基于示波法的血管硬度无创检测系统

　　摘 要： 在示波法" title="示波法">示波法 测量血压的原理基础上，设计和开发了血压与血管硬度" title="血管硬度">血管硬度 的无创" title="无创">无创 检测系统" title="检测系统">检测系统 。该系统以MOTOROLA单片机MC68HC908JL8为控制核心，在血压测量过程中，从采集到的血压波形信号中高精度地提取血管硬度的有效信息，并通过大量的临床实验数据的分析，建立相应的血管硬度的模型，实现了在无创血压测量的同时，检测出血管硬度指数、心率等多种心血管参数。临床实验表明，该检测系统能够较好地反映人体的血管健康状况。
　　关键词： 血压; 血管硬度; 示波法; MC68HC908; 斜波比较

　　目前，市场上基于示波法的电子血压计由于操作简便、无汞、不依赖操作者等优势，占据了很大的市场份额，已成为家庭、社区的日常保健仪器。但是现在绝大多数电子血压计仅仅局限于血压和心率测量，功能比较单一，不能满足人们日益增强的保健需求。实际上，血压测量过程中所采集到的波形信号携带了人体血管硬度的信息，而血管硬度是检测亚临床动脉硬化的一个有效参数，能够很好地表征人体的心血管健康状态。基于示波法的血管硬度无创检测系统是在示波法测量血压的过程中，将血压波形信号以很高的精度提取并通过大量的临床实验数据分析，建立相应的数学模型，实现了在无创血压测量的同时，检测人体动脉血管硬度、心率等多种参数。与现有电子血压计相比较，该检测系统在不增加硬件成本的前提下，使用户可以方便、快捷地实现多种心血管参数的综合检测。
1 无创示波法测量血管硬度的原理
动脉弹性是反映人体心血管系统功能的重要指标，反映了人体心血管系统功能的好坏。大量研究与临床实验表明，动脉血管壁的弹性可以反映在受压后的脉搏波幅值变化趋势。从大量的实验数据可以看出，放气" title="放气">放气 过程中脉搏波幅值的变化趋势从一个侧面反映了动脉弹性的好坏。动脉弹性越好，放气过程中脉搏波幅度变化越明显，变化趋势图越陡峭；动脉弹性越差，脉搏波变化趋势越平缓。从弹性理论的观点解释：即血管壁弹性越好，越容易在释放压力后恢复到原来的位置^[1-4]。
　　示波法测量血压的过程中，首先把血压袖带缠绕在上臂，袖带下缘距肘窝1～3cm。对袖带充气到一定压力(超过收缩压30mmHg)，此时袖带下血管被阻断，然后以2～3mmHg／s的速度开始缓慢放气，当袖带压降到一定程度，袖带下血管开放，有血流通过，血管容积的变化通过手臂组织耦合到袖带，引起袖带容积的变化(袖带压力随之改变)。随着每一次心跳，袖带内都产生相应的振荡波，并通过气管传到压力传感器。随着袖带内压力降低，脉波幅度越来越大；但是当脉波幅值达到最大值后，继续放气，波动幅度却越来越小。当脉波幅度低于某一固定值，或者袖带压低于某一值(或者检测到舒张压)之后，开始快速放气完成测量。
　　血管硬度的测量采用放气过程中脉搏波峰值包络线作为判断依据,如图1所示。最大压力波峰值的80%所对应脉搏波曲线的宽度×4.5作为血管硬度的指数(简称ASI)。动脉弹性越好,其对应脉搏波曲线的峰值变化越陡峭,动脉弹性越差,对应脉搏波曲线的峰值变化越平缓。

2 仪器设计
2.1 硬件设计
　　无创血管硬度检测仪的系统框图如图2所示。整个系统主要由以下几个部分组成：单片机（CPU）、压力传感器、信号调理、A/D转换、充放气控制、键盘和液晶显示。

2.1.1 单片机
　　单片机采用MOTOROLA公司的MC68HC908JL8^[5]，其主要特性如下：低功耗设计，等待和掉电模式，具有安全特性的8KB Flash，256B的RAM，2个16位双通道计时器接口模块，每个通道有可选择的输入捕捉、输出比较和产生PWM的能力，13个通道8位A/D转换器，快速8×8乘法指令，快速16/8除法指令，16位地址模式。
2.1.2 压力传感器
　　压力传感器选用台湾的压阻式传感器MPS3100，其特性如下：气压范围在0～300mmHg，工作温度范围-40℃～
+85℃, 易用、易安装于OEM设备,低价位SMD封装，工作电源5V，是一款非常适合于血压测量的传感器。为了减小温度对传感器信号的影响，在电路中特意增加了温度补偿电路，使传感器转换后的信号失真更小。具体电路可见参考文献[6]。
2.1.3 信号调理电路
　　袖带内的压力信号经压力传感器转换成电信号，但是此时的信号比较微弱，且还有干扰信号，所以要经过信号调理电路对信号进行放大和滤波后，才能获得有效的信号。此时，还有一个更重要的问题是要对系统进行标定，也就是气压与电压之间的转换问题。本系统利用运算放大器组成差分输入电路，将传感器输出信号差动输入到运放，然后利用滑动变阻器VR1进行调解。VR1的变化会引起R26的电压变化，这样就可调整偏置电压，达到调节零点的作用，同时这个过程也对信号进行了放大，最后由C12对信号进行滤波。具体电路实现如图3所示。

2.1.4 充放气控制电路
　　对于电磁阀和气泵的控制，本系统利用单片机MC68HC908JL8的PWM功能来实现，即通过软件控制信号的占空比来控制气泵的充气速度和阀的放气速度。这种通过以数字方式控制模拟电路的方法，不但可以大幅度降低系统的成本和功耗，同时提高了对气泵和电磁阀充放气速度的控制精度。具体的电路实现如图4所示。

2.1.5 A/D转换电路
　　本系统没有直接使用成品ADC转换芯片，而是使用斜波比较的方法来实现A/D转换功能，这是本系统的重要部分。具体实现如下：首先利用单片机产生脉冲信号，经电容充放电后形成类似于三角波的信号，然后将传感器输出的直流信号与此三角波信号相比较，由此产生新的脉冲信号，在单片机中计算该脉冲信号高电平（或低电平）的时间，以此来完成传感器信号由模拟到数字的转换。本系统利用这种方法实现了15位的A/D转换功能，不但实现方便而且也降低了硬件成本。具体电路如图5所示。

2.1.6 键盘和液晶显示
　　显示部分选用青云公司的液晶显示屏LCM192641，供电电源为5V，带有背光。控制器是KS0107，STN 黄蓝模式，大小为120mm×62mm×12.5mm。测量过程中要求输入个人资料，例如：身高、体重、年龄，还有时间的调整以及测量操作需要的按键。这里采用薄膜键盘。
2.2 软件设计
　　本系统是在单片机MC68HC908JL8的控制下，完成血压、血管硬度、心率的测量。测量软件全部由汇编语言编写而成。程序主要由测量程序和中断服务程序两部分组成。测量程序主要是控制气泵对袖带充气，控制电磁阀进行线性放气，对采样的压力值进行转换，对采样的压力波进行峰值识别，获得压力波峰值的包络线，计算血压、血管硬度指数和心率。中断服务程序主要是进行信号的采样和对采样后的信号进行预处理。具体的测量流程如图6所示。

　　为了验证本系统的可靠性，2007年8月在天津中医学院第一附属医院心脏科，对本系统和安徽中科智能高科技有限公司研制的AZN-F型心血管健康监测仪进行了同步实验，一共检测了32例受试者（男性20名，女性12名，年龄在20～55之间）的心血管参数，并将所得测量结果进行了对比。表1列出了本次对比实验的部分测量结果。

　　测量结果显示，由本系统测量得到的血管硬度与AZN-F型心血管健康监测仪测量的血管硬度有很好的相关性，相关系数为-0.79。实验结果表明，利用本系统可以较好地反映血管的硬度。
　　通过本文设计的基于示波法的血管硬度无创检测系统与AZN-F型心血管健康监测仪对32位受试者进行的对比实验表明：基于示波法的血管硬度无创检测系统有很好的重复性，在一定程度上能够反映出受试者的心血管健康状况。该系统操作方便快捷，结果简单、直观,重量轻,体积小,适合个人及家庭的心血管健康状况快速的检测，对心血管的保健和预防起到了很好的指导作用。

参考文献
[1] 王晋.血管硬度测试仪的研制.硕士论文.重庆:重庆大学出版社，2003.
[2] 朱燕秋,杨浩,何为.血管硬化指数的测量方法与临床应用研究[J].医疗设备信息,2005,20(9): 13-15.
[3] 张维忠.动脉弹性功能检测的理论与实践(上)[J]. 心脑血管病防治, 2003,3(4):1-2.
[4] 张维忠.动脉弹性功能检测的理论与实践(下)[J].心脑血管病防治, 2003,3(5):3-4.
[5] 刘慧银,程建平,龚光华，等.Motorola微控制器MC68HC08原理及其嵌入式应用[M].北京:清华大学出版社，2001.
[6] 赵学玲,徐可欣,张乐石,等.基于ARM的便携式心血管无创检测系统[J],电子技术应用，2007,33(8):133-135.