基于示波法的電子血壓計設計與實現

羅 堪，都可欽，林友華，李建興

(福建工程學院 信息科學與工程學院， 福州 350100)

高血壓已成為人類健康的重要威脅。目前，高血壓呈現患病率上升、患者年輕化等特點。根據WTO數據，全球25歲以上人口中超過40%患有與高血壓相關的疾病[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：通過血壓監測及早進行醫學干預，可以顯著降低高血壓造成的致死風險[3]。定期血壓測量和科學管理已成為醫學界防治高血壓的共識。因此，研制既方便使用又能準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。直接法屬于有創方法，多用于危重病人血壓監測[4]。間接法中的袖帶測量主要包括柯氏音法[5]和示波法[6]。柯氏音法是目前臨床血壓測量的“金標準”，但是該方法主要依靠聽診血液沖擊血管壁產生的聲音變化判斷血壓值，不容易被沒有醫學背景和經驗的人掌握。示波法與柯氏音法不同，它通過分析袖帶壓上調制的動脈搏動信號構造脈搏波[7]包絡，并根據包絡與動脈血壓之間的關系(如幅度系數法、波形特征法、機器學習方法等[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，在硬件設計和測量方法上還有改進空間。

本文設計了一種基于數字信號處理和STM32微控制器的示波法電子血壓計。本設計主要采用了數字信號處理方法代替傳統模擬信號調理電路，通過提出的數字處理方案實現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上完成設計樣機的多組血壓測量實驗。

1 系統框架設計

設計的電子血壓計系統框架如圖1所示，主要由Cortex-M3內核的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驅動電路、JQB1523氣泵、JBF1520電磁氣閥、袖帶和電源構成。提出的框架采用數字信號處理方法取代了傳統的后級放大、濾波以及脈搏波和袖帶壓分離電路等。壓力信號經過儀表放大器輸入微控制器，信號預處理和血壓分析程序對數字壓力信號進行處理和計算，最終血壓測量結果通過液晶屏顯示。

圖1 電子血壓計系統框架

2 硬件設計

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的量程為0～300 mmHg的電阻應變氣體壓力傳感器，傳感器典型阻值為3.3 kΩ，內部采用了精密電阻橋結構。設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內置電阻。當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。

3 軟件設計和算法實現

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，將PB0和PB1設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DMA中斷模式。當控制器接收到測量指令后，啟動ADC，氣閥關閉，氣泵打開，袖帶充氣到脈搏信號消失，并記錄最大袖帶壓Pmax。接下來關閉氣泵進入定速慢放氣環節。當壓力Pre<0.4Pmax時，進入快速放氣環節，打開氣閥，讓Pre降到20 mmHg以下并結束信號采集。

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

圖6 包絡估計和血壓計算結果

4 樣機和測量結果

為了比較不同算法對血壓計算的準確度，以便獲得最優參數并測試樣機指標，實驗利用樣機采集了10名志愿者的血壓信號，并根據分段線性(LF)，2階高斯(GF)和5階多項式(PF)擬合方法應用組合固定或變幅度系數[15]血壓計算模型得到血壓計算結果。其中固定幅度系數法采用的計算模型為：sBP/aBP=0.5，dBP/aBP=0.78；變幅度系數法按文獻[15]進行血壓計算模型配置。平均誤差(Average Err.)、誤差標準差(Std.)和誤差T檢驗的P值3個指標被用于評價樣機測試結果，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血壓測量標準邊界線(boundary)：AverageErr.<5 mmHg，誤差Std.<8 mmHg。從表1和圖7的結果中可以看到：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，峰值點的位置會產生偏移，如果認為峰值點落在包絡上并簡單地用直線線段構建包絡，其結果將會與真實值產生較大偏差。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準邊界，說明函數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位置。系統在2階高斯擬合和變幅度系數法下取得了最好的血壓結果，收縮壓平均誤差為2.6 mmHg、標準差為2.2 mmHg，舒張壓平均誤差為2.0 mmHg、標準差為1.6 mmHg，大幅度低于平均誤差5 mmHg、標準差8 mmHg的血壓測量標準。

根據實驗結果，最終試制了2階高斯擬合和變幅度系數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。數字濾波和信號處理技術不會受溫度等外界因素變化以及噪聲的影響，能取得精確、穩定的信號處理效果。提出的血壓計算模型能準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果

圖7 實驗差結果

圖8 電子血壓機樣機

5 結束語

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

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