基于上气测量的蓝牙4.0低功耗血压计设计

2014-12-10吴云江

电子技术应用 2014年12期

吴云江，田丹，罗健

（电子科技大学电子科学技术研究院，四川成都 611731）

0 引言

目前的电子血压计主要是采用下气测量法且只能在血压计上获取血压信息，其存在以下不足：(1)在测量过程中，袖带实际加压的气压远远大于人体正常的收缩压，对老年人而言，气压过大压迫血管带来不适感；(2)放气过程中的测量时间过长，易受到外界的干扰；(3)测量后数据查看单一，只能在血压计上查看，不便于用户后期翻阅。

针对上述问题，本文基于蓝牙4.0低功耗技术和上气测量原理设计出蓝牙血压计，将手机应用程序与硬件结合，可同时在硬件和手机上显示测量信息。该血压计测量速度快(在 20～30 s内完成一次测量)、体积小、功耗低、具有数据无线传输功能。

1 上气测量原理

基于示波法的上气测量是下气测量的逆过程，即在电机加压过程中进行血压的测量。在该过程中，压力缓慢增大，利用传感器检测袖带内部气体的振荡波，此时振荡波为静压力和脉搏波的混合信号。经带通滤波后得到脉搏波信号，而静压力信号幅值远远大于脉搏信号幅值，故混合信号可作为静压力信号，利用示波幅度系数法找出脉搏波幅值的特征点，进而得到静压力信号对应的特征点为舒张压和收缩压。

幅度系数法原理[1]：首先查找脉搏波中单个波幅度的最大值Am点，其对应的静压力为平均压，再由脉搏波幅值与其最大幅值Am的比例关系 Ad/Am=kd，As/Am=ks(kd和ks分别为收缩压特征系数、舒张压特征系数)得到Ad和As点在脉搏波包络中的位置，其对应的静压力分别为收缩压和舒张压。此时收缩压对应的脉搏幅值点在脉搏波峰最大值的右端，舒张压对应的脉搏幅值点在脉搏波峰最大值的左端。心率是指心脏每分钟的跳动次数，通过统计一段时间内的脉搏波的个数可计算出心率。心率公式为：

其中pulse_peak为一定时间内的脉搏峰值采样个数，count为总的采样点数，sampling为采样频率。

上气测量最关键的点在于袖带加压过程的控制(如图1所示)，如何保证在一定的时间内采集到足够的脉搏波，根据这些脉搏峰值数据准确地分析出血压相关测量值。

图1 智能加压流程

整个测量过程分为3个阶段，第1阶段，在开始测量时袖带内气压低，控制气泵快速加压至50 mmHg左右，以构造脉搏产生的环境，此阶段末期会逐渐出现微弱脉搏。第2阶段，控制气泵慢速加压，依赖传感器传回的气压值实时反馈来控制加压的速度，直至达到额定气压气泵停止工作。第3阶段，控制气阀快速放气[2]，同时计算出心率、收缩压和舒张压。

2 硬件设计

智能电子血压计主要由以下模块组成：智能加压模块、气泵气阀控制模块、单片机控制模块、电源管理模块、手机APP应用模块。系统框图如图2所示。

图2 系统框图

2.1 核心部件

2.1.1 蓝牙MCU

蓝牙 4.0低功耗[3](Bluetooth Low Energy，BLE)技术是低成本、短距离、可互操作的无线技术。在蓝牙技术联盟Bluetooth SIG发布的蓝牙4.0标准规范中，BLE4.0模式有双模和单模两种应用。本次采用单模芯片CC2540作为蓝牙血压计的核心控制器，其包含工业标准的8051微控制器内核、2.4 GHz蓝牙RF收发器、8 KB SRAM、8通道 8至 12位的 ADC、128或 256 KB的 Flash存储器、芯片内置运算放大器和强大的DMA功能及外设[3]。CC2540结合TI协议栈，给市场上蓝牙4.0的单模应用前景提供了可靠的解决方案。

2.1.2 压力传感器

人体脉搏信号一般是毫伏级的低频信号，频率在0.5 Hz～5 Hz。设计采用飞思卡尔MPXV5050G电容式压力传感器，该传感器自带内部增益，线性度高，片内自带温度补偿电路，有效克服半导体压敏元器件的温度飘移问题。

2.2 气泵气阀控制电路

电路如图3所示，c1、c2分别为气泵、气阀的控制端口，其中气泵的工作驱动电流为180 mA，电磁阀驱动电流为70 mA，而CC2540 I/O最大输出电流仅为20 mA。因此电路中分别串联了NPN和PNP三极管，这样既能使单片机以小电流驱动气泵和气阀，又能以PWM方式有效控制气泵电机的转速[4]。

图3 气泵气阀控制电路

2.3 信号提取电路

在测量过程中，传感器输出的信号为脉搏信号和静压力信号等，故需将混合信号分两部分再做运算处理，一部分混合信号(可认为其为袖带的静压力)直接进入单片机ADC通道，另一部分脉搏信号由带通滤波和CC2540内置放大器后得到。滤波放大电路如图4所示。

图4 滤波放大电路

设计采用截止频率为0.5 Hz～7.2 Hz二阶有源带通滤波器，最大限度地抑制电机扰动噪声和50 Hz工频干扰。带通滤波后脉搏信号仍很微弱，为节省外部器件调用CC2540内置运算放大器，采用外接电阻配置放大倍数来提高A/D采样精度。CC2540内置运算放大器软件配置方案如下：

3 软件设计

本系统软件流程图如图5所示，其主要完成以下几个功能：控制加压过程、A/D采样、数据分析、手机数据通信。本次设计利用了TI BLE协议栈已有的OSAL运行机制，在其原有基础上添加所需的4个事件：智能加压事件、数据采集事件、数据处理事件、数据发送事件。系统通过不断轮询的方式来判断是否有事件发生，若无事件发生继续轮询，若有则执行相应事件的处理函数[5]。

图5 软件流程图

本软件的关键问题在于：(1)加压过程中控制气泵快速加压至50 mmHg，此过程既不能太慢也不能太快，否则在下一阶段产生脉搏波滞后；(2)慢速加压过程中，需合理调整气泵充气速度，在这一阶段尽量保证匀速加压，为脉搏检测构造相对理想的环境；(3)在慢速加压初期，前几个采样数据误差较大，因此抛弃不存储；(4)采样数据仅包含脉搏峰值及其对应的静压力值。

3.1 智能加压事件

该事件实现的优劣在一定程度上决定了血压测量的精度，这里运用到CC2540单片机P1引脚的外设功能以及定时器1。

定时器1模式下，在P1引脚上输出PWM[6]波，其比较模式为设置输出为向上比较，清除为0，如图6所示。

图6 定时器1模式，输出比较模式3

在寄存器T1CC0值一定时，只需更改寄存器T1CC2的值来改变PWM波产生的平均电压值，其决定了气泵电机的转速。依赖传感器的反馈，合理改变T1CC2的值来完成慢速加压过程的匀速加压。

3.2 数据采集、分析事件

数据提取发生在慢速加压阶段，每隔50 ms采集滤波放大后的脉搏信号，判断当前信号是否为峰值，若是，则记录当前脉搏峰值及其对应的静压力值。直到加压至额定气压时，停止采集进入数据分析事件。

在数据采集事件中得到2个数组，脉搏峰值数组a[n]和其对应的静压力b[n]。找出当前脉搏数组a[n]中的最大值 amax，利用幅度系数法，=km，根据 km的取值可求得此时i所对应的静压力b[i]即为舒张压或收缩压。其中km为特征系数，经临床医学验证，收缩压和舒张压系数分别取0.78和0.58[7]。由于慢速过程中可能受到电机或外界干扰的影响，脉搏峰值可能会出现干扰点，其峰值幅度改变易引入测量误差。处理办法为限定峰值点幅度范围 (该范围拟定为前一峰值幅度的 0.8～1.2倍)，超出这个范围，按照其前后峰值和的平均值作为当前峰值幅度。

3.3 数据发送事件

数据发送采用notification的方式，即仅需主设备单向给出指令后由从设备向主设备发送数据。在配置过程中，需保证主、从设备 SimpleGATTProfile特性值属性[8]具有相同的句柄，同时由value[0]=0x01开启notification功能。这二者缺一不可，否则设备与手机不能进行数据通信。当然该方式存在着局限性，每次调用GATT_notification函数最大传输20个字节的数据，可通过周期事件完成大量数据的传输。