一種基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法

呂海姣，嚴(yán)壯志，陸維嘉

上海大學(xué)通信與信息工程學(xué)院，上海，200072

血壓是指血液在血管內(nèi)流動(dòng)時(shí)對(duì)血管壁所施加的側(cè)壓力，它反映心血管功能的重要生理指標(biāo)，在疾病診斷、治療效果觀察和進(jìn)行預(yù)后判斷等方面都有著重要的意義[1]。血壓測(cè)量方法分為直接測(cè)量法和間接測(cè)量法兩種。直接測(cè)量法測(cè)量的血壓是最準(zhǔn)確的，被國(guó)際認(rèn)定為血壓測(cè)量的金標(biāo)準(zhǔn)，但其技術(shù)要求較高，且是有創(chuàng)的，所以僅適用于臨床上危重患者及大手術(shù)的血壓測(cè)量。間接測(cè)量法又稱無(wú)創(chuàng)測(cè)量，這種方法簡(jiǎn)便易行，在臨床上得到了廣泛應(yīng)用。

無(wú)創(chuàng)測(cè)量法又可細(xì)分為間歇式測(cè)量法和連續(xù)式測(cè)量法。間歇式測(cè)量法測(cè)得的是某一特定時(shí)刻的血壓值，不能滿足臨床的需要[2]。連續(xù)式測(cè)量法能夠檢測(cè)每搏血壓值，為臨床診斷與治療提供了更加充分的依據(jù)，特別是在臨床監(jiān)護(hù)以及特殊情況下需要觀察血壓連續(xù)變化時(shí)具有傳統(tǒng)方法無(wú)法比擬的優(yōu)勢(shì)。

在無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法中，目前比較成熟的是動(dòng)脈張力法和容積補(bǔ)償法。動(dòng)脈張力法中使用的傳感器對(duì)位移具有高度靈敏性，要保持長(zhǎng)時(shí)間傳感器測(cè)量位置相對(duì)固定比較困難[3]。容積補(bǔ)償法中由于氣囊壓力的作用，長(zhǎng)時(shí)間測(cè)量會(huì)導(dǎo)致靜脈充血而影響測(cè)量精度，同時(shí)被測(cè)者也會(huì)感覺(jué)不適[4]。脈搏波的波形幅度和形態(tài)包含了心臟和心血管系統(tǒng)的許多重要生理信息，對(duì)它進(jìn)行檢測(cè)和分析，對(duì)心血管疾病的預(yù)防與臨床診斷治療方面有著重要的意義和作用[5]。許多學(xué)者確信血壓與脈搏之間存在密切的相關(guān)性，由此產(chǎn)生了基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法。其中研究最多的是脈搏波傳導(dǎo)速度方法，它解決了張力測(cè)定法與容積補(bǔ)償法裝置復(fù)雜、檢測(cè)難度大的問(wèn)題，但是受各種因素的影響，測(cè)量精度還有待提高。因此，本文針對(duì)脈搏波特征參數(shù)與血壓之間的關(guān)系。首先提取人體肱動(dòng)脈脈搏波的特征參數(shù)，然后通過(guò)逐步回歸分析建立血壓模型，即血壓與脈搏波特征參數(shù)之間的關(guān)系方程，據(jù)此方程即可測(cè)量人體每搏的收縮壓與舒張壓，實(shí)現(xiàn)基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量。本文最后對(duì)此方法進(jìn)行了驗(yàn)證和討論。

1 測(cè)量方法

1.1 原理

脈搏波是由心臟搏動(dòng)產(chǎn)生的。當(dāng)脈搏波由心臟向動(dòng)脈系統(tǒng)傳播時(shí)，在受到心臟影響的同時(shí)，也會(huì)受到所流經(jīng)的各級(jí)動(dòng)脈及其分支中的各種生理因素，如血液黏性、血管阻力和血管壁彈性等的影響。因此，脈搏波中包含非常豐富的心血管生理病理信息，其波形幅度和形態(tài)可以反映血壓等人體心血管系統(tǒng)生理病理狀態(tài)[6]。本文提出基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法，旨在找出人體血壓與脈搏波特征參數(shù)之間的關(guān)系。

1.2 脈搏波特征參數(shù)提取

本文提出的基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法，本質(zhì)在于找出血壓與脈搏波特征參數(shù)之間的關(guān)系，因此首要的是提取脈搏波的特征參數(shù)。脈搏波的特征參數(shù)有波形參數(shù)、時(shí)間參數(shù)及面積參數(shù)等[7]，在提取這些特征參數(shù)之前，首先必須識(shí)別脈搏波特征點(diǎn)。

本文采用了6個(gè)脈搏波特征點(diǎn)，它們的變化分別反映出心血管的不同狀態(tài)。如圖1所示，B點(diǎn)是主動(dòng)脈脈瓣開(kāi)放點(diǎn)，C點(diǎn)是收縮期最高壓力點(diǎn)，點(diǎn)D是主動(dòng)脈擴(kuò)張降壓點(diǎn)，點(diǎn)E是左心室舒張期開(kāi)始點(diǎn)，點(diǎn)F是重搏波起點(diǎn)，點(diǎn)G是重搏波最高壓力點(diǎn)。

圖1 脈搏波的特征點(diǎn)Fig.1 Feature points of the pulse wave

根據(jù)它們的特征，本文采用不同的方法對(duì)它們進(jìn)行識(shí)別。本文中特征點(diǎn)的識(shí)別順序先是B和C，然后是F和G，最后是D和E。簡(jiǎn)要描述特征點(diǎn)的識(shí)別方法如下。

首先是脈搏波周期的識(shí)別，本文采用小波模極大值法對(duì)脈搏波進(jìn)行周期分割[8]。脈搏波周期確定之后，在每個(gè)脈搏波周期范圍內(nèi)尋找到最小值和最大值，它們分別對(duì)應(yīng)和兩點(diǎn)。

對(duì)于F和G點(diǎn)的確定，先是在特定區(qū)間內(nèi)判斷是否有極值點(diǎn)，若有則認(rèn)為該對(duì)極值點(diǎn)即是F和G點(diǎn)，若沒(méi)有則找曲率最大的點(diǎn)即F點(diǎn)和曲率最小的G點(diǎn)即點(diǎn)。其中特定區(qū)間是通過(guò)對(duì)上百例肱動(dòng)脈脈搏波作統(tǒng)計(jì)分析之后確定的。

特征D點(diǎn)為每個(gè)脈搏波周期內(nèi)二階差分最大值所對(duì)應(yīng)的點(diǎn)，然后在點(diǎn)D和點(diǎn)F間尋找最小斜率點(diǎn)即是特征點(diǎn)E。這6個(gè)特征點(diǎn)的識(shí)別結(jié)果如圖2所示。

圖2 脈搏波特征點(diǎn)的識(shí)別結(jié)果Fig.2 Recognition result of the pulse wave feature points

在識(shí)別這些特征點(diǎn)的基礎(chǔ)上，計(jì)算脈搏波特征參數(shù)。本文選取了13個(gè)特征參數(shù)，即主波高度、降中峽相對(duì)高度H、重搏波相對(duì)高度h/H、主波上升斜率V、脈動(dòng)周期時(shí)間T、收縮期時(shí)間比T1/T、舒張期時(shí)間比T2/T和H(1+T1/T2)、收縮期面積比Sa/S、舒張期面積比Sb/S、脈搏波波形特征量K、收縮期面積特征量K1、舒張期面積特征量K2。其中，H(1+T1/T2)是一個(gè)反映心輸出量大小的物理量[9]。K值是一個(gè)以脈搏波波圖面積變化為基礎(chǔ)的脈搏波波形特征量，它可反映血管外周阻力、血管壁彈性和血液黏度等人體心血管系統(tǒng)中最為重要的一些生理參數(shù)[10]。K1和K2是在K值的基礎(chǔ)上提出的以重搏波谷為界將脈搏波波形分為兩部分所對(duì)應(yīng)的波形特征量，它們的變化能夠反映人體心臟、血管、血壓和微循環(huán)功能的變化[11]。

1.3 血壓模型

1.3.1 模型的建立

為了建立血壓和脈搏波特征參數(shù)之間的關(guān)系方程，我們選擇了11名20～25周歲的健康受試者(男性5名，女性6名)進(jìn)行實(shí)驗(yàn)來(lái)獲取數(shù)據(jù)。實(shí)驗(yàn)步驟如下：首先，受試者在溫度為25oC的房間內(nèi)休息15 min；然后，采用HK2000C壓電脈搏傳感器采集肱動(dòng)脈處的脈搏波形，采集時(shí)間至少為1 min，與此同時(shí)采用水銀血壓計(jì)測(cè)量受試者的血壓50次，每次測(cè)量時(shí)間間隔為2～3 min。從采集的脈搏波形中選出50個(gè)較為平穩(wěn)的波形，對(duì)每個(gè)脈搏波形識(shí)別特征點(diǎn)并提取前面所提到的13個(gè)特征參數(shù)。

根據(jù)上述數(shù)據(jù)，對(duì)于每名受試者分別以收縮壓(SBP)和舒張壓(DBP)為應(yīng)變量，以提取的13個(gè)脈搏波特征參數(shù)為自變量，使用軟件SPSS11.5進(jìn)行逐步回歸分析，結(jié)果如表1和表2所示。由于采用的是小樣本分析，因此選擇α值為0.1和0.15，分別作為選入或剔除自變量的F檢驗(yàn)水準(zhǔn)。

由表1和表2可以看出，多數(shù)人的收縮壓與主波上升斜率V相關(guān)性較好，而舒張壓與脈搏波波形特征量K相關(guān)性較好。由于個(gè)體差異性，每個(gè)人的血壓特征方程是不同的。以其中一名受試者為例，通過(guò)逐步回歸分析得到收縮壓和舒張壓的特征方程分別為：

表1 收縮壓的回歸分析結(jié)果Tab.1 Regression result of systolic pressure

表2 舒張壓的回歸分析結(jié)果Tab.2 Regression result of diastolic pressure

1.3.2 血壓估計(jì)方法

根據(jù)血壓與脈搏波之間密切的相關(guān)性以及上述分析的結(jié)果，本文提出了基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法。

第一，建立血壓模型。先采用HK2000C壓電脈搏傳感器，采集人體肱動(dòng)脈處的脈搏波形，同時(shí)采用水銀血壓計(jì)測(cè)量受試者的血壓50次。后從采集的脈搏波形中選出50個(gè)較為平穩(wěn)的波形，對(duì)每個(gè)脈搏波形識(shí)別特征點(diǎn)并提取前面提到的13個(gè)特征參數(shù)。最后以提取的13個(gè)特征參數(shù)為自變量，以水銀血壓計(jì)測(cè)得的50個(gè)血壓值為應(yīng)變量，進(jìn)行逐步回歸分析，最終找出與血壓顯著相關(guān)的特征參數(shù)，建立血壓特征方程。其流程如圖3所示。

圖3 血壓模型的建立流程圖Fig.3 Flow diagram of establishing blood pressure model

圖4 血壓估計(jì)流程圖Fig.4 Flow diagram of measuring blood pressure

第二，估計(jì)血壓。根據(jù)第一步建立的血壓模型估計(jì)血壓，首先要采集脈搏波形，然后識(shí)別各個(gè)脈搏波的特征點(diǎn)并提取血壓方程中的特征參數(shù)，最后將這些參數(shù)代入血壓方程中即可得到人體每博的收縮壓與舒張壓，從而實(shí)現(xiàn)基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量。其流程如圖4所示。

表3 脈搏波法血壓測(cè)量與水銀血壓計(jì)血壓測(cè)量的誤差分析Tab.3 Error analysis of blood pressure measured by pulse wave and mercury sphygmomanometer

2 驗(yàn)證

為了檢驗(yàn)上述方法測(cè)量血壓的準(zhǔn)確性，本文采用Bland-Altman法將其與水銀血壓計(jì)測(cè)量方法進(jìn)行一致性分析。Bland-Altman法能夠同時(shí)反映測(cè)量過(guò)程中的系統(tǒng)誤差和偶然誤差，是評(píng)價(jià)兩種血壓測(cè)量方法一致性的檢驗(yàn)手段。針對(duì)每名受試者使用上述兩種方法分別采集50對(duì)血壓值，并做Bland-Altman分析圖，大部分的點(diǎn)都落在了95%的置信區(qū)間內(nèi)，由此說(shuō)明了這兩種方法的一致性較好。圖5為其中1名受試者的Bland-Altman分析圖，收縮壓和舒張壓的誤差精度分別為1.433.12 mmHg和-2.482.2 mmHg。

表3是脈搏波法血壓測(cè)量與水銀血壓計(jì)血壓測(cè)量的誤差精度表，表中的誤差精度為兩種方法的平均差值標(biāo)準(zhǔn)方差。由表3可以看出，與水銀血壓計(jì)血壓測(cè)量相比，脈搏波法血壓測(cè)量測(cè)出的收縮壓與舒張壓平均差值都小于3 mmHg，標(biāo)準(zhǔn)方差都小于5 mmHg。

本實(shí)驗(yàn)中誤差來(lái)源主要有兩方面：

(1)水銀血壓計(jì)測(cè)量血壓時(shí)間較長(zhǎng)，被壓迫的血管在很短的時(shí)間內(nèi)很難完全恢復(fù)，從而造成水銀血壓計(jì)測(cè)量血壓不夠精確。

(2)采集脈搏波時(shí)很容易受到各種噪聲的影響，雖經(jīng)過(guò)信號(hào)處理，但是仍疊加有微弱的呼吸等干擾成分，應(yīng)加強(qiáng)信號(hào)處理，濾除這些干擾成分。

3 結(jié)語(yǔ)

根據(jù)血壓與脈搏波之間密切的相關(guān)性以及血壓與脈搏波特征參數(shù)的逐步回歸分析結(jié)果，本文提出一種基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法。該方法通過(guò)提取人體肱動(dòng)脈脈搏波的特征參數(shù)，通過(guò)逐步回歸分析建立血壓與脈搏波特征參數(shù)之間的關(guān)系方程，據(jù)此方程即可估計(jì)人體每搏的收縮壓與舒張壓，從而實(shí)現(xiàn)無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量?；贐land-Altman法的驗(yàn)證結(jié)果表明，本文方法測(cè)得的血壓與水銀血壓計(jì)測(cè)得的血壓具有很好的一致性，收縮壓與舒張壓的平均差值都小于3 mmHg，標(biāo)準(zhǔn)方差都小于5 mmHg。基于脈搏波的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法能夠測(cè)量人體每搏的收縮壓與舒張壓，因此實(shí)現(xiàn)了真正意義上的無(wú)創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量。

圖5 脈搏波血壓測(cè)量方法與水銀血壓計(jì)二者所測(cè)血壓的Bland-Altman圖Fig.5 Bland-Altman analysis of blood pressure measured by pulse wave and mercury sphygmomanometer

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