隨著人口老齡化問題的加重，家庭醫(yī)療監(jiān)護擁有越來越廣泛的市場。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)護的重要內(nèi)容。傳統(tǒng)水銀血壓計雖然被認為是測量血壓的金標(biāo)準，但由于其測量需要經(jīng)過培訓(xùn)且攜帶不方便，因此電子血壓計受到廣泛關(guān)注。

　　電子血壓計的測量方法包括：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現(xiàn)，成為血壓儀制造商的首選。

　　基于示波原理測血壓的方法又可分為兩大類：一類稱為波形特征法，通過分析脈搏波包絡(luò)的波形特征來判別血壓；一類稱為幅度系數(shù)法，通過分析脈搏波的幅度之間的比例關(guān)系來判別血壓。由于波形特征難識別[2]，故第二類方法要比第一類方法易實現(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，通過氣芯按3~5mmHg/s的速度放氣，在放氣的過程中進行血壓測量；第二代，較第一代，據(jù)被測者血壓進行智能加壓，氣芯改為電子定速排氣閥，放氣速度更準確；第三代，氣泵勻速加壓，并在加壓的過程中進行血壓測量。前兩代技術(shù)稱為下氣法，第三代稱為上氣法。國內(nèi)主流做法是采用第一代技術(shù)，缺點是氣芯放氣不均勻，影響測量結(jié)果的準確性，以日本為主的國際主流做法是采用第三代技術(shù)，其優(yōu)點是測量時間短，手腕感覺舒適，缺點是測量時有電機工作和袖帶膨脹干擾，對濾波算法要求高[3]。

　　基于計算量和測量精度的考慮，本系統(tǒng)采用幅度系數(shù)法及上氣測量技術(shù)。因為血壓測量過程中會產(chǎn)生脈搏波，因此除收縮壓、舒張壓外，心率也是本系統(tǒng)的一個重要測量參數(shù)。

　　1.上氣測血壓的原理

　　如前所述，上氣測血壓是在電機給袖帶加壓的過程中進行血壓測量。在此過程中，利用傳感器采集相應(yīng)袖帶壓，此袖帶壓即認為是血壓與脈搏波的混合信號。對混合信號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，故混合信號可估計為血壓信號，利用脈搏波幅值的比例關(guān)系得到血壓信號對應(yīng)的特征點為收縮壓與舒張壓。詳細描述如圖1所示，圖中橫軸表示時間，單位為s，縱軸表示袖帶壓，單位為mmHg。由于袖帶壓很小時很難濾得脈搏波，故加壓過程可分為兩個階段。第一階段（圖中0~t1時間段），控制電機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。并通過濾波得到相應(yīng)的脈搏波，即圖中藍色波動曲線。脈搏波波峰的最大值A(chǔ)m對應(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數(shù)，由此階段得到的脈搏波個數(shù)及所需時間，計算出心率。第三階段，計算出收縮壓、舒張壓、心率后，快速放氣[4]。

圖1 上氣測血壓原理圖

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

　　2.硬件、軟件整體設(shè)計

　　2.1硬件整體設(shè)計

　　硬件整體設(shè)計如圖2，由于單片機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、壓力傳感器來實現(xiàn)袖帶壓的采集。由單片機實現(xiàn)測量算法，單片機上連接顯示設(shè)備及按鍵來增加人機交互功能，連接串口實現(xiàn)與PC機的通信。

　　圖2血壓計硬件整體框圖

　　2.2軟件整體設(shè)計

　　軟件測血壓的關(guān)鍵算法流程圖如圖3，在此需要說明的是：第一，初始化包括對定時器、顯示器、電機、壓力傳感器的初始化。初始化時，控制電機快速充氣，快速充氣到40mmHg時才轉(zhuǎn)為慢充氣。第二，判斷采樣時間是否達到，可通過設(shè)置相應(yīng)TCNTn寄存器的初值與相應(yīng)定時器溢出中斷得到。第三，轉(zhuǎn)為慢速充氣后，前50個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應(yīng)的袖帶壓及脈搏波，這兩個數(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)這兩個數(shù)組，應(yīng)用上氣測壓原理即可求得收縮壓、舒張壓。第五，求心率通過計算第一個脈搏波峰值到第21個峰值之間的袖帶壓采樣個數(shù)bp_count，然后應(yīng)用心率的定義得到。通過實驗，我們選采樣周期100ms，故心率計算公式為：心率/60=20/(0.1*bp_count)，即心率=1200/bp_count。

　　圖3血壓計軟件整體流程圖

　　3核心模塊的實現(xiàn)

　　3.1智能控制加壓模塊的實現(xiàn)

　　對于上氣法測量血壓，一個關(guān)鍵技術(shù)是如何控制電機按要求的速度來加壓充氣。這里要用到ATMEGA128單片機的相應(yīng)引腳的第二功能以及單片機的快速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，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)值進行比較，OC0寄存器在比較匹配時清零，在計數(shù)器清零時置位，依據(jù)OC0控制PB4引腳來產(chǎn)生PWM波，以此波形控制電機工作的平均電壓，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模式時序圖

　　3.2濾波模塊的實現(xiàn)

　　和下氣法測血壓相比，上氣法測血壓是在電機加壓的同時采集相應(yīng)的袖帶壓。因此電機工作的擾動和袖帶膨脹摩擦造成的干擾對采集數(shù)據(jù)影響較大。這就對其濾波算法要求更嚴格。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。對于濾波器參數(shù)的選擇，因為濾波器的作用是從袖帶壓和脈搏波及一些電機等的擾動的混合信號中濾得脈搏波信號。袖帶壓是低頻信號，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，從混合信號中濾得脈搏波信號。

　　對濾波器的實現(xiàn)，通過硬件和軟件實現(xiàn)均可，為簡單起見，本系統(tǒng)選擇軟件實現(xiàn)。如2.2所述，在滿足采樣個數(shù)的前提下，選用采樣頻率fs為10HZ。又因為選用的是通帶為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即為通過壓力傳感器采集到的袖帶壓，Result即為袖帶壓和設(shè)計出來的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實驗得到的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，即實現(xiàn)濾波，得到相應(yīng)的脈搏波信號，進而計算出收縮壓、舒張壓。

　　圖6 0.5~3.5HZ的二階butterworth帶通濾波

　　3.3收縮壓、舒張壓計算模塊的實現(xiàn)

　　因為選用的血壓計算方法是幅度系數(shù)法，所以計算模塊的關(guān)鍵是特征系數(shù)ks、kd的選擇。對此，不同的機構(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]；國立交通大學(xué)的博士Chin-TengLin利用分析器，產(chǎn)生標(biāo)準的平均壓MAP=90mmHg、SP=120mmHg、DP=80mmHg、對應(yīng)的脈搏波-袖帶壓(OA-PC)曲線，在OA最大值OA_MAX對應(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量中，給定ks=0.5，0.55<=kd<=0.69[9]。可見，系數(shù)選擇均是經(jīng)驗總結(jié)，我們選用的是上氣測量，因此在TakashiUsuda研究的基礎(chǔ)上，根據(jù)測量結(jié)果調(diào)整系數(shù)，進而計算出收縮壓、舒張壓。

　　表1 JMoraes總結(jié)的ks、kd據(jù)平均壓的分布

　　3.4單片機與PC端通信模塊的實現(xiàn)

　　為分析實驗測得的袖帶壓及濾波得到的脈搏波，需要實現(xiàn)單片機與PC端的通信。在此，選擇串口通信。因為PC串口輸出電壓為RS232電平(可高達15V)，單片機應(yīng)用的是TTL電平(5V以內(nèi))，兩者直接相連，會燒壞單片機。因此應(yīng)用MAX232芯片提供電平轉(zhuǎn)換，具體原理圖如圖7。MAX232芯片只需要四個外接電容及一個+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 單片機與 PC 端通信原理圖

　　搭建好硬件連接后，軟件只需實現(xiàn)串口初始化、傳送數(shù)據(jù)的函數(shù)，就可在PC機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，否則會出現(xiàn)亂碼。

　　圖8串口接收效果圖

　　4.結(jié)果驗證

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

　　表2 測量結(jié)果比較

　　5.結(jié)語

　　為解決下氣測血壓加壓的最大值過高、加壓時間過長的缺點，設(shè)計并實現(xiàn)了基于上氣測量的血壓儀，經(jīng)驗證，該系統(tǒng)測量時間可縮短到30s，加壓的最大值只需加到個體的收縮壓范圍(120mmHg左右)，而傳統(tǒng)下氣測量測量時間一般多達1分鐘，加壓的最大值多達160mmHg。測量精度符合AAMI標(biāo)準。下一步工作，將具體研究如何對測量中由一些擾動產(chǎn)生的偽脈搏波進行剔除，來提高系統(tǒng)的抗干擾能力。

　　作者：王維維，蒲寶明，賀寶岳，李生金

　　(中國科學(xué)院研究生院，北京 100049)

　　(中國科學(xué)院沈陽計算技術(shù)研究所，沈陽 110168)

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