高血壓是引起心血管疾病的罪魁禍?zhǔn)字?。?dòng)態(tài)電子血壓儀器體積小，測(cè)量方便,，能有效地檢測(cè)和預(yù)防高血壓病的發(fā)生,。目前用于臨床的無創(chuàng)電子血壓監(jiān)護(hù)儀大多采用示波法原理進(jìn)行血壓測(cè)量[1]，但該方法受到脈沖峰值包絡(luò)線形狀的影響,，其準(zhǔn)確性和重復(fù)性難以讓人滿意[2],。本文提出一種新嵌入式動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)儀的設(shè)計(jì)方案，具有測(cè)量精度高,、重復(fù)性好,、便攜式、功耗低等特點(diǎn),，適用于社區(qū)醫(yī)療和家庭監(jiān)護(hù)等場(chǎng)合,。

1 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)
    所設(shè)計(jì)的嵌入式動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)儀主要由微處理模塊、信號(hào)預(yù)處理模塊,、驅(qū)動(dòng)電路,、壓力傳感器以及充氣泵等裝置構(gòu)成[3]。如圖1所示,。

1.1 微處理器模塊
    微處理器（MCU）是系統(tǒng)的核心,，它完成血壓信號(hào)采集、處理,、存儲(chǔ)以及人機(jī)接口控制等功能,。為了滿足設(shè)計(jì)要求，選用STM32系列32位微處理器STM32F103RBT6,，該微處理器基于ARM Cortex-M3內(nèi)核,，片上資源豐富，內(nèi)置2個(gè)16通道12位模/數(shù)轉(zhuǎn)換器,，及其各種類型的高速串口,，具備帶喚醒功能的低功耗模式，特別適用于低功耗,、高性能,、低成本的嵌入式應(yīng)用。
1.2 信號(hào)預(yù)處理模塊
    本設(shè)計(jì)的血壓測(cè)量采用示波法,，通過檢測(cè)袖帶充放氣和動(dòng)脈搏動(dòng)產(chǎn)生的復(fù)合壓力信號(hào)的變化對(duì)血壓值進(jìn)行判定,。由于本系統(tǒng)對(duì)氣閥采用智能控制策略，因此袖套內(nèi)的氣泵充放氣可實(shí)現(xiàn)智能控制,。傳感器采用靈敏度高,、穩(wěn)定性好的微型壓力傳感器,，負(fù)責(zé)袖套內(nèi)壓力信號(hào)的檢測(cè)。由于獲得的信號(hào)是袖帶充放氣和動(dòng)脈搏動(dòng)產(chǎn)生的復(fù)合壓力信號(hào),，為了分離脈搏波信號(hào)和適應(yīng)臨床應(yīng)用的血壓信號(hào),，必須對(duì)采集的復(fù)合壓力信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理[4]。信號(hào)預(yù)處理模塊由放大器,、低通濾波器和高通濾波器等組成,。其中信號(hào)放大器選擇高性能儀表放大器AD620，它具有共模抑制比高,、增益控制簡(jiǎn)單,、功耗低等特點(diǎn)，非常適合弱信號(hào)放大,。
    為了從采集的復(fù)合信號(hào)中分離出脈搏波信號(hào)和袖帶充放氣壓力信號(hào),，本系統(tǒng)設(shè)計(jì)了一個(gè)低通濾波器和一個(gè)高頻濾波器。壓力傳感器輸出的復(fù)合壓力信號(hào)經(jīng)前置放大器放大后被送到低通濾波器,，去除高頻噪聲后的輸出一方面作為袖帶充放氣壓力信號(hào)被送入微處理器內(nèi)置的A/D轉(zhuǎn)換器,，另一方面繼續(xù)被送入一個(gè)高頻濾波器，得到所需的脈搏波信號(hào),，通過放大器放大后的脈搏波信號(hào)也被送入微處理器內(nèi)置的A/D轉(zhuǎn)換器中,。
1.3 人機(jī)交互模塊
    本系統(tǒng)采用ALIENTEK的2.8英寸TFT LCD模塊作為人機(jī)交互模塊，LCD顯示模塊控制器選擇ILI9320,，觸摸屏控制器XPT2046為該模塊自帶,。觸摸屏用來控制輸入，LCD用來顯示所采集的血壓信號(hào),。
2 軟件設(shè)計(jì)
    本系統(tǒng)軟件在Keil MDK 3.80A開發(fā)環(huán)境中調(diào)試完成,。程序設(shè)計(jì)采用C語言，它主要實(shí)現(xiàn)袖帶充放器智能控制,、血壓信號(hào)采集,、壓力信號(hào)合成及脈搏波信號(hào)的LCD實(shí)時(shí)顯示，并實(shí)現(xiàn)觸屏人機(jī)交互界面控制,、動(dòng)態(tài)血壓信號(hào)擬合,、血壓值的計(jì)算等。
    除了常規(guī)的血壓信號(hào)采集,、系統(tǒng)控制,、信號(hào)分離以及信號(hào)實(shí)時(shí)顯示等模塊的程序設(shè)計(jì)外，動(dòng)態(tài)血壓信號(hào)擬合算法,、血壓值的計(jì)算是決定本動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)系統(tǒng)精度的關(guān)鍵,。
    在示波法血壓測(cè)量過程中，根據(jù)脈搏波幅度與袖帶壓力之間的關(guān)系來估計(jì)血壓。脈搏波最大值對(duì)應(yīng)的是平均壓,，收縮壓Ps和舒張壓Pd分別由對(duì)應(yīng)的脈搏波最大幅值的比例來確定[5],。人體脈搏波信號(hào)是一種微弱信號(hào)，信噪比較低,。在檢測(cè)和采集時(shí),，由于受測(cè)量?jī)x器,、人體等方面的影響,，所采集的信號(hào)中通常存在如下兩類噪聲：一類是50 Hz的工頻干擾、基線漂移,、人體呼吸等低頻干擾,，其頻率小于1 Hz；另一類是由于受測(cè)者肢體抖動(dòng),、肌肉緊張而引起的干擾,，其頻率范圍較大。這些干擾信號(hào)對(duì)脈搏波信號(hào)的后續(xù)分析處理都會(huì)帶來很大的影響,。脈搏波峰值點(diǎn)可以由如下表達(dá)式表示：   
  

    本算法考慮到脈搏波信號(hào)樣本的整體噪聲（包括人體噪聲和測(cè)量噪聲）,，設(shè)定初始高斯分布參數(shù),然后計(jì)算樣本值與對(duì)應(yīng)的高斯分布值之差的平方以得到各個(gè)樣本的噪聲值，再計(jì)算所得的各個(gè)樣本的噪聲值之和,。用本次迭代得出的整體噪聲與上次迭代得出的整體噪聲相比,，若兩者之差小于收斂指標(biāo)，則判斷為收斂,。選擇合適的收斂判斷方式和收斂指標(biāo),，有利于在脈搏波信號(hào)處理時(shí)間和處理精度之間達(dá)到平衡。當(dāng)收斂判斷單元判斷整體噪聲收斂時(shí),，確定出整體噪聲最小化的脈搏波峰值包絡(luò)線,，就可以得出最優(yōu)化的高斯分布參數(shù)μ和σ。
3 實(shí)驗(yàn)方法
    從與袖帶連接的壓力傳感器接收脈搏波信號(hào),，取得多個(gè)脈搏波信號(hào)樣本,。從壓力傳感器接收的脈搏波信號(hào)是模擬信號(hào)，通過模數(shù)轉(zhuǎn)換器（ADC）轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào),。采樣點(diǎn)數(shù)可以根據(jù)測(cè)量精度和測(cè)量時(shí)間的要求確定,。圖3是使用本算法得到的人體脈搏波的包絡(luò)曲線示意圖。其中,，曲線①是經(jīng)過歸一化處理的人體脈搏波的包絡(luò)曲線,，曲線②是高斯分布曲線擬合計(jì)算所得的曲線?？梢钥闯?，曲線①中噪聲非常大，幾乎無法進(jìn)行收縮壓、舒張壓的計(jì)算,；而曲線②是用高斯分布曲線擬合后的脈搏波波峰值包絡(luò)線,，它是整體噪聲最小化的平滑曲線，在其基礎(chǔ)上可以準(zhǔn)確地確定收縮壓,、舒張壓,。

    用美國(guó)FLUCK BP PUMP2無創(chuàng)血壓監(jiān)護(hù)儀測(cè)試儀對(duì)本系統(tǒng)進(jìn)行測(cè)試，每組血壓值重復(fù)測(cè)試100次,。表1是用FLUCK BP PUMP2測(cè)試所得到的5組收縮壓/舒張壓的均值和方差,。
    測(cè)試結(jié)果表明，用本系統(tǒng)多次測(cè)量收縮壓/舒張壓的結(jié)果差異不大,，重復(fù)性較好;收縮壓/舒張壓均值與用FLUCK BP PUMP2無創(chuàng)血壓監(jiān)護(hù)儀測(cè)試儀設(shè)定的收縮壓/舒張壓誤差約為1%,，說明該系統(tǒng)能夠較準(zhǔn)確地測(cè)量收縮壓/舒張壓。
    本研究應(yīng)用基于極大似然法估算最優(yōu)化的高斯分布參數(shù),，有效地提高了無創(chuàng)式電子血壓測(cè)量裝置的測(cè)量精度,；采用嵌入式微處理器技術(shù)，設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一種新型的嵌入式動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)系統(tǒng),。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,，該系統(tǒng)能夠非常方便地對(duì)血壓信號(hào)進(jìn)行24小時(shí)實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)；與傳統(tǒng)的血壓監(jiān)測(cè)方法相比較,，重復(fù)性得到了顯著的改善,，從而提高了測(cè)量精度，為基于無線網(wǎng)絡(luò)的遠(yuǎn)程醫(yī)療監(jiān)控提供了可行方案,，具有很好的市場(chǎng)應(yīng)用前景,。
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