基于容積脈搏波的血壓參數測量與標定的方法研究

【作者】丁有得，鄧親愷*，梁妃學，郭勁松

南方醫科大學基礎醫學院 生物信息學研究室，廣東， 廣州， 510515

心血管血流參數的實時監護對心血管疾病診斷、治療、手術麻醉期的臨床監護、危重病人的搶救等有重要的作用。脈搏波能反映許多重要的心血管血流動力學信息，通過光電容積脈搏波無創測量心血管血流參數，由于其穩定性、適應性、重復性比較理想，特別適合于臨床長時間的監護。隨著科學技術的不斷進步和國內外學者對容積脈搏血流信號的機理與信息特征的深入研究[1]，基于容積脈搏波的監護模塊研究不再僅僅停留在血氧和脈率這兩個指標上，獲取血壓參數信息也成為近年來研究的重點與熱點[2～4]。此問題難點在于如何對容積脈搏血流進行標定，特別是如何建立起與血壓的關系。目前的研究主要包括兩種方法：一種是根據容積脈搏波和壓力脈搏波之間的轉換關系得到血壓參量[1][5]；另一種是利用脈搏波傳導時間測量出血壓[6-7]。前者一般無法擺脫充氣袖帶的束縛和壓力不斷變化對人體的影響，長時間測量會給測試者帶來不適感；后一種方法是近年來出現的一種新思路，無需充氣袖帶, 只要檢測脈搏波傳導時間, 即可間接推算出每搏血壓值。已有的研究一般是測量不同位置兩點心電信號與脈搏波信號，脈搏波信號與脈搏波信號，要求操作人員有一定的醫學知識，對檢測部位要求十分嚴格，操作不便。

為了克服上述兩種測量方法的不足，本文提出只用指端一點檢測脈搏波傳導時間的方法，減少了測量過程中傳感器對受試部位的影響因素，舒適性和方便性都獲得較大提高。

1 原理與方法

1922年，Bazzett發現脈搏波傳導速度（pulse wave transit velocity, PWTV）或傳導時間（pulse wave transit time, PWTT）與動脈血壓值有關，也同血管容積和血管壁彈性量有關[8]。1957年， Lansdown[9]提出在一定范圍內，脈搏波傳導時間PWTT和動脈血壓BP之間呈線性相關，且這一關系對于某一個體來說，在一段時期內是相對穩定的。由脈搏波傳導時間和血壓之間關系可推導出如下關系[7]：

其中a、b為待定系數，反映了不同血管生理狀況下血壓的變化。

圖1 容積脈搏波和加速脈搏波Fig.1 Plethysmograph and accelerated pulse wave

1984年Hiroshi Osanai[10]等人通過對容積脈搏波進行二次、三次微分后得到的加速脈搏波波形進行研究，表明加速脈搏波能夠有效地反映和預測血液循環系統功能。他們對二次微分后的加速脈搏波（圖1所示）的生理研究為：當心臟收縮時，動脈血由于壓力向前推進到小動脈和毛細血管，由于其瞬時流量超過了通過毛細血管流向靜脈的血液容量，于是就會造成毛細血管的快速擴張，表現為波形的快速上升（o—a段）；接著由于毛細血管中的血液進入靜脈，會出現波形的快速下降（a-b）；同時，由于靜脈血流量突然的增大，血管受力的同時也會有一定的反作用力將一部分靜脈血重新推入毛心血管中，使得其容積變大，波形上升（b-c）；基于上述原因，同樣的過程還會持續幾個周期，隨著血管彈性壓力逐漸減小，波形最后趨于平緩。該文在論述中，將血流朝向靜脈方向流動，加速脈搏波呈上升的波形稱為推進波；下降現象的波形稱為反射波。于是只要測量同一部位單個脈搏波中推進波與反射波之間的傳播時間[11]（一般選擇a-c之間的時間間隔），并以此建立起與血壓的關系，就可以完成血壓的測量。

本文采用光電傳感器通過人體指端一點測量獲得容積脈搏波，并從中提取數據進行分析，以訓練組臨床實驗數據對照OMRON HE-757電子血壓儀測量數據，分別建立收縮壓、舒張壓測量方程式，最后通過對照組實驗結果以驗證所建立兩個方程式的可靠性。由于血流參數標定的關鍵參數有收縮壓、舒張壓和脈搏波波形特征量K值，而臨床上K值一般用固定值，如果通過這種方法測得的血壓值有較好的可靠性，那么此方法就可作為一種新的簡易的血流參數標定方法。

2 樣機研制

研制的樣機主要要實現指端光電容積脈搏波的采集與處理，加速脈搏波的獲取與處理，波形特征點識別檢出，參數計算和參數傳輸等功能。實驗樣機原理框圖如圖2所示，包括光電傳感器、探頭驅動電路、運算放大電路、濾波電路、自動增益調節電路、微控制器、PC機接收顯示模塊、電源管理模塊和串口通訊電路。

圖2 實驗樣機原理框圖Fig.2 Experimental prototype principle diagram

2.1 光電傳感器及其驅動電路

光電傳感器采用NELLCOR指套透射式血氧探頭，該探頭能避免外界環境光的干擾，而且穿戴方便舒適，適合長時間監護。驅動電路用于交替點亮紅光和紅外光的LED。由于二者穿透組織的能力不同，從透射光接收端采集的信號強弱也不一樣，而系統又是單通道設計，所以可充分利用了微處理器中的PWM模塊實現D/A功能，通過調整紅光和紅外光的發光亮度，使分別照射時需要不同放大倍數的問題得以解決。

2.2 MSP430微處理器

微處理器選用美國TI公司的16位超低功耗單片機MSP430FG439，它采用16位精簡指令集，指令周期為125 ns，采用低功耗設計，1.8～3.6 V的供電電壓，在2.2V電壓，1 MHz晶振系統中工作電流為225 uA。在硬件架構上，提供了五種低功耗模式，可最大限度的延長手持設備的電池壽命。它采用的數字可控振蕩器（DCO）可使低功耗模式到活動模式的時間小于6μs，同時，該芯片還內置三個可配置運算放大器，高性能12位雙D/A轉換器，2個帶有三個捕獲/比較寄存器的16位定時器，60KB的Flash Rom，2 KB的RAM，一個通用異步/同步串行接口，48個I/O口和液晶顯示驅動。該芯片外圍模擬電路十分豐富，因此非常適合于微型化、低功耗的產品設計。

2.3 濾波電路及增益自動調節電路

濾波電路采用二階巴特沃茲低通濾波器。根據脈搏波的頻率特點，中心頻率不大于3 Hz，95%的能量集中在0～6 Hz，低通截止頻率設置為10 Hz。由于個體差異，為了得到相對穩定的信號，自動增益調節顯得非常重要。本方案采用8檔離散調節方式，調節范圍為100倍。首先確定信號幅度的上下閾值，單片機識別出前一個脈搏波幅度后與這兩個閾值比較，當信號幅度大于上閾值時，自動增益向下調一檔，反之則向上調一檔，這樣基本上可以滿足不同范圍信號的放大需要。

3 軟件設計

指尖一點測量脈搏波傳導時間主要用軟件處理得到。本系統軟件的功能結構包括LED發光驅動、數據信號采集、數字信號處理、參數計算和數據傳輸與顯示。

3.1 LED發光驅動

LED發光驅動單元是根據硬件原理設計，采用分時驅動紅光和紅外光，頻率均為500 Hz。同時在系統運行過程中，需要根據紅光和紅外光的放大幅度，及時調整其對應發光亮度，以得到相對穩定的信號。

3.2 數據信號采集

圖3 信號采集流程框圖Fig.3 Flow block diagram of signal acquisition

數據采集單元控制A/D完成容積脈搏波的采集，通過定時器A設置采樣頻率為500 Hz。為了降低后期數據處理的復雜度，需要在此采樣頻率的基礎上進行降采樣，設置定時器B降采樣頻率為100 Hz。圖3為信號采集流程框圖。

3.3 數字信號處理

數字信號處理單元包括容積脈搏波的濾波處理及其波形檢出，脈搏波的微分處理和微分處理后的濾波，以及特征點檢出。由于FIR濾波器具有嚴格的線性相位，系統總是穩定的，又具有任意的幅度特性，所以選擇FIR整系數低通濾波器對脈搏波進行濾波處理。脈搏波的波形檢出采用微分閾值法來識別波形的峰值和峰峰值，為計算血氧飽和度、心率提供參考數據。實驗表明，要獲得良好的脈搏波微分處理后的波形，必須保證輸入脈搏波十分光滑、穩定，為此我們采用3層小波變換對微分處理前的脈搏波進行處理[12]。考慮到微處理器運行速率及信號處理過程可能導致的延遲問題，需要降采樣數據。根據加速脈搏波的功率譜分析可知，其中心頻率在1.1 Hz附近，于是降采樣率定為100 Hz。在小波變換處理過程中，將每一層的細節系數置零，只保留近似系數，并將細節系數插值，這樣的處理以后可以滿足實驗要求。接著對信號進行微分處理，最后再進行一次低通濾波，可以得到較好的加速脈搏波。其流程框圖如圖4所示。

圖4 數字信號處理流程框圖Fig.4 Frame of digital signal processing

3.4 參數計算

血氧飽和度和心率分別由容積脈搏波中紅光和紅外光的交流成份以及脈搏波的周期獲得。心血管血流參數根據雙彈性腔模型進行計算[1]。臨床上普遍取脈搏波波形特征量K=1/3來計算動脈壓，又根據本方案建立起的脈搏波傳導時間與動脈壓之間的關系,容積脈搏波交直流所占的比例為[13]：

式中DC、AC分別為直流分量和交流分量比例，Ps為收縮壓，Pd為舒張壓，推導后并與臨床實驗數據對照進行回歸分析，建立舒張壓測量方程式，進而可以計算舒張壓、平均動脈壓、心搏輸出量、心搏指數、外周阻力、血管順應性和血流半更新率等生理參數。

3.5 數據傳輸與顯示

微處理器采集到的數據通過串口通信模塊發送到計算機，在計算機上對數據進行保存、分析和顯示。上位機軟件用VB編寫，除了完成最基本的串行通信功能外，還要完成波形的動態實時顯示、數據存儲、用戶信息記錄和生理參數計算保存等功能。存儲的數據可以用Matlab等信號處理軟件進行處理。圖5所示是經二次微分處理過的波形。

圖5 二次微分處理后的信號Fig.5 Quadratic differential processed the signal

4 臨床實驗研究

4.1 實驗方法

對33例健康志愿者（男18人，女15人，年齡22～34歲）采用本樣機進行信號采集和分析，其中18人作為訓練組，另外15人作為對照驗證組。測試對象要求處于平靜狀態，手指與心臟保持水平，測量時間為3～5 min并保存數據。對所采集的信號進行處理，以獲得加速脈搏波，并提取信號特征點（a-c）之間（圖1）的時間間隔。然后用OMRON HE-757電子血壓儀測量，取3到5組測量數據，每次間隔3～5 min。最后對訓練組所得的數據進行回歸分析，并建立方程式，對照組數據根據建立的方程進行驗證。圖6為實驗樣機照片。

圖6 樣機測量照片Fig.6 Prototype measuring photos

4.2 實驗結果

以OMRON HEM-757電子血壓儀對應樣本所測血壓數據為參考，根據動脈血壓與脈搏波傳導時間之間的線性關系[7]，計算本樣機訓練組實驗數據的回歸系數及常數，從而建立回歸方程式，實現通過測量人體脈搏波傳導時間來得到人體的收縮壓值。按照上述方法計算得到的校正系數a為0.1573 mmHg/ms，建立的收縮壓測量方程為（圖7為人體實驗數據及血壓方程）：

圖7 訓練組數據及收縮壓測量方程Fig.7 Trial data of training group and systolic blood pressure measurement equation

根據上面建立的血壓方程進行收縮壓的測量，由參數計算（2）式可知舒張壓與收縮壓成線性關系，由上面血壓方程得到的收縮壓與OMRON HE-757電子血壓儀測量得到的舒張壓根據此線線性關系作回歸分析，建立舒張壓測量方程式為：

最后取對照組15人的數據進行分析，采用本樣機通過（3）式和（4）式測量的血壓數據與OMRON HE-757電子血壓儀測量數據進行對比（如表1所示）。根據Pearson雙變量相關系數分析，兩種方法測得的收縮壓的相關系數為r =0.733，P=0.002；測得舒張壓的相關系數為r =0.533，P=0.041，結果表明兩者均具有較好的相關性。進一步根據數學界與工程界廣泛認同的適合于兩種儀器或兩種方法所測試數據的一致性比較的統計分析方法[6]，繪制Bland-Altman分析圖（見圖8）。圖8a圖8b分別為收縮壓和舒張壓散點圖，圖中中間線為系統偏差，上下兩條平行線代表兩種方法之間隨機偏差的上下限。由數據分析可知，置信度為95%時，收縮壓系統偏差單邊寬度為2.463，隨機偏差上下限單邊寬度為4.265，舒張壓系統偏差單邊寬度為1.905，隨機偏差上下限單邊寬度為3.299。由此可見，基于本文方法制作的樣機的測量結果與基于傳統充氣袖帶測量(示波法)的OMRON血壓儀的測量結果有較好的一致性。

表1 對照組數據以及與血壓計比較Tab.1 Control group data and comparison with the sphygmomanometer

圖8 兩種方法血壓測量結果Bland-Altman圖Fig.8 Bland-Altman plot of the two methods blood pressure measuring result

4.3 討論

通過指端一點測量脈搏波傳播時間進而測出血壓的方法，為連續的血壓測量提供了一種可選方案。實驗結果表明，通過建立的回歸方程得到的數據與袖帶血壓儀檢測結果有很好的一致性。本研究存在的不足及尚需進一步的工作是：（1）在實驗測量過程中由于呼吸、運動以及其他因素帶來的干擾，有時會導致加速脈搏波中的特征點無法正確檢出。手指空間位置移動，也會引起脈搏波的變化，從而造成血壓測量誤差；（2）由于本次臨床實驗中監測對象都是健康人群，而對有心血管疾病的人群，還需要進一步驗證。此外，本實驗是以OMRON血壓計作參照，更為嚴格的對比研究應基于傳統的水銀血壓計。總之，如何解決血壓測量中信號干擾、空間變換影響以及如何提高個體差異帶來的影響等，都是值得我們進一步研討的問題。

[1]羅志昌，張松，楊益民.脈搏波的工程分析與臨床應用[M].北京：科學出版社，2006

[2]吳水才，刁越，劉有軍,等.基于脈搏波的新型血流參數檢測儀的研制[J].北京工業大學學報，2005，31（2）：189-193.

[3]盧宇，趙興光.光電檢測技術的人體多生理參數測量[J].中國儀器儀表，2007（3）：51-53

[4]楊益民，李旭雯，羅志昌, 等.應用光電容積脈搏波法研制新型血流參數監護系統[J].中國醫療設備信息，2007，7（5）：6-8.

[5]高樹枚，宋義林，田中志信, 等.基于容積補償法的手腕式血壓連續檢測系統[J].中國醫療器械雜志，2009，l33（5）：323-327.

[6]鄧親愷.現代醫學儀器設計原理[M].北京：科學出版社，2004

[7]向海燕，俞夢孫.用脈搏波傳導時間實現血壓連續測量[J].醫療衛生裝備，2006，27(2)：19-21.

[8]Bazzett HC,Dfeyer NB.Measurement of pulse wave velocity[J].Am.J.Physiol, 1922, 63:94-115.

[9]Lansdown M.A method of using induced waves to study pressure propagation in human arteries [J].Circ Res,1957, 5 : 594-601.

[10]Hiroshi Osanai.Plethysmographic acceleration pulse wave meter[P].United States Patent.Feb.21, 1984.NO.: 4,432,374.

[11]Hidekatsu Inukai, Torru Oka.Blood pressure measuring apparatus[P].United States Patent Application Publication.Jan.18, 2007.NO.: US 2007/0016058 A1

[12]高成.Matlab小波分析與應用[M].北京：國防工業出版社，2007.

[13]羅志昌，張松，楊益民,等.微循環容積脈搏血流特征信息的研究[J].北京生物醫學工程.2001，20（2）：98-101.