可穿戴人體無創(chuàng)血壓測量技術(shù)

摘 " "要： 針對傳統(tǒng)的連續(xù)無創(chuàng)血壓測量設(shè)備結(jié)構(gòu)復(fù)雜、體積大、不宜穿戴、限制患者運(yùn)動等問題，設(shè)計(jì)一種可穿戴設(shè)備對人體血壓進(jìn)行實(shí)時(shí)無創(chuàng)測量。通過硬件設(shè)備同步獲取心電-脈搏波信號，設(shè)計(jì)信號處理算法，提取特征點(diǎn)用于后續(xù)血壓估計(jì)。應(yīng)用MIMIC數(shù)據(jù)中心電-脈搏-血壓信號計(jì)算脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間及射血前期，并利用最小二乘法進(jìn)行線性回歸分析，構(gòu)建血壓測量模型，實(shí)現(xiàn)個性化血壓檢測算法。實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證結(jié)果表明：采用該技術(shù)檢測人體血壓時(shí)，誤差的標(biāo)準(zhǔn)差在±8 mmHg（1 mmHg≈133 Pa）范圍內(nèi)，平均絕對誤差小于5 mmHg，滿足AAMI國際血壓計(jì)準(zhǔn)確性評價(jià)標(biāo)準(zhǔn)的要求。

關(guān)鍵詞： 無創(chuàng)血壓測量；脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間；可穿戴；射血前期

中圖分類號：R318.6 " " " " "文獻(xiàn)標(biāo)志碼： A " " " " " " " "文章編號： "１６７１－０２４Ｘ（２０24）０2－００83－06

Wearable non-invasive human blood pressure measurement technology

GAO Tiecheng1，2， LIU Can1，2， GE Lijun1，2， MA Yujie3

（1. School of Electronics and Information Engineering， Tiangong University， Tianjin 300387， China； 2. Tianjin Key Labo-ratory of Optoelectronic Detection Technology and System， Tiangong University， Tianjin 300387， China； 3. Department of Critical Care Medicine of Air Force Medical Center， Air Force Medical University， Beijing 100142， China）

Abstract： Aiming at the problems of complex structure，large size， unsuitable wearability， and restriction of patient movement in the existing continuous non-invasive blood pressure measurement equipment， a wearable device is designed to measure human blood pressure in real time. The electrocardiogram（ECG）-pulse wave signal is obtained synchronously through the hardware device， and a signal processing algorithm was designed to extract feature points for subsequent blood pressure estimation. The electro-pulse-blood pressure signal of MIMIC data center is used to calculate the pulse wave transmission time and pre-ejection stage， and the linear regression analysis is carried out using the least squares method， and the blood pressure measurement model is constructed to realize the personalized blood pressure detection algorithm. The experimental results show that when using this technology to detect human blood pressure， the standard deviation of the error is within the range of ± 8 mmHg（1 mmHg≈133 Pa）， and the average absolute error is less than 5 mmHg， which meets the requirements of the AAMI international sphygmomanometer accuracy evaluation standard.

Key words： non-invasive blood pressure measurement； pulse wave transmission time； wearable； pre-ejection period

血壓（blood pressure，BP）測量是診斷疾病、觀察病情變化與判斷治療效果的一項(xiàng)重要內(nèi)容?，F(xiàn)階段血壓測量方法主要分為有創(chuàng)檢測和無創(chuàng)檢測 [1]，有創(chuàng)檢測通過應(yīng)變計(jì)測量某一瞬間的血壓值，然而這種方法容易造成患者感染細(xì)菌，無法進(jìn)行無間斷測量，使用限制條件較多，已經(jīng)慢慢淡出大眾視野。無創(chuàng)血壓檢測方法分為柯氏音法、示波法、容積振動法和脈搏波測量方法等?？率揭舴椒ㄊ褂眯鋷降乃y血壓計(jì)測量血壓值[2-3]，無法用于一些皮膚受傷的病人、精神類疾病患者等特殊人群。研究表明血壓值會受到心輸出量和心率的影響。收縮壓（systolic blood pressure，SBP）是血壓的最大值，舒張壓（diastolic blood pressure，DBP）反之。通過心電圖（ECG）信號可以觀察心臟活動的規(guī)律，具有廣泛性、獨(dú)特性等特點(diǎn)[4]。心臟晝夜不停地收縮與舒張，將新鮮的血液源源不斷地通過血管傳向全身。血壓和血管體積發(fā)生改變，隨后血液向末梢血管流動形成的波稱為脈搏波[5]。血管管壁彈性、動脈腔內(nèi)體積以及血液流動速度等因素均會對脈搏波造成影響[6]。

為了對人體血壓進(jìn)行無間斷無創(chuàng)測量，基于光電容積脈搏波描記法（PPG）原理制備的傳感器得到廣泛關(guān)注。當(dāng)傳感器中的光源射向皮膚時(shí)，光穿過皮膚組織被反射回來，這部分光被光敏傳感器接收為光信號，光信號轉(zhuǎn)換成電信號，最后再經(jīng)過模數(shù)轉(zhuǎn)換獲得數(shù)字信號。該信號可以反映出血液流動的典型特征，濾除相關(guān)噪聲就得到較為純凈的脈搏波信號[7]，從而通過脈搏波信息對血壓值進(jìn)行實(shí)時(shí)推斷。該傳感器成本低廉，尺寸小，方便易操作，可用作隨身攜帶的健身追蹤器[8-10] 測量心率和血氧等生理參數(shù)?，F(xiàn)階段根據(jù)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間（pulse transit time ，PTT）進(jìn)行血壓測量的算法比較超前，這種無創(chuàng)的血壓測量方法限制較少，應(yīng)用人群廣泛。

張大可等[11]使用脈搏波和心電信號提取PPG 上升時(shí)間、周期比和峰值等時(shí)域特征參數(shù)，并基于PTT建立血壓模型，但是對模型的泛化能力欠缺考慮。夏攀等[12]提出了一種基于射血前期的無創(chuàng)血壓監(jiān)測算法，該算法充分利用了血壓與射血前期之間高關(guān)聯(lián)性的原理。文獻(xiàn)[13]設(shè)計(jì)了一種可穿戴式智能手環(huán)，完成對血壓、體溫的無創(chuàng)測量，但是該設(shè)備未對電路板進(jìn)行合理的設(shè)計(jì)，不能合理地布局在手環(huán)內(nèi)部。鄭傳權(quán)等[14]改進(jìn)了傳統(tǒng)的基于PTT提出的血壓監(jiān)測算法，增加身高和體重2個因素，血壓監(jiān)測的精確性和魯棒性得到了大幅度提升，但是該模型的參數(shù)來源于有限的數(shù)據(jù)樣本，其泛化能力和準(zhǔn)確性較為欠缺。

針對上述問題，本文基于PPG原理，提出了一種可穿戴人體無創(chuàng)血壓測量技術(shù)，采用該技術(shù)的設(shè)備能長期無間斷檢測人體生理指標(biāo)的變化，避免了傳統(tǒng)設(shè)備存在的結(jié)構(gòu)復(fù)雜、體積大、不宜穿戴、限制患者運(yùn)動等問題，通過對血壓和特征參數(shù)的回歸分析，實(shí)現(xiàn)個性化血壓檢測算法，提高血壓測量的精確性和魯棒性。

1 基于脈搏波的無創(chuàng)動脈血壓測量算法

PTT定義為心臟動脈射血時(shí)，動脈壓力波從主動脈瓣到達(dá)周圍血管所需要的時(shí)間，如圖1所示，其大小主要受傳導(dǎo)距離和速度的影響[15]。在計(jì)算PTT時(shí)，以ECG的R波作為傳導(dǎo)時(shí)間起點(diǎn)，以脈搏波信號的主波波峰作為終點(diǎn)，該特征點(diǎn)具有極強(qiáng)的辨別性，對外界噪音以及人體表面抖動具有極強(qiáng)的抗干擾能力。

脈搏波傳導(dǎo)距離的值等于脈搏波波速與PTT的乘積，脈搏波傳導(dǎo)距離固定時(shí)，則脈搏波波速可表示為：

式中：V為脈搏波波速；L為脈搏波傳導(dǎo)距離；T為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。Moens 和 Korteweg 分別推理出自己的脈搏波波速公式，整合成如下關(guān)系式：

式中：g 為重力加速度；E 為楊氏彈性模量；x為血管壁厚度；ρ為血液流體密度；r為平衡狀態(tài)下彈性管內(nèi)徑。

研究證明，血管跨壁壓力和血管彈性模量之間具有如下關(guān)系[16]：

E = E0 eγP（3）

式中：E0為血管跨臂壓力為0時(shí)的彈性模量；P為動脈血壓；γ為表征血管特征的常量。

將式（1）和式（3）代入式（2），整理得到：

忽略動脈血壓變化時(shí)造成的內(nèi)徑大小和血管壁厚度的變化，1/γ可以看作常量，求導(dǎo)得到式（5）：

研究證明，較短時(shí)間內(nèi)動脈血管的彈性形變波動量較小[17]，由此得到動脈血壓P和PTT的關(guān)系：

P = K × PTT + b（6）

式中：K和b為待定系數(shù)；PTT為脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間。

在生理學(xué)上ECG信號R波波峰到脈搏波信號主波峰值點(diǎn)的時(shí)間間隔的數(shù)值大于PTT，這個時(shí)間間隔減去射血前期（PEP）所需要的時(shí)間才能與PTT相等。本文使用心動周期對射血前期進(jìn)行估算，關(guān)系式為：

PEP = CC × 7%（7）

式中：PEP為射血前期所需要的時(shí)間；CC為心動周期。最終得到更加準(zhǔn)確的動脈血壓與PTT以及心動周期之間的關(guān)系式：

P = K × （PTT - CC × 7%） + b（8）

由于個體差異性，不同個體具有不同的待定系數(shù)K和b。

2 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

本文所提及的無創(chuàng)動脈血壓測量算法實(shí)現(xiàn)流程如圖2所示。

為了實(shí)現(xiàn)對信號的去噪和優(yōu)化，首先對采集到的實(shí)時(shí)PPG- ECG信號進(jìn)行濾波處理；檢測并定位心電-脈搏波信號中關(guān)鍵的特征點(diǎn)，計(jì)算PTT、PEP和心動周期的值；將處理完成的PPG-ECG信號及其對應(yīng)的SBP和DBP利用最小二乘法進(jìn)行線性擬合，得出系數(shù)K和b；將后續(xù)數(shù)據(jù)代入模型，計(jì)算預(yù)測血壓值與實(shí)際血壓值的誤差，驗(yàn)證SBP與DBP的預(yù)測準(zhǔn)確度。

2.1 實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)處理

本文實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)分為2個類別：第1類是MI-MIC數(shù)據(jù)庫中患者的ECG-PPG-血壓波形數(shù)據(jù)；第2類是使用本文設(shè)計(jì)出的可穿戴設(shè)備同步采集到的健康人群的心電-脈搏信號，采用AFE4900芯片，部分電路原理圖如圖3所示。該設(shè)備是用于同步ECG、PPG信號采集的模擬前端 （AFE），此外該設(shè)備還可用于光學(xué)生物傳感應(yīng)用，經(jīng)驗(yàn)證該設(shè)備的性能參數(shù)和指標(biāo)符合測試要求。利用這2類數(shù)據(jù)對本文提出的無創(chuàng)血壓監(jiān)測算法進(jìn)行可行性驗(yàn)證。

2.1.1 MIMIC數(shù)據(jù)庫數(shù)據(jù)

從MIMIC數(shù)據(jù)庫[18-19]中篩選出5位病人的數(shù)據(jù)記錄，其中同時(shí)包含PPG-ECG信號（f = 125 Hz）和動脈血壓信號（f = 125 Hz）。在對脈搏-心電信號測量的過程中，呼吸和身體抖動會造成心電信號和脈搏波信號的基線漂移，另外還存在不可避免的工頻干擾和肌電干擾等噪聲。其中，含噪聲的ECG信號和脈搏波信號分別如圖4和圖5所示（截取MIMIC數(shù)據(jù)庫中某位患者的部分?jǐn)?shù)據(jù)）。因此，先通過濾波處理去除原始信號中存在的噪聲，然后再對信號進(jìn)行特征波峰檢測并提取特殊點(diǎn)。濾除噪聲后的PPG信號和ECG信號分別如圖6、圖7所示。

為驗(yàn)證本研究方法的可行性，共從MIMIC數(shù)據(jù)庫中篩選出5組病人的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對所構(gòu)建的血壓估計(jì)模型進(jìn)行評估。每位病人的數(shù)據(jù)均提取6組ECG、PPG信號及其相對應(yīng)的動脈血壓值，對前3組數(shù)據(jù)使用最小二乘法進(jìn)行線性擬合，得到相關(guān)系數(shù)K和b，之后利用后3組數(shù)據(jù)的ECG-PPG信號對動脈血壓值進(jìn)行預(yù)測。

2.1.2 實(shí)測數(shù)據(jù)

對5名健康師生同步進(jìn)行心電-脈搏信號以及血壓的采集，采集時(shí)被采集者應(yīng)處在平穩(wěn)狀態(tài)下。首先，將右臂放入歐姆龍HEM-1020臂筒中；同時(shí)，將可穿戴設(shè)備放置在左手指尖，利用同步采集模塊進(jìn)行心電-脈搏信號采集。其次，利用同步采集到的心電-脈搏信號對模型進(jìn)行訓(xùn)練，通過本文提出的算法計(jì)算出PTT，將數(shù)據(jù)進(jìn)行線性擬合，從而分別得到SBP與DBP的測量方程。最后，利用得到的測量方程對血壓做預(yù)測，將根據(jù)算法計(jì)算得到的血壓值與歐姆龍血壓計(jì)測得的數(shù)據(jù)做誤差分析。

2.2 驗(yàn)證結(jié)果分析

本文分別利用MIMIC數(shù)據(jù)庫和實(shí)際同步采集到的數(shù)據(jù)進(jìn)行可行性驗(yàn)證，評估所提出的血壓估計(jì)模型的誤差性能。MIMIC數(shù)據(jù)庫中SBP和DBP的誤差如表1和表2所示。為進(jìn)一步分析模型估計(jì)能力，本文采用平均絕對誤差（mean absolute error，MAE）和標(biāo)準(zhǔn)差（standard deviation，SD）來表征模型整體誤差，如表3所示。

5位健康師生各估計(jì)值與真實(shí)血壓的比較如圖8和圖9所示，平均絕對誤差和標(biāo)準(zhǔn)差如表4所示。

由表1、表2、圖8、圖9結(jié)果可見，該算法能較為準(zhǔn)確的對血壓值進(jìn)行估計(jì)。由表3和表4可見，收縮壓、舒張壓相關(guān)估計(jì)誤差絕對值 ＜ 5 mmHg（1 mmHg≈133 Pa）、標(biāo)準(zhǔn)差 ＜ 8 mmHg，滿足AAMI國際血壓計(jì)準(zhǔn)確性評價(jià)標(biāo)準(zhǔn)的要求。與文獻(xiàn)[14]血壓算法模型相比，收縮壓誤差降低2.236 mmHg，舒張壓誤差降低0.312 mmHg。

3 結(jié) 語

本文基于PTT和PEP的相關(guān)原理，提出了一種可穿戴人體無創(chuàng)測量技術(shù)，該模型對傳統(tǒng)基于PTT的血壓監(jiān)測模型進(jìn)行了改進(jìn)，分別采用MIMIC數(shù)據(jù)庫中的15組數(shù)據(jù)以及實(shí)際測得的5組數(shù)據(jù)進(jìn)行可行性分析。結(jié)果表明，收縮壓、舒張壓相關(guān)估計(jì)誤差絕對值＜5 mmHg，標(biāo)準(zhǔn)差＜ 8 mmHg，滿足AAMI國際血壓計(jì)準(zhǔn)確性評價(jià)標(biāo)準(zhǔn)的要求，驗(yàn)證了該算法的可行性。該穿戴設(shè)備能長期連續(xù)檢測人體生理指標(biāo)的變化，避免了傳統(tǒng)設(shè)備結(jié)構(gòu)復(fù)雜、體積大、不宜穿戴、限制患者運(yùn)動等問題，實(shí)現(xiàn)了個性化血壓檢測算法，提高了血壓測量的精確性和魯棒性。

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本文引文格式：

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