一種新型無創測量上臂收縮壓的方法

王茜

（湖南中醫藥大學 管理與信息工程學院，湖南 長沙 410208）

一種新型無創測量上臂收縮壓的方法

王茜

（湖南中醫藥大學 管理與信息工程學院，湖南 長沙 410208）

上臂收縮壓是人體關鍵的血壓參數，準確有效的血壓測量結果對臨床上診斷疾病、觀察治療效果、進行預后判斷等具有重要的意義。為了進一步精準血壓測量的準確性，本文提出了一種新型的上臂收縮壓無創測量方法，本方法利用放置在腕部橈動脈處的壓電脈搏傳感器來感測上臂收縮壓事件的發生，經測量和計算，本方法與聽診法相比較得到的均值和標準差分別為3mmHg和2.9mmHg，不僅滿足AAMI標準的要求，而且準確性較高，從而驗證了本方法的有效性和準確性。

收縮壓；壓力傳感器；壓電脈搏傳感器；血壓測量

血壓是反映人體生理狀況的重要指標之一，它能反映出人體心臟的泵血功能、脈率、周圍血管的阻力、主動脈和大動脈的彈性、全身血容量及血液的物理狀態等因素，因此正常的血壓是身體健康的前提條件，因而血壓測量的準確性和便捷性對高血壓早期篩查、診斷、監測和療效評估起著十分重要的作用。而如何用無創、經濟的方法獲得準確可靠的血壓參數仍是醫學領域不斷在探索的問題[1]。

目前血壓測量的方法大致說來可以分為直接法和間接法[2]。直接測量法是將連接壓力傳感器的導管經皮直接插入大動脈或心臟檢測血壓信號。但該方法對人體有損傷，對技術和環境要求較高，現在應用已不多。間接（無創）血壓測量方法主要有：聽診法、示波法、超聲法、張力測定法、脈搏波傳導時間幾大類方法[3]。目前常用的方法是聽診法和示波法，聽診法被認為是無創測量方法中的金標準，但測量過程受主觀和外界環境因素較大；示波法測量操作簡單而且已廣泛應用于市場，但測量精度不高，尤其是對于收縮壓的判斷不夠準確，文中提出了一種基于袖帶和壓電脈搏波傳感器的收縮壓測量方法。

1 測量方法

1.1 硬件實驗系統的搭建

測量系統由氣路控制模塊、氣體壓力傳感器模塊、壓電脈搏傳感器模塊及主機系統（包括采集卡、計算機、顯示器及外圍設備）組成。其中氣路控制模塊主要通過充氣泵和電磁閥實現袖帶的充氣、慢放氣和快放氣；氣體壓力傳感器模塊將袖帶內采集到的壓力信號經信號調理后送入主機系統；壓電脈搏傳感器模塊將整個測量過程的橈動脈脈搏波信號經信號調理后送入主機系統，便于結合上述壓力信號共同判斷人體上肢收縮壓；主機系統主要實現信號的采集、氣路模塊的自動控制、血壓算法的調試及用戶界面的設計。硬件系統示意圖如圖1。

圖1 硬件系統示意圖

1.1.1 氣路控制模塊

選用KPM12E微型充氣泵和KSV04A微型電磁閥，具有體積小、重量輕、低功耗、低噪音、使用壽命長等優點，以滿足系統低功耗和方便攜帶的要求。主機系統控制充氣泵和電磁閥的電路如圖2所示 。主機系統通過 I/O端口輸出高低電平，實現對充氣泵和電磁閥的控制。當 P1/P2端口輸出為高電平時 ，三極管 Q1/Q2導通 ，實現氣泵的充氣或電磁閥的放氣。考慮到充氣泵和電磁閥屬于感性負載，用二極管 D1、D2以防止燒毀器件。

圖2 充氣泵、電磁閥的控制電路

1.1.2 氣體壓力傳感器模塊

這里選用美國Motorola公司生產的MPXVS050GP壓力傳感器，其內部集成一個X型壓敏傳感器，采用離子注入工藝光刻在單個硅膜片上，同時采用先進的激光修正技術和溫度補償技術，因此精度極高，廣泛應用于醫療器械領域。內含運算放大和信號調理功能，正常工作時，傳感器所測得壓力信號首先轉化為電壓信號，然后通過電阻補償網絡對該電壓信號進行補償，使其與測得的信號滿足一定的線性關系，輸出電壓與所加壓力成正比，同時進行片上補償，并且其溫度補償特性能克服半導體壓力敏感器件存在的溫度漂移問題[6]。可以直接將動脈血對血管壁的壓力轉換為0.2 V～4.7 V的輸出電信號，對應的血壓值為0～375 mmHg，與設計要求匹配。

壓力傳感器的輸出分出兩個支路：一端直接接AD轉換器 ，經過軟件低通濾波后獲得袖帶壓力信號；另一端接入0.8 Hz二階高通濾波器和35 Hz低通濾波器，在經放大和電平調整后得到脈搏波信號。

1.1.3 壓電脈搏傳感器模塊

這里選用合肥華科電子技術研究所生產的HK2000C集成化的數字脈搏壓力傳感器。HK2000C脈搏傳感器采用高度集成化工藝，將力敏元件（PVDF壓電膜）、靈敏度溫度補償元件、感溫元件、信號調整電路、程控放大電路以及濾波電路集成在傳感器內部，通過模數轉換電路和通信電路可將脈搏波波形數據傳輸至上位機進行分析。集成化脈搏傳感器具有抗干擾性能力強、靈敏度高 過載能力大、一致性好、性能穩定可靠以及使用壽命長等特點，方便用戶集成及二次開發使用[7]。

該傳感器基于壓電式原理采集手腕處橈動脈脈搏波信號，采集到人體脈搏信號后，將其換為電壓信號，因為內部有完善的信號調理功能，在使用時后級不需要再加放大濾波電路，輸出的是數字信號，可通過串口輸出脈搏波波形數據，可以應用于脈率檢測、中醫脈象診斷、無創心血管功能檢測等。

1.1.4 主機系統

主機系統包括數據采集卡、計算機、顯示器及外圍設備，主要實現信號的采集、氣路模塊的自動控制、血壓算法的調試及用戶界面的設計。其中實現數據采集功能的是數據采集卡，這里使用北京啟創莫非電子科技公司的MPS-010602數據采集卡[8]。它是基于USB總線的多功能信號采集卡，具有16路單端模擬信號采集、4路模擬信號輸出和8路數字信號輸入/輸出、2路比較器、2路計數器及2路PWM輸出。可用于傳感器信號數據采集與分析、工業現場檢測與控制、高等院校科研與教學等各種領域。使用MPS-010602可將傳感器和控制器與計算機結合在一起，利用計算機強大的數據處理能力和靈活編程方式，對信號進行分析、處理、現實與記錄。

MPS-010602采用 USB2.0高速總線接口，支持即插即用和熱插拔，是便攜式系統用戶的最佳選擇，可以取代傳統儀器。MPS-010602提供可供LabVIEW調用的動態鏈接庫，編程函數接口簡單易用，易于編寫應用程序。

1.2 測量原理分析

主機系統控制氣泵使綁縛在人體上臂的袖帶開始充氣，在充氣過程中，通過采集到的袖帶內的壓力振蕩波估測被測者的收縮壓，當檢測到的袖帶內壓力上升到大于估測收縮壓30 mmHg時，停止充氣。此時，主機系統控制氣路模塊開始慢放氣過程，直至袖帶內壓力低于30 mmHg時，進行快放氣過程，整個測量過程結束。氣體壓力傳感器和壓電脈搏傳感器將整個過程采集的信號都送至主機系統的采集卡中進行后續處理。

圖3 測量原理示意圖

充氣過程中當氣袖內壓力大于上臂收縮壓時，血液因血管受壓迫而停止流動，壓電脈搏傳感器檢測不到脈搏；而在慢放氣的過程中，袖帶內壓力緩慢下降，當下降到收縮壓時，血液開始斷續流動，此時，壓力脈搏波傳感器檢測到的第一個脈搏波即為收縮壓事件發生時刻，即為圖3中的P點。當然此時刻是有延遲的，綜合考慮臂部和腕部的脈搏波傳播時間差可確定準確的收縮壓事件發生時刻。

1.3 軟件系統的設計與實現

軟件系統利用NI公司提供的Labview8.2軟件進行編程和調試，它主要由用戶界面單元、采集控制單元和數據處理單元組成。

用戶界面單元實現整個測量系統的控制、波形顯示和測量結果顯示，如圖4所示。

圖4 用戶界面

采集控制單元主要實現兩路傳感器信號的采集及氣路控制信號的發出，采樣率為1 kHz，充分保證波形的真實可靠。

數據處理單元主要是進行脈搏波信號的預處理（數字濾波）、壓電脈搏波信號特征點P點的提取（閾值法）及收縮壓的校正。

2 驗證實驗

血壓的測量值是高血壓診斷的基礎，準確的血壓測量在疾病診斷、治療、病情監測等方面具有非常重要的作用。一直以來，聽診法被認為是無創血壓測量的金標準。本實驗將聽診法應用在測量系統中。具體做法是：使用本系統測量上臂收縮壓的同時，使用聽診器聽慢放氣過程中的柯氏音，取柯氏音第一相作為收縮壓出現的標志。同時同臂測量求出本系統測量值與聽診法結果的差值的絕對值作為統計處理的一個樣本。

征集16人作上述對比實驗，年齡在25歲～75歲，男女各半。測量時受測者平躺并保持放松安靜，每人測量6次，左右上肢各測量3次，每次間隔10分鐘，則測量收縮壓時得到96個樣本，組成一個樣本空間。

3 實驗結果分析統計

各標準在適用范圍、受試者的選擇、評價試驗中采用的測量方法及步驟、觀察者測量值的確定方法、評價結果的分析方法等方面的規定不盡相同。但無論哪種評價標準都是以柯氏音聽診法的測量值作為參考標準，把本系統的測量值與聽診法的測量值做比較，進而給出本系統的準確性級別。計算本系統和聽診法差值的均值和方差，并根據這些參數給出評價結果。

根據英國高血壓協會（BHS）的規定，可用儀器設備評級的標準對本系統測量血壓的準確性進行評級，標準見表1。

表1 準確性評級表

根據英國高血壓協會（BHS）要求，需計算我們測量的樣本空間在≤5 mmHg、≤10 mmHg、≤15 mmHg的累積百分比，結果統計如表2。

表2 統計結果

根據美國醫療儀器促進協會（AAMI）的標準規定，需要計算測量得到的樣本空間的均值和標準差。經計算，本系統與聽診法相比測量的均值和標準差分別為3 mmHg和 2.9 mmHg。

4 結束語

根據美國醫療儀器促進協會的規定，AAMI標準的要求為均值≤5 mmHg，標準差≤8 mmHg，文中的測量方法得到的結果滿足要求，而且準確性是很高的；通過表1的數據，超過88%的測量結果是在5 mmHg之內的，各個百分比均達到英國高血壓協會（BHS）規定的A級標準，實驗數據表明本測量方法可以應用于臨床上。

可見，文中提出的測量方法測量精度較高且易于實現，可較好的應用于血壓測量中。

[1]段于千，胡平平.無創血壓測量示波法分析與研究[J]微計算機信息，2011，27（1）:102-104.

[2]Theodore W，Karen A，Anil K，et al Recommendations for blood pressure measurement in humans and experimental animals part2:blood pressure measurement in experimental animals[J].Hypertension，2005，45（2）:299-310.

[3]楊玉星．生物醫學傳感器與檢測技術[M]．北京 ：化學工業出版社，2005.

[4]熊青，戴啟軍，宋亞楠.基于MSP430F149單片機的低功耗電子血壓計設計[J].電子設計工程，2011，19（14）:184-186.

[5]胡銳興.無創心血管參數檢測系統的研究[D].重慶:重慶大學，2013.

[6]Motorola，Inc.MPX5050GP Semiconductor Technical Data Rev.3[S].Motorola，Inc.1997.

[7]合肥華科電子研究所.HK2000系列脈搏傳感器數據手冊[EB/OL].（2004）[2015-10]http://www.hfhuake.com/.

[8]北京啟創莫非電子科技有限公司.MPS-010602多功能USB信號采集卡使用說明[EB/OL].（2008）[2015-10]http://www.mps-electronic.com.cn/.

A new method of arm systolic pressure noninvasive measuring

WANG Qian
（Management and Information Engineering College，Hunan University of Chinese Medicine，Changsha 410208，China）

The brachial systolic pressure is the key human paramenters of the blood pressure，the accurate and effective blood pressure measurement is important to the clinical diagnosis of disease，curative effect and prognosis judgement，etc.In order to further accurate blood pressure measurement accuracy，the paper is bringing forward a more exact noninvasive method of measuring brachial systolic pressure，and this method uses a piezoelectric pulse sensor placed on the radial artery of wrist to judge the systolic pressure.After measurement and calculation，This method compared with auscultation method to get the mean and standard deviation of 3 mmHg and 2.9 mmHg.Not only meet the requirements of AAMI standards，and the accuracy is higher.so the validity and accuracy of this method was verified.

systolic pressure；pressure sensor；piezoelectric pulse sensor；the measurement of the blood pressure

TN219

A

1674－6236（2016）18-0060-03

2015-10-08 稿件編號：201510020

湖南中醫藥大學青年教師科研基金項目（99820001154）

王 茜（1983—），女，河北保定人，碩士，實驗師。研究方向：數據采集、醫藥信息學。