李 洋 張 松* 楊益民 楊 琳 王楊柳 邵 晶 陳國(guó)柱

高血壓、心血管疾病是常見(jiàn)病和多發(fā)病之一。隨著人們生活水平的提高、工作壓力的增強(qiáng)，除了老年人外，中青年人也越來(lái)越多地受到高血壓、心血管疾病的威脅。高血壓疾病常常伴有嚴(yán)重的并發(fā)癥，由高血壓疾病引起的病死率位居各種疾病第三位。心血管疾病無(wú)論在發(fā)達(dá)國(guó)家還是發(fā)展中國(guó)家其病死率均占第一位。在臨床，血壓的變化是評(píng)價(jià)高血壓疾病的重要指標(biāo)，人體血流參數(shù)是評(píng)價(jià)心血管疾病的重要依據(jù)，在計(jì)算血流參數(shù)時(shí)，血壓是一個(gè)必不可少的因素。為了共同遏制高血壓、心血管疾病的蔓延，設(shè)計(jì)一款具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)，不但可以測(cè)量出血壓值，亦可以得到人體血流參數(shù)值，為臨床診斷治療高血壓、心血管疾病提供更為可靠的依據(jù)[1]。

1 電子血壓計(jì)的工作原理

目前，電子血壓計(jì)普遍采用示波法計(jì)算血壓值。示波法通過(guò)壓力脈搏波與壓力的同時(shí)記錄來(lái)測(cè)量血壓。示波法需要用袖套阻斷動(dòng)脈血流，在緩慢均勻放氣過(guò)程中檢測(cè)袖套內(nèi)的氣體壓力振蕩波，放氣過(guò)程中連續(xù)記錄的振蕩波的脈動(dòng)成分呈現(xiàn)近似拋物線的包絡(luò)。示波法計(jì)算血壓值的關(guān)鍵在于找到放氣過(guò)程中連續(xù)記錄的脈動(dòng)的包絡(luò)及其與動(dòng)脈血壓的關(guān)系。當(dāng)袖套內(nèi)壓力遠(yuǎn)高于收縮壓時(shí)，脈搏波消失，隨著袖套內(nèi)壓力下降，脈搏波開(kāi)始出現(xiàn)。當(dāng)袖套內(nèi)壓力從高于收縮壓降到收縮壓以下時(shí)，脈搏波會(huì)突然增大，在平均動(dòng)脈壓時(shí)脈搏波幅值達(dá)到最大，然后脈搏波又隨袖套內(nèi)壓力下降而衰減[2-3]。

目前，普遍采用幅度系數(shù)法來(lái)判定收縮壓和舒張壓的值。該方法是將示波信號(hào)的幅值與信號(hào)的最大幅度相比進(jìn)行歸一化處理，通過(guò)確定收縮壓和舒張壓的歸一化值來(lái)識(shí)別收縮壓與舒張壓[4]。

2 血流參數(shù)的檢測(cè)

目前，國(guó)內(nèi)外大部分醫(yī)院采用有創(chuàng)的手段獲得血流參數(shù)值。有創(chuàng)的方法雖然準(zhǔn)確但由于費(fèi)用大、危險(xiǎn)性高等特點(diǎn)，僅限于重癥患者的檢測(cè)、不適用于健康人的日常保健。經(jīng)過(guò)臨床實(shí)驗(yàn)證實(shí)，在橈動(dòng)脈脈搏波中蘊(yùn)含著大量與生理、病理學(xué)相關(guān)的信息，為通過(guò)橈動(dòng)脈脈搏傳感器而獲取脈搏搏動(dòng)波形數(shù)據(jù)并分析計(jì)算與脈搏搏動(dòng)特征密切相關(guān)的血流參數(shù)提供了物理學(xué)和醫(yī)學(xué)的基礎(chǔ)[5-6]。

常用的橈動(dòng)脈壓力脈搏波檢測(cè)主要是膜式檢測(cè)方式。這種檢測(cè)方式是將壓力傳感器置于一個(gè)很小的空間內(nèi)，并用一個(gè)有很好彈性和強(qiáng)度的膜密封該空間，將膜置于手腕脈搏跳動(dòng)處，感受橈動(dòng)脈的壓力并傳給應(yīng)變片。利用膜式壓力傳感器檢測(cè)脈搏波，并估算血流參數(shù)值已廣泛應(yīng)用在臨床檢查中。在實(shí)際應(yīng)用中發(fā)現(xiàn)，使用膜式壓力傳感器檢測(cè)橈動(dòng)脈脈搏波時(shí)，對(duì)檢測(cè)位置和施加在傳感器上的力度都有嚴(yán)格的要求，這種檢測(cè)方式很難普及到家庭醫(yī)療保健領(lǐng)域。為了改善上述膜式壓力傳感器檢測(cè)橈動(dòng)脈脈搏波的缺點(diǎn)，陳廷鋆等[7]提出了一種氣囊式檢測(cè)方法。這種方法是將傳感器置于氣囊(即袖套)中，將氣囊裹于手腕處，通過(guò)加壓裝置對(duì)氣囊充氣，當(dāng)氣囊中的壓力達(dá)到一定程度后，測(cè)量橈動(dòng)脈脈搏波,其檢測(cè)方式簡(jiǎn)單、方便，無(wú)需他人的幫助，且不需要任何操作技巧。

但這種檢測(cè)方法也存在著缺點(diǎn)，氣囊與檢測(cè)裝置之間需要使用橡膠氣體導(dǎo)管連接，存在一定長(zhǎng)度的氣路，有較大的阻尼和濾波作用，致使脈搏信息中的一些高頻諧波被大大衰減，使得檢測(cè)到的脈搏波較光滑，不能滿足波形的測(cè)量。通過(guò)進(jìn)行了膜式壓力傳感器和氣囊式壓力傳感器同時(shí)檢測(cè)脈搏波的對(duì)比實(shí)驗(yàn)，在發(fā)現(xiàn)兩種檢測(cè)方式的相互關(guān)系后，對(duì)脈搏波無(wú)創(chuàng)檢測(cè)血流參數(shù)模型進(jìn)行了相應(yīng)修改[7-8]。

3 總體設(shè)計(jì)

具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)的總體設(shè)計(jì)如圖1所示。

圖1 具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)總體設(shè)計(jì)框圖

在圖1中，①C8051F020單片機(jī)為本裝置的處理與計(jì)算核心，負(fù)責(zé)接收其他各電路發(fā)來(lái)的信號(hào)，并控制其他各電路的工作；②氣體壓力傳感器、快速加壓氣泵、電子快速排氣閥和機(jī)械式定速排氣閥等是電子血壓計(jì)的重要組成部分，其中氣體壓力傳感器需要設(shè)計(jì)專門(mén)的恒流源驅(qū)動(dòng)電路來(lái)驅(qū)動(dòng)其正常工作；③LCD顯示電路采用分辨率為240×320的TFT液晶屏，型號(hào)為XT240374P13，采用16位并行總線接口方式；④XT240374P13共有37根管腳，其中有16根數(shù)據(jù)總線管腳，低8位的數(shù)據(jù)總線管腳與單片機(jī)的P6口相連，高8位數(shù)據(jù)總線管腳與單片機(jī)的P7口相連；5根控制信號(hào)管腳CS、RS、RD、WR、RESET分別與單片機(jī)的P3.0、P3.1、P3.2、P3.3、P3.4相連，LCD主要用于顯示人機(jī)交互界面、測(cè)量得到的血壓值和血流參數(shù)值等信息；⑤Flash存儲(chǔ)電路的核心是AT45DB081型Flash存儲(chǔ)芯片，其存儲(chǔ)密度高，引腳資源占用少，電源電壓低、功耗小，有較廣泛的應(yīng)用。AT45DB081型Flash存儲(chǔ)芯片的存儲(chǔ)容量為8650752(264字節(jié)×4096頁(yè)×8位)位，以SPI串行總線與單片機(jī)進(jìn)行通信，使用簡(jiǎn)單、方便。本裝置利用AT45DB081型Flash存儲(chǔ)芯片存儲(chǔ)檢測(cè)結(jié)果，方便用戶日后對(duì)歷次檢測(cè)結(jié)果的瀏覽；⑥日歷時(shí)鐘電路采用S3530A型實(shí)時(shí)時(shí)鐘芯片，該電路用于提供測(cè)量時(shí)的時(shí)間和日期，F(xiàn)lash存儲(chǔ)模塊中存儲(chǔ)的歷次檢測(cè)結(jié)果就是以日歷時(shí)鐘電路提供的時(shí)間和日期來(lái)排序的。

4 硬件設(shè)計(jì)

具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)的硬件設(shè)計(jì)重點(diǎn)為恒流源驅(qū)動(dòng)電路、電源電路和放大濾波電路的設(shè)計(jì)。

4.1 氣體壓力傳感器與恒流源驅(qū)動(dòng)電路的設(shè)計(jì)

設(shè)計(jì)選用GE公司生產(chǎn)的NPC1220型氣體壓力傳感器，該氣體壓力傳感器需要使用恒流源驅(qū)動(dòng)，其測(cè)壓范圍最高可以達(dá)到300 mmHg，符合設(shè)計(jì)的需要。恒流源驅(qū)動(dòng)電路與氣體壓力傳感器的連接電路如圖2所示。

圖2 恒流源驅(qū)動(dòng)電路與氣體壓力傳感器的連接電路

4.2 電源電路的設(shè)計(jì)

具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)需要多路電源電壓，例如快速加壓氣泵、電子快速排氣閥、機(jī)械式定速排氣閥、LCD顯示模塊、Flash存儲(chǔ)模塊及日歷時(shí)鐘電路等需要3.3 V的正電壓，恒流源驅(qū)動(dòng)電路需要9 V的正電壓與±5 V的電壓，放大濾波電路需要±5 V的電壓，設(shè)計(jì)時(shí)采用超霸9 V碳性電池的作為系統(tǒng)的總能源，并提供所需的＋9 V電壓，利用AS1117-3.3型電源芯片將＋9 V電壓轉(zhuǎn)化為＋3.3 V電壓，利用AS1117-5.0型電源芯片將＋9 V電壓轉(zhuǎn)化為＋5 V電壓，利用MAX735型電源芯片將＋5 V電壓轉(zhuǎn)化為－5 V電壓。

4.3 放大濾波電路的設(shè)計(jì)

用氣體壓力傳感器采集到的脈搏波信號(hào)屬于低頻微弱信號(hào)，容易受到外界電磁信號(hào)的干擾，因此需要搭建放大濾波電路進(jìn)行去除干擾，并放大脈搏波信號(hào)，經(jīng)過(guò)處理的脈搏波信號(hào)便于單片機(jī)的采集與計(jì)算。在放大濾波電路中加入基線調(diào)節(jié)電路，可以有效的控制脈搏波信號(hào)的直流漂移，從而減小由直流漂移引起的計(jì)算誤差。放大濾波電路的設(shè)計(jì)框圖如圖3所示。由于人體脈搏波信號(hào)的主要頻率分量為0.1～8 Hz，故二階低通濾波器的截止頻率設(shè)計(jì)為30 Hz。

圖3 放大濾波電路的設(shè)計(jì)框圖

5 軟件設(shè)計(jì)

軟件部分主要實(shí)現(xiàn)了以下功能：①瀏覽歷次的檢測(cè)結(jié)果；②修改系統(tǒng)時(shí)間；③控制快速加壓氣泵，實(shí)現(xiàn)對(duì)袖套的自動(dòng)充氣加壓；④控制機(jī)械式定速排氣閥，使袖套內(nèi)的壓力以5 mmHg?s-1的速度下降；⑤計(jì)算血壓值與血流參數(shù)值，如外周阻力TPR、心臟指數(shù)CI、心輸出量CO、心搏出量SV、血管順應(yīng)性AC、血流半更新率ALK、血流半更新時(shí)間ALT以及血流平均滯留時(shí)間Tm等。其軟件流程如圖4所示。

圖4 單片機(jī)軟件整體流程圖

在袖套內(nèi)壓完全阻斷手腕處血液流動(dòng)的基礎(chǔ)上，再增加30 mmHg的壓力，此時(shí)袖套內(nèi)的壓力值即為加壓閾值。減壓閾值在軟件設(shè)計(jì)中被定義為常量，數(shù)值為30 mmHg，當(dāng)勻速減壓過(guò)程中袖套內(nèi)的壓力達(dá)到減壓閾值時(shí)，即認(rèn)為本次血壓檢測(cè)結(jié)束，程序跳轉(zhuǎn)到計(jì)算血壓處，利用“幅度系數(shù)法”計(jì)算得到平均動(dòng)脈壓、收縮壓和舒張壓的值[9-12]。得到血壓值后迅速控制快速加壓氣泵對(duì)袖套加壓至平均動(dòng)脈壓，并保持壓力不變，連續(xù)測(cè)量脈搏波30 s時(shí)，利用得到的脈搏波信息計(jì)算人體的各項(xiàng)血流參數(shù)，將本次的檢測(cè)結(jié)果顯示在LCD液晶屏上，并提示用戶是否存儲(chǔ)檢測(cè)結(jié)果。

羅志昌教授等[17]提出一個(gè)以脈圖面積變化為基礎(chǔ)的脈搏波波形特征量K值，利用K值與收縮壓、舒張壓，即可計(jì)算心輸出量、心搏出量、心臟指數(shù)、血管外周阻力、血液黏度、血管順應(yīng)性、血流半更新率、血流半更新時(shí)間以及血流平均滯留時(shí)間等心血管血流參數(shù)。利用這個(gè)方法計(jì)算可得到人體各項(xiàng)血流參數(shù)[13-19]。

6 討論

具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)，不但可以測(cè)量出血壓值，還可得到人體各項(xiàng)血流參數(shù)，擴(kuò)展了電子血壓計(jì)的功能，更好地輔助臨床對(duì)高血壓、心血管疾病的診斷。該血壓計(jì)采用9 V的碳性電池供電，實(shí)現(xiàn)了手持、便攜的目的，使得檢測(cè)不需地域、時(shí)間的限制，可隨時(shí)隨地進(jìn)行測(cè)量，并將測(cè)量的結(jié)果選擇性地存儲(chǔ)在Flash存儲(chǔ)芯片中，顯示在LCD顯示屏上，以便按檢測(cè)日期查看歷次的檢測(cè)結(jié)果。將血壓計(jì)與血流參數(shù)檢測(cè)功能結(jié)合在一起是本裝置的創(chuàng)新點(diǎn)，通過(guò)后期與歐姆龍公司生產(chǎn)的電子血壓計(jì)(HEM-845)與北京工業(yè)大學(xué)開(kāi)發(fā)的心血管血流參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)(TPCBS-II)進(jìn)行對(duì)比實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，具備血流參數(shù)檢測(cè)功能的電子血壓計(jì)可以很好的完成測(cè)量血壓的功能，血壓的測(cè)量結(jié)果與歐姆龍電子血壓計(jì)(HEM-845)的測(cè)量結(jié)果在統(tǒng)計(jì)學(xué)上沒(méi)有差異。與TP-CBS-II型心血管血流參數(shù)檢測(cè)系統(tǒng)的對(duì)比實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，二者的血流參數(shù)檢測(cè)結(jié)果在統(tǒng)計(jì)學(xué)上沒(méi)有顯著性差異。

7 結(jié)語(yǔ)

在檢測(cè)橈動(dòng)脈脈搏波時(shí)，氣囊式檢測(cè)方法使整個(gè)檢測(cè)過(guò)程變得簡(jiǎn)單、方便，不需他人輔助，可獨(dú)立完成操作。但與膜式檢測(cè)方法相比，氣囊式檢測(cè)方法在測(cè)量橈動(dòng)脈脈搏波方面仍存在其缺點(diǎn)。因?yàn)檩^長(zhǎng)氣路的存在，使得到的橈動(dòng)脈脈搏波變得光滑從而失去部分頻率稍高的諧波成份，用這樣的脈搏波計(jì)算出的血流參數(shù)則會(huì)丟失部分信息，使得檢測(cè)結(jié)果存在一定的誤差。但通過(guò)上述的對(duì)比實(shí)驗(yàn)證實(shí)，雖然用氣囊式檢測(cè)方法得到的脈搏波有一定的失真，但經(jīng)過(guò)對(duì)脈搏波無(wú)創(chuàng)檢測(cè)血流參數(shù)模型的修正后，氣囊式檢測(cè)方法與膜式檢測(cè)方法測(cè)量所得到的血流參數(shù)結(jié)果在統(tǒng)計(jì)學(xué)上沒(méi)有顯著性差異。因此，用氣囊式檢測(cè)方法取代膜式檢測(cè)方法將會(huì)成為一種趨勢(shì)，也會(huì)成為一個(gè)科學(xué)實(shí)踐熱點(diǎn)。

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