基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的血壓檢測(cè)研究進(jìn)展

田澤懿，張 磊，單新治，王冠學(xué)，高秀敏

（上海理工大學(xué) 光電信息與計(jì)算機(jī)工程學(xué)院，上海 200093）

引 言

血壓檢測(cè)在身體健康評(píng)估和身體恢復(fù)等方面發(fā)揮著重要的作用。目前血壓測(cè)量方法主要分為有創(chuàng)檢測(cè)和無創(chuàng)檢測(cè)，有創(chuàng)的血壓檢測(cè)方法是通過在動(dòng)脈部位（如橈動(dòng)脈、主動(dòng)脈）與血液接觸的液體中放置應(yīng)變計(jì)來測(cè)量瞬時(shí)血壓。雖然這種測(cè)量方法被稱為動(dòng)脈血壓測(cè)量的“黃金標(biāo)準(zhǔn)”[1]，但是這種方法技術(shù)要求高，患者易感染，無法進(jìn)行連續(xù)測(cè)量，不適合家庭使用，已經(jīng)逐漸被淘汰。無創(chuàng)的血壓檢測(cè)方法主要有柯氏音法、示波法、容積振動(dòng)法和脈搏波測(cè)量方法等。柯式音方法就是使用袖帶的水銀血壓計(jì)所采用的方法，因?yàn)樾枰┐餍鋷?，?duì)于一些兒童、燒傷患者、精神病患者等特殊人群來說，水銀血壓計(jì)就不太適用。而且使用水銀血壓計(jì)需要專業(yè)的人員操作，測(cè)量的準(zhǔn)確度會(huì)受到操作人員的影響。目前基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間（PWTT）的血壓測(cè)量方法是比較流行的無創(chuàng)血壓檢測(cè)方法，是一種非接觸式測(cè)量方法，對(duì)于特殊的人群也可以進(jìn)行測(cè)量。本文介紹了兩種測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的方法，第一種方法基于ECG-PPG的血壓測(cè)量方法，第二種方法是基于同一脈搏波傳導(dǎo)樹兩點(diǎn)測(cè)量的血壓檢測(cè)方法，兩種方法分別采用不同的方法測(cè)量得到脈搏波波形，通過分析波形得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間或者脈搏波傳導(dǎo)速度，利用算法計(jì)算得到血壓值。基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的血壓測(cè)量方法不需要與人體接觸，操作簡單，檢測(cè)時(shí)間短，儀器體積小，成本低，精確度也可以滿足美國醫(yī)療儀器促進(jìn)協(xié)會(huì)（AAMI）標(biāo)準(zhǔn)。

本文主要介紹基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的血壓測(cè)量方法的理論研究發(fā)展史，分析了兩種不同的測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的原理方法以及靈敏度影響因素等，介紹了目前國內(nèi)外基于脈搏波血壓檢測(cè)儀的研究成果，并介紹了基于脈搏波的非接觸式生理體征檢測(cè)的發(fā)展趨勢(shì)。

1 基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間或脈搏波傳導(dǎo)速度的血壓測(cè)量原理進(jìn)展

脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間指的是心臟動(dòng)脈射血時(shí)，動(dòng)脈壓力波從主動(dòng)脈瓣到達(dá)周圍血管的時(shí)間[2]，脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間是反映動(dòng)脈彈性及可擴(kuò)張性的常用指標(biāo)。脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間主要受到血管大小和血管壁彈性的影響。當(dāng)血壓升高時(shí)，血管壁緊張，血流速度加快；當(dāng)血壓降低時(shí)，血管壁松弛，血流變慢。早在1878年Moens就提出了能夠證明這種線性關(guān)系數(shù)學(xué)基礎(chǔ)模型[3]。1957年Lansdown[4]提出在一定的范圍內(nèi)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和動(dòng)脈血壓（BP）之間呈線性關(guān)系。1976年，Gribbin等[5]通過實(shí)驗(yàn)提出，可以利用脈搏波速度測(cè)量血壓變化，并實(shí)現(xiàn)了對(duì)血壓變化值的測(cè)量。2005年，Payne等[6]設(shè)計(jì)了利用藥物改變?nèi)梭w血壓，并用動(dòng)脈插管法驗(yàn)證了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓的關(guān)系。結(jié)果顯示，收縮壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的相關(guān)性好于舒張壓和平均壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的相關(guān)性。為了更好地利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓之間的相關(guān)關(guān)系，又加入了特征參量來分析計(jì)算血壓值。1995年胡章和等[7]提取了與脈搏波幅度和時(shí)間周期相關(guān)的特征值，建立了收縮壓和舒張壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間等特征值之間的回歸方程，成功檢測(cè)了孕婦血壓值。焦學(xué)軍等[8]選取了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間、K值、面積、脈搏波降中峽的相對(duì)高度、重脈搏波的相對(duì)高度、每搏心輸出量、脈搏波上升時(shí)間和脈率等作為回歸變量，通過逐步回歸分析建立收縮壓、平均壓與這些變量之間的回歸方程。引入特征參量是為了能夠更加準(zhǔn)確地測(cè)量血壓值，但所建立的血壓與脈搏波特征參數(shù)之間的方程并不能從本質(zhì)上反映脈搏波與血壓變化的準(zhǔn)確相關(guān)關(guān)系。波性傳播模式的建立是基于動(dòng)脈彈性和PWTT的關(guān)系，考慮的是生理學(xué)方面的重要相關(guān)因素，并不是將所有的生理特征考慮在內(nèi)。

由Moens與Korteweg的實(shí)驗(yàn)研究可知，在人體胳膊上有效長度為L的動(dòng)脈血管中的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間t可表示為

國外的近幾年的研究有Buxi等[10]利用生物阻抗法、心電圖法和連續(xù)波雷達(dá)技術(shù)研制并測(cè)試了一種新的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的評(píng)估系統(tǒng)。他們的系統(tǒng)是在胸骨處放置發(fā)射天線和接收天線，獲得主動(dòng)脈弓處的動(dòng)脈脈搏，在橫跨肩部放置四個(gè)電極裝置，通過生物阻抗和雙極導(dǎo)聯(lián)心電圖獲得橫跨頸動(dòng)脈和鎖骨下的動(dòng)脈脈沖，該方法測(cè)量胸部位置的動(dòng)脈比測(cè)量外周動(dòng)脈更加符合Moens-Korteweg方程[11]，因?yàn)閭鞲衅魍耆[藏在病人的衣服下面，使人們更加方便接受監(jiān)測(cè)。Dingo等[12]的研究發(fā)現(xiàn)，利用PWTT與BP關(guān)系估計(jì)血壓值在評(píng)估心臟病患者中準(zhǔn)確性會(huì)更高，但隨著標(biāo)定時(shí)間的延長，收縮壓(SBP)和舒張壓(DBP)估計(jì)的準(zhǔn)確性越來越不可靠。In Cheol Jeong等[13]利用高速攝像機(jī)測(cè)量血壓變化，初步的數(shù)據(jù)表明高速攝像機(jī)可用于各種環(huán)境下檢測(cè)血壓的突然變化，初始原型系統(tǒng)能夠成功地生成近似的脈沖傳輸時(shí)間，且PWTT與BP具有較高的個(gè)體相關(guān)性，但是還需要進(jìn)一步的加深研究。

2 基于 ECG-PPG 的血壓測(cè)量方法

心臟每次的收縮都會(huì)在主動(dòng)脈根部產(chǎn)生脈搏波信號(hào)，與此同時(shí)，心臟產(chǎn)生的心電信號(hào)出現(xiàn)R波。為了更加準(zhǔn)確的測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，我們常結(jié)合同步心電信號(hào)（ECG）和光電容積脈搏波信號(hào)（PPG）來計(jì)算,以ECG信號(hào)R波為起點(diǎn)，PPG信號(hào)的峰值點(diǎn)為終點(diǎn)來計(jì)算PWTT[14]。其ECG和PPG波形示意圖如圖1所示。采用ECG和脈搏波信號(hào)波形測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間更易于測(cè)量，并且能夠忽略運(yùn)動(dòng)偽影的影響，現(xiàn)有的研究主要是利用心電R波到PPG特征點(diǎn)之間的時(shí)間間隔PWTT來估計(jì)血壓。

圖1 由心電圖和PPG信號(hào)測(cè)量得到 PWTTFig. 1 PWTT measured by ECG and PPG signals

圖2 圖解說明Fig. 2 Graphical illustration

Ma等對(duì)PWTTp（同一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)，心電R波起點(diǎn)到PPG波形頂點(diǎn)的時(shí)間間隔）、PWTTf（心電R波為起點(diǎn)至PPG波形底部的時(shí)間間隔，如圖2（a）所示）與收縮壓、舒張壓（DBP）相關(guān)性進(jìn)行了分析比較，認(rèn)為PWTTf與SBP、DBP（收縮壓與舒張壓之差）（如圖2（b）所示）的相關(guān)性好于PWTTp[15]。在2008年，李頂立[16]采用同步采樣時(shí)間為4 ms（采樣頻率為250 Hz），得到的血壓標(biāo)準(zhǔn)差滿足AAMI推薦要求。在2012年，凌振寶等[17]利用多項(xiàng)式擬合法建立了脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈血壓的模型關(guān)系。他將任意一個(gè)函數(shù)按照泰勒（Taylor）級(jí)數(shù)展開為一個(gè)多項(xiàng)式，即，采用多項(xiàng)式擬合脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與血壓間的關(guān)系曲線，能夠較為準(zhǔn)確地接近原曲線。擬合結(jié)果：收縮壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系是擬合系數(shù)為=?2 037.300 2，=1.493 4；舒張壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系是擬合系數(shù)為= ?11 600 785.924 6，= 1 982 983.421 3，= ?126 460.370 4，=3 743.420 2，= ?53.521 6，= 1.054 5。2017年，劉增丁等[18]提出了一種以脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和脈搏波波形特征參量K值為基礎(chǔ)的血壓估計(jì)雙參數(shù)模型，采用麻省理工學(xué)院MIMIC數(shù)據(jù)庫，通過用心電和光電容積脈搏波信號(hào)計(jì)算得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和特征參量K值，構(gòu)建動(dòng)脈血壓估計(jì)模型 PB=a+bt+cK ，其中對(duì)于同一個(gè)檢測(cè)對(duì)象，在短期內(nèi)、、的值是確定的，可以通過最小二乘法擬合得到。實(shí)驗(yàn)表明，雙參數(shù)模型比單PWTT參數(shù)模型估計(jì)的血壓平均均方根誤差減少1 mmHg，估計(jì)血壓準(zhǔn)確率最大提高10%。2018年，張大可等[19]提出了一種基于ECG-PPG多特征參數(shù)融合的無創(chuàng)血壓監(jiān)測(cè)、檢測(cè)方法，系統(tǒng)通過采集ECG和PPG提取特征并建立血壓計(jì)算模型。模型以PPG傳導(dǎo)時(shí)間PWTT、PPG上升時(shí)間與 PPG周期之比和PPG峰值為自變量，建立無創(chuàng)血壓計(jì)算模型，提取了脈搏波信號(hào)的波峰、波谷與心電波形的R點(diǎn)特征點(diǎn)，其特征點(diǎn)的提取示意圖如圖3所示。利用該方法對(duì)三名志愿者進(jìn)行驗(yàn)證，結(jié)果顯示系統(tǒng)所測(cè)的SBP和DBP符合AAMI推薦標(biāo)準(zhǔn)。通過Bland-Altman一致性分析，本系統(tǒng)與水銀血壓計(jì)所測(cè)的SBP、DBP相關(guān)系數(shù)分別為0.987 8、0.973 0，一致性界限分別為（?4.930 0，5.677 0），（?6.195 0，6.062 0）。

圖3 脈搏波信號(hào)谷值和峰值與心電信號(hào)R點(diǎn)Fig. 3 Signal valley and peak and ECG signal R point

雖然采用ECG-PPG的血壓測(cè)量方法能夠滿足要求，但是我們?nèi)匀恍枰紤]的是在心電活動(dòng)與心室機(jī)械射血的開始期間存在一個(gè)延遲，該延遲被稱為預(yù)射血期[16]。這會(huì)影響脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。同時(shí)采用這種方法需要考慮的另一個(gè)因素是，脈搏波流過的血管過長，更加容易受到不同血管狀況的影響，都會(huì)影響PWTT，導(dǎo)致估計(jì)的血壓值不準(zhǔn)確。

3 基于同一脈搏波傳導(dǎo)樹兩點(diǎn)測(cè)量的血壓檢測(cè)方法

為了避免心臟預(yù)射血期間給脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量帶來的影響，Maguire提出了基于兩路脈搏波信號(hào)同步測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的方法[20]。將兩個(gè)PPG傳感器分別安裝于肱動(dòng)脈與中指指動(dòng)脈的皮膚上，其中肱動(dòng)脈上采用反射式光電傳感器，指動(dòng)脈采用的是透射式傳感器，由于兩個(gè)測(cè)量位置接近，大大縮短了脈搏波流過血管的距離，保持了血管的一致性。但是該方法裝在手腕與手指上的PPG傳感器顯得十分突兀，傳感器部分與其他部分通過有線方式連接，方便性較差。

林宏墩等[21]所設(shè)計(jì)的生理測(cè)量系統(tǒng)采用了兩路脈搏波同步測(cè)量方法。設(shè)計(jì)是使用射頻信號(hào)作為探測(cè)信號(hào)進(jìn)行血壓測(cè)量，因?yàn)闆]有與身體接觸，所以更加便捷。其方法原理如圖4所示。

兩路測(cè)量信號(hào)分別由兩個(gè)傳感器通過兩路天線發(fā)射，發(fā)射信號(hào)到達(dá)胳膊上的兩個(gè)位置固定的待測(cè)試點(diǎn)，經(jīng)過反射后，返回到接收天線。通過分析兩路信號(hào)，提取特征點(diǎn)，計(jì)算得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，從而可算得脈搏波傳導(dǎo)速度v，即

式中：t為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；D為胳膊上兩個(gè)固定的待測(cè)試點(diǎn)之間的距離。

圖4 兩路脈搏波同步測(cè)量方法示意圖Fig. 4 Schematic of two-way pulse wave synchronous measurement method

如果待檢測(cè)對(duì)象處于靜止或者運(yùn)動(dòng)的狀態(tài)，從傳感器發(fā)射出來的輻射脈沖信號(hào)到傳感器接收反射回來的反射脈沖的時(shí)間是不同的。從圖5可以看出，輻射脈沖到達(dá)運(yùn)動(dòng)物體后反射回傳感器的時(shí)間差小于輻射脈沖到達(dá)靜止物體的時(shí)間差。白色寬度表示射頻信號(hào)從天線發(fā)出至到達(dá)待檢測(cè)點(diǎn)所用的時(shí)間，灰色寬度表示反射脈沖信號(hào)從待檢測(cè)對(duì)象反射到傳感器所用的時(shí)間，規(guī)定灰色陰影方塊左邊界時(shí)間點(diǎn)與白色方塊左邊界時(shí)間點(diǎn)之差為第一時(shí)間差異，每相鄰兩個(gè)發(fā)送和接受方塊，都會(huì)產(chǎn)生第一時(shí)間差異，規(guī)定其中一個(gè)時(shí)間差異值大于前一個(gè)時(shí)間差異值時(shí)就會(huì)產(chǎn)生一個(gè)脈沖波峰。同理，第二信號(hào)檢測(cè)電路也可以檢測(cè)到脈沖波峰，兩個(gè)脈沖波峰之間的距離就是脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。當(dāng)一個(gè)人的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)發(fā)生變化時(shí)，測(cè)量信號(hào)傳播到待檢測(cè)對(duì)象的角度會(huì)改變而且測(cè)量位置也會(huì)改變，從而導(dǎo)致反射信號(hào)的波形和接收時(shí)間發(fā)生改變?？梢岳眠@些反射信號(hào)和測(cè)量信號(hào)進(jìn)行處理得到脈搏波形，從波形中得到血壓、動(dòng)脈硬化程度和血管反射指數(shù)等參數(shù)。圖6是實(shí)物應(yīng)用場(chǎng)景圖。

圖5 射頻信號(hào)與運(yùn)動(dòng)和靜止時(shí)的反射射頻信號(hào)Fig. 5 RF signal and reflected RF signal during motion and at rest

圖6 實(shí)物應(yīng)用場(chǎng)景圖Fig. 6 Physical application scene

美國麻省理工大學(xué)McCombie等也采用了相同的測(cè)量原理，開發(fā)了一種具有自我校準(zhǔn)功能的穿戴式無創(chuàng)血壓檢測(cè)裝置。該裝置分別在人體手腕以及小拇指根部安裝了PPG傳感器，通過這個(gè)傳感器得到橈動(dòng)脈與指動(dòng)脈的PPG波形，獲取兩個(gè)PPG信號(hào)特征點(diǎn)的時(shí)間間隔，便可得到脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT。此方法具有自我校準(zhǔn)的功能，可以保持測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性。但是此方法只計(jì)算了平均壓與PWTT的關(guān)系，并沒有推導(dǎo)出收縮壓和舒張壓與PWTT之間的關(guān)系。

2016年，包科等[22]設(shè)計(jì)了一套基于STM32和DSP芯片的雙核血壓測(cè)量系統(tǒng)，同樣采用兩路脈搏波信號(hào)同步測(cè)量方案進(jìn)行脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的測(cè)量，將兩路脈搏波傳感器固定在人體左臂上A、B兩點(diǎn)不同位置上進(jìn)行脈搏波信號(hào)測(cè)量，通過計(jì)算同一脈搏波到達(dá)A、B測(cè)量點(diǎn)的時(shí)間差值求取脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間，如圖7所示。該設(shè)計(jì)主要利用芯片在信號(hào)高速采集及高精度運(yùn)算上的優(yōu)勢(shì)，實(shí)現(xiàn)了對(duì)脈搏波信號(hào)的高速采樣和計(jì)算，改善了連續(xù)無創(chuàng)血壓測(cè)量方法的精度。

圖7 兩路脈搏波同步測(cè)量方案示意圖Fig. 7 Schematic of two-way pulse wave synchronous measurement

一些研究發(fā)現(xiàn)，由兩路信號(hào)得到的時(shí)間間隔PWTT與收縮壓變化量具有一定的相關(guān)性，而與舒張壓變化量的相關(guān)性不高[23-25]，因此無法準(zhǔn)確獲取舒張壓。

4 比較分析

本文列出的兩類測(cè)量技術(shù)都具有測(cè)量血壓的潛力，但是也都有需要不斷改進(jìn)的地方。ECG和PPG結(jié)合的血壓測(cè)量方法，因?yàn)轭A(yù)射血期的存在以及待測(cè)點(diǎn)距離，PWTT的測(cè)量準(zhǔn)確性會(huì)受到影響?；谕幻}搏波傳導(dǎo)樹兩點(diǎn)測(cè)量的血壓檢測(cè)方法由于傳感器之間的距離容易因?yàn)樯眢w的移動(dòng)而發(fā)生變化，造成脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間計(jì)算不準(zhǔn)確，從而導(dǎo)致測(cè)量血壓值不準(zhǔn)確，而且現(xiàn)有的傳感器對(duì)于使用者的日常生活造成不便。該方法對(duì)于舒張壓的測(cè)量相對(duì)準(zhǔn)確，但對(duì)于收縮壓的測(cè)量精度還需要提高。

綜上所述，基于PWTT或者PWV測(cè)量法的主要優(yōu)點(diǎn)是無創(chuàng)、非接觸、方便舒適等。但是通過PWTT或者PWV與血壓建立的模型復(fù)雜，個(gè)體差異性較大，傳感器技術(shù)較低，測(cè)量的準(zhǔn)確性需要提高。

5 總結(jié)展望

現(xiàn)在基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓的理論已經(jīng)得到了驗(yàn)證，已經(jīng)應(yīng)用在臨床檢測(cè)、疾病診斷、健康評(píng)估和醫(yī)學(xué)研究等領(lǐng)域，而且在微創(chuàng)手術(shù)中有明顯的優(yōu)勢(shì)，對(duì)于載人航天飛行任務(wù)中的宇航員的血壓測(cè)量有著潛在的應(yīng)用和更大的商業(yè)價(jià)值。基于脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量血壓的優(yōu)點(diǎn)在于無創(chuàng)性和連續(xù)性，對(duì)于一些燒傷患者、兒童等特殊人群來說是非常方便的。脈搏波信號(hào)含有很多有用的信息，現(xiàn)在已知的是可以得到心率、血壓等參數(shù)，隨著理論和技術(shù)的不斷發(fā)展我們可以利用脈搏波測(cè)量更多的特征參數(shù)。

脈搏波傳導(dǎo)速度相對(duì)更容易測(cè)量?，F(xiàn)在已經(jīng)有研究表明，脈搏波傳導(dǎo)速度受年齡、性別、身高、體重等各方面因素的影響，而且同時(shí)患上高血壓與肥胖病的人的血壓比單純患高血壓的人的脈搏波傳導(dǎo)速度更快[26]。為了更好地建立脈搏波傳導(dǎo)速度與血壓之間的關(guān)系，需要更好地研究這些因素的影響，采用合理的信號(hào)處理技術(shù)，提高獲取脈搏波的準(zhǔn)確度。