本文關鍵詞：基于脈搏波傳導時間的無袖帶血壓測量儀設計，由筆耕文化傳播整理發(fā)布。

第26卷 第12期 ? 1080 ?

電子測量與儀器學報 Vol. 26 No. 12 2012年12月

JOURNAL OF ELECTRONIC MEASUREMENT AND INSTRUMENT

DOI: 10.3724/SP.J.1187.2012.01080

基于脈搏波傳導時間的無袖帶血壓測量儀設計*

凌振寶1 張 銘1 熊文激2 陳志榜1 郭子鈺1 李肅義1

(1.吉林大學儀器科學與電氣工程學院, 長春 130026; 2.吉林大學第一醫(yī)院, 長春 130021)

摘 要: 設計了一種無袖帶血壓測量儀器, 它主要由脈搏波測量、數據處理、特征點的提取和數學建模4個部分組成。單片機將脈搏波測量部分輸出的數據進行數據處理后以異步串行通信方式傳送給上位機, 上位機提取脈搏波特征點, 計算出脈搏波傳導時間, 并建立脈搏波傳導時間與血壓之間的模型關系, 從而實現無袖帶血壓測量。實驗結果表明, 血壓測量標準差小于8 mmHg, 符合AAMI推薦的標準差不大于8 mmHg的標準, 可初步應用在醫(yī)療監(jiān)護中。

關鍵詞: 無袖帶; 血壓測量; 特征點; 脈搏波傳導時間; 數學建模

中圖分類號: TP371.76 文獻標識碼: A 國家標準學科分類代碼: 510.5090

Design of sleeveless blood pressure measuring instrument based on pulse wave transit time

Ling Zhenbao1 Zhang Ming1 Xiong Wenji2 Chen Zhibang1 Guo Ziyu1 Li Suyi1

(1.College of Instrumentation Technology and Electrical Engineering Institute of Jilin University, ChangChun 130026, China; 2.First

Hospital of Jilin University, Changchun 130021, China)

Abstract: This study designs a sleeveless blood pressure measuring instrument, it mainly consists of four parts, in-cluding pulse wave measuring, data processing, feature point extraction and mathematical modeling. Single chip micro-computer processes the data from the output of pulse wave measuring part and sends it to the PC in the way of asynchro-nous serial communication, the PC software extracts pulse wave feature points and calculates the pulse wave transit time, then builds the relationship formula between the pulse wave transit time and blood pressure, thus can achieve sleeve-less blood pressure measurement. The experimental results show that the standard deviation of blood pressure measure-ment is less than 8mmHg, which is satisfied with the standard made by AAMI, so the instrument can be ap-plied in the medical care preliminary.

Keywords: sleeveless; blood pressure measurement; feature point; pulse wave transit time; mathematical model

1 引 言

血壓是人體的重要生理參數之一, 能夠反應出人體心臟和血管的功能狀況, 是臨床上判斷疾病、觀察醫(yī)療效果等的重要依據。傳統(tǒng)采用的柯氏音聽診法, 雖能較準確的測量動脈血壓, 但無法跟蹤測量動態(tài)血壓變化[1]。而采用動脈插管法雖然能連續(xù)的跟蹤測量血壓, 且測量結果較準確[2]。但是該方法卻存在著一些局限性, 如準備時間長、有創(chuàng)等, 且被測者容易引發(fā)并發(fā)癥, 如疼痛、出血、感染、形成血栓與氣栓、肢體因缺血而壞死等[3]。

無創(chuàng)連續(xù)血壓檢測是通過對相關特征信號進行分析處理來間接獲得血壓值, 對人體無創(chuàng)傷, 更適合在科研和臨床中廣泛使用。容積補償法、脈搏波特征參數法[4]、脈搏波波速法[5]都是目前比較成熟的無創(chuàng)連續(xù)血壓測量方法。與容積補償法、脈搏波特征參數法相比, 脈搏波波速法對傳感器定位要求低, 測量誤差較小, 不適感較少, 是一種比較理想的無創(chuàng)連續(xù)測量血壓方法。

目前, 國內外對脈搏波信號的提取方式主要有3種。①用液體耦合傳感器提取脈搏波信號, 但它的耦合的方式會影響最終結果的準確性。②利用光電傳

本文于2012年4月收到。

*基金項目: 吉林省科技廳重點項目 (20100350)資助項目。

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感器, 通過光在指尖的傳播來間接的獲取脈搏信號, 但是大多數的脈搏波采集系統(tǒng)主要用于計算血氧飽和度, 對脈搏波信號的分析處理能力較弱, 不能準確計算出脈搏波信號峰值點[6]。③用壓電傳感器來實現脈搏波信號的提取。

本文根據脈搏波傳導時間與血壓成負相關的特性而提出[7], 利用壓電傳感器對人體不同部位的脈搏信號進行同步采集, 然后單片機將脈搏波測量部分輸出的數據進行數據處理后以異步串行通信方式傳送給上位機, 上位機提取脈搏波特征點并計算脈搏波傳導時間, 最后通過建立脈搏波傳導時間與血壓之間的模型關系, 實現無袖帶血壓測量。這種方法測量設備體積小, 易于攜帶, 且使被測者徹底擺脫了氣囊體的束縛, 提高了舒適感, 能夠長時間進行無袖帶連續(xù)血壓測量。

3 系統(tǒng)總體設計

3.1 系統(tǒng)總體設計

系統(tǒng)主要由脈搏傳感器、加法器電路、A/D數據采集、主控單片機、數據存儲和顯示六部分組成, 系統(tǒng)總體框圖如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)總體

Fig.1 Block diagram of overall system

3.2 主要硬件電路設計

1) 傳感器

系統(tǒng)選擇壓電式的HK-2000B脈搏傳感器, 此傳感器具備較高的靈敏度, 而且能夠方便的同步測量不同部位的脈搏信號。本文測量的2路脈搏波信號分別為肱動脈和橈動脈。

2) 加法器

因為選用的脈搏傳感器輸出信號存在負值, 為了便于A/D芯片的采集, 設計一個同相加法器電路將所獲得的脈搏信號向上平移, 保證輸出信號的電壓幅值在A/D工作電壓范圍之間。加法器的2路輸入信號即2路脈搏傳感器輸出的信號, 加法器的輸出信號, 直接和A/D芯片的輸入信號相連。

2 脈搏波與血壓之間的關系

動脈血管壁的緊張程度對脈搏波傳播速度起決定作用。當血壓比較高時, 動脈壁變得緊張, 脈搏波的傳遞速度變快; 當血壓比較低時, 動脈壁變得松弛, 脈搏波的傳遞速度變慢。

關于脈搏波的傳播速度與血壓的關系, 根據英國著名物理學家托馬斯·楊提出的理想流體的彈性管內波傳播速度公式[8]、Hughes等提出的血管跨壁壓和血管彈性模量之間關系公式、莫恩斯提出的波速公式及脈搏波傳導時間和脈搏波傳播速度關系公式[9], 可整理得到血壓與脈搏波傳導時間的關系:

?3) A/D數據采集 1???dS2?

P??ln???2lnT? (1)

數據采集電路是本系統(tǒng)的關鍵部分之一。采用????aE0???

兩個10位的串行A/D芯片TLC1549對兩路脈搏信通過求導, 可得到血壓變化與脈搏波傳導時間之間的關系:

2

?P???T (2)

?T

式中:?P為動脈血壓變化值, ?T為脈搏波傳導時間,

號同步采集, 該芯片內部具有采樣保持, 有較強的抗干擾能力, 且體積較小, 符合小型化的要求。對兩路信號連續(xù)采集10s, 采集點數為5 000個點, 設置采樣率為500 Hz, 而該芯片完成一次采樣并輸出結果至少需要十個時鐘, 故PD6輸出的時鐘不得小于5 kHz, 在此時鐘的控制下, 由單片機的PD4和PD5分別讀取兩路信號的數據。

4) 數據存儲

本設計擴展了一個32K的存儲器, 用來存儲采集的數據。

?是表示血管特征的一個量值。

也即是說, 如果血管的彈性保持不變, 那么血壓的變化和脈搏波傳導時間成正比[10], 而同一個人在短時間之內的血管彈性不會發(fā)生大的改變。所以通過測量脈搏波傳導時間(PTT), 就能間接地計算出動脈血壓的變化量。

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3.3 采集到的數據

將采集到的數據存成txt文檔格式傳到上位機, 用MATLAB進行還原橈動脈和肱動脈的原始波形如圖2所示, T為2路脈搏波波形傳導時間差。

圖2 肱動脈和橈動脈的脈搏波波形

Fig.2 Brachial artery and radial artery pulse waveforms

圖4 脈搏波的特征點 Fig.4 Feature point of pulse wave

5 脈搏波傳導時間與動脈血壓關系的建模

5.1 脈搏波傳導時間的計算

分別提取橈動脈處和肱動脈處采集的2路脈搏波信號n個周期的特征點(這里取最大值)的坐標值之和:

ni?1n

4 脈搏波特征點的提取

圖2為采集的人體標準脈搏波信號, 選取脈搏波主峰Cx1、Cx2點作為脈搏波的特征點。預選原始信號法, 濾波法和小波分解法3種脈搏波特征點提取的方法。

由于硬件電路所采集的信號干擾較弱, 對特征點的提取干擾極小, 且原始信號法對信號的預處理最為簡潔, 又較完整保留了脈搏波信息, 特征點更易分辨, 經過試驗, 原始信號法提取的特征點最為準確, 所以本文選用原始信號法進行脈搏波特征點的提取。利用原始信號法提取脈搏波特征點的方法流程圖如圖3所示。利用原始信號法提取的脈搏波的特征點如圖4所示。

[6]

X??Xi (3)

Y??Yi (4)

i?1

式中: X表示橈動脈處脈搏波信號n個周期的特征點的坐標值之和。Y表示肱動脈處脈搏波信號n個周期的特征點的坐標值之和。Xi (i=1, 2,…, n)表示橈動脈處脈搏波信號第i個特征點的坐標值。Yi (i=1, 2, …, n)表示肱動脈處脈搏波信號第i個特征點的坐標值。

計算出2路信號特征點坐標值之差的平均值:

X?Ym? (5)

n

由于已知采樣間隔Ts, 故可以通過以下公式計

算相應的脈搏波傳導時間:

PTT?m?Ts (6)

式中: PTT為脈搏波傳導時間, m為特征點坐標差值, Ts為采樣間隔, 本設計中Ts=2 ms。 5.2 模型的建立

利用多項式擬合法建立脈搏波傳導時間與動脈血壓的模型關系。

圖3 提取脈搏波特征點的方法流程圖

Fig.3 Flow chart of method to extract the pulse wave

feature points

任意一個函數可按泰勒(Taylor)級數展開為一個

多項式, 即:

f(x:a0,a1,...,am)?a0x0?a1x1?...?amxm (7)

所以采用多項式擬合脈搏波傳導時間與血壓之

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間的曲線, 可以較為精確地接近原曲線。

將所采集的血壓數據與計算得到的特征點坐標差值一一對應存入txt文檔中, 讀入文件并將收縮壓, 舒張壓, 特征點坐標差值分別存入3個數組中, 并以舒張壓脈搏波傳導時間作為自變量, 分別以收縮壓、數據作為因變量, 分別進行3次多項式擬合和五次多項式擬合, 求出各項系數, 畫出擬合曲線, 并將擬合結果與實際結果進行比較。

建模結果: 1) 擬合公式

①收縮壓與脈搏波傳導時間的關系

舒張壓與脈搏波傳導時間擬合圖

, 如圖6

所示。

圖6 舒張壓與脈搏波傳導時間擬合圖

Fig.6 Fitting figure between diastolic blood pres-sure and pulse wave transit time

HP?a1x3?a2x2?a3x?a4 (8) 擬合系數: a1?-2037.3002,a2?322.0839,a3? -19.7838,a4?1.4934。

②舒張壓與脈搏波傳導時間的關系

擬合系數:b1??11600785.9246，b2?1982983.4213,

6 系統(tǒng)測試與分析

為測試本系統(tǒng)是否能準確的測得不同健康條件

HP?b1x5?b2x4?b3x3?b4x2?b5x?b6 (9) 6.1 測試方法

b3?-126460.3704,b4?3743.4202,b5?-53.5216, 人群的血壓值, 選擇序號為1~10的測試者進行試驗, b6?1.0545。 分別比對采用柯氏音聽診法測得的動脈血壓值和儀

2) 擬合曲線

收縮壓與脈搏波傳導時間擬合圖

, 如圖5

所示。

器測得的動脈血壓值, 并計算絕對誤差。脈搏波傳導時間與血壓關系模型的實驗結果如表1所示。

為測試本系統(tǒng)是否具有很好的一致性, 選擇測試者A進行連續(xù)10次實驗。采用柯氏音聽診法測得測試者A的舒張壓為77mmHg, 收縮壓為129mmHg, 比對儀器連續(xù)10次測得的動脈血壓值, 并計算絕對誤差和標準差, 脈搏波傳導時間與血壓關系模型的實驗結果如表2所示。

圖5 收縮壓與脈搏波傳導時間擬合圖 Fig.5 Fitting figure between systolic blood pres-sure and pulse wave transit time

測試時, 每次由柯氏音聽診法測得1組數據, 每組數據與儀器連續(xù)測得的3次數據的平均值進行比對, 得出測量誤差。

表1 脈搏波傳導時間與血壓關系模型的實驗結果(不同測試者)

Table1 Experimental results of the relational model between pulse wave transit time and blood pressure (different testers)

序號 2 3 4 5 6 7 8 9 10

脈搏波傳導時間

/s 0.0134 0.0158 0.0491 0.0285 0.0245 0.0171 0.0131 0.0094 0.0200

計算舒張壓/mmHg 76.40 75.66 69.66 73.24 74.26 75.40 76.52 79.19 74.99

實際舒張壓/mmHg 80 76 69 73 76 79 78 79 80

舒張壓絕對誤差

/mmHg 3.60 0.34 0.66 0.24 1.74 3.60 1.48 0.19 5.01

計算收縮壓/mmHg 128.09 125.26 105.74 114.40 117.23 123.86 128.44 133.44 121.02

實際收縮壓/mmHg 136 126 107 115 117 121 129 130 118

收縮壓絕對誤差

/mmHg 7.10 0.74 1.26 0.60 0.23 1.14 0.56 3.44 2.98

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表2 脈搏波傳導時間與血壓關系模型的實驗結果(同一位測試者連續(xù)10次)

第26卷

Table2 Experimental results of the relational model between pulse wave transit time and blood pressure (one tester continuous meas-ure ten times)

序號

脈搏波傳 計算舒張壓 舒張壓絕對誤差 計算收縮壓 收縮壓絕對誤差

/mmHg /mmHg /mmHg /mmHg 導時間/s

0.0131 76.30 0.70 128.20 0.80 1

2 0.0133 76.22 0.78 128.05 0.85 3 0.0177 73.94 3.06 122.60 6.40 4 0.0126 76.79 0.21 128.99 0.01 5 0.0158 74.64 2.16 124.78 4.22 6 0.0134 76.10 0.90 127.85 1.15 7 0.0194 80.57 3.57 133.87 4.87 8 0.0132 76.23 0.77 128.08 0.92 9 0.0066 85.62 8.62 138.74 9.74 10 0.0157 75.69 1.31 124.44 4.56

6.2 測試結果

經計算, 收縮壓均方根誤差為3.2543mmHg, 舒張壓均方根誤差為4.4713mmHg。 6.3 實驗結果分析

從上述結果可以看出, 該系統(tǒng)均方根誤差均小于8mmHg, 符合AAMI推薦的標準差不大于8mmHg的標準

[11-15]

搏波特征點的準確提取、脈搏波傳導時間計算以及脈搏波傳導時間與動脈血壓之間關系的建模。該系統(tǒng)電路設計簡單, 操作方便, 且系統(tǒng)體積小, 具有很強的實用性和便攜性, 通過脈搏波傳導時間間接測量血壓的方法, 能夠長時間進行無袖帶連續(xù)血壓測量。使被測者徹底擺脫了氣囊的束縛, 增強了舒適感和準確性, 可以初步應用在家庭和臨床醫(yī)療。 參考文獻:

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。采用脈搏波傳導時間與血壓關

系的模型測試時時, 誤差來源主要有2點:

1) 在進行擬合時, 主要采用的數據集中于舒張壓在65~100mmHg區(qū)間內, 收縮壓在100~150mmHg區(qū)間內, 所以擬合結果在該區(qū)間內誤差較小。

2) 由于脈搏波傳導時間與血壓的關系存在個體差異, 且該模型所使用的擬合數據只包含了部分健康人體的情況, 故致使在遇到血壓較高的被測試者時, 結果誤差較大。 6.4 展望

在今后的工作中, 將對于本文的建模結果與目前常用的動脈插管法進行大量臨床對照實驗, 并著重建立高血壓病人或動脈硬化病人的脈搏波傳導時間與動脈血壓之間關系的模型, 從而修正所建數學模型的參數, 減少誤差。

7 結 論

系統(tǒng)基于壓電式的HK-2000B脈搏傳感器進行了脈搏波信號的測量, 所設計的同相加法器電路將所獲得的脈搏信號向上平移, 使所有信號電壓幅值在A/D要求范圍內, 采用兩個10位的串行A/D芯片TLC1549對2路脈搏信號進行了準確的同步采集。上位機用MATLAB軟件進行了基于原始信號法的脈

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本文編號：157725