【作 者】张扬 ，李勇 ，高树枚，宋义林

黑龙江大学机电工程学院，哈尔滨，150080

0 引言

高血压症的早期发现和早期预防是降低心脑血管疾病发病率的一个重要途径。特别是对人体一段时间内的血压进行连续监测，记录血压的变化趋势，就可以获得更多的自律神经活动信息，对心脑血管疾病的预防和治疗具有重要意义。现有的水银式血压计和电子式血压计，通常都只能单一地检测血压的最高、最低值，无法逐拍连续地监测血压的变化。因此，血压连续监测记录系统的设计与开发是一个具有重要意义的课题。

容积补偿法[1～2]是实现血压连续检测的一个比较成功的方法。应用该方法时，首先需要在被测动脉血管的皮肤上方固定一个袖带，并对袖带充气加压。由于人的动脉血管的非线性力学特性，当袖带内压力等于动脉血管内血液的平均压力时，血管壁最为柔软，在来自心脏的动态血流的作用下，弹性形变最大，血管内部的容积变化也最大。这样，以血管壁最为柔软时的血管内部的容积量作为控制目标，通过调整袖带压力使其跟踪血管内部的压力，即可通过监测袖带压力的方法而间接得到血管内部的压力。

关于血压的连续监测方法与技术，国内外已开展了相关的研究，也发表了相关的研究报告[3～7]。本文在课题组原有研究的基础上，以容积补偿法为理论基础，以手腕处的桡骨动脉为检测对象，探讨了基于PIC单片机运算与控制的血压连续监测的软硬件实现，并分析了检测结果。同时，本文还对检测系统的实用化、小型化和轻量化进行了探讨。

1 容积补偿法检测原理

利用容积补偿法在手腕处进行血压连续检测的原理与具体方法，在文献[8]中已有较为详细的叙述，这里着重介绍袖带压力的控制。以0.667 kPa/s的速度对袖带充气加压至26.6 kPa左右。与此同时，通过近红外光电传感器记录血管内容积的变化情况，即血管的弹性形变，并用滤波放大器分离出血管内容积变化的直流成分和交流成分。在加压完成后，根据血管内容积变化交流成分的振幅最大值与袖带压力的对应关系，得到血管内的平均压力；通过血管内容积变化交流成分的振幅最大值，确定与之对应的血管内容积直流成分的值，并将其设定为血压跟随目标值。随后，袖带压力降至平均血压左右，并以跟随目标值作为PID最初的输入参数，开始血压的连续监测。系统结构如图1所示。

图1 血压连续监测系统框图Fig.1 Schematic diagram of continuous blood pressure detection system

2 血压连续检测系统设计

2.1 系统结构

本系统结构概略图如图2所示，其所有的操作都是围绕袖带展开的。袖带压力传感器可测得袖带内的压力，经过窗口放大器放大后，可得到与袖带压力成线性关系的电压值。光电传感器置于袖带下、动脉血管之上，其作用是检测当前压力下血管的容积变化。光电传感器得到与血管的容积变化相对应的光通量信号，经放大滤波后输出为电压值。由控制单元协调整个系统和进行流程控制，其主要任务如下：通过AD转换，得到实时的压力和血管内容积的数字信号；然后通过PID算法调整袖带的压力，使血管的内容积趋近于目标值V0，实现血压的连续监测；同时将数字信号至上位机，供存储分析使用。控制单元内置的控制程序和PID算法在后文中有详细描述。

图2 系统结构原理图Fig.2 System architecture diagram

2.2 局部加压式袖带

以上臂为检测对象的听诊法和以手腕为检测对象的电子血压计采用的全周压迫式袖带，在连续测量中由于持续阻止血液流通，会导致血管末梢部分淤血，并伴有比较严重的胀痛感，不适合用于容积补偿法进行血压的连续检测。为了克服上述问题，本研究中使用了局部加压式袖带[8]。与全周压迫式袖带不同，局部加压式袖带只在检测部位处加压，其他部位的静、动脉可继续畅通。

2.3 电空变换器

由于需要对袖带压力进行连续的实时控制，仅有开关两种状态的电磁阀难以完成控制功能。为此，本系统中采用电空变换的是调整开口大小的小型比例电磁阀VSO（Voltage Sensitive Orifice；美国Parker Hannifin公司生产），它的最高压力为344.5 kPa，阀口直径为1.65 mm，电流控制范围为0.152 A～0.25 A，流量范围为(0～20)L/min，动态响应频率为33 Hz。该电空变换电磁阀完全吸合电压为12 V，当电压从4 V增加到10 V时，该阀可由关闭状态线性地过渡到导通状态，响应速度良好，完全满足此种闭环控制系统的要求。图3是电空变换电磁阀的压力控制框图，图4是该阀的驱动电路图。

图3 电空变换电磁阀压力控制框图Fig.3 Electro-pneumatic valve structure

图4 电空变换电磁阀驱动电路Fig.4 Electro-pneumatic valve drive circuit

在系统运行中，控制单元通过数字PID计算出控制值后，通过SPI总线将控制数据发送到TLC5615芯片（TLC5615为DA转换芯片，转换精度为10 bit）。LM386为功率放大器，通过调整R26、R27阻值，可实现（0～12）V的线性电压输出。经TLC5615转换后的模拟信号，通过LM386进行功率放大后，直接输出到电空变换电磁阀上，实现压力的连续控制。

2.4 压力放大

本系统使用的压力传感器（ADP5131，日本松下电器公司生产）测量范围为(0～50)kPa，输出值为模拟量电压(1～5)V。由于人体的正常血压值一般小于26.7 kPa，所以该压力传感器的输出电压仅在(1～3.1)V之间波动。对应于AD转换器来说，利用率仅达到43%，影响了压力测量的精度。因此，需要对该信号进行窗口放大至(0～5)V，提高压力的测量精度。窗口放大电路如图5所示。

压力传感器的电压信号输入至运算放大器LM741的正向输入端，LM741的反向输入端连接至电压基准TL431，并由R16构成负反馈。通过调整R13、R16，即可调整放大窗口的下沿和放大倍数，使得输出端PRES的电压范围为（0～5）V。

图5 窗口放大电路Fig.5 Window ampli fi er circuit

2.5 血管容积信号放大

本系统对血管容积信号的监测通过两部分实现。首先通过恒流源驱动红外发光二极管照射被测部分，然后使用红外光敏二极管接收反射的红外信号，放大后传送给AD转换器。由于肌肉、皮肤等组织在检测过程中的光电特性没有变化，因而得到的红外信号即为血管内容积的信号。该电路为通用的负反馈放大，此处不再赘述。

2.6 PID运算控制

PID意为比例积分微分，是一种自适应闭环控制。一个PID系统中应包括控制器、传感器、变送器和执行机构等。控制系统通过传感器、变送器等输入设备得到参数，经PID运算后，输出值由接口和动作机构等作用到被控系统上，实现闭环控制。PID控制可表达为：

式中：KP为比例部分，可使被控量快速趋近于目标值；KI为积分部分，可消除稳态误差；KD为微分部分，用于预防被控量的超调，保持输出稳定。

当被控对象的结构和参数不能完全掌握、控制理论的其它技术难以采用时，系统参数必须依靠经验和现场调试来确定，这时采用PID技术控制最为方便。PID可使被控量快速收敛于目标值，现已成为工业控制的主要技术之一。

本系统中PID控制由控制单元软件实现。数字PID比传统的连续PID更为灵活，可方便地修改程序，以实现更完善的算法，具有很好的扩展性和优越性。由于数字PID系统中的输入量需要通过AD转换器以一定的采样频率转为离散的数字量，因此式(1)中：

因此，数字式PID可表示为：

在控制单元中，该PID计算子函数流程图如图6所示。

图6 PID计算子函数流程图Fig.6 PID calculation subfunction fl ow chart

图7 第一阶段程序流程图Fig.7 Program fl ow chart of the fi rst phase

由于容积补偿法的原理在上文已有明确说明，这里仅讨论程序的运行流程。本系统的程序运行分为两个阶段。第一阶段：通过容积振动法[2]测得平均压力及其与之对应的控制目标值V0，即首先对袖带充气，使袖带以0.666 kPa/s的速率加压到26.7 kPa，同时记录血管内容积的变化情况；然后通过观察血管内容积的变化曲线和压力曲线，确定血压平均值以及控制目标值V0。程序流程图如图7所示。

第二阶段：从测得的控制目标值V0开始连续跟踪血管内的容积变化，调整袖带压力使血管内容积的变化趋近平缓，始终维持在V0附近；此时，袖带压力即为即时血压，连续跟踪该压力并把计算数据传送给上位机，就得到了血压连续波形。程序的流程图如图8所示。

图8 第二阶段程序流程图Fig.8 Program fl ow chart of the second phase

3 连续血压监测记录系统运行检测装置

本装置设计可使用TI公司的320F28027 DSP 处理器或者MICROCHIP公司的PIC16/18微处理器，由于本次测试的数据处理量不大，因此本次测试中采用了PIC18F4523微控制器。该微处理器主频40 MHz，采样频率为500 Hz，即 2 ms采样一次，采样精度为12 bit。测试系统照片如图9所示。

图9 监测系统与测试环境Fig.9 The photo of monitoring systems and test environment

健康正常的被试者在安静的环境下充分休息后，由固定在右手腕上的本血压连续检测系统进行血压的连续检测。与此同时，被试者的左手臂上用电子血压计（OMRON，HEM-645，欧姆龙（大连）有限公司）实施血压检测，并将测得的每一心拍下的最高值和最低值与右手腕上的本血压连续检测系统的检测结果进行比较。参加的被试者共10名。图10、图11分别为一位被试者两个阶段测得的各信号的波形图。

图10 第一阶段波形图Fig.10 The waveform of the fi rst phase

图11 第二阶段波形图Fig.11 The waveform of the second phase

在第一阶段中可见，随着压力的递增，血管内的光电容积波动部分PGac的变化呈现先变大后变小的趋势。在加压初期，外界压力（袖带压）Pcm＜血管内压力Pam，血管内外压差Ptr≠0，血管形变较小，PGac的变化不明显；随着压力增大，Ptr变小，PGac的变化随之增大；当Ptr=0时，即Pcm=Pam时，血管形变最大，PGac的变化最明显。此时，袖带压力即为血管内的平均压（MBP），此点对应于血管内的光电容积的直流部分PGdc的值，此即为第二阶段使用的目标值V0。随后Pcm＞Pam，血管内外压差Ptr≠0，PGac的变化减小；当PGac的振幅消失时，此时袖带压力即为血管内的最高压（SBP）。此方法由于受检测原理的限制，无法直接测到血管内的最低血压(DBP)。但是，考虑到容积脉搏波与血压波形的相似性，可以间接地求出最低血压(DBP)。在第一阶段中，当袖带压力增大到26.6 kPa后，停止加压，转入第二阶段。在此加压条件下，一般都可检测到PGac的振幅消失点。在图10中，给出了如何确定MBP和SBP的图示。

在第二阶段中，按照图8所示的控制流程，将血管内容积Vt始终控制在目标值V0的附近。由于血管中来自心脏的血液始终处于波动的状态，由此带动血管的内容积也处于波动的状态。为了补偿血管内容积的变化，袖带压力必须时时跟踪血管内部的压力，这样才能使血管内容积Vt始终在目标值V0的附近。由此得到的袖带压力的波形也就是血管内部压力的波形，实现了血压的逐拍连续测量。从图11中的上图可清晰地看见血压的连续波形，其中呼吸对血压的周期性影响也在连续波形的变化趋势中有所体现。从图11中的中图PGdc和下图PGac也可以看到，血管内容积Vt确实被控制在V0的某个范围之内。

表1是利用本系统与电子血压计进行对比试验时的检测结果。从表1可见，两种血压检测装置的平均误差为3.38%，处于血压测量的正常范围之内。因此，本系统在保持较高检测精度的前提下，可以实现无创桡动脉压力波形的连续监测。

表1 十次实验数据的对比Tab.1 The comparison of data within ten experiments

4 结论

本文根据连续血压监测记录系统的工作原理与结构，制作了一台样机，并对每个部分做出了详细说明。初步的测试结果表明，该系统可有效跟踪记录腕部血压，工作稳定，测量精度较高。本工作对系统的实用化、小型化也做了相应的研究：系统中采用的局部加压式袖带装戴方便，压力传递与加压效果良好，被试者没有感觉到较强的不舒适感；系统电路缩减在一块PCB上，仅需要一块12 V充电电池即可工作。当然，要将该系统实用化、便携化，还有许多工作需要完善。

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