文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼： A
文章編號(hào)： 0258-7998(2015)01-0039-03
0 引言
連續(xù)式無(wú)創(chuàng)測(cè)量法是在某一時(shí)段內(nèi)無(wú)創(chuàng)連續(xù)地測(cè)量血壓，能夠檢測(cè)每搏血壓及連續(xù)的動(dòng)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(duì)有創(chuàng)血壓和傳統(tǒng)袖帶血壓測(cè)量等均具有無(wú)法比擬的優(yōu)勢(shì)。目前較為成熟的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法是動(dòng)脈張力法[1]和容積補(bǔ)償法[2]，但上述方法并沒(méi)有解決在血壓測(cè)量過(guò)程中氣囊對(duì)人體束縛帶來(lái)的不適感，設(shè)備及測(cè)量過(guò)程亦相對(duì)復(fù)雜，無(wú)法對(duì)被測(cè)者在運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下進(jìn)行連續(xù)檢測(cè)，測(cè)量精度也有待進(jìn)一步提高[3]。
綜合考慮測(cè)量的可行性，本文提出一種基于PTT的連續(xù)無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量系統(tǒng)的設(shè)計(jì)，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(wú)創(chuàng)采集心電和脈搏波，利用特征值計(jì)算PPT并擬合出與之對(duì)應(yīng)的每搏血壓值，以實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)無(wú)創(chuàng)監(jiān)測(cè)。
1 系統(tǒng)原理
1878年，Moens和Korteweg提出了能夠證明脈搏波傳時(shí)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(shí)間變化值；P為動(dòng)脈血壓變化值；動(dòng)脈血管的特征值[4]。
1957年，Lansdown提出對(duì)于某一個(gè)體， PTT與血壓BP之間呈線性相關(guān)[5]，這一關(guān)系，在一段時(shí)間內(nèi)相對(duì)穩(wěn)定[6]。在忽略一些不可測(cè)得的動(dòng)脈血管參數(shù)的情況下，建立動(dòng)脈血壓與脈搏波傳播時(shí)間更直觀的模型[5]如下：
BP=a+b×PTT(2)
式中，BP為動(dòng)脈血壓，PTT為脈搏波傳播時(shí)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(wú)創(chuàng)血壓連續(xù)測(cè)量，主要涉及心電和脈搏波兩種生理信號(hào)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(guò)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(hào)通過(guò)I-V轉(zhuǎn)換電路后，經(jīng)過(guò)低通濾波及DAC基線控制電路，所得SPO2_OUT模擬電壓信號(hào)輸入至STM32進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換。
2.3 STM32單元
本設(shè)計(jì)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?hào)高速采集和數(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(hào)采集和藍(lán)牙串口傳輸電路設(shè)計(jì)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(jì)
系統(tǒng)的主流程如圖5所示，初始化包括：(1)系統(tǒng)時(shí)鐘初始化，設(shè)定時(shí)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(duì)ADC和DAC相關(guān)通道進(jìn)行初始化和配置等；(4)定時(shí)器初始化，設(shè)定STM32的TIMER2定時(shí)周期為500 μs，以此中斷信號(hào)作為任務(wù)分時(shí)調(diào)度的控制器。
本設(shè)計(jì)任務(wù)0為非定時(shí)任務(wù)，在系統(tǒng)空閑時(shí)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(shí)任務(wù)如表1所示。
LED控制脈沖和采集處理時(shí)序如圖6所示，系統(tǒng)時(shí)間片基本單位為500 s，采集處理周期為2 ms。
4 算法設(shè)計(jì)
4.1 特征點(diǎn)識(shí)別與PTT計(jì)算
本文計(jì)算PTT關(guān)鍵是要識(shí)別起始特征點(diǎn)(即心電波形R波峰值點(diǎn)SECG)和結(jié)束特征點(diǎn)(即脈搏波上升最快點(diǎn)SSPO2)，如圖7“*”標(biāo)記所示。
特征點(diǎn)的檢測(cè)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(gè)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(duì)剩下的3個(gè)最大值求算數(shù)平均m0，確定出初始檢測(cè)閾值為：
利用固定初始閾值的方式，采用差分閾值法檢測(cè)每段中R波的位置及個(gè)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(cè)到3個(gè)R波后，開(kāi)始采用滑動(dòng)平均濾波器修改檢測(cè)閾值：設(shè)mi是包括當(dāng)前R波在內(nèi)的前3個(gè)QRS波的?駐ECGmax的平均值，則相應(yīng)的新的檢測(cè)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(duì)每個(gè)心電數(shù)據(jù)做前向差分，利用ECG差分DiffECG的3個(gè)閾值檢測(cè)R波。如果連續(xù)兩個(gè)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(gè)負(fù)值差分，其絕對(duì)值大于
，即可判定當(dāng)前點(diǎn)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(cè)下一R波，在相鄰兩個(gè)R波之間求PPG差分的最大值，即SSPO2，每檢測(cè)到新的SECG和SSPO2，就按上述方法動(dòng)態(tài)修正檢測(cè)閾值，并繼續(xù)進(jìn)行檢測(cè)和特征識(shí)別。
(4)計(jì)算每個(gè)周期內(nèi)SSPO2與SECG的時(shí)間差作為PPT。
4.2 血壓擬合和計(jì)算
本實(shí)驗(yàn)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(shí)間的方程如下：
SBP=-0.241×PTT+115.3(6)
DBP=-0.125 3×PTT+70.87(7)
5 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證
本實(shí)驗(yàn)另選8名健康志愿者作為驗(yàn)證組，將本系統(tǒng)所測(cè)血壓與歐姆龍HEM-7051型血壓計(jì)所測(cè)血壓進(jìn)行對(duì)比，見(jiàn)表2，可得收縮壓的最大誤差為-11.0 mmHg，計(jì)算得標(biāo)準(zhǔn)差為5.5 mmHg，舒張壓的最大誤差為6 mmHg，計(jì)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(shí)間作為連續(xù)無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量的基本原理，設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一款基于STM32的嵌入式測(cè)量系統(tǒng)，該系統(tǒng)通過(guò)波形自學(xué)習(xí)與動(dòng)態(tài)閾值算法識(shí)別特征點(diǎn)并計(jì)算PTT，最后通過(guò)擬合關(guān)系式實(shí)時(shí)得到動(dòng)態(tài)血壓值，實(shí)現(xiàn)無(wú)創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測(cè)人體血壓變化。實(shí)驗(yàn)證明本系統(tǒng)得到的動(dòng)態(tài)血壓值基本滿足AAMI要求。該系統(tǒng)設(shè)計(jì)小巧，測(cè)量簡(jiǎn)便，克服了傳統(tǒng)袖帶測(cè)量和有創(chuàng)血壓測(cè)量的缺點(diǎn)，對(duì)目前的連續(xù)無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量研究和推廣具有很好的研究意義和參考價(jià)值。
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