田澤懿，單新治，高秀敏

（上海理工大學(xué) 光電信息與計算機(jī)工程學(xué)院，上海 200093）

引 言

早在1989年，Horsten等[1]已經(jīng)以可變形乳膠管內(nèi)脈搏波的傳播為模型，對脈搏波在動脈內(nèi)的傳播進(jìn)行了實驗和理論分析。管壁的黏彈性行為對壓力脈沖的阻尼起主導(dǎo)作用。1995年，Volobuev[2]研究了彈性薄壁管內(nèi)流體流動的物理數(shù)學(xué)性質(zhì)，推導(dǎo)并求解了描述彈性薄壁管內(nèi)流體流動的非線性方程，并且討論了用彈性薄壁管模型描述大血管血流的適用性。

脈搏波傳導(dǎo)速度（PWV）是指脈搏波由動脈的特定位置沿管壁傳播至另一特定位置的速率，是一個用來反映動脈彈性及可擴(kuò)張性的非侵入性指標(biāo)[3]，或者說脈搏波速率等于兩個待測試點間的距離除以脈搏波傳導(dǎo)時間（PWTT），主動脈血管的硬化會導(dǎo)致脈搏波傳導(dǎo)時間縮短，脈搏波傳導(dǎo)速率加快。PWV值越高表明血管壁彈性越弱，PWV值越低表明血管壁彈性越強(qiáng)。

現(xiàn)有血壓測量方法主要有聽診法、示波法、動脈擴(kuò)張、容積補(bǔ)償法和超聲法等方法[4-5]。這些方法需要復(fù)雜的測試設(shè)備和較高的傳感器定位要求，不利于長時間連續(xù)血壓測量，而且對于嬰兒、老人和燒傷患者等特殊人群來說極不方便。本文提出的裝置采用射頻信號，能夠?qū)崿F(xiàn)非接觸式測量?；诿}搏波傳導(dǎo)時間的血壓測量主要是根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時間/傳導(dǎo)速率與血壓間具有的相關(guān)性建立起來的數(shù)學(xué)模型來進(jìn)行血壓值的測量。這種測量方法是一種間接式測量方法[6]。射頻信號能夠穿透衣物等非金屬物質(zhì)直達(dá)心臟，提供更好的測量準(zhǔn)確性，而且設(shè)備簡單，特別有利于長時間的血壓監(jiān)測，具有廣泛的應(yīng)用前景[7]。

當(dāng)射頻信號傳播到人體時，在人體皮膚和空氣界面，以及不同人體組織交界面引起的電磁波反射和折射不同[8-10]。人體組織的電學(xué)性能決定了電磁波發(fā)生反射和進(jìn)入更深組織的比例以及在不同組織中的衰減程度，現(xiàn)有的非接觸式生命體征檢測技術(shù)在不接觸生命體的情況下測量生命體的呼吸、心跳等參數(shù)，然后根據(jù)算法可以得到人體的健康狀況甚至是心情好壞狀態(tài)[11]。非接觸式生命體征檢測手段包括紅外、視頻、靜電場、氣體成分、超聲波、電磁波等。本文采用的基于射頻原理的檢測裝置，不易受到天氣、溫度、光照等環(huán)境因素影響，有較強(qiáng)的穿透能力?；谏漕l原理的體征檢測技術(shù)有生理學(xué)方面的基礎(chǔ)。在生理學(xué)上，心跳和呼吸過程中的心肺活動會引起胸壁運(yùn)動[12]，動脈血管里的血流速度將會隨著心臟的跳動出現(xiàn)變化，接收射頻信號的天線能夠檢測因為血液流速變化造成的射頻信號的傳輸時間。基于射頻原理的體征檢測技術(shù)也有電磁學(xué)方面的基礎(chǔ)，射頻信號傳播到生物體，會在生物電介質(zhì)表面產(chǎn)生反射波和折射波，滿足光的反射和折射定律。其中反射波是被反射面反射到傳播控件的電磁波，這部分電磁波可以被生物雷達(dá)天線有效接收。

1 測量原理

心臟的間歇性射血將會在動脈血管中產(chǎn)生脈搏波[10]，脈搏波流經(jīng)血管中的微動脈、毛細(xì)血管和微靜脈等血管時，血管中血流速度、流量、血管的橫截面積以及血管壁兩端的壓力等都會發(fā)生變化。使用射頻信號探測人體的胸壁運(yùn)動，可以得到心跳、呼吸運(yùn)動引起的振動信息，從這些信息中分析獲得人體體征。

采用多普勒雷達(dá)探測原理，采集多普勒頻移信號，計算體征參數(shù)。天線發(fā)射的射頻信號到達(dá)待測目標(biāo)，同時接收目標(biāo)反射回的信號，根據(jù)反射信號與發(fā)射信號的頻率和相位變化，就可以得到反映目標(biāo)速度、位移信息的微動信號。使用射頻探測天線探測人體的胸壁運(yùn)動[13]，得到心跳、呼吸活動引起的振動信息，從而分析人體特征。

假設(shè)信號產(chǎn)生模塊產(chǎn)生典型的連續(xù)輻射信號，在不考慮幅度影響的前提下，發(fā)射信號的形式如下：

式中：f表示信號的振蕩頻率；φ（t）表示振蕩器的相位噪聲，這里信號的相位受到多種因素的影響。假設(shè)目標(biāo)與雷達(dá)天線距離為d0，x（t）為被測試者的胸部移動范圍，則單程的天線與接收者之間的距離為d（t）=d0+x（t）。天線到胸壁的距離也將產(chǎn)生時間的消耗，由于信號在傳輸過程中胸壁運(yùn)動也在進(jìn)行，天線到胸壁的距離在反射時刻為d[t-d（t）/c] 。所以往返一次的延遲時間td可以表示為

發(fā)射信號遇到被測試者的胸部反射回來，被天線接收后，反射信號的模型可以表達(dá)為

由式（3）可以看出，接收信號中多了受到目標(biāo)距離d0作用的時間延遲，且相位也受到周期運(yùn)動的目標(biāo)x（t）的調(diào)制。將發(fā)射信號與反射信號進(jìn)行混頻后，再經(jīng)過低通濾波器、模數(shù)轉(zhuǎn)換后得到的信號就可以反映胸腔運(yùn)動所包含的信息，利用多普勒原理從探測到的胸腔運(yùn)動中得到脈搏波傳導(dǎo)的信息。

通過脈搏波波速測量血壓的方法是現(xiàn)在比較流行的方法，本文提出的裝置也是采用基于脈搏波速度的血壓測量方法，射頻信號采用可以探測人體體征的300 MHz左右的電磁波信號。射頻信號具有高的穿透性、穩(wěn)定性，接收天線接收到的反射信號被還原為脈搏波波形，然后進(jìn)行特征提取，計算得到脈搏波傳導(dǎo)時間。射頻信號可以穿透非金屬的衣物直達(dá)人體內(nèi)部，可以在不與患者接觸的情況下進(jìn)行測量[14]，這是超聲波信號無法比擬的。射頻信號相對于普通的用于醫(yī)療檢測的光信號更加穩(wěn)定，方向性更強(qiáng)，可以攜帶更多的信息。

根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時間估計血壓（BP），主要利用的是Moens-Korteweg的研究[15]，

一般情況下，血管的彈性模量E0、特征參量γ，以及血液密度ρ在一段時間內(nèi)是不變的，忽略血壓改變時動脈血管內(nèi)徑d和血管壁厚度h的影響，可以得到在人體等效長度為D的動脈血管中脈搏波傳導(dǎo)速度與血壓計算公式為

式中a1、a2、b1、b2都是待確定的參數(shù)。測量多組脈搏波傳導(dǎo)速度，同時利用標(biāo)準(zhǔn)血壓計測出其對應(yīng)的血壓值，從而求出a1、a2、b1、b2值。本文裝置采用的天線的總長度為120 mm，寬為45 mm，其中兩個接收天線的中心距離為4 cm。因為設(shè)備需要貼近身體，所以采用天線的中心距離為兩個待測試點的距離D，PWV為兩個待測試點的間距除以脈搏波傳導(dǎo)時間：

本文采用最小二乘法擬合出PWV與收縮壓和舒張壓的關(guān)系，確定設(shè)備中由脈搏波傳導(dǎo)速度計算血壓值的系數(shù)，取a1=83.132，a2=-3 220.229 7，b1=35.784 7，b2=-1 366.339 7。

采用對脈搏波特征參數(shù)與血壓變化進(jìn)行線性回歸分析的方法建立血壓與脈搏波特征參數(shù)之間的方程，從而實現(xiàn)血壓絕對值的測量，但該方程不能從本質(zhì)上反映脈搏波與血壓變化的相關(guān)關(guān)系，采用線性回歸方程的方法也無法準(zhǔn)確反映血壓的變化。

本文裝置采用的是Maguire提出的兩路探測信號同步測量方案[16]。這可以有效地避免心臟射血期間給脈搏波傳導(dǎo)時間測量造成的影響。測量方案如圖1所示。

圖1 兩路脈搏波信號同步測量方案示意圖Fig. 1 Schematic diagram of two-path pulse wave signal synchronous measurement

由圖1可以看出，發(fā)射天線發(fā)射的測量信號分為兩路，以輻射形式連續(xù)發(fā)射，到達(dá)待測物體后反射，由第一接收天線和第二接收天線分別接收反射信號。由多普勒原理可知，當(dāng)一個人的運(yùn)動狀態(tài)發(fā)生變化時，測量信號傳播到待檢測對象的角度會改變，測量位置也會改變，從而導(dǎo)致反射信號的波形和接收到的頻率發(fā)生改變。我們可以利用這些反射信號和測量信號進(jìn)行處理得到脈搏波形，從波形中得到心率、血壓、動脈硬化程度和血管反射指數(shù)等參數(shù)。

2 系統(tǒng)整體設(shè)計

2.1 硬件部分

裝置主要由測試信號產(chǎn)生模塊、數(shù)據(jù)信號處理模塊、上位機(jī)模塊、信號延時模塊、信號混合器以及天線等模塊組成。測試信號產(chǎn)生模塊產(chǎn)生特定參數(shù)的射頻信號，然后將該信號通過天線定向發(fā)射出去，信號到達(dá)待測點后會發(fā)生反射，反射信號由兩路接收天線接收，信號混合器將接收模塊初步處理的反射信號與發(fā)射信號進(jìn)行混合后傳輸?shù)綌?shù)據(jù)信號處理模塊，數(shù)據(jù)處理模塊將處理后的數(shù)據(jù)經(jīng)串口上傳到上位機(jī)中用來計算血壓值。系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)如圖2所示。

圖2 系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)Fig. 2 System hardware structure

2.1.1 天線模塊

裝置采用的天線的頻率為300 MHz，輸入阻抗為50 Ω，駐波比小于2，增益為1.5 dBi，極化方向為垂直方向，輻射方向為全向，天線尺寸為120 mm×45 mm，溫度范圍為-40℃～+60℃。該天線性能穩(wěn)定，不易受外界影響，在空曠帶的傳輸距離完全滿足系統(tǒng)設(shè)計的需要。微處理器控制射頻信號為納秒級，天線接收信號時需要考慮環(huán)境噪聲和系統(tǒng)噪聲造成的影響[17]。裝置采用三端天線，其中一端是發(fā)射端，另外兩端是接收端。

2.1.2 測試信號產(chǎn)生模塊

測試信號產(chǎn)生模塊主要有FPGA和DAC3484芯片等組成。FPGA具有高效的運(yùn)算處理能力?？刂菩酒鶕?jù)脈寬調(diào)制信號產(chǎn)生測試信號。其中DAC3484是TI半導(dǎo)體公司的四通道高速數(shù)模轉(zhuǎn)換器，每個通道都可以完成16位數(shù)字信號到模擬信號的轉(zhuǎn)換，其采樣率可以達(dá)到1.25 GSa/s。DAC3484有一個16位的LVDS數(shù)據(jù)總線，F(xiàn)IFO，數(shù)據(jù)模式檢查和奇偶校驗位。該芯片包括2～16倍的數(shù)字插值濾波器，具有超過90 dB的阻帶衰減，每通道獨立的數(shù)字混頻器，抵抖動時鐘乘法器和正交調(diào)制校準(zhǔn)器（QMC）。

2.1.3 信號接收模塊

信號接收模塊主要由SF3239芯片和TQP3 M9036芯片組成，其中SF3239芯片是一款低通的聲表面波傳感器，具有低浮動脈動的特性，能夠用來提取信號并消除有用波段外的信號，可用的通帶帶寬為2 MHz。芯片的工作中心頻率為300.5 MHz。TQP3 M9036芯片的工作帶寬為100～2 000 MHz，具有超低的噪聲系數(shù)。

2.1.4 數(shù)據(jù)信號處理模塊

數(shù)據(jù)信號處理模塊主要由單片機(jī)和信號處理芯片ADS1292組成，單片機(jī)控制芯片對信號進(jìn)行處理。ADS1292常作為醫(yī)療測量儀器內(nèi)部的生物電勢測量芯片，動態(tài)心電圖（Holter）、自動體外除顫器和遠(yuǎn)程醫(yī)療等設(shè)備中都采用了該芯片。該芯片具有高精度、同步、多通道信號采集等優(yōu)點。其良好的集成度和性能可以大大減小尺寸和功耗。ADS1292的應(yīng)用電路如圖3所示。

2.1.5 信號混合器模塊

信號混合器模塊主要由LT5506芯片組成，將反射信號從300 MHz高頻降到近似零頻，有利于后續(xù)信號處理。LT5506是一個單片集成的正交解調(diào)器，工作頻率范圍為40～500 MHz，具有可變增益放大器（VGA），專為低壓運(yùn)行而設(shè)計。其典型電路如圖4所示。

圖3 ADS1292 的應(yīng)用電路圖Fig. 3 Application circuit diagram of ADS1292

2.2 軟件部分

裝置中軟件部分包括三部分內(nèi)容：測試信號產(chǎn)生模塊中FPGA的代碼采用Verilog HDL語言進(jìn)行編寫，數(shù)據(jù)處理模塊中單片機(jī)的代碼采用C語言編寫并在Linux操作系統(tǒng)下的gcc編譯器中進(jìn)行編譯，上位機(jī)算法模型采用MATLAB運(yùn)行。前兩部分組成的下位機(jī)軟件系統(tǒng)主要用于產(chǎn)生特定參數(shù)的射頻信號，以及處理和上傳從前端電路模塊讀入的信號數(shù)據(jù)，其軟件工作流程如圖5所示。上位機(jī)軟件部分用于算法模型的建立及根據(jù)下位機(jī)上傳的數(shù)據(jù)計算血壓值，其工作流程如圖6所示。

3 數(shù)據(jù)測量分析

為了驗證系統(tǒng)的各項性能，采用袖帶式電子血壓計（可孚）進(jìn)行對比實驗。參與測試人員在測量前1～2小時之內(nèi)不要有劇烈運(yùn)動。在使用本系統(tǒng)進(jìn)行測量時，須將設(shè)備靠近待測人員的胸前，以減小外部干擾造成的誤差。測量過程中，待測人員不能移動位置且不能有大幅動作，以免影響測量結(jié)果，單次測量時間在1 min左右。使用電子血壓計測量過程中，須保持手臂與心臟在同一水平高度，同時待測人員靜坐，單次測量時間也在1 min左右。采用本文裝置采集到的兩路脈搏波數(shù)據(jù)擬合后的波形如圖7所示。

圖4 LT5506 典型電路圖Fig. 4 Typical circuit diagram of LT5506

圖5 下位機(jī)軟件工作流程圖Fig. 5 Work flow chart of down computer software

圖6 上位機(jī)軟件工作流程圖Fig. 6 Work flow chart of PC software

圖7 兩路脈搏波信號波形圖Fig. 7 Waveform of two-path pulse wave signal

采用本文裝置和電子血壓計測得的數(shù)據(jù)如表1所示。舒張壓和收縮壓測量值由本文裝置測得，對比值由可孚電子血壓計測得，由于本次測試的裝置算法沒有考慮心率、血管壁彈性、環(huán)境等因素的影響，所以測量結(jié)果不是特別理想，在后續(xù)工作中，將結(jié)合這些可能對測量結(jié)果有影響的因素改進(jìn)算法模型，以提高裝置的準(zhǔn)確性和穩(wěn)定性。

表1 測試結(jié)果比較Tab. 1 Comparision of test results

4 結(jié) 論

本文主要介紹了一個采用射頻信號檢測心血管血壓的系統(tǒng)，基于電磁波在傳播過程中發(fā)生的多普勒頻移原理設(shè)計非接觸式心血管血壓測量裝置，為心血管血壓測量提供了新的方法。裝置采用以FPGA和精簡指令集微處理器為核心、結(jié)合射頻信號收發(fā)系統(tǒng)組成的硬件系統(tǒng)以及自行設(shè)計的算法模型，來滿足對心血管血壓值的非接觸式測量需求。目前采用的算法模型考慮的因素比較少，后期將會考慮動脈硬化指數(shù)（TDB）、脈搏波強(qiáng)度比（PIR）等的影響。測量結(jié)果的準(zhǔn)確性不是很高，后續(xù)我們會繼續(xù)完善硬件系統(tǒng)和算法模型，來提高裝置的各項性能指標(biāo)，實現(xiàn)對心血管血壓值的非接觸式準(zhǔn)確測量。