吳云江，田 丹，羅 健

（電子科技大學(xué) 電子科學(xué)技術(shù)研究院，四川 成都 611731）

0 引言

目前的電子血壓計(jì)主要是采用下氣測量法且只能在血壓計(jì)上獲取血壓信息，其存在以下不足：(1)在測量過程中，袖帶實(shí)際加壓的氣壓遠(yuǎn)遠(yuǎn)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(shí)間過長，易受到外界的干擾；(3)測量后數(shù)據(jù)查看單一，只能在血壓計(jì)上查看，不便于用戶后期翻閱。

針對上述問題，本文基于藍(lán)牙4.0低功耗技術(shù)和上氣測量原理設(shè)計(jì)出藍(lán)牙血壓計(jì)，將手機(jī)應(yīng)用程序與硬件結(jié)合，可同時(shí)在硬件和手機(jī)上顯示測量信息。該血壓計(jì)測量速度快(在 20～30 s內(nèi)完成一次測量)、體積小、功耗低、具有數(shù)據(jù)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(jī)加壓過程中進(jìn)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(nèi)部氣體的振蕩波，此時(shí)振蕩波為靜壓力和脈搏波的混合信號。經(jīng)帶通濾波后得到脈搏波信號，而靜壓力信號幅值遠(yuǎn)遠(yuǎn)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(shù)法找出脈搏波幅值的特征點(diǎn)，進(jìn)而得到靜壓力信號對應(yīng)的特征點(diǎn)為舒張壓和收縮壓。

幅度系數(shù)法原理[1]：首先查找脈搏波中單個(gè)波幅度的最大值A(chǔ)m點(diǎn)，其對應(yīng)的靜壓力為平均壓，再由脈搏波幅值與其最大幅值A(chǔ)m的比例關(guān)系 Ad/Am=kd，As/Am=ks(kd和ks分別為收縮壓特征系數(shù)、舒張壓特征系數(shù))得到Ad和As點(diǎn)在脈搏波包絡(luò)中的位置，其對應(yīng)的靜壓力分別為收縮壓和舒張壓。此時(shí)收縮壓對應(yīng)的脈搏幅值點(diǎn)在脈搏波峰最大值的右端，舒張壓對應(yīng)的脈搏幅值點(diǎn)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(shù)，通過統(tǒng)計(jì)一段時(shí)間內(nèi)的脈搏波的個(gè)數(shù)可計(jì)算出心率。心率公式為：

其中pulse_peak為一定時(shí)間內(nèi)的脈搏峰值采樣個(gè)數(shù)，count為總的采樣點(diǎn)數(shù)，sampling為采樣頻率。

上氣測量最關(guān)鍵的點(diǎn)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(shí)間內(nèi)采集到足夠的脈搏波，根據(jù)這些脈搏峰值數(shù)據(jù)準(zhǔn)確地分析出血壓相關(guān)測量值。

圖1 智能加壓流程

整個(gè)測量過程分為3個(gè)階段，第1階段，在開始測量時(shí)袖帶內(nèi)氣壓低，控制氣泵快速加壓至50 mmHg左右，以構(gòu)造脈搏產(chǎn)生的環(huán)境，此階段末期會逐漸出現(xiàn)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(shí)時(shí)反饋來控制加壓的速度，直至達(dá)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(shí)計(jì)算出心率、收縮壓和舒張壓。

2 硬件設(shè)計(jì)

智能電子血壓計(jì)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(jī)控制模塊、電源管理模塊、手機(jī)APP應(yīng)用模塊。系統(tǒng)框圖如圖2所示。

圖2 系統(tǒng)框圖

2.1 核心部件

2.1.1 藍(lán)牙MCU

藍(lán)牙 4.0低功耗[3](Bluetooth Low Energy，BLE)技術(shù)是低成本、短距離、可互操作的無線技術(shù)。在藍(lán)牙技術(shù)聯(lián)盟Bluetooth SIG發(fā)布的藍(lán)牙4.0標(biāo)準(zhǔn)規(guī)范中，BLE4.0模式有雙模和單模兩種應(yīng)用。本次采用單模芯片CC2540作為藍(lán)牙血壓計(jì)的核心控制器，其包含工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)的8051微控制器內(nèi)核、2.4 GHz藍(lán)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(nèi)置運(yùn)算放大器和強(qiáng)大的DMA功能及外設(shè)[3]。CC2540結(jié)合TI協(xié)議棧，給市場上藍(lán)牙4.0的單模應(yīng)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(shè)計(jì)采用飛思卡爾MPXV5050G電容式壓力傳感器，該傳感器自帶內(nèi)部增益，線性度高，片內(nèi)自帶溫度補(bǔ)償電路，有效克服半導(dǎo)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(qū)動電流為180 mA，電磁閥驅(qū)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(lián)了NPN和PNP三極管，這樣既能使單片機(jī)以小電流驅(qū)動氣泵和氣閥，又能以PWM方式有效控制氣泵電機(jī)的轉(zhuǎn)速[4]。

圖3 氣泵氣閥控制電路

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(yùn)算處理，一部分混合信號(可認(rèn)為其為袖帶的靜壓力)直接進(jìn)入單片機(jī)ADC通道，另一部分脈搏信號由帶通濾波和CC2540內(nèi)置放大器后得到。濾波放大電路如圖4所示。

圖4 濾波放大電路

設(shè)計(jì)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(jī)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(diào)用CC2540內(nèi)置運(yùn)算放大器，采用外接電阻配置放大倍數(shù)來提高A/D采樣精度。CC2540內(nèi)置運(yùn)算放大器軟件配置方案如下：

3 軟件設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)軟件流程圖如圖5所示，其主要完成以下幾個(gè)功能：控制加壓過程、A/D采樣、數(shù)據(jù)分析、手機(jī)數(shù)據(jù)通信。本次設(shè)計(jì)利用了TI BLE協(xié)議棧已有的OSAL運(yùn)行機(jī)制，在其原有基礎(chǔ)上添加所需的4個(gè)事件：智能加壓事件、數(shù)據(jù)采集事件、數(shù)據(jù)處理事件、數(shù)據(jù)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(yīng)事件的處理函數(shù)[5]。

圖5 軟件流程圖

本軟件的關(guān)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(chǎn)生脈搏波滯后；(2)慢速加壓過程中，需合理調(diào)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(gòu)造相對理想的環(huán)境；(3)在慢速加壓初期，前幾個(gè)采樣數(shù)據(jù)誤差較大，因此拋棄不存儲；(4)采樣數(shù)據(jù)僅包含脈搏峰值及其對應(yīng)的靜壓力值。

3.1 智能加壓事件

該事件實(shí)現(xiàn)的優(yōu)劣在一定程度上決定了血壓測量的精度，這里運(yùn)用到CC2540單片機(jī)P1引腳的外設(shè)功能以及定時(shí)器1。

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

圖6 定時(shí)器1模式，輸出比較模式3

在寄存器T1CC0值一定時(shí)，只需更改寄存器T1CC2的值來改變PWM波產(chǎn)生的平均電壓值，其決定了氣泵電機(jī)的轉(zhuǎn)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(shù)據(jù)采集、分析事件

數(shù)據(jù)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(dāng)前信號是否為峰值，若是，則記錄當(dāng)前脈搏峰值及其對應(yīng)的靜壓力值。直到加壓至額定氣壓時(shí)，停止采集進(jìn)入數(shù)據(jù)分析事件。

在數(shù)據(jù)采集事件中得到2個(gè)數(shù)組，脈搏峰值數(shù)組a[n]和其對應(yīng)的靜壓力b[n]。找出當(dāng)前脈搏數(shù)組a[n]中的最大值 amax，利用幅度系數(shù)法，=km，根據(jù) km的取值可求得此時(shí)i所對應(yīng)的靜壓力b[i]即為舒張壓或收縮壓。其中km為特征系數(shù)，經(jīng)臨床醫(yī)學(xué)驗(yàn)證，收縮壓和舒張壓系數(shù)分別取0.78和0.58[7]。由于慢速過程中可能受到電機(jī)或外界干擾的影響，脈搏峰值可能會出現(xiàn)干擾點(diǎn)，其峰值幅度改變易引入測量誤差。處理辦法為限定峰值點(diǎn)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(gè)范圍，按照其前后峰值和的平均值作為當(dāng)前峰值幅度。

3.3 數(shù)據(jù)發(fā)送事件

數(shù)據(jù)發(fā)送采用notification的方式，即僅需主設(shè)備單向給出指令后由從設(shè)備向主設(shè)備發(fā)送數(shù)據(jù)。在配置過程中，需保證主、從設(shè)備 SimpleGATTProfile特性值屬性[8]具有相同的句柄，同時(shí)由value[0]=0x01開啟notification功能。這二者缺一不可，否則設(shè)備與手機(jī)不能進(jìn)行數(shù)據(jù)通信。當(dāng)然該方式存在著局限性，每次調(diào)用GATT_notification函數(shù)最大傳輸20個(gè)字節(jié)的數(shù)據(jù)，可通過周期事件完成大量數(shù)據(jù)的傳輸。

4 實(shí)驗(yàn)與測試

為了保證血壓算法的有效性，先通過上位機(jī)仿真處理，觀察測量數(shù)據(jù)。如圖7所示，上圖為靜壓力信號，下圖為其對應(yīng)的脈搏信號(已拋棄進(jìn)入慢速加壓時(shí)干擾較大的點(diǎn))。經(jīng)仿真計(jì)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。

圖7 脈搏和靜壓力仿真圖

APP應(yīng)用界面如圖8所示，其為測試者甲在5日內(nèi)的測量情況，整個(gè)過程比較平穩(wěn)，其中圖內(nèi)顯示數(shù)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(jì)作對比，如表1所示。從測量結(jié)果可看出，該藍(lán)牙血壓計(jì)測量結(jié)果與下氣測量結(jié)果相比稍微偏大，但平均誤差≤5 mmHg滿足測量需求。

5 結(jié)束語

圖8 APP界面

表1 測試結(jié)果對照表

本文設(shè)計(jì)了一種基于上氣測量的藍(lán)牙4.0低功耗電子血壓計(jì)，整個(gè)測量過程保持在30 s左右，縮短了測量時(shí)間。同時(shí)該血壓計(jì)提供BLE4.0無線傳輸功能，智能手機(jī)可替代血壓計(jì)查閱當(dāng)前或近期的血壓情況。仿真及測試實(shí)驗(yàn)表明，該設(shè)計(jì)方案具有測量時(shí)間短、功耗小、適應(yīng)性好等特點(diǎn)，能滿足用戶血壓測量的日常需求。

[1]李雪情，張永亮，鄭瑩瑩，等.基于示波法和高斯擬合的血壓測量方法[J].傳感技術(shù)學(xué)報(bào)，2010，23(12)：1679-1685.

[2]王秀芳.基于VS2010動態(tài)血壓監(jiān)測系統(tǒng)的設(shè)計(jì)[J].中國醫(yī)學(xué)物理學(xué)雜志，2012，29(5)：3668-3671.

[3]陳仲懷，張建寰，施義茂，等.基于藍(lán)牙4.0模塊的直升機(jī)航?？刂葡到y(tǒng)[J].廈門大學(xué)學(xué)報(bào)(自然科學(xué)版)，2013，52(2)：172-176.

[4]李學(xué)哲，黃成玉，張全柱，等.基于 STC12-C5A的電子血壓計(jì)綜合性能評價(jià)系統(tǒng)研究[J].電子技術(shù)應(yīng)用，2013，39(6)：89-91，95.

[5]楊松，胡國榮，徐沛成.基于CC2530的Zig-Bee協(xié)議MAC層設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)[J].計(jì)算機(jī)工程與設(shè)計(jì)，2013，34(11)：3840-3844.

[6]趙肅，王衛(wèi)東，何志毅.一種亂序 PWM控制的LED恒流驅(qū)動芯片[J].微電子學(xué)與計(jì)算機(jī)，2013(9)：137-140.

[7]王維維，蒲寶明，賀寶岳，等.基于上氣測量的電子血壓計(jì)的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)[J].計(jì)算機(jī)系統(tǒng)應(yīng)用，2012，21(2)：150-153，97.

[8]歐陽駿，陳子龍，黃寧淋.藍(lán)牙4.0 BLE開發(fā)完全手冊[M].北京：化學(xué)工業(yè)出版社，2013.