林冬梅，張育儒，陳曉雷，楊富龍，王敬陽

1.蘭州理工大學(xué)電氣工程與信息工程學(xué)院，甘肅蘭州730050；2.甘肅省工業(yè)過程先進(jìn)控制重點實驗室，甘肅蘭州730050；3.蘭州理工大學(xué)電氣與控制工程國家級實驗教學(xué)示范中心，甘肅蘭州730050

前言

根據(jù)《中國心血管病報告2018》［1］顯示，目前我國高血壓患者達(dá)2.45億，高血壓呈現(xiàn)低齡化、常態(tài)化趨勢。血壓測量是目前應(yīng)用最廣泛的診斷高血壓及評估降壓藥藥效的關(guān)鍵措施［2］。臨床醫(yī)學(xué)上常用的血壓測量方法主要分為有創(chuàng)測量和無創(chuàng)測量。在醫(yī)學(xué)研究領(lǐng)域，利用動脈插管法直接測量動脈血管或心臟的有創(chuàng)血壓測量被國際認(rèn)定為測量血壓的金標(biāo)準(zhǔn)［3-4］，但是會引起并發(fā)癥狀，不適用于日常血壓的連續(xù)測量。日常家用或醫(yī)用常采用無創(chuàng)血壓測量方法，如柯氏音法、示波法，使用便捷，但只能間歇測量。動脈張力法［5-6］、容積補(bǔ)償法［7］等可實現(xiàn)血壓連續(xù)測量，但仍有不足。動脈張力法存在裝置加壓不適、測量位置與角度要求高的問題；容積補(bǔ)償法有效范圍較小、精確性不夠高，影響臨床參考價值。

脈搏傳導(dǎo)時間（Pulse Transit Time,PTT）是指血液周期運動時從心臟到動脈血管所用時間，由脈搏傳導(dǎo)距離和脈搏傳播速度（Pulse Wave Velocity,PWV）決定。血壓即為體循環(huán)的動脈壓，最高值稱為收縮壓（Systolic Blood Pressure,SBP），最低值稱為舒張壓（Diastolic Blood Pressure,DBP）。自Mones推導(dǎo)得出PWV公式開始，不斷有學(xué)者研究并證實脈搏傳導(dǎo)時間與動脈血壓之間存在線性關(guān)系，利用其通過血液流動機(jī)理推導(dǎo)出系列繁雜公式預(yù)估人體血壓［8-11］。因此，本文采用脈搏傳導(dǎo)時間進(jìn)行血壓的連續(xù)測量。

1 血壓測量原理

脈搏傳導(dǎo)時間是計算血壓的重要因素之一。同步采集人體心電-脈搏信號，將心電信號R波作為起點，動脈末端點（即指尖脈搏點）［11］作為終點，計算起點-終點時間差，即為PTT。測量位置及信號如圖1所示。

圖1 基于心電與脈搏信號測量脈搏傳導(dǎo)時間示意圖Fig.1 Measurement of pulse transit time based on electrocardiogram(ECG)and pulse signals

根據(jù)Moens-Korteweg公式［8］、血管壁彈性模量與血管壁壓力關(guān)系及脈搏傳導(dǎo)的速度與時間的關(guān)系，得到PTT與收縮壓之間存在下列關(guān)系：

其中，SBP為收縮壓，Sp是脈搏波傳遞的距離，θ為管壁厚度，ρ為流體密度，D是靜息狀態(tài)下血管壁內(nèi)徑，E0是壓力為零時的彈性模量，γ表示血管特征值，數(shù)值一般為0.016～0.018 mmHg-1。

假設(shè)動脈血管壁短期內(nèi)不會產(chǎn)生物理變化，從而可忽略隨血壓變化的內(nèi)徑大小和管壁厚度變化，則可將看成一個常量，收縮壓與PTT具有一定的相關(guān)性，式（1）可由式（2）進(jìn)行表示：

其中，a、b為待定系數(shù)，但對同一個體其值為常量。

舒張壓與脈搏波的傳遞時間并沒有明顯的線性關(guān)系，引入Windkessel［12-14］理論，將主動脈比擬為彈性腔，如圖2所示。本文引入羅志昌等［15］提出的脈搏特征K值理論，經(jīng)驗證K值與脈搏波的下降沿舒張期時間（T）能較好地反映血管中外周阻力（R）、動脈順應(yīng)性（C）、血液搏出量等生理因素對舒張壓造成的影響。脈搏特征K值定義如式（3）所示：

其中，MBP為動脈平均壓。根據(jù)特征K值理論，樣本的RC值與KT線性相關(guān)，根據(jù)上述理論可得到舒張壓與收縮壓之間的關(guān)系。

其中，m、n為待定系數(shù)，因樣本不同而有差異。

圖2 舒張期彈性腔模型Fig.2 Windkessel model in diastole

2 連續(xù)血壓測量系統(tǒng)設(shè)計

本文基于北京思邁科華技術(shù)有限公司的8通道同步數(shù)據(jù)采集卡USB-4221實現(xiàn)對心電-脈搏信號的同步采集；對信號進(jìn)行預(yù)處理，提取雙路信號特征點計算PTT，經(jīng)回歸分析進(jìn)一步建立血壓測量模型；通過Matlab GUI的人機(jī)交互界面將計算過程整合，從而實現(xiàn)對血壓的實時監(jiān)護(hù)與連續(xù)測量。連續(xù)血壓測量系統(tǒng)流程如圖3所示。

圖3 連續(xù)血壓測量系統(tǒng)流程圖Fig.3 Flowchart of continuous blood pressure measurement system

2.1 心電信號采集及調(diào)理

心電信號屬于低頻信號，其頻率主要分布在5～20 Hz，抗干擾性低，易被呼吸等干擾從而產(chǎn)生基線漂移。針對上述特點，心電信號采用共模抑制比為80 dB的AD8232全集成式ECG前端進(jìn)行采集，對調(diào)理電路設(shè)計如下：信號放大至“V”的量級，削弱工頻干擾、因呼吸等引起的基線漂移問題。心電信號調(diào)理電路主要由心電輸入、放大、濾波及反饋浮置構(gòu)成，原理框圖如圖4所示，心電信號經(jīng)前端調(diào)理后輸出到數(shù)據(jù)采集卡。

圖4 心電信號調(diào)理電路原理框圖Fig.4 Block diagram of ECG conditioning circuit

圖5是心電信號調(diào)理電路圖。其中，U1單元模塊為前置放大；U2單元模塊為反饋浮動跟蹤電路；U3單元模塊為第二級放大輸出部分。該電路總增益AU=767，由于高通濾波以及設(shè)備內(nèi)部損耗等不可抗因素的存在，最后得出的實際數(shù)據(jù)相較于理論估計值偏小，但仍然滿足放大輸出的要求。

圖5 心電信號調(diào)理電路設(shè)計Fig.5 Design of ECG conditioning circuit

2.2 脈搏信號采集及調(diào)理

本文選擇透射式成人指夾傳感器，通過對透過手指的光強(qiáng)度進(jìn)行檢測間接測量脈搏信號。調(diào)理電路中以人體脈搏搏動頻次來設(shè)計低通放大部分，可得到mV級輸出電壓，抑制高頻干擾以及消除運算放大器對輸入偏置電流的影響。一級反向放大將電壓放大22.5倍，截止頻率為31 Hz，過濾50 Hz的干擾。次級放大的理想放大倍數(shù)為-22.5倍，0.707倍零頻增益高頻轉(zhuǎn)折頻率為14 Hz。圖6所示為脈搏信號采集與調(diào)理整體電路，脈搏信號經(jīng)此電路進(jìn)行前端濾波及放大，輸出到數(shù)據(jù)采集卡。

圖6 脈搏信號采集及調(diào)理電路設(shè)計Fig.6 Design of pulse signal acquisition and conditioning circuit

2.3 同步采集實現(xiàn)

本文選用的USB-4221數(shù)據(jù)采集卡如圖7所示。每一個模擬輸入通道都具有相對獨立的AD轉(zhuǎn)換單元，保證本組數(shù)據(jù)采集的準(zhǔn)確性，同時滿足了多通道同步采集的要求，且各通道相互獨立，互不影響。此外，此采集卡底噪極低、精確性高，適用于大多數(shù)的數(shù)據(jù)采集場景。在本文中，USB-4221數(shù)據(jù)采集卡的主要作用是將三導(dǎo)聯(lián)的心電傳感器和指夾光電脈搏傳感器輸出的模擬電壓信號進(jìn)行數(shù)字轉(zhuǎn)化，實現(xiàn)同步采集。同步采集裝置實物整體如圖8所示，同步采集的心電、脈搏信號如圖9所示。

圖7 USB-4221數(shù)據(jù)采集卡Fig.7 USB-4221 data acquisition card

圖8 同步采集系統(tǒng)Fig.8 Synchronous acquisition system

圖9 同步采集的心電、脈搏信號Fig.9 Synchronously acquired ECG and pulse signals

3 信號處理與血壓測量

本文中系統(tǒng)軟件部分在Matlab 2014R平臺實現(xiàn)，主要實現(xiàn)功能為心電-脈搏信號的處理及顯示，包括信號處理模塊、PTT計算模塊、血壓測量模塊3個部分。

3.1 信號處理模塊

信號處理模塊首先接收經(jīng)USB-4221采集卡傳輸?shù)男碾?脈搏信號，采用一階差分方法消除心電信號T波干擾；對于脈搏信號，采用滑動平均濾波［16］抑制傳感器內(nèi)部以及外界刺激的隨機(jī)性干擾。然后基于小波變換算法對兩路信號去基線漂移［17］。為避免計算機(jī)做無謂離散計算，本文選用墨西哥帽小波（Mexican-Hat）對雙路信號繼續(xù)進(jìn)行連續(xù)小波變換。Mexican-Hat小波是將高斯函數(shù)進(jìn)行二階求導(dǎo)得到的函數(shù)，收斂速度快，有其自身的解析表達(dá)式，如式（5）所示，其在時頻窗具有良好的局部表征。如圖10所示，預(yù)處理后的信號大部分噪聲被消除，波形趨于平滑，無明顯毛刺。

圖10 心電-脈搏信號預(yù)處理Fig.10 Preprocessing of ECG and pulse signals

3.2 PTT計算模塊

根據(jù)上述圖1中PTT計算原理可知，將心電信號R波峰值點與脈搏信號主波峰值點的時間差值作為PTT。則特征點提取對象包括ECG信號的R波波峰、pulse信號的主波波峰。本文采用動態(tài)差分閾值方法［18］提取特征點，根據(jù)心臟不應(yīng)期計算判斷，兩個R波峰值的時間間隔不應(yīng)小于三分之二個心動周期。特征點提取過程如圖11所示。排除誤差點后的特征點如圖12所示。

圖11 特征點提取框架圖Fig.11 Diagram of feature point extraction

圖12 提取的特征點Fig.12 Extracted feature points

3.3 血壓測量模塊

血壓測量基于機(jī)器學(xué)習(xí)方法來實現(xiàn)。模型訓(xùn)練數(shù)據(jù)有兩部分，一部分是MIMIC數(shù)據(jù)庫數(shù)據(jù)，另一部分是基于同步采集系統(tǒng)實際采集的數(shù)據(jù)。MIMIC數(shù)據(jù)庫中包含同步心電、脈搏、動脈血壓監(jiān)護(hù)數(shù)據(jù)，基于采集系統(tǒng)可得到心電、脈搏信號，采用歐姆龍血壓計HEM-8713可得到收縮壓和舒張壓。

依據(jù)脈搏傳導(dǎo)時間與收縮壓線性相關(guān)，可得如圖13所示線性方程示意圖。圖中為不同個體的血壓計算方程，不同個體斜率不同，系數(shù)a、b有不同的值。

圖13 利用PTT計算收縮壓的原理圖Fig.13 Schematic diagram of systolic blood pressure calculation by pulse transit time

在進(jìn)行血壓測量的過程中，不同測試者構(gòu)建的測量模型因自身心電信號、脈搏信號的生理特征差異而不同。根據(jù)上文中PTT與血壓的關(guān)系可得到線性血壓模型為：

其中，ai、bi代表不同個體的線性模型參數(shù)，tp表示脈搏波的種類，mi代表不同的個體(i=0,1,2,…,n)。

脈搏傳導(dǎo)時間與同期時間相對應(yīng)的血壓值構(gòu)成了機(jī)器學(xué)習(xí)的一組樣本。將同期血壓值進(jìn)行預(yù)處理，結(jié)合不應(yīng)期條件，檢測與標(biāo)定與PTT同期的SBP和DBP。依據(jù)式（2），將PTT與同期對應(yīng)SBP利用回歸分析進(jìn)行擬合，得出系數(shù)a、b。依據(jù)式（3）、式（4）計算得到脈搏特征K值以及系數(shù)m、n。將得到的特征值及系數(shù)代入，構(gòu)建血壓測量模型。將下一個采樣周期數(shù)據(jù)作為測試數(shù)據(jù)代入模型，驗證測量出的收縮壓與舒張壓的準(zhǔn)確度。

4 實驗結(jié)果及分析

本文中的模型驗證分為兩個部分，其一是利用MIMIC數(shù)據(jù)庫中病例樣本進(jìn)行驗證，另一部分是同步采集測試者的心電、脈搏信號進(jìn)行驗證。

4.1 數(shù)據(jù)庫數(shù)據(jù)

選取MIMIC數(shù)據(jù)庫中的數(shù)據(jù)，其采樣頻率為500 Hz，將前10個心動周期共4 000個數(shù)據(jù)作為訓(xùn)練樣本，剩余數(shù)據(jù)作為驗證樣本，各段對應(yīng)時間的真實血壓值與測量數(shù)值如表1所示。

表1 MIMIC數(shù)據(jù)庫數(shù)據(jù)驗證對比Tab.1 Verification and comparison of data in MIMIC database

4.2 實測數(shù)據(jù)

選擇年齡為21～23周歲的5名健康學(xué)生（無心血管疾?。┳鳛槭茉囌?，在受試者靜息狀態(tài)下進(jìn)行試驗。首先，將歐姆龍血壓計HEM-8713袖帶固定在受試者左臂待測；同時，將心電導(dǎo)聯(lián)固定在受試者左右鎖骨下窩中部、左腋前線上肋緣與髂嵴間中部，將指夾光電傳感器固定在左手中指指尖，利用同步采集模塊進(jìn)行心電-脈搏信號采集；按下血壓計啟動鍵對血壓值進(jìn)行測量，時間間隔為2 min。然后，利用采集數(shù)據(jù)進(jìn)行模型訓(xùn)練，通過上文論述方法計算出參數(shù)，與測量得到的血壓值進(jìn)行擬合，從而得到收縮壓與舒張壓線性關(guān)系方程。利用后續(xù)數(shù)據(jù)進(jìn)行血壓連續(xù)測量，與歐姆龍血壓計測得數(shù)據(jù)對比驗證，結(jié)果如表2所示。

表2 實際采集數(shù)據(jù)驗證對比Tab.2 Verification and comparison of actually acquired data

收縮壓和舒張壓測量結(jié)果與實際數(shù)值對比見圖14，誤差對比見圖15。由圖15可知，真實血壓與測量血壓的差值集中在±5mmHg范圍以內(nèi)，表明本文的血壓測量系統(tǒng)與使用電子血壓計的測量結(jié)果趨于一致，系統(tǒng)測量精度符合美國醫(yī)療儀器促進(jìn)協(xié)會AAMI（The Association for the Advancement of Medical Instrumentation）標(biāo)準(zhǔn)中平均誤差≤5 mmHg的要求［19］。

圖14 血壓測量結(jié)果與實際值Fig.14 Blood pressure measurement results and actual values

圖15 誤差對比圖Fig.15 Error comparison

4.3 GUI界面顯示

在Matlab平臺中搭建GUI界面［20］，實現(xiàn)信號預(yù)處理、特征值提取、訓(xùn)練測量模型等功能，達(dá)到連續(xù)血壓測量人機(jī)交互方便操作的目的。操作時只需將實時采集的心電-脈搏信號或MIMIC數(shù)據(jù)庫中數(shù)據(jù)提取到界面，便可得出結(jié)果，功能實現(xiàn)效果如圖16所示。

圖16 連續(xù)血壓測量界面功能展示Fig.16 Function display of continuous blood pressure measurement interfaces

5 結(jié)束語

本文主要研究基于USB-4221數(shù)據(jù)采集卡的連續(xù)血壓測量，從基于脈搏傳導(dǎo)時間的血壓測量原理、血壓測量線性模型的構(gòu)建、同步采集系統(tǒng)設(shè)計、GUI人機(jī)交互界面設(shè)計4個方面開展研究工作。實驗結(jié)果表明，真實血壓與測量血壓的誤差值在±5 mmHg范圍內(nèi)，達(dá)到AAMI標(biāo)準(zhǔn)中對測量平均誤差的要求，具有較高準(zhǔn)確性，且GUI用戶平臺設(shè)計簡化了測量及處理過程中的繁瑣操作，使用便捷。