基于示波法的血壓測量新方法

摘 要：血壓是反映人體生理狀況的最重要指標之一，血壓測量的準確性對疾病診斷，臨床醫(yī)療具有重要的意義。為了提高電子血壓計血壓測量的準確性，采用基于幅度系數(shù)法和波形特征法的綜合改進方法.通過將二者結(jié)合起來應(yīng)用，在比較寬松的幅值范圍內(nèi)尋找突變點，從而獲得收縮壓和舒張壓。經(jīng)過大量的測試，新方法能可靠作為收縮壓和舒張壓的判據(jù)，具有工程實現(xiàn)的可行性和面對不同個體的普遍適用性。

關(guān)鍵詞：血壓測量； 示波法； 幅度系數(shù)法； 波形特征法

中圖分類號：TN91934 文獻標識碼：A 文章編號：1004373X（2012）22014704

0 引 言

隨著生活水平的提高，人們越來越關(guān)注自己的身體健康，血壓是反映人體生理狀況的最重要指標之一，正常的血壓是保證身體健康的重要條件［1］，因此測量血壓的電子血壓計正呈現(xiàn)家庭化的趨勢。同時醫(yī)療臨床對人體血壓測量的精確性和可靠性要求越來越高，準確、及時地監(jiān)測血壓，對于了解病情、診斷疾病、指導(dǎo)心血管治療和保障危重病人安全都極為重要。目前市場上的電子血壓計大多基于示波法測量收縮壓和舒張壓，判別準則很多，但無公認的判別準則，大致分為2種：波形特征法和幅度系數(shù)法［2］。幅度系數(shù)法簡單實用但針對個體特征的差異又有其局限性。波形特征法具有普遍性但實現(xiàn)困難，因此，設(shè)計一種能夠克服傳統(tǒng)方法的局限性從而準確測量血壓的新方法具有重要的現(xiàn)實意義。

1 血壓的概念

通常將血壓定義為血管中血液垂直作用于血管壁上單位面積的力。在心臟收縮的每個周期內(nèi)得到一個完整的血壓波形，可以得到收縮壓、舒張壓。心臟收縮時所達到的最高壓力稱為收縮壓，它把血液推進到主動脈，并維持全身循環(huán)。心臟擴張時所達到的最低壓力稱為舒張壓，它使血液能回流到右心房［3］。

2 血壓測量原理

2.1 示波法

示波法，也稱振動法或測振法。示波法的測量原理采用充氣袖套來阻斷上臂動脈血流，在放氣過程中，檢測袖帶內(nèi)氣體的振蕩波。這些振蕩波起源于血管壁的搏動，理論計算和臨床實驗均證明此振蕩波與動脈收縮壓、平均壓、舒張壓存在一定的函數(shù)關(guān)系［4］。其具體測量過程就是，當(dāng)綁在手臂上的袖帶壓力比血管收縮壓高出約50 mmHg時，血管被阻斷。隨著袖帶壓力的下降血管由阻斷變導(dǎo)通，這一過程就會在袖帶中產(chǎn)生一系列的小脈沖。把小脈沖拾取出來，將其峰值連成曲線，得出包絡(luò)線。

圖1為理想情況下提取脈搏波信號［5］，根據(jù)包絡(luò)線的形狀，找出相應(yīng)的特征點判別出收縮壓和舒張壓。示波法的主要優(yōu)點是：排除了操作者主觀因素的影響，亦不受環(huán)境噪音的干擾；便于電腦自動處理，其振蕩波對于動態(tài)血壓監(jiān)測具有重要的意義；可直接測量出動脈平均壓。

圖1 理想情況下提取的脈搏波信號2.2 收縮壓與舒張壓的判別算法

示波法測量收縮壓和判別準則很多，但無公認的判別準則。不同的血壓監(jiān)測儀所采取的判別準則不同，大多是基于統(tǒng)計學(xué)規(guī)律而不是基于個體特征的［2］。收縮壓和舒張壓經(jīng)驗判別準則大致分為2種：波形特征法和幅度系數(shù)法。

2.2.1 波形特征法的判別

波形特征法又稱突變點法，是基于突變點準則的基本原理，根據(jù)脈搏波波形的特征來判別收縮壓和舒張壓的值。突變點原則認為，在袖帶放氣過程中，收縮壓和舒張壓對應(yīng)著脈搏波幅度發(fā)生突變的點。利用波形特征法測量的個體適應(yīng)性較差，測量精度不穩(wěn)定，已逐漸為其他方法所替代。

2.2.2 幅度系數(shù)法的判別

幅度系數(shù)法，又稱歸一法。它的基本原理是利用壓力波最大幅值的比例關(guān)系進行識別收縮壓和舒張壓。幅度系數(shù)法是將脈搏波振動信號的幅值與信號的最大幅值相比，進行歸一化處理，通過確定收縮壓和舒張壓的歸一化系數(shù)來識別收縮壓與舒張壓。動脈振動脈搏波的幅度在收縮壓以前和舒張壓以后波形都較小，通過前人的研究，脈搏波的歸一化值和袖帶壓力的關(guān)系如圖2所示［4］。

圖2 幅度系數(shù)法脈搏波歸一化圖在圖2中，As為收縮壓SP對應(yīng)的脈搏波幅度，Am為平均壓MAP所對應(yīng)的脈搏波幅度，Ad為舒張壓DP對應(yīng)的脈搏波幅度，As／Am為收縮壓的歸一化值，Ad／Am為舒張壓的歸一化值，CP為袖帶壓，橫坐標代表排氣過程中袖帶內(nèi)壓力的不斷減小。AdAm=C1，Ad／Am=C2，在脈搏波最大幅度出現(xiàn)之前，當(dāng)某一脈搏波幅度與最大幅度的比值等于C1時，此時對應(yīng)的袖帶壓力為收縮壓。在脈搏波最大幅度出現(xiàn)之后，當(dāng)某一脈搏波幅度與最大幅度的比值等于C2時，對應(yīng)的袖帶壓力為舒張壓。只要測出每個脈搏波的幅值和對應(yīng)的靜壓力，就可以計算出收縮壓和舒張壓，同時根據(jù)采樣頻率和相鄰脈搏波之間的間距，可以計算出心率。

一些學(xué)者通過深入研究和廣泛實驗，總結(jié)出一些便于定量分析的規(guī)律。Geddes等對幅度系數(shù)進行了研究，發(fā)現(xiàn)收縮壓對應(yīng)的幅度系數(shù)時C1近似為50%，舒張壓對應(yīng)的幅度系數(shù)C2為［5］75%～80%。

2.2.3 基于示波法的綜合改進新方法

綜合考慮上述2個判據(jù)，波形特征法具有普遍性而實現(xiàn)困難，幅度系數(shù)法簡單實用但針對個體特征的差異又有其局限性。如果將二者結(jié)合起來應(yīng)用，在比較寬松的幅值范圍內(nèi)尋找突變點，從而識別收縮壓和舒張壓。幅值的范圍應(yīng)包括檢測到的所有個體的幅值。尋找突變點可采用差分算法，即求相鄰振動波幅度的差值，差值最大點為突變點；也可采用比值法尋找突變點，即將相鄰振動波的幅度相比，比值最大的點為突變點。

經(jīng)過大量的測試，結(jié)果表明，以上方法能可靠作為收縮壓和舒張壓的判據(jù)，具有工程實現(xiàn)的可行性和面對不同個體的普遍適用性。

其具體做法如下：綜合上述的歸一化準則，收縮壓的幅值系數(shù)在0.40～0.80范圍內(nèi)，舒張壓的幅值系數(shù)在0.40～0.85范圍內(nèi)。在此比較寬松的歸一化系數(shù)的范圍內(nèi)，相鄰振動波幅差值最大處對應(yīng)各自的突變點，即收縮壓和舒張壓。

3 血壓測量軟件設(shè)計

3.1 勻速降壓控制模塊

根據(jù)示波法測量血壓原理，通過在放氣過程中，檢測袖帶內(nèi)氣體的振蕩波，同時為了測試結(jié)果的準確性，要求使袖帶迅速充氣至被測者收縮壓以上30 mmHg左右后勻速降壓（3～5 mmHg /s），盡管電磁閥有自動緩慢放氣的特點，但因為整個測量過程中容易受到外界震動的影響，如人為的震動袖帶度也會影響到袖帶內(nèi)氣壓微弱的變化［6］。所以袖帶內(nèi)的壓力降低的速度與氣閥的開關(guān)頻率為非線形關(guān)系。本設(shè)計中采用PWM波來控制放氣速度，通過PID算法來控制PWM波的占空比，從而控制電磁閥的開關(guān)時間來確保袖帶以3～5 mmHg /s的速度勻速降壓。

PID算法根據(jù)給定值r（t）與實際輸出值c（t）構(gòu)成控制偏差e（t）（e（t）= r（t）-c（t）），將偏差e（t）的比例（P）、積分（I）和微分（D）通過線性組合構(gòu)成控制量，對被控制對象進行控制，比例控制（P控制）即時成比例地反應(yīng)控制系統(tǒng)的偏差信號e（t），積分控制（I控制）主要用于消除靜差，微分控制（D控制）反應(yīng)偏差信號的變化趨勢（變化速率）。比例控制是對現(xiàn)在誤差的一種校正，積分控制是對過去誤差的校正，而微分控制是對將來可能的誤差的校正［7］。

本系統(tǒng)采用增量式PID算法： Δu（k）=q0e（k）－q1e（k－1）+q2e（k－2）

（1）式中：q0是比例常數(shù)；q1是積分常數(shù)；q2是微分常數(shù)。從式（1）看出，數(shù)字增量式PID算法，只要貯存最近的3個誤差采樣值e（k），e（k-1），e（k-2）就足夠了。數(shù)字增量式PID控制算法的流程圖如圖3所示。

圖3 數(shù)字增量式PID控制算法的流程圖3.2 血壓信號采集模塊

設(shè)計中血壓測量信號為2路，壓力傳感器的信號首先進行低通濾波處理［9］，排除因外界干擾造成的信號讀數(shù)的誤差，之后放大送AD1，作為靜態(tài)血壓信號；隔直后經(jīng)再次放大送AD2，作為脈搏波信號。ADC信道1測血壓交流分量的采樣率為2 kHz，其取值原由為：心跳脈沖頻率上限約為2 Hz，定義峰值出現(xiàn)的時間約占心跳脈沖周期的［2］1％，在峰值附近ADC測量10次，所以ADC的采樣率=2／1％×10=2 kHz。因為ADC采集到的數(shù)據(jù)含有電源及皮膚與袖帶摩擦的高頻噪聲，必須經(jīng)過ADC多次測量才可將噪聲造成的異常數(shù)據(jù)去除，這里采用的做法將多次測量的數(shù)據(jù)先做比較先去掉個別與大多數(shù)數(shù)據(jù)相差較大的數(shù)據(jù)，在剩下的數(shù)據(jù)中取偏大（小）的幾個數(shù)據(jù)做平均從而得到高（低）峰值。

為了最大限度地利用A/D轉(zhuǎn)換的采樣速度，用中斷［8］來實現(xiàn)A/D轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)處理。當(dāng)A/D轉(zhuǎn)換完畢，在中斷程序中，用防脈沖干擾移動平均值法來實現(xiàn)簡單有效的數(shù)字濾波，使測量更加準確。具體做法為在一次定時中斷內(nèi)連續(xù)進行10次A/D轉(zhuǎn)換，去掉最大值和最小值，剩余8個數(shù)據(jù)求算術(shù)平均值，該算術(shù)平均值作為此次的A/D轉(zhuǎn)換結(jié)果。每秒鐘可以得到200個直流電壓值和200個交流電壓值。直流電壓值和交流電壓值一一對應(yīng)，為了有效地消除隨機干擾，相鄰的兩個電壓值還需進行比較，若其比值超過一定比例，則認為是干擾信號，舍去這個數(shù)據(jù)。然后對剩下的交流電壓值進行數(shù)據(jù)處理，從中找出峰值。根據(jù)人的脈搏頻率不同，在一秒鐘的時間內(nèi)該峰值可能有多個（心跳頻率較快），也可能不存在（心跳頻率較慢），將該脈搏波峰值和對應(yīng)的直流電壓值用2個數(shù)組存儲起來，從而得到脈搏波峰值電壓序列和對應(yīng)的直流電壓序列。整個血壓信號采集模塊的流程圖如圖4所示。

圖4 血壓信號采集模塊的流程圖3.3 計算血壓和心率模塊

袖帶氣壓和脈搏波經(jīng)信號采集模塊的處理后，得到的脈搏波峰值電壓序列，在此基礎(chǔ)上分析信號，采用上文所提的改進方法，收縮壓的幅值系數(shù)在0.40～0.80范圍內(nèi)，舒張壓的幅值系數(shù)在0.40～0.85范圍內(nèi)。在此比較寬松的歸一化系數(shù)的范圍內(nèi)，相鄰振動波幅差值最大處對應(yīng)各自的突變點，即收縮壓和舒張壓。

平均心率是指在一定記數(shù)時間范圍內(nèi)，心跳的次數(shù)與計數(shù)時間的比值，即：F=N/T

（2）式中：T為計數(shù)時間；N為心跳的次數(shù)。要測定心率，關(guān)鍵是要準確地判斷心跳的個數(shù)，即有效地識別脈搏波峰值。對脈搏波峰值的識別，采用最大值判別方法［10］。當(dāng)脈搏波形中某一點比其左右各幾個點都大，則可以認定該點為脈搏波峰值。其計算方法如下：脈搏波的第n峰值與第m個峰值之間，心臟跳動了m-n次，假設(shè)系統(tǒng)的采樣率為S，第m個峰值與第n峰值之間共有A［m］-A［n］個采樣點，則心率：F=60（m-n）（A［m］-A［n］）/S

=60（m－n）S（A［m］-A［n］） （次 /min） 在實際的求心率的過程中，通過求多次求平均值的方法求出的更準確、更接近真實值心率來。

4 實驗結(jié)果

在系統(tǒng)硬件安裝與調(diào)試成功后，采用本文所設(shè)計血壓測量新算法，對不同個體和同一個個體多次測量得出所設(shè)計的血壓測量系統(tǒng)能達到的指標收縮壓范圍：60～180 mmHg舒張壓范圍：40～120 mmHg心率范圍：30～100次/min，表1給出了3組對同一個人的連續(xù)測量的結(jié)果對照。

5 結(jié) 語

血壓測量系統(tǒng)中，對采集的血壓信號的處理方法尤為重要，方法的優(yōu)劣直接影響到電子血壓計測量的的準確度和精確度。實驗結(jié)果中可以看出，采用新方法的血壓計測量的重復(fù)性好，對不同的測量者具有良好的個體適應(yīng)性，同時本輪血壓測量結(jié)果均有偏小，該誤差產(chǎn)生的原因主要是對壓力的標定不夠準確，沒有可以用來壓力的標定標準壓力源。

綜上所述，本文所設(shè)計的基于示波法的血壓測量新方法，克服了傳統(tǒng)血壓判定方法——幅度系數(shù)法和波形特征法的局限性，從而能夠更加準確的測量血壓，同時本文詳細給出了新方法的原理和具體的軟件實現(xiàn)，具有重要的理論研究價值和工程實用價值。

參 考 文 獻

［1］ 任朝暉，趙富強.現(xiàn)代血壓測量［J］.醫(yī)療設(shè)備信息，2001（1）：3234.

［2］ 俞仁康，壽文德.醫(yī)學(xué)儀器原理與設(shè)計［M］.上海：上海交通大學(xué)出版社，1990.

［3］ 張紅蕾．影響血壓準確性的幾種因素［J］．醫(yī)療衛(wèi)生裝備，2006，27（6）：5962.

［4］ 唐志強．電子血壓計［J］．電子產(chǎn)品世界，2002（8）：6365.

［5］ 黃力宇，王偉榮.基于單片機的血壓監(jiān)護儀的研制［J］.中國醫(yī)療器械雜志，2002，26（4）：253254.

［6］ 康華光.電子技術(shù)基礎(chǔ)（模擬部分）［M］.北京：高等教育出版社，2006.

［7］ 吳大正.信號與線性系統(tǒng)分析［M］.北京：高等教育出版社，2006.

［8］ 沈建華，楊艷琴.MSP430系列16位超低功耗單片機原理與應(yīng)用［M］.北京：清華大學(xué)出版社，2004.

［9］ 沈蘭蓀.數(shù)據(jù)采集技術(shù)［M］.合肥：中國科技大學(xué)出版社，1990.

［10］ 張長海，陳娟.C程序設(shè)計［M］.北京：高等教育出版社，2004.

［11］ 張旭，歐陽斌林，李景輝，等.便攜式電子血壓計連續(xù)動態(tài)監(jiān)測的設(shè)計＼[J＼].電子科技，2010（5）：7680.

［12］ 付妍，付大偉，姚樹仁，等.用壓力傳感器測量血壓實驗儀器的改裝＼[J＼].現(xiàn)代電子技術(shù)，2012，35（4）：200201.

作者簡介： 侯 功 男，1987年出生，江蘇泰州人，工程師。主要研究方向為電子技術(shù)研究。

鄧 輝 男，1982年出生，湖南長沙人，碩士研究生，工程師。主要研究方向為通信技術(shù)研究。