隨著人口老齡化問題的加重，家庭醫療監護擁有越來越廣泛的市場。而血壓作為反映心血管系統和心臟狀態的重要的生理參數，也就成為家庭醫療監護的重要內容。傳統水銀血壓計雖然被認為是測量血壓的金標準，但由于其測量需要經過培訓且攜帶不方便，因此電子血壓計受到廣泛關注。

　　電子血壓計的測量方法包括：示波法、恒定容積法、柯氏音法、雙袖帶法、超聲法、張力法、脈搏波速法、多參數回歸法等[1]。在所有方法中，示波法由于其理論成熟且易于實現，成為血壓儀制造商的首選。

　　基于示波原理測血壓的方法又可分為兩大類：一類稱為波形特征法，通過分析脈搏波包絡的波形特征來判別血壓；一類稱為幅度系數法，通過分析脈搏波的幅度之間的比例關系來判別血壓。由于波形特征難識別[2]，故第二類方法要比第一類方法易實現。

　　至今，示波法血壓儀經歷了三代技術革新。第一代，氣泵給袖帶快速加壓到某一壓力值，通過氣芯按3~5mmHg/s的速度放氣，在放氣的過程中進行血壓測量；第二代，較第一代，據被測者血壓進行智能加壓，氣芯改為電子定速排氣閥，放氣速度更準確；第三代，氣泵勻速加壓，并在加壓的過程中進行血壓測量。前兩代技術稱為下氣法，第三代稱為上氣法。國內主流做法是采用第一代技術，缺點是氣芯放氣不均勻，影響測量結果的準確性，以日本為主的國際主流做法是采用第三代技術，其優點是測量時間短，手腕感覺舒適，缺點是測量時有電機工作和袖帶膨脹干擾，對濾波算法要求高[3]。

　　基于計算量和測量精度的考慮，本系統采用幅度系數法及上氣測量技術。因為血壓測量過程中會產生脈搏波，因此除收縮壓、舒張壓外，心率也是本系統的一個重要測量參數。

　　1.上氣測血壓的原理

　　如前所述，上氣測血壓是在電機給袖帶加壓的過程中進行血壓測量。在此過程中，利用傳感器采集相應袖帶壓，此袖帶壓即認為是血壓與脈搏波的混合信號。對混合信號帶通濾波得到脈搏波，由于脈搏波的幅值比血壓的幅值小的多，故混合信號可估計為血壓信號，利用脈搏波幅值的比例關系得到血壓信號對應的特征點為收縮壓與舒張壓。詳細描述如圖1所示，圖中橫軸表示時間，單位為s，縱軸表示袖帶壓，單位為mmHg。由于袖帶壓很小時很難濾得脈搏波，故加壓過程可分為兩個階段。第一階段（圖中0~t1時間段），控制電機給袖帶快速加壓到約40mmHg，加壓速度一般為10mmHg/s，得到圖中OA直線表示的袖帶壓。第二階段，控制電機給袖帶慢速加壓，加壓速度一般為2~3mmHg/s，得到圖中AB曲線段表示的袖帶壓。并通過濾波得到相應的脈搏波，即圖中藍色波動曲線。脈搏波波峰的最大值Am對應的袖帶壓記為平均壓pm。脈搏波波峰的最大值的左邊，峰值幅值為Ad=Am*kd（kd為舒張壓特征系數）的脈搏波對應的袖帶壓pd記為舒張壓。脈搏波波峰的最大值的右邊，峰值幅值為As=Am*ks（ks為舒張壓特征系數）的脈搏波對應的袖帶壓ps記為收縮壓。心率的定義為每分鐘得到的脈搏波的個數，由此階段得到的脈搏波個數及所需時間，計算出心率。第三階段，計算出收縮壓、舒張壓、心率后，快速放氣[4]。

圖1 上氣測血壓原理圖

　　在此需要強調的是，第二階段只要加壓到待測個體的收縮壓，就可轉到第三階段放氣。而下氣測血壓一般要加到160mmHg以上，遠高于正常的收縮壓范圍。因此較下氣測血壓，上氣測量方法所需時間縮短，被測者的舒適感增強。

　　2.硬件、軟件整體設計

　　2.1硬件整體設計

　　硬件整體設計如圖2，由于單片機ATmega128豐富的片上及外設資源，本系統在其上連接氣泵、氣閥、袖帶、壓力傳感器來實現袖帶壓的采集。由單片機實現測量算法，單片機上連接顯示設備及按鍵來增加人機交互功能，連接串口實現與PC機的通信。

　　圖2血壓計硬件整體框圖

　　2.2軟件整體設計

　　軟件測血壓的關鍵算法流程圖如圖3，在此需要說明的是：第一，初始化包括對定時器、顯示器、電機、壓力傳感器的初始化。初始化時，控制電機快速充氣，快速充氣到40mmHg時才轉為慢充氣。第二，判斷采樣時間是否達到，可通過設置相應TCNTn寄存器的初值與相應定時器溢出中斷得到。第三，轉為慢速充氣后，前50個袖帶壓采樣值濾波得到的脈搏波誤差較大，因此將其置0。第四，并不是保存所有采樣及濾波得到的袖帶壓和脈搏波，而只保存濾波后脈搏峰值所對應的袖帶壓及脈搏波，這兩個數組的下標即為該脈搏峰值在所有峰值中的位置。根據這兩個數組，應用上氣測壓原理即可求得收縮壓、舒張壓。第五，求心率通過計算第一個脈搏波峰值到第21個峰值之間的袖帶壓采樣個數bp_count，然后應用心率的定義得到。通過實驗，我們選采樣周期100ms，故心率計算公式為：心率/60=20/(0.1*bp_count)，即心率=1200/bp_count。

　　圖3血壓計軟件整體流程圖

　　3核心模塊的實現

　　3.1智能控制加壓模塊的實現

　　對于上氣法測量血壓，一個關鍵技術是如何控制電機按要求的速度來加壓充氣。這里要用到ATMEGA128單片機的相應引腳的第二功能以及單片機的快速PWM工作模式。由圖4可知引腳PB4的第二功能是T/C0的輸出比較和PWM輸出。工作于快速PWM模式時，比較單元可以在PB4引腳上輸出PWM波形。具體產生波形的機理，可如圖5所示，雙緩沖的輸出比較寄存器OCR0一直與T/C(TCNT0)的數值進行比較，OC0寄存器在比較匹配時清零，在計數器清零時置位，依據OC0控制PB4引腳來產生PWM波，以此波形控制電機工作的平均電壓，使其按要求的速度加壓充氣。因此，所謂快、慢速充氣，即是設置不同的OCR0寄存器值。

　　圖4ATmega128的引腳

　　圖5快速PWM模式時序圖

　　3.2濾波模塊的實現

　　和下氣法測血壓相比，上氣法測血壓是在電機加壓的同時采集相應的袖帶壓。因此電機工作的擾動和袖帶膨脹摩擦造成的干擾對采集數據影響較大。這就對其濾波算法要求更嚴格。由于低階butterworth濾波器良好的線性相位特性、平坦的幅頻響應特性、高度穩定性、快速的響應特性，本系統選用二階butterworth濾波器。對于濾波器參數的選擇，因為濾波器的作用是從袖帶壓和脈搏波及一些電機等的擾動的混合信號中濾得脈搏波信號。袖帶壓是低頻信號，而脈搏波的頻率范圍0.5~60HZ，但九成多的脈搏波頻率在5HZ以下。因此選用0.5~3.5HZ的二階butterworth帶通濾波器，從混合信號中濾得脈搏波信號。

　　對濾波器的實現，通過硬件和軟件實現均可，為簡單起見，本系統選擇軟件實現。如2.2所述，在滿足采樣個數的前提下，選用采樣頻率fs為10HZ。又因為選用的是通帶為0.5~3.5HZ的二階butterworth濾波器。故可在matlab中如下設計濾波器：n=2；wn=[0.53.5]/(fs/2)；[b，a]=butter(n，wn)；[y，t]=impz(b，a)；Result=conv(y，bp)。其中bp即為通過壓力傳感器采集到的袖帶壓，Result即為袖帶壓和設計出來的butterworth濾波器的系數y做卷積得出的脈搏波。matlab演示得圖6所示袖帶壓及相應濾波得到的脈搏波。將matlab實驗得到的butterworth濾波系數y保存，應用到本系統的程序中，與傳感器采集到的袖帶壓做卷積，即實現濾波，得到相應的脈搏波信號，進而計算出收縮壓、舒張壓。

　　圖6 0.5~3.5HZ的二階butterworth帶通濾波

　　3.3收縮壓、舒張壓計算模塊的實現

　　因為選用的血壓計算方法是幅度系數法，所以計算模塊的關鍵是特征系數ks、kd的選擇。對此，不同的機構選擇不同。復旦大學的包旭鶴選ks=0.5，

　　kd=0.8[5]；上海醫用儀表廠選ks=0.58，kd=0.77[6]；國立交通大學的博士Chin-TengLin利用分析器，產生標準的平均壓MAP=90mmHg、SP=120mmHg、DP=80mmHg、對應的脈搏波-袖帶壓(OA-PC)曲線，在OA最大值OA_MAX對應的PC曲線處標定為MAP(90mmHg)，依據此標定刻度，按比例在PC曲線上找出SP、DP，并記下SP、DP對應的OA曲線上相應脈搏波的幅值OAS、OAD，記ks=OAS/OA_MAX，kd=OAD/OA_MAX。重復此過程多次，得到特征系數均值為ks=0.55，kd=0.7[7]；JMoraes提出據平均壓的大小，決定ks、kd，具體如下表[8]。TakashiUsuda在基于上氣的示波法測量中，給定ks=0.5，0.55<=kd<=0.69[9]。可見，系數選擇均是經驗總結，我們選用的是上氣測量，因此在TakashiUsuda研究的基礎上，根據測量結果調整系數，進而計算出收縮壓、舒張壓。

　　表1 JMoraes總結的ks、kd據平均壓的分布

　　3.4單片機與PC端通信模塊的實現

　　為分析實驗測得的袖帶壓及濾波得到的脈搏波，需要實現單片機與PC端的通信。在此，選擇串口通信。因為PC串口輸出電壓為RS232電平(可高達15V)，單片機應用的是TTL電平(5V以內)，兩者直接相連，會燒壞單片機。因此應用MAX232芯片提供電平轉換，具體原理圖如圖7。MAX232芯片只需要四個外接電容及一個+5V電源，就可提供兩路(圖中只用了一路)TTL到RS232電平的轉換。

圖7 單片機與 PC 端通信原理圖

　　搭建好硬件連接后，軟件只需實現串口初始化、傳送數據的函數，就可在PC機上利用串口助手接收相應的數據，接收效果圖如圖8。需要注意的是，串口助手設置的波特率、校驗位、數據位、停止位要和串口初始化函數中相應的設置一致，否則會出現亂碼。

　　圖8串口接收效果圖

　　4.結果驗證

　　最終我們利用此上氣測量方法與聽診法對20名患者同時進行血壓測量，測量結果如表2。表2中數據均采用平均值士標準差的表達形式。由表可知，兩種測量方法的收縮壓、舒張壓、心率的誤差的平均值與標準差依次為（3.3士4.40）mmHg和（2.1士4.9）mmHg、（-3.8士4.1）次/分。可見誤差平均值<5mmHg，誤差標準差<8mmHg，符合AAMI標準[10]。

　　表2 測量結果比較

　　5.結語

　　為解決下氣測血壓加壓的最大值過高、加壓時間過長的缺點，設計并實現了基于上氣測量的血壓儀，經驗證，該系統測量時間可縮短到30s，加壓的最大值只需加到個體的收縮壓范圍(120mmHg左右)，而傳統下氣測量測量時間一般多達1分鐘，加壓的最大值多達160mmHg。測量精度符合AAMI標準。下一步工作，將具體研究如何對測量中由一些擾動產生的偽脈搏波進行剔除，來提高系統的抗干擾能力。

　　作者：王維維，蒲寶明，賀寶岳，李生金

　　(中國科學院研究生院，北京 100049)

　　(中國科學院沈陽計算技術研究所，沈陽 110168)

　　參考文獻

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　　3.章年平.電子血壓計的技術發展及代際劃分.2010,3.

　　4.田輝勇.動態血壓監測系統及其關鍵技術研究.廣州:第一軍醫大學,2002.

　　5.包旭鶴.便攜式電子血壓計設計.現代電子技術,2007,8:7-10.

　　6.王建軍.采用 AT89C52 的振弦式血壓測量儀設計.傳感器與儀器儀表,2007,6(1):199-201.

　　7.Lin CT, Liu SH, Wang J, et al. Reduction of Interference in Oscillometric Arterial Blood Pressure Measurement Using Fuzzy Logic. IEEE Transations on biomedical engineering, 2003,50(4):432-441.

　　8.Moraes JCTB, Cerulli M, Ng PS. A Strategy for Determinationof Systolic, Mean and Diastolic Blood Pressures from Oscillometric Pulse Profiles. Computers in Cardiology, 2000, 27: 211-214.

　　9.Usuda T, Kobayashi N, Takeda S. A Blood Pressure Monitor with Robust Noise Reduction System under Linear Cuff Inflation and Deflation. 32nd Annual International Conference of the IEEE EMBS Buenos Aires. Argentina, 2010:1226-1229.

　　10.羅巖,陳勇.就示波法進行血壓測量的有關問題的探討.醫療保健器具,1999(6):14-16.