隨著人口老齡化問(wèn)題的加重，家庭醫(yī)療監(jiān)護(hù)擁有越來(lái)越廣泛的市場(chǎng)。而血壓作為反映心血管系統(tǒng)和心臟狀態(tài)的重要的生理參數(shù)，也就成為家庭醫(yī)療監(jiān)護(hù)的重要內(nèi)容。傳統(tǒng)水銀血壓計(jì)雖然被認(rèn)為是測(cè)量血壓的金標(biāo)準(zhǔn)，但由于其測(cè)量需要經(jīng)過(guò)培訓(xùn)且攜帶不方便，因此電子血壓計(jì)受到廣泛關(guān)注。

　　電子血壓計(jì)的測(cè)量方法包括：示波法、恒定容積法、柯氏音法、雙袖帶法、超聲法、張力法、脈搏波速法、多參數(shù)回歸法等[1]。在所有方法中，示波法由于其理論成熟且易于實(shí)現(xiàn)，成為血壓儀制造商的首選。

　　基于示波原理測(cè)血壓的方法又可分為兩大類：一類稱為波形特征法，通過(guò)分析脈搏波包絡(luò)的波形特征來(lái)判別血壓；一類稱為幅度系數(shù)法，通過(guò)分析脈搏波的幅度之間的比例關(guān)系來(lái)判別血壓。由于波形特征難識(shí)別[2]，故第二類方法要比第一類方法易實(shí)現(xiàn)。

　　至今，示波法血壓儀經(jīng)歷了三代技術(shù)革新。第一代，氣泵給袖帶快速加壓到某一壓力值，通過(guò)氣芯按3~5mmHg/s的速度放氣，在放氣的過(guò)程中進(jìn)行血壓測(cè)量；第二代，較第一代，據(jù)被測(cè)者血壓進(jìn)行智能加壓，氣芯改為電子定速排氣閥，放氣速度更準(zhǔn)確；第三代，氣泵勻速加壓，并在加壓的過(guò)程中進(jìn)行血壓測(cè)量。前兩代技術(shù)稱為下氣法，第三代稱為上氣法。國(guó)內(nèi)主流做法是采用第一代技術(shù)，缺點(diǎn)是氣芯放氣不均勻，影響測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性，以日本為主的國(guó)際主流做法是采用第三代技術(shù)，其優(yōu)點(diǎn)是測(cè)量時(shí)間短，手腕感覺(jué)舒適，缺點(diǎn)是測(cè)量時(shí)有電機(jī)工作和袖帶膨脹干擾，對(duì)濾波算法要求高[3]。

　　基于計(jì)算量和測(cè)量精度的考慮，本系統(tǒng)采用幅度系數(shù)法及上氣測(cè)量技術(shù)。因?yàn)檠獕簻y(cè)量過(guò)程中會(huì)產(chǎn)生脈搏波，因此除收縮壓、舒張壓外，心率也是本系統(tǒng)的一個(gè)重要測(cè)量參數(shù)。

　　1.上氣測(cè)血壓的原理

　　如前所述，上氣測(cè)血壓是在電機(jī)給袖帶加壓的過(guò)程中進(jìn)行血壓測(cè)量。在此過(guò)程中，利用傳感器采集相應(yīng)袖帶壓，此袖帶壓即認(rèn)為是血壓與脈搏波的混合信號(hào)。對(duì)混合信號(hào)帶通濾波得到脈搏波，由于脈搏波的幅值比血壓的幅值小的多，故混合信號(hào)可估計(jì)為血壓信號(hào)，利用脈搏波幅值的比例關(guān)系得到血壓信號(hào)對(duì)應(yīng)的特征點(diǎn)為收縮壓與舒張壓。詳細(xì)描述如圖1所示，圖中橫軸表示時(shí)間，單位為s，縱軸表示袖帶壓，單位為mmHg。由于袖帶壓很小時(shí)很難濾得脈搏波，故加壓過(guò)程可分為兩個(gè)階段。第一階段（圖中0~t1時(shí)間段），控制電機(jī)給袖帶快速加壓到約40mmHg，加壓速度一般為10mmHg/s，得到圖中OA直線表示的袖帶壓。第二階段，控制電機(jī)給袖帶慢速加壓，加壓速度一般為2~3mmHg/s，得到圖中AB曲線段表示的袖帶壓。并通過(guò)濾波得到相應(yīng)的脈搏波，即圖中藍(lán)色波動(dòng)曲線。脈搏波波峰的最大值A(chǔ)m對(duì)應(yīng)的袖帶壓記為平均壓pm。脈搏波波峰的最大值的左邊，峰值幅值為Ad=Am*kd（kd為舒張壓特征系數(shù)）的脈搏波對(duì)應(yīng)的袖帶壓pd記為舒張壓。脈搏波波峰的最大值的右邊，峰值幅值為As=Am*ks（ks為舒張壓特征系數(shù)）的脈搏波對(duì)應(yīng)的袖帶壓ps記為收縮壓。心率的定義為每分鐘得到的脈搏波的個(gè)數(shù)，由此階段得到的脈搏波個(gè)數(shù)及所需時(shí)間，計(jì)算出心率。第三階段，計(jì)算出收縮壓、舒張壓、心率后，快速放氣[4]。

圖1 上氣測(cè)血壓原理圖

　　在此需要強(qiáng)調(diào)的是，第二階段只要加壓到待測(cè)個(gè)體的收縮壓，就可轉(zhuǎn)到第三階段放氣。而下氣測(cè)血壓一般要加到160mmHg以上，遠(yuǎn)高于正常的收縮壓范圍。因此較下氣測(cè)血壓，上氣測(cè)量方法所需時(shí)間縮短，被測(cè)者的舒適感增強(qiáng)。

　　2.硬件、軟件整體設(shè)計(jì)

　　2.1硬件整體設(shè)計(jì)

　　硬件整體設(shè)計(jì)如圖2，由于單片機(jī)ATmega128豐富的片上及外設(shè)資源，本系統(tǒng)在其上連接氣泵、氣閥、袖帶、壓力傳感器來(lái)實(shí)現(xiàn)袖帶壓的采集。由單片機(jī)實(shí)現(xiàn)測(cè)量算法，單片機(jī)上連接顯示設(shè)備及按鍵來(lái)增加人機(jī)交互功能，連接串口實(shí)現(xiàn)與PC機(jī)的通信。

　　圖2血壓計(jì)硬件整體框圖

　　2.2軟件整體設(shè)計(jì)

　　軟件測(cè)血壓的關(guān)鍵算法流程圖如圖3，在此需要說(shuō)明的是：第一，初始化包括對(duì)定時(shí)器、顯示器、電機(jī)、壓力傳感器的初始化。初始化時(shí)，控制電機(jī)快速充氣，快速充氣到40mmHg時(shí)才轉(zhuǎn)為慢充氣。第二，判斷采樣時(shí)間是否達(dá)到，可通過(guò)設(shè)置相應(yīng)TCNTn寄存器的初值與相應(yīng)定時(shí)器溢出中斷得到。第三，轉(zhuǎn)為慢速充氣后，前50個(gè)袖帶壓采樣值濾波得到的脈搏波誤差較大，因此將其置0。第四，并不是保存所有采樣及濾波得到的袖帶壓和脈搏波，而只保存濾波后脈搏峰值所對(duì)應(yīng)的袖帶壓及脈搏波，這兩個(gè)數(shù)組的下標(biāo)即為該脈搏峰值在所有峰值中的位置。根據(jù)這兩個(gè)數(shù)組，應(yīng)用上氣測(cè)壓原理即可求得收縮壓、舒張壓。第五，求心率通過(guò)計(jì)算第一個(gè)脈搏波峰值到第21個(gè)峰值之間的袖帶壓采樣個(gè)數(shù)bp_count，然后應(yīng)用心率的定義得到。通過(guò)實(shí)驗(yàn)，我們選采樣周期100ms，故心率計(jì)算公式為：心率/60=20/(0.1*bp_count)，即心率=1200/bp_count。

　　圖3血壓計(jì)軟件整體流程圖

　　3核心模塊的實(shí)現(xiàn)

　　3.1智能控制加壓模塊的實(shí)現(xiàn)

　　對(duì)于上氣法測(cè)量血壓，一個(gè)關(guān)鍵技術(shù)是如何控制電機(jī)按要求的速度來(lái)加壓充氣。這里要用到ATMEGA128單片機(jī)的相應(yīng)引腳的第二功能以及單片機(jī)的快速PWM工作模式。由圖4可知引腳PB4的第二功能是T/C0的輸出比較和PWM輸出。工作于快速PWM模式時(shí)，比較單元可以在PB4引腳上輸出PWM波形。具體產(chǎn)生波形的機(jī)理，可如圖5所示，雙緩沖的輸出比較寄存器OCR0一直與T/C(TCNT0)的數(shù)值進(jìn)行比較，OC0寄存器在比較匹配時(shí)清零，在計(jì)數(shù)器清零時(shí)置位，依據(jù)OC0控制PB4引腳來(lái)產(chǎn)生PWM波，以此波形控制電機(jī)工作的平均電壓，使其按要求的速度加壓充氣。因此，所謂快、慢速充氣，即是設(shè)置不同的OCR0寄存器值。

　　圖4ATmega128的引腳

　　圖5快速PWM模式時(shí)序圖

　　3.2濾波模塊的實(shí)現(xiàn)

　　和下氣法測(cè)血壓相比，上氣法測(cè)血壓是在電機(jī)加壓的同時(shí)采集相應(yīng)的袖帶壓。因此電機(jī)工作的擾動(dòng)和袖帶膨脹摩擦造成的干擾對(duì)采集數(shù)據(jù)影響較大。這就對(duì)其濾波算法要求更嚴(yán)格。由于低階butterworth濾波器良好的線性相位特性、平坦的幅頻響應(yīng)特性、高度穩(wěn)定性、快速的響應(yīng)特性，本系統(tǒng)選用二階butterworth濾波器。對(duì)于濾波器參數(shù)的選擇，因?yàn)闉V波器的作用是從袖帶壓和脈搏波及一些電機(jī)等的擾動(dòng)的混合信號(hào)中濾得脈搏波信號(hào)。袖帶壓是低頻信號(hào)，而脈搏波的頻率范圍0.5~60HZ，但九成多的脈搏波頻率在5HZ以下。因此選用0.5~3.5HZ的二階butterworth帶通濾波器，從混合信號(hào)中濾得脈搏波信號(hào)。

　　對(duì)濾波器的實(shí)現(xiàn)，通過(guò)硬件和軟件實(shí)現(xiàn)均可，為簡(jiǎn)單起見(jiàn)，本系統(tǒng)選擇軟件實(shí)現(xiàn)。如2.2所述，在滿足采樣個(gè)數(shù)的前提下，選用采樣頻率fs為10HZ。又因?yàn)檫x用的是通帶為0.5~3.5HZ的二階butterworth濾波器。故可在matlab中如下設(shè)計(jì)濾波器：n=2；wn=[0.53.5]/(fs/2)；[b，a]=butter(n，wn)；[y，t]=impz(b，a)；Result=conv(y，bp)。其中bp即為通過(guò)壓力傳感器采集到的袖帶壓，Result即為袖帶壓和設(shè)計(jì)出來(lái)的butterworth濾波器的系數(shù)y做卷積得出的脈搏波。matlab演示得圖6所示袖帶壓及相應(yīng)濾波得到的脈搏波。將matlab實(shí)驗(yàn)得到的butterworth濾波系數(shù)y保存，應(yīng)用到本系統(tǒng)的程序中，與傳感器采集到的袖帶壓做卷積，即實(shí)現(xiàn)濾波，得到相應(yīng)的脈搏波信號(hào)，進(jìn)而計(jì)算出收縮壓、舒張壓。

　　圖6 0.5~3.5HZ的二階butterworth帶通濾波

　　3.3收縮壓、舒張壓計(jì)算模塊的實(shí)現(xiàn)

　　因?yàn)檫x用的血壓計(jì)算方法是幅度系數(shù)法，所以計(jì)算模塊的關(guān)鍵是特征系數(shù)ks、kd的選擇。對(duì)此，不同的機(jī)構(gòu)選擇不同。復(fù)旦大學(xué)的包旭鶴選ks=0.5，

　　kd=0.8[5]；上海醫(yī)用儀表廠選ks=0.58，kd=0.77[6]；國(guó)立交通大學(xué)的博士Chin-TengLin利用分析器，產(chǎn)生標(biāo)準(zhǔn)的平均壓MAP=90mmHg、SP=120mmHg、DP=80mmHg、對(duì)應(yīng)的脈搏波-袖帶壓(OA-PC)曲線，在OA最大值OA_MAX對(duì)應(yīng)的PC曲線處標(biāo)定為MAP(90mmHg)，依據(jù)此標(biāo)定刻度，按比例在PC曲線上找出SP、DP，并記下SP、DP對(duì)應(yīng)的OA曲線上相應(yīng)脈搏波的幅值OAS、OAD，記ks=OAS/OA_MAX，kd=OAD/OA_MAX。重復(fù)此過(guò)程多次，得到特征系數(shù)均值為ks=0.55，kd=0.7[7]；JMoraes提出據(jù)平均壓的大小，決定ks、kd，具體如下表[8]。TakashiUsuda在基于上氣的示波法測(cè)量中，給定ks=0.5，0.55<=kd<=0.69[9]?？梢?jiàn)，系數(shù)選擇均是經(jīng)驗(yàn)總結(jié)，我們選用的是上氣測(cè)量，因此在TakashiUsuda研究的基礎(chǔ)上，根據(jù)測(cè)量結(jié)果調(diào)整系數(shù)，進(jìn)而計(jì)算出收縮壓、舒張壓。

　　表1 JMoraes總結(jié)的ks、kd據(jù)平均壓的分布

　　3.4單片機(jī)與PC端通信模塊的實(shí)現(xiàn)

　　為分析實(shí)驗(yàn)測(cè)得的袖帶壓及濾波得到的脈搏波，需要實(shí)現(xiàn)單片機(jī)與PC端的通信。在此，選擇串口通信。因?yàn)镻C串口輸出電壓為RS232電平(可高達(dá)15V)，單片機(jī)應(yīng)用的是TTL電平(5V以內(nèi))，兩者直接相連，會(huì)燒壞單片機(jī)。因此應(yīng)用MAX232芯片提供電平轉(zhuǎn)換，具體原理圖如圖7。MAX232芯片只需要四個(gè)外接電容及一個(gè)+5V電源，就可提供兩路(圖中只用了一路)TTL到RS232電平的轉(zhuǎn)換。

圖7 單片機(jī)與 PC 端通信原理圖

　　搭建好硬件連接后，軟件只需實(shí)現(xiàn)串口初始化、傳送數(shù)據(jù)的函數(shù)，就可在PC機(jī)上利用串口助手接收相應(yīng)的數(shù)據(jù)，接收效果圖如圖8。需要注意的是，串口助手設(shè)置的波特率、校驗(yàn)位、數(shù)據(jù)位、停止位要和串口初始化函數(shù)中相應(yīng)的設(shè)置一致，否則會(huì)出現(xiàn)亂碼。

　　圖8串口接收效果圖

　　4.結(jié)果驗(yàn)證

　　最終我們利用此上氣測(cè)量方法與聽(tīng)診法對(duì)20名患者同時(shí)進(jìn)行血壓測(cè)量，測(cè)量結(jié)果如表2。表2中數(shù)據(jù)均采用平均值士標(biāo)準(zhǔn)差的表達(dá)形式。由表可知，兩種測(cè)量方法的收縮壓、舒張壓、心率的誤差的平均值與標(biāo)準(zhǔn)差依次為（3.3士4.40）mmHg和（2.1士4.9）mmHg、（-3.8士4.1）次/分?？梢?jiàn)誤差平均值<5mmHg，誤差標(biāo)準(zhǔn)差<8mmHg，符合AAMI標(biāo)準(zhǔn)[10]。

　　表2 測(cè)量結(jié)果比較

　　5.結(jié)語(yǔ)

　　為解決下氣測(cè)血壓加壓的最大值過(guò)高、加壓時(shí)間過(guò)長(zhǎng)的缺點(diǎn)，設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了基于上氣測(cè)量的血壓儀，經(jīng)驗(yàn)證，該系統(tǒng)測(cè)量時(shí)間可縮短到30s，加壓的最大值只需加到個(gè)體的收縮壓范圍(120mmHg左右)，而傳統(tǒng)下氣測(cè)量測(cè)量時(shí)間一般多達(dá)1分鐘，加壓的最大值多達(dá)160mmHg。測(cè)量精度符合AAMI標(biāo)準(zhǔn)。下一步工作，將具體研究如何對(duì)測(cè)量中由一些擾動(dòng)產(chǎn)生的偽脈搏波進(jìn)行剔除，來(lái)提高系統(tǒng)的抗干擾能力。

　　作者：王維維，蒲寶明，賀寶岳，李生金

　　(中國(guó)科學(xué)院研究生院，北京 100049)

　　(中國(guó)科學(xué)院沈陽(yáng)計(jì)算技術(shù)研究所，沈陽(yáng) 110168)

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