由于现在普遍采用的无创血压测量方法（听 诊法或电子血压计）无法摆脱充气袖带的束缚和 压力不断变化对人体的影响，长时间测量会给测 试者带来不适感，而且无法实现血压的逐拍连续 测量；因此近年来利用脉搏波传播时间（ pulse wavert ansit time，PWTT）连续无创测量血压成为 国内外学者研究的一个热点［１ －３］ ．目前 PWTT 主 要是通过心电图（ECG）中特征点与脉搏波中特 征点的时间差值求得［２ －６］ ，这就要求必须获得测试者的心电信号，因此对心电信号的稳定性以及 设备的便携性提出了要求．
为了克服以上两种方法的不足，本文设计了 一种基于光电容积（Photoplethysmorg aphy，PPG） 脉搏波和安卓平台计算显示的血压采集器。
一 基本原理
脉搏波传输时间是指脉搏波在体内动脉树中从一点传播到远心端另外一点所用的时间，其与 动脉压有关，也与血管容积和血管壁弹性量有 关 ．Chen 和 Chua 提出收缩压 SBP 与脉搏 波传播时间呈如下线性关系：
SBP ＝a ＋b ×PWTT． （1）
式中 a， b 为待定系数，反映不同血管生理状况下 血压的变化，可以在血压变化的情况下通过拟合 得到．因此只要事先通过拟合得到式(1)中的系 数，就可以通过检测 PWT T 来计算血压．
PWTT主要是通过心电图中特征点与光电容 积脉搏波中特征点的时间差值求得，但这要求血 压被测者同时佩戴 ECG 与 PPG 传感器，操作不 便，所以本文对仅从 PPG 传感器提取 PWTT 进行 了研究．
对原始脉搏波进行二次差分后得到的加速脉 搏波反映的是推动血液的力的变化．心脏收缩时 ， 动脉血被推进到毛细血管， 其瞬间压力使毛细血 管迅速扩张，表现为加速脉搏波的上升阶段，从而 形成了加速脉搏波的第一个尖峰，如图 １ 中 A 点；然后血液从毛细血管流入静脉，导致波形快速 下降．同时，由于静脉血流量迅速增大，静脉血管 受力的同时会将一部分血液重新送回毛细血管， 从而形成第二个尖峰（图 １ 中 C 点）．同样的过程 会反复几个周期，随着血管弹性压力的减小，波形 逐渐趋于平缓．A 点和 C 点的时间可以反映 PWTT，且压力越大，A 点与 C 点之间的时间越 短，本文以其作为 PWTT 进而测量收缩压．
二 系统设计
2.1 硬件设计
通过发射红光的透射式血氧探头采集 PPG 脉搏波信号；由血氧探头采集到的 PPG 信号微 弱，为精确提取有用信号，需要对微弱信号进行初 级放 大 （ 选 用 美 国 Analog Devices 公 司 的AD６２０AN 模拟放大芯片）．初级放大倍数不宜过 大，否则将导致有用信号被噪声淹没，放大倍数一 般取 ７ 倍左右．采集的 PPG 信号频率与人体的脉 搏跳动频率相同，使用二阶高通滤波器可以滤除 噪声部分较大的直流分量．设定高通滤波器截止 频率为 ０畅５ Hz，可以保留有用信号而将直流分量 滤除．滤波器的级联将使截止频率处的滚降特性 更明显，所以使用 ３ 个二阶低通滤波器级联，以增 强滤波效果．由于 PPG 脉搏波信号频率一般在 １ ～２ Hz 范围内，所以使用低通滤波器将大于 １０ Hz的信号全部滤除．PPG 信号在经过初级放大 与高、低通滤波后，输出信号的噪声含量很少，但 信号幅度也比较小．由于信号最终经过单片机进 行A D 转换，所以需要将信号进行二级放大， 并且 将信号平移到 ０ ～５ V 范围内．二级放大倍数在 ７００ 倍左右，放大倍数可调．
通过A Tmega１２８ 单片机进行A D 转换，采样 频率为 ２００ Hz．为了将单片机采集到的数据发送 到手机上，系统加入了自行设计的蓝牙串口模块． 蓝牙串口模块采用 CSR 公司的 BlueCore４ － Extre nal 蓝牙芯片，V２畅０ 协议标准，串口透明传 输，可以实现单片机与手机的蓝牙传输．本系统传 输时采用蓝牙模块作为从机，安卓手机作为主机， 系统结构如图 ２ 所示.
2.2 安卓客户端的设计
安卓手机客户端采用 eclipse（Heliso Service Release ２）与 Android －SDK 开发，主要实现蓝牙 通 信 与 收 缩 压 计 算 两 部 分 功 能 ．使 用 Bleu toothAdapter 类，能够在A ndrodi 设备上查找 周边的蓝牙设备进行配对，然后开始互连；连接后 的设备将会共享同一个 RFCOMM 通道，以便互 传数据．手机界面如图 ３ 所示.
加速脉搏波中的 A 点提取如图 ４ 所示，通过 自适应阈值的方法求得周期与检测极大极小值对 时所需要的幅值与时间限制．检测出的极大值即 为 A 点，极小值点即为邻近 A 的波谷点，在波谷 点后半个周期内寻找最大值点，即为 C 点．收缩 压根据 A 点与 C 点之间的时间与训练时期拟合 的线性方程求得．
三 实验与样机性能测试
采用本样机结合 Matlab，对 ８ 名志愿者（全 部为男性，年龄２２ ～３０ 岁）进行测试和分析，分两 阶段进行．第一阶段为训练期，目的是分别得到每 名测试者的回归方程．此阶段在 ３ 天内分别同步 采集 ８ 名受试者在运动后喝、 咖啡后 、早晚间等不 同时段、不同状态的血压与 PWTT（即图２ 中 A 与C 的间隔时间）２６ 组，并拟合出测量收缩压的线 性公式．此阶段的血压采集采用 OMRON HEM － ７２００ 袖 带 式 电 子 血 压 计， 采 用 本 样 机 提 取 PWTT．第二阶段为对照阶段，目的是测试样机和 电子血压计测量的收缩压的一致性．同样在 ３ 天 内用电子血压计与本样机同步采集 ２６ 组血压值． 测试者 １ 训练阶段与对照阶段的实验数据如表 １ 所示．
相关系数 R*R ＝0.6887， 标准误差 RMSE ＝７.082 mmHg．
为了比较本系统与电子血压计测量收缩压的 一致性，采用 Bland －Altman 比值法对两种方法 进行比对．
Bland －Altman 方法的基本思想是计算出两 种测量结果的一致性界限，并用图形的方法直观 地反映这个一致性界限 ，如图 ６ 所示．最后可 以根据血压测量的实际状况，得出两种测量方法 是否具有一致性的结论．
在图 ６ 中，横轴表示两种方法每次测量收缩 压的平均值，纵轴表示两种方法每次测量收缩压 的比值；图中上下两条水平虚线代表 ９５％一致性 界限的上下限．从图中可以看到，对于收缩压的测 量，本文方法与袖带式电子血压计测量方法具有 较好的一致性，可以作为一种无创便携的收缩压 测量方法．针对各个测试者的实验结果均具有较 好的一致性．本文方法应用的前提是必须对血压 测量者进行训练，以得到回归方程．由于舒张压与 PWTT 并没有直接关系，因此没有对舒张压进行 讨论．
四 结 语
提出并设计实现了一种只利用光电容积脉搏 波测量收缩压的便携方案．采用自适应阈值提取 加速脉搏波特征点，并对个人进行训练得到收缩 压拟合方程．实验结果表明，通过回归方程得到的 数据与袖带式电子血压计测量的收缩压具有较好 的一致性．