基于新穎血壓參數(shù)標(biāo)定法的無(wú)袖套血壓獲取系統(tǒng)

【作 者】方維軒，竇佳易，胡向陽(yáng)，董名垂，李偉基

1 澳門(mén)大學(xué)科技學(xué)院，澳門(mén)，中國(guó)，999078

2 中山大學(xué)附屬第五醫(yī)院中西醫(yī)結(jié)合科，珠海，中國(guó)，519000

3 澳門(mén)電腦與系統(tǒng)工程研究所，澳門(mén)，中國(guó)，999078

基于新穎血壓參數(shù)標(biāo)定法的無(wú)袖套血壓獲取系統(tǒng)

【作 者】方維軒1，竇佳易1，胡向陽(yáng)2，董名垂3，李偉基3

1 澳門(mén)大學(xué)科技學(xué)院，澳門(mén)，中國(guó)，999078

2 中山大學(xué)附屬第五醫(yī)院中西醫(yī)結(jié)合科，珠海，中國(guó)，519000

3 澳門(mén)電腦與系統(tǒng)工程研究所，澳門(mén)，中國(guó)，999078

基于Moens-Korteweg模型和流體靜力學(xué)原理，提出了一種簡(jiǎn)易人體血壓參數(shù)標(biāo)定方法，通過(guò)改變手腕血壓測(cè)量點(diǎn)與心臟的垂直距離，用流體靜力壓來(lái)影響血液在血管中的流動(dòng)，改變血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，從而得到多組不同的心血管參數(shù)值，由此建立起血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系式。文中詳細(xì)介紹了各部分電路及軟件設(shè)計(jì)。通過(guò)對(duì)不同年齡、性別的人分別進(jìn)行長(zhǎng)期和短期的監(jiān)測(cè)，并與醫(yī)用OMRON EW3152電子血壓計(jì)進(jìn)行對(duì)比，結(jié)果表明用此方法測(cè)量有較高的精確度和測(cè)試一致性。

簡(jiǎn)易血壓參數(shù)標(biāo)定；流體靜力學(xué)；脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；動(dòng)態(tài)無(wú)袖套血壓測(cè)量

1 標(biāo)定原理與方法

正常進(jìn)行血壓檢測(cè)時(shí)，人體手臂須與心臟基本處于同一水平線(xiàn)上，此時(shí)手臂的壓力等同于心臟泵血時(shí)的壓力BPi。當(dāng)把手臂向上抬高，手臂測(cè)量點(diǎn)與心臟會(huì)產(chǎn)生一定的垂直落差，根據(jù)流體靜力學(xué)原理[2]，手臂測(cè)量點(diǎn)的血管跨壁壓BPt會(huì)受到流體靜力壓Ph的影響，其計(jì)算關(guān)系為式為：

其中，ρ為血液密度，g為重力加速，h為手臂抬高后測(cè)量點(diǎn)與心臟間的垂直距離。

由Moens-Korteweg方程[3]可知脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與楊氏彈性模量的關(guān)系，結(jié)合楊氏彈性模量與血壓的關(guān)系式，可以得出手臂放置水平與抬高時(shí)血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系為

其中，L為脈搏波傳遞距離，d為血管內(nèi)徑，a為血管壁厚度，E0是壓力為零時(shí)的彈性模量，γ 是表征血管所受壓力與彈性關(guān)系的一個(gè)模量。

隨著手臂抬高，式(2)中流體靜力壓 ρgh隨之增高，從而使血管內(nèi)壓力呈現(xiàn)線(xiàn)性減少。因參數(shù)γ 的數(shù)值范圍是0.016～0.018 mmHg-1[4]，手臂抬高使eγ(BP-ρgh)的值呈現(xiàn)指數(shù)性減少，從而使脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PTT增加。這意味著沿手臂的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間會(huì)隨手臂的抬高而呈指數(shù)性增長(zhǎng)。

由式(1)可知，手臂抬得越高，血管內(nèi)壓力變化就越大。當(dāng)手臂水平放置，其測(cè)量點(diǎn)與心臟的垂直距離最短，幾乎為零；當(dāng)手臂抬高90o后，手臂與心臟間的垂直距離最大，血壓變化量也最大。為了得到更大的血壓變化量，本文將標(biāo)定時(shí)的血壓測(cè)量點(diǎn)選在手腕上，當(dāng)手臂抬高時(shí)，手腕到心臟間的垂直高度長(zhǎng)于手臂到心臟間距離，因此所受的流體靜力壓更大。經(jīng)實(shí)驗(yàn)測(cè)試，當(dāng)1.7 m高的成年人手臂抬高90o后，從心臟到手腕測(cè)量點(diǎn)的垂直高度達(dá)到60 cm，與手臂水平放置相比，其PTT的變化量可達(dá)到37.2±8.8 ms，血壓變化量有20±3 mmHg。

因而，本文在標(biāo)定血壓參數(shù)值時(shí)采用手臂水平放置和手臂抬高90o時(shí)分別測(cè)量手腕血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間參數(shù)。將這兩組測(cè)得的數(shù)據(jù)輸入到設(shè)計(jì)的系統(tǒng)，系統(tǒng)將采集到的手腕脈搏波以及心電圖信號(hào)進(jìn)行處理，按式（2）計(jì)算出PTT值。然后，對(duì)輸入作標(biāo)定用的數(shù)據(jù)以及計(jì)算所得的PTT進(jìn)行分析計(jì)算，從而獲得每次脈搏波的收縮壓值。

2 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

圖1為系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)框架圖，主要包含兩個(gè)模塊：1)前端數(shù)據(jù)采集；2) 信號(hào)處理與PTT測(cè)算。前端數(shù)據(jù)采集是利用生物醫(yī)學(xué)傳感器采集人體生物信號(hào)，包括脈搏波SPG和心電圖ECG，發(fā)送至信號(hào)調(diào)整電路，隨后經(jīng)USB接口電路將信號(hào)傳送到PC機(jī)進(jìn)一步做信號(hào)處理、特征點(diǎn)提取及PTT測(cè)算。通過(guò)信號(hào)處理和計(jì)算，最終得出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和收縮壓，由此實(shí)現(xiàn)對(duì)收縮壓的無(wú)氣囊實(shí)時(shí)測(cè)量與顯示。

圖1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框架圖Fig.1 System structure diagram

3 前端信號(hào)采集模塊

為測(cè)量PTT值，需同時(shí)采集脈搏波與心電圖。圖2為壓電脈搏傳感器和心電傳感器以及與其相連的前端信號(hào)采集硬件實(shí)物示圖。檢測(cè)時(shí)，將壓電脈搏傳感器固定在人體手腕橈動(dòng)脈處，同時(shí)將AgCl ECG 電極分別粘貼在左右手背上，采用雙極導(dǎo)聯(lián)第一肢導(dǎo)連接，設(shè)定后端ADC的信號(hào)采樣頻率為500 Hz。

圖2 采集脈搏波與心電圖的前端信號(hào)采集硬件Fig.2 Front-end signal acquisition hardware of SPG & ECG

圖3 是前端心電及脈搏信號(hào)采集模塊的原理框圖，包括信號(hào)處理調(diào)節(jié)電路、微處理器和串口通訊電路等。傳感器將采集到的壓電信號(hào)傳送至電壓跟隨器，該電路起到緩沖以及隔離前后級(jí)電路的作用，以避免干擾。采用高信噪比的生物醫(yī)學(xué)儀用放大器AD620，對(duì)輸入壓電信號(hào)做前置放大。為使輸入信號(hào)的幅值能自動(dòng)符合PC機(jī)作信號(hào)處理與分析的要求，在放大器末端加入閉環(huán)自動(dòng)增益調(diào)節(jié)電路，并對(duì)其后的低通濾波電路采用增益變化較平坦的二階巴特沃斯濾波器?？紤]到心電信號(hào)的頻率范圍是從0.05-100 Hz, 脈搏波則是從0.03-15 Hz，所以設(shè)計(jì)100 Hz低通濾波器，以濾除心電信號(hào)中的高頻干擾；設(shè)計(jì)15 Hz的低通濾波器，以濾除脈搏信號(hào)中的高頻干擾。因而，壓電信號(hào)的隔離、放大和濾波構(gòu)成了信號(hào)處理調(diào)節(jié)電路。

圖3 前端信號(hào)采集模塊原理框圖Fig.3 Principle diagram of front-end signal acquisition module

針對(duì)系統(tǒng)設(shè)計(jì)要求，主控制器選用了ATMEL公司的ATMEGA88V單片機(jī)，內(nèi)含8路10位逐次逼近型ADC及可編程的串行USART接口?？刂破髟O(shè)定與PC機(jī)之間的數(shù)據(jù)傳輸幀格式為1個(gè)起始位、8個(gè)數(shù)據(jù)位和1個(gè)停止位，波特率為9600 bps。主控制器將根據(jù)PC機(jī)反饋回來(lái)的信號(hào)，自動(dòng)調(diào)整閉環(huán)自動(dòng)增益調(diào)節(jié)電路的增益。USB接口電路采用FTDI公司的FT232RL芯片作為單片機(jī)UART到USB的轉(zhuǎn)換接口，從而在PC機(jī)上形成一個(gè)虛擬串口，實(shí)現(xiàn)了微處理器信號(hào)到PC機(jī)的傳輸。同時(shí)，本系統(tǒng)應(yīng)用LabVIEW軟件的高級(jí)編程接口VISA與單片機(jī)進(jìn)行信號(hào)通信，最后實(shí)現(xiàn)PC機(jī)上的信號(hào)處理及PTT測(cè)算。

4 信號(hào)處理及PTT測(cè)算模塊

4.1 心電圖和脈搏波信號(hào)處理

圖4為L(zhǎng)abVIEW界面上采集到的心電與脈搏信號(hào)，通過(guò)頻譜分析偵測(cè)出兩信號(hào)上都含有50 Hz的干擾源和基線(xiàn)漂移，由此考慮設(shè)計(jì)帶阻濾波器和高通濾波器濾除相應(yīng)干擾。然而，濾波器所產(chǎn)生的相位延遲差別會(huì)影響到后續(xù)PTT測(cè)量的精確度，因此必須為心電和脈搏信號(hào)設(shè)計(jì)相同的濾波通道，以保證兩信號(hào)有相同的相位延遲，從而不影響后續(xù)PTT測(cè)量精度。基于0.05 Hz和0.03 Hz高通濾波器產(chǎn)生的相位延遲基本一樣，本系統(tǒng)設(shè)計(jì)了如圖5所示的50 Hz帶阻濾波器以及0.05 Hz和0.03 Hz 高通濾波器來(lái)濾除心電圖與脈搏波中的干擾。

圖4 采集到的原始脈搏波與心電圖信號(hào)Fig.4 Sampled original SPG and ECG signals

圖5 脈搏與心電信號(hào)處理電路原理示意圖Fig.5 Circuit diagram for processing SPG and ECG signals

由于選用了LabVIEW自帶的濾波器，經(jīng)過(guò)處理后的信號(hào)從開(kāi)始采集點(diǎn)到1 s位置存在著信號(hào)失真，直接影響到后續(xù)PTT的計(jì)算精確度。因而，電路中采用信號(hào)提取功能濾除到1 s位置的失真信號(hào)。圖6示出了經(jīng)過(guò)信號(hào)處理后的心電圖與脈搏波，對(duì)比圖4示出的采集到的原始信號(hào)，大大減少了干擾和基線(xiàn)飄移。

圖6 經(jīng)本系統(tǒng)信號(hào)處理后的脈搏波與心電圖信號(hào)Fig.6 SPG and ECG signals after signal processing

4.2 心電圖和脈搏波的頂點(diǎn)檢測(cè)

經(jīng)過(guò)信號(hào)處理，將心電圖的振幅調(diào)節(jié)為10 mV左右，采用自動(dòng)增益放大倍數(shù)50，從而將心電圖輸出信號(hào)峰峰值大小控制在0.5V左右。實(shí)驗(yàn)記錄統(tǒng)計(jì)到最終輸出的大部分心電圖波形幅值范圍從-0.2 V到0.3 V，其中R-wave一般大于0.2 V；而大部分脈搏波的幅值范圍從-0.5 V 到 0.7 V，振幅大小為1.2 V。

在PTT測(cè)算中要用到心電圖和脈搏波的頂點(diǎn)數(shù)據(jù)，下面分別介紹本系統(tǒng)采用的頂點(diǎn)測(cè)定技術(shù)和最終進(jìn)行的PTT測(cè)算。

圖7 心電圖頂點(diǎn)測(cè)定電路的原理示意圖Fig.7 Circuit diagram for detecting ECG peak points

圖8 (a)原始的心電圖波形；(b)經(jīng)第一次平方處理后的心電圖波形；(c)經(jīng)第二次平方處理后的心電圖波形Fig.8 (a) ECG waveform; (b) Result after 1stsquare processing; (c) Result after 2ndsquare processing

1）心電圖頂點(diǎn)測(cè)定 圖7為心電圖頂點(diǎn)測(cè)定電路的原理示意圖。首先必需從心電圖里區(qū)分出R-wave，因R-wave的幅值大于0.2 V，而心電圖其他四個(gè)波的波幅均小于0.2 V，所以通過(guò)雙重平方函數(shù)可大幅降低Q、T、U、S-wave的信號(hào)幅值[5]，同時(shí)增大R-wave的幅值，從而可有效地把R-wave從其他波峰中區(qū)分開(kāi)。圖8所示為采用雙重平方函數(shù)在心電圖中提取R-wave的過(guò)程。隨后，通過(guò)預(yù)設(shè)閥值找出R-wave頂點(diǎn)所在的區(qū)域，使用斜率檢測(cè)法即可偵測(cè)出R-wave頂點(diǎn)[6]。圖9顯示了測(cè)定出來(lái)的心電圖波形頂點(diǎn)的位置。

圖9 心電圖波形與測(cè)定到的心電圖R-wave頂點(diǎn)位置Fig.9 ECG waveform and our located ECG peak points

2）脈搏波頂點(diǎn)測(cè)定 圖10為脈搏波頂點(diǎn)測(cè)定電路的原理示意圖。因本系統(tǒng)可將脈搏波波幅范圍控制在從-0.5 V 到 0.7 V，振幅大小為1.2 V，因此在檢測(cè)脈搏頂點(diǎn)時(shí)，可將信號(hào)最高點(diǎn)范圍設(shè)定為0.5～0.7 V，同時(shí)設(shè)定信號(hào)最低點(diǎn)為小于-0.1 V。通過(guò)檢測(cè)心率，對(duì)每個(gè)心跳周期設(shè)定一個(gè)0.5 V的臨界值，以確定頂點(diǎn)所在的小區(qū)域，再通過(guò)偵測(cè)頻率得出脈搏波頂點(diǎn)位置[6]。圖11顯示了測(cè)定出來(lái)的波形頂點(diǎn)的位置。

圖10 脈搏波頂點(diǎn)測(cè)定電路的原理示意圖Fig.10 Circuit diagram for detecting SPG peak points

圖11 脈搏波波形與測(cè)定到的脈搏波頂點(diǎn)位置Fig.11 SPG waveform and our located SPG peak points

圖12 測(cè)算PTT和計(jì)算動(dòng)態(tài)收縮壓的原理示意圖Fig.12 Principle diagram of measuring PTT and calculating ambulatory SBP

3）脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量 圖12為測(cè)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和計(jì)算動(dòng)態(tài)收縮壓的原理示意圖。在精確測(cè)定出心電圖與脈搏波的頂點(diǎn)后，通過(guò)計(jì)算兩波形頂點(diǎn)間的時(shí)間差可得出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間[7]。隨后，通過(guò)設(shè)定好的程序把輸入的兩組標(biāo)定數(shù)據(jù)代入血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系式[4]進(jìn)行分析計(jì)算，從而可得出被測(cè)個(gè)體的特征參數(shù)和收縮壓。

同樣地，精確測(cè)定出心電圖與脈搏波的最低谷點(diǎn)后，通過(guò)計(jì)算兩波形谷點(diǎn)間的時(shí)間差，可得出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，將兩組標(biāo)定數(shù)據(jù)代入血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系式進(jìn)行分析計(jì)算，從而可得出被測(cè)個(gè)體的特征參數(shù)和舒張壓。

5 測(cè)試結(jié)果

本文設(shè)計(jì)了一種便捷舒適的血壓參數(shù)標(biāo)定法，并構(gòu)建了無(wú)袖套血壓測(cè)量系統(tǒng)。該系統(tǒng)在臨床測(cè)試中對(duì)不同年齡段不同性別人群進(jìn)行了中、短期測(cè)試。表1示出了對(duì)年齡介于20-62歲的不同年齡段不同性別測(cè)試者進(jìn)行的測(cè)試結(jié)果；表2示出了對(duì)同一測(cè)試者在一個(gè)月內(nèi)不同日子不同時(shí)段進(jìn)行監(jiān)測(cè)的情況記錄。作為對(duì)比，所有測(cè)試結(jié)果均與醫(yī)用OMRON EW3152電子血壓計(jì)的測(cè)量結(jié)果進(jìn)行了比較，比較結(jié)果列為表中的精確度一欄。由表1和表2的對(duì)比結(jié)果可知，本系統(tǒng)的平均精確度可以達(dá)到95%以上。本系統(tǒng)還監(jiān)測(cè)了高脂血病人吃藥前后連續(xù)幾天的血壓變化情況，結(jié)果表明隨著服用藥物次數(shù)的增加，該病人的血壓精準(zhǔn)度逐漸降低，被測(cè)個(gè)體的特征參數(shù)需要重新標(biāo)定，因?yàn)槭秤门c心血管相關(guān)的藥物使得個(gè)體的血管壁厚度和彈性在一段時(shí)間內(nèi)有了變化。

表1 對(duì)不同年齡段不同性別測(cè)試者進(jìn)行的測(cè)試Tab.1 Testing on different people with different ages and genders

表2 對(duì)同一測(cè)試者在一個(gè)月內(nèi)不同日子不同時(shí)段進(jìn)行的監(jiān)測(cè)Tab.2 Same person monitored on different days within a month

6 結(jié)論

鑒于長(zhǎng)期在線(xiàn)和便攜式監(jiān)測(cè)血壓值的要求，更因?yàn)殡娮踊彝バ难苓h(yuǎn)程監(jiān)測(cè)的要求，動(dòng)態(tài)無(wú)氣囊血壓測(cè)量成為一項(xiàng)新挑戰(zhàn)。面對(duì)挑戰(zhàn)，本文提出了一種便捷舒適的血壓參數(shù)標(biāo)定法，并設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)了無(wú)袖套動(dòng)態(tài)血壓測(cè)量系統(tǒng)。初步的測(cè)試對(duì)比結(jié)果表明，該方法和系統(tǒng)具有較高精確度和測(cè)試一致性。期望經(jīng)過(guò)進(jìn)一步改進(jìn)提高，可將該系統(tǒng)推向市場(chǎng)，以造福千家萬(wàn)戶(hù)家庭用戶(hù)。

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Cuffless Blood Pressure Acquisition System Based on a Novel Calibration Method

【 Writers 】Fang Weixuan1, Dou Jiayi1, Hu XiangYang2, Dong Mingchui3, Lei Waikei3
1 Faculty of Science and Technology, University of Macau, Macau, 999078, China
2 The 5th Affiliated Hospital of Sun Yat-sen University, ZhuHai, 519000, China
3 Institute of Systems and Computer Engineering, Macau, 999078, China

simple blood pressure calibration method, hydrostatic principle, pulse wave transmit time, cuffless, ambulatory blood pressure measurement科學(xué)家們已經(jīng)研究證實(shí)，連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)對(duì)心血管疾病的檢測(cè)及預(yù)防起著極大的作用，能有效記錄心臟及人體機(jī)能的病變。從90年代開(kāi)始，很多科研工作者發(fā)表了關(guān)于利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間法連續(xù)估算血壓值，并提出了幾種不同的標(biāo)定方法，例如，通過(guò)吃藥或者運(yùn)動(dòng)[1]改變身體狀態(tài)，從而獲得血壓參數(shù)值。然而，這些血壓參數(shù)標(biāo)定方法仍存在舒適度和精確度方面的問(wèn)題。為了克服這些血壓標(biāo)定方法的不足，本文根據(jù)理論分析，提出了一套新穎的較舒適的血壓參數(shù)標(biāo)定法，并基于此設(shè)計(jì)了一個(gè)能動(dòng)態(tài)測(cè)量收縮壓和舒張壓的系統(tǒng)。本文將展示并解說(shuō)前端信號(hào)采集、脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的檢測(cè)技術(shù)以及動(dòng)態(tài)血壓無(wú)氣囊監(jiān)測(cè)樣機(jī)系統(tǒng)，初步的測(cè)試結(jié)果顯示，此種標(biāo)定方法可達(dá)到較高的精確度和測(cè)試的一致性。

R444

A

10.3969/j.isnn.1671-7104.2011.01.002

1671-7104(2011)01-0006-05

2010-10-08

澳門(mén)FDCT資助，編號(hào)：018/2009/A1

方維軒，E-mail: fwxlzy@126.com

【 Abstract 】Based on Moens-Korteweg model & hydrostatic principle, a simple calibration method by changing vertical distance between heart and radial artery is proposed in this paper. Using hydrostatic pressure to change arterial pressure and pulse wave transmit time, consequently obtain several sets of cardiovascular parameters and finally build up relationship between blood pressure and pulse wave transmit time. Clinical tests have been carried with different age and gender for long and short time monitoring. The comparison results with Sphygmomanometer OMRON EW3152 show its promising accuracy and coincidence feature in blood pressure measurement.