血壓連續(xù)監(jiān)測記錄系統(tǒng)的開發(fā)

【作 者】張揚 ，李勇 ，高樹枚，宋義林

黑龍江大學(xué)機電工程學(xué)院，哈爾濱，150080

0 引言

高血壓癥的早期發(fā)現(xiàn)和早期預(yù)防是降低心腦血管疾病發(fā)病率的一個重要途徑。特別是對人體一段時間內(nèi)的血壓進行連續(xù)監(jiān)測，記錄血壓的變化趨勢，就可以獲得更多的自律神經(jīng)活動信息，對心腦血管疾病的預(yù)防和治療具有重要意義?，F(xiàn)有的水銀式血壓計和電子式血壓計，通常都只能單一地檢測血壓的最高、最低值，無法逐拍連續(xù)地監(jiān)測血壓的變化。因此，血壓連續(xù)監(jiān)測記錄系統(tǒng)的設(shè)計與開發(fā)是一個具有重要意義的課題。

容積補償法[1～2]是實現(xiàn)血壓連續(xù)檢測的一個比較成功的方法。應(yīng)用該方法時，首先需要在被測動脈血管的皮膚上方固定一個袖帶，并對袖帶充氣加壓。由于人的動脈血管的非線性力學(xué)特性，當(dāng)袖帶內(nèi)壓力等于動脈血管內(nèi)血液的平均壓力時，血管壁最為柔軟，在來自心臟的動態(tài)血流的作用下，彈性形變最大，血管內(nèi)部的容積變化也最大。這樣，以血管壁最為柔軟時的血管內(nèi)部的容積量作為控制目標(biāo)，通過調(diào)整袖帶壓力使其跟蹤血管內(nèi)部的壓力，即可通過監(jiān)測袖帶壓力的方法而間接得到血管內(nèi)部的壓力。

關(guān)于血壓的連續(xù)監(jiān)測方法與技術(shù)，國內(nèi)外已開展了相關(guān)的研究，也發(fā)表了相關(guān)的研究報告[3～7]。本文在課題組原有研究的基礎(chǔ)上，以容積補償法為理論基礎(chǔ)，以手腕處的橈骨動脈為檢測對象，探討了基于PIC單片機運算與控制的血壓連續(xù)監(jiān)測的軟硬件實現(xiàn)，并分析了檢測結(jié)果。同時，本文還對檢測系統(tǒng)的實用化、小型化和輕量化進行了探討。

1 容積補償法檢測原理

利用容積補償法在手腕處進行血壓連續(xù)檢測的原理與具體方法，在文獻[8]中已有較為詳細的敘述，這里著重介紹袖帶壓力的控制。以0.667 kPa/s的速度對袖帶充氣加壓至26.6 kPa左右。與此同時，通過近紅外光電傳感器記錄血管內(nèi)容積的變化情況，即血管的彈性形變，并用濾波放大器分離出血管內(nèi)容積變化的直流成分和交流成分。在加壓完成后，根據(jù)血管內(nèi)容積變化交流成分的振幅最大值與袖帶壓力的對應(yīng)關(guān)系，得到血管內(nèi)的平均壓力；通過血管內(nèi)容積變化交流成分的振幅最大值，確定與之對應(yīng)的血管內(nèi)容積直流成分的值，并將其設(shè)定為血壓跟隨目標(biāo)值。隨后，袖帶壓力降至平均血壓左右，并以跟隨目標(biāo)值作為PID最初的輸入?yún)?shù)，開始血壓的連續(xù)監(jiān)測。系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖1所示。

圖1 血壓連續(xù)監(jiān)測系統(tǒng)框圖Fig.1 Schematic diagram of continuous blood pressure detection system

2 血壓連續(xù)檢測系統(tǒng)設(shè)計

2.1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

本系統(tǒng)結(jié)構(gòu)概略圖如圖2所示，其所有的操作都是圍繞袖帶展開的。袖帶壓力傳感器可測得袖帶內(nèi)的壓力，經(jīng)過窗口放大器放大后，可得到與袖帶壓力成線性關(guān)系的電壓值。光電傳感器置于袖帶下、動脈血管之上，其作用是檢測當(dāng)前壓力下血管的容積變化。光電傳感器得到與血管的容積變化相對應(yīng)的光通量信號，經(jīng)放大濾波后輸出為電壓值。由控制單元協(xié)調(diào)整個系統(tǒng)和進行流程控制，其主要任務(wù)如下：通過AD轉(zhuǎn)換，得到實時的壓力和血管內(nèi)容積的數(shù)字信號；然后通過PID算法調(diào)整袖帶的壓力，使血管的內(nèi)容積趨近于目標(biāo)值V0，實現(xiàn)血壓的連續(xù)監(jiān)測；同時將數(shù)字信號至上位機，供存儲分析使用?？刂茊卧獌?nèi)置的控制程序和PID算法在后文中有詳細描述。

圖2 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)原理圖Fig.2 System architecture diagram

2.2 局部加壓式袖帶

以上臂為檢測對象的聽診法和以手腕為檢測對象的電子血壓計采用的全周壓迫式袖帶，在連續(xù)測量中由于持續(xù)阻止血液流通，會導(dǎo)致血管末梢部分淤血，并伴有比較嚴(yán)重的脹痛感，不適合用于容積補償法進行血壓的連續(xù)檢測。為了克服上述問題，本研究中使用了局部加壓式袖帶[8]。與全周壓迫式袖帶不同，局部加壓式袖帶只在檢測部位處加壓，其他部位的靜、動脈可繼續(xù)暢通。

2.3 電空變換器

由于需要對袖帶壓力進行連續(xù)的實時控制，僅有開關(guān)兩種狀態(tài)的電磁閥難以完成控制功能。為此，本系統(tǒng)中采用電空變換的是調(diào)整開口大小的小型比例電磁閥VSO（Voltage Sensitive Orifice；美國Parker Hannifin公司生產(chǎn)），它的最高壓力為344.5 kPa，閥口直徑為1.65 mm，電流控制范圍為0.152 A～0.25 A，流量范圍為(0～20)L/min，動態(tài)響應(yīng)頻率為33 Hz。該電空變換電磁閥完全吸合電壓為12 V，當(dāng)電壓從4 V增加到10 V時，該閥可由關(guān)閉狀態(tài)線性地過渡到導(dǎo)通狀態(tài)，響應(yīng)速度良好，完全滿足此種閉環(huán)控制系統(tǒng)的要求。圖3是電空變換電磁閥的壓力控制框圖，圖4是該閥的驅(qū)動電路圖。

圖3 電空變換電磁閥壓力控制框圖Fig.3 Electro-pneumatic valve structure

圖4 電空變換電磁閥驅(qū)動電路Fig.4 Electro-pneumatic valve drive circuit

在系統(tǒng)運行中，控制單元通過數(shù)字PID計算出控制值后，通過SPI總線將控制數(shù)據(jù)發(fā)送到TLC5615芯片（TLC5615為DA轉(zhuǎn)換芯片，轉(zhuǎn)換精度為10 bit）。LM386為功率放大器，通過調(diào)整R26、R27阻值，可實現(xiàn)（0～12）V的線性電壓輸出。經(jīng)TLC5615轉(zhuǎn)換后的模擬信號，通過LM386進行功率放大后，直接輸出到電空變換電磁閥上，實現(xiàn)壓力的連續(xù)控制。

2.4 壓力放大

本系統(tǒng)使用的壓力傳感器（ADP5131，日本松下電器公司生產(chǎn)）測量范圍為(0～50)kPa，輸出值為模擬量電壓(1～5)V。由于人體的正常血壓值一般小于26.7 kPa，所以該壓力傳感器的輸出電壓僅在(1～3.1)V之間波動。對應(yīng)于AD轉(zhuǎn)換器來說，利用率僅達到43%，影響了壓力測量的精度。因此，需要對該信號進行窗口放大至(0～5)V，提高壓力的測量精度。窗口放大電路如圖5所示。

壓力傳感器的電壓信號輸入至運算放大器LM741的正向輸入端，LM741的反向輸入端連接至電壓基準(zhǔn)TL431，并由R16構(gòu)成負反饋。通過調(diào)整R13、R16，即可調(diào)整放大窗口的下沿和放大倍數(shù)，使得輸出端PRES的電壓范圍為（0～5）V。

圖5 窗口放大電路Fig.5 Window ampli fi er circuit

2.5 血管容積信號放大

本系統(tǒng)對血管容積信號的監(jiān)測通過兩部分實現(xiàn)。首先通過恒流源驅(qū)動紅外發(fā)光二極管照射被測部分，然后使用紅外光敏二極管接收反射的紅外信號，放大后傳送給AD轉(zhuǎn)換器。由于肌肉、皮膚等組織在檢測過程中的光電特性沒有變化，因而得到的紅外信號即為血管內(nèi)容積的信號。該電路為通用的負反饋放大，此處不再贅述。

2.6 PID運算控制

PID意為比例積分微分，是一種自適應(yīng)閉環(huán)控制。一個PID系統(tǒng)中應(yīng)包括控制器、傳感器、變送器和執(zhí)行機構(gòu)等?？刂葡到y(tǒng)通過傳感器、變送器等輸入設(shè)備得到參數(shù)，經(jīng)PID運算后，輸出值由接口和動作機構(gòu)等作用到被控系統(tǒng)上，實現(xiàn)閉環(huán)控制。PID控制可表達為：

式中：KP為比例部分，可使被控量快速趨近于目標(biāo)值；KI為積分部分，可消除穩(wěn)態(tài)誤差；KD為微分部分，用于預(yù)防被控量的超調(diào)，保持輸出穩(wěn)定。

當(dāng)被控對象的結(jié)構(gòu)和參數(shù)不能完全掌握、控制理論的其它技術(shù)難以采用時，系統(tǒng)參數(shù)必須依靠經(jīng)驗和現(xiàn)場調(diào)試來確定，這時采用PID技術(shù)控制最為方便。PID可使被控量快速收斂于目標(biāo)值，現(xiàn)已成為工業(yè)控制的主要技術(shù)之一。

本系統(tǒng)中PID控制由控制單元軟件實現(xiàn)。數(shù)字PID比傳統(tǒng)的連續(xù)PID更為靈活，可方便地修改程序，以實現(xiàn)更完善的算法，具有很好的擴展性和優(yōu)越性。由于數(shù)字PID系統(tǒng)中的輸入量需要通過AD轉(zhuǎn)換器以一定的采樣頻率轉(zhuǎn)為離散的數(shù)字量，因此式(1)中：

因此，數(shù)字式PID可表示為：

在控制單元中，該PID計算子函數(shù)流程圖如圖6所示。

圖6 PID計算子函數(shù)流程圖Fig.6 PID calculation subfunction fl ow chart

圖7 第一階段程序流程圖Fig.7 Program fl ow chart of the fi rst phase

由于容積補償法的原理在上文已有明確說明，這里僅討論程序的運行流程。本系統(tǒng)的程序運行分為兩個階段。第一階段：通過容積振動法[2]測得平均壓力及其與之對應(yīng)的控制目標(biāo)值V0，即首先對袖帶充氣，使袖帶以0.666 kPa/s的速率加壓到26.7 kPa，同時記錄血管內(nèi)容積的變化情況；然后通過觀察血管內(nèi)容積的變化曲線和壓力曲線，確定血壓平均值以及控制目標(biāo)值V0。程序流程圖如圖7所示。

第二階段：從測得的控制目標(biāo)值V0開始連續(xù)跟蹤血管內(nèi)的容積變化，調(diào)整袖帶壓力使血管內(nèi)容積的變化趨近平緩，始終維持在V0附近；此時，袖帶壓力即為即時血壓，連續(xù)跟蹤該壓力并把計算數(shù)據(jù)傳送給上位機，就得到了血壓連續(xù)波形。程序的流程圖如圖8所示。

圖8 第二階段程序流程圖Fig.8 Program fl ow chart of the second phase

3 連續(xù)血壓監(jiān)測記錄系統(tǒng)運行檢測裝置

本裝置設(shè)計可使用TI公司的320F28027 DSP 處理器或者MICROCHIP公司的PIC16/18微處理器，由于本次測試的數(shù)據(jù)處理量不大，因此本次測試中采用了PIC18F4523微控制器。該微處理器主頻40 MHz，采樣頻率為500 Hz，即 2 ms采樣一次，采樣精度為12 bit。測試系統(tǒng)照片如圖9所示。

圖9 監(jiān)測系統(tǒng)與測試環(huán)境Fig.9 The photo of monitoring systems and test environment

健康正常的被試者在安靜的環(huán)境下充分休息后，由固定在右手腕上的本血壓連續(xù)檢測系統(tǒng)進行血壓的連續(xù)檢測。與此同時，被試者的左手臂上用電子血壓計（OMRON，HEM-645，歐姆龍（大連）有限公司）實施血壓檢測，并將測得的每一心拍下的最高值和最低值與右手腕上的本血壓連續(xù)檢測系統(tǒng)的檢測結(jié)果進行比較。參加的被試者共10名。圖10、圖11分別為一位被試者兩個階段測得的各信號的波形圖。

圖10 第一階段波形圖Fig.10 The waveform of the fi rst phase

圖11 第二階段波形圖Fig.11 The waveform of the second phase

在第一階段中可見，隨著壓力的遞增，血管內(nèi)的光電容積波動部分PGac的變化呈現(xiàn)先變大后變小的趨勢。在加壓初期，外界壓力（袖帶壓）Pcm＜血管內(nèi)壓力Pam，血管內(nèi)外壓差Ptr≠0，血管形變較小，PGac的變化不明顯；隨著壓力增大，Ptr變小，PGac的變化隨之增大；當(dāng)Ptr=0時，即Pcm=Pam時，血管形變最大，PGac的變化最明顯。此時，袖帶壓力即為血管內(nèi)的平均壓（MBP），此點對應(yīng)于血管內(nèi)的光電容積的直流部分PGdc的值，此即為第二階段使用的目標(biāo)值V0。隨后Pcm＞Pam，血管內(nèi)外壓差Ptr≠0，PGac的變化減?。划?dāng)PGac的振幅消失時，此時袖帶壓力即為血管內(nèi)的最高壓（SBP）。此方法由于受檢測原理的限制，無法直接測到血管內(nèi)的最低血壓(DBP)。但是，考慮到容積脈搏波與血壓波形的相似性，可以間接地求出最低血壓(DBP)。在第一階段中，當(dāng)袖帶壓力增大到26.6 kPa后，停止加壓，轉(zhuǎn)入第二階段。在此加壓條件下，一般都可檢測到PGac的振幅消失點。在圖10中，給出了如何確定MBP和SBP的圖示。

在第二階段中，按照圖8所示的控制流程，將血管內(nèi)容積Vt始終控制在目標(biāo)值V0的附近。由于血管中來自心臟的血液始終處于波動的狀態(tài)，由此帶動血管的內(nèi)容積也處于波動的狀態(tài)。為了補償血管內(nèi)容積的變化，袖帶壓力必須時時跟蹤血管內(nèi)部的壓力，這樣才能使血管內(nèi)容積Vt始終在目標(biāo)值V0的附近。由此得到的袖帶壓力的波形也就是血管內(nèi)部壓力的波形，實現(xiàn)了血壓的逐拍連續(xù)測量。從圖11中的上圖可清晰地看見血壓的連續(xù)波形，其中呼吸對血壓的周期性影響也在連續(xù)波形的變化趨勢中有所體現(xiàn)。從圖11中的中圖PGdc和下圖PGac也可以看到，血管內(nèi)容積Vt確實被控制在V0的某個范圍之內(nèi)。

表1是利用本系統(tǒng)與電子血壓計進行對比試驗時的檢測結(jié)果。從表1可見，兩種血壓檢測裝置的平均誤差為3.38%，處于血壓測量的正常范圍之內(nèi)。因此，本系統(tǒng)在保持較高檢測精度的前提下，可以實現(xiàn)無創(chuàng)橈動脈壓力波形的連續(xù)監(jiān)測。

表1 十次實驗數(shù)據(jù)的對比Tab.1 The comparison of data within ten experiments

4 結(jié)論

本文根據(jù)連續(xù)血壓監(jiān)測記錄系統(tǒng)的工作原理與結(jié)構(gòu)，制作了一臺樣機，并對每個部分做出了詳細說明。初步的測試結(jié)果表明，該系統(tǒng)可有效跟蹤記錄腕部血壓，工作穩(wěn)定，測量精度較高。本工作對系統(tǒng)的實用化、小型化也做了相應(yīng)的研究：系統(tǒng)中采用的局部加壓式袖帶裝戴方便，壓力傳遞與加壓效果良好，被試者沒有感覺到較強的不舒適感；系統(tǒng)電路縮減在一塊PCB上，僅需要一塊12 V充電電池即可工作。當(dāng)然，要將該系統(tǒng)實用化、便攜化，還有許多工作需要完善。

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