基于脉搏波传导时间的连续血压测量系统*

包科，顾亚雄△，高俊，聂琼

(1.西南石油大学机电工程学院，成都 610500；2. 第三军医大学新桥医院脑外科，重庆 400037)

1 引 言

血压作为人体重要生理参数，能反映人体心脏与血管的功能状况，是临床疾病诊断与治疗效果评估方面的重要依据之一[1]。血压测量方法可分为直接测量法和间接测量法两类，其中直接测量法也称作动脉插管法，可实现连续血压测量，测量结果最为准确，被认定为血压测量的“金标准”，但其技术要求高，准备时间长，且为有创测量，不能被推广使用[2]。无创连续血压测量是通过分析人体相关特征信号，间接获取血压值的一类血压间测量方法，对人体无创伤，能动态追踪血压变化，在临床诊断和日常自身血压监测等方面都具有更重要的应用价值[3]。

基于脉搏波传导时间的连续无创血压测量是根据脉搏波沿动脉传导速率/传导时间与血压间具有相关特性提出的，通过测量脉搏波传导速率(pulse wave velocity，PWV)/脉搏波传导时间(pulse wave translation time，PTT)间接计算出血压值的一种连续无创血压测量方法[4]。相比动脉张力法、脉搏波特征参数法、容积补偿法具有传感器位移精度要求低，测量装置简单，无需充气袋等优点，特别有利于长时间血压监测，具有广泛的应用前景[5]。

2 基于脉搏波传导时间的血压测量原理

1957年Lansdown[2]针对脉搏波传导时间与血压变化关系进行研究，指出同一个体脉搏波传导时间与血压在一定时间和范围内呈线性相关，且相对稳定。人体血压变化与脉搏波传导时间关系可由Moens-Kortweg脉搏波传导速率公式和Hughes推导的动脉血管壁杨氏弹性模量与血压关系式整理得[6]：

(1)

式中：P为血压值，E0为血压值为零时血管壁弹性模量，h为管壁厚度，d为血管内径，ρ为血液密度，l为所选动脉树上两点间距，TPTT为脉搏波传导时间，K为无量纲的莫恩斯常数(对人体主动脉，一般取K=0.8)，γ为血管特性参数量值(约为0.016～0.018 mmHg-1)。

由(1)式可得，血压值与脉搏波传导时间具有较好的相关性，可以通过测量脉搏波传导时间间接计算出血压值。在假设动脉血管壁为理想弹性材料，并忽略血管壁弹性，血液粘稠度及密度等一些不可测得参数变化的影响下，可得血压变化与脉搏波传导时间模型：

P=a-bln(TPTT)

(2)

式中：a，b为模型参数，反映了不同血管生理状况下血压的变化，由实验测量数据进行确定。

式(2)中，TPTT定义为人体动脉树上所选两点间同一脉搏波信号到达时间间隔，见图1。

为避免心脏预射血期给脉搏波传导时间测量带来的影响，本研究采用Maguire[7]提出的两路脉搏波信号同步测量方案进行脉搏波传导时间的测量，见图2。将两路脉搏波传感器固定在人体左臂上A、B不同位置进行脉搏波信号测量，通过计算同一脉搏波到达A、B测量点的时间T1，T2差值求取脉搏波传导时间TPTT。

图1 脉搏波传导时间示意图

图2 两路脉搏波同步测量方案示意图

3 基于脉搏传导时间的血压测量系统设计3.1 血压测量系统总体方案

基于脉搏波传导时间测量血压方法的实质是利用脉搏波传导时间与血压值之间相关性，通过测量脉搏波传导时间，间接计算出血压值。因此，对脉搏波信号的采样频率和系统计算精度都将直接影响系统血压值得测量精度。

本研究针对现有连续无创血压测量系统运算能力有限和脉搏波信号采样频率低的问题，设计了基于STM32芯片和DSP芯片的双核血压测量系统，见图3。

图3 系统结构框图

系统主要由数据采集，数据处理和蓝牙传输模块三部分构成，其中数据采集部分包括两路同步脉搏波信号传感器，模拟信号调理电路，STM32协处理器及电源模块，主要实现对脉搏波信号的高速采样；数据处理部分由DSP中央处理器，系统存储，人机交互，LCD显示及电源模块组成，负责对采样的脉搏波信号做高速运算处理；系统数据采集与处理两部分通过蓝牙连接进行无线数据传输。将数据采集与数据处理相分离，在进行血压测量时，只需佩戴相对体积较小的数据采集部分，增加系统佩戴舒适性，更便于系统的佩戴测量，实现对血压的实时监测。另外还保证了协处理器与中央处理器工作的独立性，可以分别发挥STM32在高速采样以及DSP芯片在高精度运算上的优势，实现了脉搏波信号的高速采样和脉搏波传导时间的高精度计算，进一步增强系统性能，提高系统测量精度。

3.2 系统主要硬件单元

3.2.1脉搏波传感器 脉搏波传感器选用日本新无线公司最新研究的NJL5303R反射式低功耗绿光光电式脉搏信号传感器，该传感器采用波长为570 nm的绿光，与传统红外光电传感器相比反射率和灵敏度更高，可获得较高信噪比的信号。

3.2.2模拟信号调理电路 在实际脉搏波信号测量中，人体运动或是肌肉抖动等都会带来噪声干扰，因此需要对脉搏波信号进行滤波放大操作。由于人体脉搏波信号95%能量集中在0.5～6 Hz频率相对集中区间[5]，而噪声信号基本都大于10 Hz，因此设计了如下二阶高通和低通滤波器，组合使用能很好的滤除脉搏波信号以外的噪声干扰。

图4 二阶高频滤波器

3.2.3STM32协处理器 在基于脉搏波传导时间的血压测量系统中，脉搏波传导时间只能是脉搏波信号采样周期整数倍，因此系统采样周期直接决定了脉搏波传导时间TPTT的分辨率。本设计将选用ST公司的STM32F103T4低功耗芯片作为系统协处理器，负责脉搏波信号的高速采样。该芯片自带两路具有缓存功能的16位高速ADC采样通道，最高采样频率可达36 MHz，另外该芯片还具有七路DMA数据专用传输通道，可实现高速的数据传送。本设计中将采样频率设置为10 KHz，则TPTT分辨率为0.1 ms。

图5 二阶低通滤波器

3.2.4DSP中央处理器 提高脉搏波信号采样频率，有利于提高脉搏波传导时间分辨率，但系统数据运算量也将成倍增加，一般微处理器无论是运算速度还是精度都难以达到要求。DSP芯片是专用于数字信号处理芯片，具有运算速度快，精度高的特点。因此本设计综合考虑运算速度和系统功耗，选用TI公司C55x系列的低电压高速DSP芯片TMS320C5535作为系统中央处理器，该芯片CPU提供两个乘加运算单元，能在单个周期内完成17位乘法和32位加法，还提供320K字节零等待状态片上RAM，无论计算速度和运行内存，完全能满足本设计需求。

3.3 软件系统设计

本血压测量系统软件开发主要是利用C语言对STM32芯片和DSP芯片进行硬件编程，实现系统对脉搏波信号的高速采样和高精度处理运算，系统流程见图6。系统工作时，首先进行硬件初始化和蓝牙连接检查，完成上述步骤后，当协处理器STM32接收到数据采集指令后，打开ADC通道进行脉搏波数据采样，并利用内部DMA数据传输通道通过蓝牙传送数据；中央处理器在接收到数据后进行TPTT提取运算，并将TPTT带入血压计算模型中计算血压值，最后将结果显示到LCD显示屏上。

由于人体血压一般相对稳定，不会出现突然变化，若一直保持高速的数据采样，不仅会严重消耗系统资源，增加系统功耗，也完全是没有必要的。因此，本研究在综合考虑系统功耗和血压监测效果后，设置了系统数据采样定时器，其中数据采样设为1 s(脉搏波周期一般小于0.8 s)，暂停采样设为15 s，即每完成一次时长为1 s的脉搏波信号采样后系统休眠15 s，以节省系统资源和降低系统功耗。

图6 系统流程图

4 系统测试实验结果与分析

为测试本设计的连续无创血压测量系统能否准确的测量不同健康条件人群的血压值，随机选择30名(男性17名，女性13名)人员进行测试，年龄为45±32岁，进行血压测量分析实验，表1列出了30名被测人员收缩压(systolic blood pressure，SBP)和舒张压(diastolic blood pressure，DBP)相关实验数据。

表1 30名实验测试者收缩压和舒张压测量数据

其中SBPHg与DBPHg为采用医用水银血压计测量到的动脉收缩压值与舒张压值；SBPPTT与DBPPTT为采用本研究设计的连续无创血压测量系统测量的动脉收缩压值与舒张压值。

由表1数据计算可得，收缩压SBPPTT与SBPHg之间差值的绝对值d<6 mmHg，差值的均值Ed=0.68 mmHg以及差值的标准差δd=2.86 mmHg；舒张压DBPPTT与DBPHg差值的绝对值d<6 mmHg，差值的均值Ed=0.81 mmHg以及差值的标准差δd=2.97 mmHg，完全符合美国医疗仪器促进协会(association for the advancement of medical instrumentation，AAMI)国际电子血压计标准。利用Bland-Altman差值法[8]分别对SBPPTT与SBPHg，DBPPTT与DBPHg进行数据一致性校验，结果见图7与图8。

图7 SBPPTT与SBPHg的Bland-Altman分析

图8 DBPPTT与DBPHg的Bland-Altman分析

上图中30组数据全部位于一致性界限以内，经计算收缩压与舒张压的95%一致性界限分别为(-4.93，6.31)mmHg，(-5.01，6.03)mmHg，在血压测量允许误差范围之内。因此，本研究设计的脉搏波双核血压测量系统与水银血压计测量结果具有很好的一致性，能初步代替水银血压计在家庭和临床医疗中进行人体血压的动态跟踪测量。

5 结束语

本研究基于STM32和DSP芯片设计了一个双核血压测量系统，分别利用STM32和DSP芯片在数据采集和运算精度及速度的优势，实现了对脉搏波信号的高速采样和高精度运算处理，保证了系统对脉搏波传导时间的精度要求。在对30名随机志愿者进行血压测量实验中，我们设计的血压测量系统与医用水银血压计测量的收缩压，舒张压误差均小于6 mmHg，满足AAMI国际电子血压计标准要求。利用Bland-Altman差值法对两种方法的测量结果进行一致性检验，结果表明两者具有很好的一致性。本研究设计的连续无创血压测量系统能够进行长时间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，可以初步在家庭和临床医疗等方面代替水银血压计进行人体血压的动态跟踪测。