基于示波法的電子血壓計設(shè)計與實現(xiàn)

羅 堪，都可欽，林友華，李建興

(福建工程學(xué)院 信息科學(xué)與工程學(xué)院， 福州 350100)

高血壓已成為人類健康的重要威脅。目前，高血壓呈現(xiàn)患病率上升、患者年輕化等特點。根據(jù)WTO數(shù)據(jù)，全球25歲以上人口中超過40%患有與高血壓相關(guān)的疾病[1]。在中國，18歲以上高血壓患病率超過33%，而高血壓的知曉率僅為26.1%[2]。已有研究表明：通過血壓監(jiān)測及早進行醫(yī)學(xué)干預(yù)，可以顯著降低高血壓造成的致死風(fēng)險[3]。定期血壓測量和科學(xué)管理已成為醫(yī)學(xué)界防治高血壓的共識。因此，研制既方便使用又能準(zhǔn)確測量血壓的裝置具有重要的實用價值。

已有血壓測量裝置中測量方法主要包括直接法和間接法。直接法屬于有創(chuàng)方法，多用于危重病人血壓監(jiān)測[4]。間接法中的袖帶測量主要包括柯氏音法[5]和示波法[6]?？率弦舴ㄊ悄壳芭R床血壓測量的“金標(biāo)準(zhǔn)”，但是該方法主要依靠聽診血液沖擊血管壁產(chǎn)生的聲音變化判斷血壓值，不容易被沒有醫(yī)學(xué)背景和經(jīng)驗的人掌握。示波法與柯氏音法不同，它通過分析袖帶壓上調(diào)制的動脈搏動信號構(gòu)造脈搏波[7]包絡(luò)，并根據(jù)包絡(luò)與動脈血壓之間的關(guān)系(如幅度系數(shù)法、波形特征法、機器學(xué)習(xí)方法等[8-10])得到血壓值。由于不易受主觀因素和外界聲音干擾，示波法是目前電子血壓計中最常采用的方法[11-13]。但是，該方法依然存在測量精度和一致性不高的問題，在硬件設(shè)計和測量方法上還有改進空間。

本文設(shè)計了一種基于數(shù)字信號處理和STM32微控制器的示波法電子血壓計。本設(shè)計主要采用了數(shù)字信號處理方法代替?zhèn)鹘y(tǒng)模擬信號調(diào)理電路，通過提出的數(shù)字處理方案實現(xiàn)袖帶壓和脈搏波信號分離，并在對比分析多個血壓計算模型基礎(chǔ)上完成設(shè)計樣機的多組血壓測量實驗。

1 系統(tǒng)框架設(shè)計

設(shè)計的電子血壓計系統(tǒng)框架如圖1所示，主要由Cortex-M3內(nèi)核的STM32F103VET6微控制器、UsartGPU26A串口觸摸液晶屏、全磊US9116-006-N壓力傳感器、AD623儀表放大器、L9110s驅(qū)動電路、JQB1523氣泵、JBF1520電磁氣閥、袖帶和電源構(gòu)成。提出的框架采用數(shù)字信號處理方法取代了傳統(tǒng)的后級放大、濾波以及脈搏波和袖帶壓分離電路等。壓力信號經(jīng)過儀表放大器輸入微控制器，信號預(yù)處理和血壓分析程序?qū)?shù)字壓力信號進行處理和計算，最終血壓測量結(jié)果通過液晶屏顯示。

圖1 電子血壓計系統(tǒng)框架

2 硬件設(shè)計

2.1 儀表放大電路

US9116-006-N是一款專門針對電子血壓計研發(fā)的量程為0～300 mmHg的電阻應(yīng)變氣體壓力傳感器，傳感器典型阻值為3.3 kΩ，內(nèi)部采用了精密電阻橋結(jié)構(gòu)。設(shè)計差分壓力信號放大電路如圖2所示。Gin=(1+Rin/R3)，其中Rin為AD623中的100 kΩ內(nèi)置電阻。當(dāng)R3=1 kΩ時，前端放大增益為101倍。

圖2 AD623放大電路

2.2 氣泵和電磁閥控制電路

血壓計的氣泵和氣閥采用了相同的L9110s控制電路，見圖3。STM32的PB0和PB1口通過L9110s分別驅(qū)動氣泵JQB1523和電磁閥JBF1520對袖帶進行充氣和放氣。

圖3 L9110s控制電路

2.3 其他

其他硬件電路部分包括電源、STM32最小系統(tǒng)和串口觸摸液晶屏。STM32工作在3.3 V電壓下，主頻為72 MHz。微控制器與液晶屏的UART口直接交叉互聯(lián)。

3 軟件設(shè)計和算法實現(xiàn)

軟件流程如圖4所示，主要包括袖帶充放氣控制和信號采集、信號處理、血壓分析和人機交互4部分，其中前3部分是血壓計設(shè)計的核心。

3.1 充放氣控制和信號采集

充放氣控制和信號采集主要流程為：STM32上電后首先初始化外設(shè)，將PB0和PB1設(shè)置為輸出端口分別控制氣泵和氣閥； ADC配置為5 ms定時觸發(fā)DMA中斷模式。當(dāng)控制器接收到測量指令后，啟動ADC，氣閥關(guān)閉，氣泵打開，袖帶充氣到脈搏信號消失，并記錄最大袖帶壓Pmax。接下來關(guān)閉氣泵進入定速慢放氣環(huán)節(jié)。當(dāng)壓力Pre<0.4Pmax時，進入快速放氣環(huán)節(jié)，打開氣閥，讓Pre降到20 mmHg以下并結(jié)束信號采集。

圖4 軟件流程

圖5 壓力信號處理

3.2 信號處理算法

以圖5中壓力信號處理的實例來說明圖4(d)中的血壓計信號處理算法。在充氣階段，通過20 Hz低通零相位濾波器[14]濾除高頻噪聲干擾，再利用窗長為2 s的均值濾波器按50%重疊分離袖帶壓(基線)，得到的PW脈搏信號血壓分析信號主要在定速慢放氣段(圖5(b))。在Pmax和0.4Pmax兩個特征點間的信號經(jīng)過低通零相位濾波和均值濾波后可以分離出袖帶壓和脈搏信號，進一步利用本文提出的峰值檢測方法[7]可以準(zhǔn)確地檢測脈搏信號峰、谷特征點(圖5(d))。

3.3 血壓分析算法

血壓分析算法核心包括脈搏信號包絡(luò)提取和血壓計算(圖6)。在已經(jīng)檢測到脈搏信號谷峰值基礎(chǔ)上，利用分段線性、高斯或多項式擬合構(gòu)造信號包絡(luò)[8,10,11,13]。考慮到放氣階段脈搏波實際包絡(luò)呈現(xiàn)較強的非對稱性，因此采用高階擬合模型得到信號包絡(luò)。之后，在構(gòu)造好的信號包絡(luò)上找到最大點對應(yīng)的袖帶壓即為平均壓(aBP)，再根據(jù)固定幅度系數(shù)法或變幅度系數(shù)法計算收縮壓(sBP)和舒張壓(dBP)。

圖6 包絡(luò)估計和血壓計算結(jié)果

4 樣機和測量結(jié)果

為了比較不同算法對血壓計算的準(zhǔn)確度，以便獲得最優(yōu)參數(shù)并測試樣機指標(biāo)，實驗利用樣機采集了10名志愿者的血壓信號，并根據(jù)分段線性(LF)，2階高斯(GF)和5階多項式(PF)擬合方法應(yīng)用組合固定或變幅度系數(shù)[15]血壓計算模型得到血壓計算結(jié)果。其中固定幅度系數(shù)法采用的計算模型為：sBP/aBP=0.5，dBP/aBP=0.78；變幅度系數(shù)法按文獻[15]進行血壓計算模型配置。平均誤差(Average Err.)、誤差標(biāo)準(zhǔn)差(Std.)和誤差T檢驗的P值3個指標(biāo)被用于評價樣機測試結(jié)果，計算誤差所需的真值(R)為實驗中柯氏音法同時測出的血壓值。

實驗結(jié)果如表1和圖7所示，所有實驗誤差T檢驗均滿足P<0.05，表明結(jié)果具有顯著性，實驗可信度高。表1給出了不同志愿者在不同計算模型下收縮壓和舒張壓的對比，圖7中同時給出了美國ANSI/AAMI SP10—1992血壓測量標(biāo)準(zhǔn)邊界線(boundary)：AverageErr.<5 mmHg，誤差Std.<8 mmHg。從表1和圖7的結(jié)果中可以看到：不管哪一個模型的分段線性擬合均超過了血壓測量的誤差邊界，采用分段線性擬合效果不理想。從真實壓力信號中分離的脈搏波由于易受到噪聲影響，峰值點的位置會產(chǎn)生偏移，如果認(rèn)為峰值點落在包絡(luò)上并簡單地用直線線段構(gòu)建包絡(luò)，其結(jié)果將會與真實值產(chǎn)生較大偏差。高次高斯和多項式擬合在2個血壓計算模型下都低于美國血壓測量標(biāo)準(zhǔn)邊界，說明函數(shù)擬合在一定程度上能增加血壓分析模型的魯棒性，同時非對稱的非線性擬合方法能較好地估計真實包絡(luò)位置。系統(tǒng)在2階高斯擬合和變幅度系數(shù)法下取得了最好的血壓結(jié)果，收縮壓平均誤差為2.6 mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差為2.2 mmHg，舒張壓平均誤差為2.0 mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差為1.6 mmHg，大幅度低于平均誤差5 mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差8 mmHg的血壓測量標(biāo)準(zhǔn)。

根據(jù)實驗結(jié)果，最終試制了2階高斯擬合和變幅度系數(shù)法血壓計算模型的血壓計樣機實物，如圖8所示。樣機硬件電路簡單，與現(xiàn)有的電子血壓計比較減少了硬件濾波、信號分離及后級放大電路。數(shù)字濾波和信號處理技術(shù)不會受溫度等外界因素變化以及噪聲的影響，能取得精確、穩(wěn)定的信號處理效果。提出的血壓計算模型能準(zhǔn)確地測量出被測對象血壓。同時，通過觸摸式液晶屏能很好地進行人機交互。

表1 志愿者血壓測量實驗結(jié)果

圖7 實驗差結(jié)果

圖8 電子血壓機樣機

5 結(jié)束語

為了提升電子血壓計測量精度和一致性，本研究設(shè)計并實現(xiàn)了一種基于數(shù)字信號處理的示波法電子血壓計。設(shè)計的血壓計克服了傳統(tǒng)電子血壓計硬件電路相對復(fù)雜、易受外部因素和噪聲影響的缺點，采用較少的外部硬件設(shè)計，主要通過數(shù)字域處理方法實現(xiàn)信號處理。提出的2階高斯擬合和變幅度系數(shù)法血壓計算模型在實際測試中血壓測量準(zhǔn)確，樣機測量精確度高于美國ANSI/AAMI SP10—1992血壓測量標(biāo)準(zhǔn)。本方案能給電子血壓設(shè)計提供一定的工程借鑒。

[1] World Health Organization.A global brief on hypertension:Silent killer,global public health crisis:World Health Day 2013[Z].2013.

[2] 陳偉偉，高潤霖，劉力生，等.《中國心血管病報告2015》概要[J].中國循環(huán)雜志,2016(6):521-528.

[3] LIU J,CHENG H,CHEN C,et al.Patient-specific oscillometric blood pressure measurement[J].IEEE Transactions on Biomedical Engineering,2016,63(6):1220-1228.

[4] WAX D B,LIN H M,LEIBOWITZ A B.Invasive and concomitant noninvasive intraoperative blood pressure monitoring:observed differences in measurements and associated therapeutic interventions[J].Anesthesiology,2011,115(5):973.

[5] 袁苑，薛雷，何金勝.基于柯氏音識別法的自動血壓測量系統(tǒng)[J].電子測量技術(shù),2012(2):76-79.

[6] 許懷湘，房興業(yè)，許志.采用示波原理間接測量血壓方法的進展[J].航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程,2000(3):231-234.

[7] LUO K,LI J,WU J,et al.A cascade filter for pulse wave baseline drift elimination[Z].Chongqing,China:IEEE Computer Society,2012.

[8] 溫亮，李振波，陳佳品，等.基于高斯擬合的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)血壓測量算法[J].傳感器與微系統(tǒng),2014(4):132-134.

[9] 彭國意，張政波.基于示波法和柯氏音法的雙蹤電子血壓測量系統(tǒng)[J].醫(yī)療裝備,2008(11):1-4.

[10] 侯功，鄧輝.基于示波法的血壓測量新方法[J].現(xiàn)代電子技術(shù),2012(22):147-150.

[11] 韓云，俞阿龍，宋奔騰.基于示波法和高斯擬合的電子血壓計研究與實現(xiàn)[J].現(xiàn)代電子技術(shù),2017(4):176-178.

[12] 吳云江，田丹，羅健.基于上氣測量的藍(lán)牙4.0低功耗血壓計設(shè)計[J].電子技術(shù)應(yīng)用,2014,40(12):36-39.

[13] 祝磊，阮宇靜，曹凱敏，等.基于嵌入式的血壓測量系統(tǒng)設(shè)計與實現(xiàn)[J].杭州電子科技大學(xué)學(xué)報(自然科學(xué)版),2017(1):71-75.

[14] 陳淑珍，楊濤.零相移濾波器的改進及實現(xiàn)方法[J].武漢大學(xué)學(xué)報(理學(xué)版),2001,47(3):373-376.

[15] MORAES J C T B,CERULLI M,NG P S.A strategy for determination of systolic,mean and diastolic blood pressures from oscillometric pulse profiles[Z].2000：211-214.