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(mǎn)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
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(mǎn)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(mǎn)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。
參考文獻(xiàn)
[1] JURGENS C,ANTAL S,HEYDENREICH F,et al.Digital patient record for remote monitoring of intraocular pressure, blood pressure and serum glucose[J].Klin Monbl Augen-heilkd,2006,223(9):757-764.
[2] FORTIN J,WELLISCH A,MAIER K.CNAP-evolution of continuous non-invasive arterial blood pressure monitoring[J].=Biomed Tech(Berl),2013:2013-4179.
[3] 朱鼎良.血壓和血壓測(cè)量[M].北京:人民軍醫(yī)出版社,2010.
[4] 張珣.基于脈搏波速法的動(dòng)態(tài)血壓測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J].電子科技,2014,27(1):63-67.
[5] LANSDOWN M.A method using induced waves to study pressure propagation in human arteries[J].Circ.Res.,1957,2=(1):594-601.
[6] 梁永波,殷世民,陳真誠(chéng),等.基于容積脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量系統(tǒng)[J].航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程,2013,26(1):=47-50.