基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的連續(xù)血壓測(cè)量系統(tǒng)*

包科，顧亞雄△，高俊，聶瓊

(1.西南石油大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，成都 610500；2. 第三軍醫(yī)大學(xué)新橋醫(yī)院腦外科，重慶 400037)

1 引 言

血壓作為人體重要生理參數(shù)，能反映人體心臟與血管的功能狀況，是臨床疾病診斷與治療效果評(píng)估方面的重要依據(jù)之一[1]。血壓測(cè)量方法可分為直接測(cè)量法和間接測(cè)量法兩類，其中直接測(cè)量法也稱作動(dòng)脈插管法，可實(shí)現(xiàn)連續(xù)血壓測(cè)量，測(cè)量結(jié)果最為準(zhǔn)確，被認(rèn)定為血壓測(cè)量的“金標(biāo)準(zhǔn)”，但其技術(shù)要求高，準(zhǔn)備時(shí)間長，且為有創(chuàng)測(cè)量，不能被推廣使用[2]。無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量是通過分析人體相關(guān)特征信號(hào)，間接獲取血壓值的一類血壓間測(cè)量方法，對(duì)人體無創(chuàng)傷，能動(dòng)態(tài)追蹤血壓變化，在臨床診斷和日常自身血壓監(jiān)測(cè)等方面都具有更重要的應(yīng)用價(jià)值[3]。

基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量是根據(jù)脈搏波沿動(dòng)脈傳導(dǎo)速率/傳導(dǎo)時(shí)間與血壓間具有相關(guān)特性提出的，通過測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)速率(pulse wave velocity，PWV)/脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(pulse wave translation time，PTT)間接計(jì)算出血壓值的一種連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量方法[4]。相比動(dòng)脈張力法、脈搏波特征參數(shù)法、容積補(bǔ)償法具有傳感器位移精度要求低，測(cè)量裝置簡單，無需充氣袋等優(yōu)點(diǎn)，特別有利于長時(shí)間血壓監(jiān)測(cè)，具有廣泛的應(yīng)用前景[5]。

2 基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的血壓測(cè)量原理

1957年Lansdown[2]針對(duì)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓變化關(guān)系進(jìn)行研究，指出同一個(gè)體脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓在一定時(shí)間和范圍內(nèi)呈線性相關(guān)，且相對(duì)穩(wěn)定。人體血壓變化與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間關(guān)系可由Moens-Kortweg脈搏波傳導(dǎo)速率公式和Hughes推導(dǎo)的動(dòng)脈血管壁楊氏彈性模量與血壓關(guān)系式整理得[6]：

(1)

式中：P為血壓值，E0為血壓值為零時(shí)血管壁彈性模量，h為管壁厚度，d為血管內(nèi)徑，ρ為血液密度，l為所選動(dòng)脈樹上兩點(diǎn)間距，TPTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，K為無量綱的莫恩斯常數(shù)(對(duì)人體主動(dòng)脈，一般取K=0.8)，γ為血管特性參數(shù)量值(約為0.016～0.018 mmHg-1)。

由(1)式可得，血壓值與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間具有較好的相關(guān)性，可以通過測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間間接計(jì)算出血壓值。在假設(shè)動(dòng)脈血管壁為理想彈性材料，并忽略血管壁彈性，血液粘稠度及密度等一些不可測(cè)得參數(shù)變化的影響下，可得血壓變化與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間模型：

P=a-bln(TPTT)

(2)

式中：a，b為模型參數(shù)，反映了不同血管生理狀況下血壓的變化，由實(shí)驗(yàn)測(cè)量數(shù)據(jù)進(jìn)行確定。

式(2)中，TPTT定義為人體動(dòng)脈樹上所選兩點(diǎn)間同一脈搏波信號(hào)到達(dá)時(shí)間間隔，見圖1。

為避免心臟預(yù)射血期給脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量帶來的影響，本研究采用Maguire[7]提出的兩路脈搏波信號(hào)同步測(cè)量方案進(jìn)行脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的測(cè)量，見圖2。將兩路脈搏波傳感器固定在人體左臂上A、B不同位置進(jìn)行脈搏波信號(hào)測(cè)量，通過計(jì)算同一脈搏波到達(dá)A、B測(cè)量點(diǎn)的時(shí)間T1，T2差值求取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間TPTT。

圖1 脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間示意圖

圖2 兩路脈搏波同步測(cè)量方案示意圖

3 基于脈搏傳導(dǎo)時(shí)間的血壓測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)3.1 血壓測(cè)量系統(tǒng)總體方案

基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓方法的實(shí)質(zhì)是利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓值之間相關(guān)性，通過測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，間接計(jì)算出血壓值。因此，對(duì)脈搏波信號(hào)的采樣頻率和系統(tǒng)計(jì)算精度都將直接影響系統(tǒng)血壓值得測(cè)量精度。

本研究針對(duì)現(xiàn)有連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量系統(tǒng)運(yùn)算能力有限和脈搏波信號(hào)采樣頻率低的問題，設(shè)計(jì)了基于STM32芯片和DSP芯片的雙核血壓測(cè)量系統(tǒng)，見圖3。

圖3 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖

系統(tǒng)主要由數(shù)據(jù)采集，數(shù)據(jù)處理和藍(lán)牙傳輸模塊三部分構(gòu)成，其中數(shù)據(jù)采集部分包括兩路同步脈搏波信號(hào)傳感器，模擬信號(hào)調(diào)理電路，STM32協(xié)處理器及電源模塊，主要實(shí)現(xiàn)對(duì)脈搏波信號(hào)的高速采樣；數(shù)據(jù)處理部分由DSP中央處理器，系統(tǒng)存儲(chǔ)，人機(jī)交互，LCD顯示及電源模塊組成，負(fù)責(zé)對(duì)采樣的脈搏波信號(hào)做高速運(yùn)算處理；系統(tǒng)數(shù)據(jù)采集與處理兩部分通過藍(lán)牙連接進(jìn)行無線數(shù)據(jù)傳輸。將數(shù)據(jù)采集與數(shù)據(jù)處理相分離，在進(jìn)行血壓測(cè)量時(shí)，只需佩戴相對(duì)體積較小的數(shù)據(jù)采集部分，增加系統(tǒng)佩戴舒適性，更便于系統(tǒng)的佩戴測(cè)量，實(shí)現(xiàn)對(duì)血壓的實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)。另外還保證了協(xié)處理器與中央處理器工作的獨(dú)立性，可以分別發(fā)揮STM32在高速采樣以及DSP芯片在高精度運(yùn)算上的優(yōu)勢(shì)，實(shí)現(xiàn)了脈搏波信號(hào)的高速采樣和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的高精度計(jì)算，進(jìn)一步增強(qiáng)系統(tǒng)性能，提高系統(tǒng)測(cè)量精度。

3.2 系統(tǒng)主要硬件單元

3.2.1脈搏波傳感器 脈搏波傳感器選用日本新無線公司最新研究的NJL5303R反射式低功耗綠光光電式脈搏信號(hào)傳感器，該傳感器采用波長為570 nm的綠光，與傳統(tǒng)紅外光電傳感器相比反射率和靈敏度更高，可獲得較高信噪比的信號(hào)。

3.2.2模擬信號(hào)調(diào)理電路 在實(shí)際脈搏波信號(hào)測(cè)量中，人體運(yùn)動(dòng)或是肌肉抖動(dòng)等都會(huì)帶來噪聲干擾，因此需要對(duì)脈搏波信號(hào)進(jìn)行濾波放大操作。由于人體脈搏波信號(hào)95%能量集中在0.5～6 Hz頻率相對(duì)集中區(qū)間[5]，而噪聲信號(hào)基本都大于10 Hz，因此設(shè)計(jì)了如下二階高通和低通濾波器，組合使用能很好的濾除脈搏波信號(hào)以外的噪聲干擾。

圖4 二階高頻濾波器

3.2.3STM32協(xié)處理器 在基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的血壓測(cè)量系統(tǒng)中，脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間只能是脈搏波信號(hào)采樣周期整數(shù)倍，因此系統(tǒng)采樣周期直接決定了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間TPTT的分辨率。本設(shè)計(jì)將選用ST公司的STM32F103T4低功耗芯片作為系統(tǒng)協(xié)處理器，負(fù)責(zé)脈搏波信號(hào)的高速采樣。該芯片自帶兩路具有緩存功能的16位高速ADC采樣通道，最高采樣頻率可達(dá)36 MHz，另外該芯片還具有七路DMA數(shù)據(jù)專用傳輸通道，可實(shí)現(xiàn)高速的數(shù)據(jù)傳送。本設(shè)計(jì)中將采樣頻率設(shè)置為10 KHz，則TPTT分辨率為0.1 ms。

圖5 二階低通濾波器

3.2.4DSP中央處理器 提高脈搏波信號(hào)采樣頻率，有利于提高脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間分辨率，但系統(tǒng)數(shù)據(jù)運(yùn)算量也將成倍增加，一般微處理器無論是運(yùn)算速度還是精度都難以達(dá)到要求。DSP芯片是專用于數(shù)字信號(hào)處理芯片，具有運(yùn)算速度快，精度高的特點(diǎn)。因此本設(shè)計(jì)綜合考慮運(yùn)算速度和系統(tǒng)功耗，選用TI公司C55x系列的低電壓高速DSP芯片TMS320C5535作為系統(tǒng)中央處理器，該芯片CPU提供兩個(gè)乘加運(yùn)算單元，能在單個(gè)周期內(nèi)完成17位乘法和32位加法，還提供320K字節(jié)零等待狀態(tài)片上RAM，無論計(jì)算速度和運(yùn)行內(nèi)存，完全能滿足本設(shè)計(jì)需求。

3.3 軟件系統(tǒng)設(shè)計(jì)

本血壓測(cè)量系統(tǒng)軟件開發(fā)主要是利用C語言對(duì)STM32芯片和DSP芯片進(jìn)行硬件編程，實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)對(duì)脈搏波信號(hào)的高速采樣和高精度處理運(yùn)算，系統(tǒng)流程見圖6。系統(tǒng)工作時(shí)，首先進(jìn)行硬件初始化和藍(lán)牙連接檢查，完成上述步驟后，當(dāng)協(xié)處理器STM32接收到數(shù)據(jù)采集指令后，打開ADC通道進(jìn)行脈搏波數(shù)據(jù)采樣，并利用內(nèi)部DMA數(shù)據(jù)傳輸通道通過藍(lán)牙傳送數(shù)據(jù)；中央處理器在接收到數(shù)據(jù)后進(jìn)行TPTT提取運(yùn)算，并將TPTT帶入血壓計(jì)算模型中計(jì)算血壓值，最后將結(jié)果顯示到LCD顯示屏上。

由于人體血壓一般相對(duì)穩(wěn)定，不會(huì)出現(xiàn)突然變化，若一直保持高速的數(shù)據(jù)采樣，不僅會(huì)嚴(yán)重消耗系統(tǒng)資源，增加系統(tǒng)功耗，也完全是沒有必要的。因此，本研究在綜合考慮系統(tǒng)功耗和血壓監(jiān)測(cè)效果后，設(shè)置了系統(tǒng)數(shù)據(jù)采樣定時(shí)器，其中數(shù)據(jù)采樣設(shè)為1 s(脈搏波周期一般小于0.8 s)，暫停采樣設(shè)為15 s，即每完成一次時(shí)長為1 s的脈搏波信號(hào)采樣后系統(tǒng)休眠15 s，以節(jié)省系統(tǒng)資源和降低系統(tǒng)功耗。

圖6 系統(tǒng)流程圖

4 系統(tǒng)測(cè)試實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

為測(cè)試本設(shè)計(jì)的連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量系統(tǒng)能否準(zhǔn)確的測(cè)量不同健康條件人群的血壓值，隨機(jī)選擇30名(男性17名，女性13名)人員進(jìn)行測(cè)試，年齡為45±32歲，進(jìn)行血壓測(cè)量分析實(shí)驗(yàn)，表1列出了30名被測(cè)人員收縮壓(systolic blood pressure，SBP)和舒張壓(diastolic blood pressure，DBP)相關(guān)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)。

表1 30名實(shí)驗(yàn)測(cè)試者收縮壓和舒張壓測(cè)量數(shù)據(jù)

其中SBPHg與DBPHg為采用醫(yī)用水銀血壓計(jì)測(cè)量到的動(dòng)脈收縮壓值與舒張壓值；SBPPTT與DBPPTT為采用本研究設(shè)計(jì)的連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量系統(tǒng)測(cè)量的動(dòng)脈收縮壓值與舒張壓值。

由表1數(shù)據(jù)計(jì)算可得，收縮壓SBPPTT與SBPHg之間差值的絕對(duì)值d<6 mmHg，差值的均值Ed=0.68 mmHg以及差值的標(biāo)準(zhǔn)差δd=2.86 mmHg；舒張壓DBPPTT與DBPHg差值的絕對(duì)值d<6 mmHg，差值的均值Ed=0.81 mmHg以及差值的標(biāo)準(zhǔn)差δd=2.97 mmHg，完全符合美國醫(yī)療儀器促進(jìn)協(xié)會(huì)(association for the advancement of medical instrumentation，AAMI)國際電子血壓計(jì)標(biāo)準(zhǔn)。利用Bland-Altman差值法[8]分別對(duì)SBPPTT與SBPHg，DBPPTT與DBPHg進(jìn)行數(shù)據(jù)一致性校驗(yàn)，結(jié)果見圖7與圖8。

圖7 SBPPTT與SBPHg的Bland-Altman分析

圖8 DBPPTT與DBPHg的Bland-Altman分析

上圖中30組數(shù)據(jù)全部位于一致性界限以內(nèi)，經(jīng)計(jì)算收縮壓與舒張壓的95%一致性界限分別為(-4.93，6.31)mmHg，(-5.01，6.03)mmHg，在血壓測(cè)量允許誤差范圍之內(nèi)。因此，本研究設(shè)計(jì)的脈搏波雙核血壓測(cè)量系統(tǒng)與水銀血壓計(jì)測(cè)量結(jié)果具有很好的一致性，能初步代替水銀血壓計(jì)在家庭和臨床醫(yī)療中進(jìn)行人體血壓的動(dòng)態(tài)跟蹤測(cè)量。

5 結(jié)束語

本研究基于STM32和DSP芯片設(shè)計(jì)了一個(gè)雙核血壓測(cè)量系統(tǒng)，分別利用STM32和DSP芯片在數(shù)據(jù)采集和運(yùn)算精度及速度的優(yōu)勢(shì)，實(shí)現(xiàn)了對(duì)脈搏波信號(hào)的高速采樣和高精度運(yùn)算處理，保證了系統(tǒng)對(duì)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的精度要求。在對(duì)30名隨機(jī)志愿者進(jìn)行血壓測(cè)量實(shí)驗(yàn)中，我們?cè)O(shè)計(jì)的血壓測(cè)量系統(tǒng)與醫(yī)用水銀血壓計(jì)測(cè)量的收縮壓，舒張壓誤差均小于6 mmHg，滿足AAMI國際電子血壓計(jì)標(biāo)準(zhǔn)要求。利用Bland-Altman差值法對(duì)兩種方法的測(cè)量結(jié)果進(jìn)行一致性檢驗(yàn)，結(jié)果表明兩者具有很好的一致性。本研究設(shè)計(jì)的連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量系統(tǒng)能夠進(jìn)行長時(shí)間無袖帶連續(xù)血壓測(cè)量，使被測(cè)者徹底擺脫了氣囊的束縛，增強(qiáng)了舒適感和準(zhǔn)確性，可以初步在家庭和臨床醫(yī)療等方面代替水銀血壓計(jì)進(jìn)行人體血壓的動(dòng)態(tài)跟蹤測(cè)。