腕部气囊式脉搏波自动采集装置的研制*

王薇薇 崔婧翾 杨益民* 张 松 杨 琳 李旭雯

慢性非传染性疾病(慢病)是全球的主要疾病，有63%的死因是由慢病造成的，其中48%的死因归于心血管疾病[1]。随着社会竞争压力的不断增大、体力活动的逐渐减少以及膳食结构的变化，心血管疾病不仅多发于中老年人，已开始趋于年轻化[2]。心血管疾病的本质主要是血管结构和功能异常，包括高血压在内的许多心血管危险因素导致大动脉结构和功能的损害，是导致早期血管改变的重要因素，因此防治心脑血管疾病的重点在于防治血管病变[3]。有学者针对我国近30年来心血管患病危险因素进行研究，表明血压水平与心血管疾病发生具有密切联系，且血压升高与心血管疾病的发生成对数线性关系[4]。高血压不仅导致心血管疾病的病死率增加，且导致我国每年有127万人过早死亡[1]。因此，早期的高血压以及心血管血流动力学信息的监测对预防心血管疾病的发生和发展必不可少。

血压测量方法种类颇多，随着电子医疗的不断发展，间接法测量血压不仅简单易行、使用方便，而且无创伤，非常适用于非医务技术人员操作，以及医疗仪器家庭化的实现[5]。目前，市场上的医疗电子仪器功能较为单一，只能进行血压和心率的监测，而脉搏波中蕴含着丰富的心血管血流动力学信息，脉搏波波形特征变化是评价人体心血管系统生理、病理状态的重要依据[6-7]。因此，研制一种可以在测量血压的同时采集脉搏波信号，从而得到心血管评价参数的医疗电子仪器对实现心血管功能日常监测势在必行。

1 血压及脉搏波测量方法

本研究根据逐渐放气时血压计袖带压力振动对应于平均动脉内压力的最大振动，间接推算收缩压和舒张压，这种方法的优势是肱动脉上方无传输器，所以袖带的位置不重要，另一个优点是较少受外部噪音干扰，从而极大降低由操作人员技术操作问题带来的测量误差[8]。

当袖套内压力P远高于收缩压时，脉搏波消失，随着袖套压力下降，脉搏开始出现。当袖套压力从高于收缩压降到收缩压Ps以下时，脉搏波会从无到有，并逐渐增大，在平均压Pm时幅值达到最大。然后脉搏波又随袖套压力下降而衰减。示波法血压测量就是根据脉搏波幅度与袖套压力之间的关系来估计血压的。脉搏波最大值对应的是平均压Pm，收缩压Ps和舒张压Pd分别由对应脉搏波最大幅值的比例来确定[9-10]。本课题采用幅度系数法，并采用临床值0.48(收缩压幅度系数)和0.58(舒张压幅度系数)。在得到平均动脉压Pm时，在该袖套压力下，得到桡动脉处的压力脉搏波波形(如图1所示)。

图1 示波法中脉搏波波幅与袖套压力的对应关系示图

2 心血管血流动力学参数计算

脉搏波波形特征变化首先放映在脉搏波波形面积上的变化，为了能用一个简单的特征量来描述上述变化，罗志昌等[11]提出一个以脉图面积变化为基础的脉搏波波形特征量K值(如图2所示)。

图2 脉搏波波形特征图

脉搏波波形特征定义为公式1：

式中Ps为收缩压、Pd为舒张压；Pm为平均动脉压，是桡动脉脉搏压力波形P(t)变化的平均值，其定义为公式2：

式中T为脉搏波周期，T=60/HR

由此可见，K值的大小仅决定于脉搏波的脉图面积，其和收缩压Ps与舒张压Pd的绝对值无关，是一个无量纲值，相当于脉搏波压力脉动分量的平均值(Pm-Pd)在脉动分量最大值(Ps-Pd)中所占的百分比。不同生理病理状态下脉图波形和面积都会有很大变化，这个变化可用K值表示。

在确定了收缩压、舒张压和波形系数K值之后，通过和人体脉搏波传播相关数学模型建立血压和血流之间的定量关系，就可以得到一系列的血流动力学参数计算公式[11]。

3 主要硬件电路结构

本装置硬件主要由气压传感器、信号处理电路、单片机和电压转换电路构成。采用腕部气囊式的传感方式在测量血压的同时提取脉搏波信号，用可充放气的血压袖套缚住手腕，在充放气过程中同时提取桡动脉压力脉搏波信号和反映袖套本身内部的气体的压力信号。一路桡动脉脉搏波信号，对该信号进行滤波和二级放大，然后送入单片机中进行信号处理；另一路接近直流的袖套内压力信号，从该路信号中实时监测袖套内的压力值，并直接送入到单片机中。信号送入单片机后，通过A/D转换进行信号采集、存储及计算，再通过D/A输出控制腕式袖套的充放气过程，最后通过串口通讯与PC端相连(如图3所示)。

图3 硬件电路结构图

3.1 气压传感器

本装置选择NovaSensor公司的NPC-1220系列气压式(袖套)传感器提取桡动脉压力脉搏波。该传感器的表压有不同量程等，5 spi、10 spi、15 spi和20 spi(1 mm Hg=0.019 spi)。考虑到实际测量时需要的压力范围值为0～200 mm Hg，故选择型号为NPC 1220-005，实际测压范围为0～250 mm Hg。

该传感器操作简单且是一种带高集成度放大电路的硅压力传感器，具有良好的防潮能力及优异的介质兼容性。操作者只需要套上袖套就可以进行测量，适用于非医务技术人员，从而提高了桡动脉压力脉搏波的适应性(如图4所示)。

图4 NPC 1220-005原理图

3.2 信号处理电路

信号处理电路如图5所示，包括前置放大电路(a)、脉搏波信号放大滤波电路(b)和电位钳制电路(c)。由于桡动脉脉搏波信号幅值为mV级，频率为0.1～8 Hz，信号频率均是低频信号，且受试者日常呼吸及测量时产生的运动伪影，都会造成信号干扰，因此本装置采用具有高增益、高共模抑制比的芯片INA118构成前置差分放大电路[7,12]。

在脉搏波信号放大滤波电路中，选择具有四通道的运算放大器TL084芯片。第一级放大为20倍，滤波范围为33 Hz，第二级放大为47倍，滤波范围为15.9 Hz。总放大倍数为940倍，滤波范围为0～15.9 Hz。

由于微控制器单元(micro controller unit, MCU)有一定的基准电压输入值，信号输入端的电位若大于或小于这个范围值，则MCU无法读取信号值，若输入信号的电位过高，则有烧毁MCU的危险性。因此在信号滤波放大后设计了电位钳制电路。相较于信号直接输入到MCU中，电压跟随器可以提高输入阻抗，大幅度减小输入电容的容量，降低输出阻抗，起到缓冲和隔离作用。

3.3 单片机

图5 信号处理电路图

脉搏波信号处理主要包括从前置放大电路分离的脉搏波信号和袖套内压力信号，处理该信号的MCU需要具有低功耗、高存储空间、高运算速度和至少2个12位模数转换器的性能特点[13]。为此本研究选择ARM芯片STM32F103RBT6，不仅能够满足以上信号处理的要求，同时还具有高实时性、可靠性、体积小以及集成度高的特点，有利于实现装置小型化[14]。

数据的实时采集与判断是确定采集脉搏波气压值即受试者平均动脉压的关键。采用两路并行12位模数转换IO口，同时采集接近直流的袖套内压力信号以及反应桡动脉处的脉搏波压力信号。

当气泵加压使袖套内压力值达到受试者舒张压时，单片机可以采集到搏动的脉搏波信号，随着袖套内压力的不断增大，脉搏波波峰幅值也随之增大，当袖套内压力达到受试者平均动脉压时，脉搏波波峰幅值达到最大。单片机通过记录此时的脉搏波波峰幅值最大值对应的袖套内压力，得到受试者的平均动脉压。单片机控制气泵和气阀失能，让袖套内压力保持在平均动脉压状态，采样频率100 Hz，持续20 s，以采集足够分析的稳定的脉搏波波形(如图6所示)。

图6 单片机内功能流程图

3.4 气泵及气阀驱动电路

控制袖套压力主要依靠气泵、电磁阀和匀速放气阀实现。本装置选用的气泵和气阀都是3 V供电需求，且通过单片机I/O口控制通断，为达到气泵和气阀的工作电流，并实现过电流保护功能，因此需要设计驱动电路提供气泵和气阀的工作电压(如图7所示)。

图7 气泵或气阀驱动电路图

4 结论

根据示波法检测人体血压的原理，以及人体桡动脉脉动变化与动脉血管外加袖套压力的关系得到桡动脉压力脉搏波，从而实现在无创测量人体腕部血压的同时，可以无创采集人体桡动脉压力脉搏波，为实现血压和心血管血流动力学因素综合监测人体心血管状态的功能奠定了基础。

本装置利用NovaSensor公司的NPC-1220系列气压式(袖套)传感器采集腕部气囊内压力信号，通过信号处理模块将压力信号分离为人体脉动信号及腕部气囊内袖套压力，并利用STM32F103RBT6芯片的两路并行I/O口，实时监测并控制两路压力信号，通过寻找脉搏波波峰最大幅值点得到人体平均动脉压，计算得出人体收缩压及舒张压。

本研究所采用示波法的幅度系数法是应用最广泛的方法之一，且具有抗干扰性好、重复性好和误差小等特点[15-16]。为验证本系统重复性，对同1名志愿者进行连续10次血压测量，初步预试验表明，本装置血压监测具有良好重复性。其误差来源主要有：①在放气过程中，袖套内脉动分量压力信号不稳定易造成脉动分量波形波峰点误判，从而造成血压值计算误差；②袖套内脉动分量压力信号相较直接采用压力传感器提取脉搏波信号而言有一定差异性，故在后续研究中，将继续完善波峰点判别算法及袖套内脉动分量的脉搏波信号完善算法。

随着电子医疗技术的不断发展，以及健康医疗家庭化的不断推广与重视，能够实现个人健康实时动态监测的家庭健康监测设备，可以更完善的造福于人类健康，为心血管疾病的早期发现与监测提供途径。

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