头带式连续血压检测装置设计

王延项，吴建，庞宇，钱浩，梁云锦

（重庆邮电大学光电信息感测与传输技术重庆市点实验室，重庆 400065）

引言

血压是指血液在血管内流动时对血管壁所施加的侧压力，分为收缩压（SBP）和舒张压（DBP），它是反映人体心脏和血管功能的重要生理指标，在疾病诊断、治疗效果观察和进行预后判断等方面都具有重要的意义[1,2]。根据世界高血压联盟的最新定义，正常的血压范围为收缩压90～mmHg（毫米汞柱），舒张压60～90mmHg[3]。

目前的血压测量方法可以分为有创测量法和无创测量法两大类。有创测量法是将连接压力传感器的导管经皮肤直接插入大动脉或心脏检测血压信号。无创测量是通过检测体表浅表动脉管壁的搏动、血管内血液容积的变化间接得到血压。无创测量又可分为间歇式测量法和连续式测量法两类。目前市场上的相关产品主要集中在以柯氏音法和示波法为原理的间歇式测量[4]。柯氏音法又称听诊法，此方法简单、快捷，被称为血压测量的金标准，但是其读数受医生的情绪、听力、环境噪音、被测试者的紧张等一系列因素的影响，易引入主观误差。绝大多数血压监护仪和自动电子血压计采用示波法。这两种方法需要使用袖带充放气，会给使用者带来不适感，且只能间隔性检测血压，但是对于某些疾病的治疗需求，间歇性测量的数据还远远不够[5]。

因此近年来利用脉搏波传播时间PTT连续无创测量血压成为国内外学者研究的一个热点[6～8]。心脏周期性地射血，血液沿着主动脉流动产生周期性的脉搏波[9]，这些波形随着离心脏距离的不同会有时间的延迟（即PTT），在相同的位置测量PTT，这个时间差的长短可以反映出脉搏波的传输速度。动脉内压的增加会使脉搏波沿着动脉传播的速度增加，PTT 减小，相反PTT 增长。因此，由脉搏波的传播速度也可推导出动脉内压，于是反应脉搏波传输速度的PTT 可以间接地得到血压值。目前PTT 主要是通过心电图（ECG）中特征点与脉搏波中特征点的时间差值求得[10～12]。

但目前计算P T T所需的两路信号，脉搏波信号（photoplethysmography，PPG）采集一般采用指甲透射式，心电信号（electrocardiogram，ECG）采集需要将电极片贴于体表，十分不便，同时充气袖带还会给人带来压迫感，并不能给使用者带来良好的用户体验。

针对以上问题，本文设计了一种头带式可穿戴装置，与传统信号采集方式不同，本装置信号的采集全部放在头部，PPG信号采用额头反射方式，ECG信号采集位于耳后部及颈椎处。通过定位ECG信号R波及PPG信号最大值，得到脉搏波延迟时间PTT，基于PTT和血压之间的线性数学模型，通过与水银血压计测得的收缩压和舒张压进行拟合，得到收缩压和舒张压的计算公式。

1 硬件电路设计

硬件电路的设计主要考虑了头带的轻盈、便携、可穿戴性，锂电池供电低功耗特点。电路主要由脉搏波采集模块、心电采集模块、蓝牙无线传输模块3大部分组成，实现血压的实时监测。整个装置集成在头带内部，通过蓝牙模块将测得血压值传送至接收终端。系统总体框图如图1所示。

装置同步采集心电信号、脉搏信号的采样频率为500Hz。脉搏波信号是一种低频信号，其频率通常为1Hz左右，有效谐波成分的频率也在40Hz以内，健康人脉搏能量多分布于1～5Hz。依据美国心电学会确定的标准，正常心电信号的幅值范围在0.05～4mV之间，典型值为1mV。频率范围在0.05～100Hz以内，而90%的ECG频谱能量集中在0.1～35Hz之间。依据奈奎斯特采样定律可以知道，采样频率是信号最高频率的两倍即可，500Hz的采样频率完全符合要求。

系统采用反射式PPG传感器采集额头眉骨处PPG信号。将光电发射管与光频转换器组成的PPG传感器嵌入头带内部，这样既固定了传感器，又避免了外界的光线干扰。光电发射管采用660nm的红光作为光源，人体血液对红光的吸收较强，采用红色LED可以获得更强的PPG信号。采用TSL237光频转换器代替传统的光电三极管，TSL237是一种特殊的内部集成了光电二极管，限幅器，放大器，比较器，带通滤波器，积分电路的集成器件，它将接收到的光强经过复杂的内部处理最终以频率的方式输出，该频率信号经过单片机定时器捕获模块的捕获即可得到抽样时刻频率值的大小，即反射光的强度，频率信号可直接送入单片机进行处理。与传统的光电三极管构成的脉搏波检测电路相比，省去了放大、滤波等电路，减少了硬件设计的复杂度，提高了可穿戴性。

心电信号的采集使用心电电极传感器和专用心电信号采集芯片ADS1292R。ADS1292R是TI 公司的一种用于生物电测量的专用低功耗数字芯片，有2个并列的数据采集通道，具有24 bit 的高分辨率，增益可控，数据速率125SPS 至8kSPS 可调，3.3 V 低压供电，通过编程，可使其灵活地切换断电、待机模式，尽最大可能降低功耗。将3枚心电电极片分别贴于两耳后部及颈椎处，采集到的心电信号，经SPI串口通信方式传送给430等待下一步的处理。计算所得血压值由串口透传给蓝牙模块，最终传送至接收终端。

2 MCU程序设计

心电信号和脉搏波信号都是微弱的生理信号，容易受到外界环境的影响，采集到的信号通常会含有基线漂移，工频干扰，肌电干扰等噪声信号，与指甲透射式采集方式相比，额头采集到的PPG还会有大量的奇异点，有效的消除或减少干扰是准确识别信号特征点的前提，所以信号需要经过预处理再定位特征点的位置。软件的设计主要在430单片机中完成，包含PPG、ECG信号的采集，信号预处理，血压的计算，数据的传送等，总体流程如图2所示。

2.1 PPG和ECG信号的分析

反映PPG信号的光的强度是通过频率来表征的，而在频率计数过程中可能会由于上升沿捕获误差导致频率计数错误，这种错误表现在波形上就是奇异点的出现，奇异点的出现是随机的且数量少，一般的数字滤波器对这种无规律的奇异点滤除效果很差，所以本文设计了一种均值滤波的方法。以3个数据为一组，计算两两的差值，正常脉搏波信号相邻两两差值不会超过100，所以以100为阈值，如果差值大于100视为超标，以相应情况的均值代替。然后数据后移一位，继续上面的步骤，基本流程如图3。

由上文已经知道心电信号和脉搏波信号都是十分微弱的人体生理信号，易受外界环境的干扰，针对采集信号中的噪声，分别设计了相应的滤波器进行处理，基本流程如图4所示。

2.2 血压的计算

装置同步采集到的心电信号与光电脉搏波信号，预处理后以ECG 信号的R波峰值点作为PTT 的开始点，以PPG 信号的最大值点作为PTT 的结束点，计算二者之间的时间差，即得到PTT，如图5所示。

文献[13]中提出了一个血压变化与脉搏波传播时间PTT的线性模型，即在血管的弹性保持不变的情况下，血压与PTT呈线性关系。

其中BP是血压，a和b是待定系数。待定系数可以在血压变化的情况下通过拟合得到，本设计即利用该线性模型，通过实验分别拟合出收缩压和舒张压的计算公式。

3 实验结果分析

采集到的PPG和ECG信号数据通过matlab描迹，见图6，可以看到PPG信号中奇异点较多，ECG信号受工频干扰影响较大。

通过matlab利用上文提出的预处理方法对信号进行预处理，处理后的效果见图7，此时的信号特征点已经十分的明显，完全满足定位算法对信号质量的要求。

为检验装置的一致性是否良好，选择一名测试者A进行测试，通过改变体位的方式改变血压，连续测量10次，与水银血压计同步测得的值进行比较。实验数据如表1所示。

表中PTT表示ECG信号的R波与PPG信号的最大值点的时间间隔，SBP1、SBP2分别表示本系统和水银血压计测得的收缩压，DBP1、DBP2表示舒张压。

由表1计算可得收缩压差值的平均数为4.2mmHg，误差标准差为6.2mmHg,舒张压差值平均数为4.7mmHg,误差标准差为7.7mmHg，所以符合AAMI国际标准对无创血压的平均误差小于5mmHg、误差的标准差小于8mmHg的要求。

将本装置测得数据与血压计测得数据差值进行描迹，如图8所示。

可以看到误差差值均在10mmHg之内，由于进行拟合时，建模采用的舒张压数据主要集中在60～80mmHg区间内，收缩压数据主要集中在90～110mmHg区间内，所以在该区间内误差相对较小，结果较为准确。因为对于每个个体来说，脉搏波传导时间与血压之间的关系是有差异的，而该模型中，建模数据基本都是健康人所测得，所以在测量高压时，误差较大。

4 总结

设计了一种头带式连续血压监测装置，与传统体表采集和指尖采集信号相比，本装置信号采集于额头及耳后，摆脱了袖带的束缚，提高了用户使用的方便性和舒适度。仿真结果表明预处理后信号特征点明显，满足定位算法对信号质量的要求。通过实验，结果表明与水银血压计相比，两种方法具有很好的一致性，本装置满足AAMI国际标准对无创血压测量误差范围的要求。

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