基于LabVIEW的电子血压测量仪*

杨波，彭志凌，邢联大，丁明军，郭永

(1.中北大学机电工程学院，山西 太原 030051；2.空军驻山西地区军代表室，山西 太原 030024； 3.淮海工业集团有限公司，山西 长治 046012)

1 引 言

对心血管疾病患者进行长期的血压动态监测是很有必要的。传统的柯氏音听诊法虽然测量精度较高，但是无法进行连续的动态监测；而动脉插管法虽然可以动态地测量血压且具有较高的精度，但是该方法具有准备复杂、有创等缺点。所以有必要设计一款无创且能够连续动态测量血压的设备。

目前无创连续动态血压测量方法主要有容积补偿法、动脉张力法、基于脉搏波传导时间法等。容积补偿法被测部位需要保持一定的压力，长时间测量会导致被测部位静脉充血；其次由于血管自身的力学特性，使得血管容积与外置压力成非线性关系，所以转换精度不高。动脉张力法的传感器的安装位置需要非常精确，其对传感器位移高度敏感，长时间测量会因传感器的移动而降低血压测量的准确度[1]。基于脉搏波传导时间法对传感器安装精度要求低，具有较高的精确度，不适感较少，所以本研究选择此方法进行血压测量仪的设计。

2 脉博波传导速度与血压之间的关系

使用脉搏波传导时间(PWTT)为参数模型进行测量时发现，由于参与实验者的臂长不同，脉搏波传导时间差异很大。所以采用引入身高数据的脉搏波传导速度(PWV)模型，即可剔除臂长不同对模型的影响。根据董骁的研究可知，收缩压、平均压、舒张压与脉搏波传导速度有如下关系[2]：

SBP=a+27.2781×PWV

(1)

MAP=b+12.1051×PWV

(2)

DBP=(3×b-a+9.0372×PWV)/2

(3)

式中，a、b是两个待校准参数，需要针对每一位使用者进行单独校准，PWV是脉搏波传导速度。通过测量脉搏波传导速度，代入式(1)、式(2)、式(3)就能够间接地计算出血压值。

3 系统硬件设计

系统主要由心电传感器、脉搏波传感器、升压电路、主控单片机、Wi-Fi模块、上位机软件构成。使用心电、脉搏波传感器采集心电和脉搏波信号。-2.5～+2.5 V的脉搏波信号经过升压电路变为0～5 V的模拟信号，心电信号经过信号调理电路进行滤波放大，之后两路信号经A/D转换器转换成数字信号传入单片机，单片机再通过Wi-Fi模块把信号传送到上位机。上位机将从单片机中传送来的信号进行滤波、计算之后，显示心电和脉搏波波形以及血压和心率。系统硬件示意图见图1。

图1 系统总体框图Fig.1 System diagram

3.1 脉搏波传感器

脉搏波传感器选择的是HK-2000B，具有集成度高、精确度高等优点。此传感器的输出为-2.5～+2.5 V的模拟信号，所以需要升压电路对输出信号进行电压抬升至0～5 V，以便进行A/D转换。本研究使用此传感器采集的是手腕处的脉搏波信号。

3.2 心电传感器

心电传感器采用的是AD8232。此传感器是一款全集成式单导联ECG前端，具有高信号增益，以及DC阻塞能力。三个电极R端、L端、COM端，依次放置在左胸处、右胸处、肚脐附近这三个位置。AD8232的外围电路见图2。

图2 AD8232外围电路Fig.2 AD8232 peripheral circuit

3.3 升压电路

脉搏波传感器的输出电压范围是-2.5～+2.5 V，由于A/D转换器的输入范围是0～5 V，所以需要对输出电压进行升压才能够采集到完整的波形，否则只能采集到部分波形。本研究采用OP07搭建一个同相加法器，将脉搏波传感器采集到的信号向上平移，使采集的脉搏波信号落入0～5 V的A/D转换器的采集电压范围。升压电路见图3。

图3 升压电路Fig.3 Boost converter

3.4 主控单片机

本研究选用的是Arduino uno单片机。这款单片机自带8通道10位ADC转换器，满足采集心电和脉搏波信号的使用，故选择这款单片机。

3.5 Wi-Fi模块

本研究选用的Wi-Fi模块型号为ESP8266，该模块支持标准的802.11 b/g/n 协议和完整TCP/IP 协议栈，故选择该模块。

4 系统软件设计

4.1 单片机软件设计

本研究设计的血压测量仪，需要使用单片机采集两路模拟信号：一路是心电信号，一路是脉搏波信号。第一步初始化串口；第二步初始化Wi-Fi模块；第三步判断采集通道是否开启；第四步采集心电、脉搏波信号；第五步判断是否结束采集。单片机软件流程图见图4。

图4 单片机软件流程图Fig.4 MCU software flow chart

4.2 上位机软件设计

心电和脉搏波信号都有不同程度的基线漂移和工频干扰现象。基线漂移的现象通常源于呼吸，频率在0.15～0.3 Hz，所以用Kaiser窗FIR高通滤波器，通带边缘频率为3 Hz，阻带边缘频率为500 mHz。工频干扰使用中心频率为50 Hz，阻带宽度为2 Hz的FIR陷波滤波器进行抑制[3]。

对信号进行预处理之后，就可以进行波峰检测来计算PWTT。使用LabVIEW中的波峰检测VI来找出波峰点的索引位置S[i]，使用式(4)得到时间位置ST[i]。

ST[i]=t0+S[i]×Δt

(4)

式中，ST[i]是时间位置，t0是开始时间，S[i]是索引位置，Δt是采样间隔时间。

以心电R波波峰点为PWTT的起点，以脉搏波主波峰最大值点为PWTT的终点,来计算PWTT。PWTT示意图见图5，则PWTT为：

PWTT=STP-STE

(5)

式中，STP为脉搏波主峰最大值点的时间位置，STE为心电R波波峰点的时间位置。

使用身高和身体系数获得臂长数据，则臂长l为：

l=BDC·h

(6)

式中，h为身高，BDC为人体系数取0.5。

则PWV为：

(7)

计算出PWV之后代入式(1)、式(2)、式(3)即可得到收缩压、平均压、舒张压。上位机的前面板见图6。

图5 PWTT示意图Fig.5 PWTT schematic

图6血压测量仪前面板程序

Fig.6Blood pressure monitor front panel program

选择RR间期来计算心率。心率与RR间期的关系为：

HR=60×fs/RR

(8)

式中HR为心率，单位为次/min。fs是采样频率。RR为RR间期个数，单位为个。

5 样机及测量过程

试验样机及测量过程见图7、图8。

图7 样机示意图Fig.7 Prototype diagram

图8 测量过程示意图Fig.8 Scheduling process diagram

6 系统测试分析

为测试本测量系统对不同人的测量准确性，选取10位受试者进行试验，并与柯氏音听诊法测得的血压值进行比较，计算绝对误差。受试者的年龄范围在20～25岁，男女比例为1∶1，身体健康，实验中受试者采用坐姿静止状态进行测试。试验结果见表1，测量数据的相关性见图9-图11。

为验证本测量系统是否具有良好的一致性，选取1名受试者使用柯氏音听诊法测得舒张压为77 mmHg，收缩压为128 mmHg。之后使用本测量系统进行10次试验，得到10组测量值并与实际值进行比较，计算绝对误差与标准差。试验结果见表2。

经计算，舒张压的标准差为5.8176 mmHg，收缩压的标准差为5.3415 mmHg，符合AAMI推荐的标准差不大于8 mmHg的标准[4-7]，能够比较准确地测量出血压值。

表1 本测量系统试验结果(10位受试者)Table 1 Test results of this measurement system (10 testers)

表2 本测量系统试验结果(同一位受试者连续测量10次)Table 2 Test results of this measurement system(the same tester measured 10 times )

图9收缩压相关性图

Fig.9Systolic blood pressure correlation diagram

7 结束语

本研究根据脉搏波传导时间与血压的关系模型，设计了一套基于LabVIEW的血压测量仪，实现了无创连续监测人体血压的功能。实验结果表明该系统可以满足AAMI标准的要求,且体积小，携带方便，克服了传统测量血压需要的气囊以及无法进行无创连续测量的缺点。

图10 舒张压相关性图Fig.10 Diastolic pressure correlation diagram

图11 心率相关性图Fig.11 Heart rate correlation diagram