基于容積脈搏波的血壓參數(shù)測(cè)量與標(biāo)定的方法研究

【作者】丁有得，鄧親愷*，梁妃學(xué)，郭勁松

南方醫(yī)科大學(xué)基礎(chǔ)醫(yī)學(xué)院 生物信息學(xué)研究室，廣東， 廣州， 510515

心血管血流參數(shù)的實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)對(duì)心血管疾病診斷、治療、手術(shù)麻醉期的臨床監(jiān)護(hù)、危重病人的搶救等有重要的作用。脈搏波能反映許多重要的心血管血流動(dòng)力學(xué)信息，通過(guò)光電容積脈搏波無(wú)創(chuàng)測(cè)量心血管血流參數(shù)，由于其穩(wěn)定性、適應(yīng)性、重復(fù)性比較理想，特別適合于臨床長(zhǎng)時(shí)間的監(jiān)護(hù)。隨著科學(xué)技術(shù)的不斷進(jìn)步和國(guó)內(nèi)外學(xué)者對(duì)容積脈搏血流信號(hào)的機(jī)理與信息特征的深入研究[1]，基于容積脈搏波的監(jiān)護(hù)模塊研究不再僅僅停留在血氧和脈率這兩個(gè)指標(biāo)上，獲取血壓參數(shù)信息也成為近年來(lái)研究的重點(diǎn)與熱點(diǎn)[2～4]。此問(wèn)題難點(diǎn)在于如何對(duì)容積脈搏血流進(jìn)行標(biāo)定，特別是如何建立起與血壓的關(guān)系。目前的研究主要包括兩種方法：一種是根據(jù)容積脈搏波和壓力脈搏波之間的轉(zhuǎn)換關(guān)系得到血壓參量[1][5]；另一種是利用脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間測(cè)量出血壓[6-7]。前者一般無(wú)法擺脫充氣袖帶的束縛和壓力不斷變化對(duì)人體的影響，長(zhǎng)時(shí)間測(cè)量會(huì)給測(cè)試者帶來(lái)不適感；后一種方法是近年來(lái)出現(xiàn)的一種新思路，無(wú)需充氣袖帶, 只要檢測(cè)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間, 即可間接推算出每搏血壓值。已有的研究一般是測(cè)量不同位置兩點(diǎn)心電信號(hào)與脈搏波信號(hào)，脈搏波信號(hào)與脈搏波信號(hào)，要求操作人員有一定的醫(yī)學(xué)知識(shí)，對(duì)檢測(cè)部位要求十分嚴(yán)格，操作不便。

為了克服上述兩種測(cè)量方法的不足，本文提出只用指端一點(diǎn)檢測(cè)脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間的方法，減少了測(cè)量過(guò)程中傳感器對(duì)受試部位的影響因素，舒適性和方便性都獲得較大提高。

1 原理與方法

1922年，Bazzett發(fā)現(xiàn)脈搏波傳導(dǎo)速度（pulse wave transit velocity, PWTV）或傳導(dǎo)時(shí)間（pulse wave transit time, PWTT）與動(dòng)脈血壓值有關(guān)，也同血管容積和血管壁彈性量有關(guān)[8]。1957年， Lansdown[9]提出在一定范圍內(nèi)，脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間PWTT和動(dòng)脈血壓BP之間呈線性相關(guān)，且這一關(guān)系對(duì)于某一個(gè)體來(lái)說(shuō)，在一段時(shí)期內(nèi)是相對(duì)穩(wěn)定的。由脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間和血壓之間關(guān)系可推導(dǎo)出如下關(guān)系[7]：

其中a、b為待定系數(shù)，反映了不同血管生理狀況下血壓的變化。

圖1 容積脈搏波和加速脈搏波Fig.1 Plethysmograph and accelerated pulse wave

1984年Hiroshi Osanai[10]等人通過(guò)對(duì)容積脈搏波進(jìn)行二次、三次微分后得到的加速脈搏波波形進(jìn)行研究，表明加速脈搏波能夠有效地反映和預(yù)測(cè)血液循環(huán)系統(tǒng)功能。他們對(duì)二次微分后的加速脈搏波（圖1所示）的生理研究為：當(dāng)心臟收縮時(shí)，動(dòng)脈血由于壓力向前推進(jìn)到小動(dòng)脈和毛細(xì)血管，由于其瞬時(shí)流量超過(guò)了通過(guò)毛細(xì)血管流向靜脈的血液容量，于是就會(huì)造成毛細(xì)血管的快速擴(kuò)張，表現(xiàn)為波形的快速上升（o—a段）；接著由于毛細(xì)血管中的血液進(jìn)入靜脈，會(huì)出現(xiàn)波形的快速下降（a-b）；同時(shí)，由于靜脈血流量突然的增大，血管受力的同時(shí)也會(huì)有一定的反作用力將一部分靜脈血重新推入毛心血管中，使得其容積變大，波形上升（b-c）；基于上述原因，同樣的過(guò)程還會(huì)持續(xù)幾個(gè)周期，隨著血管彈性壓力逐漸減小，波形最后趨于平緩。該文在論述中，將血流朝向靜脈方向流動(dòng)，加速脈搏波呈上升的波形稱為推進(jìn)波；下降現(xiàn)象的波形稱為反射波。于是只要測(cè)量同一部位單個(gè)脈搏波中推進(jìn)波與反射波之間的傳播時(shí)間[11]（一般選擇a-c之間的時(shí)間間隔），并以此建立起與血壓的關(guān)系，就可以完成血壓的測(cè)量。

本文采用光電傳感器通過(guò)人體指端一點(diǎn)測(cè)量獲得容積脈搏波，并從中提取數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，以訓(xùn)練組臨床實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)照OMRON HE-757電子血壓儀測(cè)量數(shù)據(jù)，分別建立收縮壓、舒張壓測(cè)量方程式，最后通過(guò)對(duì)照組實(shí)驗(yàn)結(jié)果以驗(yàn)證所建立兩個(gè)方程式的可靠性。由于血流參數(shù)標(biāo)定的關(guān)鍵參數(shù)有收縮壓、舒張壓和脈搏波波形特征量K值，而臨床上K值一般用固定值，如果通過(guò)這種方法測(cè)得的血壓值有較好的可靠性，那么此方法就可作為一種新的簡(jiǎn)易的血流參數(shù)標(biāo)定方法。

2 樣機(jī)研制

研制的樣機(jī)主要要實(shí)現(xiàn)指端光電容積脈搏波的采集與處理，加速脈搏波的獲取與處理，波形特征點(diǎn)識(shí)別檢出，參數(shù)計(jì)算和參數(shù)傳輸?shù)裙δ?。?shí)驗(yàn)樣機(jī)原理框圖如圖2所示，包括光電傳感器、探頭驅(qū)動(dòng)電路、運(yùn)算放大電路、濾波電路、自動(dòng)增益調(diào)節(jié)電路、微控制器、PC機(jī)接收顯示模塊、電源管理模塊和串口通訊電路。

圖2 實(shí)驗(yàn)樣機(jī)原理框圖Fig.2 Experimental prototype principle diagram

2.1 光電傳感器及其驅(qū)動(dòng)電路

光電傳感器采用NELLCOR指套透射式血氧探頭，該探頭能避免外界環(huán)境光的干擾，而且穿戴方便舒適，適合長(zhǎng)時(shí)間監(jiān)護(hù)。驅(qū)動(dòng)電路用于交替點(diǎn)亮紅光和紅外光的LED。由于二者穿透組織的能力不同，從透射光接收端采集的信號(hào)強(qiáng)弱也不一樣，而系統(tǒng)又是單通道設(shè)計(jì)，所以可充分利用了微處理器中的PWM模塊實(shí)現(xiàn)D/A功能，通過(guò)調(diào)整紅光和紅外光的發(fā)光亮度，使分別照射時(shí)需要不同放大倍數(shù)的問(wèn)題得以解決。

2.2 MSP430微處理器

微處理器選用美國(guó)TI公司的16位超低功耗單片機(jī)MSP430FG439，它采用16位精簡(jiǎn)指令集，指令周期為125 ns，采用低功耗設(shè)計(jì)，1.8～3.6 V的供電電壓，在2.2V電壓，1 MHz晶振系統(tǒng)中工作電流為225 uA。在硬件架構(gòu)上，提供了五種低功耗模式，可最大限度的延長(zhǎng)手持設(shè)備的電池壽命。它采用的數(shù)字可控振蕩器（DCO）可使低功耗模式到活動(dòng)模式的時(shí)間小于6μs，同時(shí)，該芯片還內(nèi)置三個(gè)可配置運(yùn)算放大器，高性能12位雙D/A轉(zhuǎn)換器，2個(gè)帶有三個(gè)捕獲/比較寄存器的16位定時(shí)器，60KB的Flash Rom，2 KB的RAM，一個(gè)通用異步/同步串行接口，48個(gè)I/O口和液晶顯示驅(qū)動(dòng)。該芯片外圍模擬電路十分豐富，因此非常適合于微型化、低功耗的產(chǎn)品設(shè)計(jì)。

2.3 濾波電路及增益自動(dòng)調(diào)節(jié)電路

濾波電路采用二階巴特沃茲低通濾波器。根據(jù)脈搏波的頻率特點(diǎn)，中心頻率不大于3 Hz，95%的能量集中在0～6 Hz，低通截止頻率設(shè)置為10 Hz。由于個(gè)體差異，為了得到相對(duì)穩(wěn)定的信號(hào)，自動(dòng)增益調(diào)節(jié)顯得非常重要。本方案采用8檔離散調(diào)節(jié)方式，調(diào)節(jié)范圍為100倍。首先確定信號(hào)幅度的上下閾值，單片機(jī)識(shí)別出前一個(gè)脈搏波幅度后與這兩個(gè)閾值比較，當(dāng)信號(hào)幅度大于上閾值時(shí)，自動(dòng)增益向下調(diào)一檔，反之則向上調(diào)一檔，這樣基本上可以滿足不同范圍信號(hào)的放大需要。

3 軟件設(shè)計(jì)

指尖一點(diǎn)測(cè)量脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間主要用軟件處理得到。本系統(tǒng)軟件的功能結(jié)構(gòu)包括LED發(fā)光驅(qū)動(dòng)、數(shù)據(jù)信號(hào)采集、數(shù)字信號(hào)處理、參數(shù)計(jì)算和數(shù)據(jù)傳輸與顯示。

3.1 LED發(fā)光驅(qū)動(dòng)

LED發(fā)光驅(qū)動(dòng)單元是根據(jù)硬件原理設(shè)計(jì)，采用分時(shí)驅(qū)動(dòng)紅光和紅外光，頻率均為500 Hz。同時(shí)在系統(tǒng)運(yùn)行過(guò)程中，需要根據(jù)紅光和紅外光的放大幅度，及時(shí)調(diào)整其對(duì)應(yīng)發(fā)光亮度，以得到相對(duì)穩(wěn)定的信號(hào)。

3.2 數(shù)據(jù)信號(hào)采集

圖3 信號(hào)采集流程框圖Fig.3 Flow block diagram of signal acquisition

數(shù)據(jù)采集單元控制A/D完成容積脈搏波的采集，通過(guò)定時(shí)器A設(shè)置采樣頻率為500 Hz。為了降低后期數(shù)據(jù)處理的復(fù)雜度，需要在此采樣頻率的基礎(chǔ)上進(jìn)行降采樣，設(shè)置定時(shí)器B降采樣頻率為100 Hz。圖3為信號(hào)采集流程框圖。

3.3 數(shù)字信號(hào)處理

數(shù)字信號(hào)處理單元包括容積脈搏波的濾波處理及其波形檢出，脈搏波的微分處理和微分處理后的濾波，以及特征點(diǎn)檢出。由于FIR濾波器具有嚴(yán)格的線性相位，系統(tǒng)總是穩(wěn)定的，又具有任意的幅度特性，所以選擇FIR整系數(shù)低通濾波器對(duì)脈搏波進(jìn)行濾波處理。脈搏波的波形檢出采用微分閾值法來(lái)識(shí)別波形的峰值和峰峰值，為計(jì)算血氧飽和度、心率提供參考數(shù)據(jù)。實(shí)驗(yàn)表明，要獲得良好的脈搏波微分處理后的波形，必須保證輸入脈搏波十分光滑、穩(wěn)定，為此我們采用3層小波變換對(duì)微分處理前的脈搏波進(jìn)行處理[12]?？紤]到微處理器運(yùn)行速率及信號(hào)處理過(guò)程可能導(dǎo)致的延遲問(wèn)題，需要降采樣數(shù)據(jù)。根據(jù)加速脈搏波的功率譜分析可知，其中心頻率在1.1 Hz附近，于是降采樣率定為100 Hz。在小波變換處理過(guò)程中，將每一層的細(xì)節(jié)系數(shù)置零，只保留近似系數(shù)，并將細(xì)節(jié)系數(shù)插值，這樣的處理以后可以滿足實(shí)驗(yàn)要求。接著對(duì)信號(hào)進(jìn)行微分處理，最后再進(jìn)行一次低通濾波，可以得到較好的加速脈搏波。其流程框圖如圖4所示。

圖4 數(shù)字信號(hào)處理流程框圖Fig.4 Frame of digital signal processing

3.4 參數(shù)計(jì)算

血氧飽和度和心率分別由容積脈搏波中紅光和紅外光的交流成份以及脈搏波的周期獲得。心血管血流參數(shù)根據(jù)雙彈性腔模型進(jìn)行計(jì)算[1]。臨床上普遍取脈搏波波形特征量K=1/3來(lái)計(jì)算動(dòng)脈壓，又根據(jù)本方案建立起的脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間與動(dòng)脈壓之間的關(guān)系,容積脈搏波交直流所占的比例為[13]：

式中DC、AC分別為直流分量和交流分量比例，Ps為收縮壓，Pd為舒張壓，推導(dǎo)后并與臨床實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)照進(jìn)行回歸分析，建立舒張壓測(cè)量方程式，進(jìn)而可以計(jì)算舒張壓、平均動(dòng)脈壓、心搏輸出量、心搏指數(shù)、外周阻力、血管順應(yīng)性和血流半更新率等生理參數(shù)。

3.5 數(shù)據(jù)傳輸與顯示

微處理器采集到的數(shù)據(jù)通過(guò)串口通信模塊發(fā)送到計(jì)算機(jī)，在計(jì)算機(jī)上對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行保存、分析和顯示。上位機(jī)軟件用VB編寫，除了完成最基本的串行通信功能外，還要完成波形的動(dòng)態(tài)實(shí)時(shí)顯示、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)、用戶信息記錄和生理參數(shù)計(jì)算保存等功能。存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)可以用Matlab等信號(hào)處理軟件進(jìn)行處理。圖5所示是經(jīng)二次微分處理過(guò)的波形。

圖5 二次微分處理后的信號(hào)Fig.5 Quadratic differential processed the signal

4 臨床實(shí)驗(yàn)研究

4.1 實(shí)驗(yàn)方法

對(duì)33例健康志愿者（男18人，女15人，年齡22～34歲）采用本樣機(jī)進(jìn)行信號(hào)采集和分析，其中18人作為訓(xùn)練組，另外15人作為對(duì)照驗(yàn)證組。測(cè)試對(duì)象要求處于平靜狀態(tài)，手指與心臟保持水平，測(cè)量時(shí)間為3～5 min并保存數(shù)據(jù)。對(duì)所采集的信號(hào)進(jìn)行處理，以獲得加速脈搏波，并提取信號(hào)特征點(diǎn)（a-c）之間（圖1）的時(shí)間間隔。然后用OMRON HE-757電子血壓儀測(cè)量，取3到5組測(cè)量數(shù)據(jù)，每次間隔3～5 min。最后對(duì)訓(xùn)練組所得的數(shù)據(jù)進(jìn)行回歸分析，并建立方程式，對(duì)照組數(shù)據(jù)根據(jù)建立的方程進(jìn)行驗(yàn)證。圖6為實(shí)驗(yàn)樣機(jī)照片。

圖6 樣機(jī)測(cè)量照片F(xiàn)ig.6 Prototype measuring photos

4.2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

以O(shè)MRON HEM-757電子血壓儀對(duì)應(yīng)樣本所測(cè)血壓數(shù)據(jù)為參考，根據(jù)動(dòng)脈血壓與脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間之間的線性關(guān)系[7]，計(jì)算本樣機(jī)訓(xùn)練組實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的回歸系數(shù)及常數(shù)，從而建立回歸方程式，實(shí)現(xiàn)通過(guò)測(cè)量人體脈搏波傳導(dǎo)時(shí)間來(lái)得到人體的收縮壓值。按照上述方法計(jì)算得到的校正系數(shù)a為0.1573 mmHg/ms，建立的收縮壓測(cè)量方程為（圖7為人體實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)及血壓方程）：

圖7 訓(xùn)練組數(shù)據(jù)及收縮壓測(cè)量方程Fig.7 Trial data of training group and systolic blood pressure measurement equation

根據(jù)上面建立的血壓方程進(jìn)行收縮壓的測(cè)量，由參數(shù)計(jì)算（2）式可知舒張壓與收縮壓成線性關(guān)系，由上面血壓方程得到的收縮壓與OMRON HE-757電子血壓儀測(cè)量得到的舒張壓根據(jù)此線線性關(guān)系作回歸分析，建立舒張壓測(cè)量方程式為：

最后取對(duì)照組15人的數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，采用本樣機(jī)通過(guò)（3）式和（4）式測(cè)量的血壓數(shù)據(jù)與OMRON HE-757電子血壓儀測(cè)量數(shù)據(jù)進(jìn)行對(duì)比（如表1所示）。根據(jù)Pearson雙變量相關(guān)系數(shù)分析，兩種方法測(cè)得的收縮壓的相關(guān)系數(shù)為r =0.733，P=0.002；測(cè)得舒張壓的相關(guān)系數(shù)為r =0.533，P=0.041，結(jié)果表明兩者均具有較好的相關(guān)性。進(jìn)一步根據(jù)數(shù)學(xué)界與工程界廣泛認(rèn)同的適合于兩種儀器或兩種方法所測(cè)試數(shù)據(jù)的一致性比較的統(tǒng)計(jì)分析方法[6]，繪制Bland-Altman分析圖（見(jiàn)圖8）。圖8a圖8b分別為收縮壓和舒張壓散點(diǎn)圖，圖中中間線為系統(tǒng)偏差，上下兩條平行線代表兩種方法之間隨機(jī)偏差的上下限。由數(shù)據(jù)分析可知，置信度為95%時(shí)，收縮壓系統(tǒng)偏差單邊寬度為2.463，隨機(jī)偏差上下限單邊寬度為4.265，舒張壓系統(tǒng)偏差單邊寬度為1.905，隨機(jī)偏差上下限單邊寬度為3.299。由此可見(jiàn)，基于本文方法制作的樣機(jī)的測(cè)量結(jié)果與基于傳統(tǒng)充氣袖帶測(cè)量(示波法)的OMRON血壓儀的測(cè)量結(jié)果有較好的一致性。

表1 對(duì)照組數(shù)據(jù)以及與血壓計(jì)比較Tab.1 Control group data and comparison with the sphygmomanometer

圖8 兩種方法血壓測(cè)量結(jié)果Bland-Altman圖Fig.8 Bland-Altman plot of the two methods blood pressure measuring result

4.3 討論

通過(guò)指端一點(diǎn)測(cè)量脈搏波傳播時(shí)間進(jìn)而測(cè)出血壓的方法，為連續(xù)的血壓測(cè)量提供了一種可選方案。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，通過(guò)建立的回歸方程得到的數(shù)據(jù)與袖帶血壓儀檢測(cè)結(jié)果有很好的一致性。本研究存在的不足及尚需進(jìn)一步的工作是：（1）在實(shí)驗(yàn)測(cè)量過(guò)程中由于呼吸、運(yùn)動(dòng)以及其他因素帶來(lái)的干擾，有時(shí)會(huì)導(dǎo)致加速脈搏波中的特征點(diǎn)無(wú)法正確檢出。手指空間位置移動(dòng)，也會(huì)引起脈搏波的變化，從而造成血壓測(cè)量誤差；（2）由于本次臨床實(shí)驗(yàn)中監(jiān)測(cè)對(duì)象都是健康人群，而對(duì)有心血管疾病的人群，還需要進(jìn)一步驗(yàn)證。此外，本實(shí)驗(yàn)是以O(shè)MRON血壓計(jì)作參照，更為嚴(yán)格的對(duì)比研究應(yīng)基于傳統(tǒng)的水銀血壓計(jì)。總之，如何解決血壓測(cè)量中信號(hào)干擾、空間變換影響以及如何提高個(gè)體差異帶來(lái)的影響等，都是值得我們進(jìn)一步研討的問(wèn)題。

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