無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量技術(shù)發(fā)展綜述

王婷婷

（國家知識(shí)產(chǎn)權(quán)局專利局專利審查協(xié)作天津中心，天津 300304）

無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量技術(shù)發(fā)展綜述

王婷婷

（國家知識(shí)產(chǎn)權(quán)局專利局專利審查協(xié)作天津中心，天津 300304）

血壓是人體重要的生理參數(shù)，血壓監(jiān)測(cè)對(duì)高血壓患者至關(guān)重要。無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法因其能夠連續(xù)、動(dòng)態(tài)地反映被監(jiān)測(cè)者的血壓狀況而成為血壓測(cè)量領(lǐng)域的熱點(diǎn)。由于現(xiàn)有血壓測(cè)量方法以及測(cè)量設(shè)備中存在的不足，對(duì)于無創(chuàng)血壓測(cè)量方法的研究和探討具有重要的臨床意義。從無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量方法入手，對(duì)各種方法的實(shí)現(xiàn)原理、發(fā)展以及優(yōu)缺點(diǎn)進(jìn)行了綜述，并對(duì)未來無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量技術(shù)的發(fā)展趨勢(shì)進(jìn)行了展望和分析。

血壓；血壓監(jiān)測(cè)；測(cè)量方法；脈搏波

血壓是人體的重要生理參數(shù)，可反映人體心血管功能狀況。無創(chuàng)血壓測(cè)量分為間歇式血壓測(cè)量和連續(xù)性血壓測(cè)量。常見的間歇性測(cè)量方法有聽診法和示波法，這些方法只能測(cè)出一段時(shí)間內(nèi)的血壓值，無法對(duì)心率失常等特殊情況進(jìn)行測(cè)量。連續(xù)血壓測(cè)量方法能夠檢測(cè)出每一時(shí)刻的血壓變化情況以及動(dòng)脈壓力波形，具有廣闊的應(yīng)用前景，從而成為了血壓測(cè)量領(lǐng)域研究的熱點(diǎn)?？蓪?shí)現(xiàn)連續(xù)血壓測(cè)量的方法主要包括動(dòng)脈張力法、容積補(bǔ)償法、脈搏波速或脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量方法以及脈搏波特征參數(shù)測(cè)定法等。

1 動(dòng)脈張力法

動(dòng)脈張力法主要適用于橈動(dòng)脈、股動(dòng)脈和頸動(dòng)脈等淺表動(dòng)脈，施加外部壓力使位于骨骼附近動(dòng)脈呈扁平狀，當(dāng)血管被外部壓力壓扁時(shí)，血管壁的內(nèi)周應(yīng)力發(fā)生改變；當(dāng)血管內(nèi)壓力與外力相等時(shí)，通過安置于動(dòng)脈部位的壓力傳感器來測(cè)量該表面的壓力。此時(shí)，測(cè)得逐拍的動(dòng)脈壓力波形即為動(dòng)脈血壓。

在應(yīng)用中為了減小測(cè)量時(shí)產(chǎn)生的誤差，一般用多個(gè)傳感器組成一個(gè)陣列來精確地測(cè)量某個(gè)部位的壓力?；谠撛淼难獕罕O(jiān)測(cè)系統(tǒng)包括新加坡公司研發(fā)的A-PulseCASPal無創(chuàng)血壓監(jiān)測(cè)系統(tǒng)、美國研發(fā)的TL-200無創(chuàng)動(dòng)脈血壓監(jiān)測(cè)系統(tǒng)、采用瑞士聯(lián)邦材料科學(xué)與技術(shù)實(shí)驗(yàn)室研制的壓阻纖維做腕帶的瑞士公司開發(fā)的“血壓手表”以及日本公司研發(fā)的CBM系列儀器等。

動(dòng)脈張力法的優(yōu)點(diǎn)是測(cè)量精度高，無需每次測(cè)量時(shí)定標(biāo)，基本能實(shí)現(xiàn)較長時(shí)間無創(chuàng)連續(xù)血壓的測(cè)量。但該方法要求傳感器對(duì)位移和壓力有較高的靈敏度，使用時(shí)傳感器必須緊壓在靠近骨骼的動(dòng)脈上且需要保持傳感器測(cè)量位置相對(duì)固定。當(dāng)被測(cè)者生理狀態(tài)改變，有可能因外力和平均壓的改變不一致而產(chǎn)生測(cè)量誤差。

2 容積補(bǔ)償法

容積補(bǔ)償法的原理是通過預(yù)置的參考?jí)毫κ箘?dòng)脈處于去負(fù)荷狀態(tài)，即通透壁壓為0，同時(shí)，采用系統(tǒng)補(bǔ)償因動(dòng)脈內(nèi)壓變化引起的動(dòng)脈容積變化，使動(dòng)脈容積維持去負(fù)荷動(dòng)脈容積，保持恒定狀態(tài)。此時(shí)，袖套內(nèi)壓等于動(dòng)脈內(nèi)壓，因此通過測(cè)量外加壓力就可得到動(dòng)態(tài)的動(dòng)脈血壓值。

基于容積補(bǔ)償法的連續(xù)血壓測(cè)量技術(shù)已比較成熟，市場上已經(jīng)存在基于該原理的血壓測(cè)量儀器。當(dāng)前市場上基于該原理的測(cè)量儀器分為2類，即基于氣囊施加外部壓力的測(cè)量、基于光電描記法的指端測(cè)量。該法的優(yōu)勢(shì)是使用簡便、成本低、測(cè)試速度快。雖然采用氣囊加壓測(cè)量動(dòng)脈來實(shí)現(xiàn)血壓測(cè)量的儀器能夠連續(xù)測(cè)量血壓，使用簡單，但由于氣囊持續(xù)的壓力，長時(shí)間測(cè)量會(huì)使靜脈充血，引起測(cè)者不適。如果使用光電描記法指端測(cè)量血壓，信號(hào)干擾大、不穩(wěn)定、測(cè)量精度低。另外，在受試者身上長期加上預(yù)置參考?jí)?，?huì)給受試者帶來不適感，同時(shí)，測(cè)量準(zhǔn)確度也會(huì)受到影響。

3 脈搏波速或脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量方法

脈搏波速法或脈搏波傳輸時(shí)間法利用“動(dòng)脈血壓越高則血管壓力越大、脈搏波速越快”的原理，通過測(cè)得的脈搏波速間接推算動(dòng)脈血壓值。脈搏波速法通常選取臂上兩點(diǎn)，測(cè)量脈搏波在兩點(diǎn)間的傳遞時(shí)差，通過時(shí)差間接計(jì)算波速，再利用血壓和波速之間的正相關(guān)推算出動(dòng)脈血壓值。

2008年，浙江大學(xué)李頂立等利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓關(guān)系方程，對(duì)不同個(gè)體分別進(jìn)行方程參數(shù)標(biāo)定，從而實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)血壓連續(xù)測(cè)量；2009—2013年，吉林大學(xué)科研團(tuán)隊(duì)李志穎基于光電容積脈搏傳導(dǎo)時(shí)間法測(cè)得的血壓與示波法測(cè)得的血壓值比對(duì)，誤差較?。还S等基于心電信號(hào)與脈搏波信號(hào)的傳導(dǎo)時(shí)間與收縮壓建立回歸分析方程，其計(jì)算的收縮壓值與測(cè)量的標(biāo)準(zhǔn)收縮壓值的平均誤差為3.8±5.5mmHg；2011年，Hassan以心電圖的R波為起始點(diǎn)，光電容積描記圖信號(hào)脈搏波波峰幅值點(diǎn)為終點(diǎn)計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，先以每名受試者的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與收縮壓建立單個(gè)回歸模型，再將所有模型的斜率平均校正后得到新的總體模型，再對(duì)測(cè)得10名受試者血壓，新舊模型的平均誤差在5.7±8.9mmHg，該結(jié)果表明平均斜率法建立模型也許是打破該法往往只適合個(gè)體血壓測(cè)量的探索。

綜上所述，脈搏波波速與傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量法的主要優(yōu)點(diǎn)是相比于動(dòng)脈張力法傳感器定位要求低、不適感較少。但通過脈搏波波速或傳導(dǎo)時(shí)間與血壓的關(guān)系建立模型測(cè)量血壓值模型復(fù)雜、個(gè)體差異性較大、難度較高。但隨著傳感器技術(shù)以及特征點(diǎn)提取算法、回歸模型算法的進(jìn)一步完善，基于脈搏波波速或傳導(dǎo)時(shí)間的血壓連續(xù)測(cè)量將會(huì)越來越準(zhǔn)確。

4 脈搏波特征參數(shù)測(cè)定法

脈搏波由心臟開始向動(dòng)脈系統(tǒng)傳播時(shí)，不僅要受到心臟本身的影響，也會(huì)受到流經(jīng)各級(jí)動(dòng)脈及分支中各種生理因素，比如血管阻力、血管壁彈性和血液黏性等的影響，使動(dòng)脈波中包含有極豐富的心血管系統(tǒng)病理生理信息。因此，有不少學(xué)者引入脈搏波特征參數(shù)來研究脈搏波與血壓的關(guān)系。脈搏波特征參數(shù)測(cè)定法是在分析脈搏波特征參數(shù)與動(dòng)脈血壓相關(guān)性的基礎(chǔ)上建立血壓模型，實(shí)現(xiàn)連續(xù)血壓測(cè)量的方法。

1988年，羅志昌對(duì)脈搏波波形及壓力進(jìn)行檢測(cè)，估算出不同生理?xiàng)l件下人體心輸出量的變化；1996年，羅志昌提出一個(gè)以脈搏波波形面積變化為基礎(chǔ)的脈搏波波形特征量K值，然后得出人體脈搏波波形參數(shù)K與生理參數(shù)之間的關(guān)系；2002年，焦學(xué)軍等通過逐步回歸法同時(shí)分析了K值、PWTT、每搏心輸出量等多個(gè)與血壓相關(guān)的PWP與收縮壓和平均動(dòng)脈壓的相關(guān)性；2011年，呂海姣等通過提取人體肱動(dòng)脈脈搏波的特征參數(shù)，根據(jù)逐步回歸建立的血壓特征方程估計(jì)人體每搏血壓，實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量。

綜上所述，相比于動(dòng)脈張力法以及容積補(bǔ)償法裝置復(fù)雜、檢測(cè)難度大的不足，基于脈搏波波速及傳導(dǎo)時(shí)間以及脈搏波特征參數(shù)的方法具有較好的發(fā)展前景。與無創(chuàng)連續(xù)血壓測(cè)量相關(guān)的申請(qǐng)也主要集中于脈搏波速法、脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間法及脈搏波特征參數(shù)法，申請(qǐng)?zhí)枮?01410461910X的專利公開了一種無創(chuàng)血壓連續(xù)逐拍測(cè)量裝置，利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，基于標(biāo)準(zhǔn)血壓測(cè)量數(shù)據(jù)建立被測(cè)對(duì)象的血壓檢測(cè)模型，從而實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)連續(xù)血壓監(jiān)測(cè)；申請(qǐng)?zhí)枮?014101634254的專利是基于脈搏波特征參數(shù)的血壓測(cè)量裝置，但目前仍缺少脈搏波速以及脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈脈壓相關(guān)關(guān)系的統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)，且影響脈搏波速的因素比較多，需要考慮血管彈性等因素對(duì)其的影響，需要開發(fā)可靠、準(zhǔn)確的算法以及建立更合適的回歸模型，同時(shí)，結(jié)合其他方法，并采用多種檢測(cè)手段和新技術(shù)裝置，從而找到最為準(zhǔn)確的實(shí)時(shí)關(guān)系，實(shí)現(xiàn)血壓連續(xù)準(zhǔn)確測(cè)量。

［1］焦學(xué)軍，房興業(yè).連續(xù)每搏血壓測(cè)量方法的研究進(jìn)展［J］.航天醫(yī)學(xué)與醫(yī)學(xué)工程，2000，13（02）.

［2］殷廣亮.適合連續(xù)血壓測(cè)量的脈搏波分析方法的研究［J］.微型機(jī)與應(yīng)用，2015，34（23）.

［3］徐克.無創(chuàng)血壓測(cè)量［J］.重慶工學(xué)院學(xué)報(bào).2008，22（01）.

［4］鄭理華.無創(chuàng)血壓測(cè)量技術(shù)的改進(jìn)與進(jìn)展［J］.中國醫(yī)學(xué)裝備.2013，10（03）.

〔編輯：張思楠〕

R544.1

A

10.15913/j.cnki.kjycx.2017.17.062

2095－6835（2017）17－0062－02

王婷婷（1987—），女，研究方向?yàn)樯韰?shù)測(cè)量領(lǐng)域?qū)＠麑彶椤?/p>