基于心電脈搏信號(hào)的無創(chuàng)血壓算法研究

洋 洋， 陳小惠

(南京郵電大學(xué) 自動(dòng)化學(xué)院，江蘇 南京 210023)

基于心電脈搏信號(hào)的無創(chuàng)血壓算法研究

洋 洋， 陳小惠

(南京郵電大學(xué) 自動(dòng)化學(xué)院，江蘇 南京 210023)

針對(duì)人體血壓無創(chuàng)檢測(cè)問題，提出了一種基于心電信號(hào)(Electrocardiogram，ECG)與光電容積脈搏波(Photoplethysmograph，PPG)的血壓測(cè)量算法。通過脈搏波傳遞時(shí)間(Plusewave Transit Time，PTT)計(jì)算出收縮壓；將彈性腔模型與脈搏波特征K值模型相結(jié)合，計(jì)算人體舒張壓。實(shí)驗(yàn)中，對(duì)采集到的心電信號(hào)和指尖脈搏信號(hào)進(jìn)行數(shù)字濾波，采用自適應(yīng)特征提取方法對(duì)信號(hào)波形進(jìn)行準(zhǔn)確地分析計(jì)算，實(shí)現(xiàn)血壓的無創(chuàng)連續(xù)監(jiān)測(cè)，且計(jì)算結(jié)果與標(biāo)準(zhǔn)儀器測(cè)量結(jié)果相比平均誤差小于5 mmHg。

光電容積脈搏波；脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；彈性腔模型；特征K值

0 引言

血壓是人體極為重要的生理參數(shù)，分為收縮壓和舒張壓兩部分，能夠直觀反映出人體心血管功能狀態(tài)。在臨床醫(yī)學(xué)上常用的血壓測(cè)量方法主要分為有創(chuàng)檢測(cè)和無創(chuàng)檢測(cè)[1]。有創(chuàng)血壓檢測(cè)技術(shù)主要使用在心臟以及其他重大手術(shù)中，優(yōu)點(diǎn)在于實(shí)時(shí)性好、準(zhǔn)確性高，缺點(diǎn)則是對(duì)人體有一定傷害且不適于日常檢測(cè)。在日常檢測(cè)中，一般使用無創(chuàng)血壓檢測(cè)技術(shù)，常見的方法有動(dòng)脈張力測(cè)定法和脈搏波波速法[2]。動(dòng)脈張力測(cè)定法是根據(jù)傳感器與動(dòng)脈血液中的壓力成正比，換算得到收縮壓和舒張壓，雖然換算簡(jiǎn)單，但是該方法需要借助袖帶充氣來完成，受外界因素影響較大，無法連續(xù)測(cè)量。脈搏波波速法則是根據(jù)動(dòng)脈血傳遞的速度來?yè)Q算血壓，人體的各個(gè)部位都能進(jìn)行檢測(cè)。與動(dòng)脈張力法相比，脈搏波波速法測(cè)量簡(jiǎn)便，準(zhǔn)確性較高，同時(shí)具有對(duì)血壓進(jìn)行長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)監(jiān)測(cè)的特點(diǎn),因此該方法具有廣泛的應(yīng)用前景。

本文以波速法為理論基礎(chǔ)，前端采集使用型號(hào)為HKG-07B的光電脈搏傳感器和自主研發(fā)的心電模塊。首先對(duì)采集的心電脈搏信號(hào)預(yù)處理，采用自適應(yīng)特征提取方法，計(jì)算出脈搏波傳遞時(shí)間，推算PTT與收縮壓回歸分析方程。利用彈性腔模型和脈搏波特征K值準(zhǔn)確地計(jì)算出舒張壓，實(shí)現(xiàn)血壓的連續(xù)無創(chuàng)檢測(cè)。

1 基本原理

1.1 信號(hào)測(cè)量原理

圖1 ECG信號(hào)示意圖

脈搏波波速法等同于測(cè)量同一距離內(nèi)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，通常情況下使用一路ECG信號(hào)和一路PPG信號(hào)來測(cè)量。心臟在每個(gè)心動(dòng)周期中，由起搏點(diǎn)、心房、心室相繼興奮伴隨著生物電變化，通過心電描記從體表引出多種形式的電位變化圖形，得到圖1所示心電圖。

在進(jìn)行無創(chuàng)血壓測(cè)量時(shí)，血管中血液容積的變化通過PPG信號(hào)來表現(xiàn)。當(dāng)一束特定波長(zhǎng)的光照射到手指上時(shí)，光電接收器接收反射或透射的光，接收的光的強(qiáng)弱反映了指端血液成分對(duì)光吸收的多少，再對(duì)光電脈搏波中的交流成分描記，即可得到如圖2所示的PPG信號(hào)[3]。

圖2 PPG信號(hào)示意圖

1.2 收縮壓測(cè)量原理

當(dāng)血壓較高時(shí)，動(dòng)脈血管壁相對(duì)緊張收縮，使脈搏波傳遞加快；當(dāng)血壓較低時(shí)，動(dòng)脈血管壁變得松弛，脈搏波傳遞減慢。脈搏波傳遞速度與血管彈性之間的關(guān)系可以使用莫恩斯-科特威公式表示[4-5]:

(1)

其中，v為脈搏波傳遞速度，g為重力加速度，E為血管壁的彈性模量，a為血管壁厚度，ρ為血流密度，D是平衡狀態(tài)下血管壁內(nèi)徑。血管壁彈性模量與血管壁壓力成指數(shù)關(guān)系：

E=E0·eγ·Ps

(2)

其中，E0是壓力為零時(shí)的彈性模量，Ps為血管壁壓力，將此定義為收縮壓，γ為血管特征量[6]，數(shù)值一般在0.016～0.018mmHg-1。

脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間是指脈搏波通過動(dòng)脈樹從一點(diǎn)傳遞到另外一點(diǎn)所用的時(shí)間，記為PTT，那么脈搏波的傳播速度可以表示為：

(3)

式(3)中，S是脈搏波傳遞的距離。

將式(3)和式(2)代入式(1)中，整理得：

(4)

假如忽略血壓變化時(shí)動(dòng)脈內(nèi)徑大小和血管壁厚度的改變，式(4)中右邊首項(xiàng)可以看成一個(gè)常量，再對(duì)PTT求導(dǎo)可得：

(5)

也可以寫成：

(6)

由式(6)可知，收縮壓的變化與脈搏波傳遞時(shí)間PTT呈線性關(guān)系，因此也可簡(jiǎn)寫為：

Ps=a·PTT+b

(7)

針對(duì)同一個(gè)被測(cè)對(duì)象，在一段時(shí)間內(nèi)，a、b的值為常量。本文把ECG信號(hào)的R波峰值點(diǎn)作為PTT的起始點(diǎn)，脈搏波的波峰作為PTT的終點(diǎn)(圖3所示)，通過測(cè)量多組PTT值，結(jié)合聽診法得到的收縮壓進(jìn)行線性回歸就可以標(biāo)定出a和b，繼而實(shí)現(xiàn)收縮壓的連續(xù)測(cè)量。

圖3 PTT測(cè)量示意圖

1.3 舒張壓測(cè)量原理

舒張壓的測(cè)量與收縮壓的測(cè)量有所不同，舒張壓與脈搏波的傳遞時(shí)間并沒有明顯的線性關(guān)系。為了進(jìn)一步分析舒張壓與脈搏波之間的關(guān)系，引入血管的彈性腔模型[7]，如圖4所示。

圖4 彈性腔模型及其等效電路

其中，qin為血液?jiǎn)挝粫r(shí)間的流入量，而qout為血液?jiǎn)挝粫r(shí)間的流出量，V為血管容積，P為主動(dòng)脈內(nèi)的壓力, R為血管的外周阻力，C為動(dòng)脈順應(yīng)性。

根據(jù)該模型可以得到舒張壓和收縮壓之間的關(guān)系：

(8)

式中，Td為脈搏波的下降沿舒張期時(shí)間，可以通過脈搏波數(shù)據(jù)計(jì)算得到。則求舒張壓的未知量就剩血管外周阻力R和順應(yīng)性C。

外周阻力和順應(yīng)性的測(cè)量需要借助復(fù)雜的醫(yī)療儀器。為了降低測(cè)量成本，本文結(jié)合羅志昌[8]等人提出的脈搏特征K值理論，建立外周阻力和順應(yīng)性關(guān)于特征K值與周期T的關(guān)系方程，記為fK,T，則式(8)可表示為：

(9)

特征K值與心搏輸出量、外周阻力、順應(yīng)性等都有密切關(guān)系，是心血管疾病檢測(cè)的一個(gè)重要生理指標(biāo)，因此在臨床上有重要的應(yīng)用價(jià)值。根據(jù)脈搏波波型面積變化將脈搏波特征量K值定義為：

(10)

式中Pm為平均動(dòng)脈壓，其值為一個(gè)心動(dòng)周期中脈搏壓力P(t)的平均值，Ps，Pd分別為收縮壓和舒張壓(圖5所示)。

圖5 脈搏波波型特征K值提取

在實(shí)際計(jì)算中，將PPG信號(hào)的波峰作為Ps，波谷作為Pd，周期內(nèi)信號(hào)的平均幅值作為Pm，即可計(jì)算出特征值K。通過分析數(shù)據(jù)發(fā)現(xiàn)，被測(cè)對(duì)象的RC值與KT線性相關(guān)，得到fK,T的線性方程：

fK,T=mKT+n

(11)

與收縮壓的標(biāo)定方法類似，針對(duì)同一個(gè)被測(cè)對(duì)象，在一段時(shí)間內(nèi)，m與n的值為常量。

2 信號(hào)處理和分析

2.1 ECG信號(hào)處理

人體的心電信號(hào)由一系列的特殊波形組合而成，主要包括P波、QRS波、T波以及以一定概率出現(xiàn)的U波，其中T波出現(xiàn)概率最大且影響最大。為了找到PTT的起始點(diǎn)，即R波波峰位置，需要去除T波干擾。本文采用一階差分的方法來進(jìn)行處理[9]，具體方法如下：

假設(shè)心電信號(hào)為數(shù)組x(n),對(duì)數(shù)組x(n)進(jìn)行差分運(yùn)算，得到一階差分?jǐn)?shù)組y1(n):

(12)

將原始數(shù)組和差分后數(shù)組使用MATLAB進(jìn)行仿真，其效果如圖6所示。原始ECG信號(hào)經(jīng)過一階差分后，基本消除了T波，R波峰值更加明顯，便于后續(xù)特征點(diǎn)檢測(cè)。

圖6 ECG信號(hào)處理效果圖

2.2 PPG信號(hào)處理

脈搏信號(hào)提取時(shí)伴隨較大的隨機(jī)性干擾，信號(hào)毛刺較多，采用滑動(dòng)平均濾波的方法可以有效降低干擾對(duì)整個(gè)脈搏波波型的影響?；瑒?dòng)平均濾波方法相對(duì)簡(jiǎn)單，既可以在消除噪聲方面當(dāng)作低通濾波器使用，又可以起到類似高通濾波器減緩基線漂移的作用。

假設(shè)平均點(diǎn)數(shù)為m，則平均得到的點(diǎn)y(n)的表達(dá)式為：

(13)

式(13)中，s表示滑動(dòng)平均系數(shù)，n表示數(shù)據(jù)點(diǎn)的位置，x表示滑動(dòng)平均前原始數(shù)值。

滑動(dòng)平均點(diǎn)數(shù)m的選取與波型峰值間距和采樣頻率有關(guān)，理論上要求滿足如下關(guān)系：

m=峰值間隔時(shí)間/采樣周期

但在實(shí)際使用中，信號(hào)采集頻率高，峰值間隔與采樣周期比值較大，可能會(huì)導(dǎo)致滑動(dòng)平均點(diǎn)數(shù)m過大，細(xì)小特征因平滑而消失。為了保證算法的準(zhǔn)確性，在實(shí)驗(yàn)中只要確保濾波以后的波型在各個(gè)波段相對(duì)平滑，毛刺噪聲較少即可。本文中使用m=4的四點(diǎn)平滑濾波，其濾波效果如圖7所示。

圖7 PPG信號(hào)處理效果圖

2.3 自適應(yīng)特征點(diǎn)檢測(cè)算法

得到處理過的信號(hào)數(shù)據(jù)后，需進(jìn)行特征提取，提取對(duì)象主要包括：ECG信號(hào)的R波峰值、PPG信號(hào)波峰和波谷。其中，ECG信號(hào)的R波峰值為周期的極大值，但PPG信號(hào)周期內(nèi)有多個(gè)極大值。因此，本文采用一種自適應(yīng)周期閾值的方法來檢測(cè)特征點(diǎn)，確保檢測(cè)出的極值點(diǎn)均為周期內(nèi)最大值或者最小值，方法流程如圖8。

圖8 特征點(diǎn)檢測(cè)算法流程圖

3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

為檢驗(yàn)算法的準(zhǔn)確性，選4名年齡均為23～30周歲的測(cè)試者(分別用A,B,C,D表示)進(jìn)行測(cè)試，測(cè)試過程分兩步，首先測(cè)試得到被測(cè)者的各項(xiàng)回歸方程系數(shù)。在此過程中，分別同步采集20組測(cè)試者不同狀態(tài)下的PPG、ECG數(shù)據(jù)，計(jì)算出PTT、K等參數(shù)，采用OMRON電子血壓計(jì)進(jìn)行擬合，計(jì)算出收縮壓的線性方程和被測(cè)對(duì)象的RC值與KT的線性關(guān)系方程。第二步，通過標(biāo)定數(shù)據(jù)，對(duì)被測(cè)對(duì)象進(jìn)行血壓連續(xù)監(jiān)測(cè)，與電子血壓計(jì)進(jìn)行比對(duì)，驗(yàn)證其準(zhǔn)確性。

圖9、圖10是以被測(cè)者A為例，對(duì)收縮壓線性擬合和RC與KT相關(guān)性擬合示意圖。

圖9 脈搏傳導(dǎo)時(shí)間與收縮壓擬合曲線

圖10 RC與KT相關(guān)性

由圖9、10可知，對(duì)收縮壓和脈搏傳導(dǎo)時(shí)間、RC值與KT進(jìn)行曲線擬合，其擬合優(yōu)度R2均大于0.85，說明具有較強(qiáng)的線性關(guān)系。因此，可以通過該線性關(guān)系，得出測(cè)試者相關(guān)標(biāo)定系數(shù)，然后展開連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)。

圖11 兩種血壓測(cè)量方法數(shù)據(jù)結(jié)果對(duì)比

圖12 血壓測(cè)量結(jié)果Bland-Alterman分析圖

圖11展示了A、B、C、D四位測(cè)試者采用兩種血壓測(cè)量方法測(cè)量各10組數(shù)據(jù)的對(duì)比，從圖中可以看出收縮壓和舒張壓的兩條折線整體走勢(shì)一致，具有很好的一致性。

為了更加準(zhǔn)確地驗(yàn)證測(cè)量方法的一致性，采用Bland-Alterman方法[10]來進(jìn)行驗(yàn)證。驗(yàn)證結(jié)果如圖12所示，其中橫坐標(biāo)表示測(cè)量血壓的平均值，縱坐標(biāo)表示測(cè)量血壓的差值。上下兩條虛線代表5%的相對(duì)誤差。從圖中可以看出，兩者之間的血壓差值主要集中在±5%這個(gè)區(qū)域，兩者之間的平均差值小于5 mmHg，本文方法與袖帶式電子血壓計(jì)的測(cè)量方法具有良好的一致性，可以作為無創(chuàng)連續(xù)測(cè)量血壓的一種。

4 結(jié)論

本文提出一種利用PPG與ECG信號(hào)準(zhǔn)確測(cè)量血壓的算法，該方法采用自適應(yīng)特征提取兩路信號(hào)的特征點(diǎn)，利用已有的波速法測(cè)量收縮壓，將脈搏波的特征K值與彈性腔模型結(jié)合測(cè)量舒張壓，通過與袖帶式電子血壓計(jì)測(cè)量結(jié)果比對(duì)，平均偏差小于美國(guó)醫(yī)療促進(jìn)協(xié)會(huì)建議的5 mmHg，驗(yàn)證了該方法的可行性，為無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量提供了新的方法。

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[2] 凌振寶,張銘,熊文激,等.基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的無袖帶血壓測(cè)量?jī)x設(shè)計(jì)[J].電子測(cè)量與儀器學(xué)報(bào),2012,12(10): 1080-1085.

[3] 李頂立.基于脈搏波的無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法研究[D].杭州：浙江大學(xué),2008.

[4] ALLEN J.Photoplethysmography and its application inclinical physiological measureme-nt[J].Physiological Measurement, 2007,28(1):1-39.

[5] 張愛華,王亮. 基于時(shí)變圖像序列的脈搏信息提取[J].儀器儀表學(xué)報(bào),2007,5(11):820-825.

[6] 焦學(xué)軍,房興業(yè).利用脈搏波特征參數(shù)連續(xù)測(cè)量血壓的方法研究[J].生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志,2002,19(2):217-220.

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Research on noninvasive blood pressure measurement based on ECG and PPG signal

Yang Yang， Chen Xiaohui

(College of Automation，Nanjing University of Posts and Telecommunications，Nanjing 210023，China)

A feasible and effective measurement mothed based on the ECG and the PPG signal was proposed and implemented to solve the problem of noninvasive detection of blood pressure. In accordance with the temporal relation between ECG and PPG signal, the systolic blood pressure value could be deduced. The diastolic blood pressure measurement was achieved by the characteristic valueKanalysis and parameter calculation on blood vessel single elastic chamber model. During the experiment, through digital filtering and adaptive feature extraction, blood pressure measurement could be accurately calculated. The calculated results were compared with the results of standard instrument. The average margin of error is less than 5 mmHg.

photoplethysmograph; pulse wave transit time; elastic chamber model; characteristic valueK

TP216+.1

A

1674-7720(2016)05-0094-04

洋洋，陳小惠. 基于心電脈搏信號(hào)的無創(chuàng)血壓算法研究[J].微型機(jī)與應(yīng)用，2016,35(5)：94-97,100.

2015-11-04)

洋洋(1991-)，男，碩士研究生，主要研究方向:網(wǎng)絡(luò)化測(cè)控技術(shù)。

陳小惠(1961-)，男，教授，碩士生導(dǎo)師，主要研究方向:網(wǎng)絡(luò)化測(cè)控系統(tǒng)、嵌入式系統(tǒng)與智能儀器、傳感器網(wǎng)絡(luò)與信息融合。