基于變幅度系數(shù)法的腕式血壓測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)

龐 宇，蔣 偉，王志成，張博臻

（重慶郵電大學(xué) 光電工程學(xué)院，重慶 400065）

血壓是指心臟收縮時(shí)將血液泵入血管對(duì)血管壁加儲(chǔ)的壓力，收縮時(shí)的壓力為收縮壓（systolic pressure，SP），正常范圍值為90～140 mmHg，舒張時(shí)的壓力為舒張壓（diastolic pressure，DP），正常范圍值為60～90 mmHg，具體數(shù)值跟性別、年齡等因素有關(guān)，是反映人體健康狀況的重要生理指標(biāo)［1］。血壓的測(cè)量方式一般分有創(chuàng)測(cè)壓法和無(wú)創(chuàng)測(cè)壓法，有創(chuàng)測(cè)壓法采用在人體動(dòng)脈血管里加入血壓傳感器，雖然測(cè)量準(zhǔn)確，但測(cè)量條件復(fù)雜，給人體帶來(lái)一定創(chuàng)傷，一般在特殊條件下使用［2-3］。無(wú)創(chuàng)測(cè)壓法，通過(guò)在測(cè)量部分加入一些輔助傳感器，采集出相應(yīng)部位的生理信號(hào)，通過(guò)對(duì)這些信號(hào)的算法處理分析，最后可以計(jì)算出血壓值，此方法無(wú)創(chuàng)便攜，測(cè)量結(jié)果偏差也在幾個(gè)mmHg范圍內(nèi)，目前被廣泛采用。

1 血壓測(cè)量原理

1.1 示波法原理

示波法又稱振動(dòng)法［4］，其基本原理為：采用氣泵、電磁閥、袖帶及壓力傳感器組成封閉的測(cè)量系統(tǒng)，對(duì)袖帶進(jìn)行加氣，從而阻斷手腕或手臂的動(dòng)脈處血流，在放氣或充氣的過(guò)程中，由于脈搏的微弱振動(dòng)引起袖帶氣壓振蕩波動(dòng)，通過(guò)壓力傳感器將振蕩脈搏波信號(hào)采集出來(lái)。根據(jù)臨床醫(yī)學(xué)實(shí)驗(yàn)和理論，這些采集出來(lái)的波動(dòng)信號(hào)與收縮壓、舒張壓存在函數(shù)關(guān)系，從而可以計(jì)算出血壓［5-6］。采集有2種方式：放氣式和充氣式，本文采用放氣式采集振蕩脈搏波信號(hào)，具體步驟是：手腕戴上袖帶并保持靜坐，手臂與心臟平齊，氣泵快速充氣到約180mmHg時(shí)阻斷動(dòng)脈血流，此時(shí)袖帶內(nèi)只有微弱的振蕩信號(hào)；逐漸放氣減壓過(guò)程中（5～10 mmHg/s），袖帶內(nèi)靜壓接近收縮壓時(shí)，振蕩波幅值變化較大，靜壓等于平均壓（mean pressure，MP）時(shí)，振蕩波幅值最大；隨著袖帶內(nèi)氣壓減小，靜壓值小于平均壓時(shí)，幅值逐漸減??；靜壓值小于舒張壓后，又只有微弱的振蕩信號(hào)了，如圖1所示。

圖1 示波法原理示意圖（放氣式）

1.2 血壓判別算法選擇

示波法中常用的主要有波形特征法和幅度系數(shù)法，特征法就是根據(jù)收縮壓、舒張壓處振蕩脈搏波幅值出現(xiàn)較大變化，由于實(shí)際測(cè)量中的干擾因素較多，特征法的特征拐點(diǎn)選取偏差較大，影響包絡(luò)線的擬合，適應(yīng)性較差，逐漸被其他方法取代［7］。

幅度系數(shù)法，就是根據(jù)振蕩脈搏波幅值最大處所對(duì)應(yīng)壓力值（平均血壓值）與收縮壓、舒張壓之間的比例關(guān)系確定血壓值［8］。如圖1所示，設(shè)振蕩波幅值最大處的值為A（MP），收縮壓處為A（SP），舒張壓處為A（DP），則比例關(guān)系式如下：

K1值的范圍一般是0.40～0.75，K2值的范圍一般是0.45～0.90，根據(jù)振蕩脈搏波的最大幅值和比例系數(shù)關(guān)系計(jì)算出收縮壓和舒張壓，結(jié)合采樣頻率和波峰數(shù)計(jì)算出脈率［9］。

幅度系數(shù)法簡(jiǎn)單實(shí)用，但不能適應(yīng)個(gè)體的變化［10］。研究表明，收縮壓和舒張壓處振蕩波的歸一化系數(shù)隨平均壓變化而變化［11］。變幅度系數(shù)法根據(jù)不同平均壓選擇出不同的歸一化系數(shù)K1、K2的值，如表1所示。本文采用變幅度系數(shù)法實(shí)現(xiàn)的人體血壓測(cè)量，實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，與聽(tīng)診法均值誤差基本都在5 mmHg以內(nèi)。

表1 歸一化系數(shù)

2 系統(tǒng)電路總體設(shè)計(jì)

硬件總體電路框圖如圖2所示，主要模塊包括電源模塊、血壓信號(hào)控制模塊、算法處理模塊、顯示模塊、存儲(chǔ)模塊。

圖2 血壓系統(tǒng)總體電路框圖

電源管理模塊主要負(fù)責(zé)整個(gè)系統(tǒng)的供電，利用A/D轉(zhuǎn)換檢測(cè)鋰電池的電量并發(fā)出是否需要為電池充電信號(hào)；血壓信號(hào)控制部分主要由氣泵、袖帶、電磁閥、壓力傳感器、驅(qū)動(dòng)電路組成，構(gòu)成封閉回路，可實(shí)現(xiàn)充放氣的控制；STM32F103RCT6作為主控芯片，完成整個(gè)系統(tǒng)的邏輯控制、算法處理；顯示部分通過(guò)IIC協(xié)議控制OLED屏幕顯示處理后的數(shù)據(jù)，如收縮壓、舒張壓、心率等；存儲(chǔ)部分通過(guò)串行外圍設(shè)備接口（SPI）協(xié)議控制串行FLASH，擴(kuò)展系統(tǒng)的存儲(chǔ)內(nèi)存，完成數(shù)據(jù)保存。

采集部分由氣泵、電磁閥、分支器、袖帶、壓力傳感器構(gòu)成封閉回路，完成對(duì)袖帶的充氣或放氣。本設(shè)計(jì)氣泵選用的是DQB030-A型氣泵，3 V電壓驅(qū)動(dòng)，功率0.6W，密封性小于3mmHg/min，滿足測(cè)血壓需求；選用DQF1-3A型電磁閥，其工作壓力范圍0～350 mmHg，功率0.3W，從300 mmHg壓力泄氣到15 mmHg的時(shí)間小于3 s，泄氣速度滿足放氣需求；由于人體生理信號(hào)是低頻小信號(hào)，信噪比低，選用MP3V5050GP壓力傳感器，其內(nèi)部有信號(hào)運(yùn)放和調(diào)節(jié)功能，可進(jìn)行片上補(bǔ)償，直接將0～375 mmHg的壓力值轉(zhuǎn)換為0.06～2.82 V的電信號(hào)，與電子血壓計(jì)的設(shè)計(jì)要求匹配。

加壓階段：電磁閥關(guān)閉，氣泵采用100 Hz的PWM波控制，100%的PWM快速充氣3 s，50%的占空比慢速充氣2 s，預(yù)充氣完成，袖帶氣壓可達(dá)200 mmHg左右；減壓階段：氣泵停止充氣，電磁閥用20 Hz的PWM波控制，根據(jù)氣壓調(diào)節(jié)PWM占空比控制在20%～26%之間，實(shí)現(xiàn)以5～10 mmHg/s勻速減壓，壓力傳感器和處理器的模數(shù)轉(zhuǎn)換完成數(shù)據(jù)采集，采集頻率為250 Hz，采集混合信號(hào)如圖3所示，前5 s基本完成了快速充氣，隨后開(kāi)始減壓，采集到微弱的振蕩脈搏波信號(hào)。

圖3 混合信號(hào)及頻譜圖

3 參數(shù)測(cè)量軟件設(shè)計(jì)

軟件設(shè)計(jì)主要包含壓力值控制、信號(hào)分離、噪聲處理、峰值誤差補(bǔ)償、變幅度系數(shù)法算法實(shí)現(xiàn)、數(shù)據(jù)有效性判斷，具體流程如圖4所示。

圖4 整體設(shè)計(jì)流程框圖

3.1 混合信號(hào)分離與信號(hào)噪聲處理

壓力信號(hào)為氣泵加給袖帶的絕對(duì)壓力，當(dāng)袖帶里的氣壓減壓到一定程度時(shí)，它里面包含了動(dòng)脈的振動(dòng)壓力，這個(gè)由脈搏振動(dòng)引起的壓力遠(yuǎn)小于整個(gè)袖帶的絕對(duì)壓力，如圖3信號(hào)為本實(shí)驗(yàn)裝置采集到的實(shí)際混合信號(hào)，其中包含了靜壓力信號(hào)、脈搏波振動(dòng)信號(hào)、高頻振動(dòng)干擾信號(hào)、基線漂移干擾信號(hào)等。對(duì)圖3進(jìn)行血壓信號(hào)頻譜分析，靜壓力信號(hào)相當(dāng)于直流信號(hào)，且通過(guò)示波法中的袖帶靜壓力相對(duì)采樣幅值為2 000左右，實(shí)際采集到的頻率幾乎接近0 Hz，如頻譜圖所示0 Hz處的幅值極大，而血壓信號(hào)采樣相對(duì)幅值為40左右，頻率值分布主要在1～10 Hz，與人體脈搏波頻率、幅值等特性符合。本文分離血壓信號(hào)是通過(guò)0.8～10 Hz的帶通濾波器進(jìn)行信號(hào)選擇，而類似一些高頻振動(dòng)干擾信號(hào)，通過(guò)頻譜圖可知其幅值很小，頻率也基本高于10 Hz，經(jīng)過(guò)帶通濾波器后其對(duì)血壓分析判定的影響幾乎可以忽略，選用如圖5電路模擬帶通濾波器轉(zhuǎn)換為數(shù)字帶通濾波器。

圖5 帶通濾波器電路示意圖

前級(jí)1階RC低通濾波在S域的傳遞函數(shù)為

通過(guò)Z變換并轉(zhuǎn)換為差分方程，T1為采樣周期，則

當(dāng)采樣間隔足夠小時(shí)，

后級(jí)1階高通濾波的頻域和時(shí)域表達(dá)式為

離散化后可得

式中，b=R2C2／R2C2+T2。

將混合信號(hào)經(jīng)過(guò)10 Hz低通濾波器可得袖帶靜壓力信號(hào)，由于氣泵的壓力信號(hào)相當(dāng)于直流信號(hào)，頻率低，而人體脈搏波頻率一般在1～10 Hz之間。經(jīng)驗(yàn)證，可通過(guò)0.8 Hz的高通濾波器，fs為250 Hz，式（6）中a為0.025 2，b為0.975，提取出動(dòng)脈振動(dòng)脈搏波信號(hào)，信號(hào)曲線如圖6所示。

圖6 壓力振蕩分離信號(hào)曲線

3.2 峰值點(diǎn)查找、干擾點(diǎn)補(bǔ)償

通過(guò)對(duì)軟件濾波后的采樣點(diǎn)得到的數(shù)據(jù)進(jìn)行單個(gè)脈搏波的峰值查找，為了消除重搏波的波峰對(duì)脈搏波峰的影響，人體脈搏波的振蕩頻率為1～2 Hz左右，少數(shù)條件下可放寬至1～3 Hz左右，本文采集裝置的采樣率為250 Hz，在對(duì)采樣點(diǎn)進(jìn)行局部最大值點(diǎn)查找時(shí)，考慮到采樣的250個(gè)采樣點(diǎn)中可能包含到1～2個(gè)脈搏波波峰，進(jìn)行局部峰值查找時(shí)選擇100～150個(gè)采樣點(diǎn)為宜，本文選擇的是每隔100個(gè)采樣點(diǎn)，峰值查找頻率2.5 Hz，得到最大值點(diǎn)即為振蕩脈搏波的峰值點(diǎn)，如圖7所示。

圖7 離散峰值處理曲線

由于測(cè)量條件時(shí)存在干擾因素，如非線性放氣、電磁閥抖動(dòng)、人體手腕抖動(dòng)、說(shuō)話等都會(huì)不可避免地導(dǎo)致采集到的數(shù)據(jù)出現(xiàn)干擾點(diǎn)，本次實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)為現(xiàn)場(chǎng)實(shí)際測(cè)得，存在較多干擾，適合后期算法處理，如圖6圈注的幾個(gè)A點(diǎn)，影響后期的曲線擬合，導(dǎo)致血壓測(cè)量誤差，必須進(jìn)行干擾點(diǎn)處理。干擾點(diǎn)處理算法通過(guò)結(jié)合基線漂移進(jìn)行的動(dòng)態(tài)系數(shù)匹配進(jìn)行調(diào)整，其流程如圖8所示，處理后效果如圖7所示。

圖8 峰值誤差補(bǔ)償流程框圖

3.3 包絡(luò)線擬合模型

3.3.1 靜壓力曲線擬合

通過(guò)PWM波控制電磁閥來(lái)實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)勻速線性放氣，由于電磁干擾、手腕抖動(dòng)、脈搏波與靜壓分離不徹底等因素導(dǎo)致放氣過(guò)程中采集到的靜壓信號(hào)也存在微弱的波動(dòng)，袖帶靜壓的非線性將對(duì)氣壓值的計(jì)算導(dǎo)致較大誤差，通過(guò)示波法采集到的血壓處?kù)o壓力信號(hào)是線性變化的，選擇最小乘法進(jìn)行線性擬合，主要是考慮到減輕MCU的計(jì)算負(fù)載，最小二乘法線性擬合原理如下：

設(shè)直線表達(dá)式y(tǒng)=a+bx，有n組數(shù)據(jù)，波峰、波谷均值數(shù)據(jù)（xi，yi）與直線y上的誤差為di，使得（d12+d22+… +dn2）為最小值，即求出最佳值a、b的方法叫最小二乘法，則令

D對(duì)a和b分別求1階偏導(dǎo)數(shù)為：

再求2階偏導(dǎo)數(shù)為：

滿足最小值條件，令一階偏導(dǎo)數(shù)為零：

引入平均值：

則聯(lián)合解得：

結(jié)合a、b的值，可解得擬合曲線，如圖9所示。

圖9 靜壓擬合曲線

傳統(tǒng)的做法是對(duì)多出現(xiàn)的微弱波峰點(diǎn)進(jìn)行直線擬合，這樣擬合的值偏大，通過(guò)對(duì)比峰值、谷值、均值點(diǎn)擬合的確定系數(shù)可知，均值擬合效果優(yōu)于單一點(diǎn)的擬合，本文采用峰谷均值點(diǎn)擬合曲線，使得靜壓力曲線準(zhǔn)確，具體確定系數(shù)如表2所示。

表2 擬合點(diǎn)選擇分析

3.3.2 振蕩脈搏波包絡(luò)線擬合

通常以振蕩脈搏波的波峰點(diǎn)作為擬合對(duì)象，則擬合函數(shù)的最大值點(diǎn)作為脈搏波的最大振幅處，對(duì)應(yīng)的壓力值就是平均壓；由于測(cè)量過(guò)程中的干擾因素，如手腕滑動(dòng)導(dǎo)致氣壓變大或變小，采集到的波峰就會(huì)有所偏差，本文采用前后序列均值的方法確定平均壓所處位置，具體算法為：

步驟1確定出數(shù)據(jù)中最大峰值處x0，以此處為參考點(diǎn)；

步驟2前后第一個(gè)序列的峰值處x1，t1，求出均值m1=（x1+t1）／2；

步驟3依次重復(fù)參考點(diǎn)處前后第二、第三個(gè)序列峰值處x2，x3，t2，t3，并求出均值m2，m3；

步驟4結(jié)合峰值擬合包絡(luò)線最大值處x4，確定出序列最大峰值處x0=（（m1+m2+m3）／3+x4）／2；

經(jīng)過(guò)此算法計(jì)算后的平均壓穩(wěn)定、準(zhǔn)確，抗干擾能力增強(qiáng)。

為了尋找振蕩脈搏波波峰合適的擬合算法，本文進(jìn)行了多項(xiàng)式擬合、雙直線擬合及高斯擬合，并進(jìn)行了對(duì)比。

1）多項(xiàng)式擬合：由于整體包絡(luò)線類似二次函數(shù)形狀，采用二次多項(xiàng)式擬合，擬合函數(shù)為y=ax2+bx+c，擬合曲線如圖10（a）所示。

2）雙直線擬合：考慮到振蕩脈搏波幅值先逐漸增大到最大值再逐漸減小，以峰值最大處進(jìn)行前后2段的直線擬合，采用y=ax+b型函數(shù)進(jìn)行雙直線擬合，擬合曲線如圖10（b）所示。

3）高斯擬合：研究表明，標(biāo)準(zhǔn)的振蕩脈搏波的整體幅值大小呈現(xiàn)一定的正態(tài)分布，且峰值分布較均勻，設(shè)修正后的波峰組數(shù)據(jù)為（xi，y（xi）），整組數(shù)據(jù)長(zhǎng)度為N，擬合式為：

式中，A、u、σ為高斯函數(shù)待估參數(shù)。

對(duì)式（13）取對(duì)數(shù)后展開(kāi)化簡(jiǎn)可得：

則式（14）可化為3階多項(xiàng)式：

設(shè)擬合數(shù)據(jù)與峰值數(shù)據(jù)誤差為bi，導(dǎo)出：

根據(jù)最小二乘原理，可求出a0、a1、a2，結(jié)合式即可估算出高斯函數(shù)待估參數(shù)A、u、σ，如下式所示，擬合曲線如圖10（c）所示。

通過(guò)計(jì)算對(duì)比圖10（a）（b）（c）3種擬合包絡(luò)曲線，擬合誤差如表3所示。由表3可知，高斯擬合函數(shù)最接近振蕩脈搏波實(shí)際分布情況，本文選用高斯擬合峰值曲線。

圖10 峰值包絡(luò)線擬合曲線

表3 擬合曲線誤差

3.4 體征參數(shù)計(jì)算

對(duì)脈搏波峰值進(jìn)行高斯擬合后得峰值包絡(luò)曲線g（x），袖帶靜壓力曲線的線性擬合y（x），效果圖如圖11所示，通過(guò)前后序列均值的方法結(jié)合擬合曲線g（x）的最大值確定出最大值點(diǎn)x0，x0對(duì)應(yīng)點(diǎn)即為平均壓MP。根據(jù)變幅度系數(shù)法確定出收縮壓、舒張壓的計(jì)算公式。

式中，θ為處理器采集氣壓傳感器數(shù)據(jù)與氣壓值的轉(zhuǎn)換系數(shù)（mmHg），本文設(shè)計(jì)選用MP3V5050GP氣壓傳感器與STM32F103RCT6的ADC1采集，系數(shù)為0.109 49，計(jì)算x1、x2對(duì)應(yīng)點(diǎn)的函數(shù)值可得收縮壓SP為y（x1）θ，舒張壓DP為y（x2）θ。

圖11 血壓計(jì)算示意圖

脈率（pulse rate，PR）是指人體動(dòng)脈每分鐘搏動(dòng)的次數(shù)，健康人體脈率范圍一般是60～100次/min。考慮到測(cè)量過(guò)程中的干擾，為了提高計(jì)算準(zhǔn)確度，本文選用收縮壓x1、舒張壓x2之間的所有脈搏數(shù)來(lái)進(jìn)行脈率算法處理，信號(hào)采樣頻率fs為250 Hz，則N個(gè)脈搏波的時(shí)間t1和脈搏P：

其中，N為收縮壓x1、舒張壓x2采樣點(diǎn)之間波峰個(gè)數(shù)。

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

實(shí)物系統(tǒng)硬件并結(jié)合Matlab調(diào)試成功后對(duì)存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理計(jì)算，樣機(jī)如圖12左圖所示，在分支器預(yù)留的分支口接上血壓表方便調(diào)試觀察，右圖為標(biāo)準(zhǔn)聽(tīng)診器測(cè)血壓器。

圖12 測(cè)量裝置樣機(jī)和標(biāo)準(zhǔn)聽(tīng)診器測(cè)血壓器

運(yùn)用本文的方法測(cè)量與標(biāo)準(zhǔn)聽(tīng)診器誤差結(jié)果，如表4、表5所示。

表4 收縮壓誤差測(cè)量結(jié)果

表5 舒張壓誤差測(cè)量結(jié)果

由表4、5可知，收縮壓、舒張壓監(jiān)測(cè)誤差最大為4.75 mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差為2.20 mmHg，符合AAMI/ISO標(biāo)準(zhǔn)，可滿足臨床使用要求。

5 結(jié)論

1）提出了靜壓曲線采用峰谷均值點(diǎn)擬合，使得靜壓線更加接近于線性放氣。

2）對(duì)查找出的波峰值進(jìn)行了誤差補(bǔ)償算法處理，有效防止了測(cè)量過(guò)程中由于手抖動(dòng)、電機(jī)干擾等產(chǎn)生的影響。

3）最大峰值采用前后序列均值和擬合曲線峰值共同確定，減小了脈搏波間距誤差，使得平均壓準(zhǔn)確、穩(wěn)定，以平均壓幅值為基礎(chǔ)的變幅度系數(shù)法計(jì)算結(jié)果更準(zhǔn)確。在一般的電子血壓計(jì)研究中，此方法具有可實(shí)現(xiàn)性和工程實(shí)用價(jià)值。