基于LabVIEW的電子血壓測量儀*

楊波，彭志凌，邢聯大，丁明軍，郭永

(1.中北大學機電工程學院，山西 太原 030051；2.空軍駐山西地區軍代表室，山西 太原 030024； 3.淮海工業集團有限公司，山西 長治 046012)

1 引 言

對心血管疾病患者進行長期的血壓動態監測是很有必要的。傳統的柯氏音聽診法雖然測量精度較高，但是無法進行連續的動態監測；而動脈插管法雖然可以動態地測量血壓且具有較高的精度，但是該方法具有準備復雜、有創等缺點。所以有必要設計一款無創且能夠連續動態測量血壓的設備。

目前無創連續動態血壓測量方法主要有容積補償法、動脈張力法、基于脈搏波傳導時間法等。容積補償法被測部位需要保持一定的壓力，長時間測量會導致被測部位靜脈充血；其次由于血管自身的力學特性，使得血管容積與外置壓力成非線性關系，所以轉換精度不高。動脈張力法的傳感器的安裝位置需要非常精確，其對傳感器位移高度敏感，長時間測量會因傳感器的移動而降低血壓測量的準確度[1]。基于脈搏波傳導時間法對傳感器安裝精度要求低，具有較高的精確度，不適感較少，所以本研究選擇此方法進行血壓測量儀的設計。

2 脈博波傳導速度與血壓之間的關系

使用脈搏波傳導時間(PWTT)為參數模型進行測量時發現，由于參與實驗者的臂長不同，脈搏波傳導時間差異很大。所以采用引入身高數據的脈搏波傳導速度(PWV)模型，即可剔除臂長不同對模型的影響。根據董驍的研究可知，收縮壓、平均壓、舒張壓與脈搏波傳導速度有如下關系[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是兩個待校準參數，需要針對每一位使用者進行單獨校準，PWV是脈搏波傳導速度。通過測量脈搏波傳導速度，代入式(1)、式(2)、式(3)就能夠間接地計算出血壓值。

3 系統硬件設計

系統主要由心電傳感器、脈搏波傳感器、升壓電路、主控單片機、Wi-Fi模塊、上位機軟件構成。使用心電、脈搏波傳感器采集心電和脈搏波信號。-2.5～+2.5 V的脈搏波信號經過升壓電路變為0～5 V的模擬信號，心電信號經過信號調理電路進行濾波放大，之后兩路信號經A/D轉換器轉換成數字信號傳入單片機，單片機再通過Wi-Fi模塊把信號傳送到上位機。上位機將從單片機中傳送來的信號進行濾波、計算之后，顯示心電和脈搏波波形以及血壓和心率。系統硬件示意圖見圖1。

圖1 系統總體框圖Fig.1 System diagram

3.1 脈搏波傳感器

脈搏波傳感器選擇的是HK-2000B，具有集成度高、精確度高等優點。此傳感器的輸出為-2.5～+2.5 V的模擬信號，所以需要升壓電路對輸出信號進行電壓抬升至0～5 V，以便進行A/D轉換。本研究使用此傳感器采集的是手腕處的脈搏波信號。

3.2 心電傳感器

心電傳感器采用的是AD8232。此傳感器是一款全集成式單導聯ECG前端，具有高信號增益，以及DC阻塞能力。三個電極R端、L端、COM端，依次放置在左胸處、右胸處、肚臍附近這三個位置。AD8232的外圍電路見圖2。

圖2 AD8232外圍電路Fig.2 AD8232 peripheral circuit

3.3 升壓電路

脈搏波傳感器的輸出電壓范圍是-2.5～+2.5 V，由于A/D轉換器的輸入范圍是0～5 V，所以需要對輸出電壓進行升壓才能夠采集到完整的波形，否則只能采集到部分波形。本研究采用OP07搭建一個同相加法器，將脈搏波傳感器采集到的信號向上平移，使采集的脈搏波信號落入0～5 V的A/D轉換器的采集電壓范圍。升壓電路見圖3。

圖3 升壓電路Fig.3 Boost converter

3.4 主控單片機

本研究選用的是Arduino uno單片機。這款單片機自帶8通道10位ADC轉換器，滿足采集心電和脈搏波信號的使用，故選擇這款單片機。

3.5 Wi-Fi模塊

本研究選用的Wi-Fi模塊型號為ESP8266，該模塊支持標準的802.11 b/g/n 協議和完整TCP/IP 協議棧，故選擇該模塊。

4 系統軟件設計

4.1 單片機軟件設計

本研究設計的血壓測量儀，需要使用單片機采集兩路模擬信號：一路是心電信號，一路是脈搏波信號。第一步初始化串口；第二步初始化Wi-Fi模塊；第三步判斷采集通道是否開啟；第四步采集心電、脈搏波信號；第五步判斷是否結束采集。單片機軟件流程圖見圖4。

圖4 單片機軟件流程圖Fig.4 MCU software flow chart

4.2 上位機軟件設計

心電和脈搏波信號都有不同程度的基線漂移和工頻干擾現象。基線漂移的現象通常源于呼吸，頻率在0.15～0.3 Hz，所以用Kaiser窗FIR高通濾波器，通帶邊緣頻率為3 Hz，阻帶邊緣頻率為500 mHz。工頻干擾使用中心頻率為50 Hz，阻帶寬度為2 Hz的FIR陷波濾波器進行抑制[3]。

對信號進行預處理之后，就可以進行波峰檢測來計算PWTT。使用LabVIEW中的波峰檢測VI來找出波峰點的索引位置S[i]，使用式(4)得到時間位置ST[i]。

ST[i]=t0+S[i]×Δt

(4)

式中，ST[i]是時間位置，t0是開始時間，S[i]是索引位置，Δt是采樣間隔時間。

以心電R波波峰點為PWTT的起點，以脈搏波主波峰最大值點為PWTT的終點,來計算PWTT。PWTT示意圖見圖5，則PWTT為：

PWTT=STP-STE

(5)

式中，STP為脈搏波主峰最大值點的時間位置，STE為心電R波波峰點的時間位置。

使用身高和身體系數獲得臂長數據，則臂長l為：

l=BDC·h

(6)

式中，h為身高，BDC為人體系數取0.5。

則PWV為：

(7)

計算出PWV之后代入式(1)、式(2)、式(3)即可得到收縮壓、平均壓、舒張壓。上位機的前面板見圖6。

圖5 PWTT示意圖Fig.5 PWTT schematic

圖6血壓測量儀前面板程序

Fig.6Blood pressure monitor front panel program

選擇RR間期來計算心率。心率與RR間期的關系為：

HR=60×fs/RR

(8)

式中HR為心率，單位為次/min。fs是采樣頻率。RR為RR間期個數，單位為個。

5 樣機及測量過程

試驗樣機及測量過程見圖7、圖8。

圖7 樣機示意圖Fig.7 Prototype diagram

圖8 測量過程示意圖Fig.8 Scheduling process diagram

6 系統測試分析

為測試本測量系統對不同人的測量準確性，選取10位受試者進行試驗，并與柯氏音聽診法測得的血壓值進行比較，計算絕對誤差。受試者的年齡范圍在20～25歲，男女比例為1∶1，身體健康，實驗中受試者采用坐姿靜止狀態進行測試。試驗結果見表1，測量數據的相關性見圖9-圖11。

為驗證本測量系統是否具有良好的一致性，選取1名受試者使用柯氏音聽診法測得舒張壓為77 mmHg，收縮壓為128 mmHg。之后使用本測量系統進行10次試驗，得到10組測量值并與實際值進行比較，計算絕對誤差與標準差。試驗結果見表2。

經計算，舒張壓的標準差為5.8176 mmHg，收縮壓的標準差為5.3415 mmHg，符合AAMI推薦的標準差不大于8 mmHg的標準[4-7]，能夠比較準確地測量出血壓值。

表1 本測量系統試驗結果(10位受試者)Table 1 Test results of this measurement system (10 testers)

表2 本測量系統試驗結果(同一位受試者連續測量10次)Table 2 Test results of this measurement system(the same tester measured 10 times )

圖9收縮壓相關性圖

Fig.9Systolic blood pressure correlation diagram

7 結束語

本研究根據脈搏波傳導時間與血壓的關系模型，設計了一套基于LabVIEW的血壓測量儀，實現了無創連續監測人體血壓的功能。實驗結果表明該系統可以滿足AAMI標準的要求,且體積小，攜帶方便，克服了傳統測量血壓需要的氣囊以及無法進行無創連續測量的缺點。

圖10 舒張壓相關性圖Fig.10 Diastolic pressure correlation diagram

圖11 心率相關性圖Fig.11 Heart rate correlation diagram