羅 堪，都可欽，林友華，李建興

(福建工程學(xué)院 信息科學(xué)與工程學(xué)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(xiàn)患病率上升、患者年輕化等特點(diǎn)。根據(jù)WTO數(shù)據(jù)，全球25歲以上人口中超過40%患有與高血壓相關(guān)的疾病[1]。在中國(guó)，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(jiān)測(cè)及早進(jìn)行醫(yī)學(xué)干預(yù)，可以顯著降低高血壓造成的致死風(fēng)險(xiǎn)[3]。定期血壓測(cè)量和科學(xué)管理已成為醫(yī)學(xué)界防治高血壓的共識(shí)。因此，研制既方便使用又能準(zhǔn)確測(cè)量血壓的裝置具有重要的實(shí)用價(jià)值。

已有血壓測(cè)量裝置中測(cè)量方法主要包括直接法和間接法。直接法屬于有創(chuàng)方法，多用于危重病人血壓監(jiān)測(cè)[4]。間接法中的袖帶測(cè)量主要包括柯氏音法[5]和示波法[6]?？率弦舴ㄊ悄壳芭R床血壓測(cè)量的“金標(biāo)準(zhǔn)”，但是該方法主要依靠聽診血液沖擊血管壁產(chǎn)生的聲音變化判斷血壓值，不容易被沒有醫(yī)學(xué)背景和經(jīng)驗(yàn)的人掌握。示波法與柯氏音法不同，它通過分析袖帶壓上調(diào)制的動(dòng)脈搏動(dòng)信號(hào)構(gòu)造脈搏波[7]包絡(luò)，并根據(jù)包絡(luò)與動(dòng)脈血壓之間的關(guān)系(如幅度系數(shù)法、波形特征法、機(jī)器學(xué)習(xí)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(jì)中最常采用的方法[11-13]。但是，該方法依然存在測(cè)量精度和一致性不高的問題，在硬件設(shè)計(jì)和測(cè)量方法上還有改進(jìn)空間。

本文設(shè)計(jì)了一種基于數(shù)字信號(hào)處理和STM32微控制器的示波法電子血壓計(jì)。本設(shè)計(jì)主要采用了數(shù)字信號(hào)處理方法代替?zhèn)鹘y(tǒng)模擬信號(hào)調(diào)理電路，通過提出的數(shù)字處理方案實(shí)現(xiàn)袖帶壓和脈搏波信號(hào)分離，并在對(duì)比分析多個(gè)血壓計(jì)算模型基礎(chǔ)上完成設(shè)計(jì)樣機(jī)的多組血壓測(cè)量實(shí)驗(yàn)。

1 系統(tǒng)框架設(shè)計(jì)

設(shè)計(jì)的電子血壓計(jì)系統(tǒng)框架如圖1所示，主要由Cortex-M3內(nèi)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(qū)動(dòng)電路、JQB1523氣泵、JBF1520電磁氣閥、袖帶和電源構(gòu)成。提出的框架采用數(shù)字信號(hào)處理方法取代了傳統(tǒng)的后級(jí)放大、濾波以及脈搏波和袖帶壓分離電路等。壓力信號(hào)經(jīng)過儀表放大器輸入微控制器，信號(hào)預(yù)處理和血壓分析程序?qū)?shù)字壓力信號(hào)進(jìn)行處理和計(jì)算，最終血壓測(cè)量結(jié)果通過液晶屏顯示。

圖1 電子血壓計(jì)系統(tǒng)框架

2 硬件設(shè)計(jì)

2.1 儀表放大電路

US9116-006-N是一款專門針對(duì)電子血壓計(jì)研發(fā)的量程為0～300 mmHg的電阻應(yīng)變氣體壓力傳感器，傳感器典型阻值為3.3 kΩ，內(nèi)部采用了精密電阻橋結(jié)構(gòu)。設(shè)計(jì)差分壓力信號(hào)放大電路如圖2所示。Gin=(1+Rin/R3)，其中Rin為AD623中的100 kΩ內(nèi)置電阻。當(dāng)R3=1 kΩ時(shí)，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(jì)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(qū)動(dòng)氣泵JQB1523和電磁閥JBF1520對(duì)袖帶進(jìn)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(tǒng)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(lián)。

3 軟件設(shè)計(jì)和算法實(shí)現(xiàn)

軟件流程如圖4所示，主要包括袖帶充放氣控制和信號(hào)采集、信號(hào)處理、血壓分析和人機(jī)交互4部分，其中前3部分是血壓計(jì)設(shè)計(jì)的核心。

3.1 充放氣控制和信號(hào)采集

充放氣控制和信號(hào)采集主要流程為：STM32上電后首先初始化外設(shè)，將PB0和PB1設(shè)置為輸出端口分別控制氣泵和氣閥； ADC配置為5 ms定時(shí)觸發(fā)DMA中斷模式。當(dāng)控制器接收到測(cè)量指令后，啟動(dòng)ADC，氣閥關(guān)閉，氣泵打開，袖帶充氣到脈搏信號(hào)消失，并記錄最大袖帶壓Pmax。接下來關(guān)閉氣泵進(jìn)入定速慢放氣環(huán)節(jié)。當(dāng)壓力Pre<0.4Pmax時(shí)，進(jìn)入快速放氣環(huán)節(jié)，打開氣閥，讓Pre降到20 mmHg以下并結(jié)束信號(hào)采集。

圖4 軟件流程

圖5 壓力信號(hào)處理

3.2 信號(hào)處理算法

以圖5中壓力信號(hào)處理的實(shí)例來說明圖4(d)中的血壓計(jì)信號(hào)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(zhǎng)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(hào)血壓分析信號(hào)主要在定速慢放氣段(圖5(b))。在Pmax和0.4Pmax兩個(gè)特征點(diǎn)間的信號(hào)經(jīng)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(hào)，進(jìn)一步利用本文提出的峰值檢測(cè)方法[7]可以準(zhǔn)確地檢測(cè)脈搏信號(hào)峰、谷特征點(diǎn)(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(hào)包絡(luò)提取和血壓計(jì)算(圖6)。在已經(jīng)檢測(cè)到脈搏信號(hào)谷峰值基礎(chǔ)上，利用分段線性、高斯或多項(xiàng)式擬合構(gòu)造信號(hào)包絡(luò)[8,10,11,13]。考慮到放氣階段脈搏波實(shí)際包絡(luò)呈現(xiàn)較強(qiáng)的非對(duì)稱性，因此采用高階擬合模型得到信號(hào)包絡(luò)。之后，在構(gòu)造好的信號(hào)包絡(luò)上找到最大點(diǎn)對(duì)應(yīng)的袖帶壓即為平均壓(aBP)，再根據(jù)固定幅度系數(shù)法或變幅度系數(shù)法計(jì)算收縮壓(sBP)和舒張壓(dBP)。

圖6 包絡(luò)估計(jì)和血壓計(jì)算結(jié)果

4 樣機(jī)和測(cè)量結(jié)果

為了比較不同算法對(duì)血壓計(jì)算的準(zhǔn)確度，以便獲得最優(yōu)參數(shù)并測(cè)試樣機(jī)指標(biāo)，實(shí)驗(yàn)利用樣機(jī)采集了10名志愿者的血壓信號(hào)，并根據(jù)分段線性(LF)，2階高斯(GF)和5階多項(xiàng)式(PF)擬合方法應(yīng)用組合固定或變幅度系數(shù)[15]血壓計(jì)算模型得到血壓計(jì)算結(jié)果。其中固定幅度系數(shù)法采用的計(jì)算模型為：sBP/aBP=0.5，dBP/aBP=0.78；變幅度系數(shù)法按文獻(xiàn)[15]進(jìn)行血壓計(jì)算模型配置。平均誤差(Average Err.)、誤差標(biāo)準(zhǔn)差(Std.)和誤差T檢驗(yàn)的P值3個(gè)指標(biāo)被用于評(píng)價(jià)樣機(jī)測(cè)試結(jié)果，計(jì)算誤差所需的真值(R)為實(shí)驗(yàn)中柯氏音法同時(shí)測(cè)出的血壓值。

實(shí)驗(yàn)結(jié)果如表1和圖7所示，所有實(shí)驗(yàn)誤差T檢驗(yàn)均滿足P<0.05，表明結(jié)果具有顯著性，實(shí)驗(yàn)可信度高。表1給出了不同志愿者在不同計(jì)算模型下收縮壓和舒張壓的對(duì)比，圖7中同時(shí)給出了美國(guó)ANSI/AAMI SP10—1992血壓測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)邊界線(boundary)：AverageErr.<5 mmHg，誤差Std.<8 mmHg。從表1和圖7的結(jié)果中可以看到：不管哪一個(gè)模型的分段線性擬合均超過了血壓測(cè)量的誤差邊界，采用分段線性擬合效果不理想。從真實(shí)壓力信號(hào)中分離的脈搏波由于易受到噪聲影響，峰值點(diǎn)的位置會(huì)產(chǎn)生偏移，如果認(rèn)為峰值點(diǎn)落在包絡(luò)上并簡(jiǎn)單地用直線線段構(gòu)建包絡(luò)，其結(jié)果將會(huì)與真實(shí)值產(chǎn)生較大偏差。高次高斯和多項(xiàng)式擬合在2個(gè)血壓計(jì)算模型下都低于美國(guó)血壓測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)邊界，說明函數(shù)擬合在一定程度上能增加血壓分析模型的魯棒性，同時(shí)非對(duì)稱的非線性擬合方法能較好地估計(jì)真實(shí)包絡(luò)位置。系統(tǒng)在2階高斯擬合和變幅度系數(shù)法下取得了最好的血壓結(jié)果，收縮壓平均誤差為2.6 mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差為2.2 mmHg，舒張壓平均誤差為2.0 mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差為1.6 mmHg，大幅度低于平均誤差5 mmHg、標(biāo)準(zhǔn)差8 mmHg的血壓測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)。

根據(jù)實(shí)驗(yàn)結(jié)果，最終試制了2階高斯擬合和變幅度系數(shù)法血壓計(jì)算模型的血壓計(jì)樣機(jī)實(shí)物，如圖8所示。樣機(jī)硬件電路簡(jiǎn)單，與現(xiàn)有的電子血壓計(jì)比較減少了硬件濾波、信號(hào)分離及后級(jí)放大電路。數(shù)字濾波和信號(hào)處理技術(shù)不會(huì)受溫度等外界因素變化以及噪聲的影響，能取得精確、穩(wěn)定的信號(hào)處理效果。提出的血壓計(jì)算模型能準(zhǔn)確地測(cè)量出被測(cè)對(duì)象血壓。同時(shí)，通過觸摸式液晶屏能很好地進(jìn)行人機(jī)交互。

表1 志愿者血壓測(cè)量實(shí)驗(yàn)結(jié)果

圖7 實(shí)驗(yàn)差結(jié)果

圖8 電子血壓機(jī)樣機(jī)

5 結(jié)束語

為了提升電子血壓計(jì)測(cè)量精度和一致性，本研究設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一種基于數(shù)字信號(hào)處理的示波法電子血壓計(jì)。設(shè)計(jì)的血壓計(jì)克服了傳統(tǒng)電子血壓計(jì)硬件電路相對(duì)復(fù)雜、易受外部因素和噪聲影響的缺點(diǎn)，采用較少的外部硬件設(shè)計(jì)，主要通過數(shù)字域處理方法實(shí)現(xiàn)信號(hào)處理。提出的2階高斯擬合和變幅度系數(shù)法血壓計(jì)算模型在實(shí)際測(cè)試中血壓測(cè)量準(zhǔn)確，樣機(jī)測(cè)量精確度高于美國(guó)ANSI/AAMI SP10—1992血壓測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)。本方案能給電子血壓設(shè)計(jì)提供一定的工程借鑒。

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