基于脉搏波传导时间的无袖带血压测量仪设计

发布时间：2016-10-29 14:21

  本文关键词：基于脉搏波传导时间的无袖带血压测量仪设计，由笔耕文化传播整理发布。

第26卷 第12期 ? 1080 ?

电子测量与仪器学报 Vol. 26 No. 12 2012年12月

JOURNAL OF ELECTRONIC MEASUREMENT AND INSTRUMENT

DOI: 10.3724/SP.J.1187.2012.01080

基于脉搏波传导时间的无袖带血压测量仪设计*

凌振宝1 张 铭1 熊文激2 陈志榜1 郭子钰1 李肃义1

(1.吉林大学仪器科学与电气工程学院, 长春 130026; 2.吉林大学第一医院, 长春 130021)

摘 要: 设计了一种无袖带血压测量仪器, 它主要由脉搏波测量、数据处理、特征点的提取和数学建模4个部分组成。单片机将脉搏波测量部分输出的数据进行数据处理后以异步串行通信方式传送给上位机, 上位机提取脉搏波特征点, 计算出脉搏波传导时间, 并建立脉搏波传导时间与血压之间的模型关系, 从而实现无袖带血压测量。实验结果表明, 血压测量标准差小于8 mmHg, 符合AAMI推荐的标准差不大于8 mmHg的标准, 可初步应用在医疗监护中。

关键词: 无袖带; 血压测量; 特征点; 脉搏波传导时间; 数学建模

中图分类号: TP371.76 文献标识码: A 国家标准学科分类代码: 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

血压是人体的重要生理参数之一, 能够反应出人体心脏和血管的功能状况, 是临床上判断疾病、观察医疗效果等的重要依据。传统采用的柯氏音听诊法, 虽能较准确的测量动脉血压, 但无法跟踪测量动态血压变化[1]。而采用动脉插管法虽然能连续的跟踪测量血压, 且测量结果较准确[2]。但是该方法却存在着一些局限性, 如准备时间长、有创等, 且被测者容易引发并发症, 如疼痛、出血、感染、形成血栓与气栓、肢体因缺血而坏死等[3]。

无创连续血压检测是通过对相关特征信号进行分析处理来间接获得血压值, 对人体无创伤, 更适合在科研和临床中广泛使用。容积补偿法、脉搏波特征参数法[4]、脉搏波波速法[5]都是目前比较成熟的无创连续血压测量方法。与容积补偿法、脉搏波特征参数法相比, 脉搏波波速法对传感器定位要求低, 测量误差较小, 不适感较少, 是一种比较理想的无创连续测量血压方法。

目前, 国内外对脉搏波信号的提取方式主要有3种。①用液体耦合传感器提取脉搏波信号, 但它的耦合的方式会影响最终结果的准确性。②利用光电传

本文于2012年4月收到。

*基金项目: 吉林省科技厅重点项目 (20100350)资助项目。

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感器, 通过光在指尖的传播来间接的获取脉搏信号, 但是大多数的脉搏波采集系统主要用于计算血氧饱和度, 对脉搏波信号的分析处理能力较弱, 不能准确计算出脉搏波信号峰值点[6]。③用压电传感器来实现脉搏波信号的提取。

本文根据脉搏波传导时间与血压成负相关的特性而提出[7], 利用压电传感器对人体不同部位的脉搏信号进行同步采集, 然后单片机将脉搏波测量部分输出的数据进行数据处理后以异步串行通信方式传送给上位机, 上位机提取脉搏波特征点并计算脉搏波传导时间, 最后通过建立脉搏波传导时间与血压之间的模型关系, 实现无袖带血压测量。这种方法测量设备体积小, 易于携带, 且使被测者彻底摆脱了气囊体的束缚, 提高了舒适感, 能够长时间进行无袖带连续血压测量。

3 系统总体设计

3.1 系统总体设计

系统主要由脉搏传感器、加法器电路、A/D数据采集、主控单片机、数据存储和显示六部分组成, 系统总体框图如图1所示。

图1 系统总体

Fig.1 Block diagram of overall system

3.2 主要硬件电路设计

1) 传感器

系统选择压电式的HK-2000B脉搏传感器, 此传感器具备较高的灵敏度, 而且能够方便的同步测量不同部位的脉搏信号。本文测量的2路脉搏波信号分别为肱动脉和桡动脉。

2) 加法器

因为选用的脉搏传感器输出信号存在负值, 为了便于A/D芯片的采集, 设计一个同相加法器电路将所获得的脉搏信号向上平移, 保证输出信号的电压幅值在A/D工作电压范围之间。加法器的2路输入信号即2路脉搏传感器输出的信号, 加法器的输出信号, 直接和A/D芯片的输入信号相连。

2 脉搏波与血压之间的关系

动脉血管壁的紧张程度对脉搏波传播速度起决定作用。当血压比较高时, 动脉壁变得紧张, 脉搏波的传递速度变快; 当血压比较低时, 动脉壁变得松弛, 脉搏波的传递速度变慢。

关于脉搏波的传播速度与血压的关系, 根据英国著名物理学家托马斯·杨提出的理想流体的弹性管内波传播速度公式[8]、Hughes等提出的血管跨壁压和血管弹性模量之间关系公式、莫恩斯提出的波速公式及脉搏波传导时间和脉搏波传播速度关系公式[9], 可整理得到血压与脉搏波传导时间的关系:

?3) A/D数据采集 1???dS2?

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

数据采集电路是本系统的关键部分之一。采用????aE0???

两个10位的串行A/D芯片TLC1549对两路脉搏信通过求导, 可得到血压变化与脉搏波传导时间之间的关系:

2

?P???T (2)

?T

式中:?P为动脉血压变化值, ?T为脉搏波传导时间,

号同步采集, 该芯片内部具有采样保持, 有较强的抗干扰能力, 且体积较小, 符合小型化的要求。对两路信号连续采集10s, 采集点数为5 000个点, 设置采样率为500 Hz, 而该芯片完成一次采样并输出结果至少需要十个时钟, 故PD6输出的时钟不得小于5 kHz, 在此时钟的控制下, 由单片机的PD4和PD5分别读取两路信号的数据。

4) 数据存储

本设计扩展了一个32K的存储器, 用来存储采集的数据。

?是表示血管特征的一个量值。

也即是说, 如果血管的弹性保持不变, 那么血压的变化和脉搏波传导时间成正比[10], 而同一个人在短时间之内的血管弹性不会发生大的改变。所以通过测量脉搏波传导时间(PTT), 就能间接地计算出动脉血压的变化量。

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3.3 采集到的数据

将采集到的数据存成txt文档格式传到上位机, 用MATLAB进行还原桡动脉和肱动脉的原始波形如图2所示, T为2路脉搏波波形传导时间差。

图2 肱动脉和桡动脉的脉搏波波形

Fig.2 Brachial artery and radial artery pulse waveforms

图4 脉搏波的特征点 Fig.4 Feature point of pulse wave

5 脉搏波传导时间与动脉血压关系的建模

5.1 脉搏波传导时间的计算

分别提取桡动脉处和肱动脉处采集的2路脉搏波信号n个周期的特征点(这里取最大值)的坐标值之和:

ni?1n

4 脉搏波特征点的提取

图2为采集的人体标准脉搏波信号, 选取脉搏波主峰Cx1、Cx2点作为脉搏波的特征点。预选原始信号法, 滤波法和小波分解法3种脉搏波特征点提取的方法。

由于硬件电路所采集的信号干扰较弱, 对特征点的提取干扰极小, 且原始信号法对信号的预处理最为简洁, 又较完整保留了脉搏波信息, 特征点更易分辨, 经过试验, 原始信号法提取的特征点最为准确, 所以本文选用原始信号法进行脉搏波特征点的提取。利用原始信号法提取脉搏波特征点的方法流程图如图3所示。利用原始信号法提取的脉搏波的特征点如图4所示。

[6]

X??Xi (3)

Y??Yi (4)

i?1

式中: X表示桡动脉处脉搏波信号n个周期的特征点的坐标值之和。Y表示肱动脉处脉搏波信号n个周期的特征点的坐标值之和。Xi (i=1, 2,…, n)表示桡动脉处脉搏波信号第i个特征点的坐标值。Yi (i=1, 2, …, n)表示肱动脉处脉搏波信号第i个特征点的坐标值。

计算出2路信号特征点坐标值之差的平均值:

X?Ym? (5)

n

由于已知采样间隔Ts, 故可以通过以下公式计

算相应的脉搏波传导时间:

PTT?m?Ts (6)

式中: PTT为脉搏波传导时间, m为特征点坐标差值, Ts为采样间隔, 本设计中Ts=2 ms。 5.2 模型的建立

利用多项式拟合法建立脉搏波传导时间与动脉血压的模型关系。

图3 提取脉搏波特征点的方法流程图

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

feature points

任意一个函数可按泰勒(Taylor)级数展开为一个

多项式, 即:

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

所以采用多项式拟合脉搏波传导时间与血压之

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间的曲线, 可以较为精确地接近原曲线。

将所采集的血压数据与计算得到的特征点坐标差值一一对应存入txt文档中, 读入文件并将收缩压, 舒张压, 特征点坐标差值分别存入3个数组中, 并以舒张压脉搏波传导时间作为自变量, 分别以收缩压、数据作为因变量, 分别进行3次多项式拟合和五次多项式拟合, 求出各项系数, 画出拟合曲线, 并将拟合结果与实际结果进行比较。

建模结果: 1) 拟合公式

①收缩压与脉搏波传导时间的关系

舒张压与脉搏波传导时间拟合图

, 如图6

所示。

图6 舒张压与脉搏波传导时间拟合图

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

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

②舒张压与脉搏波传导时间的关系

拟合系数:b1??11600785.9246，b2?1982983.4213,

6 系统测试与分析

为测试本系统是否能准确的测得不同健康条件

HP?b1x5?b2x4?b3x3?b4x2?b5x?b6 (9) 6.1 测试方法

b3?-126460.3704,b4?3743.4202,b5?-53.5216, 人群的血压值, 选择序号为1~10的测试者进行试验, b6?1.0545。 分别比对采用柯氏音听诊法测得的动脉血压值和仪

2) 拟合曲线

收缩压与脉搏波传导时间拟合图

, 如图5

所示。

器测得的动脉血压值, 并计算绝对误差。脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果如表1所示。

为测试本系统是否具有很好的一致性, 选择测试者A进行连续10次实验。采用柯氏音听诊法测得测试者A的舒张压为77mmHg, 收缩压为129mmHg, 比对仪器连续10次测得的动脉血压值, 并计算绝对误差和标准差, 脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果如表2所示。

图5 收缩压与脉搏波传导时间拟合图 Fig.5 Fitting figure between systolic blood pres-sure and pulse wave transit time

测试时, 每次由柯氏音听诊法测得1组数据, 每组数据与仪器连续测得的3次数据的平均值进行比对, 得出测量误差。

表1 脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果(不同测试者)

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

序号 2 3 4 5 6 7 8 9 10

脉搏波传导时间

/s 0.0134 0.0158 0.0491 0.0285 0.0245 0.0171 0.0131 0.0094 0.0200

计算舒张压/mmHg 76.40 75.66 69.66 73.24 74.26 75.40 76.52 79.19 74.99

实际舒张压/mmHg 80 76 69 73 76 79 78 79 80

舒张压绝对误差

/mmHg 3.60 0.34 0.66 0.24 1.74 3.60 1.48 0.19 5.01

计算收缩压/mmHg 128.09 125.26 105.74 114.40 117.23 123.86 128.44 133.44 121.02

实际收缩压/mmHg 136 126 107 115 117 121 129 130 118

收缩压绝对误差

/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 脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果(同一位测试者连续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)

序号

脉搏波传 计算舒张压 舒张压绝对误差 计算收缩压 收缩压绝对误差

/mmHg /mmHg /mmHg /mmHg 导时间/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 测试结果

经计算, 收缩压均方根误差为3.2543mmHg, 舒张压均方根误差为4.4713mmHg。 6.3 实验结果分析

从上述结果可以看出, 该系统均方根误差均小于8mmHg, 符合AAMI推荐的标准差不大于8mmHg的标准

[11-15]

搏波特征点的准确提取、脉搏波传导时间计算以及脉搏波传导时间与动脉血压之间关系的建模。该系统电路设计简单, 操作方便, 且系统体积小, 具有很强的实用性和便携性, 通过脉搏波传导时间间接测量血压的方法, 能够长时间进行无袖带连续血压测量。使被测者彻底摆脱了气囊的束缚, 增强了舒适感和准确性, 可以初步应用在家庭和临床医疗。 参考文献:

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。采用脉搏波传导时间与血压关

系的模型测试时时, 误差来源主要有2点:

1) 在进行拟合时, 主要采用的数据集中于舒张压在65~100mmHg区间内, 收缩压在100~150mmHg区间内, 所以拟合结果在该区间内误差较小。

2) 由于脉搏波传导时间与血压的关系存在个体差异, 且该模型所使用的拟合数据只包含了部分健康人体的情况, 故致使在遇到血压较高的被测试者时, 结果误差较大。 6.4 展望

在今后的工作中, 将对于本文的建模结果与目前常用的动脉插管法进行大量临床对照实验, 并着重建立高血压病人或动脉硬化病人的脉搏波传导时间与动脉血压之间关系的模型, 从而修正所建数学模型的参数, 减少误差。

7 结 论

系统基于压电式的HK-2000B脉搏传感器进行了脉搏波信号的测量, 所设计的同相加法器电路将所获得的脉搏信号向上平移, 使所有信号电压幅值在A/D要求范围内, 采用两个10位的串行A/D芯片TLC1549对2路脉搏信号进行了准确的同步采集。上位机用MATLAB软件进行了基于原始信号法的脉

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本文编号：157725