文献标识码： A
文章编号： 0258-7998(2015)01-0039-03
0 引言
连续式无创测量法是在某一时段内无创连续地测量血压，能够检测每搏血压及连续的动脉压波形，为临床诊断与治疗提供更充分的依据，特别是在临床监护及特殊情况下观察血压连续变化方面，对有创血压和传统袖带血压测量等均具有无法比拟的优势。目前较为成熟的无创连续血压测量方法是动脉张力法[1]和容积补偿法[2]，但上述方法并没有解决在血压测量过程中气囊对人体束缚带来的不适感，设备及测量过程亦相对复杂，无法对被测者在运动状态下进行连续检测，测量精度也有待进一步提高[3]。
综合考虑测量的可行性，本文提出一种基于PTT的连续无创血压测量系统的设计，该系统以嵌入式技术和医疗电子技术为基础，无创采集心电和脉搏波，利用特征值计算PPT并拟合出与之对应的每搏血压值，以实现血压的连续无创监测。
1 系统原理
1878年，Moens和Korteweg提出了能够证明脉搏波传时间与血压之间存在准线性关系的数学模型：
其中，T为脉搏波传播时间变化值；P为动脉血压变化值；动脉血管的特征值[4]。
1957年，Lansdown提出对于某一个体， PTT与血压BP之间呈线性相关[5]，这一关系，在一段时间内相对稳定[6]。在忽略一些不可测得的动脉血管参数的情况下，建立动脉血压与脉搏波传播时间更直观的模型[5]如下：
BP=a+b×PTT(2)
式中，BP为动脉血压，PTT为脉搏波传播时间， a与b为待定的线性拟合系数。
2 系统总体结构
基于PTT的无创血压连续测量，主要涉及心电和脉搏波两种生理信号的采集,其硬件框图如图1所示。
2.1 心电采集模块
图2为基于ADS1291的ECG采集电路原理图，该芯片利用SPI通信方式进行采集控制和数据读取相关操作。
2.2 脉搏波采集模块
本采集模块电路如图3所示，其中，LED电流调节电路为电压控制型恒流源，通过调整单片机的DAC控制探头LED的电流，即可调节其发光强度。探头的光电二极管接收的容积变化信号通过I-V转换电路后，经过低通滤波及DAC基线控制电路，所得SPO2_OUT模拟电压信号输入至STM32进行模数转换。
2.3 STM32单元
本设计采用STM32F103RBT6作为采集控制和数据预处理的嵌入式处理单元。该芯片兼备生理信号高速采集和数据快速预处理的功能；其还集成丰富片上资源，满足ECG和PPG信号采集和蓝牙串口传输电路设计需求。
2.4 蓝牙传输模块
采用HC_05型蓝牙模块作为本系统的数据传输模块。该模块协议为蓝牙V2.0+EDR协议，模块原理图如图4所示。
3 系统软件设计
系统的主流程如图5所示，初始化包括：(1)系统时钟初始化，设定时钟频率为72 MHz；(2)基于ADS1291的ECG模块初始化，配置SPI端口通信模式为CPOL=0，CPHA=1，其DRDY配置为输入引脚，发送RESET命令重置寄存器；(3)脉搏波采集模块初始化，配置LED控制引脚PA1~PA5，对ADC和DAC相关通道进行初始化和配置等；(4)定时器初始化，设定STM32的TIMER2定时周期为500 μs，以此中断信号作为任务分时调度的控制器。
本设计任务0为非定时任务，在系统空闲时间进行编码数据的发送及外部命令的响应；定时任务如表1所示。
LED控制脉冲和采集处理时序如图6所示，系统时间片基本单位为500 s，采集处理周期为2 ms。
4 算法设计
4.1 特征点识别与PTT计算
本文计算PTT关键是要识别起始特征点(即心电波形R波峰值点SECG)和结束特征点(即脉搏波上升最快点SSPO2)，如图7“*”标记所示。
特征点的检测步骤描述如下：
(1)取前10 s心电数据进行自学习，分成相等的5段（每段至少有一个QRS波群），在每段内求差分最大值?驻ECGmax，将各段?驻ECGmax排序，去掉最大值和最小值，对剩下的3个最大值求算数平均m0，确定出初始检测阈值为：
利用固定初始阈值的方式，采用差分阈值法检测每段中R波的位置及个数，确定R波的平均幅值及初始的RR间期（即心电周期T）。
(2)用初始阈值检测到3个R波后，开始采用滑动平均滤波器修改检测阈值：设mi是包括当前R波在内的前3个QRS波的?驻ECGmax的平均值，则相应的新的检测阈值为：
其中：i=4，5，…；C1、C2、C3均为常数，是为了保证![)_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526478596000006704071.png ")_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png")
在合理范围内。
(3)对每个心电数据做前向差分，利用ECG差分DiffECG的3个阈值检测R波。如果连续两个差分分别大于![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")
且之后存在一个负值差分，其绝对值大于
，即可判定当前点为R波，标记为SECG，如图7所示。按式(4)、(5)修正阈值，以新的阈值![)_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png](http://files.chinaaet.com/images/2015/08/15/6357526483399500002127537.png ")_NYT$$K)ELCV8_M}(80]W6.png")
继续检测下一R波，在相邻两个R波之间求PPG差分的最大值，即SSPO2，每检测到新的SECG和SSPO2，就按上述方法动态修正检测阈值，并继续进行检测和特征识别。
(4)计算每个周期内SSPO2与SECG的时间差作为PPT。
4.2 血压拟合和计算
本实验共选取了9名健康志愿者作为训练组，每名志愿者采集5组数据，每组数据包括PTT、收缩压（Systolic Blood Pressure，SBP）、舒张压（Diastolic Blood Pressure，DBP），以此进行数据拟合建立血压与脉搏波传播时间的方程如下：
SBP=-0.241×PTT+115.3(6)
DBP=-0.125 3×PTT+70.87(7)
5 实验验证
本实验另选8名健康志愿者作为验证组，将本系统所测血压与欧姆龙HEM-7051型血压计所测血压进行对比，见表2，可得收缩压的最大误差为-11.0 mmHg，计算得标准差为5.5 mmHg，舒张压的最大误差为6 mmHg，计算得标准差为3.3 mmHg，均满足AAMI推荐的标准差低于8 mmHg的要求。
6 结论
本文以脉搏波传播时间作为连续无创血压测量的基本原理，设计并实现了一款基于STM32的嵌入式测量系统，该系统通过波形自学习与动态阈值算法识别特征点并计算PTT，最后通过拟合关系式实时得到动态血压值，实现无创连续监测人体血压变化。实验证明本系统得到的动态血压值基本满足AAMI要求。该系统设计小巧，测量简便，克服了传统袖带测量和有创血压测量的缺点，对目前的连续无创血压测量研究和推广具有很好的研究意义和参考价值。
参考文献
[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.血压和血压测量[M].北京：人民军医出版社，2010.
[4] 张珣.基于脉搏波速法的动态血压测量系统设计[J].电子科技，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，陈真诚，等.基于容积脉搏波的无创连续血压测量系统[J].航天医学与医学工程，2013，26(1)：=47-50.