文獻(xiàn)標(biāo)識碼： A
文章編號： 0258-7998(2015)01-0039-03
0 引言
連續(xù)式無創(chuàng)測量法是在某一時段內(nèi)無創(chuàng)連續(xù)地測量血壓，能夠檢測每搏血壓及連續(xù)的動脈壓波形，為臨床診斷與治療提供更充分的依據(jù)，特別是在臨床監(jiān)護(hù)及特殊情況下觀察血壓連續(xù)變化方面，對有創(chuàng)血壓和傳統(tǒng)袖帶血壓測量等均具有無法比擬的優(yōu)勢。目前較為成熟的無創(chuàng)連續(xù)血壓測量方法是動脈張力法[1]和容積補(bǔ)償法[2]，但上述方法并沒有解決在血壓測量過程中氣囊對人體束縛帶來的不適感，設(shè)備及測量過程亦相對復(fù)雜，無法對被測者在運動狀態(tài)下進(jìn)行連續(xù)檢測，測量精度也有待進(jìn)一步提高[3]。
綜合考慮測量的可行性，本文提出一種基于PTT的連續(xù)無創(chuàng)血壓測量系統(tǒng)的設(shè)計，該系統(tǒng)以嵌入式技術(shù)和醫(yī)療電子技術(shù)為基礎(chǔ)，無創(chuàng)采集心電和脈搏波，利用特征值計算PPT并擬合出與之對應(yīng)的每搏血壓值，以實現(xiàn)血壓的連續(xù)無創(chuàng)監(jiān)測。
1 系統(tǒng)原理
1878年，Moens和Korteweg提出了能夠證明脈搏波傳時間與血壓之間存在準(zhǔn)線性關(guān)系的數(shù)學(xué)模型：
其中，T為脈搏波傳播時間變化值；P為動脈血壓變化值；動脈血管的特征值[4]。
1957年，Lansdown提出對于某一個體， PTT與血壓BP之間呈線性相關(guān)[5]，這一關(guān)系，在一段時間內(nèi)相對穩(wěn)定[6]。在忽略一些不可測得的動脈血管參數(shù)的情況下，建立動脈血壓與脈搏波傳播時間更直觀的模型[5]如下：
BP=a+b×PTT(2)
式中，BP為動脈血壓，PTT為脈搏波傳播時間， a與b為待定的線性擬合系數(shù)。
2 系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)
基于PTT的無創(chuàng)血壓連續(xù)測量，主要涉及心電和脈搏波兩種生理信號的采集,其硬件框圖如圖1所示。
2.1 心電采集模塊
圖2為基于ADS1291的ECG采集電路原理圖，該芯片利用SPI通信方式進(jìn)行采集控制和數(shù)據(jù)讀取相關(guān)操作。
2.2 脈搏波采集模塊
本采集模塊電路如圖3所示，其中，LED電流調(diào)節(jié)電路為電壓控制型恒流源，通過調(diào)整單片機(jī)的DAC控制探頭LED的電流，即可調(diào)節(jié)其發(fā)光強(qiáng)度。探頭的光電二極管接收的容積變化信號通過I-V轉(zhuǎn)換電路后，經(jīng)過低通濾波及DAC基線控制電路，所得SPO2_OUT模擬電壓信號輸入至STM32進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換。
2.3 STM32單元
本設(shè)計采用STM32F103RBT6作為采集控制和數(shù)據(jù)預(yù)處理的嵌入式處理單元。該芯片兼?zhèn)渖硇盘柛咚俨杉蛿?shù)據(jù)快速預(yù)處理的功能；其還集成豐富片上資源，滿足ECG和PPG信號采集和藍(lán)牙串口傳輸電路設(shè)計需求。
2.4 藍(lán)牙傳輸模塊
采用HC_05型藍(lán)牙模塊作為本系統(tǒng)的數(shù)據(jù)傳輸模塊。該模塊協(xié)議為藍(lán)牙V2.0+EDR協(xié)議，模塊原理圖如圖4所示。
3 系統(tǒng)軟件設(shè)計
系統(tǒng)的主流程如圖5所示，初始化包括：(1)系統(tǒng)時鐘初始化，設(shè)定時鐘頻率為72 MHz；(2)基于ADS1291的ECG模塊初始化，配置SPI端口通信模式為CPOL=0，CPHA=1，其DRDY配置為輸入引腳，發(fā)送RESET命令重置寄存器；(3)脈搏波采集模塊初始化，配置LED控制引腳PA1~PA5，對ADC和DAC相關(guān)通道進(jìn)行初始化和配置等；(4)定時器初始化，設(shè)定STM32的TIMER2定時周期為500 μs，以此中斷信號作為任務(wù)分時調(diào)度的控制器。
本設(shè)計任務(wù)0為非定時任務(wù)，在系統(tǒng)空閑時間進(jìn)行編碼數(shù)據(jù)的發(fā)送及外部命令的響應(yīng)；定時任務(wù)如表1所示。
LED控制脈沖和采集處理時序如圖6所示，系統(tǒng)時間片基本單位為500 s，采集處理周期為2 ms。
4 算法設(shè)計
4.1 特征點識別與PTT計算
本文計算PTT關(guān)鍵是要識別起始特征點(即心電波形R波峰值點SECG)和結(jié)束特征點(即脈搏波上升最快點SSPO2)，如圖7“*”標(biāo)記所示。
特征點的檢測步驟描述如下：
(1)取前10 s心電數(shù)據(jù)進(jìn)行自學(xué)習(xí)，分成相等的5段（每段至少有一個QRS波群），在每段內(nèi)求差分最大值?駐ECGmax，將各段?駐ECGmax排序，去掉最大值和最小值，對剩下的3個最大值求算數(shù)平均m0，確定出初始檢測閾值為：
利用固定初始閾值的方式，采用差分閾值法檢測每段中R波的位置及個數(shù)，確定R波的平均幅值及初始的RR間期（即心電周期T）。
(2)用初始閾值檢測到3個R波后，開始采用滑動平均濾波器修改檢測閾值：設(shè)mi是包括當(dāng)前R波在內(nèi)的前3個QRS波的?駐ECGmax的平均值，則相應(yīng)的新的檢測閾值為：
其中：i=4，5，…；C1、C2、C3均為常數(shù)，是為了保證![)_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526478596000006704071.png ")_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png")
在合理范圍內(nèi)。
(3)對每個心電數(shù)據(jù)做前向差分，利用ECG差分DiffECG的3個閾值檢測R波。如果連續(xù)兩個差分分別大于![ZT]F]50XENB$({6_O)9I_@R.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526480266400003843416.png "ZT]F]50XENB$({6_O)9I_@R.png")
且之后存在一個負(fù)值差分，其絕對值大于
，即可判定當(dāng)前點為R波，標(biāo)記為SECG，如圖7所示。按式(4)、(5)修正閾值，以新的閾值![)_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526483399500002127537.png ")_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png")
繼續(xù)檢測下一R波，在相鄰兩個R波之間求PPG差分的最大值，即SSPO2，每檢測到新的SECG和SSPO2，就按上述方法動態(tài)修正檢測閾值，并繼續(xù)進(jìn)行檢測和特征識別。
(4)計算每個周期內(nèi)SSPO2與SECG的時間差作為PPT。
4.2 血壓擬合和計算
本實驗共選取了9名健康志愿者作為訓(xùn)練組，每名志愿者采集5組數(shù)據(jù)，每組數(shù)據(jù)包括PTT、收縮壓（Systolic Blood Pressure，SBP）、舒張壓（Diastolic Blood Pressure，DBP），以此進(jìn)行數(shù)據(jù)擬合建立血壓與脈搏波傳播時間的方程如下：
SBP=-0.241×PTT+115.3(6)
DBP=-0.125 3×PTT+70.87(7)
5 實驗驗證
本實驗另選8名健康志愿者作為驗證組，將本系統(tǒng)所測血壓與歐姆龍HEM-7051型血壓計所測血壓進(jìn)行對比，見表2，可得收縮壓的最大誤差為-11.0 mmHg，計算得標(biāo)準(zhǔn)差為5.5 mmHg，舒張壓的最大誤差為6 mmHg，計算得標(biāo)準(zhǔn)差為3.3 mmHg，均滿足AAMI推薦的標(biāo)準(zhǔn)差低于8 mmHg的要求。
6 結(jié)論
本文以脈搏波傳播時間作為連續(xù)無創(chuàng)血壓測量的基本原理，設(shè)計并實現(xiàn)了一款基于STM32的嵌入式測量系統(tǒng)，該系統(tǒng)通過波形自學(xué)習(xí)與動態(tài)閾值算法識別特征點并計算PTT，最后通過擬合關(guān)系式實時得到動態(tài)血壓值，實現(xiàn)無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測人體血壓變化。實驗證明本系統(tǒng)得到的動態(tài)血壓值基本滿足AAMI要求。該系統(tǒng)設(shè)計小巧，測量簡便，克服了傳統(tǒng)袖帶測量和有創(chuàng)血壓測量的缺點，對目前的連續(xù)無創(chuàng)血壓測量研究和推廣具有很好的研究意義和參考價值。
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