李家楊，葉兵，朱曉冬

(合肥工業(yè)大學(xué)，合肥 230009)

STM32的無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)

李家楊，葉兵，朱曉冬

(合肥工業(yè)大學(xué)，合肥 230009)

針對(duì)目前臨床對(duì)血壓的連續(xù)測(cè)量主要采用有創(chuàng)的方法，本文設(shè)計(jì)通過脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(PWTT，Pulse Wave Transmit Time)實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)連續(xù)測(cè)量血壓的系統(tǒng)。該系統(tǒng)通過采集光電容積脈搏波(PPG)信號(hào)和心電(ECG)信號(hào)，利用STM32控制芯片將兩者信號(hào)融合，再通過算法求出特征點(diǎn)，擬合方程求出個(gè)體的血壓。通過此方法有效實(shí)現(xiàn)了無創(chuàng)連續(xù)的血壓測(cè)量。

脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；光電容積脈搏波；ECG

引 言

目前，血壓的測(cè)量主要分為有創(chuàng)測(cè)量和無創(chuàng)測(cè)量，有創(chuàng)測(cè)量主要用于危重病人，而日常生活中人們主要利用袖帶進(jìn)行無創(chuàng)血壓的測(cè)量，但袖帶需要先充氣加壓，然后再放氣，無法做到連續(xù)測(cè)量，且長(zhǎng)時(shí)間佩戴會(huì)使人體感到不適。1871年，Moens和Korteweg提出脈搏波的傳播速度(PWV)與血壓近似滿足線性關(guān)系[1]，后來的學(xué)者根據(jù)這一結(jié)論對(duì)血壓檢測(cè)問題進(jìn)行了深入研究。大量理論與實(shí)驗(yàn)表明[2-4]，血壓與脈搏波傳播速度存在著準(zhǔn)線性關(guān)系。而脈搏波的傳播速度與傳導(dǎo)時(shí)間成反比，因此可以通過脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(PWTT)來間接測(cè)出個(gè)體的血壓值。

根據(jù)以上背景，本文以STM32為嵌入式核心，通過采集心電信號(hào)和光電容積脈搏波信號(hào)，將兩者信號(hào)融合求出特征點(diǎn)的時(shí)間差，得出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，進(jìn)而擬合出對(duì)應(yīng)的每搏血壓值，從而實(shí)現(xiàn)了無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量。

1 系統(tǒng)測(cè)量原理

Moens和Korteweg提出脈搏波的傳播速度與血壓之間的線性關(guān)系為：

(1)

其中,ΔP為動(dòng)脈血壓變化值，ΔT為脈搏波傳播時(shí)間變化值，α為血管的特征值[5]。

1957年，Lansdown根據(jù)Moens-Korteweg提出的結(jié)論進(jìn)行研究，得出同一個(gè)體脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓在一定時(shí)間和范圍內(nèi)呈線性相關(guān)，且相對(duì)穩(wěn)定[6]。推導(dǎo)出人體血壓和脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間滿足關(guān)系如下[7]：

(2)

其中，D為平衡狀態(tài)下的血管內(nèi)徑，ρ為血液密度,E0為血管在零壓力下的楊式彈性模量，P為血管跨壁壓，α為血管的特征值，T為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，S為傳播距離。對(duì)式(2)進(jìn)行簡(jiǎn)化，得出人體血壓變化與脈搏波的傳導(dǎo)時(shí)間的數(shù)學(xué)模型為：

(3)

其中P為人體血壓，PWTT為采集到的心電特征點(diǎn)與指尖脈搏波特征點(diǎn)之間的時(shí)間間隔，a、b為待定系數(shù)，對(duì)于不同的個(gè)體，a、b對(duì)應(yīng)的值不同。

2 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框架

系統(tǒng)主要由電源模塊、心電采集模塊、脈搏波采集模塊、濾波電路以及無線模塊組成，如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖

系統(tǒng)采用鋰電池供電，避免了引入工頻干擾，不會(huì)影響生物電信號(hào)的采集，經(jīng)過線性穩(wěn)壓芯片為各個(gè)模塊供電。采集到的信號(hào)先經(jīng)過低通濾波到STM32芯片進(jìn)行處理，再通過無線模塊將STM32芯片處理后的數(shù)據(jù)發(fā)送到PC端，通過MATLAB仿真處理。

3 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

3.1 心電采集模塊

系統(tǒng)設(shè)計(jì)心電(ECG)信號(hào)采集模塊使用ADI公司的單導(dǎo)聯(lián)心率監(jiān)護(hù)前端芯片AD8232，該器件內(nèi)部集成一個(gè)專用儀表放大器、一個(gè)運(yùn)算放大器、一個(gè)右腿驅(qū)動(dòng)放大器和一個(gè)中間電源電壓基準(zhǔn)電壓緩沖器。此外，AD8232內(nèi)置導(dǎo)聯(lián)脫落檢測(cè)電路和一個(gè)自動(dòng)快速恢復(fù)電路，該電路可在導(dǎo)聯(lián)重新連接后迅速恢復(fù)信號(hào)。系統(tǒng)為減小人體產(chǎn)生的共模干擾，采用三極導(dǎo)聯(lián)，將經(jīng)過調(diào)理后的心電信號(hào)再通過一個(gè)二階低通濾波器輸入到STM32的ADC口。AD8232的電路設(shè)計(jì)原理圖如圖2所示，電路總增益為1100。

圖2 AD8232電路設(shè)計(jì)原理圖

3.2 脈搏波采集模塊

根據(jù)朗伯比爾(Lamber-Beer) 定律, 物質(zhì)在一定波長(zhǎng)處的吸光度和它的濃度成正比[8]。當(dāng)恒定波長(zhǎng)的光照射到人體組織上時(shí), 通過人體組織吸收、反射衰減后測(cè)量到的光強(qiáng)將在一定程度上反映了被照射部位組織的結(jié)構(gòu)特征。脈搏主要由人體動(dòng)脈舒張和收縮產(chǎn)生, 在人體指尖、組織中的動(dòng)脈成分含量高, 而且指尖厚度相對(duì)其他人體組織而言比較薄, 透過手指后檢測(cè)到的光強(qiáng)相對(duì)較大，因此光電式脈搏傳感器的測(cè)量部位通常在人體指尖[9]。系統(tǒng)設(shè)計(jì)采用反射式脈搏波傳感器，由兩個(gè)發(fā)光二極管和一個(gè)接收管組成陣列。在心臟收縮時(shí)，指尖的微動(dòng)脈血管流量大，此時(shí)對(duì)入射光的吸收較強(qiáng)，即反射光較少；當(dāng)心臟舒張時(shí)，指尖的微動(dòng)脈血管流量小，此時(shí)對(duì)入射光的吸收較少，反射光較大。由于人體的PPG信號(hào)95%的能量集中在0～6 Hz[10]，將接收到的脈搏波信號(hào)(PPG)通過放大電路輸出到二階低通濾波器，再輸入到STM32的ADC口。

3.3 無線模塊

系統(tǒng)設(shè)計(jì)將采集到的生物電信號(hào)通過STM32芯片接收處理后，由無線模塊發(fā)送到PC端，在MATLAB中進(jìn)行仿真分析。系統(tǒng)所用的無線模塊為WLK01L39，通過USART將數(shù)據(jù)傳輸?shù)綗o線模塊中，再發(fā)送到PC端的無線接收模塊，有效避免了通過有線的串口傳輸而引入的工頻干擾。

4 信號(hào)采集與處理

4.1 信號(hào)的采集

本文設(shè)計(jì)所用控制芯片為STM32F103C8，該芯片具有3路12位逐次逼近模數(shù)轉(zhuǎn)換器，多達(dá)18個(gè)通道，可滿足兩路ADC同時(shí)采集的要求，將采集到的結(jié)果以右對(duì)齊的方式存儲(chǔ)在16位數(shù)據(jù)寄存器中，再通過兩路USART 同步發(fā)送至PC端。

4.2信號(hào)處理

系統(tǒng)設(shè)計(jì)的信號(hào)采樣頻率為580 Hz，將同步采集到的數(shù)據(jù)在MATLAB中進(jìn)行處理，由于心電信號(hào)的頻率在0.05～100 Hz之間，得到的數(shù)據(jù)還是存在一定的工頻干擾，如圖3(a)所示。采用一個(gè)二階的巴特沃斯陷波器濾除信號(hào)中的工頻干擾，處理后的信號(hào)如圖3(b)所示。通過光電傳感器采集到的電信號(hào)如圖3(c)所示，將該圖倒置后即表征為指尖脈搏波信號(hào)，如圖3(d)所示。

圖3 ECG和PPG信號(hào)

表1 PWTT與血壓關(guān)系模擬結(jié)果

脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT的計(jì)算是將心電信號(hào)ECG的R波峰值作為起始點(diǎn)，指尖脈搏波信號(hào)PPG的峰值和谷值分別點(diǎn)作為終點(diǎn)。采用差分閾值法，提取出心電信號(hào)對(duì)應(yīng)的R波波峰和PPG信號(hào)的峰值及谷值，方法如下：

假設(shè)采集到的心電信號(hào)為數(shù)組ψ(n),ψ(n)對(duì)相鄰數(shù)據(jù)做差值，求其一階導(dǎo)：

(4)

得到的差值為正取1，差值為零取0，差值為負(fù)取為-1，其中差值為零的點(diǎn)即為極值點(diǎn)，保存其對(duì)應(yīng)位置，再將對(duì)應(yīng)極值點(diǎn)的0取為-1，得到一個(gè)新的數(shù)組為φ(n-1)，再對(duì)φ(n-1)相鄰數(shù)做差值：

(5)

得到一個(gè)由-2，2以及 0組成的數(shù)組，2對(duì)應(yīng)的極值點(diǎn)為極小值點(diǎn)，-2對(duì)應(yīng)的極值點(diǎn)為極大值點(diǎn)，將差值為-2對(duì)應(yīng)的之前保存的位置加1，即求出ψ(n)中對(duì)應(yīng)極大值的位置。由于心電信號(hào)是由一系列的特殊波組成，主要包括P波、QSR波群、T波以及一定概率出現(xiàn)的U波等，P波和T波的相對(duì)高度一般低于R波，據(jù)此可以設(shè)定閾值，通過閾值可以準(zhǔn)確地判斷出R波的波峰[11]，如圖3(b)中“*”所示。同理可得出PPG的峰值和谷值，處理結(jié)果如圖3(d)所示，圖中“*”代表對(duì)應(yīng)的峰值點(diǎn)，“x”代表谷值點(diǎn)。

由R波峰值對(duì)應(yīng)的時(shí)間和PPG波峰值及谷值對(duì)應(yīng)的時(shí)間分別求差,即可得出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT，在信號(hào)采集的過程中，身體的任意微小運(yùn)動(dòng)都會(huì)產(chǎn)生“基線漂移”，影響數(shù)據(jù)的可靠性，故對(duì)得到的PWTT去除最大值和最小值再求平均，如式(6)所示：

(6)

5 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

首先采集一組靜息狀態(tài)下個(gè)體的PPG和ECG信號(hào)，同時(shí)使用歐姆龍電子血壓計(jì)記錄此時(shí)個(gè)體的收縮壓SBP以及舒張壓DBP；再通過個(gè)體運(yùn)動(dòng)后得到一組數(shù)據(jù)。對(duì)PPG信號(hào)和ECG信號(hào)進(jìn)行處理，將ECG的R波峰值與PPG波峰值之間的時(shí)間差記為PWTTp-peak，ECG的R波峰值與PPG波谷值之間的時(shí)間差記為PWTTf-peak，將對(duì)應(yīng)的PWTT和測(cè)得的血壓數(shù)據(jù)帶入式(3)，求出a、b的值，從而建立出血壓與PWTT之間的方程分別為：

(7)

(8)

再記錄個(gè)體不同運(yùn)動(dòng)狀態(tài)后對(duì)應(yīng)的PWTT值，求出估測(cè)血壓值和實(shí)測(cè)的血壓值，整理如表1所列。

由表1可得，PWTTf-peak對(duì)應(yīng)的收縮壓最大誤差為6mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差為2.53mmHg；舒張壓最大誤差為7mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差為4.15mmHg；PWTTp-peak對(duì)應(yīng)的收縮壓最大誤差為5mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差為2.57mmHg,舒張壓最大誤差為3mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差為3.22mmHg，均滿足AAMI推薦的標(biāo)準(zhǔn)差不大于8mmHg的要求。實(shí)驗(yàn)誤差主要來自人體的呼吸干擾，以及人體和周圍環(huán)境的電磁干擾。

結(jié) 語

本文以STM32芯片為嵌入式核心，通過采集心電和指尖脈搏波信號(hào)，利用不同的特征點(diǎn)得到的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間均能滿足無創(chuàng)血壓的連續(xù)測(cè)量。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和人體血壓之間具有很高的相關(guān)性，為可穿戴醫(yī)療設(shè)備的發(fā)展提供了參考。但結(jié)果還是存在著一定的誤差，需要再作進(jìn)行一步的探索和研究。

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李家楊(碩士研究生)，主要研究方向?yàn)榍度胧较到y(tǒng)；葉兵(教授)，主要研究方向?yàn)獒t(yī)療電子；朱曉冬(碩士研究生)，主要研究方向?yàn)楣鈱W(xué)信號(hào)處理。

② 車牌定位。此環(huán)節(jié)主要應(yīng)用形態(tài)學(xué)方法，對(duì)車牌進(jìn)行定位。

③ 字符分割環(huán)節(jié)采用閥值分割法，去除掉噪音的干擾，實(shí)現(xiàn)對(duì)車牌字符的分割，從而提取出車牌字符。

④ 字符識(shí)別環(huán)節(jié)則利用樣本訓(xùn)練方法，對(duì)字符分割后的圖像進(jìn)行識(shí)別。

5 測(cè)試結(jié)果

本系統(tǒng)最后對(duì)15張端正的車牌圖像進(jìn)行測(cè)試分析，統(tǒng)計(jì)了車牌完全識(shí)別正確率和車牌字符識(shí)別正確的個(gè)數(shù)。測(cè)試結(jié)果如表1所列，可以看出在共計(jì)15張照片中，完全識(shí)別正確的達(dá)到12，正確率為80.0%。字符共計(jì)105個(gè)，完全識(shí)別正確的有820個(gè)，字符識(shí)別的正確率達(dá)94.3%。

表1 車牌識(shí)別結(jié)果統(tǒng)計(jì)表

對(duì)于識(shí)別錯(cuò)誤的車牌，經(jīng)過分析一般都是圖像中車牌的位置出現(xiàn)較大的強(qiáng)光光斑干擾和車牌附著灰塵太多干擾造成，從而影響了對(duì)圖像車牌的識(shí)別。含有強(qiáng)光光斑的汽車圖像因素均會(huì)導(dǎo)致本系統(tǒng)的識(shí)別率下降。針對(duì)這一類圖像的識(shí)別，可以在采集圖像時(shí)，通過攝像頭前增加偏光鏡片，來降低強(qiáng)光光斑干擾的程度，使得識(shí)別率有所提高。

結(jié) 語

隨著車輛交通管理朝著自動(dòng)化、網(wǎng)絡(luò)化以及智能化方向發(fā)展，借助計(jì)算機(jī)視覺技術(shù)、模式識(shí)別技術(shù)，對(duì)車輛圖像的分析和處理會(huì)成為車輛交通管理的重頭戲。車牌識(shí)別系統(tǒng)作為智能交通管理的重要組成部分，其研究也會(huì)越來越深入。

本次設(shè)計(jì)在成本上大大縮減了鋪設(shè)自動(dòng)識(shí)別車輛的設(shè)備的費(fèi)用，也免去了布線麻煩，功耗低等問題。目前項(xiàng)目存在識(shí)別速度較慢的缺點(diǎn)，但放在小區(qū)門禁、停車場(chǎng)等車速不快的情景下，此缺點(diǎn)可忽略不計(jì)。另外，在某些情景下，識(shí)別易出錯(cuò)，目前正在積極解決，望有所收獲。在此次課題設(shè)計(jì)和實(shí)現(xiàn)的過程中，感謝張輝老師給了我提出了許多建設(shè)性的意見，幫助我解決了一個(gè)又一個(gè)的理論性和技術(shù)性問題，讓我的項(xiàng)目能夠如期完成。

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(責(zé)任編輯：楊迪娜 收稿日期：2016-12-01)

Non-invasive Continuous Blood Pressure Measurement System Based on STM32

Li Jiayang,Ye Bing,Zhu Xiaodong

(Hefei University of Technology,Hefei 230009,China)

In view of the current clinical continuous measurement of blood pressure using invasive method,the non-invasive continuous blood pressure measurement system is achieved through the pulse wave conduction time (PWTT,Pulse Transmit Time).The system collects photoplethysmography(PPG) signals and ECG signals,using STM32 chip fusion of the two signals,then the feature points is found by thealgorithm and the individual's blood pressure is calculated.The non-invasive continuous blood pressure measurement is achieved using the mothod.

pulse wave transmit time;photoplethysmography;ECG

R318.6

A

士然

2016-12-12)