引　言

早在1989年，Horsten等^[1]已经以可变形乳胶管内脉搏波的传播为模型，对脉搏波在动脉内的传播进行了实验和理论分析。管壁的黏弹性行为对压力脉冲的阻尼起主导作用。1995年，Volobuev^[2]研究了弹性薄壁管内流体流动的物理数学性质，推导并求解了描述弹性薄壁管内流体流动的非线性方程，并且讨论了用弹性薄壁管模型描述大血管血流的适用性。

脉搏波传导速度（PWV）是指脉搏波由动脉的特定位置沿管壁传播至另一特定位置的速率，是一个用来反映动脉弹性及可扩张性的非侵入性指标^[3]，或者说脉搏波速率等于两个待测试点间的距离除以脉搏波传导时间（PWTT），主动脉血管的硬化会导致脉搏波传导时间缩短，脉搏波传导速率加快。PWV值越高表明血管壁弹性越弱，PWV值越低表明血管壁弹性越强。

现有血压测量方法主要有听诊法、示波法、动脉扩张、容积补偿法和超声法等方法^[4-5]。这些方法需要复杂的测试设备和较高的传感器定位要求，不利于长时间连续血压测量，而且对于婴儿、老人和烧伤患者等特殊人群来说极不方便。本文提出的装置采用射频信号，能够实现非接触式测量。基于脉搏波传导时间的血压测量主要是根据脉搏波传导时间/传导速率与血压间具有的相关性建立起来的数学模型来进行血压值的测量。这种测量方法是一种间接式测量方法^[6]。射频信号能够穿透衣物等非金属物质直达心脏，提供更好的测量准确性，而且设备简单，特别有利于长时间的血压监测，具有广泛的应用前景^[7]。

当射频信号传播到人体时，在人体皮肤和空气界面，以及不同人体组织交界面引起的电磁波反射和折射不同^[8-10]。人体组织的电学性能决定了电磁波发生反射和进入更深组织的比例以及在不同组织中的衰减程度，现有的非接触式生命体征检测技术在不接触生命体的情况下测量生命体的呼吸、心跳等参数，然后根据算法可以得到人体的健康状况甚至是心情好坏状态^[11]。非接触式生命体征检测手段包括红外、视频、静电场、气体成分、超声波、电磁波等。本文采用的基于射频原理的检测装置，不易受到天气、温度、光照等环境因素影响，有较强的穿透能力。基于射频原理的体征检测技术有生理学方面的基础。在生理学上，心跳和呼吸过程中的心肺活动会引起胸壁运动^[12]，动脉血管里的血流速度将会随着心脏的跳动出现变化，接收射频信号的天线能够检测因为血液流速变化造成的射频信号的传输时间。基于射频原理的体征检测技术也有电磁学方面的基础，射频信号传播到生物体，会在生物电介质表面产生反射波和折射波，满足光的反射和折射定律。其中反射波是被反射面反射到传播控件的电磁波，这部分电磁波可以被生物雷达天线有效接收。

1 测量原理

心脏的间歇性射血将会在动脉血管中产生脉搏波^[10]，脉搏波流经血管中的微动脉、毛细血管和微静脉等血管时，血管中血流速度、流量、血管的横截面积以及血管壁两端的压力等都会发生变化。使用射频信号探测人体的胸壁运动，可以得到心跳、呼吸运动引起的振动信息，从这些信息中分析获得人体体征。

采用多普勒雷达探测原理，采集多普勒频移信号，计算体征参数。天线发射的射频信号到达待测目标，同时接收目标反射回的信号，根据反射信号与发射信号的频率和相位变化，就可以得到反映目标速度、位移信息的微动信号。使用射频探测天线探测人体的胸壁运动^[13]，得到心跳、呼吸活动引起的振动信息，从而分析人体特征。

假设信号产生模块产生典型的连续辐射信号，在不考虑幅度影响的前提下，发射信号的形式如下：

$T\left( t \right) = \cos \left[ {2\pi ft + \phi \left( t \right)} \right]$

(1)

式中：f表示信号的振荡频率；ϕ（t）表示振荡器的相位噪声，这里信号的相位受到多种因素的影响。假设目标与雷达天线距离为d₀，x（t）为被测试者的胸部移动范围，则单程的天线与接收者之间的距离为d（t）=d₀+x（t）。天线到胸壁的距离也将产生时间的消耗，由于信号在传输过程中胸壁运动也在进行，天线到胸壁的距离在反射时刻为d[ t-d（t）/c] 。所以往返一次的延迟时间t_d可以表示为

${t_{\rm d}} = \dfrac{{2{{d}}\left[ {t - \frac{{d\left( t \right)}}{c}} \right]}}{c}$

(2)

发射信号遇到被测试者的胸部反射回来，被天线接收后，反射信号的模型可以表达为

$R\left( t \right) = {\rm cos}[2\pi ft - 4\pi d/\lambda - 4\pi x\left( t \right)/\lambda + \phi \left( {t - 2d/c} \right)]$

(3)

式中： $\lambda $ =c/f表示信号的波长；c是信号的传播速度。由式（3）可以看出，反射信号与发射信号十分相似，其中心肺活动周期T远大于d₀/c，且胸壁运动位移x（t）远小于d₀。

由式（3）可以看出，接收信号中多了受到目标距离d₀作用的时间延迟，且相位也受到周期运动的目标x（t）的调制。将发射信号与反射信号进行混频后，再经过低通滤波器、模数转换后得到的信号就可以反映胸腔运动所包含的信息，利用多普勒原理从探测到的胸腔运动中得到脉搏波传导的信息。

通过脉搏波波速测量血压的方法是现在比较流行的方法，本文提出的装置也是采用基于脉搏波速度的血压测量方法，射频信号采用可以探测人体体征的300 MHz左右的电磁波信号。射频信号具有高的穿透性、稳定性，接收天线接收到的反射信号被还原为脉搏波波形，然后进行特征提取，计算得到脉搏波传导时间。射频信号可以穿透非金属的衣物直达人体内部，可以在不与患者接触的情况下进行测量^[14]，这是超声波信号无法比拟的。射频信号相对于普通的用于医疗检测的光信号更加稳定，方向性更强，可以携带更多的信息。

根据脉搏波传导时间估计血压（BP），主要利用的是Moens-Korteweg的研究^[15]，

${\rm BP} = \dfrac{1}{\gamma }\left({\ln \dfrac{{\rho d{S^2}}}{{h{E_0}}} - 2\ln {\rm PWTT}}\right)$

(4)

一般情况下，血管的弹性模量E₀、特征参量γ，以及血液密度ρ在一段时间内是不变的，忽略血压改变时动脉血管内径d和血管壁厚度h的影响，可以得到在人体等效长度为D的动脉血管中脉搏波传导速度与血压计算公式为

${\rm B{P_{Sys}}} = {a_1}{\text{·}}{\rm PWV} + {b_1}$

(5)

${\rm B{P_{Dio}}} = {a_2}{\text{·}}{\rm PWV} + {b_2}$

(6)

式中a₁、a₂、b₁、b₂都是待确定的参数。测量多组脉搏波传导速度，同时利用标准血压计测出其对应的血压值，从而求出a₁、a₂、b₁、b₂值。本文装置采用的天线的总长度为120 mm，宽为45 mm，其中两个接收天线的中心距离为4 cm。因为设备需要贴近身体，所以采用天线的中心距离为两个待测试点的距离D，PWV为两个待测试点的间距除以脉搏波传导时间：

${\rm PWV} = D/{\rm PWTT}$

(7)

本文采用最小二乘法拟合出PWV与收缩压和舒张压的关系，确定设备中由脉搏波传导速度计算血压值的系数，取a₁=83.132，a₂=−3 220.229 7，b₁=35.784 7，b₂=−1 366.339 7。

采用对脉搏波特征参数与血压变化进行线性回归分析的方法建立血压与脉搏波特征参数之间的方程，从而实现血压绝对值的测量，但该方程不能从本质上反映脉搏波与血压变化的相关关系，采用线性回归方程的方法也无法准确反映血压的变化。

本文装置采用的是Maguire提出的两路探测信号同步测量方案^[16]。这可以有效地避免心脏射血期间给脉搏波传导时间测量造成的影响。测量方案如图1所示。

由图1可以看出，发射天线发射的测量信号分为两路，以辐射形式连续发射，到达待测物体后反射，由第一接收天线和第二接收天线分别接收反射信号。由多普勒原理可知，当一个人的运动状态发生变化时，测量信号传播到待检测对象的角度会改变，测量位置也会改变，从而导致反射信号的波形和接收到的频率发生改变。我们可以利用这些反射信号和测量信号进行处理得到脉搏波形，从波形中得到心率、血压、动脉硬化程度和血管反射指数等参数。

2 系统整体设计 2.1 硬件部分

装置主要由测试信号产生模块、数据信号处理模块、上位机模块、信号延时模块、信号混合器以及天线等模块组成。测试信号产生模块产生特定参数的射频信号，然后将该信号通过天线定向发射出去，信号到达待测点后会发生反射，反射信号由两路接收天线接收，信号混合器将接收模块初步处理的反射信号与发射信号进行混合后传输到数据信号处理模块，数据处理模块将处理后的数据经串口上传到上位机中用来计算血压值。系统硬件结构如图2所示。

2.1.1 天线模块

装置采用的天线的频率为300 MHz，输入阻抗为50 Ω，驻波比小于2，增益为1.5 dBi，极化方向为垂直方向，辐射方向为全向，天线尺寸为120 mm×45 mm，温度范围为−40℃～+60℃。该天线性能稳定，不易受外界影响，在空旷带的传输距离完全满足系统设计的需要。微处理器控制射频信号为纳秒级，天线接收信号时需要考虑环境噪声和系统噪声造成的影响^[17]。装置采用三端天线，其中一端是发射端，另外两端是接收端。

2.1.2 测试信号产生模块

测试信号产生模块主要有FPGA和DAC3484芯片等组成。FPGA具有高效的运算处理能力。控制芯片根据脉宽调制信号产生测试信号。其中DAC3484是TI半导体公司的四通道高速数模转换器，每个通道都可以完成16位数字信号到模拟信号的转换，其采样率可以达到1.25 GSa/s。DAC3484有一个16位的LVDS数据总线，FIFO，数据模式检查和奇偶校验位。该芯片包括2～16倍的数字插值滤波器，具有超过90 dB的阻带衰减，每通道独立的数字混频器，抵抖动时钟乘法器和正交调制校准器（QMC）。

2.1.3 信号接收模块

信号接收模块主要由SF3239芯片和TQP3 M9036芯片组成，其中SF3239芯片是一款低通的声表面波传感器，具有低浮动脉动的特性，能够用来提取信号并消除有用波段外的信号，可用的通带带宽为2 MHz。芯片的工作中心频率为300.5 MHz。TQP3 M9036芯片的工作带宽为100～2 000 MHz，具有超低的噪声系数。

2.1.4 数据信号处理模块

数据信号处理模块主要由单片机和信号处理芯片ADS1292组成，单片机控制芯片对信号进行处理。ADS1292常作为医疗测量仪器内部的生物电势测量芯片，动态心电图（Holter）、自动体外除颤器和远程医疗等设备中都采用了该芯片。该芯片具有高精度、同步、多通道信号采集等优点。其良好的集成度和性能可以大大减小尺寸和功耗。ADS1292的应用电路如图3所示。

2.1.5 信号混合器模块

信号混合器模块主要由LT5506芯片组成，将反射信号从300 MHz高频降到近似零频，有利于后续信号处理。LT5506是一个单片集成的正交解调器，工作频率范围为40~500 MHz，具有可变增益放大器（VGA），专为低压运行而设计。其典型电路如图4所示。

2.2 软件部分

装置中软件部分包括三部分内容：测试信号产生模块中FPGA的代码采用Verilog HDL语言进行编写，数据处理模块中单片机的代码采用C语言编写并在Linux操作系统下的gcc编译器中进行编译，上位机算法模型采用MATLAB运行。前两部分组成的下位机软件系统主要用于产生特定参数的射频信号，以及处理和上传从前端电路模块读入的信号数据，其软件工作流程如图5所示。上位机软件部分用于算法模型的建立及根据下位机上传的数据计算血压值，其工作流程如图6所示。

3 数据测量分析

为了验证系统的各项性能，采用袖带式电子血压计（可孚）进行对比实验。参与测试人员在测量前1~2小时之内不要有剧烈运动。在使用本系统进行测量时，须将设备靠近待测人员的胸前，以减小外部干扰造成的误差。测量过程中，待测人员不能移动位置且不能有大幅动作，以免影响测量结果，单次测量时间在1 min左右。使用电子血压计测量过程中，须保持手臂与心脏在同一水平高度，同时待测人员静坐，单次测量时间也在1 min左右。采用本文装置采集到的两路脉搏波数据拟合后的波形如图7所示。

采用本文装置和电子血压计测得的数据如表1所示。舒张压和收缩压测量值由本文装置测得，对比值由可孚电子血压计测得，由于本次测试的装置算法没有考虑心率、血管壁弹性、环境等因素的影响，所以测量结果不是特别理想，在后续工作中，将结合这些可能对测量结果有影响的因素改进算法模型，以提高装置的准确性和稳定性。

4 结　论

本文主要介绍了一个采用射频信号检测心血管血压的系统，基于电磁波在传播过程中发生的多普勒频移原理设计非接触式心血管血压测量装置，为心血管血压测量提供了新的方法。装置采用以FPGA和精简指令集微处理器为核心、结合射频信号收发系统组成的硬件系统以及自行设计的算法模型，来满足对心血管血压值的非接触式测量需求。目前采用的算法模型考虑的因素比较少，后期将会考虑动脉硬化指数（TDB）、脉搏波强度比（PIR）等的影响。测量结果的准确性不是很高，后续我们会继续完善硬件系统和算法模型，来提高装置的各项性能指标，实现对心血管血压值的非接触式准确测量。