適用急救場景的腕式血壓計設計

龐 宇，羅國慶，陳 剛，黃 欣

(1.重慶郵電大學 光電工程學院，重慶 400065；2.西南集成電路設計有限公司，重慶 400065)

在急救中，作為基本生命體征的血壓是傷員傷情的重要判斷依據。例如，麻醉中需要依據血壓判斷是否追加鎮痛藥物，是否深度麻醉等[1]。傷員若出現低血壓，可提醒醫護人員該傷員有出現休克的可能。而在現代事故中，若需要急救的傷員多，傳統的腕式血壓計無法綁定傷員信息，只能通過醫護人員手動記錄，加重了醫護人員的負擔。

本文設計的腕式血壓計基于示波法原理，以Stm32單片機為處理器，結合模擬信號處理電路以及數字信號處理方法對采集的袖帶壓力脈搏波信號進行處理。利用雙高斯函數進行脈搏波振幅雙曲線擬合，變幅度系數法求取收縮壓與舒張壓。采用近場通信完成傷員信息綁定和體征數據傳輸，可設置自動血壓測量時間，減輕醫護人員急救中的工作量，提升救援效率。

1 示波法血壓測量原理

血壓測量主要有直接測量與間接測量兩種方法[2-6]。示波法屬于間接測量方法，其原理是血液流動對血管壁沖擊的振蕩會隨著心臟收縮和舒張而變動，對血管加壓，檢測出壓力振蕩脈搏波，利用該振蕩脈搏波與血壓的關系，采取一定血壓判定方法獲得血壓信息[7-9]。

本文設計的腕式血壓計通過腕帶對人體血管加壓，加壓至搏波消失后，停止加壓，然后緩慢勻速放氣減壓，壓力減小至收縮壓時，脈搏波出現。此后隨著放氣，壓力減小，脈搏波振幅逐漸增大，壓力減小至與平均壓相等時，脈搏波振幅最大；繼續放氣，脈搏波幅度逐漸減小，所加壓力小于舒張壓后，脈搏波幅度將不再變化，此時快速放氣，完成振蕩脈搏波的檢測。

利用振蕩脈搏波計算血壓時，主要分為幅度系數法與波形特征法兩種[10-14]。然而由于實際使用中，血壓計測量時獲取的脈搏波波形并不標準，準確檢測波形特征的方法復雜，而幅度系數法計算血壓，方法簡單，可降低實現復雜度。幅度系數法又稱歸一法，如式(1)(2)所示，經實驗證明，收縮壓對應的脈搏波幅度ASP與平均壓對應的脈搏波幅度AMP比值K1在0.3～0.75范圍，舒張壓對應的脈搏波幅度ADP與平均壓對應的脈搏波幅度AMP比值K2在0.45～0.9范圍。固定幅度系數法采用固定比值來計算，個體適應較差。變幅度系數法根據不同的平均壓采用不同的比值，更能適應個體差異。本文采用變幅度系數法實現血壓計算，變幅度系數根據文獻[16]確定[15-17]。

(1)

(2)

2 系統設計與主要硬件電路

整體系統如圖1所示，主要包括作為核心控制和數字信號處理單元的STM32單片機、德宇鑫公司的氣泵DQB030-A3V、電磁閥DQF1-3A、全磊公司的壓力傳感器MPS3117、儀表放大器AD627、OPA2336運算放大器、電壓管理模塊、限流開關芯片、近場通信系統、光報警電路、OLED屏幕等。

圖1 血壓計系統設計

2.1 信號采集與處理電路

袖帶壓力脈搏波采樣電路如圖2所示。壓力傳感器全磊的MPS3117檢測壓力范圍為0～5.8PSI，工作溫度范圍為-40～85 ℃，適合制備腕式血壓計。該傳感器內部為一個電阻橋，供電要求為恒壓源或恒流源，本文采用恒流源設計，以OPA2336搭建集成運放恒流源，以L385-1.2作為穩定參考電壓，提供1.2 V穩定電源。根據式(3)，RS設定為1.2 K，因此恒流源為1 mA。

Vref=Iout×RS

(3)

由于使用的運算放大器是單電源軌到軌輸出擺幅，且單片機A/D采樣范圍為0～3 V,因此采用1.2 V穩壓電源為放大和濾波電路提供共模電平，將脈搏波基線拉升至1.2 V，共模電平值的選擇可根據選擇的傳感器輸出幅度確定，保證不引起脈搏波波形截止即可。

圖2 壓力脈搏波采集電路

本文設計的信號放大及帶通濾波電路如圖3所示。脈搏波信號只有毫伏級，需放大信號。AD627為微功耗儀表運算放大器，應用電路簡單，只需一個外部電路即可確定放大倍數，本文設置為28倍。模擬信號電路為OPA2336搭建設計的巴特沃斯帶通濾波器,通頻帶為0.5～6 Hz，濾波電路用于從袖帶壓力脈搏波中分離出脈搏波信號。

圖3 信號放大及帶通濾波電路

2.2 氣泵、電磁閥控制電路

氣泵、電磁閥控制電路如圖4所示。本文氣泵與電磁閥在3 V工作電壓下，電流達到200 mA，而單片機管腳最大能提供的電流僅為25 mA,需要外部驅動電路。驅動電路由74HC32與門控制器和最大能承受500 mA電流的8550PNP型硅三極管組成。與門用于邏輯控制以及將強電流電路與弱電流電路相隔離，減少氣泵和電磁閥工作時對數字電路的影響，三極管用于提供需要的電流，增加驅動能力。

圖4 氣泵、電磁閥控制電路

2.3 電源控制電路

整個血壓計的電源分為3、9 V。穩壓芯片TPS63020提供3 V電源，給整個數字電路和模擬電路供電。9 V電源由TPS61040穩壓芯片將3 V轉換為9 V提供，TPS61040為低功耗BoostDC/DC穩壓芯片，提供400 mA電流，主要為OLED屏幕供電。電源控制電路還包含1個限流開關芯片TPS2065，該限流開關主要用于氣泵和電磁閥的模擬電路限流，防止因過流而影響整個電路工作。限流開關也作為腕式血壓計低功耗的保證，可通過單片機控制開關關閉，開關關閉后最小電流可維持在1 μA。

2.4 加壓監測電路

血壓計在使用過程中由于裝置佩戴不正確、測量姿勢不正確、血壓計本身異常情況等，會導致加壓不正確。過高的加壓會對人體血管造成傷害，雖然程序中已經增加對袖帶壓力的監測，但由于采用的單片機是單核，在處理任務時會有延遲，因此設計了加壓監測電路，如圖5所示，其以電壓比較器ADCMP600為核心。設計1個電壓比較電路，閾值為240 mV，即200 mmHg時所對應的壓力傳感器的輸出值，輸入為壓力傳感器經儀表放大器放大之后的信號。當達到閾值時，即開啟電磁閥，快速放氣，保證使用者安全。

圖5 加壓監測電路

3 軟件設計

本文的所有控制流程以及數字信號處理算法均在單片機上實現，算法的有效性通過前期Matlab驗證，后期通過實際血壓測量求證。

3.1 整體軟件控制流程

整體軟件控制流程如圖6所示。系統初始化后，等待傷員信息與裝置綁定。綁定結束后，可手動按下血壓測量按鍵，也可等待設置的測量間隔時間結束后自動測量。氣泵和電磁閥均通過PWM波控制，加壓時，先控制氣泵快速加壓至100 mmHg,之后緩慢加壓，并檢測脈搏波是否消失，如脈搏波消失則進行放氣；如加壓至200 mmHg脈搏波仍未消失，為避免對測試者造成傷害，進行快速放氣，并通過OLED屏幕提醒用戶此次血壓測量失敗。放氣階段，控制電磁閥緩慢放氣，并監測由帶通濾波器分離出的脈搏波變化狀況，脈搏波從無到有，再到幅度穩定不再變化時，快速放氣，對采集到的袖帶壓力脈搏波信號進行預處理和血壓計算。獲得的血壓值按照本文制定通信協議存儲至近場通信標簽，之后通過近場通信送至終端，供醫護人員參考。

3.2 信號預處理

信號預處理軟件流程如圖7所示。圖7(a)為采集到的袖帶靜壓與脈搏波的混合信號。前段下降的曲線為充氣采集到的信號，在計算血壓時并不需要；后段上升的曲線是緩慢放氣時采集到的信號，在之后的數字信號處理中也主要是對后段上升的信號進行處理。

圖6 軟件控制流程

3.2.1袖帶靜壓脈搏波混合信號預處理

對袖帶靜壓脈搏波混合信號的預處理流程如圖7(a)所示，主要為分離袖帶靜壓，袖帶靜壓為小于0.5 Hz的信號，因此低通濾波即可得到該信號。為保證信號的線性相位，使用FIR濾波器來設計低通濾波器。利用Matlab采用最優化方法設計40階低通濾波器，分離出袖帶靜壓。

圖7 信號預處理軟件流程

3.2.2脈搏波信號預處理

脈搏波預處理流程如圖8(b)所示。圖7(a)后段上升的混合信號經過模擬帶通濾波器后即可得到脈搏波波形。雖然帶通濾波器頻率范圍為0.5～7 Hz，但經單片機A/D采樣后仍然混入了高頻噪聲，因此仍需利用低通濾波器濾除高頻噪聲。

為減輕之后信號處理的計算量，在計算血壓前，將脈搏信號基線設置為0。本文利用多項式擬合方法去除脈搏波信號的基線，也對存在的基線漂移進行修正[15]。最終計算血壓的脈搏波波形如圖8(b)所示。

圖8 采集的袖帶壓力脈搏信號

3.3 脈搏波特征點檢測及曲線擬合

采用幅度系數法計算血壓時，首先要定位脈搏中振幅最大處，通常做法是定位脈搏波峰值點，利用函數擬合，找到該函數最大值處即振幅最大處[16-20]。但現實測量中所獲取的脈搏波信號存在基線漂移，即使經過前期的基線漂移處理，由于測量時人體的抖動等因素影響，仍會造成波峰或波谷上移或下移，僅檢測波峰最大值并不夠準確。因此，本文使用波峰和波谷差值作為特征檢測和擬合對象。經實驗證明，該方法所檢測的最大脈搏波幅度更加準確。圖9(a)為利用差分閾值法定位的波峰波谷。本文采用的差分閾值法是將預處理后的脈搏波信號前后相減，滿足變符號，幅值大于閾值，前后所認定的特征點間距大于閾值，即認定為特征點。這樣的處理可以防止將重搏波、擾動判定為波峰或波谷。圖9(b)中散點即為波峰與波谷相減獲得脈搏波振幅。獲得振幅后，需要對振幅散點進行擬合。目前常用高斯函數進行擬合，但是不同高斯函數形式在擬合效果和抗干擾性能上有所不同。本文選取3種不同高斯函數進行擬合對比實驗，3種函數如式(4)～(6)所示,式(4)為1階高斯函數，式(5)為1階高斯函數加一常數偏移量，式(6)為2個不同參數高斯函數相加。利用40組采集的脈搏波信號進行擬合。式(4)平均擬合確定系數為R2=0.742 9，式(5)平均擬合確定系數為R2=0.975 3，式(6)平均擬合確定系數為R2=0.990 3。可以看出，式(6)具有更好的擬合優度，但是式(6)需要擬合的參數較多，計算量大；而式(5)雖然擬合優度不如式(6),但擬合結果在可接受范圍，其擬合參數復雜度較式(6)低，因此本文采用式(5)作為擬合函數。

(4)

(5)

(6)

圖9 脈搏波特征定位以及曲線擬合

傳統血壓計中一般使用單高斯函數擬合，本文使用雙高斯函數擬合。所謂雙高斯函數擬合，即以檢測的最大振幅處為分界線，最大振幅左右兩邊分別用不同參數的高斯函數擬合。采用雙高斯擬合是因為采集的脈搏波并不具備很好的對稱性，這使得雙高斯擬合成為可能。對采集的40組脈搏波實驗數據分別采用單高斯擬合和雙高斯擬合，擬合結果為：單高斯函數擬合平均確定系數R2=0.990 1，而雙高斯函數擬合中，左邊函數擬合平均確定系數R2=0.994 1，右邊高斯函數擬合平均確定系數R2=0.995 2，表明雙高斯曲線擬合優度優于單高斯函數擬合。

本文除了對脈搏波進行擬合外，也對袖帶靜壓進行了3階多項式擬合。對靜壓進行擬合的必要性在于采集的靜壓值也是離散信號，如不進行擬合，針對在脈搏波上確定的壓力位置，由于離散性，在靜壓值中可能會不存在與之相對的值，而利用擬合的函數則可以解決這個問題。

3.4 數據存儲格式

本裝置使用近場通信標簽存儲數據，選用德州儀器的RF430CL330H標簽,該標簽支持ISO/IEC 14443協議。所有支持該協議類型的閱讀器均可讀出數據，數據按照表1指定的存儲格式存儲，讀出數據后按照該存儲格式解析數據即可。裝置編號在編程時已固定，裝置綁定人的身份標志由姓名、年齡、籍貫、接收時間組成。檢測數據為佩戴上裝置后所有測試的數據，檢測數據除了保存血壓，還會保存測試時間，方便醫護人員讀出數據后觀察傷員傷情隨時間的變化。

表1 數據存儲格式

4 實驗結果分析

利用擬合好的曲線，根據式(1)(2),即可獲取舒張壓與收縮壓的A/D采樣值。壓力傳感器特性如式(7)所示,其中：P0為未給袖帶施加靜壓時的A/D值；P為實際的壓力值；yAD為袖帶施加靜壓力時的值；k為一個常數，最后根據實際測量值擬合得來。本文設計的系統最后的擬合值k=8.1。

P0-kP=yAD

(7)

本文方法的腕式血壓計樣機如圖10所示，利用標準游標卡尺測量得到尺寸為36.55 mm×21.90 mm。將裝置與標準血壓計對比，結果如表2所示，顯示收縮壓平均誤差為4.8 mmHg，標準差為2.57 mmHg，舒張壓平均誤差為4.5 mmHg，標準差為1.95 mmHg，符合美國ANSI/AA-MI SP10-1992血壓測量標準。

圖10 裝置實物圖及尺寸測量

表2 實驗裝置與標準血壓計測量結果對比

5 結束語

本文針對急救應用場景設計了一款腕式血壓計。該血壓計具有綁定傷員信息、自動測量血壓的功能，可降低醫護人員的工作強度。血壓計采用模擬與數字信號處理相結合的方法，在數字信號處理中通過最大脈搏振幅確定平均壓。對比了3種高斯函數擬合優度，采用合適的高斯函數進行雙曲線擬合脈搏振幅，對袖帶靜壓進行擬合，使得血壓計測量符合要求，抗干擾性能好，為急救場景中的便攜體征檢測裝置設計提供參考。