无袖带血压测量电路及血压波形显示模块的设计

1、. 科技大学课程设计说明书课程名称医学仪器综合课程设计题目无袖带血压测量电路与血压波形显示模块的设计院系医学技术与工程学院班级医疗器械1201班学生王俊指导教师宋卫东日期 2015、9、20 . 课程设计任务书指导教师填写课程设计名称医学仪器综合课程设计学生王俊专业班级医疗器械1201班设计题目无袖带血压测量电路与血压波形显示模块的设计课程设计目的1了解血压检测的医学原理和意义；2了解国外血压检测方法和现状；3理解血压检测电路原理；4. 熟悉电路图设计方法。设计容、技术条件和要求1学习生理信号检测的根底知识，深入理解血压检测电路的设计原理；2详细说明主要元器件性能参数，调试电路，血压波形至少能

2、显示主波和重搏波；3. 要求阅读相关参考文献不少于5 篇；4. 根据课程设计有关规，按时、独立完成课程设计说明书。时间进度安排第1周：查阅资料，实现设计容；第2周：整理资料，撰写课程设计任务书。主要参考文献1、邓亲恺，现代医学仪器设计原理，：科学，2005，52、王保华，生物医学测量与仪器，：复旦大学，2003，6 3. 玉星，生物医学传感器与检测技术，：化学工业，2005.6 4. 余学飞，现代医学电子仪器原理与设计，：华南理工大学，2007年5. 林家瑞，微机式医学仪器设计，：华中科技大学，2004年6. 齐颂扬，医学仪器，高等教育，1995 7. 秀忠，常用医疗器械原理与维修，：机械工业

3、，2002，11指导教师签字： 2015年 9 月 20 日. 目录第一章绪论11.1 连续血压测量方法的开展趋势2第二章无创连续血压测量方法及原理22.1 容积补偿法22.2 脉搏波测定原理22.3 脉搏波测定方法3第三章脉搏波与血压之间的关系3第四章系统整体设计44.1系统总体设计44.2系统主要硬件设计44.3 采集到的数据5第五章脉搏波特征点的提取6第六章脉搏波传导时间与动脉血压关系的建模76.1 脉搏波传导时间的计算76.2 模型的建立86.3 建模结果9第七章系统测试与分析107.1 测试方法107.2 测试结果117.3 实验结果分析11第八章总结11无袖带血压测量电路与血压波形

4、显示模块的设计基于脉搏波传导时间的无袖带血压测量仪设计设计者：王俊摘要：设计了一种无袖带血压测量仪器,它主要由脉搏波测量、数据处理、特征点的提取和数学建模4个局部组成。单片机将脉搏波测量局部输出的数据进展数据处理后以异步串行通信方式传送给上位机,上位机提取脉搏波特征点,计算出脉搏波传导时间,并建立脉搏波传导时间与血压之间的模型关系,从而实现无袖带血压测量。实验结果说明,血压测量标准差小于8mmHg,符合AAMI推荐的标准差不大于8mmHg的标准,可初步应用在医疗监护中。关键词:无袖带;血压测量;特征点;脉搏波传导时间;数学建模。一、绪论血压是人体的重要生理参数之一,能够反响出人体心脏和血管的功

5、能状况,是临床上判断疾病、观察医疗效果等的重要依据。传统采用的柯氏音听诊法,虽能较准确的测量动脉血压,但无法跟踪测量动态血压变化。而采用动脉插管法虽然能连续的跟踪测量血压,且测量结果较准确。但是该方法却存在着一些局限性,如准备时间长、有创等,且被测者容易引发并发症,如疼痛、出血、感染、形成血栓与气栓、肢体因缺血而坏死等。无创连续血压检测是通过对相关特征信号进展分析处理来间接获得血压值,对人体无创伤,更适合在科研和临床中广泛使用。容积补偿法、脉搏波特征参数法、脉搏波波速法都是目前比拟成熟的无创连续血压测量方法。与容积补偿法、脉搏波特征参数法相比,脉搏波波速法对传感器定位要求低,测量误差较小,不适

6、感较少,是一种比拟理想的无创连续测量血压方法。1.1、连续血压测量方法的开展趋势连续血压测量方法的出现，使断续血压测量是单次测量时间长约一分钟的问题得到解决，实现了血压的每搏测量，它不仅可以测量血压的慢变化，而且可以监测血压的快变化从一个心动周期到下一个心动周期。解决了受试者心率失常时，血压测量的问题，这对于分析受试者期前收缩时的血压变化及监测特殊环境下的血压变化具有重要意义。目前连续血压测量方法的开展趋势是进一步改良测量方法，提高精度、改善测量舒适性、使用方便性和可靠性等。二、无创连续血压测量方法及原理2.1、容积补偿法容积补偿法最早由Penaz于1973年提出，通过袖带预置的参考压力是动脉

7、处于去负荷状态，同时采用伺服系统补偿由于动脉压的变化引起的动脉容积变化，使动脉容积维持去负荷动脉容积状态，此时袖套压等于动脉压，因此可通过测量袖套压间接测量动脉血压。它是目前较成熟的连续血压测量方法。市场上销售的产品多采用这种测量原理。但该方法在长时间测量时受静脉充血影响较大，当血管收缩节律较大时，将影响脉搏描记计的输出波形致使参考血压的设置困难，影响测量精度；由于需要在被测部位保持较高的压力，使舒适性较差；由于需要压力伺服系统来补偿参考压力，致使测量装置复杂，使用时给受试者带来不便。2.2、脉搏波测定原理心室射血产生的压力搏动沿动脉树传播，速度由动脉壁的弹性和几何性质及所含液体的特征(密度)

8、决定。由于血液是含在弹性管道(动脉)中的不可压缩的液体，能量的传播主要是在动脉壁而不是血液流体，因此脉搏波传导速度大小可以反映动脉壁硬度。一般说来，动脉管壁的顺应性越大，脉搏波的传播速度就越慢，僵硬度的增加可加快脉搏波传导速度。以脉搏波速度为标志的动脉僵硬度增加不仅与冠心病的危险有关，而且与痴呆等认知功能有关。PwV的检测简单、无创，具有可重复性，操作人员不需要长期培训，适合在大规模人群的筛检和研究中使用。2.3、脉搏波测定方法PwV的测定是通过测量脉搏波传导时间和两个记录部位的距离求得：计算公式为：PwV (ms)=Lt(L：距离，两个探测器间的距离；t：传导时间，两个波形的时间差)，PwV

9、 常测定10个连续搏动，包括一个完整的呼吸周期。随着自动测量PwV装置研制成功，现在操作时只需将受试者根本资料以及测定两点部位的体表距离输入计算机，即可得连续波形，选择记图形良好的1015个数值，取其平均值即是受试者的 PWV 测值。目前,国外对脉搏波信号的提取方式主要有3种。用液体耦合传感器提取脉搏波信号,但它的耦合的方式会影响最终结果的准确性。利用光电传感器,通过光在指尖的传播来间接的获取脉搏信号,但是大多数的脉搏波采集系统主要用于计算血氧饱和度,对脉搏波信号的分析处理能力较弱,不能准确计算出脉搏波信号峰值点。用压电传感器来实现脉搏波信号的提取。本文根据脉搏波传导时间与血压成负相关的特性而

10、提出,利用压电传感器对人体不同部位的脉搏信号进展同步采集,然后单片机将脉搏波测量局部输出的数据进展数据处理后以异步串行通信方式传送给上位机,上位机提取脉搏波特征点并计算脉搏波传导时间,最后通过建立脉搏波传导时间与血压之间的模型关系,实现无袖带血压测量。这种方法测量设备体积小,易于携带,且使被测者彻底摆脱了气囊体的束缚,提高了舒适感,能够长时间进展无袖带连续血压测量。三、脉搏波与血压之间的关系动脉血管壁的紧程度对脉搏波传播速度起决定作用。当血压比拟高时,动脉血管壁变得紧,脉搏波的传递速度变快;当血压比拟低时,动脉血管壁变得松弛,脉搏波的传递速度变慢。关于脉搏波的传播速度与血压的关系,根据英国著名

11、物理学家托马斯提出的理想流体的弹性管波传播速度公式、Hughes等提出的血管跨壁压和血管弹性模量之间关系公式、莫恩斯提出的波速公式及脉搏波传导时间和脉搏波传播速度关系公式,可整理得到血压与脉搏波传导时间的关系通过求导,可得到血压变化与脉搏波传导时间之间的关系:式中:P为动脉血压变化值,T为脉搏波传导时间,是表示血管特征的一个量值。也即是说,如果血管的弹性保持不变,则血压的变化和脉搏波传导时间成正比,而同一个人在短时间之的血管弹性不会发生大的改变。所以通过测量脉搏波传导时间(PTT),就能间接地计算出动脉血压的变化量。四、系统整体设计4.1、系统总体设计系统主要由脉搏传感器、加法器电路、A/D数

12、据采集、主控单片机、数据存储显示六局部组成,系统总体框图如图1所示。4.2、系统主要硬件设计1) 传感器系统选择压电式的HK-2000B脉搏传感器,此传感器具备较高的灵敏度,而且能够方便的同步测量不同部位的脉搏信号。本文测量的2路脉搏波信号分别为肱动脉和桡动脉。HK-2000B脉搏传感器采用高度集成化工艺，将力敏元件PVDF压电膜、灵敏度温度补偿元件、感温元件、信号调理电路集成在传感器部。具有灵敏度高、抗干扰性能强、过载能力大、一致性好、性能稳定可靠、使用寿命长等特点。该系列脉搏传感器具有完善的信号调理功能，用户在使用时后级不需要再加滤波等电路。HK-2000B型脉搏传感器能够输出完整的脉搏波

13、电压信号，常用于脉搏波分析系统。主要特点：1、灵敏度高。 2、抗干扰性能强。3、过载能力大。4、一致性好，性能稳定可靠，使用寿命长。2)加法器因为选用的脉搏传感器输出信号存在负值,为了便于A/D芯片的采集,设计一个同相加法器电路将所获得的脉搏信号向上平移,保证输出信号的电压幅值在A/D工作电压围之间。加法器的2路输入信号即2路脉搏传感器输出的信号,加法器的输出信号,直接和A/D芯片的输入信号相连。3)A/D数据采集数据采集电路是本系统的关键局部之一。采用两个10位的串行A/D芯片TLC1549对两路脉搏信号同步采集,该芯片部具有采样保持,有较强的抗干扰能力,且体积较小,符合小型化的要求。对两路

14、信号连续采集10s,采集点数为5000个点,设置采样率500Hz,而该芯片完成一次采样并输出结果至少需要十个时钟,故PD6输出的时钟不得小于5kHz,在此时钟的控制下,由单片机的PD4和PD5分别读取两路信号的数据。4)数据存储设计一个储存器，用来储存采集的数据。4.3、采集到的数据将采集到的数据存成t*t文档格式传到上位机,用MATLAB进展复原桡动脉和肱动脉的原始波形如图2所示,T为2路脉搏波波形传导时间差。五、脉搏波特征点的提取图2为采集的人体标准脉搏波信号,选取脉搏波主峰C*1、C*2点作为脉搏波的特征点。预选原始信号法,滤波法和小波分解法3种脉搏波特征点提取的方法。由于硬件电路所采集

15、的信号干扰较弱,对特征点的提取干扰极小,且原始信号法对信号的预处理最为简洁,又较完整保存了脉搏波信息,特征点更易分辨,经过试验,原始信号法提取的特征点最为准确,所以本文选用原始信号法进展脉搏波特征点的提取。原始信号法就是使用sort函数对信号进展排序后换回坐标值存入y数组，然后选取y数组中的第一个坐标作为首个特征点，依次选取下一个坐标点；当下个坐标与前一个坐标距相差大于250时，此坐标就是下一个特征点；否则返回继续选取。利用原始信号法提取脉搏波特征点的方法流程图如图3所示。利用原始信号法提取的脉搏波的特征点如图4所示。六、脉搏波传导时间与动脉血压关系的建模6.1、脉搏波传导时间的计算分别提取桡

16、动脉处和肱动脉处采集的2路脉搏波信号n个周期的特征点(这里取最大值)的坐标值之和:式中:*表示桡动脉处脉搏波信号n个周期的特征点的坐标值之和。Y表示肱动脉处脉搏波信号n个周期的特征点的坐标值之和。*i(i=1,2,n)表示桡动脉处脉搏波信号第i个特征点的坐标值。Yi(i=1,2,n)表示肱动脉处脉搏波信号第i个特征点的坐标值。计算出2路信号特征点坐标值之差的平均值:m=*-Y/n 5由于采样间隔Ts,故可以通过以下公式计算相应的脉搏波传导时间:PTT=m*Ts 6式中:PTT为脉搏波传导时间,m为特征点坐标差值,Ts为采样间隔,本设计中Ts=2ms。6.2、模型的建立利用多项式拟合法建立脉搏波

17、传导时间与动脉血压的模型关系。任意一个函数可按泰勒(Taylor)级数展开为一个多项式，即：*：a0，a1an=a0*+a1*+an* 7所以采用多项式拟合脉搏波传导时间与血压之间的曲线,可以较为准确地接近原曲线。将所采集的血压数据与计算得到的特征点坐标差值一一对应存入t*t文档中,读入文件并将收缩压,舒压,特征点坐标差值分别存入3个数组中,并以脉搏波传导时间作为自变量,分别以收缩压、舒压数据作为因变量,分别进展3次多项式拟合和五次多项式拟合,求出各项系数,画出拟合曲线,并将拟合结果与实际结果进展比拟。6.3、建模结果:1)拟合公式收缩压与脉搏波传导时间的关系拟合系数:a1=-2037.300

18、2,a2=322.0839,a3=-19.7838,a4=1.4934。舒压与脉搏波传导时间的关系拟合系数:b1=-11600785.9246，b2=1982983.4213,b3=-126460.3704,b4=3743.4202,b5=-53.5216,b6=1.0545。2)拟合曲线收缩压与脉搏波传导时间拟合图,如图5所示。舒压与脉搏波传导时间拟合图,如图6所示。七、系统测试与分析7.1、测试方法为测试本系统是否能准确的测得不同安康条件人群的血压值,选择序号为110的测试者进展试验,分别比对采用柯氏音听诊法测得的动脉血压值和仪器测得的动脉血压值,并计算绝对误差。脉搏波传导时间与血压关系模

19、型的实验结果如表1所示。表1脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果(不同测试者)为测试本系统是否具有很好的一致性,选择测试者A进展连续10次实验。采用柯氏音听诊法测得测试者A的舒压为77mmHg,收缩压为129mmHg,比对仪器连续10次测得的动脉血压值,并计算绝对误差和标准差,脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果如表2所示。测试时,每次由柯氏音听诊法测得1组数据,每组数据与仪器连续测得的3次数据的平均值进展比对,得出测量误差。表2脉搏波传导时间与血压关系模型的实验结果(同一位测试者连续10次)7.2、测试结果经计算,收缩压均方根误差为3.2543mmHg,舒压均方根误差为4.4713mmH

20、g。7.3、实验结果分析从上述结果可以看出,该系统均方根误差均小于8mmHg,符合AAMI推荐的标准差不大于8mmHg的标准11-15。采用脉搏波传导时间与血压关系的模型测试时时,误差来源主要有2点:1)在进展拟合时,主要采用的数据集中于舒压在65100mmHg区间,收缩压在100150mmHg区间,所以拟合结果在该区间误差较小。2)由于脉搏波传导时间与血压的关系存在个体差异,且该模型所使用的拟合数据只包含了局部安康人体的情况,故致使在遇到血压较高的被测试者时,结果误差较大。八、总结系统基于压电式的HK-2000B脉搏传感器进展了脉搏波信号的测量,所设计的同相加法器电路将所获得的脉搏信号向上平移,使所有信号电压幅值在A/D要求围,采用两个10位的串行A/