王薇薇 崔婧翾 楊益民* 張 松 楊 琳 李旭雯

慢性非傳染性疾病(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%的死因歸于心血管疾病[1]。隨著社會(huì)競(jìng)爭(zhēng)壓力的不斷增大、體力活動(dòng)的逐漸減少以及膳食結(jié)構(gòu)的變化，心血管疾病不僅多發(fā)于中老年人，已開(kāi)始趨于年輕化[2]。心血管疾病的本質(zhì)主要是血管結(jié)構(gòu)和功能異常，包括高血壓在內(nèi)的許多心血管危險(xiǎn)因素導(dǎo)致大動(dòng)脈結(jié)構(gòu)和功能的損害，是導(dǎo)致早期血管改變的重要因素，因此防治心腦血管疾病的重點(diǎn)在于防治血管病變[3]。有學(xué)者針對(duì)我國(guó)近30年來(lái)心血管患病危險(xiǎn)因素進(jìn)行研究，表明血壓水平與心血管疾病發(fā)生具有密切聯(lián)系，且血壓升高與心血管疾病的發(fā)生成對(duì)數(shù)線性關(guān)系[4]。高血壓不僅導(dǎo)致心血管疾病的病死率增加，且導(dǎo)致我國(guó)每年有127萬(wàn)人過(guò)早死亡[1]。因此，早期的高血壓以及心血管血流動(dòng)力學(xué)信息的監(jiān)測(cè)對(duì)預(yù)防心血管疾病的發(fā)生和發(fā)展必不可少。

血壓測(cè)量方法種類頗多，隨著電子醫(yī)療的不斷發(fā)展，間接法測(cè)量血壓不僅簡(jiǎn)單易行、使用方便，而且無(wú)創(chuàng)傷，非常適用于非醫(yī)務(wù)技術(shù)人員操作，以及醫(yī)療儀器家庭化的實(shí)現(xiàn)[5]。目前，市場(chǎng)上的醫(yī)療電子儀器功能較為單一，只能進(jìn)行血壓和心率的監(jiān)測(cè)，而脈搏波中蘊(yùn)含著豐富的心血管血流動(dòng)力學(xué)信息，脈搏波波形特征變化是評(píng)價(jià)人體心血管系統(tǒng)生理、病理狀態(tài)的重要依據(jù)[6-7]。因此，研制一種可以在測(cè)量血壓的同時(shí)采集脈搏波信號(hào)，從而得到心血管評(píng)價(jià)參數(shù)的醫(yī)療電子儀器對(duì)實(shí)現(xiàn)心血管功能日常監(jiān)測(cè)勢(shì)在必行。

1 血壓及脈搏波測(cè)量方法

本研究根據(jù)逐漸放氣時(shí)血壓計(jì)袖帶壓力振動(dòng)對(duì)應(yīng)于平均動(dòng)脈內(nèi)壓力的最大振動(dòng)，間接推算收縮壓和舒張壓，這種方法的優(yōu)勢(shì)是肱動(dòng)脈上方無(wú)傳輸器，所以袖帶的位置不重要，另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是較少受外部噪音干擾，從而極大降低由操作人員技術(shù)操作問(wèn)題帶來(lái)的測(cè)量誤差[8]。

當(dāng)袖套內(nèi)壓力P遠(yuǎn)高于收縮壓時(shí)，脈搏波消失，隨著袖套壓力下降，脈搏開(kāi)始出現(xiàn)。當(dāng)袖套壓力從高于收縮壓降到收縮壓Ps以下時(shí)，脈搏波會(huì)從無(wú)到有，并逐漸增大，在平均壓Pm時(shí)幅值達(dá)到最大。然后脈搏波又隨袖套壓力下降而衰減。示波法血壓測(cè)量就是根據(jù)脈搏波幅度與袖套壓力之間的關(guān)系來(lái)估計(jì)血壓的。脈搏波最大值對(duì)應(yīng)的是平均壓Pm，收縮壓Ps和舒張壓Pd分別由對(duì)應(yīng)脈搏波最大幅值的比例來(lái)確定[9-10]。本課題采用幅度系數(shù)法，并采用臨床值0.48(收縮壓幅度系數(shù))和0.58(舒張壓幅度系數(shù))。在得到平均動(dòng)脈壓Pm時(shí)，在該袖套壓力下，得到橈動(dòng)脈處的壓力脈搏波波形(如圖1所示)。

圖1 示波法中脈搏波波幅與袖套壓力的對(duì)應(yīng)關(guān)系示圖

2 心血管血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)計(jì)算

脈搏波波形特征變化首先放映在脈搏波波形面積上的變化，為了能用一個(gè)簡(jiǎn)單的特征量來(lái)描述上述變化，羅志昌等[11]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(如圖2所示)。

圖2 脈搏波波形特征圖

脈搏波波形特征定義為公式1：

式中Ps為收縮壓、Pd為舒張壓；Pm為平均動(dòng)脈壓，是橈動(dòng)脈脈搏壓力波形P(t)變化的平均值，其定義為公式2：

式中T為脈搏波周期，T=60/HR

由此可見(jiàn)，K值的大小僅決定于脈搏波的脈圖面積，其和收縮壓Ps與舒張壓Pd的絕對(duì)值無(wú)關(guān)，是一個(gè)無(wú)量綱值，相當(dāng)于脈搏波壓力脈動(dòng)分量的平均值(Pm-Pd)在脈動(dòng)分量最大值(Ps-Pd)中所占的百分比。不同生理病理狀態(tài)下脈圖波形和面積都會(huì)有很大變化，這個(gè)變化可用K值表示。

在確定了收縮壓、舒張壓和波形系數(shù)K值之后，通過(guò)和人體脈搏波傳播相關(guān)數(shù)學(xué)模型建立血壓和血流之間的定量關(guān)系，就可以得到一系列的血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)計(jì)算公式[11]。

3 主要硬件電路結(jié)構(gòu)

本裝置硬件主要由氣壓傳感器、信號(hào)處理電路、單片機(jī)和電壓轉(zhuǎn)換電路構(gòu)成。采用腕部氣囊式的傳感方式在測(cè)量血壓的同時(shí)提取脈搏波信號(hào)，用可充放氣的血壓袖套縛住手腕，在充放氣過(guò)程中同時(shí)提取橈動(dòng)脈壓力脈搏波信號(hào)和反映袖套本身內(nèi)部的氣體的壓力信號(hào)。一路橈動(dòng)脈脈搏波信號(hào)，對(duì)該信號(hào)進(jìn)行濾波和二級(jí)放大，然后送入單片機(jī)中進(jìn)行信號(hào)處理；另一路接近直流的袖套內(nèi)壓力信號(hào)，從該路信號(hào)中實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)袖套內(nèi)的壓力值，并直接送入到單片機(jī)中。信號(hào)送入單片機(jī)后，通過(guò)A/D轉(zhuǎn)換進(jìn)行信號(hào)采集、存儲(chǔ)及計(jì)算，再通過(guò)D/A輸出控制腕式袖套的充放氣過(guò)程，最后通過(guò)串口通訊與PC端相連(如圖3所示)。

圖3 硬件電路結(jié)構(gòu)圖

3.1 氣壓傳感器

本裝置選擇NovaSensor公司的NPC-1220系列氣壓式(袖套)傳感器提取橈動(dòng)脈壓力脈搏波。該傳感器的表壓有不同量程等，5 spi、10 spi、15 spi和20 spi(1 mm Hg=0.019 spi)?？紤]到實(shí)際測(cè)量時(shí)需要的壓力范圍值為0～200 mm Hg，故選擇型號(hào)為NPC 1220-005，實(shí)際測(cè)壓范圍為0～250 mm Hg。

該傳感器操作簡(jiǎn)單且是一種帶高集成度放大電路的硅壓力傳感器，具有良好的防潮能力及優(yōu)異的介質(zhì)兼容性。操作者只需要套上袖套就可以進(jìn)行測(cè)量，適用于非醫(yī)務(wù)技術(shù)人員，從而提高了橈動(dòng)脈壓力脈搏波的適應(yīng)性(如圖4所示)。

圖4 NPC 1220-005原理圖

3.2 信號(hào)處理電路

信號(hào)處理電路如圖5所示，包括前置放大電路(a)、脈搏波信號(hào)放大濾波電路(b)和電位鉗制電路(c)。由于橈動(dòng)脈脈搏波信號(hào)幅值為mV級(jí)，頻率為0.1～8 Hz，信號(hào)頻率均是低頻信號(hào)，且受試者日常呼吸及測(cè)量時(shí)產(chǎn)生的運(yùn)動(dòng)偽影，都會(huì)造成信號(hào)干擾，因此本裝置采用具有高增益、高共模抑制比的芯片INA118構(gòu)成前置差分放大電路[7,12]。

在脈搏波信號(hào)放大濾波電路中，選擇具有四通道的運(yùn)算放大器TL084芯片。第一級(jí)放大為20倍，濾波范圍為33 Hz，第二級(jí)放大為47倍，濾波范圍為15.9 Hz?？偡糯蟊稊?shù)為940倍，濾波范圍為0～15.9 Hz。

由于微控制器單元(micro controller unit, MCU)有一定的基準(zhǔn)電壓輸入值，信號(hào)輸入端的電位若大于或小于這個(gè)范圍值，則MCU無(wú)法讀取信號(hào)值，若輸入信號(hào)的電位過(guò)高，則有燒毀MCU的危險(xiǎn)性。因此在信號(hào)濾波放大后設(shè)計(jì)了電位鉗制電路。相較于信號(hào)直接輸入到MCU中，電壓跟隨器可以提高輸入阻抗，大幅度減小輸入電容的容量，降低輸出阻抗，起到緩沖和隔離作用。

3.3 單片機(jī)

圖5 信號(hào)處理電路圖

脈搏波信號(hào)處理主要包括從前置放大電路分離的脈搏波信號(hào)和袖套內(nèi)壓力信號(hào)，處理該信號(hào)的MCU需要具有低功耗、高存儲(chǔ)空間、高運(yùn)算速度和至少2個(gè)12位模數(shù)轉(zhuǎn)換器的性能特點(diǎn)[13]。為此本研究選擇ARM芯片STM32F103RBT6，不僅能夠滿足以上信號(hào)處理的要求，同時(shí)還具有高實(shí)時(shí)性、可靠性、體積小以及集成度高的特點(diǎn)，有利于實(shí)現(xiàn)裝置小型化[14]。

數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)采集與判斷是確定采集脈搏波氣壓值即受試者平均動(dòng)脈壓的關(guān)鍵。采用兩路并行12位模數(shù)轉(zhuǎn)換IO口，同時(shí)采集接近直流的袖套內(nèi)壓力信號(hào)以及反應(yīng)橈動(dòng)脈處的脈搏波壓力信號(hào)。

當(dāng)氣泵加壓使袖套內(nèi)壓力值達(dá)到受試者舒張壓時(shí)，單片機(jī)可以采集到搏動(dòng)的脈搏波信號(hào)，隨著袖套內(nèi)壓力的不斷增大，脈搏波波峰幅值也隨之增大，當(dāng)袖套內(nèi)壓力達(dá)到受試者平均動(dòng)脈壓時(shí)，脈搏波波峰幅值達(dá)到最大。單片機(jī)通過(guò)記錄此時(shí)的脈搏波波峰幅值最大值對(duì)應(yīng)的袖套內(nèi)壓力，得到受試者的平均動(dòng)脈壓。單片機(jī)控制氣泵和氣閥失能，讓袖套內(nèi)壓力保持在平均動(dòng)脈壓狀態(tài)，采樣頻率100 Hz，持續(xù)20 s，以采集足夠分析的穩(wěn)定的脈搏波波形(如圖6所示)。

圖6 單片機(jī)內(nèi)功能流程圖

3.4 氣泵及氣閥驅(qū)動(dòng)電路

控制袖套壓力主要依靠氣泵、電磁閥和勻速放氣閥實(shí)現(xiàn)。本裝置選用的氣泵和氣閥都是3 V供電需求，且通過(guò)單片機(jī)I/O口控制通斷，為達(dá)到氣泵和氣閥的工作電流，并實(shí)現(xiàn)過(guò)電流保護(hù)功能，因此需要設(shè)計(jì)驅(qū)動(dòng)電路提供氣泵和氣閥的工作電壓(如圖7所示)。

圖7 氣泵或氣閥驅(qū)動(dòng)電路圖

4 結(jié)論

根據(jù)示波法檢測(cè)人體血壓的原理，以及人體橈動(dòng)脈脈動(dòng)變化與動(dòng)脈血管外加袖套壓力的關(guān)系得到橈動(dòng)脈壓力脈搏波，從而實(shí)現(xiàn)在無(wú)創(chuàng)測(cè)量人體腕部血壓的同時(shí)，可以無(wú)創(chuàng)采集人體橈動(dòng)脈壓力脈搏波，為實(shí)現(xiàn)血壓和心血管血流動(dòng)力學(xué)因素綜合監(jiān)測(cè)人體心血管狀態(tài)的功能奠定了基礎(chǔ)。

本裝置利用NovaSensor公司的NPC-1220系列氣壓式(袖套)傳感器采集腕部氣囊內(nèi)壓力信號(hào)，通過(guò)信號(hào)處理模塊將壓力信號(hào)分離為人體脈動(dòng)信號(hào)及腕部氣囊內(nèi)袖套壓力，并利用STM32F103RBT6芯片的兩路并行I/O口，實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)并控制兩路壓力信號(hào)，通過(guò)尋找脈搏波波峰最大幅值點(diǎn)得到人體平均動(dòng)脈壓，計(jì)算得出人體收縮壓及舒張壓。

本研究所采用示波法的幅度系數(shù)法是應(yīng)用最廣泛的方法之一，且具有抗干擾性好、重復(fù)性好和誤差小等特點(diǎn)[15-16]。為驗(yàn)證本系統(tǒng)重復(fù)性，對(duì)同1名志愿者進(jìn)行連續(xù)10次血壓測(cè)量，初步預(yù)試驗(yàn)表明，本裝置血壓監(jiān)測(cè)具有良好重復(fù)性。其誤差來(lái)源主要有：①在放氣過(guò)程中，袖套內(nèi)脈動(dòng)分量壓力信號(hào)不穩(wěn)定易造成脈動(dòng)分量波形波峰點(diǎn)誤判，從而造成血壓值計(jì)算誤差；②袖套內(nèi)脈動(dòng)分量壓力信號(hào)相較直接采用壓力傳感器提取脈搏波信號(hào)而言有一定差異性，故在后續(xù)研究中，將繼續(xù)完善波峰點(diǎn)判別算法及袖套內(nèi)脈動(dòng)分量的脈搏波信號(hào)完善算法。

隨著電子醫(yī)療技術(shù)的不斷發(fā)展，以及健康醫(yī)療家庭化的不斷推廣與重視，能夠?qū)崿F(xiàn)個(gè)人健康實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)監(jiān)測(cè)的家庭健康監(jiān)測(cè)設(shè)備，可以更完善的造福于人類健康，為心血管疾病的早期發(fā)現(xiàn)與監(jiān)測(cè)提供途徑。

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