文獻標識碼： A
文章編號： 0258-7998(2015)01-0039-03
0 引言
連續式無創測量法是在某一時段內無創連續地測量血壓，能夠檢測每搏血壓及連續的動脈壓波形，為臨床診斷與治療提供更充分的依據，特別是在臨床監護及特殊情況下觀察血壓連續變化方面，對有創血壓和傳統袖帶血壓測量等均具有無法比擬的優勢。目前較為成熟的無創連續血壓測量方法是動脈張力法[1]和容積補償法[2]，但上述方法并沒有解決在血壓測量過程中氣囊對人體束縛帶來的不適感，設備及測量過程亦相對復雜，無法對被測者在運動狀態下進行連續檢測，測量精度也有待進一步提高[3]。
綜合考慮測量的可行性，本文提出一種基于PTT的連續無創血壓測量系統的設計，該系統以嵌入式技術和醫療電子技術為基礎，無創采集心電和脈搏波，利用特征值計算PPT并擬合出與之對應的每搏血壓值，以實現血壓的連續無創監測。
1 系統原理
1878年，Moens和Korteweg提出了能夠證明脈搏波傳時間與血壓之間存在準線性關系的數學模型：
其中，T為脈搏波傳播時間變化值；P為動脈血壓變化值；動脈血管的特征值[4]。
1957年，Lansdown提出對于某一個體， PTT與血壓BP之間呈線性相關[5]，這一關系，在一段時間內相對穩定[6]。在忽略一些不可測得的動脈血管參數的情況下，建立動脈血壓與脈搏波傳播時間更直觀的模型[5]如下：
BP=a+b×PTT(2)
式中，BP為動脈血壓，PTT為脈搏波傳播時間， a與b為待定的線性擬合系數。
2 系統總體結構
基于PTT的無創血壓連續測量，主要涉及心電和脈搏波兩種生理信號的采集,其硬件框圖如圖1所示。
2.1 心電采集模塊
圖2為基于ADS1291的ECG采集電路原理圖，該芯片利用SPI通信方式進行采集控制和數據讀取相關操作。
2.2 脈搏波采集模塊
本采集模塊電路如圖3所示，其中，LED電流調節電路為電壓控制型恒流源，通過調整單片機的DAC控制探頭LED的電流，即可調節其發光強度。探頭的光電二極管接收的容積變化信號通過I-V轉換電路后，經過低通濾波及DAC基線控制電路，所得SPO2_OUT模擬電壓信號輸入至STM32進行模數轉換。
2.3 STM32單元
本設計采用STM32F103RBT6作為采集控制和數據預處理的嵌入式處理單元。該芯片兼備生理信號高速采集和數據快速預處理的功能；其還集成豐富片上資源，滿足ECG和PPG信號采集和藍牙串口傳輸電路設計需求。
2.4 藍牙傳輸模塊
采用HC_05型藍牙模塊作為本系統的數據傳輸模塊。該模塊協議為藍牙V2.0+EDR協議，模塊原理圖如圖4所示。
3 系統軟件設計
系統的主流程如圖5所示，初始化包括：(1)系統時鐘初始化，設定時鐘頻率為72 MHz；(2)基于ADS1291的ECG模塊初始化，配置SPI端口通信模式為CPOL=0，CPHA=1，其DRDY配置為輸入引腳，發送RESET命令重置寄存器；(3)脈搏波采集模塊初始化，配置LED控制引腳PA1~PA5，對ADC和DAC相關通道進行初始化和配置等；(4)定時器初始化，設定STM32的TIMER2定時周期為500 μs，以此中斷信號作為任務分時調度的控制器。
本設計任務0為非定時任務，在系統空閑時間進行編碼數據的發送及外部命令的響應；定時任務如表1所示。
LED控制脈沖和采集處理時序如圖6所示，系統時間片基本單位為500 s，采集處理周期為2 ms。
4 算法設計
4.1 特征點識別與PTT計算
本文計算PTT關鍵是要識別起始特征點(即心電波形R波峰值點SECG)和結束特征點(即脈搏波上升最快點SSPO2)，如圖7“*”標記所示。
特征點的檢測步驟描述如下：
(1)取前10 s心電數據進行自學習，分成相等的5段（每段至少有一個QRS波群），在每段內求差分最大值?駐ECGmax，將各段?駐ECGmax排序，去掉最大值和最小值，對剩下的3個最大值求算數平均m0，確定出初始檢測閾值為：
利用固定初始閾值的方式，采用差分閾值法檢測每段中R波的位置及個數，確定R波的平均幅值及初始的RR間期（即心電周期T）。
(2)用初始閾值檢測到3個R波后，開始采用滑動平均濾波器修改檢測閾值：設mi是包括當前R波在內的前3個QRS波的?駐ECGmax的平均值，則相應的新的檢測閾值為：
其中：i=4，5，…；C1、C2、C3均為常數，是為了保證![)_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526478596000006704071.png ")_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png")
在合理范圍內。
(3)對每個心電數據做前向差分，利用ECG差分DiffECG的3個閾值檢測R波。如果連續兩個差分分別大于![ZT]F]50XENB$({6_O)9I_@R.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526480266400003843416.png "ZT]F]50XENB$({6_O)9I_@R.png")
且之后存在一個負值差分，其絕對值大于
，即可判定當前點為R波，標記為SECG，如圖7所示。按式(4)、(5)修正閾值，以新的閾值![)_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526483399500002127537.png ")_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png")
繼續檢測下一R波，在相鄰兩個R波之間求PPG差分的最大值，即SSPO2，每檢測到新的SECG和SSPO2，就按上述方法動態修正檢測閾值，并繼續進行檢測和特征識別。
(4)計算每個周期內SSPO2與SECG的時間差作為PPT。
4.2 血壓擬合和計算
本實驗共選取了9名健康志愿者作為訓練組，每名志愿者采集5組數據，每組數據包括PTT、收縮壓（Systolic Blood Pressure，SBP）、舒張壓（Diastolic Blood Pressure，DBP），以此進行數據擬合建立血壓與脈搏波傳播時間的方程如下：
SBP=-0.241×PTT+115.3(6)
DBP=-0.125 3×PTT+70.87(7)
5 實驗驗證
本實驗另選8名健康志愿者作為驗證組，將本系統所測血壓與歐姆龍HEM-7051型血壓計所測血壓進行對比，見表2，可得收縮壓的最大誤差為-11.0 mmHg，計算得標準差為5.5 mmHg，舒張壓的最大誤差為6 mmHg，計算得標準差為3.3 mmHg，均滿足AAMI推薦的標準差低于8 mmHg的要求。
6 結論
本文以脈搏波傳播時間作為連續無創血壓測量的基本原理，設計并實現了一款基于STM32的嵌入式測量系統，該系統通過波形自學習與動態閾值算法識別特征點并計算PTT，最后通過擬合關系式實時得到動態血壓值，實現無創連續監測人體血壓變化。實驗證明本系統得到的動態血壓值基本滿足AAMI要求。該系統設計小巧，測量簡便，克服了傳統袖帶測量和有創血壓測量的缺點，對目前的連續無創血壓測量研究和推廣具有很好的研究意義和參考價值。
參考文獻
[1] JURGENS C，ANTAL S，HEYDENREICH F，et al.Digital patient record for remote monitoring of intraocular pressure, blood pressure and serum glucose[J].Klin Monbl Augen-heilkd，2006，223(9)：757-764.
[2] FORTIN J，WELLISCH A，MAIER K.CNAP-evolution of continuous non-invasive arterial blood pressure monitoring[J].=Biomed Tech(Berl)，2013：2013-4179.
[3] 朱鼎良.血壓和血壓測量[M].北京：人民軍醫出版社，2010.
[4] 張珣.基于脈搏波速法的動態血壓測量系統設計[J].電子科技，2014，27(1)：63-67.
[5] LANSDOWN M.A method using induced waves to study pressure propagation in human arteries[J].Circ.Res.，1957，2=(1)：594-601.
[6] 梁永波，殷世民，陳真誠，等.基于容積脈搏波的無創連續血壓測量系統[J].航天醫學與醫學工程，2013，26(1)：=47-50.