李洪陽(yáng)， 李毅彬， 李申龍， 鄧　寧

(清華大學(xué) 微電子研究所， 北京 100084)

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基于A型超聲波傳感器的血壓連續(xù)測(cè)量系統(tǒng)

李洪陽(yáng)， 李毅彬， 李申龍， 鄧寧

(清華大學(xué) 微電子研究所， 北京 100084)

摘要:設(shè)計(jì)了一種應(yīng)用A型超聲波測(cè)距手段的血壓連續(xù)測(cè)量系統(tǒng)。系統(tǒng)中用超聲波傳感器探測(cè)頸動(dòng)脈，利用頸動(dòng)脈前后壁反射回的超聲波測(cè)距得到頸動(dòng)脈直徑連續(xù)波形。基于動(dòng)脈直徑與血壓的關(guān)系建立血壓計(jì)算模型，從而實(shí)現(xiàn)血壓的測(cè)量。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：本系統(tǒng)測(cè)量的血壓值與標(biāo)準(zhǔn)的測(cè)量方法相比，收縮壓標(biāo)準(zhǔn)差最大值為4.72 mmHg，舒張壓標(biāo)準(zhǔn)差最大值為3.17 mmHg，符合AAMI標(biāo)準(zhǔn)差不大于8 mmHg的標(biāo)準(zhǔn)。

關(guān)鍵詞：A型超聲波； 頸動(dòng)脈直徑； 血壓連續(xù)測(cè)量

0引言

由于血壓參數(shù)受身體狀況、環(huán)境條件及生理韻律等諸多因素的影響，單次測(cè)量或斷續(xù)測(cè)量的結(jié)果存在較大差別，而連續(xù)測(cè)量方法可在每個(gè)心動(dòng)周期測(cè)量血壓，能有效記錄心臟和人體機(jī)能的病變，對(duì)心血管疾病的檢測(cè)和預(yù)防起著極大的作用，在臨床和醫(yī)學(xué)研究中具有更重要的意義[1]。

目前，血壓連續(xù)測(cè)量的方法分為有創(chuàng)和無(wú)創(chuàng)。有創(chuàng)的方法容易引起并發(fā)癥，如疼痛、出血、感染、形成血栓與栓塞、肢體因缺血而壞死等，不能用于日常使用。無(wú)創(chuàng)的方法現(xiàn)在大家研究最多的是基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間 (pulse transit time,PTT)與血壓的關(guān)系，需要同步測(cè)得心電(ECG)信號(hào)和橈動(dòng)脈處的脈搏波信號(hào)，兩路信號(hào)的相位差即為PTT[2]?？梢?jiàn)得到PTT需要在人體上多點(diǎn)位置檢測(cè)信號(hào)，測(cè)量設(shè)備復(fù)雜，而且PTT與血壓之間的關(guān)系計(jì)算模型因個(gè)體差異變化較大，很難確立統(tǒng)一的標(biāo)準(zhǔn)計(jì)算模型，進(jìn)而導(dǎo)致誤差比較大[2,3]。

針對(duì)上述狀況，本文設(shè)計(jì)了一種應(yīng)用A型超聲波測(cè)距手段的無(wú)創(chuàng)血壓連續(xù)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。利用A型超聲波測(cè)距原理搭建頸動(dòng)脈直徑測(cè)量系統(tǒng)，連續(xù)測(cè)量頸動(dòng)脈直徑動(dòng)態(tài)波形，再根據(jù)血壓與動(dòng)脈直徑之間的關(guān)系計(jì)算模型，得到連續(xù)的血壓。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：本方法測(cè)量血壓準(zhǔn)確，符合AAMI標(biāo)準(zhǔn)。

1血壓與動(dòng)脈直徑的關(guān)系

經(jīng)研究發(fā)現(xiàn)，在一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)血壓的變化與動(dòng)脈直徑的變化有著密切的關(guān)系[4,5]。根據(jù)血管動(dòng)力學(xué)理論中研究的血管壁應(yīng)力和應(yīng)變的關(guān)系可得，假設(shè)動(dòng)脈管是各向同性的Hooker彈性體和動(dòng)脈直徑的管壁厚度不變，則可以得到楊氏模量E，血壓p和動(dòng)脈直徑三者之間的關(guān)系[4]如下

又有Hughes等人證明了血壓和血管彈性模量之間有以下關(guān)系

E=E0eγp.

其中，E0為壓力為零時(shí)的彈性模量；p為血壓；γ為表征血管特征的一個(gè)量。

由以上兩個(gè)式子可以得到血壓p和動(dòng)脈直徑R的關(guān)系

可以看到,理論上血壓與動(dòng)脈直徑變化有著直接的關(guān)系，所以,通過(guò)測(cè)量動(dòng)脈直徑就能間接地計(jì)算出血壓。

2血壓測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)

基于A型超聲波傳感器研發(fā)的無(wú)創(chuàng)血壓連續(xù)測(cè)量系統(tǒng)的框圖見(jiàn)圖1。系統(tǒng)的設(shè)計(jì)和研發(fā)主要分為兩部分：一是頸動(dòng)脈直徑動(dòng)態(tài)波形的測(cè)量[6]；二是建立血壓與頸動(dòng)脈直徑之間的關(guān)系計(jì)算模型[7]。

圖1　測(cè)量系統(tǒng)框圖Fig 1　Block diagram of measurement system

2.1測(cè)量頸動(dòng)脈直徑

利用A型超聲波測(cè)量頸動(dòng)脈直徑的原理如圖2。超聲波探頭由高壓脈沖激勵(lì)發(fā)射超聲波信號(hào)，并接收經(jīng)過(guò)頸動(dòng)脈前壁和后壁反射回的超聲波信號(hào)傳送給信號(hào)接收電路。根據(jù)前波和后波的時(shí)間差以及超聲波的傳播速度來(lái)計(jì)算距離,即頸動(dòng)脈直徑。

2.1.1超聲波信號(hào)獲取

超聲波的頻率越高分辨率越高，然而伴隨著衰減也越大。頸動(dòng)脈直徑的值一般為5～8 mm左右，變化量在0.5～0.9 mm，5 MHz的超聲波在人體中的測(cè)距分辨率約為50 μm，滿(mǎn)足測(cè)量頸動(dòng)脈直徑要求[6]。綜合考慮超聲波的分辨率和衰減，選取Olympus NDT 公司的中心頻率為5 MHz的縱深直探頭傳感器。探頭由脈沖發(fā)射器產(chǎn)生的200 Hz高壓脈沖激勵(lì)發(fā)出超聲波，對(duì)頻率為1～4 Hz的頸動(dòng)脈直徑波形采樣[6]。

2.1.2信號(hào)實(shí)時(shí)采集和傳輸[8]

頸動(dòng)脈前后壁反射回來(lái)的超聲波信號(hào)幅值小且易受噪聲干擾，所以,要先經(jīng)過(guò)1～10 MHz的帶通濾波電路和20 dB放大電路進(jìn)行預(yù)處理，處理之后的信號(hào)經(jīng)過(guò)A/D轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)，傳輸?shù)絇C上位機(jī)進(jìn)行處理。A/D采用50 MHz的采樣頻率，12位的采樣精度。信號(hào)采集控制系統(tǒng)在FPGA開(kāi)發(fā)板DE2—115上開(kāi)發(fā)實(shí)現(xiàn)。實(shí)現(xiàn)了信號(hào)的實(shí)時(shí)采集和傳輸。

2.1.3數(shù)據(jù)處理

采集到的信號(hào)用Matlab進(jìn)行處理。首先對(duì)信號(hào)通過(guò)Hilbert變換方法進(jìn)行包絡(luò)提取e(t)=，其中,dτ，再通過(guò)db6小波對(duì)變換后的信號(hào)進(jìn)行3層分解，濾除掉高頻分量提取低頻分量包絡(luò)，小波變換起到低通濾波的作用[8]。對(duì)包絡(luò)進(jìn)行波峰識(shí)別，提取出頸動(dòng)脈前后壁反射波的位置，根據(jù)采樣頻率和前后波峰之間的間隔數(shù)據(jù)點(diǎn)數(shù)計(jì)算出時(shí)間差，根據(jù)距離計(jì)算公式D=v×ΔT/2計(jì)算出動(dòng)脈直徑數(shù)值，最后由連續(xù)測(cè)量的頸動(dòng)脈直徑數(shù)據(jù)點(diǎn)還原頸動(dòng)脈直徑連續(xù)波形。得到的頸動(dòng)脈直徑連續(xù)波形如圖3。

圖2　頸動(dòng)脈直徑測(cè)量Fig 2　Measurement of carotid artery diameter

圖3　頸動(dòng)脈直徑波形Fig 3　Waveform of carotid artery diameter

2.2數(shù)據(jù)關(guān)系計(jì)算模型

2.2.1指數(shù)關(guān)系式

醫(yī)學(xué)家在研究血管動(dòng)力學(xué)的大量實(shí)驗(yàn)中得到動(dòng)脈的單位管長(zhǎng)體積與血壓的關(guān)系可以簡(jiǎn)化為用指數(shù)關(guān)系進(jìn)行很好的擬合，關(guān)系式[9]如下

V=aebp+c.

其中,V為單位管長(zhǎng)體積，p為血壓，a，b，c為待定系數(shù)，又有單位管長(zhǎng)體積與直徑的關(guān)系如下

V=π(R/2)2·L.

其中，L為單位長(zhǎng)度1，所以，可以得到動(dòng)脈直徑與血壓的關(guān)系式

π(R/2)2=aebp+c.

2.2.2數(shù)據(jù)測(cè)量

為了確定待定系數(shù)a, b, c得到具體的計(jì)算關(guān)系式，需要進(jìn)行數(shù)據(jù)測(cè)量，得到變化的血壓和對(duì)應(yīng)的頸動(dòng)脈直徑數(shù)據(jù)。實(shí)驗(yàn)方法是測(cè)試人員先通過(guò)運(yùn)動(dòng)(跑樓梯10min)改變血壓，在運(yùn)動(dòng)后血壓升高到恢復(fù)平穩(wěn)的期間，用頸動(dòng)脈直徑測(cè)量系統(tǒng)連續(xù)實(shí)時(shí)采集頸動(dòng)脈直徑波形，與此同時(shí)用歐姆龍(OMRON)標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)測(cè)量血壓。由于標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)只能單次測(cè)量，為了得到血壓與頸動(dòng)脈直徑同步變化的數(shù)據(jù)，每隔固定2min的時(shí)間間隔測(cè)量標(biāo)準(zhǔn)血壓，在系統(tǒng)采集到的頸動(dòng)脈直徑連續(xù)波形上以開(kāi)始測(cè)血壓的時(shí)間為起始點(diǎn)，每隔2min記錄頸動(dòng)脈直徑波形一個(gè)周期的最大值與最小值，分別與高壓和低壓對(duì)應(yīng)，這樣就會(huì)得到頸動(dòng)脈直徑和用血壓計(jì)測(cè)得標(biāo)準(zhǔn)血壓的同步數(shù)據(jù)，進(jìn)而確立兩者的關(guān)系計(jì)算模型。

通過(guò)以上實(shí)驗(yàn)方法可以得到標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)測(cè)量的高壓、低壓連續(xù)變化值和與之對(duì)應(yīng)變化的頸動(dòng)脈直徑數(shù)值。在一個(gè)心跳周期內(nèi)，收縮壓對(duì)應(yīng)著頸動(dòng)脈直徑的最大值，舒張壓對(duì)應(yīng)著頸動(dòng)脈直徑的最小值。由實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)指數(shù)模型關(guān)系式π(R/2)2=aebp+c進(jìn)行擬合，擬合曲線如圖4。

圖4　指數(shù)關(guān)系擬合Fig 4　Exponential fitting

通過(guò)多個(gè)測(cè)試人員實(shí)驗(yàn)測(cè)量的數(shù)據(jù)分別確定模型π(R/2)2=aebp+c中的參數(shù)a , b , c。結(jié)果表明:b 參數(shù)因個(gè)體差異變化可忽略，不同個(gè)體只需標(biāo)定a，c的值就可以確定計(jì)算模型。

3實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析

為了驗(yàn)證研發(fā)的血壓連續(xù)測(cè)量系統(tǒng)的準(zhǔn)確性，選取了6個(gè)測(cè)試人員進(jìn)行實(shí)驗(yàn)。首先根據(jù)上面實(shí)驗(yàn)方法來(lái)確定每個(gè)測(cè)試對(duì)象血壓和頸動(dòng)脈直徑的具體計(jì)算公式。用歐姆龍(OMRON)標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)測(cè)得的血壓作為標(biāo)準(zhǔn)，相隔固定時(shí)間2min同步測(cè)得在平穩(wěn)常態(tài)下的測(cè)試人員標(biāo)準(zhǔn)血壓和與之對(duì)應(yīng)的系統(tǒng)測(cè)量計(jì)算得到的血壓，每個(gè)測(cè)試人員進(jìn)行10組實(shí)驗(yàn)測(cè)量。表1和表2分別展示了收縮壓和舒張壓的標(biāo)準(zhǔn)值與系統(tǒng)測(cè)量值的對(duì)比結(jié)果。每個(gè)測(cè)試人員10組血壓對(duì)比實(shí)驗(yàn)測(cè)量值的平均偏差和標(biāo)準(zhǔn)差可以衡量系統(tǒng)的準(zhǔn)確性。

表1　收縮壓測(cè)量對(duì)比結(jié)果

表2　舒張壓測(cè)量對(duì)比結(jié)果

通過(guò)表1和表2可以看出：系統(tǒng)測(cè)量得到的血壓與標(biāo)準(zhǔn)測(cè)量的血壓相比，收縮壓標(biāo)準(zhǔn)差最大值是4.72 mmHg，舒張壓標(biāo)準(zhǔn)差最大值是3.17 mmHg，均小于5 mmHg，符合AAMI標(biāo)準(zhǔn)差不大于8 mmHg的標(biāo)準(zhǔn)。

圖5　收縮壓Bland—Altman分析圖Fig 5　Bland—Altman analysis plot of systolic blood pressure

圖6　舒張壓Bland—Altman分析圖Fig 6　Bland—Altman analysis plot of diastolic blood pressure

從圖中可以看出：5.26 %(1/19)的點(diǎn)在95 %一致性界限以外；在一致性界限范圍內(nèi)，系統(tǒng)測(cè)量的血壓值與標(biāo)準(zhǔn)測(cè)量的血壓值相比，收縮壓差值的最大絕對(duì)值為4.58 mmHg，舒張壓差值的最大絕對(duì)值為5.90 mmHg。這個(gè)差值幅度在臨床血壓測(cè)量上是可以接受的，所以,本文研發(fā)的血壓測(cè)量系統(tǒng)與標(biāo)準(zhǔn)的血壓計(jì)具有很好的一致性。

4結(jié)論

本文設(shè)計(jì)了一種簡(jiǎn)便的無(wú)創(chuàng)血壓連續(xù)測(cè)量系統(tǒng)。應(yīng)用A型超聲波測(cè)距原理直接測(cè)得頸動(dòng)脈直徑，并建立頸動(dòng)脈直徑與血壓的關(guān)系計(jì)算模型，從而實(shí)現(xiàn)測(cè)量血壓。通過(guò)實(shí)驗(yàn)證明:測(cè)量系統(tǒng)的計(jì)算模型易于標(biāo)定，測(cè)得的血壓值與傳統(tǒng)標(biāo)準(zhǔn)的測(cè)量方法相比標(biāo)準(zhǔn)差小于5 mmHg，符合AAMI標(biāo)準(zhǔn)差不大于8 mmHg的標(biāo)準(zhǔn)。通過(guò)Bland—Altman分析方法驗(yàn)證了研究的血壓測(cè)量系統(tǒng)與標(biāo)準(zhǔn)血壓計(jì)的一致性。

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Continuous measurement system of blood pressure based on A-type ultrasonic wave sensor

LI Hong-yang, LI Yi-bin, LI Shen-long, DENG Ning

(Institute of Microelectronics,Tsinghua University,Beijing 100084，China)

Abstract:A new continuous measurement system of blood pressure using A-type ultrasonic wave ranging method is designed.The system uses ultrasonic wave sensor to detect carotid artery,obtain carotid artery diameter waveform by recognizing the reflected ultrasonic wave from front and back walls of the carotid artery to measure distance.Then establish blood pressure calculation model based on relationship between artery diameter and blood pressure,so as to measure blood pressure.Experimental results show that compared with the standard blood pressure measurement method,the maximum standard deviation of systolic blood pressure is 4.72 mmHg,the maximum standard deviation of diastolic blood pressure is 3.17 mmHg, which coincides with the standard of not more than 8 mmHg made by AAMI.

Key words:A-type ultrasonic wave; carotid artery diameter; continuous measurement of blood pressure

DOI:10.13873/J.1000—9787(2016)02—0087—04

收稿日期：2015—04—27

中圖分類(lèi)號(hào)：TH 776； R443

文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：A

文章編號(hào)：1000—9787(2016)02—0087—04

作者簡(jiǎn)介:

李洪陽(yáng)(1990-)，男，遼寧沈陽(yáng)人，碩士研究生，從事無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量系統(tǒng)的設(shè)計(jì)和研究。