王延項(xiàng)，吳建，龐宇，錢浩，梁云錦

（重慶郵電大學(xué)光電信息感測(cè)與傳輸技術(shù)重慶市點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，重慶 400065）

引言

血壓是指血液在血管內(nèi)流動(dòng)時(shí)對(duì)血管壁所施加的側(cè)壓力，分為收縮壓（SBP）和舒張壓（DBP），它是反映人體心臟和血管功能的重要生理指標(biāo)，在疾病診斷、治療效果觀察和進(jìn)行預(yù)后判斷等方面都具有重要的意義[1,2]。根據(jù)世界高血壓聯(lián)盟的最新定義，正常的血壓范圍為收縮壓90～mmHg（毫米汞柱），舒張壓60～90mmHg[3]。

目前的血壓測(cè)量方法可以分為有創(chuàng)測(cè)量法和無(wú)創(chuàng)測(cè)量法兩大類。有創(chuàng)測(cè)量法是將連接壓力傳感器的導(dǎo)管經(jīng)皮膚直接插入大動(dòng)脈或心臟檢測(cè)血壓信號(hào)。無(wú)創(chuàng)測(cè)量是通過(guò)檢測(cè)體表淺表動(dòng)脈管壁的搏動(dòng)、血管內(nèi)血液容積的變化間接得到血壓。無(wú)創(chuàng)測(cè)量又可分為間歇式測(cè)量法和連續(xù)式測(cè)量法兩類。目前市場(chǎng)上的相關(guān)產(chǎn)品主要集中在以柯氏音法和示波法為原理的間歇式測(cè)量[4]?？率弦舴ㄓ址Q聽(tīng)診法，此方法簡(jiǎn)單、快捷，被稱為血壓測(cè)量的金標(biāo)準(zhǔn)，但是其讀數(shù)受醫(yī)生的情緒、聽(tīng)力、環(huán)境噪音、被測(cè)試者的緊張等一系列因素的影響，易引入主觀誤差。絕大多數(shù)血壓監(jiān)護(hù)儀和自動(dòng)電子血壓計(jì)采用示波法。這兩種方法需要使用袖帶充放氣，會(huì)給使用者帶來(lái)不適感，且只能間隔性檢測(cè)血壓，但是對(duì)于某些疾病的治療需求，間歇性測(cè)量的數(shù)據(jù)還遠(yuǎn)遠(yuǎn)不夠[5]。

因此近年來(lái)利用脈搏波傳播時(shí)間PTT連續(xù)無(wú)創(chuàng)測(cè)量血壓成為國(guó)內(nèi)外學(xué)者研究的一個(gè)熱點(diǎn)[6～8]。心臟周期性地射血，血液沿著主動(dòng)脈流動(dòng)產(chǎn)生周期性的脈搏波[9]，這些波形隨著離心臟距離的不同會(huì)有時(shí)間的延遲（即PTT），在相同的位置測(cè)量PTT，這個(gè)時(shí)間差的長(zhǎng)短可以反映出脈搏波的傳輸速度。動(dòng)脈內(nèi)壓的增加會(huì)使脈搏波沿著動(dòng)脈傳播的速度增加，PTT 減小，相反PTT 增長(zhǎng)。因此，由脈搏波的傳播速度也可推導(dǎo)出動(dòng)脈內(nèi)壓，于是反應(yīng)脈搏波傳輸速度的PTT 可以間接地得到血壓值。目前PTT 主要是通過(guò)心電圖（ECG）中特征點(diǎn)與脈搏波中特征點(diǎn)的時(shí)間差值求得[10～12]。

但目前計(jì)算P T T所需的兩路信號(hào)，脈搏波信號(hào)（photoplethysmography，PPG）采集一般采用指甲透射式，心電信號(hào)（electrocardiogram，ECG）采集需要將電極片貼于體表，十分不便，同時(shí)充氣袖帶還會(huì)給人帶來(lái)壓迫感，并不能給使用者帶來(lái)良好的用戶體驗(yàn)。

針對(duì)以上問(wèn)題，本文設(shè)計(jì)了一種頭帶式可穿戴裝置，與傳統(tǒng)信號(hào)采集方式不同，本裝置信號(hào)的采集全部放在頭部，PPG信號(hào)采用額頭反射方式，ECG信號(hào)采集位于耳后部及頸椎處。通過(guò)定位ECG信號(hào)R波及PPG信號(hào)最大值，得到脈搏波延遲時(shí)間PTT，基于PTT和血壓之間的線性數(shù)學(xué)模型，通過(guò)與水銀血壓計(jì)測(cè)得的收縮壓和舒張壓進(jìn)行擬合，得到收縮壓和舒張壓的計(jì)算公式。

1 硬件電路設(shè)計(jì)

硬件電路的設(shè)計(jì)主要考慮了頭帶的輕盈、便攜、可穿戴性，鋰電池供電低功耗特點(diǎn)。電路主要由脈搏波采集模塊、心電采集模塊、藍(lán)牙無(wú)線傳輸模塊3大部分組成，實(shí)現(xiàn)血壓的實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)。整個(gè)裝置集成在頭帶內(nèi)部，通過(guò)藍(lán)牙模塊將測(cè)得血壓值傳送至接收終端。系統(tǒng)總體框圖如圖1所示。

裝置同步采集心電信號(hào)、脈搏信號(hào)的采樣頻率為500Hz。脈搏波信號(hào)是一種低頻信號(hào)，其頻率通常為1Hz左右，有效諧波成分的頻率也在40Hz以內(nèi)，健康人脈搏能量多分布于1～5Hz。依據(jù)美國(guó)心電學(xué)會(huì)確定的標(biāo)準(zhǔn)，正常心電信號(hào)的幅值范圍在0.05～4mV之間，典型值為1mV。頻率范圍在0.05～100Hz以內(nèi)，而90%的ECG頻譜能量集中在0.1～35Hz之間。依據(jù)奈奎斯特采樣定律可以知道，采樣頻率是信號(hào)最高頻率的兩倍即可，500Hz的采樣頻率完全符合要求。

系統(tǒng)采用反射式PPG傳感器采集額頭眉骨處PPG信號(hào)。將光電發(fā)射管與光頻轉(zhuǎn)換器組成的PPG傳感器嵌入頭帶內(nèi)部，這樣既固定了傳感器，又避免了外界的光線干擾。光電發(fā)射管采用660nm的紅光作為光源，人體血液對(duì)紅光的吸收較強(qiáng)，采用紅色LED可以獲得更強(qiáng)的PPG信號(hào)。采用TSL237光頻轉(zhuǎn)換器代替?zhèn)鹘y(tǒng)的光電三極管，TSL237是一種特殊的內(nèi)部集成了光電二極管，限幅器，放大器，比較器，帶通濾波器，積分電路的集成器件，它將接收到的光強(qiáng)經(jīng)過(guò)復(fù)雜的內(nèi)部處理最終以頻率的方式輸出，該頻率信號(hào)經(jīng)過(guò)單片機(jī)定時(shí)器捕獲模塊的捕獲即可得到抽樣時(shí)刻頻率值的大小，即反射光的強(qiáng)度，頻率信號(hào)可直接送入單片機(jī)進(jìn)行處理。與傳統(tǒng)的光電三極管構(gòu)成的脈搏波檢測(cè)電路相比，省去了放大、濾波等電路，減少了硬件設(shè)計(jì)的復(fù)雜度，提高了可穿戴性。

心電信號(hào)的采集使用心電電極傳感器和專用心電信號(hào)采集芯片ADS1292R。ADS1292R是TI 公司的一種用于生物電測(cè)量的專用低功耗數(shù)字芯片，有2個(gè)并列的數(shù)據(jù)采集通道，具有24 bit 的高分辨率，增益可控，數(shù)據(jù)速率125SPS 至8kSPS 可調(diào)，3.3 V 低壓供電，通過(guò)編程，可使其靈活地切換斷電、待機(jī)模式，盡最大可能降低功耗。將3枚心電電極片分別貼于兩耳后部及頸椎處，采集到的心電信號(hào)，經(jīng)SPI串口通信方式傳送給430等待下一步的處理。計(jì)算所得血壓值由串口透?jìng)鹘o藍(lán)牙模塊，最終傳送至接收終端。

2 MCU程序設(shè)計(jì)

心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)都是微弱的生理信號(hào)，容易受到外界環(huán)境的影響，采集到的信號(hào)通常會(huì)含有基線漂移，工頻干擾，肌電干擾等噪聲信號(hào)，與指甲透射式采集方式相比，額頭采集到的PPG還會(huì)有大量的奇異點(diǎn)，有效的消除或減少干擾是準(zhǔn)確識(shí)別信號(hào)特征點(diǎn)的前提，所以信號(hào)需要經(jīng)過(guò)預(yù)處理再定位特征點(diǎn)的位置。軟件的設(shè)計(jì)主要在430單片機(jī)中完成，包含PPG、ECG信號(hào)的采集，信號(hào)預(yù)處理，血壓的計(jì)算，數(shù)據(jù)的傳送等，總體流程如圖2所示。

2.1 PPG和ECG信號(hào)的分析

反映PPG信號(hào)的光的強(qiáng)度是通過(guò)頻率來(lái)表征的，而在頻率計(jì)數(shù)過(guò)程中可能會(huì)由于上升沿捕獲誤差導(dǎo)致頻率計(jì)數(shù)錯(cuò)誤，這種錯(cuò)誤表現(xiàn)在波形上就是奇異點(diǎn)的出現(xiàn)，奇異點(diǎn)的出現(xiàn)是隨機(jī)的且數(shù)量少，一般的數(shù)字濾波器對(duì)這種無(wú)規(guī)律的奇異點(diǎn)濾除效果很差，所以本文設(shè)計(jì)了一種均值濾波的方法。以3個(gè)數(shù)據(jù)為一組，計(jì)算兩兩的差值，正常脈搏波信號(hào)相鄰兩兩差值不會(huì)超過(guò)100，所以以100為閾值，如果差值大于100視為超標(biāo)，以相應(yīng)情況的均值代替。然后數(shù)據(jù)后移一位，繼續(xù)上面的步驟，基本流程如圖3。

由上文已經(jīng)知道心電信號(hào)和脈搏波信號(hào)都是十分微弱的人體生理信號(hào)，易受外界環(huán)境的干擾，針對(duì)采集信號(hào)中的噪聲，分別設(shè)計(jì)了相應(yīng)的濾波器進(jìn)行處理，基本流程如圖4所示。

2.2 血壓的計(jì)算

裝置同步采集到的心電信號(hào)與光電脈搏波信號(hào)，預(yù)處理后以ECG 信號(hào)的R波峰值點(diǎn)作為PTT 的開(kāi)始點(diǎn)，以PPG 信號(hào)的最大值點(diǎn)作為PTT 的結(jié)束點(diǎn)，計(jì)算二者之間的時(shí)間差，即得到PTT，如圖5所示。

文獻(xiàn)[13]中提出了一個(gè)血壓變化與脈搏波傳播時(shí)間PTT的線性模型，即在血管的彈性保持不變的情況下，血壓與PTT呈線性關(guān)系。

其中BP是血壓，a和b是待定系數(shù)。待定系數(shù)可以在血壓變化的情況下通過(guò)擬合得到，本設(shè)計(jì)即利用該線性模型，通過(guò)實(shí)驗(yàn)分別擬合出收縮壓和舒張壓的計(jì)算公式。

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析

采集到的PPG和ECG信號(hào)數(shù)據(jù)通過(guò)matlab描跡，見(jiàn)圖6，可以看到PPG信號(hào)中奇異點(diǎn)較多，ECG信號(hào)受工頻干擾影響較大。

通過(guò)matlab利用上文提出的預(yù)處理方法對(duì)信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，處理后的效果見(jiàn)圖7，此時(shí)的信號(hào)特征點(diǎn)已經(jīng)十分的明顯，完全滿足定位算法對(duì)信號(hào)質(zhì)量的要求。

為檢驗(yàn)裝置的一致性是否良好，選擇一名測(cè)試者A進(jìn)行測(cè)試，通過(guò)改變體位的方式改變血壓，連續(xù)測(cè)量10次，與水銀血壓計(jì)同步測(cè)得的值進(jìn)行比較。實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)如表1所示。

表中PTT表示ECG信號(hào)的R波與PPG信號(hào)的最大值點(diǎn)的時(shí)間間隔，SBP1、SBP2分別表示本系統(tǒng)和水銀血壓計(jì)測(cè)得的收縮壓，DBP1、DBP2表示舒張壓。

由表1計(jì)算可得收縮壓差值的平均數(shù)為4.2mmHg，誤差標(biāo)準(zhǔn)差為6.2mmHg,舒張壓差值平均數(shù)為4.7mmHg,誤差標(biāo)準(zhǔn)差為7.7mmHg，所以符合AAMI國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)對(duì)無(wú)創(chuàng)血壓的平均誤差小于5mmHg、誤差的標(biāo)準(zhǔn)差小于8mmHg的要求。

將本裝置測(cè)得數(shù)據(jù)與血壓計(jì)測(cè)得數(shù)據(jù)差值進(jìn)行描跡，如圖8所示。

可以看到誤差差值均在10mmHg之內(nèi)，由于進(jìn)行擬合時(shí)，建模采用的舒張壓數(shù)據(jù)主要集中在60～80mmHg區(qū)間內(nèi)，收縮壓數(shù)據(jù)主要集中在90～110mmHg區(qū)間內(nèi)，所以在該區(qū)間內(nèi)誤差相對(duì)較小，結(jié)果較為準(zhǔn)確。因?yàn)閷?duì)于每個(gè)個(gè)體來(lái)說(shuō)，脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓之間的關(guān)系是有差異的，而該模型中，建模數(shù)據(jù)基本都是健康人所測(cè)得，所以在測(cè)量高壓時(shí)，誤差較大。

4 總結(jié)

設(shè)計(jì)了一種頭帶式連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)裝置，與傳統(tǒng)體表采集和指尖采集信號(hào)相比，本裝置信號(hào)采集于額頭及耳后，擺脫了袖帶的束縛，提高了用戶使用的方便性和舒適度。仿真結(jié)果表明預(yù)處理后信號(hào)特征點(diǎn)明顯，滿足定位算法對(duì)信號(hào)質(zhì)量的要求。通過(guò)實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明與水銀血壓計(jì)相比，兩種方法具有很好的一致性，本裝置滿足AAMI國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)對(duì)無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量誤差范圍的要求。

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