基于SOC的高精度電子血壓檢測儀設計方案

首先，由于集成了高精度的16位Σ-Δ型A/D轉換器且其A/D參考電壓可以編程調整（最小可達到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轉換，而不必進(jìn)行經(jīng)過(guò)放大部分，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、噪聲以及失調電壓等一系列問(wèn)題，并且減少了器件應用，降低了實(shí)現成本。

其次，由于該Σ-Δ型A/D轉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轉換器中，理論上其共模抑制比可以達到無(wú)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轉換器進(jìn)行轉換的過(guò)程中，要通過(guò)一個(gè)低通濾波器的作用，因此，在進(jìn)行A/D轉換之前，不必進(jìn)行濾波處理?？梢灾苯訉鞲衅髋cA/D連接，然后再進(jìn)行數字濾波。

另外，由于A(yíng)DuC848中集成了一個(gè)標準的恒流源，恒流數值可以通過(guò)軟件編程來(lái)調節，因此，我們可以根據產(chǎn)品應用的不同環(huán)境，將一個(gè)標準的壓力輸出進(jìn)行采樣，然后進(jìn)行A/D轉換，再根據轉換結果及時(shí)地調整恒流源，直到輸出期望的轉換數值，以實(shí)現產(chǎn)品的自動(dòng)校準。

改進(jìn)后的硬件設計框圖如圖2所示。

2.2 軟件設計

經(jīng)過(guò)上面的硬件處理之后，得到的是袖帶內壓力的變化曲線(xiàn)。因此，在下面進(jìn)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(diǎn)，擬合包絡(luò )曲線(xiàn)，找到對應的平均壓，最后再根據系數計算出收縮壓和平均壓。

首先，在分離脈搏信號的過(guò)程中，我們引入了形態(tài)濾波的算法。由于袖帶內壓力信號與脈搏信號頻帶接近，直接采用帶通濾波會(huì )減小信號幅度，降低信噪比，給后面的處理帶來(lái)困難，而應用形態(tài)濾波的處理算法，則是從形態(tài)學(xué)角度來(lái)分離信號，它可以很好地將脈搏信號提取出來(lái)。為了能夠實(shí)時(shí)地完成信號分離，我們將采用開(kāi)運算來(lái)進(jìn)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，修復缺損的脈搏波，我們將根據每個(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，來(lái)決定每個(gè)脈搏波的可信程度，由于脈搏波幅值不是單調變化的，因此，這樣的判斷還需要把幅值因素考慮進(jìn)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(gè)脈搏波的權值信息，進(jìn)行包絡(luò )擬合，由于所得包絡(luò )線(xiàn)明顯不對稱(chēng)（即二階擬合不能滿(mǎn)足要求）,我們將采用帶權值的三階最小二乘擬合方式。擬合完成后，曲線(xiàn)上極大值所在位置對應的壓力值，就是平均壓的數值。

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



3．實(shí)驗結果

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，將它的測量結果與人工聽(tīng)診的柯氏音法進(jìn)行比對。

首先，用人工聽(tīng)診的柯氏音法來(lái)測量血壓數值a1，相隔15min后，再用改進(jìn)后的電子血壓計進(jìn)行測量，得測量數值b，然后，再等待15min，用人工聽(tīng)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(tīng)診柯氏音法所得的測量數值。所得測量數據如表1和表2所示。


由以上幾組典型的測量結果可以看出，應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?xún)?，這樣，基本可以滿(mǎn)足血壓測量的精度要求。

4．結語(yǔ)

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