opamp

　　OPAMPMC = 0x03; //config opamp mode

　　OPAMPC = 0x01; //start opamp

　　OPAMPC |= 0x02; //start calibration

3 軟件設計

　　本系統(tǒng)軟件流程圖如圖5所示，其主要完成以下幾個功能：控制加壓過程、A/D采樣、數據分析、手機數據通信。本次設計利用了TI BLE協(xié)議棧已有的OSAL運行機制，在其原有基礎上添加所需的4個事件：智能加壓事件、數據采集事件、數據處理事件、數據發(fā)送事件。系統(tǒng)通過不斷輪詢的方式來判斷是否有事件發(fā)生，若無事件發(fā)生繼續(xù)輪詢，若有則執(zhí)行相應事件的處理函數[5]。

　　本軟件的關鍵問題在于：(1)加壓過程中控制氣泵快速加壓至50 mmHg，此過程既不能太慢也不能太快，否則在下一階段產生脈搏波滯后；(2)慢速加壓過程中，需合理調整氣泵充氣速度，在這一階段盡量保證勻速加壓，為脈搏檢測構造相對理想的環(huán)境；(3)在慢速加壓初期，前幾個采樣數據誤差較大，因此拋棄不存儲；(4)采樣數據僅包含脈搏峰值及其對應的靜壓力值。

　　3.1 智能加壓事件

　　該事件實現的優(yōu)劣在一定程度上決定了血壓測量的精度，這里運用到CC2540單片機P1引腳的外設功能以及定時器1。

　　定時器1模式下，在P1引腳上輸出PWM[6]波，其比較模式為設置輸出為向上比較，清除為0，如圖6所示。

　　在寄存器T1CC0值一定時，只需更改寄存器T1CC2的值來改變PWM波產生的平均電壓值，其決定了氣泵電機的轉速。依賴傳感器的反饋，合理改變T1CC2的值來完成慢速加壓過程的勻速加壓。

　　3.2 數據采集、分析事件

　　數據提取發(fā)生在慢速加壓階段，每隔50 ms采集濾波放大后的脈搏信號，判斷當前信號是否為峰值，若是，則記錄當前脈搏峰值及其對應的靜壓力值。直到加壓至額定氣壓時，停止采集進入數據分析事件。

　　在數據采集事件中得到2個數組，脈搏峰值數組a[n]和其對應的靜壓力b[n]。找出當前脈搏數組a[n]中的最大值amax，利用幅度系數法，根據km的取值可求得此時i所對應的靜壓力b[i]即為舒張壓或收縮壓。其中km為特征系數，經臨床醫(yī)學驗證，收縮壓和舒張壓系數分別取0.78和0.58[7]。由于慢速過程中可能受到電機或外界干擾的影響，脈搏峰值可能會出現干擾點，其峰值幅度改變易引入測量誤差。處理辦法為限定峰值點幅度范圍(該范圍擬定為前一峰值幅度的0.8~1.2倍)，超出這個范圍，按照其前后峰值和的平均值作為當前峰值幅度。

　　3.3 數據發(fā)送事件

　　數據發(fā)送采用notification的方式，即僅需主設備單向給出指令后由從設備向主設備發(fā)送數據。在配置過程中，需保證主、從設備SimpleGATTProfile特性值屬性[8]具有相同的句柄，同時由value[0]=0x01開啟notification功能。這二者缺一不可，否則設備與手機不能進行數據通信。當然該方式存在著局限性，每次調用GATT_notification函數最大傳輸20個字節(jié)的數據，可通過周期事件完成大量數據的傳輸。

4 實驗與測試

　　為了保證血壓算法的有效性，先通過上位機仿真處理，觀察測量數據。如圖7所示，上圖為靜壓力信號，下圖為其對應的脈搏信號(已拋棄進入慢速加壓時干擾較大的點)。經仿真計算得到舒張壓為71 mmHg，收縮壓102 mmHg，心率為75 bpm，為測試者的正常值。

　　APP應用界面如圖8所示，其為測試者甲在5日內的測量情況，整個過程比較平穩(wěn)，其中圖內顯示數值為5月9日的血壓信息。

　　最終利用下氣測量法與本文血壓計作對比，如表1所示。從測量結果可看出，該藍牙血壓計測量結果與下氣測量結果相比稍微偏大，但平均誤差≤5 mmHg滿足測量需求。

5 結束語

　　本文設計了一種基于上氣測量的藍牙4.0低功耗電子血壓計，整個測量過程保持在30 s左右，縮短了測量時間。同時該血壓計提供BLE4.0無線傳輸功能，智能手機可替代血壓計查閱當前或近期的血壓情況。仿真及測試實驗表明，該設計方案具有測量時間短、功耗小、適應性好等特點，能滿足用戶血壓測量的日常需求。

　　參考文獻

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