無(wú)袖帶血壓測(cè)量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計(jì)

1、河南科技大學(xué)課 程 設(shè) 計(jì) 說 明 書課程名稱 醫(yī)學(xué)儀器綜合課程設(shè)計(jì) 題 目 無(wú)袖帶血壓測(cè)量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計(jì) 院 系 醫(yī)學(xué)技術(shù)與工程學(xué)院班 級(jí) 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(jì)任務(wù)書（指導(dǎo)教師填寫）課程設(shè)計(jì)名稱 醫(yī)學(xué)儀器綜合課程設(shè)計(jì) 學(xué)生姓名 王俊 專業(yè)班級(jí) 醫(yī)療器械1201班 設(shè)計(jì)題目 無(wú)袖帶血壓測(cè)量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計(jì) 一、 課程設(shè)計(jì)目的1了解血壓檢測(cè)的醫(yī)學(xué)原理和意義；2了解國(guó)內(nèi)外血壓檢測(cè)方法和現(xiàn)狀；3理解血壓檢測(cè)電路原理；4. 熟悉電路圖設(shè)計(jì)方法。二、 設(shè)計(jì)內(nèi)容、技術(shù)條件和要求1學(xué)習(xí)生理信號(hào)檢測(cè)的基礎(chǔ)知識(shí)，

2、深入理解血壓檢測(cè)電路的設(shè)計(jì)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(jì)有關(guān)規(guī)范，按時(shí)、獨(dú)立完成課程設(shè)計(jì)說明書。三、 時(shí)間進(jìn)度安排第1周：查閱資料，實(shí)現(xiàn)設(shè)計(jì)內(nèi)容；第2周：整理資料，撰寫課程設(shè)計(jì)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(jì)原理，北京：科學(xué)出版社，2005，52、王保華，生物醫(yī)學(xué)測(cè)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(cè)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(jì)，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(jì)，武漢：華中科技大學(xué)出版社，2004年 6. 齊頌揚(yáng)，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(cè)量方法的發(fā)展趨勢(shì)2第二章 無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法及原理22.1 容積補(bǔ)償法22.2 脈搏波測(cè)定原理22.3 脈搏波測(cè)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(jì)44.1 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)44.2 系統(tǒng)主要硬件設(shè)計(jì)44.3 采集到的數(shù)據(jù)5第五章 脈搏波特征點(diǎn)的提取6第六章 脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈血壓關(guān)系的建模76.1

4、脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的計(jì)算76.2 模型的建立86.3 建模結(jié)果9第七章 系統(tǒng)測(cè)試與分析107.1 測(cè)試方法107.2 測(cè)試結(jié)果117.3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析11第八章 總結(jié)11無(wú)袖帶血壓測(cè)量電路與血壓波形顯示模塊的設(shè)計(jì)基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的無(wú)袖帶血壓測(cè)量?jī)x設(shè)計(jì)設(shè)計(jì)者：王俊摘要：設(shè)計(jì)了一種無(wú)袖帶血壓測(cè)量?jī)x器,它主要由脈搏波測(cè)量、數(shù)據(jù)處理、特征點(diǎn)的提取和數(shù)學(xué)建模4個(gè)部分組成。單片機(jī)將脈搏波測(cè)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(diǎn),計(jì)算出脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間,并建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓之間的模型關(guān)系,從而實(shí)現(xiàn)無(wú)袖帶血壓測(cè)量。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,血壓測(cè)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(wú)袖帶;血壓測(cè)量;特征點(diǎn);脈搏波傳導(dǎo)時(shí)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(cè)量動(dòng)脈血壓,但無(wú)法跟蹤測(cè)量動(dòng)態(tài)血壓變化。而采用動(dòng)脈插管法雖然能連續(xù)的跟蹤測(cè)量血壓,且測(cè)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(shí)間長(zhǎng)、有創(chuàng)等,且被測(cè)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(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓檢測(cè)是通過對(duì)相關(guān)特征信號(hào)進(jìn)行分析處理來(lái)間接獲得血壓值,對(duì)人體無(wú)創(chuàng)傷,更

6、適合在科研和臨床中廣泛使用。容積補(bǔ)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(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法。與容積補(bǔ)償法、脈搏波特征參數(shù)法相比,脈搏波波速法對(duì)傳感器定位要求低,測(cè)量誤差較小,不適感較少,是一種比較理想的無(wú)創(chuàng)連續(xù)測(cè)量血壓方法。1.1、連續(xù)血壓測(cè)量方法的發(fā)展趨勢(shì)連續(xù)血壓測(cè)量方法的出現(xiàn)，使斷續(xù)血壓測(cè)量是單次測(cè)量時(shí)間長(zhǎng)（約一分鐘）的問題得到解決，實(shí)現(xiàn)了血壓的每搏測(cè)量，它不僅可以測(cè)量血壓的慢變化，而且可以監(jiān)測(cè)血壓的快變化（從一個(gè)心動(dòng)周期到下一個(gè)心動(dòng)周期）。解決了受試者心率失常時(shí)，血壓測(cè)量的問題，這對(duì)于分析受試者期前收縮時(shí)的血壓變化及監(jiān)測(cè)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(cè)量

7、方法的發(fā)展趨勢(shì)是進(jìn)一步改進(jìn)測(cè)量方法，提高精度、改善測(cè)量舒適性、使用方便性和可靠性等。二、無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法及原理2.1、 容積補(bǔ)償法容積補(bǔ)償法最早由Penaz于1973年提出，通過袖帶內(nèi)預(yù)置的參考?jí)毫κ莿?dòng)脈處于去負(fù)荷狀態(tài)，同時(shí)采用伺服系統(tǒng)補(bǔ)償由于動(dòng)脈內(nèi)壓的變化引起的動(dòng)脈容積變化，使動(dòng)脈容積維持去負(fù)荷動(dòng)脈容積狀態(tài)，此時(shí)袖套內(nèi)壓等于動(dòng)脈內(nèi)壓，因此可通過測(cè)量袖套內(nèi)壓間接測(cè)量動(dòng)脈血壓。它是目前較成熟的連續(xù)血壓測(cè)量方法。市場(chǎng)上銷售的產(chǎn)品多采用這種測(cè)量原理。但該方法在長(zhǎng)時(shí)間測(cè)量時(shí)受靜脈充血影響較大，當(dāng)血管收縮節(jié)律較大時(shí)，將影響脈搏描記計(jì)的輸出波形致使參考血壓的設(shè)置困難，影響測(cè)量精度；由于需要在被測(cè)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(lái)補(bǔ)償參考?jí)毫?，致使測(cè)量裝置復(fù)雜，使用時(shí)給受試者帶來(lái)不便。2.2、 脈搏波測(cè)定原理心室射血產(chǎn)生的壓力搏動(dòng)沿動(dòng)脈樹傳播，速度由動(dòng)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(dòng)脈)中的不可壓縮的液體，能量的傳播主要是在動(dòng)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(dòng)脈壁硬度。一般說來(lái)，動(dòng)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(dòng)脈僵硬度增加不僅與冠心病的危險(xiǎn)有關(guān)，而且與癡呆等認(rèn)知功能有關(guān)。PwV的檢測(cè)簡(jiǎn)單、無(wú)創(chuàng)，具有可重復(fù)性，操作人員不需要長(zhǎng)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(cè)定方法PwV的測(cè)定是通過測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和兩個(gè)記錄部位的距離求得：計(jì)算公式為：PwV (ms)=Lt(L：距離，兩個(gè)探測(cè)器間的距離；t：傳導(dǎo)時(shí)間，兩個(gè)波形的時(shí)間差)，PwV 常測(cè)定10個(gè)連續(xù)搏動(dòng)，包括一個(gè)完整的呼吸周期。隨著自動(dòng)測(cè)量PwV裝置研制成功，現(xiàn)在操作時(shí)只需將受試者基本資料以及測(cè)定兩點(diǎn)部位的體表距離輸入計(jì)算機(jī)，即可得連續(xù)波形，選擇記圖形良好的1015個(gè)數(shù)值，取其平均值即是受試者的 PWV 測(cè)值。目前,國(guó)內(nèi)外對(duì)脈搏波信號(hào)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(hào),但它的耦合的方式會(huì)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(lái)間接的獲取脈搏信號(hào),但是大多數(shù)的脈搏波采集系統(tǒng)主要用于計(jì)算血氧飽和度,對(duì)脈搏波信號(hào)的分析處理能力較弱,不能準(zhǔn)確計(jì)算出脈搏波信號(hào)峰值點(diǎn)。用壓電傳感器來(lái)實(shí)現(xiàn)脈搏波信號(hào)的提取。本文根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓成負(fù)相關(guān)的特性而提出,利用壓電傳感器對(duì)人體不同部位的脈搏信號(hào)進(jìn)行同步采集,然后單片機(jī)將脈搏波測(cè)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(diǎn)并計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間,最后通過建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓之間的模型關(guān)系,實(shí)現(xiàn)無(wú)袖帶血壓測(cè)量。這種方法測(cè)量設(shè)備體積小,易于攜帶,且使被測(cè)者徹底擺脫了氣囊體的束縛,提高了舒適感,能夠長(zhǎng)時(shí)間進(jìn)行無(wú)袖帶連續(xù)血壓測(cè)量。 三、脈搏波

11、與血壓之間的關(guān)系 動(dòng)脈血管壁的緊張程度對(duì)脈搏波傳播速度起決定作用。當(dāng)血壓比較高時(shí),動(dòng)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(shí),動(dòng)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(guó)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(shí)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(shí)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(shí)間之間的關(guān)系: 式中: P為動(dòng)脈血壓變化值, T為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間, 是表示血管特征的一個(gè)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(shí)間成正比,而同一個(gè)人在短時(shí)間之內(nèi)的血管彈性不會(huì)發(fā)生大的改變。所以通過測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間(PTT),就能間接地計(jì)算出動(dòng)脈血壓的變化量。四、系統(tǒng)整體設(shè)計(jì)4.1、系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)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(chǔ)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(jì)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(cè)量不同部位的脈搏信號(hào)。本文測(cè)量的2路脈搏波信號(hào)分別為肱動(dòng)脈和橈動(dòng)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(bǔ)償元

13、件、感溫元件、信號(hào)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(zhǎng)等特點(diǎn)。該系列脈搏傳感器具有完善的信號(hào)調(diào)理功能，用戶在使用時(shí)后級(jí)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(hào)，常用于脈搏波分析系統(tǒng)。主要特點(diǎn)：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(zhǎng)。2)加法器 因?yàn)檫x用的脈搏傳感器輸出信號(hào)存在負(fù)值,為了便于A/D芯片的采集,設(shè)計(jì)一個(gè)同相加法器電路將所獲得的脈搏信號(hào)向上平移,保證輸出信號(hào)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(hào)即2路脈搏傳感器輸出的

14、信號(hào),加法器的輸出信號(hào),直接和A/D芯片的輸入信號(hào)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(gè)10位的串行A/D芯片TLC1549對(duì)兩路脈搏信號(hào)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(duì)兩路信號(hào)連續(xù)采集10s,采集點(diǎn)數(shù)為5000個(gè)點(diǎn),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(gè)時(shí)鐘,故PD6輸出的時(shí)鐘不得小于5kHz,在此時(shí)鐘的控制下,由單片機(jī)的PD4和PD5分別讀取兩路信號(hào)的數(shù)據(jù)。 4)數(shù)據(jù)存儲(chǔ)設(shè)計(jì)一個(gè)儲(chǔ)存器，用來(lái)儲(chǔ)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(dòng)脈和肱動(dòng)脈的原始波形如圖2所示,T為2路脈搏波波形傳導(dǎo)時(shí)間差。五、脈搏波特征點(diǎn)的提取圖2為采集的人體標(biāo)準(zhǔn)脈搏波信號(hào),選取脈搏波主峰Cx1、Cx2點(diǎn)作為脈搏波的特征點(diǎn)。預(yù)選原始信號(hào)法,濾波法和小波分解法3種脈搏波特征點(diǎn)提取的方法。由于硬件電路所采集的信號(hào)干擾較弱,對(duì)特征點(diǎn)的提取干擾極小,且原始信號(hào)法對(duì)信號(hào)的預(yù)處理最為簡(jiǎn)潔,又較完整保留了脈搏波信息,特征點(diǎn)更易分辨,經(jīng)過試驗(yàn),原始信號(hào)法提取的特征點(diǎn)最為準(zhǔn)確,所以本文選用原始信號(hào)法進(jìn)行脈搏波特征點(diǎn)的提取。原始信號(hào)法就是使用sort函數(shù)對(duì)信號(hào)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(gè)坐標(biāo)作為首個(gè)特征點(diǎn)，依次選取下一個(gè)坐標(biāo)點(diǎn)

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

17、路信號(hào)特征點(diǎn)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(jì)算相應(yīng)的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間:PTT=m*Ts （6）式中:PTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間,m為特征點(diǎn)坐標(biāo)差值,Ts為采樣間隔,本設(shè)計(jì)中Ts=2ms。6.2、模型的建立利用多項(xiàng)式擬合法建立脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈血壓的模型關(guān)系。任意一個(gè)函數(shù)可按泰勒(Taylor)級(jí)數(shù)展開為一個(gè)多項(xiàng)式，即：（x：a0，a1an）=a0x+a1x+anx （7）所以采用多項(xiàng)式擬合脈搏波傳導(dǎo)時(shí)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(jì)算得到的特征點(diǎn)坐標(biāo)差值一一對(duì)應(yīng)存入txt文檔中,讀入文件并將收縮壓,舒張壓,特征

18、點(diǎn)坐標(biāo)差值分別存入3個(gè)數(shù)組中,并以脈搏波傳導(dǎo)時(shí)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(xiàng)式擬合和五次多項(xiàng)式擬合,求出各項(xiàng)系數(shù),畫出擬合曲線,并將擬合結(jié)果與實(shí)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(shí)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(shí)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(shí)

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

20、模型的實(shí)驗(yàn)結(jié)果如表2所示。 測(cè)試時(shí),每次由柯氏音聽診法測(cè)得1組數(shù)據(jù),每組數(shù)據(jù)與儀器連續(xù)測(cè)得的3次數(shù)據(jù)的平均值進(jìn)行比對(duì),得出測(cè)量誤差。表2脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓關(guān)系模型的實(shí)驗(yàn)結(jié)果(同一位測(cè)試者連續(xù)10次)7.2、測(cè)試結(jié)果經(jīng)計(jì)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(shí)驗(yàn)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(shí)間與血壓關(guān)系的模型測(cè)試時(shí)時(shí),誤差來(lái)源主要有2點(diǎn):1)在進(jìn)行擬合時(shí),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(shí)間與血壓的關(guān)系存在個(gè)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(cè)試者時(shí),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(hào)的測(cè)量,所設(shè)計(jì)的同相加法器電路將所獲得的脈搏信號(hào)向上平移,使所有信號(hào)電壓幅值在A/D要求范圍內(nèi),采用兩個(gè)1