無袖帶血壓測量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計

1、河南科技大學(xué)課 程 設(shè) 計 說 明 書課程名稱 醫(yī)學(xué)儀器綜合課程設(shè)計 題 目 無袖帶血壓測量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計 院 系 醫(yī)學(xué)技術(shù)與工程學(xué)院班 級 醫(yī)療器械1201班 學(xué)生姓名 王俊 指導(dǎo)教師 宋衛(wèi)東 日 期 2015、9、20 12課程設(shè)計任務(wù)書（指導(dǎo)教師填寫）課程設(shè)計名稱 醫(yī)學(xué)儀器綜合課程設(shè)計 學(xué)生姓名 王俊 專業(yè)班級 醫(yī)療器械1201班 設(shè)計題目 無袖帶血壓測量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計 一、 課程設(shè)計目的1了解血壓檢測的醫(yī)學(xué)原理和意義；2了解國內(nèi)外血壓檢測方法和現(xiàn)狀；3理解血壓檢測電路原理；4. 熟悉電路圖設(shè)計方法。二、 設(shè)計內(nèi)容、技術(shù)條件和要求1學(xué)習(xí)生理信號檢測的基礎(chǔ)知識，

2、深入理解血壓檢測電路的設(shè)計原理；2詳細(xì)說明主要元器件性能參數(shù)，調(diào)試電路，血壓波形至少能顯示主波和重搏波；3. 要求閱讀相關(guān)參考文獻(xiàn)不少于 5 篇；4. 根據(jù)課程設(shè)計有關(guān)規(guī)范，按時、獨立完成課程設(shè)計說明書。三、 時間進(jìn)度安排第1周：查閱資料，實現(xiàn)設(shè)計內(nèi)容；第2周：整理資料，撰寫課程設(shè)計任務(wù)書。四、 主要參考文獻(xiàn)1、鄧親愷，現(xiàn)代醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計原理，北京：科學(xué)出版社，2005，52、王保華，生物醫(yī)學(xué)測量與儀器，上海：復(fù)旦大學(xué)出版社，2003，6 3. 楊玉星，生物醫(yī)學(xué)傳感器與檢測技術(shù)，北京：化學(xué)工業(yè)出版社，2005.6 4. 余學(xué)飛，現(xiàn)代醫(yī)學(xué)電子儀器原理與設(shè)計，廣州：華南理工大學(xué)出版社，2007年 5

3、. 林家瑞，微機(jī)式醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計，武漢：華中科技大學(xué)出版社，2004年 6. 齊頌揚，醫(yī)學(xué)儀器，高等教育出版社，1995 7. 李秀忠，常用醫(yī)療器械原理與維修，北京：機(jī)械工業(yè)出版社，2002，11指導(dǎo)教師簽字： 2015年 9 月 20 日目錄第一章 緒論11.1 連續(xù)血壓測量方法的發(fā)展趨勢2第二章 無創(chuàng)連續(xù)血壓測量方法及原理22.1 容積補償法22.2 脈搏波測定原理22.3 脈搏波測定方法3第三章 脈搏波與血壓之間的關(guān)系3第四章 系統(tǒng)整體設(shè)計44.1 系統(tǒng)總體設(shè)計44.2 系統(tǒng)主要硬件設(shè)計44.3 采集到的數(shù)據(jù)5第五章 脈搏波特征點的提取6第六章 脈搏波傳導(dǎo)時間與動脈血壓關(guān)系的建模76.1

4、脈搏波傳導(dǎo)時間的計算76.2 模型的建立86.3 建模結(jié)果9第七章 系統(tǒng)測試與分析107.1 測試方法107.2 測試結(jié)果117.3 實驗結(jié)果分析11第八章 總結(jié)11無袖帶血壓測量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計基于脈搏波傳導(dǎo)時間的無袖帶血壓測量儀設(shè)計設(shè)計者：王俊摘要：設(shè)計了一種無袖帶血壓測量儀器,它主要由脈搏波測量、數(shù)據(jù)處理、特征點的提取和數(shù)學(xué)建模4個部分組成。單片機(jī)將脈搏波測量部分輸出的數(shù)據(jù)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理后以異步串行通信方式傳送給上位機(jī),上位機(jī)提取脈搏波特征點,計算出脈搏波傳導(dǎo)時間,并建立脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓之間的模型關(guān)系,從而實現(xiàn)無袖帶血壓測量。實驗結(jié)果表明,血壓測量標(biāo)準(zhǔn)差小于8mmHg,符合

5、AAMI推薦的標(biāo)準(zhǔn)差不大于8mmHg的標(biāo)準(zhǔn),可初步應(yīng)用在醫(yī)療監(jiān)護(hù)中。關(guān)鍵詞:無袖帶;血壓測量;特征點;脈搏波傳導(dǎo)時間;數(shù)學(xué)建模。一、 緒論血壓是人體的重要生理參數(shù)之一,能夠反應(yīng)出人體心臟和血管的功能狀況,是臨床上判斷疾病、觀察醫(yī)療效果等的重要依據(jù)。傳統(tǒng)采用的柯氏音聽診法,雖能較準(zhǔn)確的測量動脈血壓,但無法跟蹤測量動態(tài)血壓變化。而采用動脈插管法雖然能連續(xù)的跟蹤測量血壓,且測量結(jié)果較準(zhǔn)確。但是該方法卻存在著一些局限性,如準(zhǔn)備時間長、有創(chuàng)等,且被測者容易引發(fā)并發(fā)癥,如疼痛、出血、感染、形成血栓與氣栓、肢體因缺血而壞死等。無創(chuàng)連續(xù)血壓檢測是通過對相關(guān)特征信號進(jìn)行分析處理來間接獲得血壓值,對人體無創(chuàng)傷,更

6、適合在科研和臨床中廣泛使用。容積補償法、脈搏波特征參數(shù)法、脈搏波波速法都是目前比較成熟的無創(chuàng)連續(xù)血壓測量方法。與容積補償法、脈搏波特征參數(shù)法相比,脈搏波波速法對傳感器定位要求低,測量誤差較小,不適感較少,是一種比較理想的無創(chuàng)連續(xù)測量血壓方法。1.1、連續(xù)血壓測量方法的發(fā)展趨勢連續(xù)血壓測量方法的出現(xiàn)，使斷續(xù)血壓測量是單次測量時間長（約一分鐘）的問題得到解決，實現(xiàn)了血壓的每搏測量，它不僅可以測量血壓的慢變化，而且可以監(jiān)測血壓的快變化（從一個心動周期到下一個心動周期）。解決了受試者心率失常時，血壓測量的問題，這對于分析受試者期前收縮時的血壓變化及監(jiān)測特殊環(huán)境下的血壓變化具有重要意義。目前連續(xù)血壓測量

7、方法的發(fā)展趨勢是進(jìn)一步改進(jìn)測量方法，提高精度、改善測量舒適性、使用方便性和可靠性等。二、無創(chuàng)連續(xù)血壓測量方法及原理2.1、 容積補償法容積補償法最早由Penaz于1973年提出，通過袖帶內(nèi)預(yù)置的參考壓力是動脈處于去負(fù)荷狀態(tài)，同時采用伺服系統(tǒng)補償由于動脈內(nèi)壓的變化引起的動脈容積變化，使動脈容積維持去負(fù)荷動脈容積狀態(tài)，此時袖套內(nèi)壓等于動脈內(nèi)壓，因此可通過測量袖套內(nèi)壓間接測量動脈血壓。它是目前較成熟的連續(xù)血壓測量方法。市場上銷售的產(chǎn)品多采用這種測量原理。但該方法在長時間測量時受靜脈充血影響較大，當(dāng)血管收縮節(jié)律較大時，將影響脈搏描記計的輸出波形致使參考血壓的設(shè)置困難，影響測量精度；由于需要在被測部位保

8、持較高的壓力，使舒適性較差；由于需要壓力伺服系統(tǒng)來補償參考壓力，致使測量裝置復(fù)雜，使用時給受試者帶來不便。2.2、 脈搏波測定原理心室射血產(chǎn)生的壓力搏動沿動脈樹傳播，速度由動脈壁的彈性和幾何性質(zhì)及所含液體的特征(密度)決定。由于血液是含在彈性管道(動脈)中的不可壓縮的液體，能量的傳播主要是在動脈壁而不是血液流體，因此脈搏波傳導(dǎo)速度大小可以反映動脈壁硬度。一般說來，動脈管壁的順應(yīng)性越大，脈搏波的傳播速度就越慢，僵硬度的增加可加快脈搏波傳導(dǎo)速度。以脈搏波速度為標(biāo)志的動脈僵硬度增加不僅與冠心病的危險有關(guān)，而且與癡呆等認(rèn)知功能有關(guān)。PwV的檢測簡單、無創(chuàng)，具有可重復(fù)性，操作人員不需要長期培訓(xùn)，適合在大

9、規(guī)模人群的篩檢和研究中使用。2.3、脈搏波測定方法PwV的測定是通過測量脈搏波傳導(dǎo)時間和兩個記錄部位的距離求得：計算公式為：PwV (ms)=Lt(L：距離，兩個探測器間的距離；t：傳導(dǎo)時間，兩個波形的時間差)，PwV 常測定10個連續(xù)搏動，包括一個完整的呼吸周期。隨著自動測量PwV裝置研制成功，現(xiàn)在操作時只需將受試者基本資料以及測定兩點部位的體表距離輸入計算機(jī)，即可得連續(xù)波形，選擇記圖形良好的1015個數(shù)值，取其平均值即是受試者的 PWV 測值。目前,國內(nèi)外對脈搏波信號的提取方式主要有3種。用液體耦合傳感器提取脈搏波信號,但它的耦合的方式會影響最終結(jié)果的準(zhǔn)確性。利用光電傳感器,通過光在指尖的

10、傳播來間接的獲取脈搏信號,但是大多數(shù)的脈搏波采集系統(tǒng)主要用于計算血氧飽和度,對脈搏波信號的分析處理能力較弱,不能準(zhǔn)確計算出脈搏波信號峰值點。用壓電傳感器來實現(xiàn)脈搏波信號的提取。本文根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓成負(fù)相關(guān)的特性而提出,利用壓電傳感器對人體不同部位的脈搏信號進(jìn)行同步采集,然后單片機(jī)將脈搏波測量部分輸出的數(shù)據(jù)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理后以異步串行通信方式傳送給上位機(jī),上位機(jī)提取脈搏波特征點并計算脈搏波傳導(dǎo)時間,最后通過建立脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓之間的模型關(guān)系,實現(xiàn)無袖帶血壓測量。這種方法測量設(shè)備體積小,易于攜帶,且使被測者徹底擺脫了氣囊體的束縛,提高了舒適感,能夠長時間進(jìn)行無袖帶連續(xù)血壓測量。 三、脈搏波

11、與血壓之間的關(guān)系 動脈血管壁的緊張程度對脈搏波傳播速度起決定作用。當(dāng)血壓比較高時,動脈血管壁變得緊張,脈搏波的傳遞速度變快;當(dāng)血壓比較低時,動脈血管壁變得松弛,脈搏波的傳遞速度變慢。關(guān)于脈搏波的傳播速度與血壓的關(guān)系,根據(jù)英國著名物理學(xué)家托馬斯楊提出的理想流體的彈性管內(nèi)波傳播速度公式、Hughes等提出的血管跨壁壓和血管彈性模量之間關(guān)系公式、莫恩斯提出的波速公式及脈搏波傳導(dǎo)時間和脈搏波傳播速度關(guān)系公式,可整理得到血壓與脈搏波傳導(dǎo)時間的關(guān)系 通過求導(dǎo),可得到血壓變化與脈搏波傳導(dǎo)時間之間的關(guān)系: 式中: P為動脈血壓變化值, T為脈搏波傳導(dǎo)時間, 是表示血管特征的一個量值。也即是說,如果血管的彈性保

12、持不變,那么血壓的變化和脈搏波傳導(dǎo)時間成正比,而同一個人在短時間之內(nèi)的血管彈性不會發(fā)生大的改變。所以通過測量脈搏波傳導(dǎo)時間(PTT),就能間接地計算出動脈血壓的變化量。四、系統(tǒng)整體設(shè)計4.1、系統(tǒng)總體設(shè)計系統(tǒng)主要由脈搏傳感器、加法器電路、A/D數(shù)據(jù)采集、主控單片機(jī)、數(shù)據(jù)存儲顯示六部分組成,系統(tǒng)總體框圖如圖1所示。4.2、系統(tǒng)主要硬件設(shè)計1) 傳感器系統(tǒng)選擇壓電式的HK-2000B脈搏傳感器,此傳感器具備較高的靈敏度,而且能夠方便的同步測量不同部位的脈搏信號。本文測量的2路脈搏波信號分別為肱動脈和橈動脈。HK-2000B脈搏傳感器采用高度集成化工藝，將力敏元件（PVDF壓電膜）、靈敏度溫度補償元

13、件、感溫元件、信號調(diào)理電路集成在傳感器內(nèi)部。具有靈敏度高、抗干擾性能強(qiáng)、過載能力大、一致性好、性能穩(wěn)定可靠、使用壽命長等特點。該系列脈搏傳感器具有完善的信號調(diào)理功能，用戶在使用時后級不需要再加濾波等電路。HK-2000B型脈搏傳感器能夠輸出完整的脈搏波電壓信號，常用于脈搏波分析系統(tǒng)。主要特點：1、靈敏度高。 2、抗干擾性能強(qiáng)。3、過載能力大。4、一致性好，性能穩(wěn)定可靠，使用壽命長。2)加法器 因為選用的脈搏傳感器輸出信號存在負(fù)值,為了便于A/D芯片的采集,設(shè)計一個同相加法器電路將所獲得的脈搏信號向上平移,保證輸出信號的電壓幅值在A/D工作電壓范圍之間。加法器的2路輸入信號即2路脈搏傳感器輸出的

14、信號,加法器的輸出信號,直接和A/D芯片的輸入信號相連。3)A/D數(shù)據(jù)采集 數(shù)據(jù)采集電路是本系統(tǒng)的關(guān)鍵部分之一。采用兩個10位的串行A/D芯片TLC1549對兩路脈搏信號同步采集,該芯片內(nèi)部具有采樣保持,有較強(qiáng)的抗干擾能力,且體積較小,符合小型化的要求。對兩路信號連續(xù)采集10s,采集點數(shù)為5000個點,設(shè)置采樣率500Hz,而該芯片完成一次采樣并輸出結(jié)果至少需要十個時鐘,故PD6輸出的時鐘不得小于5kHz,在此時鐘的控制下,由單片機(jī)的PD4和PD5分別讀取兩路信號的數(shù)據(jù)。 4)數(shù)據(jù)存儲設(shè)計一個儲存器，用來儲存采集的數(shù)據(jù)。4.3、采集到的數(shù)據(jù)將采集到的數(shù)據(jù)存成txt文檔格式傳到上位機(jī),用MATL

15、AB進(jìn)行還原橈動脈和肱動脈的原始波形如圖2所示,T為2路脈搏波波形傳導(dǎo)時間差。五、脈搏波特征點的提取圖2為采集的人體標(biāo)準(zhǔn)脈搏波信號,選取脈搏波主峰Cx1、Cx2點作為脈搏波的特征點。預(yù)選原始信號法,濾波法和小波分解法3種脈搏波特征點提取的方法。由于硬件電路所采集的信號干擾較弱,對特征點的提取干擾極小,且原始信號法對信號的預(yù)處理最為簡潔,又較完整保留了脈搏波信息,特征點更易分辨,經(jīng)過試驗,原始信號法提取的特征點最為準(zhǔn)確,所以本文選用原始信號法進(jìn)行脈搏波特征點的提取。原始信號法就是使用sort函數(shù)對信號進(jìn)行排序后換回坐標(biāo)值存入y數(shù)組，然后選取y數(shù)組中的第一個坐標(biāo)作為首個特征點，依次選取下一個坐標(biāo)點

16、；當(dāng)下個坐標(biāo)與前一個坐標(biāo)距相差大于250時，此坐標(biāo)就是下一個特征點；否則返回繼續(xù)選取。利用原始信號法提取脈搏波特征點的方法流程圖如圖3所示。利用原始信號法提取的脈搏波的特征點如圖4所示。六、脈搏波傳導(dǎo)時間與動脈血壓關(guān)系的建模6.1、脈搏波傳導(dǎo)時間的計算分別提取橈動脈處和肱動脈處采集的2路脈搏波信號n個周期的特征點(這里取最大值)的坐標(biāo)值之和:式中:X表示橈動脈處脈搏波信號n個周期的特征點的坐標(biāo)值之和。Y表示肱動脈處脈搏波信號n個周期的特征點的坐標(biāo)值之和。Xi(i=1,2,n)表示橈動脈處脈搏波信號第i個特征點的坐標(biāo)值。Yi(i=1,2,n)表示肱動脈處脈搏波信號第i個特征點的坐標(biāo)值。 計算出2

17、路信號特征點坐標(biāo)值之差的平均值:m=X-Y/n （5）由于已知采樣間隔Ts,故可以通過以下公式計算相應(yīng)的脈搏波傳導(dǎo)時間:PTT=m*Ts （6）式中:PTT為脈搏波傳導(dǎo)時間,m為特征點坐標(biāo)差值,Ts為采樣間隔,本設(shè)計中Ts=2ms。6.2、模型的建立利用多項式擬合法建立脈搏波傳導(dǎo)時間與動脈血壓的模型關(guān)系。任意一個函數(shù)可按泰勒(Taylor)級數(shù)展開為一個多項式，即：（x：a0，a1an）=a0x+a1x+anx （7）所以采用多項式擬合脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓之間的曲線,可以較為精確地接近原曲線。將所采集的血壓數(shù)據(jù)與計算得到的特征點坐標(biāo)差值一一對應(yīng)存入txt文檔中,讀入文件并將收縮壓,舒張壓,特征

18、點坐標(biāo)差值分別存入3個數(shù)組中,并以脈搏波傳導(dǎo)時間作為自變量,分別以收縮壓、舒張壓數(shù)據(jù)作為因變量,分別進(jìn)行3次多項式擬合和五次多項式擬合,求出各項系數(shù),畫出擬合曲線,并將擬合結(jié)果與實際結(jié)果進(jìn)行比較。6.3、建模結(jié)果:1)擬合公式收縮壓與脈搏波傳導(dǎo)時間的關(guān)系擬合系數(shù):a1=-2037.3002,a2=322.0839,a3=-19.7838,a4=1.4934。舒張壓與脈搏波傳導(dǎo)時間的關(guān)系擬合系數(shù):b1=-11600785.9246，b2=1982983.4213,b3=-126460.3704,b4=3743.4202,b5=-53.5216,b6=1.0545。2)擬合曲線收縮壓與脈搏波傳導(dǎo)時

19、間擬合圖,如圖5所示。舒張壓與脈搏波傳導(dǎo)時間擬合圖,如圖6所示。七、系統(tǒng)測試與分析7.1、測試方法為測試本系統(tǒng)是否能準(zhǔn)確的測得不同健康條件人群的血壓值,選擇序號為110的測試者進(jìn)行試驗,分別比對采用柯氏音聽診法測得的動脈血壓值和儀器測得的動脈血壓值,并計算絕對誤差。脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓關(guān)系模型的實驗結(jié)果如表1所示。表1脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓關(guān)系模型的實驗結(jié)果(不同測試者)為測試本系統(tǒng)是否具有很好的一致性,選擇測試者A進(jìn)行連續(xù)10次實驗。采用柯氏音聽診法測得測試者A的舒張壓為77mmHg,收縮壓為129mmHg,比對儀器連續(xù)10次測得的動脈血壓值,并計算絕對誤差和標(biāo)準(zhǔn)差, 脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓關(guān)系

20、模型的實驗結(jié)果如表2所示。 測試時,每次由柯氏音聽診法測得1組數(shù)據(jù),每組數(shù)據(jù)與儀器連續(xù)測得的3次數(shù)據(jù)的平均值進(jìn)行比對,得出測量誤差。表2脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓關(guān)系模型的實驗結(jié)果(同一位測試者連續(xù)10次)7.2、測試結(jié)果經(jīng)計算,收縮壓均方根誤差為3.2543mmHg,舒張壓均方根誤差為4.4713mmHg。7.3、實驗結(jié)果分析從上述結(jié)果可以看出,該系統(tǒng)均方根誤差均小于8mmHg,符合AAMI推薦的標(biāo)準(zhǔn)差不大于8mmHg的標(biāo)準(zhǔn)11-15。采用脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓關(guān)系的模型測試時時,誤差來源主要有2點:1)在進(jìn)行擬合時,主要采用的數(shù)據(jù)集中于舒張壓在65100mmHg區(qū)間內(nèi),收縮壓在100150mmHg區(qū)間內(nèi),所以擬合結(jié)果在該區(qū)間內(nèi)誤差較小。2)由于脈搏波傳導(dǎo)時間與血壓的關(guān)系存在個體差異,且該模型所使用的擬合數(shù)據(jù)只包含了部分健康人體的情況,故致使在遇到血壓較高的被測試者時,結(jié)果誤差較大。八、總結(jié)系統(tǒng)基于壓電式的HK-2000B脈搏傳感器進(jìn)行了脈搏波信號的測量,所設(shè)計的同相加法器電路將所獲得的脈搏信號向上平移,使所有信號電壓幅值在A/D要求范圍內(nèi),采用兩個1