微型无创血压测量与验证系统

【作 者】牛航舵 ，袁思念 ，朱子孚 ，叶继伦,，张旭,，于辉

1 深圳市生物医学工程重点实验室，深圳市，518000

2 深圳大学 医学部 生物医学工程学院，深圳市，518000

3 广东省生物医学信息检测与超声成像重点实验室，深圳市，518000

4 广东宝莱特医用科技股份有限公司 创新研究院，珠海市，510320

0 引言

血压是生命体征检测的重要内容之一，不仅是反映心血管功能的生理指标，也是反映人体血液循环系统的重要参数。健康的血压是维持人体正常新陈代谢必不可少的条件，准确的血压监测能够为相关疾病预防和诊断提供重要的依据[1]。听诊法和示波法是无创血压测量中最为常用的方法。其中，听诊法为国际无创血压测量的金标准，也是检验所有无创血压计精度的临床标准，医生通过听取袖带压降低过程中血液流动的声音来找到血压值对应的汞柱读数，准确性依赖于医生的临床经验和技术水平。目前国际上有三大血压计准确性认证协议，其认证的方法都是将被评估的血压计测得的血压值和听诊法测得的血压值进行对比和统计分析，来评估其准确性[2]。对于普通民众来说，基于示波法的电子血压计相较于听诊法的血压计使用更为简便。电子血压计的传感器采集压力数据后，再通过软件滤波、包络拟合以及血压系数标定等算法得出血压值，目前此类算法尚不完善，因此提高示波法的测量精度一直是国内外专家学者努力的方向[3]。

目前水银血压计已广泛应用于各医疗机构，积累了大量的临床血压数据，这些数据面向医疗业务，却无法直接应用于科研分析。顺应当前建立病人健康数据库的发展趋势[4]，若血压计能将医生在听诊法过程中测得的数据自动记录下来，将极大地有助于各研究机构基于示波法对电子血压计的算法进行验证与改进。基于上述研究背景，研制了一款微型无创血压测量与验证系统，医生只需将气路接入管道，通过通用串行总线（universal serial bus，USB）即可将血压测量过程中的数据传输至PC端软件并保存，数据通过软件程序处理后可反馈舒张压和收缩压，医生也可自行输入听诊法血压值，后续可以通过软件的数据回放功能调用保存的数据，对软件算法进行评估。

1 示波法测量原理

示波法又称震荡法，是临床上应用最为广泛的血压测量技术。其测量原理是通过袖带充气来阻断动脉血流，之后将袖带压按阶梯式均匀放气，袖带压上会叠加与心搏同步的压力波动，即脉搏波。随着袖带压的减小，脉搏波峰值点会呈现一种近似抛物线包络，从而依据包络趋势图获得对应的平均压、收缩压和舒张压[5]。

包络线的拟合方式主要有最小二乘拟合、高斯拟合、几何拟合、神经网络拟合以及自适应卡尔曼滤波等，需根据实际情况选择不同的拟合方式[6]。基于示波法评估收缩压与舒张压的方法有很多，虽然目前国内外还没有公认的判别准则，但根据算法特性可分为两类：一是幅值系数法，该方法认为血管的平均压等于振荡波包络线最大值处的袖带压，通过特定的比例系数确定收缩压和舒张压所对应的幅度值；二是波形特征法，其原理是基于突变点准则，该准则认为在脉搏波幅度上升段，幅值突然增大处是收缩压判别点，在下降段幅值突然减小处被认为是舒张压判别点[7]。

2 硬件设计

本系统硬件部分由压力传感器、STM32微处理器、袖带、泄气阀、滤波放大电路、恒流源驱动电路、24位AD转换电路、USB通信电路等组成。压力传感器采集的信号是一个叠加信号，其中交流信号的表现形式是振荡波，反映的是肱动脉脉搏波，直流信号则反映的是袖带静压。该叠加信号经滤波、放大电路处理后，通过外接24位AD转换芯片传输至微处理器进行预处理，后将TTL电平转换为FT232电平，通过USB上传至PC端软件。微型无创血压测量系统框架，如图1所示。

图1 微型无创血压测量系统框架Fig.1 System chart of miniature non-invasive blood pressure measurement

2.1 压力传感器驱动电路

选择合适的压力传感器是血压监测的关键，会直接影响整个系统的测量精度。根据YY 0670—2008国家标准的设计指标及要求，本系统选择MEAS公司的1220系列表压传感器，该压力传感器是经过温度补偿的硅压阻式传感器，具有良好的互换性与线性度，成本低且性能优异，在恒流源的激励下，可输出与所加压力成正比关系的电信号。

如图2所示，使用LM317搭建1.5 mA恒流源电路，根据芯片特性，Vout与ADJ两端产生固定的1.25 V基准电压，通过调节并联的取样电阻，即可得到不同电流大小的恒流源。AD8422芯片是一款高精度、低功耗、低噪声轨到轨仪表放大器，压力传感器输出信号经差分放大变为单端电信号后，一路直接连接AD转换得到袖带静压，另一路经0.5 Hz二阶巴特沃斯高通滤波提取脉搏波信号，经二级放大后进行AD转换。

图2 袖带压处理电路Fig.2 Cuff pressure handling circuit

2.2 高精度24位AD采集电路

考虑到测量的高精度要求，采用24位AD有利于还原完整的脉搏波信息。本系统选用的ADS1255是24位二通道的高性能AD采样芯片，采样速率可达30 KSPS，可实现差分信号输入或单端信号输入，采用串行外围设备接口（serial peripheral interface，SPI）通信方式与微处理器进行数据传输，需要外部提供晶振[8]。为了得到最佳的转换结果，使用时应注意该器件的外围电路和印刷电路板（printed circuit board，PCB）设计，电源的输入端一般需要并联一个小容值的陶瓷电容和一个大容值的钽电容，且电容在PCB设计中需要尽量靠近电源输入端，其中小容值的电容在布局上需要更靠近ADC引脚。此外，还需要为VREFN引脚和VREFP引脚提供独立的参考电源供电。通常在输入端要采用RC低通滤波器来限制高频噪声，且PCB设计中的输入线越短，抑制噪声效果越好。该芯片的外围电路设计如图3所示。

图3 ADS1255应用电路Fig.3 ADS1255 application circuit

2.3 主控与通信电路

本系统采用意法半导体公司的STM32F103C8T6作为微处理器，其优点是功耗低、性能强、开放性强和可扩张性强，丰富的资源使得该处理器广泛应用于各个领域。本系统利用USB接口具有的即插即用和热插拔的能力，既能够为系统供电又能够与PC机通信，使用简便。使用FT232RL芯片作为USB与TTL电平接口的转换芯片，该芯片内置晶振，外围电路简单，驱动能力强。主控与通信电路的设计如图4所示。

图4 主控与通信电路Fig.4 MCU and communication circuit

3 软件设计

3.1 数据处理与计算

本系统基于幅度系数法，通过收缩压、舒张压与平均压之间的关系计算收缩压与舒张压，该方法最关键的是如何准确地获取平均压。

本系统采集到的信号分为两路，一路是袖套的压力值，另一路是脉搏波信号，一般认为脉搏波幅度为最大值时袖带压力对应的就是当前的平均压。为了准确地获取平均压，需要对采集到的脉搏波信号进行处理。由于采集到的脉搏波信号带有高频噪声的干扰，不够平滑，因此使用截止频率为5 Hz的低通滤波器对脉搏波信号进行滤波。之后再对脉搏波信号进行求导，得到脉搏波的差分信号，在差分信号的相邻峰值点中找到脉搏波信号的最大值，即脉搏波的峰值点。由于峰值点较为稀疏，找到脉搏波峰值点之后也难以准确定位平均压所在的位置，因此需要对找到的峰值点进行高斯拟合。拟合后的包络线的最大值对应的袖带压即为平均压，再通过比例系数法可计算出收缩压与舒张压[9]。拟合后的包络线如图5所示。

图5 脉搏包络线Fig.5 Pulse wave envelope

3.2 PC上位机设计

PC端软件基于Visual Studio平台，使用C++语言进行编写，可通过调用该平台的MFC微软基础类库进行编程来实现所需功能。PC端上位机的界面设置友好，操作简单，可靠性强，可扩展性高，上位机软件的主要功能有以下几点：①数据显示功能，可实时显示袖带压和处理后的脉搏波形，以及算法反馈回的血压值；②菜单选择功能界面，通过右键点击主界面，即可弹出菜单选择界面，主要有滤波器设置、走纸速度设置、幅度增益调节以及存储数据等功能；③校准功能，单击“校零”按键即可向下位机发送校准命令，使测试结果更加准确；④数据存储功能，操作人员单击“开始保存”和“结束保存”即可将医生通过听诊法测得的血压数据、病人基本信息以及原始压力数据存储为.xls文件，方便后续软件调用与数据回放；⑤数据回放功能，单击“扩展”按键，通过右侧功能按键实现数据的导入、算法分析和计算。PC端上位机软件界面如图6所示。

图6 上位机软件界面Fig.6 Computer software interface

4 系统实现与验证

4.1 系统集成与标准符合性测试

整个系统如图7所示，长宽高分别为5 cm×3.5 cm×1 cm，USB接口可实现供电和数据收发功能，外接气体管道可实现对听诊过程中的血压计算底层数据的实时测量。系统整体工作电流为40 mA，工作电压为5 V，总功耗仅为0.2 W。

图7 无线血压测量系统实物图Fig.7 System physical drawing of wireless blood pressure measurement system

根据国家标准YY 0670—2008[10]对本系统的静态压力测量进行标准符合性测试。采用FLUKE公司的718压力校准仪输出稳定压力，在0～300 mmHg（1 mmHg=0.133 kPa）范围内进行20组静压测量试验，测试结果如图8所示。结果表明，系统袖带压力测量的最大示值误差为±2 mmHg，小于国家标准所规定的±3 mmHg，满足静压测量的标准要求。

图8 静压数据对比Fig.8 Static pressure data comparison

4.2 算法验证测评

随机选取15名青年志愿者，试验前静坐5 min，每人间隔10 min重复两次测量，过程中保持安静，记录得到30组血压数据。将听诊法和本系统算法所得的收缩压与舒张压数据进行对比。波法与听诊法测试对比，如图9所示，使用SPSS 26.0统计学软件完成数据处理，得到收缩压和舒张压平均绝对误差分别为2.3 mmHg、2.1 mmHg，将30组数据做Pearson相关性分析，得到示波法数据与听诊法数据的相关性系数为0.995，Sig值小于0.001，两者之间存在极显著的强正相关关系，说明本系统利用示波法对血压计算的准确度较好。

图9 示波法与听诊法测试对比Fig.9 Comparison between oscillography and auscultation

5 结论

随着社会的发展以及人们生活水平的提高，我们需要更加全面、庞大的数据量来支持医疗分析的准确性、适用性。我们研制了一款微型无创血压测量与验证系统，能够结合当前广泛应用的水银血压计，记录医生听诊过程中的大量血压原始数据，为相关血压算法提供足够的数据支持。本系统在信号获取方面进行了改进与优化，关键指标均满足YY 0670—2008的要求。通过数据处理提高了包络拟合的准确度，本系统测得的血压与水银血压计测得的血压具有很好的一致性，收缩压与舒张压的平均绝对误差均小于3 mmHg。随着临床数据库的不断积累，以及后续对特征点提取算法以及系数标定进行优化，能够进一步提高系统的测量准确性，为血压的临床诊断以及家庭监护提供更可靠的支持。