庞 宇，罗国庆，陈 刚，黄 欣

(1.重庆邮电大学 光电工程学院，重庆 400065；2.西南集成电路设计有限公司，重庆 400065)

在急救中，作为基本生命体征的血压是伤员伤情的重要判断依据。例如，麻醉中需要依据血压判断是否追加镇痛药物，是否深度麻醉等[1]。伤员若出现低血压，可提醒医护人员该伤员有出现休克的可能。而在现代事故中，若需要急救的伤员多，传统的腕式血压计无法绑定伤员信息，只能通过医护人员手动记录，加重了医护人员的负担。

本文设计的腕式血压计基于示波法原理，以Stm32单片机为处理器，结合模拟信号处理电路以及数字信号处理方法对采集的袖带压力脉搏波信号进行处理。利用双高斯函数进行脉搏波振幅双曲线拟合，变幅度系数法求取收缩压与舒张压。采用近场通信完成伤员信息绑定和体征数据传输，可设置自动血压测量时间，减轻医护人员急救中的工作量，提升救援效率。

1 示波法血压测量原理

血压测量主要有直接测量与间接测量两种方法[2-6]。示波法属于间接测量方法，其原理是血液流动对血管壁冲击的振荡会随着心脏收缩和舒张而变动，对血管加压，检测出压力振荡脉搏波，利用该振荡脉搏波与血压的关系，采取一定血压判定方法获得血压信息[7-9]。

本文设计的腕式血压计通过腕带对人体血管加压，加压至搏波消失后，停止加压，然后缓慢匀速放气减压，压力减小至收缩压时，脉搏波出现。此后随着放气，压力减小，脉搏波振幅逐渐增大，压力减小至与平均压相等时，脉搏波振幅最大；继续放气，脉搏波幅度逐渐减小，所加压力小于舒张压后，脉搏波幅度将不再变化，此时快速放气，完成振荡脉搏波的检测。

利用振荡脉搏波计算血压时，主要分为幅度系数法与波形特征法两种[10-14]。然而由于实际使用中，血压计测量时获取的脉搏波波形并不标准，准确检测波形特征的方法复杂，而幅度系数法计算血压，方法简单，可降低实现复杂度。幅度系数法又称归一法，如式(1)(2)所示，经实验证明，收缩压对应的脉搏波幅度ASP与平均压对应的脉搏波幅度AMP比值K1在0.3～0.75范围，舒张压对应的脉搏波幅度ADP与平均压对应的脉搏波幅度AMP比值K2在0.45～0.9范围。固定幅度系数法采用固定比值来计算，个体适应较差。变幅度系数法根据不同的平均压采用不同的比值，更能适应个体差异。本文采用变幅度系数法实现血压计算，变幅度系数根据文献[16]确定[15-17]。

(1)

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2 系统设计与主要硬件电路

整体系统如图1所示，主要包括作为核心控制和数字信号处理单元的STM32单片机、德宇鑫公司的气泵DQB030-A3V、电磁阀DQF1-3A、全磊公司的压力传感器MPS3117、仪表放大器AD627、OPA2336运算放大器、电压管理模块、限流开关芯片、近场通信系统、光报警电路、OLED屏幕等。

图1 血压计系统设计

2.1 信号采集与处理电路

袖带压力脉搏波采样电路如图2所示。压力传感器全磊的MPS3117检测压力范围为0～5.8PSI，工作温度范围为-40～85 ℃，适合制备腕式血压计。该传感器内部为一个电阻桥，供电要求为恒压源或恒流源，本文采用恒流源设计，以OPA2336搭建集成运放恒流源，以L385-1.2作为稳定参考电压，提供1.2 V稳定电源。根据式(3)，RS设定为1.2 K，因此恒流源为1 mA。

Vref=Iout×RS

(3)

由于使用的运算放大器是单电源轨到轨输出摆幅，且单片机A/D采样范围为0～3 V,因此采用1.2 V稳压电源为放大和滤波电路提供共模电平，将脉搏波基线拉升至1.2 V，共模电平值的选择可根据选择的传感器输出幅度确定，保证不引起脉搏波波形截止即可。

图2 压力脉搏波采集电路

本文设计的信号放大及带通滤波电路如图3所示。脉搏波信号只有毫伏级，需放大信号。AD627为微功耗仪表运算放大器，应用电路简单，只需一个外部电路即可确定放大倍数，本文设置为28倍。模拟信号电路为OPA2336搭建设计的巴特沃斯带通滤波器,通频带为0.5～6 Hz，滤波电路用于从袖带压力脉搏波中分离出脉搏波信号。

图3 信号放大及带通滤波电路

2.2 气泵、电磁阀控制电路

气泵、电磁阀控制电路如图4所示。本文气泵与电磁阀在3 V工作电压下，电流达到200 mA，而单片机管脚最大能提供的电流仅为25 mA,需要外部驱动电路。驱动电路由74HC32与门控制器和最大能承受500 mA电流的8550PNP型硅三极管组成。与门用于逻辑控制以及将强电流电路与弱电流电路相隔离，减少气泵和电磁阀工作时对数字电路的影响，三极管用于提供需要的电流，增加驱动能力。

图4 气泵、电磁阀控制电路

2.3 电源控制电路

整个血压计的电源分为3、9 V。稳压芯片TPS63020提供3 V电源，给整个数字电路和模拟电路供电。9 V电源由TPS61040稳压芯片将3 V转换为9 V提供，TPS61040为低功耗BoostDC/DC稳压芯片，提供400 mA电流，主要为OLED屏幕供电。电源控制电路还包含1个限流开关芯片TPS2065，该限流开关主要用于气泵和电磁阀的模拟电路限流，防止因过流而影响整个电路工作。限流开关也作为腕式血压计低功耗的保证，可通过单片机控制开关关闭，开关关闭后最小电流可维持在1 μA。

2.4 加压监测电路

血压计在使用过程中由于装置佩戴不正确、测量姿势不正确、血压计本身异常情况等，会导致加压不正确。过高的加压会对人体血管造成伤害，虽然程序中已经增加对袖带压力的监测，但由于采用的单片机是单核，在处理任务时会有延迟，因此设计了加压监测电路，如图5所示，其以电压比较器ADCMP600为核心。设计1个电压比较电路，阈值为240 mV，即200 mmHg时所对应的压力传感器的输出值，输入为压力传感器经仪表放大器放大之后的信号。当达到阈值时，即开启电磁阀，快速放气，保证使用者安全。

图5 加压监测电路

3 软件设计

本文的所有控制流程以及数字信号处理算法均在单片机上实现，算法的有效性通过前期Matlab验证，后期通过实际血压测量求证。

3.1 整体软件控制流程

整体软件控制流程如图6所示。系统初始化后，等待伤员信息与装置绑定。绑定结束后，可手动按下血压测量按键，也可等待设置的测量间隔时间结束后自动测量。气泵和电磁阀均通过PWM波控制，加压时，先控制气泵快速加压至100 mmHg,之后缓慢加压，并检测脉搏波是否消失，如脉搏波消失则进行放气；如加压至200 mmHg脉搏波仍未消失，为避免对测试者造成伤害，进行快速放气，并通过OLED屏幕提醒用户此次血压测量失败。放气阶段，控制电磁阀缓慢放气，并监测由带通滤波器分离出的脉搏波变化状况，脉搏波从无到有，再到幅度稳定不再变化时，快速放气，对采集到的袖带压力脉搏波信号进行预处理和血压计算。获得的血压值按照本文制定通信协议存储至近场通信标签，之后通过近场通信送至终端，供医护人员参考。

3.2 信号预处理

信号预处理软件流程如图7所示。图7(a)为采集到的袖带静压与脉搏波的混合信号。前段下降的曲线为充气采集到的信号，在计算血压时并不需要；后段上升的曲线是缓慢放气时采集到的信号，在之后的数字信号处理中也主要是对后段上升的信号进行处理。

图6 软件控制流程

3.2.1袖带静压脉搏波混合信号预处理

对袖带静压脉搏波混合信号的预处理流程如图7(a)所示，主要为分离袖带静压，袖带静压为小于0.5 Hz的信号，因此低通滤波即可得到该信号。为保证信号的线性相位，使用FIR滤波器来设计低通滤波器。利用Matlab采用最优化方法设计40阶低通滤波器，分离出袖带静压。

图7 信号预处理软件流程

3.2.2脉搏波信号预处理

脉搏波预处理流程如图8(b)所示。图7(a)后段上升的混合信号经过模拟带通滤波器后即可得到脉搏波波形。虽然带通滤波器频率范围为0.5～7 Hz，但经单片机A/D采样后仍然混入了高频噪声，因此仍需利用低通滤波器滤除高频噪声。

为减轻之后信号处理的计算量，在计算血压前，将脉搏信号基线设置为0。本文利用多项式拟合方法去除脉搏波信号的基线，也对存在的基线漂移进行修正[15]。最终计算血压的脉搏波波形如图8(b)所示。

图8 采集的袖带压力脉搏信号

3.3 脉搏波特征点检测及曲线拟合

采用幅度系数法计算血压时，首先要定位脉搏中振幅最大处，通常做法是定位脉搏波峰值点，利用函数拟合，找到该函数最大值处即振幅最大处[16-20]。但现实测量中所获取的脉搏波信号存在基线漂移，即使经过前期的基线漂移处理，由于测量时人体的抖动等因素影响，仍会造成波峰或波谷上移或下移，仅检测波峰最大值并不够准确。因此，本文使用波峰和波谷差值作为特征检测和拟合对象。经实验证明，该方法所检测的最大脉搏波幅度更加准确。图9(a)为利用差分阈值法定位的波峰波谷。本文采用的差分阈值法是将预处理后的脉搏波信号前后相减，满足变符号，幅值大于阈值，前后所认定的特征点间距大于阈值，即认定为特征点。这样的处理可以防止将重搏波、扰动判定为波峰或波谷。图9(b)中散点即为波峰与波谷相减获得脉搏波振幅。获得振幅后，需要对振幅散点进行拟合。目前常用高斯函数进行拟合，但是不同高斯函数形式在拟合效果和抗干扰性能上有所不同。本文选取3种不同高斯函数进行拟合对比实验，3种函数如式(4)～(6)所示,式(4)为1阶高斯函数，式(5)为1阶高斯函数加一常数偏移量，式(6)为2个不同参数高斯函数相加。利用40组采集的脉搏波信号进行拟合。式(4)平均拟合确定系数为R2=0.742 9，式(5)平均拟合确定系数为R2=0.975 3，式(6)平均拟合确定系数为R2=0.990 3。可以看出，式(6)具有更好的拟合优度，但是式(6)需要拟合的参数较多，计算量大；而式(5)虽然拟合优度不如式(6),但拟合结果在可接受范围，其拟合参数复杂度较式(6)低，因此本文采用式(5)作为拟合函数。

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图9 脉搏波特征定位以及曲线拟合

传统血压计中一般使用单高斯函数拟合，本文使用双高斯函数拟合。所谓双高斯函数拟合，即以检测的最大振幅处为分界线，最大振幅左右两边分别用不同参数的高斯函数拟合。采用双高斯拟合是因为采集的脉搏波并不具备很好的对称性，这使得双高斯拟合成为可能。对采集的40组脉搏波实验数据分别采用单高斯拟合和双高斯拟合，拟合结果为：单高斯函数拟合平均确定系数R2=0.990 1，而双高斯函数拟合中，左边函数拟合平均确定系数R2=0.994 1，右边高斯函数拟合平均确定系数R2=0.995 2，表明双高斯曲线拟合优度优于单高斯函数拟合。

本文除了对脉搏波进行拟合外，也对袖带静压进行了3阶多项式拟合。对静压进行拟合的必要性在于采集的静压值也是离散信号，如不进行拟合，针对在脉搏波上确定的压力位置，由于离散性，在静压值中可能会不存在与之相对的值，而利用拟合的函数则可以解决这个问题。

3.4 数据存储格式

本装置使用近场通信标签存储数据，选用德州仪器的RF430CL330H标签,该标签支持ISO/IEC 14443协议。所有支持该协议类型的阅读器均可读出数据，数据按照表1指定的存储格式存储，读出数据后按照该存储格式解析数据即可。装置编号在编程时已固定，装置绑定人的身份标志由姓名、年龄、籍贯、接收时间组成。检测数据为佩戴上装置后所有测试的数据，检测数据除了保存血压，还会保存测试时间，方便医护人员读出数据后观察伤员伤情随时间的变化。

表1 数据存储格式

4 实验结果分析

利用拟合好的曲线，根据式(1)(2),即可获取舒张压与收缩压的A/D采样值。压力传感器特性如式(7)所示,其中：P0为未给袖带施加静压时的A/D值；P为实际的压力值；yAD为袖带施加静压力时的值；k为一个常数，最后根据实际测量值拟合得来。本文设计的系统最后的拟合值k=8.1。

P0-kP=yAD

(7)

本文方法的腕式血压计样机如图10所示，利用标准游标卡尺测量得到尺寸为36.55 mm×21.90 mm。将装置与标准血压计对比，结果如表2所示，显示收缩压平均误差为4.8 mmHg，标准差为2.57 mmHg，舒张压平均误差为4.5 mmHg，标准差为1.95 mmHg，符合美国ANSI/AA-MI SP10-1992血压测量标准。

图10 装置实物图及尺寸测量

表2 实验装置与标准血压计测量结果对比

5 结束语

本文针对急救应用场景设计了一款腕式血压计。该血压计具有绑定伤员信息、自动测量血压的功能，可降低医护人员的工作强度。血压计采用模拟与数字信号处理相结合的方法，在数字信号处理中通过最大脉搏振幅确定平均压。对比了3种高斯函数拟合优度，采用合适的高斯函数进行双曲线拟合脉搏振幅，对袖带静压进行拟合，使得血压计测量符合要求，抗干扰性能好，为急救场景中的便携体征检测装置设计提供参考。